JPWO2016147250A1

JPWO2016147250A1 - 超音波振動子及び超音波医療装置

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Abstract

【課題】矩形の圧電素子の４つの角に発生する熱応力を均等に近づけ割れを低減する振動伝達効率が良好な超音波振動子及び超音波医療装置を提供する。【解決手段】超音波振動子１は、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層され、表面が矩形の複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、を備え、圧電素子３の表面の中心から４つの角へ向かう対角線方向の熱膨張係数が等しいことを特徴とする。【選択図】図１

Description

本発明は、超音波を励振する超音波振動子及び超音波医療装置に関する。

超音波振動を利用して、生体組織の凝固・切開処置を行なう超音波処置具では、ハンドピース内に超音波振動源として、ボルト締めランジュバン振動子を内蔵している。ボルト締めランジュバン振動子は、電気信号を機械振動に変換する圧電素子が、金属部材からなるフロントマス、バックマスに挟まれて、ボルトにより強固に締結されて、一体化していて、全体が一体となって振動する。圧電素子が金属部材に挟まれて、接着などを含めて何らかの方法で一体化して振動する振動子をランジュバン振動子と呼び、一体化の方法としてボルトによる締結を使用しているものをボルト締めランジュバン振動子と呼ぶ。一般的な構成としては、圧電素子としてチタン酸ジリコン酸鉛（PZT, Pb(Zr_x, Ti_1?x)O3）が使用され、圧電素子の形状はリング状に加工されて、リング内部にボルトが押通されている。

PZTは高い生産性や高い電気機械変換効率を有し、圧電材料として優れた特性を持っているため、長年、超音波振動子やアクチュエーターなどの様々な分野で用いられてきている。しかしながら、チタン酸ジリコン酸鉛（PZT）は鉛を使用しているため、環境への悪影響の観点から、近年は鉛を使用しない非鉛圧電材料の使用が望まれている。

非鉛圧電材料で高い電気機械変換効率を有する材料として圧電単結晶のニオブ酸リチウム（LiNbO3）がある。ニオブ酸リチウムを使用したランジュバン振動子を安価に実現する構成として、金属ブロック、圧電素子を接合により一体化させる方法があり、特に接合方法として接着剤ではなく、はんだをはじめとするろう材で接合した場合、接着剤よりも良好な振動特性が得られる。しかしながら、ろう材による接合は一般に高温プロセスを必要とし、金属ブロックと圧電素子を接合した部分である異種材料接合部で、熱応力により圧電素子が割れるという課題がある。

接合により実現したランジュバン振動子で、金属ブロック、圧電素子の異種材料接合部に生じる応力を緩和して圧電材料の割れを防止する方法として、金属ブロックに溝やくぼみを設ける構成が、特許文献１に開示されている。

特開２００８−１２８８７５号公報

しかしながら、特許文献１に記載されたような従来の超音波振動子では、接着で金属ブロックと圧電素子を接合した際に異種材料接合部で生じる熱応力や、接着剤の硬化収縮により生じる応力を吸収するために金属ブロック表面に溝やくぼみなどの構造を設けているため、接着剤などの接合材料内部に泡が混入して、振動伝達効率の低下につながるおそれがあった。特に、ハンダを接合材料として用いて、ハンダの供給方法をハンダペレットとする場合、凹凸形状のある部分を気泡なく接合することは困難であった。

また、圧電単結晶材料は異方性材料であるので、方向により熱膨張係数が異なり、等方性材料と接合する場合は、全ての方向で熱膨張係数を一致させることはできない。そのため接合型ランジュバン振動子では、熱応力を低減するように適切な熱膨張係数をもつ等方性材料を選択したとしても、応力集中しやすい角の部分に熱応力が発生する箇所が存在して、圧電素子の信頼性の低下につながる可能性があった。

