WO2015111621A1 - 積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置 - Google Patents

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塩谷 浩一
伊藤 寛
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オリンパス株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a laminated ultrasonic vibration device that excites ultrasonic vibration, a method for manufacturing the laminated ultrasonic vibration device, and an ultrasonic medical apparatus including the laminated ultrasonic vibration device.
  • Some ultrasonic treatment tools that perform coagulation / incision treatment of living tissue using ultrasonic vibration include a built-in ultrasonic vibration body using a piezoelectric vibrator as an ultrasonic vibration source in the handpiece.
  • a piezoelectric element that converts an electrical signal into mechanical vibration is sandwiched between two block-shaped metal members serving as a front mass or a back mass, and is integrated by some method including adhesion. Some things vibrate.
  • Such an ultrasonic transducer is called a Langevin transducer.
  • the Langevin vibrator is a method for integrating a piezoelectric element and a metal member.
  • a bolt-clamped Langevin vibration in which a piezoelectric element is sandwiched between two metal members and firmly tightened with bolts to vibrate as a whole. The child is known.
  • a piezoelectric element used for such a bolted Langevin vibrator is generally made of lead zirconate titanate (PZT, Pb (Zr X , Ti 1-X ) O3), and the piezoelectric element has a ring shape. Machined and bolts are pushed through.
  • PZT has high productivity and high electromechanical conversion efficiency, and has excellent characteristics as a piezoelectric material, and has been used in various fields such as ultrasonic vibrators and actuators for many years.
  • Japanese Unexamined Patent Application Publication No. 2008-128875 discloses an ultrasonic vibrator as a technique for solving such a problem.
  • this conventional ultrasonic vibrator shearing that occurs during driving by providing a structure such as a groove or a depression on the joint surface of each metal block that is joined to the electrodes provided on the upper and lower surfaces of the piezoelectric vibrator by an adhesive.
  • a technique is known in which generation of cracks in a piezoelectric vibrator is prevented and vibration mode is stabilized while suppressing occurrence of distortion and lowering dielectric loss at a joint surface.
  • the conventional ultrasonic vibrator disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2008-128875 has a problem that a manufacturing process is required on the metal block surface and the manufacturing cost is increased.
  • the conventional ultrasonic vibrating body absorbs the thermal stress generated at the joint between different materials when the metal block and the piezoelectric element are bonded by bonding, the stress generated by the curing shrinkage of the adhesive, etc. Since a structure such as a groove or a recess is provided in the case, an extra processing process is required, resulting in an increase in cost.
  • a conventional ultrasonic vibrator uses a thermosetting adhesive for bonding and fixing the piezoelectric vibrator and the metal block, the vicinity of the joint surface is heated when the adhesive is cured.
  • the conventional ultrasonic vibrator after the adhesive is cured, there is a possibility that shear strain corresponding to the temperature difference between the bonding temperature and the normal temperature may occur due to the difference in thermal expansion coefficient between the piezoelectric vibrator and the metal block. is there.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and can be manufactured at a low cost, and the piezoelectric body is damaged due to stress caused by the difference in thermal expansion coefficient between the metal block as a mass material and the piezoelectric body. It is an object of the present invention to provide a laminated ultrasonic vibration device, a manufacturing method of the laminated ultrasonic vibration device, and an ultrasonic medical apparatus that prevent the above.
  • the multilayer ultrasonic vibration device is a multilayer ultrasonic vibration device in which a plurality of piezoelectric bodies are provided between two mass members, wherein the plurality of piezoelectric bodies and a plurality of electrode layers are stacked.
  • a method for manufacturing a laminated ultrasonic vibration device comprising: a laminated piezoelectric unit in which a plurality of piezoelectric bodies and a plurality of electrode layers are laminated and integrated; and the plurality of piezoelectric bodies are joined.
  • a first bonding material that melts at a first bonding temperature lower than half of the Curie temperature of the plurality of piezoelectric bodies, the laminated piezoelectric body unit, and two mass members are bonded to each other.
  • a multilayer ultrasonic vibration device comprising: a second bonding material that melts at a second bonding temperature that is lower than the bonding temperature and higher than a maximum temperature during driving, the plurality of piezoelectric single crystals
  • a step of forming a base metal on the front and back surfaces of the wafer a step of manufacturing the laminated wafer by bonding the plurality of piezoelectric single crystal wafers on which the base metal is formed with the first bonding material, The laminated wafer Cutting the plurality of laminated piezoelectric units by icing and joining the one laminated piezoelectric unit and the two mass members with the second joining material to produce a laminated vibrator. It has.
  • an ultrasonic medical device includes a laminated piezoelectric unit in which a plurality of piezoelectric bodies and a plurality of electrode layers are laminated and integrated, and the plurality of piezoelectric bodies are joined.
  • a first bonding material that melts at a first bonding temperature lower than half of the Curie temperature of the piezoelectric body, the multilayered piezoelectric unit, and two mass members are bonded, and the temperature is lower than the first bonding temperature.
  • a laminated ultrasonic vibration device comprising: a second bonding material that melts at a second bonding temperature higher than a maximum temperature during driving; and ultrasonic vibration generated by the laminated ultrasonic vibration device is transmitted. And a probe tip for treating living tissue.
  • a laminated type that can be manufactured at a low cost and prevents the piezoelectric body from being damaged by a stress caused by a difference in thermal expansion coefficient between the metal block as a mass material and the piezoelectric body.
  • An ultrasonic vibration device, a manufacturing method of a laminated ultrasonic vibration device, and an ultrasonic medical apparatus can be provided.
  • Sectional drawing which shows the whole structure of the ultrasonic medical device which concerns on 1 aspect of this invention
  • the perspective view which shows the laminated wafer diced similarly The perspective view which shows the laminated piezoelectric material unit cut out from the laminated wafer similarly Same as above, exploded perspective view of a transducer unit including an ultrasonic transducer
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing the overall configuration of the ultrasonic medical device
  • FIG. 2 is a diagram showing the overall schematic configuration of the transducer unit
  • FIG. 3 is a perspective view showing the configuration of the ultrasonic transducer
  • FIG. 5 is a side view showing the configuration of the vibrator
  • FIG. 5 is a flowchart showing the manufacturing process of the ultrasonic vibrator
  • FIG. 6 is a perspective view showing the piezoelectric single crystal wafer
  • FIG. 7 is a piezoelectric single crystal wafer on which a base metal is formed.
  • FIG. 8 is a perspective view showing a plurality of piezoelectric single crystal wafers to be laminated
  • FIG. 9 is a perspective view showing a laminated wafer in which a plurality of piezoelectric single crystal wafers are laminated
  • FIG. 10 is a laminated wafer to be diced.
  • 11 is a perspective view showing a laminated piezoelectric unit cut out from a laminated wafer
  • FIG. 12 is an exploded perspective view of a vibrator unit including an ultrasonic vibrator
  • FIG. 13 is an ultrasonic vibration of the vibrator unit. Exploded diagonal showing the state of mounting FPC to the child
  • FIG, 14 is a perspective view showing a transducer unit which is implemented FPC to the ultrasonic transducer
  • FIG. 15 is a graph showing the temperature relationship for manufacturing and driving of the ultrasonic vibrator.
  • An ultrasonic medical device 1 shown in FIG. 1 includes a vibrator unit 3 having an ultrasonic vibrator 2 that mainly generates ultrasonic vibrations, and a handle unit that performs coagulation / incision treatment of an affected area using the ultrasonic vibrations. 4 are provided.
  • the handle unit 4 includes an operation unit 5, an insertion sheath unit 8 including a long mantle tube 7, and a distal treatment unit 30.
  • the proximal end portion of the insertion sheath portion 8 is attached to the operation portion 5 so as to be rotatable about the axis.
  • the distal treatment section 30 is provided at the distal end of the insertion sheath section 8.
  • the operation unit 5 of the handle unit 4 includes an operation unit main body 9, a fixed handle 10, a movable handle 11, and a rotary knob 12.
  • the operation unit body 9 is formed integrally with the fixed handle 10.
  • a slit 13 through which the movable handle 11 is inserted is formed on the back side of the connecting portion between the operation unit main body 9 and the fixed handle 10. The upper part of the movable handle 11 extends into the operation unit main body 9 through the slit 13.
  • a handle stopper 14 is fixed to the lower end of the slit 13.
  • the movable handle 11 is rotatably attached to the operation unit main body 9 via a handle support shaft 15.
