医療用アレイ式超音波プローブおよび医療用超音波診断装置
【課題】圧電素子および２層以上の音響整合層を切断して複数のチャンネルを形成するときのピッチ変動を低減し、かつ第１制御信号基板と圧電素子良好に接合できると共にそれら部材間の導電性を良好に確保することを可能にする。
【解決手段】バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備し、８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする。
【解決手段】バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備し、８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用アレイ式超音波プローブおよび医療用超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用の超音波診断装置や超音波画像検査装置は、対象物に対し超音波信号を送信し、その対象物内からの反射信号（エコー信号）を受信して対象物内を画像化するものである。この医療用の超音波診断装置や超音波画像検査装置は、超音波信号送受信機能を有する電子操作式のアレイ式超音波プローブが主に用いられている。
【０００３】
一般的な超音波プローブは、バッキング材と、バッキング材上に接合され、圧電体の両面に電極を形成した圧電素子と、圧電素子上に接合された音響整合層とを有する。圧電素子および音響整合層は、アレイ加工により複数のチャンネルが形成される。音響整合層上には音響レンズが形成される。各チャンネルの圧電素子の電極は、制御信号基板（フレキシブル印刷配線板（ＦＰＣ））を通して、またはケーブルを介して診断装置に接続される。
【０００４】
このような超音波プローブにおいて、バッキング材は圧電素子の背面から放射される不要な超音波を吸収する。圧電素子は超音波の送受信素子として用いられる。音響整合層は圧電素子と人体との音響的なインピーダンスを整合し、超音波の送受信効率を上げる。したがって、音響整合層の音響インピーダンスは、圧電素子の圧電体（２０〜３８ＭＲａｙｌｓ）と人体（１．５ＭＲａｙｌｓ）の中間の値に設定される。複数層の音響整合層が用いられる場合には、各層の音響インピーダンスは人体に向かって徐々に小さくなるように設定される。アレイ加工によるチャンネルの配列ピッチは、５０μｍ〜３００μｍ程度である。音響レンズは超音波の送受信時に超音波の焦点を絞る役割をなす。
【０００５】
従来、音響整合層は１層構造、２層構造または３層以上の多層傾斜構造のものが知られている。特に、最近では広帯域化のために３層以上の音響整合層が好適に用いられている（非特許文献１参照）。
【０００６】
一方、特許文献１には超音波プローブの一般的な製造方法が開示されている。すなわち、バッキング材上の第１制御信号基板（例えばフレキシブル印刷配線板；ＦＰＣ）を接合する。チタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）のような圧電材料からなる圧電体の両面に電極を形成した圧電素子をＦＰＣに貼り付ける。圧電素子上に音響整合層を接着して積層体とする。この接着工程において、加熱処理を施して接着を行う場合がある。つづいて、積層体を音響整合層側から圧電素子までをダイサーで５０〜３００μｍ程度の幅にアレイ状に切断して複数のチャンネルを形成する。この切断時に、音響整合層および接着層は高い切断加工性が要求される。アレイ切断後、各チャンネル間の切断溝に例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的柔らかい樹脂を充填して機械的な強度を保持することもある。ひきつづき、複数のチャンネルの音響整合層上に第２制御信号基板（例えばアース板）および音響レンズをこの順序で接着することにより超音波プローブを製造する。
【０００７】
このような超音波プローブの製造において、接着時の加熱、切断加工時に発生する熱などの負荷によって、圧電素子の圧電体のキュリー点を越え、圧電素子の分極が消失する、脱分極現象が起こる。この場合、第２制御信号基板の接続後に再分極処理が施される。
【０００８】
圧電素子上の音響整合層は、人体への超音波の入・出射を効率よく行うために、有機樹脂中に酸化亜鉛粒子を分散した音響整合層（特許文献２参照）、固体無機物で形成された音響整合層、有機樹脂に酸化物粉末を分散させた混合物で形成された音響整合層（特許文献３参照）が用いられている。
【０００９】
従来、制御信号基板、圧電素子および音響整合層を互いに接合するには、エポキシ樹脂のような熱硬化性樹脂が用いられている。この接着工程は、室温から１５０℃の加熱処理を施して熱硬化性樹脂の接着剤層を硬化する。加熱処理は、適度に加圧しながら行なわれる。これは、接着後の切断加工において接着強度を保ち、かつ制御信号基板（ＦＰＣ）と圧電素子の接合のような導電性を保つ必要のある部分で、薄く一様な接着層を実現するためである。
【００１０】
一方、特許文献４には導電性を必要とする部材間を板状の低融点のインジウム系または鉛系ハンダで接合することが記載されている。
【００１１】
また、特許文献５には制御信号基板の信号線部分と予め短冊状に加工した圧電素子とを低融点のＳｎ系鉛フリーハンダボールで接続し、圧電素子をアレイ状に配列することが記載されている。
【特許文献１】特開２００５−１９８２６１号公報
【特許文献２】特開２００４−１０４６２９号公報
【特許文献３】特開２００６−９５１６７号公報
【特許文献４】特開昭５２−１３２７８９号公報
【特許文献５】特開２００８−４７９７１号公報
【非特許文献１】T. Inoue et al., IEEE, UFFC, vol.34 No.1, 1987, pp.8-15
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかしながら、制御信号基板（例えばＦＰＣ）、圧電素子および音響整合層を互いに接合するにあたり、エポキシ樹脂のような熱硬化性樹脂が用いると、制御信号基板と圧電素子の間の導通を良好に確保することが困難になる。特に、チャンネルの微細化が進み、分割された各圧電素子の面積が小さくなると、熱硬化性樹脂の接合では制御信号基板との導電性の確保が困難になる。
【００１３】
一方、板状のハンダで制御信号基板（例えばＦＰＣ）、圧電素子および音響整合層を互いに接合する場合、インジウム系または鉛系のハンダ材料では次のような問題がある。すなわち、圧電素子および音響整合層の積層体はダイサーでアレイ状に切断される。アレイ切断は、狭いピッチ（幅）で数十回繰返される。インジウム系や鉛系のハンダは、比較的柔らかい、機械強度特性では硬度が低く、伸びが大きい、ため、切断時のピッチが変動して、均一な切断加工を行なうことが困難になる。その結果、圧電素子が均等に分割されず、チャンネル毎の容量ばらつきが生じる。容量ばらつきは、超音波プローブの感度ばらつきに影響し、超音波画像の品質を低下させる。また、切断性の低下は、インジウム系や鉛系のハンダがダイシングブレードを介して積層体の切断面、特に圧電素子の下部電極を含む切断面、にスミア（塑性流動による汚れ）となって付着する恐れがある。スミアは、圧電素子に高電圧を印加して再分極を行う際、放電を発生して圧電素子を破壊して超音波プローブの製造歩留まりの低下を招く。
【００１４】
ハンダボールによる接合は前記問題を生じない。しかしながら、高分解能を目的としたチャンネルの狭ピッチ化が進むと、位置合せ、接着強度の確保に困難が生じ、加工作業が煩雑化する。
【００１５】
本発明は、圧電素子および２層以上の音響整合層を切断して複数のチャンネルを形成するときのピッチ変動を低減し、かつ第１制御信号基板と圧電素子を良好に接合できると共にそれら部材間の導電性を良好に確保することが可能な医療用アレイ式超音波プローブおよびこの超音波プローブを備える医療用超音波診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の第１態様によると、バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する医療用アレイ式超音波プローブであって、
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする医療用アレイ式超音波プローブが提供される。
【００１７】
本発明の第２態様によると、医療用アレイ式超音波プローブと、前記超音波プローブにケーブルを通して接続された超音波プローブ制御器とを具備したことを特徴とする医療用超音波診断装置が提供される。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、高性能、高信頼性の医療用アレイ式超音波プローブを提供することができる。
【００１９】
本発明によれば、前記高性能、高信頼性の医療用アレイ式超音波プローブを備え、画像の画質向上および感度向上が達成された超音波診断装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、本発明の実施形態に係る医療用アレイ式超音波プローブおよび医療用超音波診断装置を詳細に説明する。
【００２１】
実施形態に係る医療用アレイ式超音波プローブは、上面に第１制御信号基板（例えばフレキシブル印刷配線板；ＦＰＣ）が形成されたバッキングを備える。複数のチャンネルは、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングすることにより形成されている。これらのチャンネルは、第１制御信号基板上に配置される圧電素子と、この圧電素子上に形成される２層以上の音響整合層とを有する。第２制御信号基板は、各チャンネルの最上層の音響整合層上に形成されている。音響レンズは、第２制御信号基板に直接または別の音響整合層を介して形成されている。
【００２２】
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材のうち、少なくとも第１制御信号基板と圧電素子間に介在されてそれら部材同士を接合している。
【００２３】
圧電素子は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミック材料、リラクサ系およびチタン酸バリウム系のセラミック、単結晶材料からなる圧電体とこの圧電体の第１制御信号基板側および音響整合層側にそれぞれ形成された電極とから構成される。特に、ジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミックのようなキュリー点が３００℃以下の圧電体を用いることが超音波を高効率で発生できるために好ましい。
