专利名称：超声外科手术设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种超声外科手术设备，并且具体涉及一种可以低驱动电压使用的超声外科手术设备。
背景技术：
通常，有一种被称作ESD (内窥镜粘膜下剥离术，Endoscopic SubmucosalDissection)的已经可以应用的治疗方式，当在胃或肠(例如，大肠或小肠)中发现息肉或早期肿瘤时，所述ESD通过使用对活体伤害最小的内窥镜来局部切除诸如息肉、早期胃部肿瘤、大肠肿瘤或小肠肿瘤之类的肿瘤组织。在这种ESD治疗中，手术员对要被切除 的膜区域进行标记，然后通过局部注射使得该病变膜区域膨胀。手术员然后通过使用高频处置装置(超声处置装置)沿着标记的区域切除膜，并且切断构成粘膜层的纤维以使膜与肌肉层分离。专利文献I (日本专利申请公开No. 61-279239)公开了一种超声外科手术设备(作为这种超声处置装置)，一旦用喇叭增加超声波的幅度时，该超声外科手术设备就利用朗之万换能器将超声波发送至处置装置。专利文献2(日本专利申请公开No. 2002-186627)公开了一种超声外科手术设备，其将由超声换能器产生的超声振动发送至喇叭、将由该喇叭放大的超声振动发送至探针、然后将振动发送至探针尖端上的固定刀片。非专利文献I (Minoru Kurosawa 和 Takeshi Sasanuma 的“Enhancement ofVibration Speed of Micro Ultrasonic Scalpel using PZT Film”， The Institute ofElectronics, Technical Report of IEICE, US2009—109 (213) 31)公开了对超声手术刀应用由热液合成形成的压电膜的技术。
发明内容
专利文献I和2所公开的超声处置装置都使用通过堆叠块状压电材料获得的朗之万换能器。这种布置导致了压电膜尺寸的增加。这使得不可能将朗之万换能器直接插入体内。出于这个原因，在身体之外提供朗之万换能器，并且将其设计为通过其尖端的喇叭将超声波传递至病变区域，从而执行处置。为了通过使用喇叭将振动线性地传递至病变区域，处置装置需要具有线性结构。因而，在此装置中还需要进一步的改进。另外，使用根据非专利文献I (Mi noru Kurosawa和Takeshi Sasanuma的“Enhancement of Vibration Speed of Micro Ultrasonic Scalpel using PZT Film，，,TheInstitute of Electronics, Technical Report of IEICE, US2009—109 (213) 31)由热液合成形成的材料的压电膜的装置还没有获得令人满意的性能。为了获得7m/sec的振动速度(这对于手术刀是足够的性能)，需要将驱动电压设置为40V或更高。考虑到安全问题，需要设置在体内驱动操作的低驱动电压。考虑到上述情况做出本发明，并且其目的在于提供一种紧凑且轻便的超声外科手术设备，其能够以低驱动电压驱动，并且即使直接在体内振动时也能够保证安全。
为了获得本发明的上述目的，提供了一种超声外科手术设备，其包括处置部分；驱动部分，其通过共振对所述处置部分进行驱动；操作部分主体，其对所述驱动部分进行驱动和控制；以及连接部分，其对所述处置部分和所述操作部分主体进行连接，其中所述驱动部分包括压电膜并且形成在所述连接部分内部的所述处置部分上，并且所述压电膜具有钙钛矿结构，构成该钙钛矿结构的晶体在(100)方向和(001)方向中的一个方向上以不少于60%的取向度取向。应当注意，诸如(100)或(001)这样的表述是由密勒指数(Millerindex)表不的晶体的晶格平面。根据本发明，将压电膜用作对处置部分进行驱动的驱动部分，并且形成压电膜的晶体结构在(100)方向或(001)方向上以80%或更大的取向度取向。由于可以通过增加取向度来改进压电常数d31 (pm/V)，所以可以以低驱动电压来驱动处置部分。