  • the movable handle 11 is opened and closed with respect to the fixed handle 10 as the movable handle 11 rotates about the handle support shaft 15.
  • a substantially U-shaped connecting arm 16 is provided at the upper end of the movable handle 11.
  • the insertion sheath portion 8 includes a mantle tube 7 and an operation pipe 17 that is inserted into the mantle tube 7 so as to be movable in the axial direction.
  • a large diameter portion 18 having a diameter larger than that of the distal end portion is formed at the proximal end portion of the outer tube 7.
  • the rotary knob 12 is mounted around the large diameter portion 18.
  • a ring-shaped slider 20 is provided on the outer peripheral surface of the operation pipe 19 so as to be movable along the axial direction.
  • a fixing ring 22 is disposed behind the slider 20 via a coil spring (elastic member) 21.
  • the proximal end portion of the grip portion 23 is connected to the distal end portion of the operation pipe 19 via an action pin so as to be rotatable.
  • This gripping part 23 constitutes a treatment part of the ultrasonic medical device 1 together with the distal end part 31 of the probe 6.
  • the gripping portion 23 rotates in the direction approaching the distal end portion 31 of the probe 6 (closing direction). At this time, the living tissue can be grasped between the single-opening type grasping portion 23 and the distal end portion 31 of the probe 6.
  • the vibrator unit 3 As shown in FIG. 2, the transducer unit 3 integrally assembles an ultrasonic transducer 2 and a probe 6 that is a rod-shaped vibration transmission member that transmits ultrasonic vibration generated by the ultrasonic transducer 2. It is a thing.
  • the ultrasonic vibrator 2 is provided with a horn 32 that amplifies the amplitude of the ultrasonic vibrator.
  • the horn 32 is made of stainless steel, duralumin, or a titanium alloy such as 64Ti (Ti-6Al-4V).
  • the horn 32 is formed in a conical shape whose outer diameter becomes narrower toward the distal end side, and an outward flange 33 is formed on the outer peripheral portion of the proximal end.
  • the shape of the horn 32 is not limited to the conical shape, but may be an exponential shape in which the outer diameter decreases exponentially toward the tip side, or a step shape that gradually decreases toward the tip side. May be.
  • the probe 6 has a probe body 34 formed of a titanium alloy such as 64Ti (Ti-6Al-4V). On the proximal end side of the probe main body 34, the ultrasonic transducer 2 connected to the horn 32 is disposed.
  • the transducer unit 3 in which the probe 6 and the ultrasonic transducer 2 are integrated is formed.
  • the probe 6 has a probe main body 34 and a horn 32 screwed together, and the probe main body 34 and the horn 32 are joined.
  • the ultrasonic vibration generated by the ultrasonic vibrator 2 is amplified by the horn 32 and then transmitted to the tip 31 side of the probe 6.
  • the distal end portion 31 of the probe 6 is formed with a later-described treatment portion for treating living tissue.
  • two rubber linings 35 are attached to the outer peripheral surface of the probe main body 34 at intervals of a vibration node located in the middle of the axial direction at intervals formed by an elastic member in a ring shape. These rubber linings 35 prevent contact between the outer peripheral surface of the probe main body 34 and an operation pipe 19 described later.
  • the probe 6 as a transducer-integrated probe is inserted into the operation pipe 19.
  • the rubber lining 35 prevents contact between the outer peripheral surface of the probe main body 34 and the operation pipe 19.
  • the ultrasonic transducer 2 is electrically connected via an electric cable 36 to a power supply main body (not shown) that supplies a current for generating ultrasonic vibration.
  • the ultrasonic vibrator 2 is driven by supplying electric power from the power supply main body to the ultrasonic vibrator 2 through the wiring in the electric cable 36.
  • the vibrator unit 3 transmits the ultrasonic vibrator 2 that generates ultrasonic vibration, the horn 32 that amplifies the ultrasonic vibration generated by the ultrasonic vibrator 2, and the amplified ultrasonic vibration.
  • a probe 6 is provided.
  • the ultrasonic vibrator 2 as the laminated ultrasonic vibration device of the present invention will be described below.
  • the ultrasonic transducer 2 of the transducer unit 3 is connected to the above-described horn 32 that is connected to the probe main body 34 that is one of the vibration transmitting members by screwing or the like in order from the tip.
  • the laminated vibrator 41 as a laminated piezoelectric body unit having a rectangular shape (square prism shape) connected continuously to the rear of the horn 32 and the laminated vibrator 41 from the base end of the horn 32 to the electric cable 36 are covered. And a cover body 51.
  • the cover body 51 that covers the laminated vibrator 41 is folded to cover the wirings 36a and 36b of the electric cable 36 that is electrically connected to two FPCs (flexible printed circuit boards) 47 and 48 as current-carrying members at the base end portion.
  • a stop 52 is provided.
  • the energizing member is not limited to the FPCs 47 and 48, and may be a simple metal wire.
  • the laminated vibrator 41 is joined to a front mass 42 having a rectangular shape (square prism shape) connected to the horn 32 by screwing or the like on the front side, and joined to a back mass 43 having a rectangular shape (square prism shape) on the rear side. ing.
  • the front mass 42 and the back mass 43 are formed of duralumin as with the horn 32.
  • the front mass 42 and the back mass 43 may be stainless steel or a titanium alloy such as 64Ti (Ti-6Al-4V).
  • the laminated vibrator 41 may sandwich an insulating member that is insulative and hardly attenuates vibration between the front mass 42 and the back mass 43.
  • an insulating member for example, an insulating plate in which a ceramic material such as alumina or silicon nitride is formed in a rectangular (square column) plate body may be used.
  • the laminated vibrator 41 is provided with an insulating member, so that the ultrasonic medical device 1 shown in FIG. 1 can be used in combination with a treatment instrument such as a medical high-frequency knife that performs a treatment using a high frequency. Damage from the treatment tool due to high frequency is prevented.
  • the laminated vibrator 41 uses a piezoelectric element formed of a lead-free single crystal material having a high Curie point, and a plurality of piezoelectric single crystals 61 as a piezoelectric single crystal chip, which is the piezoelectric element, four are laminated here. Has been placed.
  • a positive electrode layer serving as a positive electrode layer is formed as a bonding metal layer formed from non-lead solder described later as a brazing material.
  • the electric side joining metal 62 and the negative electric side joining metal 63 which becomes a negative electrode layer are interposed alternately.
  • the laminated vibrator 41 is connected to the positive electric side bonding metal 62 or the negative electric side bonding metal 63 provided between the piezoelectric single crystal bodies 61 and between the piezoelectric single crystal body 61 and the front mass 42 or the back mass 43.
  • the electrical contact portions of the FPCs 47 and 48 are electrically connected by a conductive paste or the like.
  • the ultrasonic vibrator 2 uses a piezoelectric material that has a high Curie temperature (Curie point) and does not deteriorate the piezoelectric characteristics even at the melting point of the bonding metal, and here, is composed of a lithium niobate (LiNbO3) wafer as a single crystal material. It is made from a piezoelectric single crystal wafer 71 (see FIG. 6).
  • the piezoelectric single crystal wafer 71 has a crystal orientation called a 36-degree rotation Y-cut so that the electromechanical coupling coefficient in the thickness direction of the piezoelectric element is increased.
  • the base metal 72 (see FIG. 7) is formed on the front and back surfaces of the piezoelectric single crystal wafer 71 (see FIG. 6) (S1).
  • the piezoelectric single crystal wafer 71 has good adhesion and wettability with non-lead solder on the front and back surfaces, for example, Ti / Ni / Au, Ti / Pt / Au, Cr / Ni / Au or A base metal 72 made of Cr / Ni / Pd / Au is formed by vapor deposition, sputtering, plating, or the like.
  • a number of piezoelectric single crystal wafers 71 (see FIGS. 8 and 9) according to the specifications of the desired ultrasonic transducer 2 are stacked and bonded together (S2). Specifically, as shown in FIG. 8, between the base metals 72 of the four piezoelectric single crystal wafers 71, as a first bonding material using a lead-free solder such as a Zn—Al solder, for example. A brazing material 73 is provided. The first brazing material 73 is disposed on one base metal 72 of the piezoelectric single crystal wafer 71 by screen printing or ribbon form.