【００２４】
２層以上の音響整合層は、音響レンズに向けて音響インピーダンスが段階的に小さくなっている。音響整合層が例えば２層の場合は、圧電素子上の１番目の音響整合層（第１音響整合層）が２５℃にて６〜１０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて２〜６ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することが好ましい。音響整合層が例えば３層の場合は、圧電素子上の１番目の音響整合層（第１音響整合層）が２５℃にて７〜２０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて７〜１４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の３番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて２〜４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することが好ましい。
【００２５】
音響整合層が２層の場合、第１音響整合層は例えば石英、マコールガラスの材料から作られ、第２音響整合層は例えば酸化物含有樹脂、カーボンの材料から作られることが好ましい。
【００２６】
音響整合層が３層の場合、第１音響整合層は例えばフリントガラス、シリコンの材料から作られ、第２音響整合層は例えばカーボン、酸化物含有樹脂の材料から作られ、第３音響整合層は例えばポリエチレン、シリコーン、ウレタン樹脂、エチレン酢酸ビニル共重合体（ＥＶＡ）から作られることが好ましい。
【００２７】
なお、別の音響整合層は前記チャンネルを構成する最上層の音響整合層に比べて小さい音響インピーダンスを示す材料から作られる。
【００２８】
また、第２制御信号基板は複数のチャンネルのスペースに対応する箇所で分離された形態であってもよい。
【００２９】
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金は、一般式ＳｎxＭ１yＭ２z、ただしＭ１はＡｇおよびＢｉから選ばれる少なくとも１つの金属、Ｍ２はＺｎ，Ｃｕ，ＡｌおよびＩｎからなる群から選ばれる少なくとも１つの金属を示し、ｘは８８重量％以上で、ｘ＋ｙ＋ｚが１００重量％である、にて表されることが好ましい。具体的な鉛フリーハンダ合金は、Ｓｎ−３．５％Ａｇ、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．７％Ｃｕ、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ、Ｓｎ−３．０％Ｂｉ−８．０％Ｂｉ，Ｓｎ−３．０％Ｂｉ−８．０％Ｃｕ，Ｓｎ−３．０％Ａｇ−０．５％Ｃｕを用いることができる。ここで％は重量％である。
【００３０】
鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板と圧電素子の間のみならず、圧電素子とその上の音響整合層の間に介在してそれら部材同士を接合することが好ましい。また、鉛フリーハンダ合金層は第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間の全てに介在してそれら部材間を接合することが最も好ましい。このように複数の部材を鉛フリーハンダ合金層で接合する場合、鉛フリーハンダ合金層は同一の組成を有することが好ましい。すなわち、鉛フリーハンダ合金層による各部材の接合は合金層を加熱溶融するため、各合金層を同一組成にすることにより加熱温度を統一化できる。その結果、例えば各部材間に合金層を介在した後に同じ温度で全ての合金層を加熱溶融、冷却により各部材間の接合が可能になり、接合操作を簡便化できる。
【００３１】
鉛フリーハンダ合金層は、０．１〜１０μｍ、より好ましくは０．５〜５μｍの厚さを有することが望ましい。このような厚さの鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材同士を高強度で接合することを可能にし、かつ複数のチャンネルを形成する際の切断時において、切断の直線性をより向上させることが可能になる。鉛フリーハンダ合金層の音響インピーダンスは、音響整合層よりも高いが、前記厚さに調節することにより、送受信効率の影響を低減することが可能になる。
【００３２】
次に、実施形態に係るアレイ式超音波プローブを図１および図２を参照して詳細に説明する。図１は、実施形態に係るアレイ式超音波プローブを示す斜視図、図２は図１のアレイ式超音波プローブの断面図である。
【００３３】
アレイ式超音波プローブ１は、バッキング２を備えている。第１制御信号基板（例えば信号制御側フレキシブル印刷配線板：信号制御側ＦＰＣ）３は、バッキング２上に例えばエポキシ樹脂系接着剤層（図示せず）で固定されている。信号制御側ＦＰＣ３は、例えばポリイミド、シリコーンエポキシ樹脂のフィルムに配線を形成した構造を有する。圧電素子４は信号制御側ＦＰＣ３上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層５で接合、固定されている。圧電素子４は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミック材料からなる圧電体６と、この圧電体６の両面に形成された第１、第２の電極７1，７2とから構成されている。圧電体６は、前記圧電材料と有機樹脂からなる複合体を用いることもできる。第１音響整合層８は、圧電素子４の第２電極７2上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層９で接合、固定されている。第１音響整合層８に比べて音響インピーダンスの小さい第２音響整合層１０は、第１音響整合層８上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層１１で接合、固定されている。
【００３４】
鉛フリーハンダ合金層５、圧電素子４、鉛フリーハンダ合金層９、第１音響整合層８，鉛フリーハンダ合金層１１および第２音響整合層１０の積層体は、例えばダイシングブレードを用いる切断によって複数に分割され、スペース１２をあけて１次元的に配列される複数のチャンネル１３が形成される。これらのスペース１２には、例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的に柔らかい樹脂を充填することを許容する。
【００３５】
第２制御信号基板（例えばアース側フレキシブル印刷配線板：アース側ＦＰＣ）１４は、複数のチャンネル１３の第２音響整合層１０上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層１５で接合、固定されている。
【００３６】
最上層の音響整合層である第２音響整合層１０に比べて音響インピーダンスの小さい３番目の音響整合層１６は、アース側ＦＰＣ１４上に例えばエポキシ樹脂系接着剤層（図示せず）で固定されている。音響レンズ１７は、３番目の音響整合層１６上に例えばゴム系接着剤層（図示せず）により固定されている。
【００３７】
バッキング２は、支持台（図示せず）に載置され、かつバッキング２、複数のチャンネル１３、３番目の音響整合層１６および音響レンズ１７は、上端に開口部を有するケース（図示せず）内に収納されている。ケース１３内には、各チャンネル１３の圧電素子４の駆動タイミングを制御する制御回路および圧電素子４に受信された受信信号を増幅するためのアンプ回路を含む信号処理回路（図示せず）が内蔵されている。制御信号側ＦＰＣ３の他端は制御回路に接続されている。アース側ＦＰＣ１４は、一端が圧電素子４の第１電極７1に接続され、他端が信号処理回路に接続されている。ケーブル（図示せず）は、音響レンズ１６と反対側のケース部分から挿入され、その先端が信号処理回路および制御回路（いずれも図示せず）と接続されている。
【００３８】
このような構成のアレイ式超音波プローブ１において、各チャンネル１３における圧電素子４の第１、第２の電極７1，７2間に電圧を印加して、圧電体６を共振させることにより超音波を各チャンネル１３の第１、第２の音響整合層８，１０、３番目の音響整合層１６および音響レンズ１７を通して人体に放射（送信）する。受信時には、人体から音響レンズ１７、３番目の音響整合層１６および各チャンネル１３の第１、２の音響整合層８，１０を通して受信された超音波によって各チャンネル１３の圧電素子４の圧電体６を振動させ、この振動を電気的に変換して信号とし、画像を得る。また、第１、第２の音響整合層８，１０、３番目の音響整合層１６の音響インピーダンスを圧電体（音響インピーダンス：２０〜３８ＭＲａｙｌｓ）と人体（音響インピーダンス：１．５ＭＲａｙｌｓ）の間で徐々に人体のそれに近付くように設定することよって、超音波の送受信効率を向上することが可能になる。
【００３９】
なお、チャンネルを構成する音響整合層は２層に限らず、３層以上（例えば３層または４層）にしてもよい。この場合、アース側ＦＰＣ上に音響整合層を形成しても、省略してもよい。
【００４０】
次に、実施形態に係る超音波プローブの製造方法の一例を説明する。
【００４１】
まず、バッキング材上に信号制御側ＦＰＣ、圧電素子、第１音響整合層、第２音響整合層をこの順で、かつこれらの部材間に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層を介在させて積層する。つづいて、例えばボンディング装置のような熱圧着装置を用いて前記各部材同士を鉛フリーハンダ合金層で融着固定する。なお、密着強度をより高めるために、各部材の接合面にフラックスのような表面処理剤を塗布してもよい。鉛フリーハンダ合金層は、例えば圧延加工した箔を用いることができる。また、各部材の接合面に蒸着、スパッタもしくはメッキにより鉛フリーハンダ合金層を形成してもよい。各部材間に介在する鉛フリーハンダ合金層は、同一組成で、接合時に０．１〜１０μｍ、より好ましくは０．５〜５μｍの厚さになるよう形成することが望ましい。
【００４２】