本発明にかかる実施形態は、矩形の圧電素子の４つの角に発生する熱応力を均等に近づけ割れを低減する超音波振動子及び超音波医療装置を提供することにある。

本発明のある態様に係る超音波振動子は、２つの金属ブロックと、前記金属ブロックの間に積層され、表面が矩形の複数の圧電素子と、前記金属ブロックと前記圧電素子及び前記圧電素子同士を接合する接合材と、を備え、前記圧電素子の表面の中心から４つの角へ向かう対角線方向の熱膨張係数が等しいことを特徴とする。

本発明のある態様に係る超音波医療装置は、前記超音波振動子と、前記超音波振動子で発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、を具備することを特徴とする。

本発明にかかる実施形態の超音波振動子及び超音波医療装置によれば、矩形の圧電素子の４つの角に発生する熱応力を均等に近づけ割れを低減することが可能となる。

本実施形態の超音波振動子を示す。本実施形態の圧電単結晶材料の結晶軸とウエハの座標系を示す。本実施形態の超音波振動子のウエハの座標系を示す。他の実施形態の超音波振動子を示す。第１実施形態の圧電素子を示す。ニオブ酸リチウムの結晶軸と第１実施形態の圧電素子のウエハの座標系の関係を示す。ニオブ酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムからの第１実施形態の圧電素子の切り出し方を示す。第２実施形態の圧電素子を示す。ニオブ酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムからの第２実施形態の圧電素子の切り出し方を示す。タンタル酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。本実施形態に係る超音波医療装置の全体構成を示す。本実施形態に係る超音波医療装置の振動子ユニットの全体の概略構成を示す。本実施形態に係る超音波医療装置の他の態様の超音波医療装置の全体構成を示す。

以下、本実施形態の超音波振動子１について説明する。

図１は、本実施形態の超音波振動子１を示す。図１（ａ）は、接合前の本実施形態の超音波振動子１を示す。図１（ｂ）は、接合後の本実施形態の超音波振動子１を示す。

本実施形態の超音波振動子１は、図１（ａ）に示すように、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層される複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、絶縁性の高い絶縁部材５と、を備える。

金属ブロック２と絶縁部材５と圧電素子３及び圧電素子３同士は、接合材４によって、図１（ｂ）に示すように、密着して接合される。接合は、接合材４が溶融する温度に加熱した後、冷却させればよい。

本実施形態の超音波振動子１の各材料について説明する。

圧電素子３には、キュリー点の高い単結晶のニオブ酸リチウム（LiNbO3）を用いる。例えば、圧電素子３の厚み方向の電気機械結合係数が大きくなるように、３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位のニオブ酸リチウムウエハを用いることが好ましい。圧電素子３は、ニオブ酸リチウムと非鉛ハンダとの濡れ性、密着性がよくなるように、ニオブ酸リチウムウエハの表裏面にＴｉ／Ｐｔ、Ｃｒ／Ｎｉ／Ａｕ等の下地金属が成膜された後、ダイシング等により矩形に切り出して作成される。隣接する圧電素子３は、上下面が反転するように積層される。

接合材４には、キュリー点より低い融点、好ましくはキュリー点の半分以下の融点を有する非鉛ハンダを用いる。しかしながら、ハンダを接合材料として用いて、ハンダの供給方法をハンダペレットとする場合、凹凸形状のある部分を気泡なく接合することは困難であった。そのため、圧電素子３と金属ブロック２と絶縁部材５の接合部は、平面で構成することが好ましい。また、接合材４の厚さは、接合後の各部材間の距離を考慮して決定すればよい。

金属ブロック２は、ジュラルミン等のアルミニウム合金、６４Ｔｉ等のチタン合金、純チタン、ステンレス鋼、軟鋼、ニッケルクローム鋼、工具鋼、黄銅、モネルメタル等のうち、それぞれ熱膨張係数の異なる材料を使用する。