  • the four piezoelectric single crystal wafers 71 have a first bonding temperature at which the first brazing material 73 is melted because the Zn—Al solder is used for the first brazing material 73 that joins each other. Heat to about 380 ° C. and cool slowly. Thus, the four piezoelectric single crystal wafers 71 are joined to each other by the first brazing material 73 as shown in FIG.
  • a bonded metal layer composed of the base metal 72 and the first brazing material 73 is formed between the four piezoelectric single crystal wafers 71 to form an integrated laminated wafer 74.
  • the laminated piezoelectric unit 75 (see FIGS. 10 and 11) is cut out from the laminated wafer 74 (S3). Specifically, the laminated wafer 74 is cut into blocks along a broken line (virtual line) shown in FIG. 10 by a thin dicing blade, and a plurality of rectangular piezoelectric material blocks as shown in FIG. A plurality of laminated piezoelectric body units 75 are extracted.
  • the laminated piezoelectric unit 75 integrated in a state where the four piezoelectric single crystal bodies 61 are laminated from the laminated wafer 74 is extracted. Further, the base metal 72 and the first brazing material 73 between the four piezoelectric single crystal bodies 61 constitute the positive-side bonding metal 62 or the negative-side bonding metal 63 of the multilayer piezoelectric unit 75.
  • the shape of the laminated piezoelectric unit 75 here is a rectangular block shape that matches the specifications of the ultrasonic transducer 2. Note that the laminated piezoelectric unit 75 cut out from the laminated wafer 74 by dicing can be manufactured at the lowest cost by forming a rectangular block shape.
  • the cut out multilayer piezoelectric body unit 75 is joined to the front mass 42 and the back mass 43, which are mass materials (S4). Specifically, as shown in FIG. 12, the front mass 42 and the back mass 43, which are metal blocks, are joined so that both ends of the multilayer piezoelectric unit 75 are sandwiched.
  • a second brazing material 76 as a second bonding material using, for example, Sn—Ag—Cu solder as a non-lead solder between the laminated piezoelectric unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43.
  • the second brazing material 76 is disposed on the base metal 72 on both end surfaces of the multilayer piezoelectric unit 75 or on one surface of the front mass 42 and the back mass 43 by screen printing or ribbon form.
  • the multilayer piezoelectric body unit 75, the front mass 42, and the back mass 43 use Sn—Ag—Cu solder for the second brazing material 76 that joins each other, this Sn—Ag—Cu solder It is heated to about 220 ° C., the temperature at which it melts, and slowly cooled. Thus, the laminated piezoelectric unit 75, the front mass 42, and the back mass 43 are joined to each other by the second brazing material 76.
  • the ultrasonic transducer 2 in which the joining metal layer constituted by the base metal 72 and the second brazing material 76 is formed between the laminated piezoelectric unit 75, the front mass 42, and the back mass 43 is integrated. Molded.
  • the heating step for joining the laminated piezoelectric body unit 75, the front mass 42 and the back mass 43 it is preferable to apply pressure so as to compress in the lamination direction as necessary.
  • the ultrasonic transducer 2 includes a laminated piezoelectric unit 75, a second brazing material 76 interposed between the front mass 42 or the back mass 43, and a base metal provided on both end faces of the laminated piezoelectric unit 75.
  • 72 constitutes the negative-side bonding metal 63 of the laminated piezoelectric unit 75.
  • a tapped screw hole 42 a is machined in the center of one end surface of the front mass 42.
  • the horn 32 and the front mass 42 are screwed together by screwing the screw portion 32a integrally formed with the horn 32 into the screw hole 42a.
  • two FPCs 47 and 48 (see FIG. 13 and FIG. 14), which are current-carrying members, are mounted on the ultrasonic transducer 2 (S5).
  • the positive-side joining metal 62 and the negative-side joining metal 63 of the ultrasonic vibrator 2 are electrically connected using electrical contacts of the FPCs 47 and 48 and a conductive paste or the like. It is electrically connected via the part 49.
  • the electric power of the FPCs 47 and 48 is formed on the outer surfaces of the positive power side bonding metal 62 and the negative power side bonding metal 63.
  • the contacts come into contact with each other through the electrical connection portion 49, and the FPCs 47 and 48 are fixed to the multilayered piezoelectric unit 75.
  • the FPCs 47 and 48 are connected to the wirings 36a and 36b (see FIGS. 3 and 4) of the electric cable 36 described above.
  • step S5. This may be performed either before or after the FPCs 47 and 48 are attached to the vibrator 2.
  • the wiring 36a of the electrical cable 36, the FPC 47, the electrical connection portion 49, and the positive electrode side metal 62 are electrically connected on the positive electrode side.
  • the wiring 36b of the electrical cable 36, the FPC 48, the electrical connection portion 49, and the negative electrode metal 63 are electrically connected. Due to these electrical connections, the drive signal is applied to the four piezoelectric single crystal bodies 61 through the positive-side junction metal 62 and fed back from the negative-side junction metal 63.
  • the exposed surface portions of the positive-side bonding metal 62, the negative-side bonding metal 63, and the electrical connection portion 49 may be covered with an insulator such as a resin to prevent unnecessary electrical connection from occurring,
  • an insulator such as a resin to prevent unnecessary electrical connection from occurring.
  • the FPCs 47 and 48 may be fixed to the positive-side bonding metal 62 and the negative-side bonding metal 63 with an adhesive. Further, the FPCs 47 and 48 may be fixed to the surfaces of the side portions of the four piezoelectric single crystal bodies 61 with an adhesive.
  • the front mass 42, the four piezoelectric single crystal bodies 61, and the back mass 43 are laminated with the positive-side bonding metal 62 and the negative-side bonding metal 63 serving as bonding metal layers. And by applying a drive signal to the positive-side junction metal 62 from the FPCs 47 and 48 provided on the side surface of the laminate through the electrical connection portion 49 and feeding back to the negative-side junction metal 63. The entire acoustic wave vibrator 2 is ultrasonically vibrated.
  • the ultrasonic medical apparatus 1 As described above, in the ultrasonic medical apparatus 1 according to the present embodiment, after the base metal 72 is formed on a plurality of, in this case, four piezoelectric single crystal wafers 71, the ultrasonic transducers 2 as the laminated ultrasonic vibration devices. Then, by dicing and cutting out the laminated wafer 74 in which the four piezoelectric single crystal wafers 71 are laminated and bonded by the first brazing material 73, the four piezoelectric single crystal bodies 61, the positive electric side bonding metal 62 and the negative electric side bonding metal 63 are obtained.
  • the laminated piezoelectric unit 75 has a rectangular block shape to be laminated.
  • the laminated piezoelectric unit 75 provided in the ultrasonic transducer 2 does not require the step of individually bonding the piezoelectric single crystal bodies 61, and a plurality of laminated piezoelectric units 75 can be manufactured from the laminated wafer 74 in a lump.
  • the ultrasonic vibrator 2 does not need to individually cut the piezoelectric single crystal body 61 from the piezoelectric single crystal wafer 71, the number of dicing operations is reduced, the processing time is shortened, and the cost is reduced. As a result, the ultrasonic transducer 2 can be manufactured at low cost.
  • the present invention is not limited thereto, and the shape of these members may be, for example, a cylindrical shape. Good. Further, the present invention is not limited to cutting out the laminated piezoelectric unit 75 from the laminated wafer 74 by dicing into a rectangular block shape. For example, the piezoelectric single crystal wafer 71 on which the base metal 72 is formed is diced in advance to form a rectangular shape. Alternatively, a laminated piezoelectric body unit 75 may be used in which a plurality of these are laminated and joined.
  • the ultrasonic vibrator 2 uses a Zn—Al solder as the first brazing material 73 for joining the four laminated piezoelectric single crystal wafers 71, and a laminated piezoelectric unit cut out from the laminated wafer 74.
  • Sn—Ag—Cu-based solder having a melting point (melting temperature) lower than that of the first brazing material 73 is used for the second brazing material 76 that joins 75 to the front mass 42 and the back mass 43.
  • the first bonding temperature when the four piezoelectric single crystal wafers 71 are bonded is set to the melting temperature (about 380 ° C.) of the first brazing material 73, and the lamination cut out from the lamination wafer 74.
  • the second bonding temperature when the piezoelectric unit 75 is bonded to the front mass 42 and the back mass 43 is set to the melting temperature (about 220 ° C.) of the second brazing material 76 that is lower than the first bonding temperature.