以低电压驱动处置部分允许将驱动部分设置在插入活体内的部分上。这可以增加对设备主体和处置部分进行连接的结构设计上的自由度。在本发明中，所述压电膜优选地具有不大于O. 4的介电损失。根据本发明，将压电膜的介电损失设置为O. 4或更小可以抑制发热。这使得即使将驱动部分设置在插入体内的部分上也能够安全地对设备进行操作。在本发明中，优选地，所述压电膜具有柱状结构，其晶粒不大于I μ m。根据本发明，将压电膜形成为柱状结构可以使得振动方向与垂直于柱的方向一致。这可以提高耐久性。另外，由于在一个方向上布置材料，因此与具有无规则结构的压电膜相比可以抑制发热。注意“晶粒不大于I μ m”表示晶粒可以包括I μ m或更大的晶粒，只要I μ m或更小的晶粒占主导地位即可。I μ m或更小的晶粒优选地占据全部晶粒的60%。在本发明中，优选地，所述压电膜通过下电极形成在所述处置部分上，并且所述下电极和所述处置部分由不同的材料形成。根据本发明，压电膜通过下电极连接至处置部分，并且针对下电极和处置部分使用不同的材料。提供下电极可以防止在压电膜和处置部分之间形成氧化物膜。因此，可以防止驱动电压的增加。在本发明中，所述下电极优选地包括贵金属。根据本发明，使用贵金属作为下电极可以防止氧化。这可以防止由于氧化所引起的电阻增加，并因而可以防止驱动电压的增加。在本发明中，所述压电膜优选地具有不大于10 μ m的厚度。根据本发明，压电膜的厚度是ΙΟμπι或更小。压电膜厚度的减小可以实现驱动电压的降低。
在本发明中，所述压电膜优选地包括钙钛矿型氧化物，其包括锆钛酸铅(PZT)和钠铌酸钾(KNN)中的一种。 本发明针对压电膜限定了材料，并且通过使用上述材料允许形成具有良好压电性能的膜。在本发明中，优选地还包括在所述压电膜上的上电极和覆盖所述上电极或者覆盖所述上电极和所述压电膜的树脂。根据本发明，覆盖上电极可以防止在将上电极插入活体内时发生电击。另外，当针对压电膜使用铅材料时，优选地利用树脂来覆盖压电膜。
在本发明中，优选地，所述压电膜形成在所述处置部分的两个表面上，并且通过向所述压电膜施加15V的驱动电压所获得的振动速度不小于8m/s。根据本发明，在两个表面上形成压电膜可以形成以低驱动电压操作的外科手术设备，并且可以获得具有令人满意性能的8m/s的振动速度。在本发明中，优选地，所述处置部分的宽度从在其上形成所述驱动部分的部分向所述处置部分的尖端逐渐减小。根据本发明，由于处置部分的宽度从在其上形成驱动部分的部分向处置部分的尖端逐渐减小，所以能够增加处置部分的尖端的振动速度。根据本发明的超声外科手术设备，通过使用压电膜形成驱动部分，能够实现尺寸 和重量的减小。另外，由于可以以低驱动电压操作处置部分，所以即使将驱动部分插入体内并直接振动时也能够安全地使用处置部分。
图I是示出了超声外科手术设备的整体布置的示图；图2是溅射设备的示意截面图；以及图3是示出了取向度与压电常数d31之间的关系的曲线图。
具体实施例方式下面将参考附图对根据本发明的超声外科手术设备的优选实施例进行说明。[超声外科手术设备的整体布置]图I是示出了本发明的超声外科手术设备10的整体布置的示图。本发明的超声外科手术设备10包括刀部分12，其用作诸如针状刀或在ESD治疗中用于外切口和膜分离的刀(在下文中也被称作“解剖刀”)之类的超声刀(手术刀)；以及操作单元主体14，其由手术员操作以将刀部分12用作超声刀。超声外科手术设备10还包括高频发生器16，其对刀部分12施加高频电压。刀部分12包括刀片部分(处置部分)18、压电元件20、固定部分22、具有弹性的外壳(连接部分)24、第一电极(地电位)26、第二电极28、树脂密封部件30、以及软线(flexible cord)46。压电元件20包括下电极40、压电膜42和上电极44。操作单元主体14包括用于操作刀片部分18的环32a、32b和32c以及作为高频发生器16的连接端子的连接器34。应该注意，操作单元主体14的连接器34通过软线38电连接至高频发生器16。刀部分12的刀片部分18作为外切口、环切(切开)、和用于ESD治疗中的粘膜下层剥离的解剖刀，并且刀片部分18配置为通过压电元件20的振动而振动。