図１（ｂ）のように形成された超音波振動子１には、図示しない電気ケーブルに連結されたフレキシブル基板が側方に取り付けられ、一般の超音波振動子と同様に、積層された圧電素子３の両端及びそれぞれの間に正電極層及び負電極層が交互に取り付けられている。そして、各圧電素子３に駆動用電気信号を印加することで、超音波振動子１を駆動させることが可能となる。

図２は、本実施形態の圧電単結晶材料の結晶軸とウエハＷの座標系を示す。図３は、本実施形態の超音波振動子１のウエハＷの座標系を示す。

圧電単結晶材料は異方性材料なので、向きにより熱膨張係数が異なる。しかしながら、圧電素子３の面に垂直な方向を回転軸として回転させたときに、面内方向の熱膨張係数は周期的に変動し、４方向で熱膨張係数が等しくなる場合がある。この４方向を矩形の圧電素子３の角になるように、圧電素子３の外径の縦横寸法比及び結晶軸に対する向きを選択すると、矩形の圧電素子３の対角方向において熱膨張係数を等しくすることが可能となる。

図２に示す圧電単結晶材料の結晶軸（X, Y, Z）と、図３に示す圧電単結晶材料から切り出したウエハＷ上にとった座標系（χ1, χ2, χ3）の関係は、連続する３回の回転により関連付けられ、その回転角はオイラー角と呼ばれる。

図３に示すように、ウエハＷ上の座標系は、ウエハＷ表面に垂直な方向を＋χ3とし、ウエハＷ中心から結晶軸の方向を示すオリエンテーションフラットＯＦに直交する方向を＋χ1とし、（χ1, χ2, χ3）が右手系をなすように+χ2の向きが設定される。

まず、結晶軸(X,Y,Z)を考え、第一の回転はZ軸周りに角度φ回転させる。回転の向きは、回転軸のプラス方向に右ねじが進むように回転させる向きを正とする。以下の２回の回転でも同様である。φの角度は0度から360度まで取ることが出来る。この回転により、元のX軸はχ'に変換される。次の回転はχ'として新しく定義された軸周りの回転で、回転角は角度θである。この回転は0度から180度の値に制限される。この回転により、Z軸はχ3というウエハＷ表面に垂直な座標軸に変換される。最後の回転はχ3軸周りの回転で、回転角は角度ψである。この角は0度から360度までの値を取りχrot 軸はχ1軸に変換され、その方向はウエハＷのオリエンテーションフラットＯＦに垂直な方向となる。このように、回転角φ、θによりウエハＷ面が決定され、回転角ψによりウエハＷ面内での方向が決定される。

図４は、他の実施形態の超音波振動子１を示す。図４（ａ）は、接合前の他の実施形態の超音波振動子１を示す。図４（ｂ）は、接合後の他の実施形態の超音波振動子１を示す。

他の実施形態の超音波振動子１は、図４（ａ）に示すように、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層される複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、絶縁性の高い絶縁部材５と、を備える。すなわち、図１に示した超音波振動子１の金属ブロック２と圧電素子３との間に絶縁部材５を備える構成としている。

金属ブロック２と絶縁部材５と圧電素子３及び圧電素子３同士は、接合材４によって、図４（ｂ）に示すように、密着して接合される。接合は、接合材４が溶融する温度に加熱した後、冷却させればよい。

他の実施形態の超音波振動子１の圧電素子３及び接合材４は、図１に示した超音波振動子１と同様の材料を用いる。絶縁部材５は、絶縁性で強度の強いアルミナやジルコニアを用いることが好ましい。

図４（ｂ）のように形成された超音波振動子１には、図示しない電気ケーブルに連結されたフレキシブル基板が側方に取り付けられ、一般の超音波振動子と同様に、積層された圧電素子３の両端及びそれぞれの間に正電極層及び負電極層が交互に取り付けられている。そして、各圧電素子３に駆動用電気信号を印加することで、超音波振動子１を駆動させることが可能となる。