  • the ultrasonic transducer 2 has a first bonding temperature of about 380 ° C. for bonding four piezoelectric single crystal wafers 71 (piezoelectric single crystal bodies 61) as shown in FIG.
  • the second bonding temperature at which the laminated piezoelectric unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43 are bonded is about 220 ° C., which is lower than the first bonding temperature (about 380 ° C.).
  • the laminated piezoelectric unit 75 is in a state in which the four piezoelectric single crystal bodies 61 are joined by the first brazing material 73 when the front mass 42 and the back mass 43 are joined. Even when heated to a melting temperature of 76 (about 220 ° C.), the first brazing material 73 having a higher melting temperature (about 380 ° C.) is used. The reliability of bonding between the piezoelectric single crystal bodies 61 is not impaired without melting one brazing material 73.
  • the ultrasonic transducer 2 has a case where a residual stress is always generated due to shear strain generated on the piezoelectric single crystal 61 side due to the difference in thermal expansion coefficients between the piezoelectric single crystal 61 and the front mass 42 and the back mass 43. Because there is.
  • the thermal expansion of the second brazing material 76 used at the junction between the front mass 42 or the back mass 43 and the laminated piezoelectric unit 7 is made lower than that of the first brazing material 73.
  • the influence due to the difference in the coefficients can be suppressed, and cracks generated inside the piezoelectric single crystal body 61 can be prevented.
  • lithium niobate (LiNbO3) is used for the four piezoelectric single crystal bodies 61 laminated as the laminated piezoelectric body unit 75.
  • This lithium niobate (LiNbO 3) has a Curie point (Curie temperature) of about 1200 ° C., and about 600 ° C., which is half that temperature, is the upper limit for use.
  • the ultrasonic vibrator 2 melts the first brazing material 73 when the four piezoelectric single crystal wafers 71 are bonded at the maximum temperature during manufacture, and the four piezoelectric single crystal wafers 71 (piezoelectric single crystal bodies) are melted.
  • 61) is about 380 ° C., which is lower than about 600 ° C., which is half of the Curie temperature of the piezoelectric single crystal body 61. Therefore, the piezoelectric performance of the four piezoelectric single crystal bodies 61 formed from the piezoelectric single crystal wafer 71 is not deteriorated.
  • the ultrasonic transducer 2 rises to a maximum temperature of about 100 ° C. during operation. That is, as shown in FIG. 15, the ultrasonic transducer 2 includes the melting temperature (about 380 ° C.) of the first brazing material 73 that joins the four piezoelectric single crystal wafers 71, the laminated piezoelectric body unit 75, and the front mass 42. The melting temperature (about 220 ° C.) of the second brazing material 76 joining the back mass 43 is higher than the maximum temperature (about 100 ° C.) during operation.
  • the ultrasonic transducer 2 does not reach a temperature at which the positive-side joining metal 62 and the negative-side joining metal 63 formed from the first brazing material 73 or the second brazing material 76 are melted during operation. Therefore, the reliability between the bonding between the four piezoelectric single crystal bodies 61 and the bonding between the multilayer piezoelectric body unit 75 and the front mass 42 or the back mass 43 is not impaired.
  • the ultrasonic transducer 2 includes four piezoelectric elements whose second joining temperature (about 220 ° C.) for joining the laminated piezoelectric unit 75 to the front mass 42 and the back mass 43 is the time when the laminated piezoelectric unit 75 is manufactured.
  • the temperature is lower than the first bonding temperature (about 380 ° C.) when bonding the single crystal wafer 71 and higher than the maximum temperature (about 100 ° C.) during operation of the ultrasonic transducer 2.
  • the ultrasonic transducer 2 has a temperature relationship in which the second bonding temperature (about 220 ° C.) is set between the maximum temperature (about 100 ° C.) during driving and the first bonding temperature (about 380 ° C.).
  • the ultrasonic vibrator 2 can be manufactured without impairing the reliability of the bonding between the four piezoelectric single crystal bodies 61 and the bonding between the laminated piezoelectric body unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43. Can do.
  • the ultrasonic transducer 2 has the junction between the four piezoelectric single crystal bodies 61 and the laminated piezoelectric body unit 75 and the front mass 42 and The positive-side junction metal 62 and the negative-side junction metal 63 that are junctions with the back mass 43 are not affected.
  • the ultrasonic transducer 2 of the present embodiment has a piezoelectric single crystal body 61 that has a thermal expansion coefficient of a second brazing material 76 that is a bonding material where the laminated piezoelectric body unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43 are bonded. And an intermediate range between the front mass 42 and the back mass 43.
  • the ultrasonic transducer 2 may be generated due to a difference in thermal expansion coefficient between the piezoelectric single crystal body 61 provided at both ends of the laminated piezoelectric body unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43.
  • the side shear strain can be suppressed, and cracks occurring inside the piezoelectric single crystal body 61 can be prevented.
  • lithium niobate (LiNbO 3) is used for the piezoelectric single crystal body 61, and duralumin is used for the front mass 42 and the back mass 43.
  • the thermal expansion coefficient of lithium niobate (LiNbO 3) is 8 to 15 ⁇ 10 ⁇ 6 [1 / ° C.]
  • the thermal expansion coefficient of duralumin is 24 ⁇ 10 ⁇ 6 [1 / ° C.].
  • Sn—Ag—Cu solder having a thermal expansion coefficient between the piezoelectric single crystal 61 of lithium niobate (LiNbO 3) and the duralumin front mass 42 and the back mass 43 is used.
  • a certain second brazing material 76 is used.
  • the thermal expansion coefficient of Sn—Ag—Cu solder is larger than that of lithium niobate (LiNbO 3) (8 to 15 ⁇ 10 ⁇ 6 [1 / ° C.]), and the thermal expansion coefficient of duralumin (24 ⁇ is 10 -6 [1 / °C]) less than 21 ⁇ 10 -6 [1 / °C ].
  • the second brazing material 76 of Sn—Ag—Cu solder which is a bonding material between the laminated piezoelectric unit 75 and the front mass 42 and the back mass 43, is replaced with the laminated piezoelectric unit 75, the front mass 42, and the back mass. This serves to absorb the difference in the thermal expansion coefficient of the mass 43, reduces the stress on the piezoelectric single crystal body 61, and prevents the occurrence of cracks in the piezoelectric single crystal body 61.
  • the second brazing material 76 only needs to have a thermal expansion coefficient between that of lithium niobate (LiNbO3) and duralumin.
  • LiNbO3 lithium niobate
  • Sn it may be a solder based on Sn, Ag—Solder or Sn—Cu.
  • the first brazing material 73 used as the joining material between the piezoelectric single crystal bodies 61 is made of Zn—Al solder, but its melting temperature (first joining temperature) and the second brazing material 76 are melted.
  • Other brazing materials may be used as long as the magnitude relationship with the temperature (second bonding temperature) is established. That is, the first brazing material 73 only needs to have a melting temperature higher than the melting temperature of the second brazing material 76 (first bonding temperature> second bonding temperature).
  • first bonding temperature> second bonding temperature it is desirable that the difference in melting temperature is several tens of degrees Celsius or more in consideration of temperature variations during production.
  • the solder used for the first brazing material 73 and the second brazing material 76 does not reach the melting temperature, and even when it is not melted, the Young's modulus decreases and becomes soft when the temperature is close to the melting temperature, and ultrasonic vibrations occur. The performance of the child 2 is reduced. Therefore, in particular, it is desirable to use a material having a large difference between the melting temperature of the second brazing material 76 and the maximum temperature (about 100 ° C.) when the ultrasonic vibrator 2 is driven.
  • lead zirconate titanate (PZT, Pb (Zr x , Ti 1-x ) O3), which is currently widely used as a piezoelectric material for conventional ultrasonic vibrators, has a Curie temperature of about 300 ° C. Since about 150 ° C., which is half the upper limit, can be used, even if a low melting point solder is used, the difference between the first bonding temperature and the second bonding temperature cannot be obtained. It cannot be applied to the method for manufacturing the ultrasonic transducer 2.
  • the ultrasonic transducer 2 that is the laminated ultrasonic vibration device of the present embodiment and the ultrasonic medical device 1 having the ultrasonic transducer 2 can be manufactured at low cost and as a mass material.
  • the piezoelectric body can be prevented from being damaged by the stress caused by the difference in thermal expansion coefficient between the metal block and the piezoelectric body.