次いで、前記積層体の信号制御側ＦＰＣをバッキング材に例えばエポキシ樹脂系接着剤により９０℃で５０分程度圧着加熱し、接着剤を硬化させることによりバッキング材、信号制御側ＦＰＣ、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層で構成される積層構造体を作製する。つづいて、第２音響整合層側からバッキングに向かって、ダイシングブレードにて例えば５０〜２００μｍの幅（ピッチ）で切断処理してアレイ状に複数分割し、スペースをあけて１次元的に配列する圧電素子および第１、第２音響整合層を有する複数のチャンネルを形成する。ひきつづき、必要に応じて各チャンネル間のスペースに例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的柔らかい樹脂を充填して各チャンネルの機械的な強度を保持することもある。各チャンネルの第２音響整合層上にアース側ＦＰＣを８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層で接合する。その後、アース側ＦＰＣ上に音響整合層、音響レンズをそれぞれエポキシ樹脂系接着剤層、シリコーンゴム系接着層で接着固定し、ケース内に収納してアレイ式超音波プローブを製造する。
【００４３】
このような超音波プローブの製造において、圧電素子の圧電体が３００℃を超えるキュリー点を有する場合は、ダイシングブレードによる切断加工および鉛フリーハンダ合金層で接合するための加熱処理で脱分極される恐れが小さい。しかしながら、超音波を高効率に発生するＰＺＴ系圧電体を用いた場合、キュリー点が１３０〜３００℃であるため、切断加工および接合時で熱処影響を受けると脱分極が生じる。そのため、信号制御側ＦＰＣとアース側ＦＰＣの間に高電圧を印加して再分極を行う。この処理によって、超音波プローブとして最良の特性を保証できる。
【００４４】
なお、アレイ状の複数分割によりチャンネルを形成する際、第２音響整合層の上に鉛フリーハンダ合金層を圧着した後に行なってもよい。
【００４５】
実施形態に係る超音波プローブを備えた医療用超音波診断装置を、図３を参照して説明する。
【００４６】
対象物に対し超音波信号を送信し、その対象物からの反射信号（エコー信号）を受信して対象物を画像化する医療用超音波診断装置（または医療用超音波画像検査装置）は、超音波信号送受信機能を有するアレイ式超音波プローブを備えている。この超音波プローブは、例えば前述した図１、図２に示す１次元アレイ構造を有する。この超音波プローブ１は、ケーブル２１を通して超音波診断装置本体２２に接続されている。超音波診断装置本体２２内には超音波プローブの超音波信号の送信、受信処理等を行う図示しない超音波プローブ制御器、およびディスプレイ２３等が設けられている。
【００４７】
以上説明した実施形態に係わるアレイ式超音波プローブは、バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された圧電素子および２層以上の音響整合層を有する複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する。８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合している。このような構成の超音波プローブは以下のような効果を奏する。
【００４８】
（１）前記鉛フリーハンダ合金は、耐熱性に優れ、高い接着性を有するため、超音波エネルギーの吸収、減衰に伴って音響整合層に熱および機械的な圧力が加わっても、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間の鉛フリーハンダ合金層からなる接合層での剥離を防止できる。その結果、高い長期信頼性を有するアレイ式超音波プローブを提供できる。
【００４９】
（２）鉛フリーハンダ合金層で第１制御信号基板と圧電素子とを接合することによって、それらの間の導電性を良好に確保することができる。その結果、超音波のエネルギーを効率的に送受信できる高性能のアレイ式超音波プローブを提供できる。
【００５０】
（３）前記鉛フリーハンダ合金は、一般の鉛ハンダに比べて高硬度、低伸張性を有する。このため、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子同士を鉛フリーハンダ合金層で接合した後のダイシングブレードによるアレイ切断を行う際、切断の直線性が向上して目的とする幅を持つ均一なピッチでチャンネルを形成することが可能になる。特に、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間の全てに鉛フリーハンダ合金層を介在して接合した後、ダイシングブレードによるアレイ切断を行うことによって、より一層均一なピッチでチャンネルを形成することが可能になる。その結果、チャンネル間のクロストークを低減できるため、高解像度のアレイ式超音波プローブを実現できる。
【００５１】
（４）前記鉛フリーハンダ合金は、高硬度、低伸張性を有するため、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子同士を鉛フリーハンダ合金層で接合した後のダイシングブレードによるアレイ切断を行う際、圧電素子の切断面（特に下部電極を含む切断面）にスミア（塑性流動による汚れ）となって付着する現象を鉛ハンダで接合する場合に比較して低減できる。その結果、チャンネルの圧電素子に第１、第２の制御信号基板から高電圧を印加して再分極を行う際、スミアに起因する圧電素子の下部電極付近からの放電発生、放電による圧電素子の破壊を防止でき、超音波プローブの歩留まりを向上できる。
【００５２】
実施形態に係る超音波診断装置は、クロストークが小さく、高性能、高信頼性のアレイ式超音波プローブを備えるため、断層像の画質向上および感度向上を達成できる。
【００５３】
以下、本発明の実施例を詳細に説明する。
【００５４】
（実施例１）
素子制御側ＦＰＣ上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ５μｍで、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．７％Ｃｕの組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に圧電素子を積層した。圧電素子は、長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．４ｍｍのＰＺＴ系圧電セラミックスからなる圧電体の両面にそれぞれチタン３０ｎｍ／金１００ｎｍをスパッタして電極を形成することにより作製した。ＦＰＣ、鉛フリーハンダ箔および圧電素子の積層物をボンディング装置（ＦＣボンダ）により２５０℃、荷重１０Ｎで５秒間、加熱圧着することにより、ＦＰＣと圧電素子とを鉛フリーハンダ箔で接合した。つづいて、圧電素子上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．４ｍｍのマコールガラス製の第１音響整合層を重ねた後、ボンディング装置により同様な条件で加熱圧着することにより、圧電素子と第１音響整合層とを鉛フリーハンダ箔で接合した。ひきつづき、第１音響整合層上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．２ｍｍのカーボンからなる第２音響整合層を重ねた後、ボンディング装置により同様な条件で加熱圧着することにより、圧電素子と第１音響整合層とを鉛フリーハンダ箔で接合した。さらに、第２音響整合層上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置した後、第２音響整合層上に鉛フリーハンダ箔を圧着した。この圧着時には、鉛フリーハンダ箔上にフッ素樹脂シートを載せ、ボンダ押圧面への鉛フリーハンダ箔の付着を防いだ。
【００５５】
次いで、圧電素子が接着されていない信号制御側ＦＰＣの面に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ１０ｍｍのシリコーン樹脂製バッキング材を有機系接着剤により接着した。有機系接着材は、２液混合タイプのエポキシ樹脂（エコボンド２７；エマーソン＆カミング社製）を使用し、９０℃、５０分で熱硬化させた。つづいて、第１音響整合層と第２音響整合層の長手方向に沿う側面にスパッタで２０ｎｍのクロム層、１００ｎｍの金層を成膜して電極層を形成した。この電極層は、第１音響整合層との接合側の圧電素子の電極（上部側電極）と後述するアース側ＦＰＣとの導通を取るためである。
【００５６】
このような工程によりバッキング材／エポキシ樹脂／信号制御側ＦＰＣ／鉛フリーハンダ箔／圧電体／鉛フリーハンダ箔／第１音響整合層／鉛フリーハンダ箔／第２音響整合層／鉛フリーハンダ箔が一体化した積層構造体を作製した後、ダイシングブレードにより第２音響整合層側上の鉛フリーハンダ箔から圧電素子下の鉛フリーハンダ箔までを第１整合層と第２整合層の長手方向に沿う側面の電極層に対して直角になるように切断してアレイ分割することにより複数（９６個）のチャンネルを形成した。この工程において、信号制御側ＦＰＣの上面までわずかに切断することにより、圧電素子が確実に分割される。アレイ分割幅は長手方向に２００μｍピッチで行った。ダイシングブレードの厚さは、５０μｍで、切断スピードは１ｍｍ／ｓとした。切断時において、ピッチのぶれの問題は起こらず、すべての分割幅は同じサイズであった。また、切断後の断面観察において、スミアが現われない良好な切断面が形成されていることがわかった。
【００５７】
次いで、切断後の第２音響整合層上の鉛フリーハンダ箔にアース側ＦＰＣをボンディング装置で加熱圧着して第２音響整合層とアース側ＦＰＣとを接合した。つづいて、アース側ＦＰＣ上に厚さ０．１５ｍｍの３番目のポリエチレン製音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンドにより接着し、さらに音響整合層上にシリコーン樹脂製の音響レンズをエコボンドにより接着して超音波プローブ素体を製造した。さらに、得られた超音波プローブ素体を４０℃の恒温オーブン内で前記２つのＦＰＣ間に圧電素子の圧電体の厚さ１μｍあたり１Ｖの電界、すなわち４００Ｖの直流電圧を１分間印加し、圧電体を再分極した。分極工程において、放電、ショートなどは発生しなかった。その後、超音波プローブ素体をケーシングして超音波プローブサンプルを製造した。
【００５８】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成されていた。また、インピーダンスカーブのばらつきは２％であった。
【００５９】
（実施例２）
鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６０】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより同様に測定した。その結果、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成されていた。また、インピーダンスカーブのばらつきは２％であった。
