"処置部と、前記処置部を共振により駆動させる駆動部と、前記駆動部を駆動制御する操作部本体と、前記処置部と前記操作部本体とを接続する接続部と、を有し、前記駆動部は圧電体膜であり、前記接続部内の前記処置部上に形成されており、前記圧電体膜は、ペロブスカイト構造を有し、構成する結晶が100方向あるいは001方向に、配向度が60以上で配向していることを特徴とする超音波手術装置。前記圧電体膜の誘電損失が0.4以下であることを特徴とする請求項1に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜が、柱状構造体であり、結晶粒が1ミクロン以下であることを特徴とする請求項1又は2に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜は、下部電極を介して前記処置部上に形成されており、前記下部電極と前記処置部は異なる材料で形成されていることを特徴とする請求項1から3のいずれか1項に記載の超音波手術装置。前記下部電極が貴金属であることを特徴とする請求項4に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜の厚みが10ミクロン以下であることを特徴とする請求項1から5のいずれか1項に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜は、チタン酸ジルコン酸鉛PZT、または、ニオブ酸カリウムナトリウムKNNからなるペロブスカイト型酸化物を含むことを特徴とする請求項1から6のいずれか1項に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜の上に上部電極を備え、上部電極、または、上部電極および圧電体膜を覆う樹脂を備えることを特徴とする請求項1から7のいずれか1項に記載の超音波手術装置。前記圧電体膜は、前記処置部の両面に形成されており、前記圧電体膜に15Vの駆動電圧をかけた時の振動速度が8m/s以上であることを特徴とする請求項1から8のいずれか1項に記載の超音波手術装置。前記処置部の前記駆動部が形成されている部分から、前記処置部の先端に向かい、前記処置部の幅が狭くなることを特徴とする請求項1から9のいずれか1項に記載の超音波手術装置。特許文献1、2に記載されている超音波処置具は、ランジュバン振動子が用いられており、これは、バルク圧電体材料を積層したものであり、このような構成では、圧電体膜のサイズが大きくなり直接体内に入れることができなかった。そのため、ランジュバン振動子を体外に設け、その先端にホーンを介して超音波を幹部に伝達させて処置を行なっていた。しかしながら、振動をホーンを用いて直線的に伝えるため、処置具を直線的な構造とする必要があり、更なる改良が望まれていた。また、非特許文献1による水熱合成による圧電体膜の材料では、充分な性能が得られていなかった。そのため、メスとして充分な性能である速度7m/secの振動速度を得るためには、駆動電圧を40V程度以上とする必要があり、安全性を考慮すると、体内にて駆動させる場合には、電圧を低くすることが望まれていた。本発明はこのような事情に鑑みてなされたものであり、小型で軽量であり、低い駆動電圧で駆動させることができ、体内で直接振動させても安全な超音波手術装置を提供することを目的とする。本発明は前記目的を達成するために、処置部と、前記処置部を共振により駆動させる駆動部と、前記駆動部を駆動制御する操作部本体と、前記処置部と前記操作部本体とを接続する接続部と、を有し、前記駆動部は圧電体膜であり、前記接続部内の前記処置部上に形成されており、前記圧電体膜は、ペロブスカイト構造を有し、構成する結晶が100方向あるいは001方向に、配向度が60以上で配向していることを特徴とする超音波手術装置を提供する。本発明によれば、処置部を駆動させる駆動部として圧電体膜を用いており、この圧電体膜を構成する結晶構造を、100方向あるいは001方向に、配向度が80以上で配向している。