  • the described requirements can be deleted if the stated problem can be solved and the stated effect can be obtained.
  • the configuration can be extracted as an invention.

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Abstract

 積層型超音波振動デバイス2は、複数の圧電体61および複数の電極層62,63を積層して一体化した積層圧電体ユニット75と、複数の圧電体61を接合しており、複数の圧電体61のキュリー温度の半分よりも低い第1の接合温度で融解する第1の接合材料73と、積層圧電体ユニット75と2つのマス材42,43を接合しており、第1の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第2の接合温度で融解する第2の接合材料76と、を備えている。

Description

積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置
 本発明は、超音波振動を励振する積層型超音波振動デバイス、この積層型超音波振動デバイスの製造方法、積層型超音波振動デバイスを備えた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、圧電振動子を用いた超音波振動体を内蔵したものがある。
 このような超音波振動体には、電気信号を機械振動に変換する圧電素子がフロントマスまたはバックマスとなる2つのブロック状の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ものがある。このような超音波振動子は、ランジュバン振動子と呼ばれている。
 ランジュバン振動子は、圧電素子と金属部材とを一体化する方法として、例えば、圧電素子を2つの金属部材間で挟み、ボルトにより強固に締結して全体が一体となって振動するボルト締めランジュバン振動子が知られている。
 このようなボルト締めランジュバン振動子に用いられる圧電素子は、一般的にチタン酸ジリコン酸鉛(PZT,Pb(Zr,Ti1-X)O3)が使用され、圧電素子の形状がリング状に加工されて内部にボルトが押通されている。
 PZTは、高い生産性および高い電気機械変換効率を有しており、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、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。このような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は、圧電単結晶のニオブ酸リチウム(LiNbO3)が知られている。
 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、金属ブロックによって圧電素子を挟んだ状態で一体的に接合させる方法が従来から知られている。特に、金属ブロックと圧電素子との接合方法として接着剤を用いず、ハンダをはじめとするろう材で接合した場合、ランジュバン振動子は、接着剤よりも良好な振動特性が得られるようになる。
 しかしながら、ハンダなどのろう材によって金属ブロックと圧電素子を接合するとき、一般に高温プロセスが必要なり、金属ブロックと圧電素子を接合した部分としての異種材料接合部において、熱応力により圧電単結晶の圧電素子が割れるという課題がある。
 このような課題を解決する技術として、例えば、日本国特開2008-128875号公報の超音波振動体に開示されている。この従来の超音波振動体では、圧電振動子の上下の両面に設けられた電極に接着剤により接合される各金属ブロックの接合面に、溝やくぼみなどの構造を設けて駆動中に生じる剪断歪みの発生の抑制、接合面での誘電損失の低下などを図り、圧電振動子でのクラックの発生を防ぐと共に、振動モードを安定化させる技術が知られている。
 しかしながら、日本国特開2008-128875号公報に開示された従来の超音波振動体では、金属ブロック表面に加工工程が必要となり製造コストを引き上げるという課題がある。
 即ち、従来の超音波振動体は、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間の接合部で生じる熱応力、接着剤の硬化収縮により生じる応力など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、余分な加工プロセスが必要となりコスト高となる課題がある。
 また、従来の超音波振動体は、圧電振動子と金属ブロックとの接着固定のために熱硬化型の接着剤を用いた場合に、この接着剤を硬化させるときに接合面近傍を加熱する。これにより、従来の超音波振動体は、接着剤の硬化後、圧電振動子と金属ブロックの熱膨張係数の差が原因で接着温度と常温との温度差に相当する剪断歪みが生じる可能性がある。
 そして、圧電振動子と金属ブロックの接合面には、常に残留応力が存在することとなり、これが原因で圧電振動子の内部にクラックが発生するという問題もあった。
 そこで、本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであって、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止した積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置を提供することを目的とする。
 本発明における一態様の積層型超音波振動デバイスは、2つのマス材の間に複数の圧電体が設けられた積層型超音波振動デバイスにおいて、前記複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第1の接合温度で融解する第1の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと前記2つのマス材を接合しており、前記第1の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第2の接合温度で融解する第2の接合材料と、を備えている。
 また、本発明における一態様の積層型超音波振動デバイスの製造方法は、複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第1の接合温度で融解する第1の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと2つのマス材を接合しており、前記第1の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第2の接合温度で融解する第2の接合材料と、を備える積層型超音波振動デバイスの製造方法であって、前記複数の圧電単結晶ウエハの表裏面に下地金属が成膜するステップと、前記下地金属が成膜された前記複数の圧電単結晶ウエハ間を前記第1の接合材料により接合して前記積層ウエハを製作するステップと、前記積層ウエハをダイシングして複数の前記積層圧電体ユニットを切り出すステップと、1つの前記積層圧電体ユニットと前記2つのマス材とを前記第2の接合材料により接合して積層振動子を製作するステップと、を具備する。
 さらに、本発明における一態様の超音波医療装置は、複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第1の接合温度で融解する第1の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと2つのマス材を接合しており、前記第1の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第2の接合温度で融解する第2の接合材料と、を備える積層型超音波振動デバイスと、前記積層型超音波振動デバイス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。
 以上に記載の本発明によれば、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止した積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置を提供することができる。
本発明の一態様に係る超音波医療装置の全体構成を示す断面図 同、振動子ユニットの全体の概略構成を示す図 同、超音波振動子の構成を示す斜視図 同、超音波振動子の構成を示す側面図 同、超音波振動子の製造過程を示したフローチャート 同、圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、下地金属が成膜された圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、積層される複数の圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、複数の圧電単結晶ウエハが積層された積層ウエハを示す斜視図 同、ダイシングされる積層ウエハを示す斜視図 同、積層ウエハから切り出された積層圧電体ユニットを示す斜視図 同、超音波振動子を含む振動子ユニットの分解斜視図 同、振動子ユニットの超音波振動子へフレキシブルプリント基板を実装する状態を示す分解斜視図 同、超音波振動子にFPCが実装された振動子ユニットを示す斜視図 同、超音波振動子の製造および駆動に関する温度関係を示すグラフ
 以下、図を用いて本発明について説明する。なお、以下の説明において、各実施の形態に基づく図面は、模式的なものであり、各部分の厚みと幅との関係、夫々の部分の厚みの比率などは現実のものとは異なることに留意すべきであり、図面の相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。
 先ず、本発明の一態様の超音波振動を励振する積層型超音波振動デバイスを備えた超音波医療装置の実施の形態について、図面に基いて以下に説明する。 
 図1は、超音波医療装置の全体構成を示す断面図、図2は振動子ユニットの全体の概略構成を示す図、図3は超音波振動子の構成を示す斜視図、図4は超音波振動子の構成を示す側面図、図5は超音波振動子の製造過程を示したフローチャート、図6は圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図7は下地金属が成膜された圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図8は積層される複数の圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図9は複数の圧電単結晶ウエハが積層された積層ウエハを示す斜視図、図10はダイシングされる積層ウエハを示す斜視図、図11は積層ウエハから切り出された積層圧電体ユニットを示す斜視図、図12は超音波振動子を含む振動子ユニットの分解斜視図、図13は振動子ユニットの超音波振動子へFPCを実装する状態を示す分解斜視図、図14は超音波振動子にFPCが実装された振動子ユニットを示す斜視図、図15は超音波振動子の製造および駆動に関する温度関係を示すグラフである。