図５は、第１実施形態の圧電素子３を示す。

第１実施形態の圧電素子３は、例えば、正方形に形成され、表面での対角線方向の熱膨張係数が等しくなるように形成される。例えば、第１実施形態の圧電素子３は、３６度回転ＹカットＸ伝搬と呼ばれる結晶方位のニオブ酸リチウムウエハを用いる。３６度回転ＹカットＸ伝搬は、図２におけるφを180°、θを54°、ψを180°に設定したもので、オイラー角表示で（180°，54°，180°）と表される。

図６は、ニオブ酸リチウムの結晶軸と第１実施形態の圧電素子３のウエハＷの座標系の関係を示す。図６（ａ）はニオブ酸リチウムの結晶軸、図６（ｂ）はウエハＷの座標系への変換の様子を示す。

まず、図６（ａ）に示すニオブ酸リチウムの結晶軸と同じ図６（ｂ）に示す座標系から、ｚ軸周りにφ＝１８０°回転する。続いて、ｘ’軸周りにθ＝５４°回転しウエハ面を決める。次に、ｚ”軸周りにψ＝１８０°回転しウエハ面内の方向を決める。

図７は、ニオブ酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。

図７の横軸は、36度Yカット基板のオイラー角表示で３回目の回転を表す角度ψである。このグラフから、熱膨張係数8〜14.5ppmの範囲で、ある熱膨張係数に対して、熱膨張係数が等しくなるオイラー角が４つあることがわかる。特に、オイラー角ψが45°、135°、225°、315°では、90°ごとに熱膨張係数が等しくなるので、圧電素子の対角線方向で熱膨張係数が等しくなるようにすると、圧電素子の外形は正方形となり、最も好ましい形状となる。

図８は、３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムからの第１実施形態の圧電素子３の切り出し方を示す。

図５に示したような形状の圧電素子３をニオブ酸リチウム３６度回転ＹカットＸ伝搬基板から作成するには、図８に示すように、オリエンテーションフラットＯＦと平行、および、垂直な方向にダイシングを行って、圧電素子３を切り出せばよい。このとき、結晶軸のX軸に対して、圧電素子３の各辺は平行、および、垂直な方向に対して、平行になっている。このようにニオブ酸リチウム３６度回転ＹカットＸ伝搬基板でオイラー角ψが45°、135°、225°、315°となる方向が対角線となるように圧電素子３を切り出して作成すると、その外形は正方形で、対角線方向αｘ，αｙの熱膨張係数が互いに等しくなり、等方性材料の絶縁部材５や金属ブロック２と接合した時に、圧電素子３の４つの角に発生する熱応力を均等にすることが可能になる。４つの角に発生する熱応力が等しいので、絶縁部材５や金属ブロック２の熱膨張係数を適切に設定することにより、応力集中が起こりやすい４つの角に発生する熱応力を均等に低減することができ、圧電素子３の割れを低減させることが可能となる。

図９は、第２実施形態の圧電素子３を示す。図１０は、ニオブ酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。図１１は、３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムからの第２実施形態の圧電素子３の切り出し方を示す。

第２実施形態の圧電素子３は、長方形に形成され、表面での対角線方向の熱膨張係数が等しくなるように形成される。例えば、第２実施形態の圧電素子３は、３６度回転ＹカットＸ伝搬と呼ばれる結晶方位のニオブ酸リチウムウエハを用いる。図１０に示すように、３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムウエハにおいて、図２に示した３番目の回転のオイラー角がψ＝60°，120°，240°，300°では、熱膨張係数が9.6ppmで等しくなっている。

そこで、図１１に示すように、圧電素子３の中心からオリエンテーションフラットＯＦに垂直な方向を0°とした場合、圧電素子３の中心から４つの角の方向が反時計回りに60°，120°，240°，300°となるように、圧電素子３を切り出すことが好ましい。