配向度を高くすることにより、圧電定数d31pm/Vを向上させることができるので、低い駆動電圧で処置部を駆動させることができる。低い電圧で駆動させることにより、生体内に挿入する部分に駆動部を設けることができる。これにより、装置本体と処置部を接続する構造の設計の自由度を上げることができる。本発明は、前記圧電体膜の誘電損失が0.4以下であることが好ましい。本発明によれば、圧電体膜の誘電損失を0.4以下とすることにより、発熱を抑えることができる。したがって、体内に挿入される部分に駆動部を設けても安全に作業することができる。本発明は、前記圧電体膜が、柱状構造体であり、結晶粒が1ミクロン以下であることが好ましい。本発明によれば、圧電体膜を柱状構造とすることで、振動方向を柱と直行する方向とすることができるので、耐久性を向上させることができる。また、材料が変位する方向も一方向となるので、ランダム構造の圧電体膜と比較して、発熱を抑えることができる。なお、結晶粒が1ミクロン以下とは、1ミクロン以下のものが主であればよく、1ミクロン以上の結晶粒を含んでいても構わない。全体の60以上が、1ミクロン以下であることが好ましい。本発明は、前記圧電体膜は、下部電極を介して前記処置部上に形成されており、前記下部電極と前記処置部は異なる材料で形成されていることが好ましい。本発明によれば、圧電体膜と処置部を下部電極を介して接続しており、下部電極の材料と処置部の材料とで異なる材料を用いている。下部電極を設けることにより、圧電体膜と処置部の間に酸化膜が形成されるのを防止することができるので、駆動電圧が高くなることを防止することができる。本発明は、前記下部電極が貴金属であることが好ましい。本発明によれば、下部電極として貴金属を用いているので、酸化を防止することができる。酸化により抵抗値が上がり、駆動電圧が高くなることを防止することができる。本発明は、前記圧電体膜の厚みが10ミクロン以下であることが好ましい。本発明によれば、圧電体膜の厚みを10ミクロン以下としているので、圧電体膜の厚みを薄くすることで、駆動電圧を低くすることができる。本発明は、前記圧電体膜は、チタン酸ジルコン酸鉛PZT、または、ニオブ酸カリウムナトリウムKNNからなるペロブスカイト型酸化物を含むことが好ましい。本発明は、圧電体膜の材料を規定したものであり、上記材料を用いることで、圧電性能の良好な膜を形成することができる。本発明は、前記圧電体膜の上に上部電極を備え、上部電極、または、上部電極および圧電体膜を覆う樹脂を備えることが好ましい。本発明によれば、上部電極を覆うことで、生体内に挿入した際の感電を防止することができる。また、圧電体膜として鉛材料を用いる場合は、圧電体膜を樹脂で覆うことが好ましい。本発明は、前記圧電体膜は、前記処置部の両面に形成されており、前記圧電体膜に15Vの駆動電圧をかけた時の振動速度が8m/s以上であることが好ましい。本発明によれば、圧電体膜を両面に形成することで、より低い駆動電圧で手術装置として充分な性能を有する8m/sの振動速度を得ることができる。本発明は、前記処置部の前記駆動部が形成されている部分から、前記処置部の先端に向かい、前記処置部の幅が狭くなることが好ましい。本発明によれば、処置部の駆動部が形成されている部分から先端に向かい、処置部の幅が狭くなるようにしたので、処置部先端の振動速度を速くすることができる。本発明の超音波手術装置によれば、駆動部を圧電体膜とすることで小型化、軽量化することができる。また、低い駆動電圧で処置部を作動させることができるので、駆動部を体内に挿入し、直接振動させても安全に使用することができる。以下、添付図面に従って本発明に係る超音波手術装置の好ましい実施の形態について小説する。超音波手術装置の全体構成図1は、本発明の超音波手術装置10の全体構成図である。本発明の超音波手術装置10は、ESD処置において、針状ナイフや周辺切開および粘膜剥離用ナイフ以下、切開剥離ナイフともいうなどの超音波ナイフメスとして機能するナイフ部12と、ナイフ部12を超音波ナイフとして機能させるように術者によって操作される操作部本体14とを有し、超音波手術装置10は、ナイフ部12に高周波電圧を供給する高周波発生装置16から構成される。