(超音波医療装置)
 図1に示す、超音波医療装置1は、主に超音波振動を発生させる超音波振動子2を有する振動子ユニット3と、その超音波振動を用いて患部の凝固/切開処置を行うハンドルユニット4とが設けられている。
 ハンドルユニット4は、操作部5と、長尺な外套管7からなる挿入シース部8と、先端処置部30とを備える。挿入シース部8の基端部は、操作部5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30は、挿入シース部8の先端に設けられている。ハンドルユニット4の操作部5は、操作部本体9と、固定ハンドル10と、可動ハンドル11と、回転ノブ12とを有する。操作部本体9は、固定ハンドル10と一体に形成されている。
 操作部本体9と固定ハンドル10との連結部には、背面側に可動ハンドル11を挿通するスリット13が形成されている。可動ハンドル11の上部は、スリット13を通して操作部本体9の内部に延出されている。
 スリット13の下側の端部には、ハンドルストッパ14が固定されている。可動ハンドル11は、ハンドル支軸15を介して操作部本体9に回動可能に取り付けられている。そして、ハンドル支軸15を中心として可動ハンドル11が回動する動作に伴い、可動ハンドル11が固定ハンドル10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11の上端部には、略U字状の連結アーム16が設けられている。また、挿入シース部8は、外套管7と、この外套管7内に軸方向に移動可能に挿通された操作パイプ17とを有する。
 外套管7の基端部には、先端側部分よりも大径な大径部18が形成されている。この大径部18の周囲に回転ノブ12が装着されるようになっている。
 操作パイプ19の外周面には、リング状のスライダ20が軸方向に沿って移動可能に設けられている。スライダ20の後方には、コイルばね(弾性部材)21を介して固定リング22が配設されている。
 さらに、操作パイプ19の先端部には、把持部23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23は、プローブ6の先端部31と共に超音波医療装置1の処置部を構成している。そして、操作パイプ19が軸方向に移動する動作時に、把持部23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19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23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23がプローブ6の先端部31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23と、プローブ6の先端部31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2に供給し、超音波振動子2を振動させる。この超音波振動は、プローブ6の先端部31まで伝達される。そして、この超音波振動を用いて把持部23とプローブ6の先端部31との間で把持されている生体組織の凝固/切開処置を行う。
(振動子ユニット)
 ここで、振動子ユニット3について説明する。 
 振動子ユニット3は、図2に示すように、超音波振動子2と、この超音波振動子2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6とを一体的に組み付けたものである。
 超音波振動子2は、超音波振動子の振幅を増幅するホーン32が連設されている。ホーン32は、ステンレス鋼、ジュラルミン、あるいは例えば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32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33が形成されている。なお、ここでホーン32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6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34を有する。このプローブ本体34の基端部側には、上述のホーン32に連設された超音波振動子2が配設されている。
 このようにして、プローブ6と超音波振動子2とを一体化した振動子ユニット3が形成されている。なお、プローブ6は、プローブ本体34とホーン32とが螺着されており、プローブ本体34とホーン32が接合される。
 そして、超音波振動子2で発生した超音波振動は、ホーン32で増幅されたのち、プローブ6の先端部31側に伝達するようになっている。プローブ6の先端部31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34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35が取り付けられている。そして、これらのゴムライニング35によって、プローブ本体34の外周面と後述する操作パイプ19との接触を防止するようになっている。
 即ち、挿入シース部8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6は、操作パイプ19の内部に挿入される。このとき、ゴムライニング35によってプローブ本体34の外周面と操作パイプ19との接触を防止している。
 また、超音波振動子2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36を介して電気的に接続される。この電気ケーブル36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2に供給することによって、超音波振動子2が駆動される。
 以上の説明から、振動子ユニット3は、超音波振動を発生させる超音波振動子2、この超音波振動子2で発生した超音波振動を増幅させるホーン32および増幅された超音波振動を伝達するプローブ6を備えている。
(超音波振動子)
 ここで、本発明の積層型超音波振動デバイスとしての超音波振動子2について以下に説明する。 
 振動子ユニット3の超音波振動子2は、図3および図4に示すように、先端から順に振動伝達部材の1つであるプローブ本体34に螺着などされて接続された上述のホーン32と、このホーン32の後方に連設された、ここでは矩形状(四角柱形状)の積層圧電体ユニットとしての積層振動子41と、ホーン32の基端から電気ケーブル36まで積層振動子41を覆うカバー体51と、を有して構成されている。
 なお、積層振動子41を覆うカバー体51は、基端部分に通電部材としての2つのFPC(フレキシブルプリント基板)47,48と電気的に接続された電気ケーブル36の配線36a,36bを覆う折れ止52を有している。なお、通電部材は、FPC47,48に限られず、単なる金属線としてもよい。
 積層振動子41は、前方側がホーン32に螺着などによって接続された、ここでは矩形状(四角柱状)のフロントマス42に接合され、後方側が矩形状(四角柱状)のバックマス43に接合されている。
 なお、フロントマス42およびバックマス43は、ホーン32と同様に、ジュラルミンによって形成されている。また、フロントマス42およびバックマス43は、ステンレス鋼、または例えば、64Ti(Ti-6Al-4V)などのチタン合金でもよい。
 さらに、積層振動子41は、フロントマス42およびバックマス43との間に絶縁性があり振動が減衰し難い絶縁部材を挟んでも良い。この絶縁部材は、例えば,アルミナ,窒化珪素などのセラミクス系材料を矩形状(四角柱状)の板体に形成した絶縁板を用いるとよい。
 このように、積層振動子41は、絶縁部材を設けることで、図1に示した超音波医療装置1が高周波を用いて処置などを行う医療用の高周波メスなどの処置具と併用されても、処置具からの高周波による破損などが防止される。
 積層振動子41は、キュリー点の高い非鉛の単結晶材料から形成された圧電素子が用いられ、この圧電素子である圧電単結晶チップとしての圧電単結晶体61が複数、ここでは4つが積層配置されている。
 これら4つの圧電単結晶体61、フロントマス42およびバックマス43の間には、それぞれを接合する、ろう材としての後述する非鉛ハンダから形成された接合金属層として、正電極層となる正電側接合金属62と負電極層となる負電側接合金属63が交互に介装されている。
 なお、積層振動子41は、圧電単結晶体61間、圧電単結晶体61とフロントマス42またはバックマス43との間に設けられた正電側接合金属62または負電側接合金属63に上述のFPC47,48の電気接点部が導電性ペーストなどにより電気的に接続されている。
(超音波振動子の製造方法)
 次に、以上に説明した超音波振動子2の製造方法について、以下に詳しく説明する。 
 先ず、超音波振動子2は、キュリー温度(キュリー点)が高く、接合金属の融点でも圧電特性が劣化しない圧電材料を使用し、ここでは単結晶材料としてのニオブ酸リチウム(LiNbO3)ウエハからなる圧電単結晶ウエハ71(図6参照)から作成される。
 なお、圧電単結晶ウエハ71は、圧電素子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ものが用いられる。
 図5のフローチャートに示すように、先ず、圧電単結晶ウエハ71(図6参照)の表裏面に下地金属72(図7参照)が形成される(S1)。 
 具体的には、圧電単結晶ウエハ71は、表裏面上に非鉛ハンダと良好な密着性および濡れ性を有する、例えば、Ti/Ni/Au、Ti/Pt/Au、Cr/Ni/AuまたはCr/Ni/Pd/Auからなる下地金属72が蒸着、スパッタ、鍍金などによって成膜される。
 次に、所望の超音波振動子2の仕様に応じた枚数、ここでは4枚の圧電単結晶ウエハ71(図8および図9参照)が積層されて接合される(S2)。
 具体的には、4つの圧電単結晶ウエハ71の下地金属72の間に、図8に示すように、非鉛ハンダの例えば、Zn-Al系ハンダを用いた第1の接合材料としての第1のろう材73が設けられる。なお、第1のろう材73は、圧電単結晶ウエハ71の一方の下地金属72上にスクリーン印刷またはリボン形態により配設される。