【００６１】
（実施例３）
鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６２】
得られた超音波プローブサンプルは、実施例１と同様、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成された。
【００６３】
また、インピーダンスカーブのばらつきは１．５％で、実施例１，２に比べてばらつきがより低減された。
【００６４】
なお、切断面の観察結果は実施例１，２に比べて切断面が整っていることが確認された。これはＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎの鉛フリーハンダがより高硬度および低伸張性を示すためである。
【００６５】
（実施例４）
以下の変更を行なった以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６６】
ＰＺＴ系圧電体の厚さを０．２５ｍｍ、第１音響整合層の厚さを０．２ｍｍ、第２音響整合層の厚さを０．１ｍｍ、アース側ＦＰＣ上の音響整合層の厚さを０．０７ｍｍに変更した。厚さ３０μｍのダイシングブレードを用いて７０μｍピッチで切断加工して１９２個のチャンネを形成した。４０℃の恒温オーブン内で２つのＦＰＣ間に圧電素子の圧電体の厚さ１μｍあたり１Ｖの電界、すなわち２００Ｖの直流電圧を１分間印加し、圧電体を再分極した。
【００６７】
ダイシング後、切断状態を観察し、ピッチのぶれがないこと、良好な切断面であることを確認した。再分極時には放電やショートなどは発生しなかった。
【００６８】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性を実施例１と同様な方法で測定した。その結果、１９２チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数７ＭＨｚは達成されていた。またインピーダンスカーブのばらつきは、２％以内であった。
【００６９】
なお、鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ箔、厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ箔を用いた場合も、実施例４と同様な結果を得た。
【００７０】
（比較例１）
鉛フリーハンダ箔の代わりに厚さ５μｍのＳｎ−３７％Ｐｂの鉛ハンダ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００７１】
超音波プローブサンプルの製造工程でのダイシングブレードを用いる切断において、切断回数が増えるに伴ってピッチにぶれが生じ始めた。そのため、一定回数切断後、切断を中止してダイシングブレードを洗浄（ドレッシング）するか、もしくはダイシングブレードを交換し改めて切断を行うことを繰り返した。切断面を観察したところ、鉛ハンダ箔の延伸に起因する細かな破片が付着していることが確認された。ダイシング後に再分極するために電圧を印加したところ、複数のチャンネルで放電が起こり、そのチャンネルはショートにより使用不能となった。
【００７２】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、共振周波数３．５ＭＨｚでは９６チャンネル中、８チャンネルがショートした。
【００７３】
また、実施例４と同様な条件（Ｓｎ−３７Ｐｂの鉛ハンダ箔使用）で製造した超音波プローブサンプルは共振周波数７ＭＨｚで１９２チャンネル中２０チャンネルがショートしていた。
【００７４】
また、９６チャンネおよび１９２チャンネルを有する超音波プローブサンプルは、いずれもインピーダンスのばらつきが５〜６％であった。
【００７５】
（比較例２）
まず、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。つづいて、圧電素子側に素子制御側ＦＰＣ、その下にバッキング材をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。接着は、９０℃、５０分の条件で行なった。ひきつづき、第１音響整合層と第２音響整合層の長手方向に沿う側面にスパッタで２０ｎｍのクロム層、１００ｎｍの金層を成膜して電極層を形成した。さらに、第２整合層上にアース側ＦＰＣ、３番目の音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。なお、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層、３番目の音響整合層は実施例１と同様な材料のものを用いた。
【００７６】
バッキング材／エポキシ樹脂／信号制御側ＦＰＣ／エポキシ系樹脂／圧電体／エポキシ系樹脂／第１音響整合層／エポキシ系樹脂／第２音響整合層が一体化した積層構造体をダイシングブレードにより第２音響整合層側から圧電素子までを第１整合層と第２整合層の長手方向に沿う側面の電極層に対して直角になるように切断してアレイ分割した。アレイ分割幅を長手方向に２００μｍピッチで行って９６個のチャンネルを形成した。また、アレイ分割幅を長手方向に７０μｍピッチで行って１９２個のチャンネルを形成した。
【００７７】
２００μｍピッチの３．５ＭＨｚの超音波プローブサンプルは切断時、問題はなかったが、７０μｍピッチの７ＭＨｚのサンプルにおいて、接合部分の一部が欠けた。いずれの周波数のサンプルも、再分極で放電は発生しなかった。
【００７８】
各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、アース側ＦＰＣとの導通がとれていないチャンネルがあった。具体的には３．５ＭＨｚの超音波プローブサンプルにおいては９６チャンネル中６チャンネルがオープンであった。７ＭＨｚの超音波プローブサンプルにおいては、切断時の欠けを除いた１９２チャンネル中１３チャンネルがオープンであった。またインピーダンスのばらつきは、いずれも４〜５％であった。
【００７９】
これら実施例および比較例の超音波プローブサンプルの評価結果を下記表１にまとめて示す。
【表１】
【図面の簡単な説明】
【００８０】
【図１】本発明の実施形態に係るアレイ式超音波プローブの斜視図。
【図２】図１の超音波プローブの断面図。
【図３】本発明の実施形態に係わる超音波診断装置を示す概略図。
【符号の説明】
【００８１】
１…超音波プローブ、２…バッキング材、３…第１制御信号基板（信号制御側ＦＰＣ）、４…圧電素子、５，９，１１，１５…鉛フリーハンダ合金層、８…第１音響整合層、１０…第２音響整合層、１３…チャンネル、１４…第２制御信号基板（アース側ＦＰＣ）、１７…音響レンズ、２１…ケーブル、２２…超音波プローブ制御部、２３…ディスプレイ。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用アレイ式超音波プローブおよび医療用超音波診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用の超音波診断装置や超音波画像検査装置は、対象物に対し超音波信号を送信し、その対象物内からの反射信号（エコー信号）を受信して対象物内を画像化するものである。この医療用の超音波診断装置や超音波画像検査装置は、超音波信号送受信機能を有する電子操作式のアレイ式超音波プローブが主に用いられている。
【０００３】
一般的な超音波プローブは、バッキング材と、バッキング材上に接合され、圧電体の両面に電極を形成した圧電素子と、圧電素子上に接合された音響整合層とを有する。圧電素子および音響整合層は、アレイ加工により複数のチャンネルが形成される。音響整合層上には音響レンズが形成される。各チャンネルの圧電素子の電極は、制御信号基板（フレキシブル印刷配線板（ＦＰＣ））を通して、またはケーブルを介して診断装置に接続される。
【０００４】
このような超音波プローブにおいて、バッキング材は圧電素子の背面から放射される不要な超音波を吸収する。圧電素子は超音波の送受信素子として用いられる。音響整合層は圧電素子と人体との音響的なインピーダンスを整合し、超音波の送受信効率を上げる。したがって、音響整合層の音響インピーダンスは、圧電素子の圧電体（２０〜３８ＭＲａｙｌｓ）と人体（１．５ＭＲａｙｌｓ）の中間の値に設定される。複数層の音響整合層が用いられる場合には、各層の音響インピーダンスは人体に向かって徐々に小さくなるように設定される。アレイ加工によるチャンネルの配列ピッチは、５０μｍ〜３００μｍ程度である。音響レンズは超音波の送受信時に超音波の焦点を絞る役割をなす。
【０００５】
従来、音響整合層は１層構造、２層構造または３層以上の多層傾斜構造のものが知られている。特に、最近では広帯域化のために３層以上の音響整合層が好適に用いられている（非特許文献１参照）。
【０００６】
一方、特許文献１には超音波プローブの一般的な製造方法が開示されている。すなわち、バッキング材上の第１制御信号基板（例えばフレキシブル印刷配線板；ＦＰＣ）を接合する。チタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）のような圧電材料からなる圧電体の両面に電極を形成した圧電素子をＦＰＣに貼り付ける。圧電素子上に音響整合層を接着して積層体とする。この接着工程において、加熱処理を施して接着を行う場合がある。つづいて、積層体を音響整合層側から圧電素子までをダイサーで５０〜３００μｍ程度の幅にアレイ状に切断して複数のチャンネルを形成する。この切断時に、音響整合層および接着層は高い切断加工性が要求される。アレイ切断後、各チャンネル間の切断溝に例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的柔らかい樹脂を充填して機械的な強度を保持することもある。ひきつづき、複数のチャンネルの音響整合層上に第２制御信号基板（例えばアース板）および音響レンズをこの順序で接着することにより超音波プローブを製造する。
【０００７】
このような超音波プローブの製造において、接着時の加熱、切断加工時に発生する熱などの負荷によって、圧電素子の圧電体のキュリー点を越え、圧電素子の分極が消失する、脱分極現象が起こる。この場合、第２制御信号基板の接続後に再分極処理が施される。
【０００８】
圧電素子上の音響整合層は、人体への超音波の入・出射を効率よく行うために、有機樹脂中に酸化亜鉛粒子を分散した音響整合層（特許文献２参照）、固体無機物で形成された音響整合層、有機樹脂に酸化物粉末を分散させた混合物で形成された音響整合層（特許文献３参照）が用いられている。