ここで、ナイフ部12は、刃部処置部18、圧電素子20、固定部22、可撓性を有するシース接続部24、第1の電極接地電位26、第2の電極28、樹脂封止材30、可撓性コード46を有する。圧電素子20は、下部電極40、圧電体膜42、上部電極44から構成される。また、操作部本体14は、刃部18の操作用のリング32a、リング32b、リング32cおよび高周波発生装置16への接続用端子であるコネクタ34を有する。なお、操作部本体14のコネクタ34と高周波発生装置16とは、コード38によって電気的に接続されている。ナイフ部12の刃部18は、ESD処置において、周辺切開、全周切開カットや粘膜下層の剥離などに用いられる切開剥離ナイフとして機能するもので、圧電素子20の振動により刃部18が振動可能に構成されている。刃部18の材料としては、チタン、チタン合金、ステンレス,ジュラルミン、Ni-Cr-Mo-V系超硬合金鋼等金属系材料が通例であるが、さらには超硬セラミック材料などを用いることができる。刃部18の幅は、圧電素子20が形成されている部分から先端に向かって幅が狭くホーン部を有する構造とすることもできる。ホーン部を設けることにより、刃部18の先端の振動速度を高めることができるので、低い駆動電圧で所望の振動速度を得ることができる。刃部18の先端の振動速度は、圧電素子20が形成されている部分の幅と、刃部18の先端の幅との比である変成比により決定することができ、変成比を大きくする先端の幅を小さくすることで、振動速度を速くすることができる。圧電素子20は、下部電極40、圧電体膜42、上部電極44から構成される。下部電極40に接続されている第1の電極26、上部電極44に接続されている第2の電極28により、圧電素子20に印加する電界強度を増減させて圧電素子20を伸縮させ、これによって、刃部18を図中矢印に示す方向に超音波振動させることにより切開を行なうことができる。なお、下部電極40は、必要に応じて設ければよく、下部電極40を設けない場合は、刃部18に第1の電極26を接続することで、圧電素子20に電圧を印加する。固定部22は、シース24の内部先端に固定され、刃部18を往復移動進退可能に支持する機能を有する。すなわち、刃部18のシース24の先端からの突出および退避に際し、シース24に対し、刃部18を進退可能に支持する。シース24は、可撓性を有する絶縁性材料で構成され、刃部18、圧電素子20、第1の電極26、第2の電極28を物理的かつ電気的に保護するものである。第1の電極26、第2の電極28は、圧電素子20に高周波電圧を供給するためのもので、導電性材料で構成され、リング32bおよび32cに連結されている。樹脂封止材30は、シース24の生体側を封止するために設けられる。本発明においては、圧電素子20を体内に挿入する部分に設けることができるので、感電を防止するために樹脂で覆うことが好ましい。また、圧電体膜42の材料として鉛を用いることができるので、樹脂で覆うことが好ましい。シース24の封止材として樹脂を用いることで、刃部18の駆動時の共振周波数の影響を少なくすることができる。次に、図1に示す超音波手術装置10の操作方法を説明することにより、超音波手術装置10の構成および作用、特に、操作部本体14の構成および作用について説明する。術者が操作部本体14のリング32aに親指を、操作用スライダのリング32bおよび32cに人差指と中指を挿入し、操作部本体14に対して操作用スライダをスライドさせると、このスライドにより、操作用スライダに連結している可撓性コード46を介して刃部18は、シース24から進退往復移動できるようになっている。コネクタ34には、高周波発生装置16から高周波電圧コード38が接続されており、第1の電極26と第2の電極28が電気的に接続されているため、この高周波電圧は、第1の電極26および第2の電極28の両方に加えられ、圧電素子20が振動することで、刃部18を超音波振動させ、切開剥離ナイフとして機能させることができる。