切り出された圧電素子３は、短辺がオリエンテーションフラットＯＦに垂直な方向で、長辺がオリエンテーションフラットＯＦに平行な方向の長方形となる。また、短辺と長辺の比は、１：√３となる。

このようにニオブ酸リチウム３６度回転ＹカットＸ伝搬基板から圧電素子３を切り出して作成すると、その外形は長方形で、対角線方向の熱膨張係数が互いに等しくなり、等方性材料の絶縁板や金属ブロック２と接合した時に、圧電素子３の４つの角に発生する熱応力を均等にすることが可能になる。４つの角に発生する熱応力が等しいので、絶縁板４や金属ブロック２の熱膨張係数を適切に設定することにより、４つの角に発生する熱応力を均等に低減することができ、圧電素子３の割れを低減させることが可能となる。

なお、第１実施形態及び第２実施形態の圧電素子３は、共に対角線方向の熱膨張係数を互いに等しくしたものであるが、完全に対角線方向がオイラー角と等しくなる必要はなく、多少の誤差が生じてもよい。例えば、オイラー角ψの誤差が±４°以内であれば、対角線方向の熱膨張係数の差を1ppm以下におさえることができるので好ましい。したがって、本発明にかかる実施形態では、対角線方向とは対角線に対して±４°以内の方向を含んでもよい。

図１２は、タンタル酸リチウムのオイラー角に対応する熱膨張係数を示す。

本実施形態では、圧電素子３の材料としてニオブ酸リチウムを用いたが、異なる材料でもよい。例えば、図１２に示した太線はタンタル酸リチウム（LiTaO3）の４７°回転ＹカットＸ伝搬（180°，53°，ψ）でのオイラー角に対応する熱膨張係数である。なお、細線はニオブ酸リチウムの３６度回転ＹカットＸ伝搬（180°，54°，ψ）でのオイラー角に対応する熱膨張係数である。

タンタル酸リチウム４７°回転ＹカットＸ伝搬では、３番目の回転のオイラー角がψ＝45°，135°，225°，315°では、熱膨張係数が12.1ppmで等しくなっている。すなわち、ψ＝45°，135°，225°，315°の方向が圧電素子３の対角線となるようにウエハＷからダイシング等で切り出すことにより、圧電素子３が正方形となり、対角線方向の熱膨張係数を等しくすることが可能となる。なお、図１０に示した例のように、等しくなる熱膨張係数をずらすことによって長方形の圧電素子３とすることが可能となる。

図１３は、本実施形態に係る超音波医療装置の全体構成を示す。図１４は、本実施形態に係る超音波医療装置の振動子ユニットの全体の概略構成を示す。

図１３に示す、超音波医療装置１０は、主に超音波振動を発生させる超音波振動子１を有する振動子ユニット１３と、その超音波振動を用いて患部の治療を行うハンドルユニット１４とが設けられている。

ハンドルユニット１４は、操作部１５と、長尺な外套管１７からなる挿入シース部１８と、先端処置部４０とを備える。挿入シース部１８の基端部は、操作部１５に軸回り方向に回転可能に取り付けられている。先端処置部４０は、挿入シース部１８の先端に設けられている。ハンドルユニット１４の操作部１５は、操作部本体１９と、固定ハンドル２０と、可動ハンドル２１と、回転ノブ２２とを有する。操作部本体１９は、固定ハンドル２０と一体に形成されている。

操作部本体１９と固定ハンドル２０との連結部には、背面側に可動ハンドル２１を挿通するスリット２３が形成されている。可動ハンドル２１の上部は、スリット２３を通して操作部本体１９の内部に延出されている。スリット２３の下側の端部には、ハンドルストッパ２４が固定されている。可動ハンドル２１は、ハンドル支軸２５を介して操作部本体１９に回動可能に取り付けられている。そして、ハンドル支軸２５を中心として可動ハンドル２１が回動する動作に伴い、可動ハンドル２１が固定ハンドル２０に対して開閉操作されるようになっている。