【０００９】
従来、制御信号基板、圧電素子および音響整合層を互いに接合するには、エポキシ樹脂のような熱硬化性樹脂が用いられている。この接着工程は、室温から１５０℃の加熱処理を施して熱硬化性樹脂の接着剤層を硬化する。加熱処理は、適度に加圧しながら行なわれる。これは、接着後の切断加工において接着強度を保ち、かつ制御信号基板（ＦＰＣ）と圧電素子の接合のような導電性を保つ必要のある部分で、薄く一様な接着層を実現するためである。
【００１０】
一方、特許文献４には導電性を必要とする部材間を板状の低融点のインジウム系または鉛系ハンダで接合することが記載されている。
【００１１】
また、特許文献５には制御信号基板の信号線部分と予め短冊状に加工した圧電素子とを低融点のＳｎ系鉛フリーハンダボールで接続し、圧電素子をアレイ状に配列することが記載されている。
【特許文献１】特開２００５−１９８２６１号公報
【特許文献２】特開２００４−１０４６２９号公報
【特許文献３】特開２００６−９５１６７号公報
【特許文献４】特開昭５２−１３２７８９号公報
【特許文献５】特開２００８−４７９７１号公報
【非特許文献１】T. Inoue et al., IEEE, UFFC, vol.34 No.1, 1987, pp.8-15
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかしながら、制御信号基板（例えばＦＰＣ）、圧電素子および音響整合層を互いに接合するにあたり、エポキシ樹脂のような熱硬化性樹脂が用いると、制御信号基板と圧電素子の間の導通を良好に確保することが困難になる。特に、チャンネルの微細化が進み、分割された各圧電素子の面積が小さくなると、熱硬化性樹脂の接合では制御信号基板との導電性の確保が困難になる。
【００１３】
一方、板状のハンダで制御信号基板（例えばＦＰＣ）、圧電素子および音響整合層を互いに接合する場合、インジウム系または鉛系のハンダ材料では次のような問題がある。すなわち、圧電素子および音響整合層の積層体はダイサーでアレイ状に切断される。アレイ切断は、狭いピッチ（幅）で数十回繰返される。インジウム系や鉛系のハンダは、比較的柔らかい、機械強度特性では硬度が低く、伸びが大きい、ため、切断時のピッチが変動して、均一な切断加工を行なうことが困難になる。その結果、圧電素子が均等に分割されず、チャンネル毎の容量ばらつきが生じる。容量ばらつきは、超音波プローブの感度ばらつきに影響し、超音波画像の品質を低下させる。また、切断性の低下は、インジウム系や鉛系のハンダがダイシングブレードを介して積層体の切断面、特に圧電素子の下部電極を含む切断面、にスミア（塑性流動による汚れ）となって付着する恐れがある。スミアは、圧電素子に高電圧を印加して再分極を行う際、放電を発生して圧電素子を破壊して超音波プローブの製造歩留まりの低下を招く。
【００１４】
ハンダボールによる接合は前記問題を生じない。しかしながら、高分解能を目的としたチャンネルの狭ピッチ化が進むと、位置合せ、接着強度の確保に困難が生じ、加工作業が煩雑化する。
【００１５】
本発明は、圧電素子および２層以上の音響整合層を切断して複数のチャンネルを形成するときのピッチ変動を低減し、かつ第１制御信号基板と圧電素子を良好に接合できると共にそれら部材間の導電性を良好に確保することが可能な医療用アレイ式超音波プローブおよびこの超音波プローブを備える医療用超音波診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の第１態様によると、バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する医療用アレイ式超音波プローブであって、
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする医療用アレイ式超音波プローブが提供される。
【００１７】
本発明の第２態様によると、医療用アレイ式超音波プローブと、前記超音波プローブにケーブルを通して接続された超音波プローブ制御器とを具備したことを特徴とする医療用超音波診断装置が提供される。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、高性能、高信頼性の医療用アレイ式超音波プローブを提供することができる。
【００１９】
本発明によれば、前記高性能、高信頼性の医療用アレイ式超音波プローブを備え、画像の画質向上および感度向上が達成された超音波診断装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、本発明の実施形態に係る医療用アレイ式超音波プローブおよび医療用超音波診断装置を詳細に説明する。
【００２１】
実施形態に係る医療用アレイ式超音波プローブは、上面に第１制御信号基板（例えばフレキシブル印刷配線板；ＦＰＣ）が形成されたバッキングを備える。複数のチャンネルは、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングすることにより形成されている。これらのチャンネルは、第１制御信号基板上に配置される圧電素子と、この圧電素子上に形成される２層以上の音響整合層とを有する。第２制御信号基板は、各チャンネルの最上層の音響整合層上に形成されている。音響レンズは、第２制御信号基板に直接または別の音響整合層を介して形成されている。
【００２２】
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材のうち、少なくとも第１制御信号基板と圧電素子間に介在されてそれら部材同士を接合している。
【００２３】
圧電素子は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミック材料、リラクサ系およびチタン酸バリウム系のセラミック、単結晶材料からなる圧電体とこの圧電体の第１制御信号基板側および音響整合層側にそれぞれ形成された電極とから構成される。特に、ジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミックのようなキュリー点が３００℃以下の圧電体を用いることが超音波を高効率で発生できるために好ましい。
【００２４】
２層以上の音響整合層は、音響レンズに向けて音響インピーダンスが段階的に小さくなっている。音響整合層が例えば２層の場合は、圧電素子上の１番目の音響整合層（第１音響整合層）が２５℃にて６〜１０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて２〜６ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することが好ましい。音響整合層が例えば３層の場合は、圧電素子上の１番目の音響整合層（第１音響整合層）が２５℃にて７〜２０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて７〜１４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の３番目の音響整合層（第２音響整合層）が２５℃にて２〜４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することが好ましい。
【００２５】
音響整合層が２層の場合、第１音響整合層は例えば石英、マコールガラスの材料から作られ、第２音響整合層は例えば酸化物含有樹脂、カーボンの材料から作られることが好ましい。
【００２６】
音響整合層が３層の場合、第１音響整合層は例えばフリントガラス、シリコンの材料から作られ、第２音響整合層は例えばカーボン、酸化物含有樹脂の材料から作られ、第３音響整合層は例えばポリエチレン、シリコーン、ウレタン樹脂、エチレン酢酸ビニル共重合体（ＥＶＡ）から作られることが好ましい。
【００２７】
なお、別の音響整合層は前記チャンネルを構成する最上層の音響整合層に比べて小さい音響インピーダンスを示す材料から作られる。
【００２８】
また、第２制御信号基板は複数のチャンネルのスペースに対応する箇所で分離された形態であってもよい。
【００２９】
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金は、一般式ＳｎxＭ１yＭ２z、ただしＭ１はＡｇおよびＢｉから選ばれる少なくとも１つの金属、Ｍ２はＺｎ，Ｃｕ，ＡｌおよびＩｎからなる群から選ばれる少なくとも１つの金属を示し、ｘは８８重量％以上で、ｘ＋ｙ＋ｚが１００重量％である、にて表されることが好ましい。具体的な鉛フリーハンダ合金は、Ｓｎ−３．５％Ａｇ、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．７％Ｃｕ、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ、Ｓｎ−３．０％Ｂｉ−８．０％Ｂｉ，Ｓｎ−３．０％Ｂｉ−８．０％Ｃｕ，Ｓｎ−３．０％Ａｇ−０．５％Ｃｕを用いることができる。ここで％は重量％である。
【００３０】
鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板と圧電素子の間のみならず、圧電素子とその上の音響整合層の間に介在してそれら部材同士を接合することが好ましい。また、鉛フリーハンダ合金層は第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間の全てに介在してそれら部材間を接合することが最も好ましい。このように複数の部材を鉛フリーハンダ合金層で接合する場合、鉛フリーハンダ合金層は同一の組成を有することが好ましい。すなわち、鉛フリーハンダ合金層による各部材の接合は合金層を加熱溶融するため、各合金層を同一組成にすることにより加熱温度を統一化できる。その結果、例えば各部材間に合金層を介在した後に同じ温度で全ての合金層を加熱溶融、冷却により各部材間の接合が可能になり、接合操作を簡便化できる。
【００３１】
鉛フリーハンダ合金層は、０．１〜１０μｍ、より好ましくは０．５〜５μｍの厚さを有することが望ましい。このような厚さの鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材同士を高強度で接合することを可能にし、かつ複数のチャンネルを形成する際の切断時において、切断の直線性をより向上させることが可能になる。鉛フリーハンダ合金層の音響インピーダンスは、音響整合層よりも高いが、前記厚さに調節することにより、送受信効率の影響を低減することが可能になる。
【００３２】
次に、実施形態に係るアレイ式超音波プローブを図１および図２を参照して詳細に説明する。図１は、実施形態に係るアレイ式超音波プローブを示す斜視図、図２は図１のアレイ式超音波プローブの断面図である。