圧電素子次に本発明の圧電素子について説明する。本発明の超音波手術装置10は、刃部18に駆動部である圧電素子20が一体となって設けられている。圧電素子20は、下部電極40、圧電体膜42、上部電極44から構成される。下部電極40は必要に応じて設けることができる。下部電極40を設けない場合は、第1の電極26を刃部18に直接接地することで、圧電素子20に電圧を印加することができる。下部電極40を設けることにより、圧電体膜42と刃部18との境界に酸化物が形成されることを防止することができ、駆動電圧が高くなることを防止することができる。例えば、従来の水熱合成による直接成長法では、Ti金属に直接圧電体膜を成長させて形成していたため、圧電体膜とメス本体との境界に酸化物が形成されており、より高い駆動電圧が必要となる可能性があった。このような理由から、下部電極40は、刃部18と異なる材料で形成されており、酸化されにくい貴金属であることが好ましく、例えば、酸化されにくい貴金属Pt、Ir、Ru、Auあるいは、酸化されても低抵抗な貴金属Ir、Ruであることが好ましい。上部電極44の組成は特に制限なく、下部電極40で例示した材料、Al、Ta、Cr、Cuなどの一般的な半導体プロセスで用いられている電極材料、およびこれらの組み合わせが挙げられる。圧電体膜42としては、下記一般式P1で表される1種または2種以上のペロブスカイト型酸化物を主成分とすることが好ましい。一般式ABO3P1A:Aサイトの元素であり、Pb、Ba、Sr、Bi、Li、Na、Ca、Cd、Mg、K、およびランタニド元素からなる群より選ばれた少なくとも1種の元素を含む。B:Bサイトの元素であり、Ti、Zr、V、Nb、Ta、Cr、Mo、W、Mn、Mg、Sc、Co、Cu、In、Sn、Ga、Zn、Cd、Fe、Ni、Hf、およびAlからなる群より選ばれた少なくとも1種の元素を含む。O:酸素。Aサイト元素とBサイト元素と酸素元素のモル比は1:1:3が標準であるが、これらのモル比はペロブスカイト構造を取り得る範囲内で基準モル比からずれてもよい。上記一般式P1で表されるペロブスカイト型酸化物としては、チタン酸鉛、チタン酸ジルコン酸鉛PZT、ジルコニウム酸鉛、ニオブ酸ジルコニウムチタン酸鉛などが挙げられる。圧電体膜は、これら上記一般式P1で表されるペロブスカイト型酸化物の混晶系であってもよい。また、他の材料として、ペロブスカイト構造を有する下記式P2を用いることができる。一般式Bi1-xLaxFeO3P2但し、0<x<1であり、好ましくは、0<x≦0.30である。xは、ペロブスカイト型構造のAサイトにおけるLa組成である。また、下記一般式P3で表されるペロブスカイト型複合酸化物からなり、結晶系が単斜晶構造を含んでいる材料を用いることができる。一般式AZnxTi1-xyM1-yO3P3式中、AはBi元素であり、MはFe、Al、Sc、Mn、Y、Ga、Ybのうちの少なくとも1種の元素である。xは0.4≦x≦0.6の数値を表す。yは0.17≦y≦0.60の数値を表す。また、NaxKyLizNbO30≦x≦1、0≦y≦1、0≦z≦0.2、xyz=1で表されるペロブスカイト型酸化物を主相とする圧電体層でよく、例えば、ニオブ酸カリウムナトリウムKNNやニオブ酸リチウムカリウムナトリウムに、圧電特性や表面粗さを損なわない範囲で、所定量のTaタンタルやVバナジウムなどをドーピングすることもできる。圧電体膜の製造方法圧電体膜は、基板とターゲットとを対向させて、プラズマを用いた気相成長法により基板上にターゲットの構成元素を含む膜を成膜することにより製造することができる。気相成長法としては、例えば、2極スパッタリング法、3極スパッタリング法、直流スパッタリング法、高周波スパッタリング法RFスパッタリング法、ECRスパッタリング法、マグネトロンスパッタリング法、対向ターゲットスパッタリング法、パルススパッタ法、およびイオンビームスパッタリング法等のスパッタリング法が挙げられる。