CN107431864A

CN107431864A - 超声波振子和超声波医疗装置

Info

Publication number: CN107431864A
Application number: CN201580077671.0A
Authority: CN
Inventors: 伊藤宽
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2015-03-13
Filing date: 2015-03-13
Publication date: 2017-12-01
Also published as: US20170365769A1; JPWO2016147250A1; DE112015006135T5; WO2016147250A1; JP6529576B2

Abstract

提供使在矩形的压电元件的四个角产生的热应力接近均等从而减少破裂的振动传递效率良好的超声波振子和超声波医疗装置。超声波振子(1)的特征在于，具有：两个金属块(2)；表面为矩形的多个压电元件(3)，它们层叠在金属块(2)之间；以及接合材料(4)，其将金属块(2)和压电元件(3)、以及压电元件(3)彼此接合，从压电元件(3)的表面的中心朝向四个角的对角线方向上的热膨胀系数相等。

Description

超声波振子和超声波医疗装置

技术领域

本发明涉及激励超声波的超声波振子和超声波医疗装置。

背景技术

在利用超声波振动进行活体组织的凝固和切开处置的超声波处置器具中，在手持件内内设有螺栓紧固型朗之万振子作为超声波振动源。在螺栓紧固型朗之万振子中，将电信号转换为机械振动的压电元件被由金属部件构成的前质量块和后质量块夹持，利用螺栓牢固地进行紧固而将它们一体化，从而整体一体地振动。将压电元件被金属部件夹着并且使用包含粘接等在内的某种方法将它们一体化而进行振动的振子称作朗之万振子，将使用螺栓的紧固作为一体化的方法的振子称作螺栓紧固型朗之万振子。作为通常的结构，作为压电元件而使用锆钛酸铅(PZT，Pb(Zr_X，Ti_1？X)O3)，压电元件的形状被加工成环状，在环内部贯穿有螺栓。

PZT具有较高的生产率和较高的电气机械转换效率，作为压电材料具有优异的特性，因此长年被用于超声波振子和致动器等各种领域中。然而，由于锆钛酸铅(PZT)使用铅，因此从对环境的不良影响的观点出发，近年来期望采用不使用铅的非铅压电材料。

在非铅压电材料中，作为具有较高的电气机械转换效率的材料，存在压电单晶的铌酸锂(LiNbO3)。作为价格低廉地实现使用铌酸锂的朗之万振子的结构，存在通过接合而将金属块和压电元件一体化的方法，尤其是在作为接合方法不使用粘接剂而使用以焊锡为代表的钎焊材料进行接合的情况下，能够取得比粘接剂好的振动特性。然而，使用钎焊材料的接合通常需要高温工艺，存在在作为将金属块和压电元件接合的部分的异种材料接合部由于热应力而导致压电元件破裂这样的课题。

在通过接合而实现的朗之万振子中，作为缓和在金属块与压电元件接合的异种材料接合部产生的应力来防止压电材料破裂的方法，在专利文献1中公开了在金属块上设置槽或凹部的结构。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2008-128875号公报

发明内容

发明要解决的课题

然而，在专利文献1所记载那样的现有的超声波振子中，为了吸收在通过粘接而将接合金属块和压电元件接合时在异种材料接合部产生的热应力和由于粘接剂的硬化收缩而产生的应力，在金属块表面上设置有槽或凹部等构造，因此气泡有可能混入到粘接剂等粘接材料内部从而导致振动传递效率降低。尤其是，在使用焊锡作为接合材料并且采用焊粒作为焊锡的提供方法的情况下，难以将存在凹凸形状的部分无气泡地接合。

并且，由于压电单晶材料是各向异性材料，因此热膨胀系数根据方向而不同，因此在与各向同性材料接合的情况下，无法使热膨胀系数在所有方向上一致。因此，关于接合型朗之万振子，即使选择了具有适当的热膨胀系数的各向同性材料以降低热应力，在易于产生应力集中的角的部分也存在产生热应力的部位，可能导致压电元件的可靠性降低。