【００３３】
アレイ式超音波プローブ１は、バッキング２を備えている。第１制御信号基板（例えば信号制御側フレキシブル印刷配線板：信号制御側ＦＰＣ）３は、バッキング２上に例えばエポキシ樹脂系接着剤層（図示せず）で固定されている。信号制御側ＦＰＣ３は、例えばポリイミド、シリコーンエポキシ樹脂のフィルムに配線を形成した構造を有する。圧電素子４は信号制御側ＦＰＣ３上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層５で接合、固定されている。圧電素子４は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）系圧電セラミック材料からなる圧電体６と、この圧電体６の両面に形成された第１、第２の電極７1，７2とから構成されている。圧電体６は、前記圧電材料と有機樹脂からなる複合体を用いることもできる。第１音響整合層８は、圧電素子４の第２電極７2上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層９で接合、固定されている。第１音響整合層８に比べて音響インピーダンスの小さい第２音響整合層１０は、第１音響整合層８上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層１１で接合、固定されている。
【００３４】
鉛フリーハンダ合金層５、圧電素子４、鉛フリーハンダ合金層９、第１音響整合層８，鉛フリーハンダ合金層１１および第２音響整合層１０の積層体は、例えばダイシングブレードを用いる切断によって複数に分割され、スペース１２をあけて１次元的に配列される複数のチャンネル１３が形成される。これらのスペース１２には、例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的に柔らかい樹脂を充填することを許容する。
【００３５】
第２制御信号基板（例えばアース側フレキシブル印刷配線板：アース側ＦＰＣ）１４は、複数のチャンネル１３の第２音響整合層１０上に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層１５で接合、固定されている。
【００３６】
最上層の音響整合層である第２音響整合層１０に比べて音響インピーダンスの小さい３番目の音響整合層１６は、アース側ＦＰＣ１４上に例えばエポキシ樹脂系接着剤層（図示せず）で固定されている。音響レンズ１７は、３番目の音響整合層１６上に例えばゴム系接着剤層（図示せず）により固定されている。
【００３７】
バッキング２は、支持台（図示せず）に載置され、かつバッキング２、複数のチャンネル１３、３番目の音響整合層１６および音響レンズ１７は、上端に開口部を有するケース（図示せず）内に収納されている。ケース１３内には、各チャンネル１３の圧電素子４の駆動タイミングを制御する制御回路および圧電素子４に受信された受信信号を増幅するためのアンプ回路を含む信号処理回路（図示せず）が内蔵されている。制御信号側ＦＰＣ３の他端は制御回路に接続されている。アース側ＦＰＣ１４は、一端が圧電素子４の第１電極７1に接続され、他端が信号処理回路に接続されている。ケーブル（図示せず）は、音響レンズ１６と反対側のケース部分から挿入され、その先端が信号処理回路および制御回路（いずれも図示せず）と接続されている。
【００３８】
このような構成のアレイ式超音波プローブ１において、各チャンネル１３における圧電素子４の第１、第２の電極７1，７2間に電圧を印加して、圧電体６を共振させることにより超音波を各チャンネル１３の第１、第２の音響整合層８，１０、３番目の音響整合層１６および音響レンズ１７を通して人体に放射（送信）する。受信時には、人体から音響レンズ１７、３番目の音響整合層１６および各チャンネル１３の第１、２の音響整合層８，１０を通して受信された超音波によって各チャンネル１３の圧電素子４の圧電体６を振動させ、この振動を電気的に変換して信号とし、画像を得る。また、第１、第２の音響整合層８，１０、３番目の音響整合層１６の音響インピーダンスを圧電体（音響インピーダンス：２０〜３８ＭＲａｙｌｓ）と人体（音響インピーダンス：１．５ＭＲａｙｌｓ）の間で徐々に人体のそれに近付くように設定することよって、超音波の送受信効率を向上することが可能になる。
【００３９】
なお、チャンネルを構成する音響整合層は２層に限らず、３層以上（例えば３層または４層）にしてもよい。この場合、アース側ＦＰＣ上に音響整合層を形成しても、省略してもよい。
【００４０】
次に、実施形態に係る超音波プローブの製造方法の一例を説明する。
【００４１】
まず、バッキング材上に信号制御側ＦＰＣ、圧電素子、第１音響整合層、第２音響整合層をこの順で、かつこれらの部材間に８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層を介在させて積層する。つづいて、例えばボンディング装置のような熱圧着装置を用いて前記各部材同士を鉛フリーハンダ合金層で融着固定する。なお、密着強度をより高めるために、各部材の接合面にフラックスのような表面処理剤を塗布してもよい。鉛フリーハンダ合金層は、例えば圧延加工した箔を用いることができる。また、各部材の接合面に蒸着、スパッタもしくはメッキにより鉛フリーハンダ合金層を形成してもよい。各部材間に介在する鉛フリーハンダ合金層は、同一組成で、接合時に０．１〜１０μｍ、より好ましくは０．５〜５μｍの厚さになるよう形成することが望ましい。
【００４２】
次いで、前記積層体の信号制御側ＦＰＣをバッキング材に例えばエポキシ樹脂系接着剤により９０℃で５０分程度圧着加熱し、接着剤を硬化させることによりバッキング材、信号制御側ＦＰＣ、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層で構成される積層構造体を作製する。つづいて、第２音響整合層側からバッキングに向かって、ダイシングブレードにて例えば５０〜２００μｍの幅（ピッチ）で切断処理してアレイ状に複数分割し、スペースをあけて１次元的に配列する圧電素子および第１、第２音響整合層を有する複数のチャンネルを形成する。ひきつづき、必要に応じて各チャンネル間のスペースに例えば低音響インピーダンス、高減衰性のシリコーンゴムのような比較的柔らかい樹脂を充填して各チャンネルの機械的な強度を保持することもある。各チャンネルの第２音響整合層上にアース側ＦＰＣを８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層で接合する。その後、アース側ＦＰＣ上に音響整合層、音響レンズをそれぞれエポキシ樹脂系接着剤層、シリコーンゴム系接着層で接着固定し、ケース内に収納してアレイ式超音波プローブを製造する。
【００４３】
このような超音波プローブの製造において、圧電素子の圧電体が３００℃を超えるキュリー点を有する場合は、ダイシングブレードによる切断加工および鉛フリーハンダ合金層で接合するための加熱処理で脱分極される恐れが小さい。しかしながら、超音波を高効率に発生するＰＺＴ系圧電体を用いた場合、キュリー点が１３０〜３００℃であるため、切断加工および接合時で熱処影響を受けると脱分極が生じる。そのため、信号制御側ＦＰＣとアース側ＦＰＣの間に高電圧を印加して再分極を行う。この処理によって、超音波プローブとして最良の特性を保証できる。
【００４４】
なお、アレイ状の複数分割によりチャンネルを形成する際、第２音響整合層の上に鉛フリーハンダ合金層を圧着した後に行なってもよい。
【００４５】
実施形態に係る超音波プローブを備えた医療用超音波診断装置を、図３を参照して説明する。
【００４６】
対象物に対し超音波信号を送信し、その対象物からの反射信号（エコー信号）を受信して対象物を画像化する医療用超音波診断装置（または医療用超音波画像検査装置）は、超音波信号送受信機能を有するアレイ式超音波プローブを備えている。この超音波プローブは、例えば前述した図１、図２に示す１次元アレイ構造を有する。この超音波プローブ１は、ケーブル２１を通して超音波診断装置本体２２に接続されている。超音波診断装置本体２２内には超音波プローブの超音波信号の送信、受信処理等を行う図示しない超音波プローブ制御器、およびディスプレイ２３等が設けられている。
【００４７】
以上説明した実施形態に係わるアレイ式超音波プローブは、バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された圧電素子および２層以上の音響整合層を有する複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する。８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合している。このような構成の超音波プローブは以下のような効果を奏する。
【００４８】
（１）前記鉛フリーハンダ合金は、耐熱性に優れ、高い接着性を有するため、超音波エネルギーの吸収、減衰に伴って音響整合層に熱および機械的な圧力が加わっても、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間の鉛フリーハンダ合金層からなる接合層での剥離を防止できる。その結果、高い長期信頼性を有するアレイ式超音波プローブを提供できる。
【００４９】
（２）鉛フリーハンダ合金層で第１制御信号基板と圧電素子とを接合することによって、それらの間の導電性を良好に確保することができる。その結果、超音波のエネルギーを効率的に送受信できる高性能のアレイ式超音波プローブを提供できる。
【００５０】
（３）前記鉛フリーハンダ合金は、一般の鉛ハンダに比べて高硬度、低伸張性を有する。このため、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子同士を鉛フリーハンダ合金層で接合した後のダイシングブレードによるアレイ切断を行う際、切断の直線性が向上して目的とする幅を持つ均一なピッチでチャンネルを形成することが可能になる。特に、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間の全てに鉛フリーハンダ合金層を介在して接合した後、ダイシングブレードによるアレイ切断を行うことによって、より一層均一なピッチでチャンネルを形成することが可能になる。その結果、チャンネル間のクロストークを低減できるため、高解像度のアレイ式超音波プローブを実現できる。
【００５１】
