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          超聲換能器工作原理簡析

          更新時間:22-06-2021
          摘要:

          大家知道,超聲換能器是醫用超聲系統中很重要的核心部件,它把系統的電信號轉換成超聲波,從人體內部反射后再轉換回電 […]

          大家知道,超聲換能器是醫用超聲系統中很重要的核心部件,它把系統的電信號轉換成超聲波,從人體內部反射后再轉換回電信號,送回系統形成圖像。換能器之所以是整個系統的核心關鍵,因為正如通常說的“垃圾進,垃圾出” ,換能器送回系統的原始信號的品質,是最終系統圖像的“原始素材 ”。系統工程師可以運用各種神通廣大的信號處理算法對圖像進行優化塑造,但原始信號的品質是提升圖像質量的最關鍵的基礎。

          壓電晶片??

          那超聲換能器是怎么完成這個至關重要的任務,對聲電信號進行轉換的呢?圖一是超聲換能器的結構圖,現在醫院中臨床使用的換能器聲頭基本都是采用這種堆棧結構。從聲頭表面的透鏡開始,往里最主要的材料層分別有匹配層、壓電晶片、背襯;它們之間有膠層把它們粘貼在一起,壓電晶片的前后兩端有金屬涂層,和線纜連接。要問這個結構中哪個是關鍵材料,那毫無疑問一定是壓電晶片!壓電晶片是一類晶體材料,在靜止平衡時晶格的正負電荷中心是重合的,所以沒有電信號輸出;但當它們受外力拉伸或擠壓時,晶格的正負電荷中心會相互偏離,材料內部就會有電場形成,受電場作用,正負電荷會分別聚集在壓電晶片前后兩端。進行動態反復拉伸和擠壓(也就是機械振動),材料內部的電場會反復翻轉,從而在壓電晶片的前后端形成交流電輸出,這個效應被稱之為壓電效應。
          壓電效應首先由法國科學家居里兄弟(弟弟為諾獎獲得者皮埃爾-居里,大家熟知的居里夫人的丈夫)于1880年在電氣石上發現的;次年,根據盧森堡物理學家李普曼的理論推算,居里兄弟又通過實驗驗證了壓電效應是可逆的。也就是當外部電壓加到壓電晶片兩端,形成外部電場,在這個電場作用下,壓電晶片會有形變,使晶格的正負電荷中心出現偏離,以平衡外部電場。正因為這個可逆性,超聲換能器既可發射也可接收超聲波。在自然界存在有很多能夠產生壓電效應的自然晶體,人們隨后又發明了壓電效應更強的新的材料,其中1950左右發明的PZT(鋯鈦酸鉛)是當前在絕大部分換能器中使用的壓電多晶體(壓電陶瓷)材料。近年來,高端的換能器開始采用PMN-PT壓電單晶材料,和PZT壓電陶瓷相比,PMN-PT具有更好的材料特性。

           