本发明的实施方式提供使在矩形的压电元件的四个角产生的热应力接近均等从而减少破裂的超声波振子和超声波医疗装置。

用于解决课题的手段

本发明的某个方式的超声波振子的特征在于，该超声波振子具有：两个金属块；表面为矩形的多个压电元件，它们层叠在所述金属块之间；以及接合材料，其将所述金属块和所述压电元件、以及所述压电元件彼此接合，从所述压电元件的表面的中心朝向四个角的对角线方向上的热膨胀系数相等。

本发明的某个方式的超声波医疗装置的特征在于，该超声波医疗装置具有所述超声波振子和探针前端部，该探针前端部被传递由所述超声波振子产生的超声波振动而对活体组织进行处置。

发明效果

根据本发明的实施方式的超声波振子和超声波医疗装置，能够使在矩形的压电元件的四个角产生的热应力接近均等从而减少破裂。

附图说明

图1示出了本实施方式的超声波振子。

图2示出了本实施方式的压电单晶材料的晶轴和晶片的坐标系。

图3示出了本实施方式的超声波振子的晶片的坐标系。

图4示出了另一实施方式的超声波振子。

图5示出了第一实施方式的压电元件。

图6示出了铌酸锂的晶轴与第一实施方式的压电元件的晶片的坐标系的关系。

图7示出了铌酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。

图8示出了从36度旋转Y切X传播的铌酸锂切出第一实施方式的压电元件的方法。

图9示出了第二实施方式的压电元件。

图10示出了铌酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。

图11示出了从36度旋转Y切X传播的铌酸锂切出第二实施方式的压电元件的方法。

图12示出了钽酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。

图13示出了本实施方式的超声波医疗装置的整体结构。

图14示出了本实施方式的超声波医疗装置的振子单元整体的概略结构。

图15示出了本实施方式的超声波医疗装置的另一方式的超声波医疗装置的整体结构。

具体实施方式

以下，对本实施方式的超声波振子1进行说明。

图1示出了本实施方式的超声波振子1。图1的(a)示出了接合前的本实施方式的超声波振子1。图1的(b)示出了接合后的本实施方式的超声波振子1。

如图1的(a)所示，本实施方式的超声波振子1具有：两个金属块2；多个压电元件3，它们层叠在金属块2之间；接合材料4，其将金属块2和压电元件3、以及压电元件3彼此接合；以及绝缘性较高的绝缘部件5。

如图1的(b)所示，金属块2和绝缘部件5、绝缘部件5和压电元件3、以及压电元件3彼此通过接合材料4而紧密地接合。关于接合，只要加热到使接合材料4熔化的温度后再冷却即可。

对本实施方式的超声波振子1的各材料进行说明。

压电元件3使用居里点较高的单晶的铌酸锂(LiNbO3)。例如，优选使用被称作36度旋转Y切的晶体取向的铌酸锂晶片，以使得压电元件3的厚度方向上的机电耦合系数大。压电元件3是在铌酸锂晶片的表面和背面上成膜Ti/Pt、Cr/Ni/Au等基底金属之后通过切割等被切成矩形而制成的，使得铌酸锂与非铅焊锡的润湿性、密合性良好。相邻的压电元件3以上下表面翻转的方式层叠。

接合材料4使用具有低于居里点的熔点(优选为居里点一半以下的熔点)的非铅焊锡。然而，在使用焊锡作为接合材料并且利用焊粒作为焊锡的提供方法的情况下，很难将存在凹凸形状的部分无气泡地接合。因此，优选压电元件3、金属块2、绝缘部件5的接合部由平面构成。并且，关于接合材料4的厚度，只要考虑接合后的各部件间的距离来决定即可。

金属块2使用硬铝等铝合金、64Ti等钛合金、纯钛、不锈钢、软钢、镍铬钢、工具钢、黄铜、蒙乃尔合金等中的各自热膨胀系数不同的材料。

在像图1的(b)那样形成的超声波振子1中，在侧方安装有与未图示的电缆连结的柔性基板，与通常的超声波振子同样地在所层叠的压电元件3的两端及其之间交替地安装有正电极层和负电极层。而且，通过对各压电元件3施加驱动用电信号，能够驱动超声波振子1。