（４）前記鉛フリーハンダ合金は、高硬度、低伸張性を有するため、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子同士を鉛フリーハンダ合金層で接合した後のダイシングブレードによるアレイ切断を行う際、圧電素子の切断面（特に下部電極を含む切断面）にスミア（塑性流動による汚れ）となって付着する現象を鉛ハンダで接合する場合に比較して低減できる。その結果、チャンネルの圧電素子に第１、第２の制御信号基板から高電圧を印加して再分極を行う際、スミアに起因する圧電素子の下部電極付近からの放電発生、放電による圧電素子の破壊を防止でき、超音波プローブの歩留まりを向上できる。
【００５２】
実施形態に係る超音波診断装置は、クロストークが小さく、高性能、高信頼性のアレイ式超音波プローブを備えるため、断層像の画質向上および感度向上を達成できる。
【００５３】
以下、本発明の実施例を詳細に説明する。
【００５４】
（実施例１）
素子制御側ＦＰＣ上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ５μｍで、Ｓｎ−３．５％Ａｇ−０．７％Ｃｕの組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に圧電素子を積層した。圧電素子は、長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．４ｍｍのＰＺＴ系圧電セラミックスからなる圧電体の両面にそれぞれチタン３０ｎｍ／金１００ｎｍをスパッタして電極を形成することにより作製した。ＦＰＣ、鉛フリーハンダ箔および圧電素子の積層物をボンディング装置（ＦＣボンダ）により２５０℃、荷重１０Ｎで５秒間、加熱圧着することにより、ＦＰＣと圧電素子とを鉛フリーハンダ箔で接合した。つづいて、圧電素子上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．４ｍｍのマコールガラス製の第１音響整合層を重ねた後、ボンディング装置により同様な条件で加熱圧着することにより、圧電素子と第１音響整合層とを鉛フリーハンダ箔で接合した。ひきつづき、第１音響整合層上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置し、この鉛フリーハンダ箔上に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ０．２ｍｍのカーボンからなる第２音響整合層を重ねた後、ボンディング装置により同様な条件で加熱圧着することにより、圧電素子と第１音響整合層とを鉛フリーハンダ箔で接合した。さらに、第２音響整合層上に同寸法、同組成の鉛フリーハンダ箔を載置した後、第２音響整合層上に鉛フリーハンダ箔を圧着した。この圧着時には、鉛フリーハンダ箔上にフッ素樹脂シートを載せ、ボンダ押圧面への鉛フリーハンダ箔の付着を防いだ。
【００５５】
次いで、圧電素子が接着されていない信号制御側ＦＰＣの面に長さ２５ｍｍ、幅１０ｍｍ、厚さ１０ｍｍのシリコーン樹脂製バッキング材を有機系接着剤により接着した。有機系接着材は、２液混合タイプのエポキシ樹脂（エコボンド２７；エマーソン＆カミング社製）を使用し、９０℃、５０分で熱硬化させた。つづいて、第１音響整合層と第２音響整合層の長手方向に沿う側面にスパッタで２０ｎｍのクロム層、１００ｎｍの金層を成膜して電極層を形成した。この電極層は、第１音響整合層との接合側の圧電素子の電極（上部側電極）と後述するアース側ＦＰＣとの導通を取るためである。
【００５６】
このような工程によりバッキング材／エポキシ樹脂／信号制御側ＦＰＣ／鉛フリーハンダ箔／圧電体／鉛フリーハンダ箔／第１音響整合層／鉛フリーハンダ箔／第２音響整合層／鉛フリーハンダ箔が一体化した積層構造体を作製した後、ダイシングブレードにより第２音響整合層側上の鉛フリーハンダ箔から圧電素子下の鉛フリーハンダ箔までを第１整合層と第２整合層の長手方向に沿う側面の電極層に対して直角になるように切断してアレイ分割することにより複数（９６個）のチャンネルを形成した。この工程において、信号制御側ＦＰＣの上面までわずかに切断することにより、圧電素子が確実に分割される。アレイ分割幅は長手方向に２００μｍピッチで行った。ダイシングブレードの厚さは、５０μｍで、切断スピードは１ｍｍ／ｓとした。切断時において、ピッチのぶれの問題は起こらず、すべての分割幅は同じサイズであった。また、切断後の断面観察において、スミアが現われない良好な切断面が形成されていることがわかった。
【００５７】
次いで、切断後の第２音響整合層上の鉛フリーハンダ箔にアース側ＦＰＣをボンディング装置で加熱圧着して第２音響整合層とアース側ＦＰＣとを接合した。つづいて、アース側ＦＰＣ上に厚さ０．１５ｍｍの３番目のポリエチレン製音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンドにより接着し、さらに音響整合層上にシリコーン樹脂製の音響レンズをエコボンドにより接着して超音波プローブ素体を製造した。さらに、得られた超音波プローブ素体を４０℃の恒温オーブン内で前記２つのＦＰＣ間に圧電素子の圧電体の厚さ１μｍあたり１Ｖの電界、すなわち４００Ｖの直流電圧を１分間印加し、圧電体を再分極した。分極工程において、放電、ショートなどは発生しなかった。その後、超音波プローブ素体をケーシングして超音波プローブサンプルを製造した。
【００５８】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成されていた。また、インピーダンスカーブのばらつきは２％であった。
【００５９】
（実施例２）
鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６０】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより同様に測定した。その結果、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成されていた。また、インピーダンスカーブのばらつきは２％であった。
【００６１】
（実施例３）
鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６２】
得られた超音波プローブサンプルは、実施例１と同様、９６チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数３．５ＭＨｚが達成された。
【００６３】
また、インピーダンスカーブのばらつきは１．５％で、実施例１，２に比べてばらつきがより低減された。
【００６４】
なお、切断面の観察結果は実施例１，２に比べて切断面が整っていることが確認された。これはＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎの鉛フリーハンダがより高硬度および低伸張性を示すためである。
【００６５】
（実施例４）
以下の変更を行なった以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００６６】
ＰＺＴ系圧電体の厚さを０．２５ｍｍ、第１音響整合層の厚さを０．２ｍｍ、第２音響整合層の厚さを０．１ｍｍ、アース側ＦＰＣ上の音響整合層の厚さを０．０７ｍｍに変更した。厚さ３０μｍのダイシングブレードを用いて７０μｍピッチで切断加工して１９２個のチャンネを形成した。４０℃の恒温オーブン内で２つのＦＰＣ間に圧電素子の圧電体の厚さ１μｍあたり１Ｖの電界、すなわち２００Ｖの直流電圧を１分間印加し、圧電体を再分極した。
【００６７】
ダイシング後、切断状態を観察し、ピッチのぶれがないこと、良好な切断面であることを確認した。再分極時には放電やショートなどは発生しなかった。
【００６８】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性を実施例１と同様な方法で測定した。その結果、１９２チャンネル全てが動作し、目標とした共振周波数７ＭＨｚは達成されていた。またインピーダンスカーブのばらつきは、２％以内であった。
【００６９】
なお、鉛フリーハンダ箔として厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ箔、厚さ５μｍのＳｎ−３．５％Ａｇ−０．５％Ｂｉ−８．０％Ｉｎ箔を用いた場合も、実施例４と同様な結果を得た。
【００７０】
（比較例１）
鉛フリーハンダ箔の代わりに厚さ５μｍのＳｎ−３７％Ｐｂの鉛ハンダ箔を用いた以外、実施例１と同様な方法により超音波プローブサンプルを製造した。
【００７１】
超音波プローブサンプルの製造工程でのダイシングブレードを用いる切断において、切断回数が増えるに伴ってピッチにぶれが生じ始めた。そのため、一定回数切断後、切断を中止してダイシングブレードを洗浄（ドレッシング）するか、もしくはダイシングブレードを交換し改めて切断を行うことを繰り返した。切断面を観察したところ、鉛ハンダ箔の延伸に起因する細かな破片が付着していることが確認された。ダイシング後に再分極するために電圧を印加したところ、複数のチャンネルで放電が起こり、そのチャンネルはショートにより使用不能となった。
【００７２】
得られた超音波プローブサンプルの各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、共振周波数３．５ＭＨｚでは９６チャンネル中、８チャンネルがショートした。
【００７３】
また、実施例４と同様な条件（Ｓｎ−３７Ｐｂの鉛ハンダ箔使用）で製造した超音波プローブサンプルは共振周波数７ＭＨｚで１９２チャンネル中２０チャンネルがショートしていた。
【００７４】
また、９６チャンネおよび１９２チャンネルを有する超音波プローブサンプルは、いずれもインピーダンスのばらつきが５〜６％であった。
【００７５】
（比較例２）
まず、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。つづいて、圧電素子側に素子制御側ＦＰＣ、その下にバッキング材をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。接着は、９０℃、５０分の条件で行なった。ひきつづき、第１音響整合層と第２音響整合層の長手方向に沿う側面にスパッタで２０ｎｍのクロム層、１００ｎｍの金層を成膜して電極層を形成した。さらに、第２整合層上にアース側ＦＰＣ、３番目の音響整合層をエポキシ系樹脂：エコボンド２７でそれぞれ接着した。なお、圧電素子、第１音響整合層および第２音響整合層、３番目の音響整合層は実施例１と同様な材料のものを用いた。
【００７６】