通常用于刀片部分18的材料是诸如钛、钛合金、不锈钢、硬铝合金或基于Ni-Cr-Mo-V的耐高温合金钢之类的基于金属的材料。也可以使用烧结陶瓷材料等。刀片部分18的宽度可以从形成压电元件20的部分向尖端逐渐减小以便具有喇叭部分。提供喇叭部分可以增加刀片部分18的尖端的振动速度，并因此可以以低驱动电压获得所期望的振动速度。可以通过变换比(其为形成压电元件20的部分的宽度与尖端的宽度之间的比)来确定刀片部分18的尖端的振动速度。可以通过增大变换比(减小尖端的宽度)来提高振动速度。压电元件20包括下电极40、压电膜42和上电极44。连接至下电极40的第一电极26和连接至上电极44的第二电极28增加和减少施加至压电元件20的电场强度以使得压电元件20扩展和收缩，从而使得刀片部分18在图I中示出的箭头所表示的方向上进行超声振动。这使得能够进行切口。注意到，可以根据需要提供下电极40。如果不提供下电极40，则通过把第一电极26连接至刀片部分18来向压电元件20施加电压。固定部分22被固定至外壳24的末端的内部，并且具有支撑刀片部分18的功能，以便允许刀片部分18往复移动(前进和后退移动)。即，当刀片部分18从外壳24的末端突出和后退回外壳24的末端时，固定部分22支撑刀片部分18，以便允许刀片部分18相对于外壳24前进和后退移动。外壳24由具有韧性的绝缘材料制成并且对刀片部分18、压电兀件20、第一电极26和第二电极28进行物理和电气保护。第一电极26和第二电极28用来向压电元件20施加高频电压。这些电极由导电材料制成并且被分别耦接至环32b和32c。提供树脂密封部件30以密封外壳24的位于活体侧的一端。在本发明中，压电元件20可以设置在插入体内的部分中，并因此优选地覆以树脂以防止电击。另外，由于压电膜42可以由铅制成，因此压电膜42优选地覆以树脂。使用树脂作为外壳24的密封材料可以减少在驱动刀片部分18时的共振频率的影响。下面将通过描述图I示出的超声外科手术设备10的操作方法来描述超声外科手术设备10的布置和功能，具体而言来描述操作单元主体14的布置和功能。手术员将他/她的拇指、食指和中指分别插入操作滑块(slider)的环32a、32b和32c中，并且沿着操作单元主体14来滑动操作滑块。利用这种滑动操作，刀片部分18可以通过耦接至操作滑块的软线46从外壳24向前移动和后退移动回外壳24中(往复移动)。来自高频发生器16的高频电压软线38连接至连接器34，并且第一电极26和第二电极28电连接至连接器34。因此，该高频电压被施加至第一电极26和第二电极28两者以使压电元件20振动。这使得刀片部分18超声振动并且将其用作解剖刀。[压电元件]下面将描述本发明的压电元件。根据本发明的超声外科手术设备10，作为驱动部分的压电元件20整体地提供给刀片部分18。压电元件20包括下电极40、压电膜42和上电极44。可以根据需要提供下电极40。如果不提供下电极40，则在刀片部分18上将第一电极26直接接地以便向压电元件20施加电压。提供下电极40可以防止在压电膜42和刀片部分18之间的边界上形成氧化物，并因此可以防止驱动电压的增加。根据通过热液合成的传统直接生长方法，由于在Ti金属上直接形成压电膜，所以在压电膜与手术刀主体之间的边界上形成了氧化物。这会增加所需的驱动电压。出于这个原因，用于下电极40的材料优选地与用于刀片部分18的材料不同，并且是抗氧化的贵金属。例如，这种材料优选地是抗氧化的贵金属(Pt、Ir、Ru或Au)或者是即使在氧化后仍具有较低电阻的贵金属(Ir或Ru)。并没有特别限制上电极44的成分，并且其可以包括上述作为用于下电极40的那、些材料的示例性材料，即，用于普通半导体工艺的电极材料，诸如Al、Ta、Cr和Cu及其组合。