可動ハンドル２１の上端部には、略Ｕ字状の連結アーム２６が設けられている。また、挿入シース部１８は、外套管１７と、この外套管１７内に軸方向に移動可能に挿通された操作パイプ２７とを有する。外套管１７の基端部には、先端側部分よりも大径な大径部２８が形成されている。この大径部２８の周囲に回転ノブ２２が装着されるようになっている。

操作パイプ２７の外周面には、リング状のスライダ３０が軸方向に沿って移動可能に設けられている。スライダ３０の後方には、コイルばね（弾性部材）３１を介して固定リング３２が配設されている。

さらに、操作パイプ２７の先端部には、把持部３３の基端部が作用ピンを介して回動可能に連結されている。この把持部３３は、プローブ１６の先端部４１と共に超音波医療装置１０の処置部を構成している。そして、操作パイプ２７が軸方向に移動する動作時に、把持部３３は、作用ピンを介して前後方向に押し引き操作される。このとき、操作パイプ２７が手元側に移動操作される動作時には作用ピンを介して把持部３３が支点ピンを中心に反時計回り方向に回動される。これにより、把持部３３がプローブ１６の先端部４１に接近する方向（閉方向）に回動する。このとき、片開き型の把持部３３と、プローブ１６の先端部４１との間で生体組織を把持することができる。

このように生体組織を把持した状態で、超音波電源から電力を超音波振動子１に供給し、超音波振動子１を振動させる。この超音波振動は、プローブ１６の先端部４１まで伝達される。そして、この超音波振動を用いて把持部３３とプローブ１６の先端部４１との間で把持されている生体組織の治療を行う。

振動子ユニット３は、図１４に示すように、超音波振動子１と、この超音波振動子１で発生した超音波振動を伝達する棒状の振動伝達部材であるプローブ１６とを一体的に組み付けたものである。

超音波振動子１は、超音波振動子の振幅を増幅するホーン４２が連設されている。ホーン４２は、ジュラルミン、ステンレス鋼、または例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されている。ホーン４２は、先端側に向かうに従って外径が細くなる円錐形状に形成されており、基端外周部に外向フランジ４３が形成されている。なお、ここでホーン４２の形状は円錐形状に限るものではなく、先端側に向かうに従って外径が指数関数的に細くなる指数形状や、先端側に向かうに従って段階的に細くなるステップ形状などであってもよい。

プローブ１６は、例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されたプローブ本体４４を有する。このプローブ本体４４の基端部側には、上述のホーン４２に連設された超音波振動子１が配設されている。このようにして、プローブ１６と超音波振動子１とを一体化した振動子ユニット１３が形成されている。なお、プローブ１６は、プローブ本体４４とホーン４２とが螺着されており、プローブ本体４４とホーン４２が接合される。

そして、超音波振動子１で発生した超音波振動は、ホーン４２で増幅されたのち、プローブ１６の先端部４１側に伝達するようになっている。プローブ１６の先端部４１には、生体組織を処置する後述する処置部が形成されている。

また、プローブ本体４４の外周面には、軸方向の途中にある振動の節位置の数箇所に弾性部材でリング状に形成された間隔をあけて２つのゴムライニング４５が取り付けられている。そして、これらのゴムライニング４５によって、プローブ本体４４の外周面と後述する操作パイプ２７との接触を防止するようになっている。つまり、挿入シース部１８の組み立て時に、振動子一体型プローブとしてのプローブ１６は、操作パイプ２７の内部に挿入される。このとき、ゴムライニング４５によってプローブ本体４４の外周面と操作パイプ２７との接触を防止している。

また、超音波振動子１は、超音波振動を発生させるための電流を供給する図示しない電源装置本体に電気ケーブル４６を介して電気的に接続される。この電気ケーブル４６内の配線を通じて電源装置本体から電力を超音波振動子１に供給することによって、超音波振動子１が駆動される。なお、振動子ユニット１３は、超音波振動を発生させる超音波振動子１、発生した超音波振動を増幅させるホーン４２および増幅された超音波振動を伝達するプローブ１６を備えている。