本発明が適用可能な気相成長法としては、スパッタリング法の他、イオンプレーティング法、およびプラズマCVD法等により行なうことができる。スパッタ法において、成膜される膜の特性を左右するファクターとしては、成膜温度、基板の種類、基板に先に成膜された膜があれば下地の組成、基板の表面エネルギー、成膜圧力、雰囲気ガス中の酸素量、投入電力、基板-ターゲット間距離、プラズマ中の電子温度および電子密度、プラズマ中の活性種密度および活性種の寿命等が考えられる。例えば、成膜温度Tsと、Vs-VfVsは成膜時のプラズマ中のプラズマ電位、Vfはフローティング電位、Vs、および基板-ターゲット間距離Dのいずれかを好適化することにより、良質な膜を成膜できる。すなわち、成膜温度Tsを横軸にし、Vs-Vf,Vs,および基板-ターゲット間距離Dのいずれか縦軸にして、膜の特性をプロットすると、ある範囲内において良質な膜を成膜できる。図2を参照して、スパッタリング装置の構成例と成膜の様子について説明する。ここでは、RF電源を用いるRFスパッタリング装置を例として説明するが、DC電源を用いるDCスパッタリング装置を用いることもできる。図1は装置全体の概略断面図である。図2に示すように、スパッタリング装置100は、内部に、成膜基板Bを保持すると共に成膜基板Bを所定温度に加熱することができる静電チャック等の基板ホルダ111と、プラズマを発生させるプラズマ電極カソード電極112とが備えられた真空容器110から概略構成されている。基板ホルダ111とプラズマ電極112とは互いに対向するように離間配置され、プラズマ電極112上にターゲットTが装着されるようになっている。プラズマ電極112はRF電源13に接続されている。真空容器110には、真空容器110内に成膜に必要なガスGを導入するガス導入管114と、真空容器110内のガスの排気Vを行なうガス排出管115とが取り付けられている。ガスGとしては、Ar、又はAr/O2混合ガス等が使用される。本発明の圧電体膜をスパッタ法により成膜する場合、成膜温度Ts°Cと、成膜時のプラズマ中のプラズマ電位VsVとフローティング電位VfVとの差であるVs-VfVとを制御しながら成膜することが可能である。圧電体膜の性能本発明の超音波手術装置10に用いられる圧電体膜の性能について説明する。気相成長法により形成された圧電体膜は、ペロブスカイト構造を有しており、100あるいは001方向に配向しており、配向度が60以上である。なお、配向度は、配向度=Σ100方向のピーク200方向のピーク/Σ100方向のピーク200方向のピーク110方向のピーク111方向のピークにより求めた。なお、100方向、200方向のピークは、001方向、002方向のピークでも構わない。配向度と圧電定数d31との関係を図3に示す。図3に示すように、配向度を上げることにより、圧電定数を向上させることができる。圧電定数を高くすることにより、より低い駆動電圧で駆動させることができるので、本発明のように、駆動部を体内に設置する超音波手術装置においても安全に使用することができるので、好ましく用いることができる。配向度は、60以上であることが好ましく、より好ましくは、80以上である。なお、バルクの多結晶体の場合は、配向度で表すと約0.2であり、d31=91pm/V程度となる。また、圧電体膜を本発明の超音波手術装置の刃部を振動させる用途で用いる場合は、駆動電圧を上げていくにつれて、発熱が顕著になる。発熱は、電界の強さE/dの2乗、周波数f、比誘電率εr、誘電損失tanδに比例するP0=E/d2×5.56×10-11×f×εr×tanδ。したがって、比誘電率εrと誘電損失tanδの低い材料を用いることが好ましい。比誘電率εrに関しては、100方向に配向した膜では約1200、001方向に配向した膜では、約400となるため、配向性としては001方向に配向した膜を用いることが好ましい。誘電損失tanδに関しては、膜の配向性によらず膜の質により異なる。