图2示出了本实施方式的压电单晶材料的晶轴和晶片W的坐标系。图3示出了本实施方式的超声波振子1的晶片W的坐标系。

由于压电单晶材料是各向异性材料，因此热膨胀系数根据朝向而不同。然而，在以与压电元件3的面垂直的方向为旋转轴进行旋转时，面内方向的热膨胀系数周期性地变动，有时热膨胀系数在四个方向上相等。如果以使该四个方向为矩形的压电元件3的角的方式选择压电元件3的外径的纵横尺寸比和相对于晶轴的朝向，则能够使热膨胀系数在矩形的压电元件3的对角方向上相等。

图2所示的压电单晶材料的晶轴(X、Y、Z)与图3所示的在从压电单晶材料切出的晶片W上所取的坐标系(χ1，χ2，χ3)之间的关系是通过连续的三次旋转而关联起来的，该旋转角被称作欧拉角。

如图3所示，在晶片W上的坐标系中，设与晶片W表面垂直的方向为+χ3，设从晶片W中心向表示晶轴的方向的定向平面OF垂直的方向为+χ1，以使(χ1，χ2，χ3)为右手系的方式设定+χ2的朝向。

首先，考虑晶轴(X、Y、Z)，第一次旋转是绕Z轴旋转角度关于旋转的朝向，设以使右旋螺纹向旋转轴的正方向前进的方式旋转的朝向为正。以下的两次旋转也是同样的。的角度能够在0度到360度的范围内取。通过该旋转，原来的X轴被转换为χ’。接下来的旋转是绕着新被定义为χ’的轴的旋转，旋转角为角度θ。该旋转被限制为0度至180度的值。通过该旋转，Z轴被转换为称作χ3的与晶片W表面垂直的坐标轴。最后的旋转是绕χ3轴的旋转，其旋转角为角度ψ。该角取0度到360度的范围内的值，χrot轴被转换为χ1轴，其方向为与晶片W的定向平面OF垂直的方向。这样，由旋转角θ决定了晶片W面，由旋转角ψ决定了晶片W面内的方向。

图4示出了另一实施方式的超声波振子1。图4的(a)示出了接合前的另一实施方式的超声波振子1。图4的(b)示出了接合后的另一实施方式的超声波振子1。

如图4(a)所示，另一实施方式的超声波振子1具有：两个金属块2；多个压电元件3，它们层叠在金属块2之间；接合材料4，其将金属块2和压电元件3、以及压电元件3彼此接合；以及绝缘性较高的绝缘部件5。即，采用在图1所示的超声波振子1的金属块2与压电元件3之间具有绝缘部件5的结构。

如图4的(b)所示，金属块2和绝缘部件5、绝缘部件5和压电元件3以及压电元件3彼此通过接合材料4而紧密地接合。关于接合，只要加热到使接合材料4融化的温度之后再冷却即可。

另一实施方式的超声波振子1的压电元件3和接合材料4使用与图1所示的超声波振子1相同的材料。绝缘部件5优选使用绝缘性并且强度大的氧化铝或氧化锆。

在像图4的(b)那样形成的超声波振子1中，在侧方安装有与未图示的电缆连结的柔性基板，与通常的超声波振子同样地在所层叠的压电元件3的两端及其之间交替地安装有正电极层和负电极层。而且，通过对各压电元件3施加驱动用电信号，能够驱动超声波振子1。

图5示出了第一实施方式的压电元件3。

第一实施方式的压电元件3例如形成为正方形，形成为表面上的对角线方向上的热膨胀系数相等。例如，第一实施方式的压电元件3使用被称作36度旋转Y切X传播的晶体取向的铌酸锂晶片。关于36度旋转Y切X传播，将图2中的设定为180°、θ设定为54°、ψ设定为180°，因此以欧拉角显示的方式表示为(180°，54°，180°)。

图6示出了铌酸锂的晶轴与第一实施方式的压电元件3的晶片W的坐标系的关系。图6的(a)示出了铌酸锂的晶轴，图6的(b)示出了向晶片W的坐标系转换的情形。

首先，从与图6的(a)所示的铌酸锂的晶轴相同的图6的(b)所示的坐标系绕z轴旋转接着，绕x’轴旋转θ＝54°而决定了晶片面。然后，绕z”轴旋转ψ＝180°而决定了晶片面内的方向。