バッキング材／エポキシ樹脂／信号制御側ＦＰＣ／エポキシ系樹脂／圧電体／エポキシ系樹脂／第１音響整合層／エポキシ系樹脂／第２音響整合層が一体化した積層構造体をダイシングブレードにより第２音響整合層側から圧電素子までを第１整合層と第２整合層の長手方向に沿う側面の電極層に対して直角になるように切断してアレイ分割した。アレイ分割幅を長手方向に２００μｍピッチで行って９６個のチャンネルを形成した。また、アレイ分割幅を長手方向に７０μｍピッチで行って１９２個のチャンネルを形成した。
【００７７】
２００μｍピッチの３．５ＭＨｚの超音波プローブサンプルは切断時、問題はなかったが、７０μｍピッチの７ＭＨｚのサンプルにおいて、接合部分の一部が欠けた。いずれの周波数のサンプルも、再分極で放電は発生しなかった。
【００７８】
各チャンネルのインピーダンス特性をインピーダンスアナライザにより測定した。その結果、アース側ＦＰＣとの導通がとれていないチャンネルがあった。具体的には３．５ＭＨｚの超音波プローブサンプルにおいては９６チャンネル中６チャンネルがオープンであった。７ＭＨｚの超音波プローブサンプルにおいては、切断時の欠けを除いた１９２チャンネル中１３チャンネルがオープンであった。またインピーダンスのばらつきは、いずれも４〜５％であった。
【００７９】
これら実施例および比較例の超音波プローブサンプルの評価結果を下記表１にまとめて示す。
【表１】
【図面の簡単な説明】
【００８０】
【図１】本発明の実施形態に係るアレイ式超音波プローブの斜視図。
【図２】図１の超音波プローブの断面図。
【図３】本発明の実施形態に係わる超音波診断装置を示す概略図。
【符号の説明】
【００８１】
１…超音波プローブ、２…バッキング材、３…第１制御信号基板（信号制御側ＦＰＣ）、４…圧電素子、５，９，１１，１５…鉛フリーハンダ合金層、８…第１音響整合層、１０…第２音響整合層、１３…チャンネル、１４…第２制御信号基板（アース側ＦＰＣ）、１７…音響レンズ、２１…ケーブル、２２…超音波プローブ制御部、２３…ディスプレイ。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する医療用アレイ式超音波プローブであって、
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項２】
鉛フリーハンダ合金は、一般式ＳｎxＭ１yＭ２z、ただしＭ１はＡｇおよびＢｉから選ばれる少なくとも１つの金属、Ｍ２はＺｎ，Ｃｕ，ＡｌおよびＩｎからなる群から選ばれる少なくとも１つの金属を示し、ｘは８８重量％以上で、ｘ＋ｙ＋ｚが１００重量％である、にて表されることを特徴とする請求項１記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項３】
前記鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板と圧電素子の間、さらに前記圧電素子とこの圧電素子上の前記音響整合層の間に介在されてそれら部材同士を接合し、かつ前記鉛フリーハンダ合金層は同一の組成を有することを特徴とする請求項１または２記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項４】
前記鉛フリーハンダ合金層は、０．５〜１０μｍの厚さを有することを特徴とする請求項１ないし３いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項５】
前記圧電素子は、２枚の電極と、これら電極間に配置され、キュリー点が１３０〜３００℃の圧電体とを備えることを特徴とする請求項１ないし４いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項６】
前記チャンネルを構成する音響整合層が２層のときに、圧電素子上の１番目の音響整合層が２５℃にて６〜１０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層が２５℃にて２〜６ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することを特徴とする請求項１ないし５いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項７】
前記チャンネルを構成する音響整合層が３層のときに、圧電素子上の１番目の音響整合層が２５℃にて７〜２０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層が２５℃にて７〜１４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の３番目の音響整合層が２５℃にて２〜４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することを特徴とする請求項１ないし５いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項８】
前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材同士を前記鉛フリーハンダ合金層で接合した状態で、前記第１、第２の制御信号基板から前記圧電素子に電圧を印加して前記圧電素子を再分極することを特徴とする請求項１ないし７いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項９】
請求項１〜８いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブと、前記超音波プローブにケーブルを通して接続された超音波プローブ制御器とを具備したことを特徴とする医療用超音波診断装置。
【請求項１】
バッキング材と、このバッキング材上に形成された第１制御信号基板と、第１制御信号基板上に圧電素子および２層以上の音響整合層を積層し、最上層の音響整合層から第１制御信号基板表面までをダイシングして形成された複数のチャンネルと、これらのチャンネル上に形成された第２制御信号基板とを具備する医療用アレイ式超音波プローブであって、
８８重量％以上のスズを含む鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材の隣接する間のうち、少なくとも前記第１制御信号基板と圧電素子の間に介在されてそれら部材同士を接合することを特徴とする医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項２】
鉛フリーハンダ合金は、一般式ＳｎxＭ１yＭ２z、ただしＭ１はＡｇおよびＢｉから選ばれる少なくとも１つの金属、Ｍ２はＺｎ，Ｃｕ，ＡｌおよびＩｎからなる群から選ばれる少なくとも１つの金属を示し、ｘは８８重量％以上で、ｘ＋ｙ＋ｚが１００重量％である、にて表されることを特徴とする請求項１記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項３】
前記鉛フリーハンダ合金層は、前記第１制御信号基板と圧電素子の間、さらに前記圧電素子とこの圧電素子上の前記音響整合層の間に介在されてそれら部材同士を接合し、かつ前記鉛フリーハンダ合金層は同一の組成を有することを特徴とする請求項１または２記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項４】
前記鉛フリーハンダ合金層は、０．５〜１０μｍの厚さを有することを特徴とする請求項１ないし３いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項５】
前記圧電素子は、２枚の電極と、これら電極間に配置され、キュリー点が１３０〜３００℃の圧電体とを備えることを特徴とする請求項１ないし４いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項６】
前記チャンネルを構成する音響整合層が２層のときに、圧電素子上の１番目の音響整合層が２５℃にて６〜１０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層が２５℃にて２〜６ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することを特徴とする請求項１ないし５いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項７】
前記チャンネルを構成する音響整合層が３層のときに、圧電素子上の１番目の音響整合層が２５℃にて７〜２０ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の２番目の音響整合層が２５℃にて７〜１４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有し、圧電素子上の３番目の音響整合層が２５℃にて２〜４ＭＲａｙｌｓの音響インピーダンスを有することを特徴とする請求項１ないし５いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項８】
前記第１制御信号基板から前記第２制御信号基板までの部材同士を前記鉛フリーハンダ合金層で接合した状態で、前記第１、第２の制御信号基板から前記圧電素子に電圧を印加して前記圧電素子を再分極することを特徴とする請求項１ないし７いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブ。
【請求項９】
請求項１〜８いずれか記載の医療用アレイ式超音波プローブと、前記超音波プローブにケーブルを通して接続された超音波プローブ制御器とを具備したことを特徴とする医療用超音波診断装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図２】
【図３】
【公開番号】特開２０１０−７５３６７（Ｐ２０１０−７５３６７Ａ）
【公開日】平成２２年４月８日（２０１０．４．８）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−２４５９７１（Ｐ２００８−２４５９７１）
【出願日】平成２０年９月２５日（２００８．９．２５）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年４月８日（２０１０．４．８）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年９月２５日（２００８．９．２５）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【Ｆターム（参考）】
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