配向度の異なる膜でtanδが同じであれば、より配向度が高い方が、より低い電圧で駆動できるため好ましい。本発明においては、誘電損失を0.4未満とすることが好ましい。誘電損失を0.4以上とすると、駆動時に発熱が見られ、充分な振動速度を得ることができない。そのため、誘電損失を0.4以上とする場合には、冷却や間欠駆動などの工夫が必要となる。誘電損失tanδの値は、一般的には、1kHzで測定した値であり、この値と駆動時の発熱は比例している。本発明においては、圧電体膜を気相成長法により形成しているため、圧電体膜を柱状構造とすることができ、結晶粒を1μm以下のものを主にすることができる。振動を柱状構造と垂直方向に振動させることで、伸び率が良くなり、圧電体膜の耐久性を向上させることができる。従来の水熱合成により製造された圧電体膜は、結晶粒が1ミクロン以上であり、配向がランダム構造となっているので、材料が変位する方向もランダムとなり、発熱がより大きくなることが考えられる。また、形成された圧電体膜の厚みは10ミクロン以下であることが好ましい。処置部に厚みのある圧電体膜を形成することで、駆動時により高い電圧が必要になるため、圧電体膜の厚みは、10ミクロン以下であり、駆動電圧が30V以下であることが好ましい。駆動電圧はより好ましくは、20V以下であり、さらに好ましくは15V以下である。このように形成された圧電体膜は、低い駆動電圧で所望の振動速度を得ることができるので、体内に挿入する処置部近傍に駆動部圧電体膜を形成することができ、装置本体からフレキシブルなケーブルを備えて、折り曲げながら体内に挿入することができ、内視鏡などの体内に挿入する処置具として好適に用いることができる。[実施例]刃部メス部の基材として、Ti板300ミクロンを加工した材料を用いた。基板にスパッタ法にて下部電極としてTi20nm/Ir150nmを形成した。下部電極上にスパッタ法にて、圧電体膜としてPZTNニオブ酸チタン酸ジルコン酸鉛膜を5ミクロンの厚みで形成した。圧電体膜上に上部電極としてPtをパターン形成した。得られたメスは、反りがなく、膜の剥離もなく良好に形成されていた。また、圧電体膜は、XRD測定により、基板に100配向しており、その配向度は80以上であった。さらに断面SEM観察から粒サイズが1ミクロン以下であった。また、得られた圧電体膜の誘電特性は、ε=300、tanδ=0.3であった。また、別途、Ti基板に同じ条件で、PZTN膜を作製し、圧電定数d31を測定したところ、約200pm/Vであった。得られたメスを駆動したところ、約320kHzのところに縦方向の振動共振が存在していた。この周波数にて、30Vで駆動し、先端をレーザードップラー振動計で測定したところ8m/secの振動速度が得られ、メスとして充分な性能を有することが確認できた。従来技術として挙げた非特許文献1、黒澤実、笹沼健史PZT膜を用いたマイクロ超音波メス用振動子の振動速度向上社団法人電子情報通信学会、信学技法、US2009-10921331.には、図11において、厚さ0.3mmのTi金属を用いて、PZT膜を両面に形成し、約20Vで駆動させることで、振動速度4m/sを得ている。外挿すると30V程度で7m/sとなる。また、片面駆動であれば、30Vで約3m/s程度である。これに対し、本発明の超音波手術装置に用いられる圧電体膜によると、厚み0.3mmのTiにて、片面駆動で30Vにおいて。振動速度8m/sとすることができる。実用的な観点を考慮すると、従来の材料では、超音波メスとしては、使用することはできないが、本発明の圧電素子を用いることで、30Vの駆動電圧で充分な働きをするメスを作成することができる。また、圧電体膜を両面に適用することで、約15Vの駆動電圧で8m/sの振動速度が期待できる。さらに、ホーンの先端の太さを変えて変成比を大きく取ることによって、より大きな振動速度がより低い駆動電圧で期待できる。以上のことから本発明の超音波処置具を用いることにより、低い駆動電圧にて体内に安全にて使用することが可能であり、超音波メスとして著しい性能アップという効果が確認できた。"