図１５は、本実施形態に係る超音波医療装置の他の態様の超音波医療装置の全体構成を示す。

超音波振動子１と振動子ユニット１３は、必ずしも図１３に示したように操作部本体１９内に収納されている必要はなく、例えば、図１５に示すように操作パイプ２７内に収納されていてもよい。この図１５の超音波医療装置１０において、超音波振動子１の折れ止６２から操作部本体１９の基部に配設されたコネクタ４８までの間にある電気ケーブル４６は金属パイプ４７の中に挿通されて収納されている。ここで、コネクタ４８は、必須ではなく、電気ケーブル４６を操作部本体１９内部まで延長し、直接超音波振動子１の折れ止６２に接続する構成であってもよい。超音波医療装置１０は、図１５のような構成により、操作部本体１９内を、より省スペース化を向上することができる。なお、図１５の超音波医療装置１０としての機能は、図１３と同様であるので詳細な説明は省略する。

以上、本実施形態の超音波振動子１によれば、２つの金属ブロック２と、金属ブロック２の間に積層され、表面が矩形の複数の圧電素子３と、金属ブロック２と圧電素子３及び圧電素子３同士を接合する接合材４と、を備え、圧電素子３の表面の中心から４つの角へ向かう対角線方向の熱膨張係数が等しいので、矩形の圧電素子の４つの角に発生する熱応力を均等に近づけ割れを低減することが可能となる。

また、本実施形態の超音波振動子１によれば、圧電素子３は、３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムウエハから結晶軸Ｘ軸に平行及び垂直な辺を有する形状に切り出されるので、的確に切り出すことが可能となる。

また、本実施形態の超音波振動子１によれば、圧電素子３の表面は、正方形であるので、圧電素子の４つの角に発生する熱応力を均等にすることが可能となる。

また、本実施形態の超音波振動子１によれば、金属ブロック２と圧電素子３の間に積層される絶縁部材５を備えるので、振動子を的確に作動させることが可能となる。

さらに、本実施形態の超音波医療装置１０は、前記超音波振動子１と、超音波振動子１で発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、を具備するので、応力を低減し、振動伝達効率が良好な超音波医療装置１０を提供することが可能となる。

なお、この実施形態によって本発明は限定されるものではない。すなわち、実施形態の説明に当たって、例示のために特定の詳細な内容が多く含まれるが、当業者であれば、これらの詳細な内容に色々なバリエーションや変更を加えても、本発明の範囲を超えないことは理解できよう。従って、本発明の例示的な実施形態は、権利請求された発明に対して、一般性を失わせることなく、また、何ら限定をすることもなく、述べられたものである。

１…超音波振動子
２…金属ブロック
３…圧電素子
４…接合部
５…絶縁部材

Claims

２つの金属ブロックと、
前記金属ブロックの間に積層され、表面が矩形の複数の圧電素子と、
前記金属ブロックと前記圧電素子及び前記圧電素子同士を接合する接合材と、
を備え、
前記圧電素子の表面の中心から４つの角へ向かう対角線方向の熱膨張係数が等しい
ことを特徴とする超音波振動子。
前記圧電素子は、３６度回転ＹカットＸ伝搬のニオブ酸リチウムウエハから結晶軸Ｘ軸に平行及び垂直な辺を有する形状に切り出される
請求項１に記載の超音波振動子。
前記圧電素子の表面は、正方形である
請求項１又は２に記載の超音波振動子。
前記金属ブロックと前記圧電素子の間に積層される絶縁部材を備える
請求項１乃至３のいずれか１つに記載の超音波振動子。
請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の超音波振動子と、
前記超音波振動子で発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、
を具備する
ことを特徴とする超音波医療装置。