图7示出了铌酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。

图7的横轴是36度Y切基板的在欧拉角显示中表示第三次旋转的角度ψ。从该曲线图可知，在热膨胀系数8ppm～14.5ppm的范围内，对于某个热膨胀系数，存在四个热膨胀系数相等的欧拉角。尤其是，在欧拉角ψ为45°、135°、225°、315°的情况下，每隔90°热膨胀系数相等，因此当使热膨胀系数在压电元件的对角线方向上相等时，压电元件的外形为正方形，是最优选的形状。

图8示出了从36度旋转Y切X传播的铌酸锂切出第一实施方式的压电元件3的方法。

要想从铌酸锂36度旋转Y切X传播基板制作图5所示那样的形状的压电元件3，如图8所示，只要在与定向平面OF平行和垂直的方向上进行切割而切出压电元件3即可。此时，压电元件3的各边相对于与晶轴的X轴平行和垂直的方向平行。这样，当在铌酸锂36度旋转Y切X传播基板上以使欧拉角ψ是45°、135°、225°、315°的方向为对角线的方式进行切割而制作压电元件3时，其外形为正方形并且对角线方向αx、αy上的热膨胀系数彼此相等，从而能够使在与各向同性材料的绝缘部件5或金属块2接合时在压电元件3的四个角产生的热应力均等。由于在四个角产生的热应力相等，因此通过适当地设定绝缘部件5和金属块2的热膨胀系数，能够均等地降低在易于产生应力集中的四个角产生的热应力，从而能够减少压电元件3的破裂。

图9示出了第二实施方式的压电元件3。图10示出了铌酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。图11示出了从36度旋转Y切X传播的铌酸锂切出第二实施方式的压电元件3的方法。

第二实施方式的压电元件3形成为长方形，形成为表面上的对角线方向上的热膨胀系数相等。例如，第二实施方式的压电元件3使用被称作36度旋转Y切X传播的晶体取向的铌酸锂晶片。如图10所示，关于36度旋转Y切X传播的铌酸锂晶片，在图2所示的第三次旋转的欧拉角ψ＝60°、120°、240°、300°的情况下，热膨胀系数相等，为9.6ppm。

因此，如图11所示，在设从压电元件3的中心向定向平面OF垂直的方向为0°的情况下，优选以使从压电元件3的中心向四个角的方向逆时针为60°、120°、240°、300°的方式切出压电元件3。

所切出的压电元件3为短边是与定向平面OF垂直的方向并且长边是与定向平面OF平行的方向的长方形。并且，短边与长边之比为1：√3。

这样，当从铌酸锂36度旋转Y切X传播基板切出而制作压电元件3时，其外形为长方形并且对角线方向的热膨胀系数彼此相等，从而能够在与各向同性材料的绝缘板或金属块2接合时使在压电元件3的四个角产生的热应力均等。由于在四个角产生的热应力相等，因此通过适当地设定绝缘板4和金属块2的热膨胀系数，能够均等地降低在四个角产生的热应力，从而能够减少压电元件3的破裂。

另外，第一实施方式和第二实施方式的压电元件3都是对角线方向上的热膨胀系数彼此相等的压电元件，但不是必须使对角线方向完全与欧拉角相等，也可以产生些许误差。例如，只要欧拉角ψ的误差在±4°以内，就能够将对角线方向上的热膨胀系数之差抑制在1ppm以下，因此优选。因此，在本发明的实施方式中，对角线方向也可以包含与对角线相差±4°以内的方向。

图12示出了钽酸锂的与欧拉角对应的热膨胀系数。

在本实施方式中，作为压电元件3的材料，使用了铌酸锂，但也可以使用不同的材料。例如，图12所示的粗线是钽酸锂(LiTaO3)的47°旋转Y切X传播(180°，53°，ψ)中的与欧拉角对应的热膨胀系数。另外，细线是铌酸锂的36度旋转Y切X传播(180°，54°，ψ)中的与欧拉角对应的热膨胀系数。