压电膜42优选地包含由下列通式(Pl)表示的一种或两种钙钛矿型氧化物作为一种或多种主要成分通式ABO3. ·· (Pl)(A A位元素，其包括从由下列元素构成的组中选择的至少一种元素Pb、Ba、Sr、Bi、Li、Na、Ca、Cd、Mg、K和镧系元素；B B位元素,其包括从由下列元素构成的组中选择的至少一种元素Ti、Zr、V、Nb、Ta、Cr、Mo、W、Mn、Mg、Sc、Co、Cu、In、Sn、Ga、Zn、Cd、Fe、Ni、Hf和Al ;以及O:氧，虽然A位元素、B位元素和氧元素之间的标准摩尔比是I : I : 3，但是在能够形成钙钛矿结构的范围内摩尔比可以偏离该参考摩尔比)。由上述通式(Pl)表示的钙钛矿型氧化物包括钛酸铅、锆钛酸铅(PZT)、锆酸铅和银错钛酸铅(niobate-lead zirconate titanate)。压电膜可以是这些由通式(Pl) 表示的钙钛矿型氧化物的混合晶体。作为另一种材料，还可以使用由下列通式(P2)表示的那些具有钙钛矿结构的材料中的一种通式(Bi(H)Lax)FeO3.· · (P2)(其中O< X < 1，优选地O < X彡O. 30，并且x是钙钛矿结构的A位中的La成分)。还可以使用由下面给出的通式(P3)所表示的钙钛矿化合氧化物制成的并且包括单斜晶(monoclinic)结构的材料。通式A(ZnxTi(1_x))yM(1_y)03· · · (P3)(其中A是Bi元素，并且M是从由下列元素构成的组中选择的至少一种元素Fe、Al,Sc,Mn,Y,Ga和Yb，x表示满足O. 4彡x彡O. 6的数值，并且y表示满足O. 17 ^ y ^ O. 60的数值。)另外，可以使用具有由(NaxKyLiz)NbO3(O彡x彡1、0彡y彡1、0彡z彡O. 2，并且x+y+z = I)表示的钙钛矿型氧化物作为主相的压电层。例如，在压电特性或表面粗糙度不发生退化的范围内，可以用预定量的Ta(钽)或V(钒)掺杂铌酸钠钾(KNN)或铌酸钠钾锂。[制造压电膜的方法]可以通过利用等离子体的化学汽相沉积法在衬底上形成包含靶材组成元素的膜来制造压电膜，其中衬底和靶材彼此相对。化学汽相沉积法包括溅射法，诸如两极溅射法、三极溅射法、直流溅射法、射频溅射法(RF溅射法)、ECR溅射法、磁控管溅射法、对向靶溅射法、脉冲溅射法、和离子束溅射。除了溅射方法以外，本发明还可以使用离子镀法、等离子体CVD法等作为化学汽相沉积法。在溅射法中，对要形成的膜的特性产生影响的因素包括膜形成温度、衬底类型、底层膜的成分(如果在衬底上预先形成底层膜的话)、衬底的表面能、膜形成压力、大气中的氧气量、注入功率、衬底与靶材之间的距离、等离子体中的电子温度、电子密度、等离子体中的活性物质浓度、以及活性物质的寿命。可以通过对下列中的任何一种进行优化来形成高品质的膜，例如，膜形成温度Ts、Vs-Vf (其中Vs是膜形成时的等离子体中的等离子体电位，而Vf是浮接电位(floatingpotential))、Vs、以及衬底与靶材之间的距离D。即，可以以表示膜形成温度Ts的横坐标以及表示Vs-Vf、Vs和衬底与靶材之间的距离D中的任何一种的纵坐标来绘制膜的特性，以在给定范围之中形成闻品质的月旲。将参考图2对溅射设备的布置和膜形成的方式的示例进行说明。虽然将以使用RF电源的RF溅射设备为例进行描述，但是也可以使用利用DC电源的DC溅射设备。图2是整个设备的示意截面图。如图2所示，溅射设备100大致由真空腔室110形成，真空腔室110包括衬底夹具111 (诸如静电卡盘)和产生等离子体的等离子体电极(阴极电极)112，衬底夹具111在内部保持住膜形成衬底B并且将膜形成衬底B加热至预定温度。衬底夹具111和等离子体电极112彼此分离并彼此相对，并且靶材T安装在等离子体电极112上。等离子体电极112连接至RF电源113。气体引入管道114和气体排出管道115附接至真空腔室110。气体引入管道114用于将形成膜所必需的气体G引入真空腔室110。气体排出管道115用于执行真空腔室110中的气体的排气V的排出。可以使用例如Ar或Ar/02的混合气体作为气体G。 当通过溅射法形成本发明的压电膜时，可以在控制膜形成期间的膜形成温度Ts (°C)和表示等离子体电位Vs (V)与浮接电位Vf (V)之间的差的Vs-Vf (V)的同时形成膜。