 そして、4つの圧電単結晶ウエハ71は、互いを接合する第1のろう材73にZn-Al系ハンダが用いられているため、第1のろう材73が溶融する第1の接合温度となる約380℃まで加熱されて、ゆっくり冷却される。こうして、4つの圧電単結晶ウエハ71は、図9に示すように、第1のろう材73によって互いが接合される。
 これにより、4つの圧電単結晶ウエハ71の間に下地金属72および第1のろう材73によって構成される接合金属層が形成されて一体化された積層ウエハ74が成形される。
 なお、4つの圧電単結晶ウエハ71を接合する加熱工程の際に、必要に応じて積層方向に圧縮するように加圧を行うとよい。
 次に、積層ウエハ74から、積層圧電体ユニット75(図10および図11参照)を切出加工する(S3)。 
 具体的には、積層ウエハ74が厚さの薄いダイシングブレードによって、図10に示す破線(仮想線)に沿ってブロック状に切り出され、図11に示すような矩形状の圧電材料ブロックとしての複数の積層圧電体ユニット75が複数抽出される。
 即ち、積層ウエハ74から4つの圧電単結晶体61が積層した状態で一体化された積層圧電体ユニット75が抽出される。また、4つの圧電単結晶体61間の下地金属72と第1のろう材73は、積層圧電体ユニット75の正電側接合金属62または負電側接合金属63を構成する。
 ここでの積層圧電体ユニット75の形状は、超音波振動子2の仕様に合わせた矩形ブロック状となっている。なお、積層ウエハ74からダイシングにより切り出される積層圧電体ユニット75は、矩形ブロック状とすることで最も安価で製作することができる。
 次に、切出された1つの積層圧電体ユニット75と、マス材であるフロントマス42およびバックマス43が接合される(S4)。 
 具体的には、図12に示すように、積層圧電体ユニット75の両端が挟まれるように金属ブロックであるフロントマス42およびバックマス43が接合される。
 ここでは、積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43の間に、非鉛ハンダとして、例えば、Sn-Ag-Cu系ハンダを用いた第2の接合材料としての第2のろう材76が設けられる。この第2のろう材76は、積層圧電体ユニット75の両端面の下地金属72上またはフロントマス42およびバックマス43の一面にスクリーン印刷またはリボン形態により配設される。
 そして、積層圧電体ユニット75、フロントマス42およびバックマス43は、互いを接合する第2のろう材76にSn-Ag-Cu系ハンダが用いられているため、このSn-Ag-Cu系ハンダが溶融する温度である約220℃まで加熱されて、ゆっくり冷却される。こうして、積層圧電体ユニット75、フロントマス42およびバックマス43は、第2のろう材76によって互いが接合される。
 これにより、積層圧電体ユニット75、フロントマス42およびバックマス43の間に下地金属72および第2のろう材76によって構成される接合金属層が形成されて一体化された超音波振動子2が成形される。なお、ここでも、積層圧電体ユニット75、フロントマス42およびバックマス43を接合する加熱工程の際に、必要に応じて積層方向に圧縮するように加圧を行うとよい。
 また、超音波振動子2は、積層圧電体ユニット75、フロントマス42またはバックマス43の間に介装された第2のろう材76および積層圧電体ユニット75の両端面に設けられた下地金属72が積層圧電体ユニット75の負電側接合金属63を構成する。
 なお、フロントマス42の一端面中央には、タップ付のネジ穴42aが加工されている。このネジ穴42aにホーン32に一体形成されたネジ部32aが螺合することで、ホーン32とフロントマス42が螺着される。
 そして、超音波振動子2へ通電部材である2つのFPC47,48(図13および図14参照)が実装される(S5)。 
 超音波振動子2の正電側接合金属62および負電側接合金属63は、図13および図14に示すように、FPC47,48の電気接点と、導電性ペーストなどを用いて形成された電気接続部49を介して電気的に接続される。
 即ち、正電側接合金属62および負電側接合金属63と、FPC47,48との電気的接続を取るために、正電側接合金属62および負電側接合金属63の外表面にFPC47,48の電気接点が電気接続部49を介して接触して、FPC47,48が積層圧電体ユニット75に固定される。
 このようにして、正電側接合金属62および負電側接合金属63と、FPC47,48との電気的接続が確立される。そして、FPC47,48には、上述の電気ケーブル36の配線36a,36b(図3および図4参照)が接続される。
 なお、図13および図14では、ホーン32とフロントマス42とが螺着された状態を示しているが、ホーン32とフロントマス42との螺着による接合に関しては、上述のステップS5の超音波振動子2へのFPC47,48の装着前後のいずれかで行えばよい。
 このような構成により、正電極側として、電気ケーブル36の配線36aと、FPC47,電気接続部49、正電極側金属62が電気的に接続される。また、負電極側として、電気ケーブル36の配線36bと、FPC48、電気接続部49、負電極金属63が電気的に接続される。これらの電気的接続により、駆動信号は正電側接合金属62を介して4つの圧電単結晶体61に印加され、負電側接合金属63から帰還される。
 なお、正電側接合金属62、負電側接合金属63および電気接続部49の露出する表面部分には、樹脂などの絶縁体で覆い、不良となる不要な電気的接続の発生を防いでもよく、FPC47,48の機械的固定の補強を目的として、正電側接合金属62および負電側接合金属63にFPC47,48を接着剤で固定しても良い。さらに、FPC47,48は、4つの圧電単結晶体61の側部の表面に接着剤で固定してもよい。
 以上に説明した超音波振動子2の製造プロセスにより、フロントマス42、4つの圧電単結晶体61およびバックマス43を接合金属層となる正電側接合金属62および負電側接合金属63により積層して一体化し、この積層体の側面に設けられるFPC47,48から電気接続部49を介して、正電側接合金属62に駆動信号を印加して、負電側接合金属63により帰還させることで、超音波振動子2の全体を超音波振動させるようにしている。
 このように本実施の形態の超音波医療装置1では、積層型超音波振動デバイスとしての超音波振動子2が、複数枚、ここでは4つの圧電単結晶ウエハ71に下地金属72を形成した後、第1のろう材73により4つの圧電単結晶ウエハ71を積層接合した積層ウエハ74をダイシングして切り出すことで4つの圧電単結晶体61、正電側接合金属62および負電側接合金属63が積層する矩形ブロック状の積層圧電体ユニット75を有した構成となっている。
 これにより、超音波振動子2に設けられる積層圧電体ユニット75は、圧電単結晶体61を個別に接合する工程が必要なく、積層ウエハ74から積層圧電体ユニット75を一括して複数製造できる。
 そのため、超音波振動子2は、圧電単結晶ウエハ71から個別に圧電単結晶体61を切り出す必要が無いため、ダイシング回数が減少し、加工時間が短縮されて、コスト低減につながる。その結果、超音波振動子2を安価に製造することができる。
 なお、上述では、超音波振動子2が矩形ブロック状の最も安価に製造できる形状の例を挙げたが、これに限定されることなく、これら部材の形状が、例えば、円柱形状としたものでもよい。さらに、積層ウエハ74からダイシングにより積層圧電体ユニット75を切り出して矩形ブロック状とすることにも限定されることなく、例えば、下地金属72を形成した圧電単結晶ウエハ71を予めダイシングして矩形状にしておき、これを複数枚用いて積層接合した積層圧電体ユニット75としても良い。
 また、超音波振動子2は、積層された4つの圧電単結晶ウエハ71を接合する第1のろう材73にZn-Al系ハンダが用いられ、積層ウエハ74から切出された積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合する第2のろう材76が第1のろう材73よりも融点(融解温度)の低いSn-Ag-Cu系ハンダが用いられている。
 具体的には、4つの圧電単結晶ウエハ71を接合するときの第1の接合温度が第1のろう材73の融解温度(約380℃)に設定され、積層ウエハ74から切出された積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合するときの第2の接合温度が第1の接合温度よりも低い第2のろう材76の融解温度(約220℃)に設定される。
 即ち、超音波振動子2は、図15に示すように、4つの圧電単結晶ウエハ71(圧電単結晶体61)を接合する第1の接合温度が約380℃であり、積層ウエハ74から切出された積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合する第2の接合温度が第1の接合温度(約380℃)よりも低い約220℃である。
 また、積層圧電体ユニット75は、フロントマス42およびバックマス43との接合時に、第1のろう材73によって4つの圧電単結晶体61が接合された状態となっており、第2のろう材76の融解温度(約220℃)まで加熱されても、それよりも高い融解温度(約380℃)の第1のろう材73が用いられているため、圧電単結晶体61間を接合する第1のろう材73が融解することなく圧電単結晶体61間の接合の信頼性が損なわれることがない。
 ところで、超音波振動子2の製造過程において、フロントマス42およびバックマス43を積層圧電体ユニット75に接合する時に圧電単結晶体61に影響を及ぼし、圧電単結晶体61の内部にクラックが発生する場合がある。その理由として、超音波振動子2は、圧電単結晶体61とフロントマス42およびバックマス43の熱膨張係数の違いによって、圧電単結晶体61側に剪断歪みが生じて常に残留応力が生じる場合があるからである。
 上述のように、フロントマス42またはバックマス43と積層圧電体ユニット7との接合箇所に用いる第2のろう材76の融解温度を第1のろう材73よりも低くすることで、この熱膨張係数の違いによる影響を抑制することができ、圧電単結晶体61の内部に発生するクラックを防止することができる。
 さらに、超音波振動子2は、積層圧電体ユニット75として積層される4つの圧電単結晶体61にニオブ酸リチウム(LiNbO3)が用いられている。このニオブ酸リチウム(LiNbO3)は、キュリー点(キュリー温度)が約1200℃であり、その半分の温度である約600℃が使用可能の上限とされている。
 そして、超音波振動子2は、製造時の最大温度が4つの圧電単結晶ウエハ71を接合するときに第1のろう材73を融解させて、4つの圧電単結晶ウエハ71(圧電単結晶体61)を接合する第1の接合温度が圧電単結晶体61のキュリー温度の半分の約600℃よりも低い約380℃である。そのため、圧電単結晶ウエハ71から形成される4つの圧電単結晶体61の圧電性能を劣化させることがない。