在钽酸锂47°旋转Y切X传播中，在第三次旋转的欧拉角ψ＝45°、135°、225°、315°的情况下，热膨胀系数相等，为12.1ppm。即，从晶片W通过切割等以使ψ＝45°、135°、225°、315°的方向为压电元件3的对角线的方式进行切出，从而压电元件3为正方形，从而能够使对角线方向上的热膨胀系数相等。另外，通过像图10所示的例子那样移动相等的热膨胀系数而能够形成长方形的压电元件3。

图13示出了本实施方式的超声波医疗装置的整体结构。图14示出了本实施方式的超声波医疗装置的振子单元整体的概略结构。

图13所示的超声波医疗装置10主要设置有：振子单元13，其具有产生超声波振动的超声波振子1；以及手柄单元14，其利用该超声波振动进行患部的治疗。

手柄单元14具有操作部15、前端处置部40以及由长条的外套管17构成的***护套部18。***护套部18的基端部以能够在绕轴方向上旋转的方式安装于操作部15。前端处置部40设置于***护套部18的前端。手柄单元14的操作部15具有操作部主体19、固定手柄20、可动手柄21以及旋钮22。操作部主体19与固定手柄20形成为一体。

在操作部主体19与固定手柄20的连结部，在背面侧形成有供可动手柄21贯穿***的切口23。可动手柄21的上部通过切口23而延伸到操作部主体19的内部。在切口23的下侧的端部固定有手柄挡件24。可动手柄21经由手柄支轴25可转动地安装于操作部主体19。而且，伴随着可动手柄21以手柄支轴25为中心进行转动的动作，可动手柄21相对于固定手柄20进行开闭操作。

在可动手柄21的上端部设置有大致U字状的连结臂26。并且，***护套部18具有外套管17和操作管27，该操作管27以能够沿轴向移动的方式贯穿***于该外套管17内。在外套管17的基端部形成有直径比前端侧部分大的大径部28。在该大径部28的周围安装有旋钮22。

在操作管27的外周面上设置有能够沿轴向移动的环状的滑件30。在滑件30的后方隔着螺旋弹簧(弹性部件)31而配设有固定环32。

而且，把持部33的基端部经由作用销以能够转动的方式与操作管27的前端部连结。该把持部33与探针16的前端部41一同构成超声波医疗装置10的处置部。而且，在操作管27沿轴向移动的动作时，把持部33经由作用销在前后方向上被推拉操作。此时，在操作管27向近前侧被移动操作的动作时，经由作用销使把持部33以支点销为中心在逆时针方向上转动。由此，把持部33向接近探针16的前端部41的方向(闭方向)转动。此时，能够在单开型的把持部33与探针16的前端部41之间把持活体组织。

在这样把持着活体组织的状态下，从超声波电源向超声波振子1提供电力，使超声波振子1振动。该超声波振动一直传递到探针16的前端部41。而且，利用该超声波振动对被把持在把持部33与探针16的前端部41之间的活体组织进行治疗。

如图14所示，振子单元3是将超声波振子1和探针16组装成一体而得到的，其中，该探针16是传递由该超声波振子1产生的超声波振动的棒状的振动传递部件。

超声波振子1连接设置有放大超声波振子的振幅的喇叭42。喇叭42由硬铝、不锈钢、或例如64Ti(Ti-6Al-4V)等钛合金形成。喇叭42形成为外径随着朝向前端侧而变细的圆锥形状，在基端外周部形成有外向凸缘43。另外，这里，喇叭42的形状不限于圆锥形状，也可以是外径随着朝向前端侧而呈指数函数变细的指数形状或外径随着朝向前端侧而阶段性地变细的阶梯形状等。

探针16具有例如由64Ti(Ti-6Al-4V)等钛合金形成的探针主体44。在该探针主体44的基端部侧配设有与上述喇叭42连接设置的超声波振子1。这样，形成了将探针16和超声波振子1一体化而得到的振子单元13。另外，探针16的探针主体44和喇叭42通过螺合而接合。