[压电膜的性能]将描述本发明的超声外科手术设备10所使用的压电膜的性能。通过化学汽相沉积法形成的压电膜具有钙钛矿结构，该钙钛矿结构在(100)方向或(001)方向上以60%或更大的取向度进行取向。注意到，通过取向度=Σ ((100)方向上的峰+(200)方向上的峰)/Σ ((100)方向上的峰+(200)方向上的峰+ (110)方向上的峰+ (111)方向上的峰)来获得取向度。注意，(100)方向和(200)方向上的峰可以是(001)方向和(002)方向上的峰。图3示出了取向度和压电常数d31之间的关系。如图3所示，可以通过增加取向度来提高压电常数。由于压电常数越高，驱动操作所需的驱动电压越低，所以可以安全地使用如本发明那样的将其驱动部分设置在体内的超声外科手术设备。因此，可以优选地使用该设备。取向度优选地为60%或更大，更优选地为80%或更大。注意到，在块状多晶体(bulkpolycrystalline body)的情况下取向度约为O. 2,并因此压电常数d31约为91pm/V。当压电膜用于使本发明的超声外科手术设备的刀片部分振动时，驱动电压的增加将会导致显著的发热。发热与磁场强度(E/d)的平方、频率f、特定介电常数L、和介电损失tanS成比例(P。= (E/d)2 X 5. 56 X KT11XfX erXtanS)。因此，优选地使用特定介电常数ε ^和介电损失tan δ较低的材料。在(100)方向上取向的膜的特定介电常数约为1200，而在(001)方向上取向的膜的特定介电常数约为400。因此，就取向而言，优选地使用在(001)方向上取向的膜。介电损失tan δ根据膜的品质而变化，而不是根据膜的取向而变化。对于取向不同而tan δ相同的膜而言，具有较高取向度的膜可以以更低的电压被驱动并且是优选的。在本发明中，介电损失优选地小于O. 4。如果介电损失为O. 4或更大，则在驱动时发热，并且不能获得足够的振动速度。将介电损失设置为O. 4或更大需要一些措施，诸如冷却和间歇驱动。介电损失tan δ的值通常是在IkHz处测量到的值，其与驱动时的发热成比例。根据本发明，由于通过化学汽相沉积法形成压电膜，所以其可以是主要由Iym或更小的晶粒形成的柱状结构。使柱状结构在垂直方向上振动将改进伸长率，并因此可以提高压电膜的耐久性。通过热液合成制造的传统压电膜包括I μ m或更大的晶粒，并且具有随机取向的结构。通过这种结构可以想见，在随机的方向上布置材料并因此产生更大量的热。另外，所形成的压电膜优选地具有ΙΟμπι或更小的厚度。在处置部分上形成厚的压电膜会在驱动时需要更高的电压。出于这个原因，压电膜优选地具有ΙΟμπι或更小的厚度并且以30V或更低的驱动电压驱动。驱动电压优选地为20V或更低，更优选地为15V或更低。以此方式形成的压电膜可以以较低的驱动电压获得期望的振动速度。因此，可以靠近要被插入体内的处置部分形成驱动部分(压电膜)。这种包括从设备主体延伸的柔性电缆的膜可以弯曲插入体内，并因此可以适合用作处置工具，诸如要插入体内的内窥镜。 [示例]将通过加工300 μ m的Ti板获得的材料用作用于刀片部分(手术刀部分)的基础材料。通过溅射法在衬底上形成Ti(20nm)/Ir(150nm)作为下电极。通过溅射法在下电极上形成5 μ m厚的PZTN(铌锆钛酸铅)作为压电膜。通过图案化在压电膜上形成Pt作为上电极。无任何翘曲或任何膜剥落地适当地形成了所获得的手术刀。另外，XRD测量显示出压电膜在衬底上的取向(100)，并且取向度为80%或更大。另外，截面SEM观测显示出晶粒尺寸为Iym或更小。压电膜的介电特征表示为ε = 300和tan δ =0.3。在相同的条件下在Ti衬底上独立地形成PZTN膜，并且测量到压电常数d31约为200pm/V。当驱动所获得的手术刀时，在纵向上以大约320kHz产生振动共振。当以此频率和30V驱动该手术刀并且利用激光多普勒测振计测量尖端时，获得Sm/sec的振动速度。这使得能够确认该手术刀具有令人满意的性能。