 ところで、超音波振動子2は、動作時の温度が最大で約100℃まで上昇する。即ち、超音波振動子2は、図15に示すように、4つの圧電単結晶ウエハ71を接合する第1のろう材73の融解温度(約380℃)および積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合する第2のろう材76の融解温度(約220℃)が動作時の最大温度(約100℃)よりも高い。
 したがって、超音波振動子2は、動作時に、第1のろう材73または第2のろう材76から形成された正電側接合金属62および負電側接合金属63が融解する温度まで達することがないため4つの圧電単結晶体61間の接合および積層圧電体ユニット75とフロントマス42またはバックマス43の接合の信頼性が損なわれることがない。
 換言すると、超音波振動子2は、積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合する第2の接合温度(約220℃)が積層圧電体ユニット75の製造時となる4つの圧電単結晶ウエハ71を接合するときの第1の接合温度(約380℃)よりも低く、且つ超音波振動子2の動作時の最大温度(約100℃)よりも高い温度である。
 このように超音波振動子2は、駆動時の最大温度(約100℃)および第1の接合温度(約380℃)の間に第2の接合温度(約220℃)が設定された温度関係とすることで、4つの圧電単結晶体61間の接合およびの積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43との接合の信頼性を損なうことなく、超音波振動子2を製造することができる。
 これに加えて、超音波振動子2は、動作時において、最大温度の約100℃に達しても、4つの圧電単結晶体61間の接合部およびの積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43との接合部となる正電側接合金属62および負電側接合金属63への影響のない構成となっている。
 本実施の形態の超音波振動子2は、積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43を接合する箇所の接合材料である第2のろう材76の熱膨張係数を圧電単結晶体61とフロントマス42およびバックマス43の中間の範囲としている。
 このため、超音波振動子2は、積層圧電体ユニット75の両端に設けられた圧電単結晶体61とフロントマス42およびバックマス43の熱膨張係数の違いによって生じる場合がある圧電単結晶体61側の剪断歪みを抑制することができ、圧電単結晶体61の内部に発生するクラックを防止することができる。
 具体的には、超音波振動子2は、圧電単結晶体61にニオブ酸リチウム(LiNbO3)が用いられ、フロントマス42およびバックマス43にジュラルミンが用いられている。なお、ニオブ酸リチウム(LiNbO3)の熱膨張係数は、8~15×10―6[1/℃]であって、ジュラルミンの熱膨張係数は24×10―6[1/℃]である。
 そのため、本実施の形態では、ニオブ酸リチウム(LiNbO3)の圧電単結晶体61とジュラルミンのフロントマス42およびバックマス43の熱膨張係数の間の熱膨張係数を有するSn-Ag-Cu系ハンダである第2のろう材76が用いられている。
 なお、Sn-Ag-Cu系ハンダの熱膨張係数は、ニオブ酸リチウム(LiNbO3)の熱膨張係数(8~15×10―6[1/℃])よりも大きく、ジュラルミンの熱膨張係数(24×10―6[1/℃])よりも小さい21×10―6[1/℃]である。
 これにより、積層圧電体ユニット75と、フロントマス42およびバックマス43と、の接合材料であるSn-Ag-Cu系ハンダの第2のろう材76が積層圧電体ユニット75とフロントマス42およびバックマス43の熱膨張係数差を吸収する役割となり、圧電単結晶体61への応力が低減され、圧電単結晶体61の内部にクラックが発生することが防止される。
 なお、第2のろう材76は、ニオブ酸リチウム(LiNbO3)とジュラルミンの熱膨張係数の間の熱膨張係数を有していればよく、Su-Ag-Cu系ハンダの他に、例えば、Sn系ハンダ、Sn-Ag系ハンダまたはSn-Cu系ハンダでもよい。
 また、圧電単結晶体61同士の接合材料となる第1のろう材73は、Zn-Al系ハンダを用いたが、その融解温度(第1の接合温度)と第2のろう材76の融解温度(第2の接合温度)との大小関係が成り立てば他のろう材を用いても良い。即ち、第1のろう材73は、第2のろう材76の融解温度よりも高い融解温度(第1の接合温度>第2の接合温度)を有するものであればよい。但し、その融解温度の差は、製造時の温度ばらつきを考慮して数十℃以上あることが望ましい。
 さらに、第1のろう材73および第2のろう材76に用いられるハンダは、融解温度に達しなく、溶融しない状態でも温度が融解温度近傍になるとヤング率が低下して柔らかくなり、超音波振動子2の性能が低下する。そのため、特に、第2のろう材76の融解温度と超音波振動子2の駆動時の最大温度(約100℃)の差が大きいものを使用することが望ましい。
 ところで、従来の超音波振動子の圧電材料として現在広く使用されているチタン酸ジリコン酸鉛(PZT,Pb(Zr,Ti1-x)O3)は、キュリー温度が約300℃であり、その半分の約150℃が使用可能の上限とされているため、低融点はんだを用いたとしても、第1の接合温度と第2の接合温度の差が得られず、本実施の形態のような超音波振動子2の製造方法には適用することができない。
 以上に説明したように、本実施の形態の積層型超音波振動デバイスである超音波振動子2およびこの超音波振動子2を有する超音波医療装置1は、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止することができる構成となる。
 上述の実施の形態に記載した発明は、その実施の形態および変形例に限ることなく、その他、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々の変形を実施し得ることが可能である。さらに、上記実施の形態には、種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合せにより種々の発明が抽出され得るものである。
 例えば、実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、述べられている課題が解決でき、述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得るものである。
 本出願は、2014年1月27日に日本国に出願された特願2014-012686号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の内容は、本願明細書、請求の範囲、および図面に引用されたものである。

Claims (10)

  1.  2つのマス材の間に複数の圧電体が設けられた積層型超音波振動デバイスにおいて、
     前記複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、
     前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第1の接合温度で融解する第1の接合材料と、
     前記積層圧電体ユニットと前記2つのマス材を接合しており、前記第1の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第2の接合温度で融解する第2の接合材料と、
     を備えたことを特徴とする積層型超音波振動デバイス。
  2.  前記第2の接合材料の熱膨張係数は、前記複数の圧電体の熱膨張係数と、前記2つのマス材の熱膨張係数の中間の範囲内とすることを特徴とする請求項1に記載の積層型超音波振動デバイス。
  3.  前記第1の接合材料および前記第2の接合材料が異なるろう材であることを特徴とする請求項1または請求項2に記載の積層型超音波振動デバイス。
  4.  前記積層圧電体ユニットは、矩形ブロック状であることを特徴とする請求項1から請求項3のいずれか1項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  5.  前記複数の圧電体が圧電単結晶材料であることを特徴とする請求項1から請求項4のいずれか1項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  6.  前記第1の接合材料および前記第2の接合材料が前記複数の電極層となることを特徴とする請求項1から請求項5のいずれか1項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  7.  請求項1から請求項6のいずれか1項に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法であって、
     前記複数の圧電単結晶ウエハの表裏面に下地金属が成膜するステップと、
     前記下地金属が成膜された前記複数の圧電単結晶ウエハ間を前記第1の接合材料により接合して前記積層ウエハを製作するステップと、
     前記積層ウエハをダイシングして複数の前記積層圧電体ユニットを切り出すステップと、
     1つの前記積層圧電体ユニットと前記2つのマス材とを前記第2の接合材料により接合して積層振動子を製作するステップと、
     を具備することを特徴とする積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  8.  前記第1の接合温度に加熱して前記第1の接合材料を溶融させた後、冷却して前記複数の圧電単結晶ウエハ間を接合することを特徴とする請求項7に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  9.  前記第2の接合温度に加熱して前記第2の接合材料を溶融させた後、冷却して前記積層圧電体ユニットと前記2つのマス材とを接合することを特徴とする請求項7または請求項8に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  10.  請求項1から請求項6のいずれか1項に記載の前記積層型超音波振動デバイスと、
     前記積層型超音波振動デバイス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。
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