          匹配層和背襯

          既然用壓電晶片能實現聲電信號轉換了,那為啥還要有其他如匹配層和背襯等材料呢?這就必須講一講什么樣的換能器才是理想的換能器。當然外觀漂亮、手感舒適是重要的第一感覺,但我們這里要說的是它的內在性能,什么樣的內在性能,才能貢獻出完美的臨床圖像?最簡單地說,就是換能器在一個很短的電(聲)脈沖激勵下,所產生的聲(電)響應的幅度要盡可能大,響應的時間也要盡可能短(余音繚繞在音樂廳很好,在這里不行)。因為一幅好的圖像需要有高的靈敏度和分辨率,而最終響應的幅度對應于圖像的靈敏度,響應的時間對應于圖像的縱向(聲波傳播方向)分辨率。下面我們來講一下,匹配層和背襯材料對于提高響應幅度、縮短響應時間所起的作用。聲波在傳播時經過不同的媒介,會有反射和透射,一部分能量在界面反射回來,另一部分能量繼續向前傳播,反射能量的占比大小和界面兩側媒介的聲阻抗差異大小成正比;材料的聲阻抗由材料的比重和硬度決定,重而又硬的聲阻抗大,輕而又軟的聲阻抗小。聲阻抗的單位是Rayl,以紀念對聲學理論作出重要貢獻的英國物理學家、諾獎獲得者瑞利勛爵(Lord Rayleigh)。壓電晶片在電脈沖信號激勵下產生的聲波會同時向前后方向傳播,并在晶片前后界面部分反射。我們希望大部分能量向前傳播進入人體,增強圖像穿透力;也就是在晶片前界面,聲波能更多地透射,理想的前端媒介聲阻抗最好接近晶片聲阻抗。但醫學超聲的傳播媒介是人體,人體組織的聲阻抗和水接近,1.5MRayl左右,遠低于晶片的聲阻抗(PZT 聲阻抗33MRayl),所以聲波不能高效地從晶片直接透射進入人體,會有大部分能量反射回來,這就是為什么我們需要匹配層在中間幫忙了!設想(如圖三)有個很高的臺階,籃球從上面落下來,在下面地面上就會高高地反彈起來。如果我們在臺階前放一個階梯,籃球沿階梯滾落下來,碰到地面就會順勢向前滾動,沒有太大的反彈。匹配層的作用相當于這里的階梯,它們的聲阻抗介于晶片聲阻抗和人體組織聲阻抗之間,使得聲波能有效地在各層材料之間傳播?,F在的換能器設計中,人們通常使用兩層或三層匹配;兩層匹配聲阻抗大致為2-2.5/6-8MRayl,三層匹配阻抗則大約在2/6-8/10-14 MRayl左右范圍。匹配層一般是用環氧樹脂添加高密度的粉末(比如鎢粉或氧化鋁粉)攪拌制成,對于高阻抗匹配材料,也有直接使用玻璃或石墨等固體材料。各匹配層之間的薄而均勻的粘貼非常關鍵,由于工藝復雜度原因,一般不使用多于三層匹配的設計。對于向晶片后端傳播的能量,我們希望它在晶片后界面反射回來,重新向前傳播。為了使聲波能更多地在晶片后界面反射,背襯材料的聲阻抗最好遠小于或者遠大于晶片聲阻抗。背襯材料的設計正是根據這個原理,有低阻軟背材(1-5MRayl)和高阻硬背材(>50MRayl)兩類。另外,透射進入背材的聲波不應再從背材的內部反射,重新返回晶片,因為這些反射的聲波會將背材內部的信息投射在圖像上,形成偽影。所以我們通常要選擇高衰減系數的背襯材料,來吸收進入背材的聲波。在晶片后界面與背材之間也可以進一步選擇加入一層或多層“反匹配”,它們的作用與上述匹配層相反,在工作頻率范圍內,起到阻礙聲波向后傳播的效果,以提高換能器靈敏度。

           

          透鏡

          當我們向前方呼喊時,不僅正前方的人能聽見,在兩側的人也能聽見,這是因為聲波向前傳播時會有散射。散射的結果是聲波能量發散,在特定的區域內聲能量降低,而在臨床中我們希望換能器可以將聲能量聚集在特定的人體組織區域,所以在換能器設計時,我們使用透鏡材料來達到這個目的。作為透鏡材料,聲波在其中的傳播速度,必須不同于在傳播媒介(也就是人體組織或水)中的速度。通常的硅膠透鏡材料,它的聲速在1000 米/秒左右,相比于水的聲速1500米/秒左右;人體內部的聲速,如脂肪為1450米/秒,軟組織為1540米/秒,肌肉為1585米/秒。由于硅膠聲速低于人體媒介聲速,硅膠透鏡用于聚焦時為凸透鏡,中間厚兩邊薄,凸鏡的曲率決定了聚焦的距離,曲率越大(表面越平坦)焦距越遠。因為聲速不同的關系,在匹配層中同時間傳播的波前(wavefront)經過硅膠凸鏡后會產生兩邊超前、中間滯后的圓弧形的波前,這個圓弧的曲率由硅膠透鏡曲率決定。如圖四所示,隨著波前向前推進,圓弧形波前會收縮聚焦于圓心,也就是焦點。在焦點附近,匯聚的聲波相互同相位疊加 ,從而提高了聲場在聚焦點的強度,稱為聚焦增益。在設計換能器時,我們根據探頭類型和臨床應用,來確定換能器的聚焦焦距,和硅膠凸透鏡曲率。

           