根据作为传统技术提供的非专利文献I (Minoru Kurosawa和Takeshi Sasanuma的“Enhancement of Vibration Speed of Micro Ultrasonic Scalpel using PZT Film”，The Institute of Electronics, Technical Report of IEICE, US2009-109 (213)31),图11示出了通过在0. 3mm厚的Ti金属衬底的两个表面上形成PZT膜并且以大约20V对它们进行驱动获得了 4m/s的振动速度。这种结构以大约30V获得了 7m/s的振动速度。另外，以30V进行单表面驱动获得了大约3m/s的振动速度。与此相反，在本发明的超声外科手术设备中使用的压电膜(其具有0. 3mm的厚度并且在0.3mm厚的Ti衬底上形成)以30V单表面驱动可以获得8m/s的振动速度。从实践的观点来看，传统材料不能用于超声手术刀，然而使用本发明的压电元件可以形成在30V的驱动电压下显示出令人满意性能的手术刀。在衬底的两个表面上形成压电膜允许以大约15V的驱动电压来期待8m/s的振动速度。另外，通过改变尖端上的喇叭的厚度来增加变换比允许以更低的驱动电压来期待更高的振动速度。如上所述，确定可以以低驱动电压在体内安全地使用本发明的超声外科手术设备，并且展示了作为超声手术刀在性能方面的可观的改进。
权利要求
1.一种超声外科手术设备,其包括 处置部分； 驱动部分，其利用共振对所述处置部分进行驱动； 操作部分主体，其对所述驱动部分进行驱动和控制；以及 连接部分，其对所述处置部分和所述操作部分主体进行连接， 其中所述驱动部分包括压电膜并且形成在所述连接部分内的所述处置部分上，并且 所述压电膜具有钙钛矿结构，构成该钙钛矿结构的晶体在(100)方向和(001)方向中的ー个方向上以不少于60%的取向度取向。
2.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜具有不大于0.4的介电损失。
3.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜具有柱状结构，其晶粒不大于 I U m。
4.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜通过下电极形成在所述处置部分上，并且所述下电极和所述处置部分由不同的材料形成。
5.根据权利要求4的超声外科手术设备，其中所述下电极包括贵金属。
6.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜具有不大于IOym的厚度。
7.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜包括钙钛矿型氧化物，所述钙钛矿型氧化物包括锆钛酸铅(PZT)和钠铌酸钾(KNN)中的ー种。
8.根据权利要求I的超声外科手术设备，还包括所述压电膜上的上电极、和覆盖所述上电极或者覆盖所述上电极和所述压电膜的树脂。
9.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述压电膜形成在所述处置部分的两个表面上，并且通过向所述压电膜施加15V的驱动电压所获得的振动速度不小于8m/s。
10.根据权利要求I的超声外科手术设备，其中所述处置部分的宽度从形成有所述驱动部分的部分向所述处置部分的尖端逐渐减小。
全文摘要
本发明提供了一种超声外科手术设备，其包括处置部分、利用共振对处置部分进行驱动的驱动部分、对驱动部分进行驱动和控制的操作部分主体、以及对处置部分和操作部分主体进行连接的连接部分。驱动部分包括压电膜并且形成在连接部分内的处置部分上。压电膜具有钙钛矿结构，构成该钙钛矿结构的晶体在(100)方向或(001)方向中的一个方向上以不少于60％的取向度取向。
文档编号A61B17/3211GK102648867SQ20121004219
公开日2012年8月29日 申请日期2012年2月22日 优先权日2011年2月22日
发明者平林恭稔, 藤井隆满 申请人:富士胶片株式会社