而且，由超声波振子1产生的超声波振动在被喇叭42放大之后向探针16的前端部41侧传递。在探针16的前端部41形成有对活体组织进行处置的后述的处置部。

并且，在探针主体44的外周面上，在轴向的中途的几处振动波节位置安装有隔开了间隔的两个橡胶衬套45，该橡胶衬套45由弹性部件形成为环状。而且，利用这些橡胶衬套45来防止探针主体44的外周面与后述的操作管27接触。即，在组装***护套部18时，作为振子一体型探针的探针16被***到操作管27的内部。此时，利用橡胶衬套45而防止了探针主体44的外周面与操作管27接触。

并且，超声波振子1经由电缆46与提供用于产生超声波振动的电流的未图示的电源装置主体电连接。通过了该电缆46内的配线从电源装置主体向超声波振子1提供电力，由此驱动超声波振子1。另外，振子单元13具有产生超声波振动的超声波振子1、放大所产生的超声波振动的喇叭42以及传递该放大后的超声波振动的探针16。

超声波振子1和振子单元13不是必须像图13所示那样收纳在操作部主体19内，例如也可以像图15所示那样收纳在操作管27内。在该图15的超声波医疗装置10中，处于从超声波振子1的防折部62到配设在操作部主体19的基部的连接器48之间的电缆46以贯穿***于金属管47中的方式被收纳。这里，连接器48不是必须的，也可以是将电缆46延长至操作部主体19内部而直接与超声波振子1的防折部62连接的结构。超声波医疗装置10能够通过图15那样的结构而在操作部主体19内进一步节省空间。另外，由于作为图15的超声波医疗装置10的功能与图13相同，因此省略详细的说明。

以上，根据本实施方式的超声波振子1，由于该超声波振子1具有：两个金属块2；表面为矩形的多个压电元件3，它们层叠在金属块2之间；以及接合材料4，其将金属块2和压电元件3、以及压电元件3彼此接合，并且从压电元件3的表面的中心朝向四个角的对角线方向上的热膨胀系数相等，因此能够使在矩形的压电元件的四个角产生的热应力接近均等，从而减少破裂。

并且，根据本实施方式的超声波振子1，由于压电元件3是从36度旋转Y切X传播的铌酸锂晶片被切成具有与晶轴X轴平行和垂直的边的形状，因此能够准确地切出。

并且，根据本实施方式的超声波振子1，由于压电元件3的表面为正方形，因此能够使在压电元件的四个角产生的热应力均等。

并且，根据本实施方式的超声波振子1，由于具有层叠在金属块2与压电元件3之间的绝缘部件5，因此能够使振子准确地工作。

而且，由于本实施方式的超声波医疗装置10具有所述超声波振子1和探针前端部，该探针前端部被传递超声波振子1所产生的超声波振动而对活体组织进行处置，因此能够提供降低应力并且振动传递效率良好的超声波医疗装置10。

另外，本发明不限于本实施方式。即，在对实施方式进行说明时，为了例示而包含有多个特定的详细内容，但只要是本领域技术人员，就能够理解即使对这些详细的内容施加各种变化或变更也不会超出本发明的范围。因此，本发明的例示的实施方式是以相对于进行权利要求的发明没有失去一般性并且不进行任何限定的方式描述的。

标号说明

1：超声波振子；2：金属块；3：压电元件；4：接合部；5：绝缘部件。

Claims

1.一种超声波振子，其特征在于，该超声波振子具有：

两个金属块；

表面为矩形的多个压电元件，它们层叠在所述金属块之间；以及

接合材料，其将所述金属块和所述压电元件、以及所述压电元件彼此接合，

从所述压电元件的表面的中心朝向四个角的对角线方向上的热膨胀系数相等。

2.根据权利要求1所述的超声波振子，其中，

所述压电元件从36度旋转Y切X传播的铌酸锂晶片被切成具有与晶轴X轴平行和垂直的边的形状。

3.根据权利要求1或2所述的超声波振子，其中，

所述压电元件的表面是正方形。

4.根据权利要求1至3中的任意一项所述的超声波振子，其中，

该超声波振子具有绝缘部件，该绝缘部件层叠在所述金属块与所述压电元件之间。

5.一种超声波医疗装置，其特征在于，该超声波医疗装置具有：

权利要求1至4中的任意一项所述的超声波振子；以及

探针前端部，其被传递由所述超声波振子产生的超声波振动而对活体组织进行处置。