          線纜

          換能器是一個有三個端口的器件。如果將換能器比擬成一座庭院,那么它的前庭大門是透鏡,它的后院大門是背材。這兩個都是聲學端口,?我們希望聲能量傳播在前門暢通無阻,而在后門盡量被截阻并且折返;部分從后門穿出的聲能量,則不讓它返回后門再次進入。除了前后大門,這庭院其實還有個側門,那就是晶片上下金屬涂層引出電信號的端口。當聲波在前后門之間震動時,電能量在側門進出(哈哈,讓我們繼續率性地比擬下去),這側門通過一條長廊與一幢樓房連接,這樓房就是超聲系統,這長廊就是連接換能器和系統的線纜。顯然,線纜的作用是在換能器和系統之間傳輸電信號,所有能量的傳輸都會有損耗,電流流經線纜,由于線芯電阻,會有部分信號損失;線芯越細,電阻越大,信號下降越多。另一方面,為保持線纜柔軟度以保證臨床使用體驗,特別是在高密度多陣元換能器情況下,選擇的線芯也變得更細,線纜的焊接和裝配工藝也要求更高。早期使用的38 AWG 銅線芯直徑約為0.1毫米,電阻約為2.16歐姆/米,而現在很多使用的44 AWG銅線芯直徑約為0.05毫米,電阻約為8.71歐姆/米。另外很重要影響能量有效傳輸的是換能器和超聲系統的電阻抗匹配問題。一般超聲系統的發射和輸入電阻抗在幾十100-200歐姆范圍,而用于超聲影像的換能器陣列,由很多陣元組成,它們面積尺寸很小,每個陣元的阻抗可在幾百至上千歐姆。聲學和電學之間有很多比擬關系,電信號在線纜中傳播和聲波在匹配層中傳播相同,在不同電阻抗的界面會有信號反射,在線纜任一點上傳播的信號是向前傳播和向后反射的電波的疊加,由于向前和反射波形相位上的差異,疊加后的信號和換能器陣元輸出信號在幅度和形狀上都會有改變;和聲阻抗匹配一樣,電阻抗匹配問題不僅影響信號的幅度,還影響到信號的形狀,所以線纜的選擇是換能器設計的一部分,不是任意線纜能導通信號就可以了。在換能器設計時,線纜長度是根據臨床應用需求決定的,通常為2米左右;線纜電阻抗的主要部分,是沿著線纜長度的分布電容,和線纜的特征阻抗成反比,電容越大,需要越多的電荷去驅動。因此,對于小面積陣元,高阻抗(較小電容)線纜,相比與低阻抗線纜,可改善換能器的靈敏度。線纜特征阻抗是主要由同軸線纜中的介電材料和它的厚度決定,通常特征阻抗大于70歐姆(電容50?pF/m)稱為高阻線纜,而低阻線纜的特征阻抗在50歐姆(電容100?pF/m)左右。高阻線纜的電容較小,基本是通過增加介電材料厚度來實現的;因為介電材料厚度的增加,高阻線纜會比低阻線纜更粗。另外,進行電匹配的常用方法是串入電感,以抵消容性的陣元和線纜阻抗,使它們在系統端的有效輸出阻抗盡量接近純阻50歐姆,和系統阻抗更好地匹配。

          換能器類型及其應用

          上面我們談到的是換能器內部陣元的結構和特性,所有利用壓電效應的超聲換能器陣元基本都是這個結構。但臨床使用的換能器大小不同、形狀各異,我們為什么要設計不同類型的換能器呢?當然,這是為滿足醫生臨床使用的需求;臨床上醫生需要用超聲觀察人體內部的器官和組織,這些被觀察的區域離人體表面的深度不同,能夠觀察這些區域的表面窗口大小也不同,換能器探頭類型通常分為相控陣、凸陣、和線陣。僅僅從形成圖像的角度來講,換能器工作頻率越高,波長越小,圖像縱向和橫向分辨率越高;換能器聲窗越大,成像孔徑越大,信號越強,圖像橫向分辨率越高,穿透率越強。但實際上,被觀察區域的深度和表面可觀察窗口大小,對換能器工作頻率和聲窗尺寸的選擇有制約作用;因為超聲波在人體中傳播時會衰減,頻率越高、傳播路徑越長,衰減越大;在人體中超聲波平均單程衰減系數為0.5dB/cm-MHz,一個工作頻率為5MHz,?信噪比為70dB的超聲波,在人體中雙程穿透深度大約為14厘米。所以綜合人的體型和生理結構特征,掃查人體的超聲換能器工作頻率通常設計在2-20MHz?范圍(相比人類聽覺范圍2-20kHz)。心臟診斷是非常重要的超聲應用,換能器探頭需要置于肋骨之間間隙,以避免肋骨對聲波的散射影響圖像,所以心臟探頭采用聲窗較小的相控陣,但利用大角度波束偏轉,經過較窄的近場,覆蓋較寬的中遠場視野。由于需要波束偏轉,陣元間隔間距要滿足工作頻率半波長的要求,才能避免由柵瓣引入的圖像偽影。相控陣探頭陣元數通常為64-96,成人相控陣中心頻率在2-3.5MHz左右,中頻相控陣在3.5-5MHz左右,高頻相控陣在6-8MHz左右。相控陣工作頻率較低,一方面受半波長陣元間距的工藝要求限制,另一方面,掃查心臟要穿過胸腔外有較高衰減的脂肪和肌肉層,需要使用較低的頻率。另外除心臟外,中高頻相控陣也有用于新生兒顱腦和腹部檢查的。診斷肝腎器官及孕婦胎兒的腹部大凸探頭,由于沒有掃查窗口的限制,而且掃查深度較深,所以大凸探頭聲窗尺寸比較大;工作頻率也較低,和相控陣相仿。大凸探頭陣元數一般在128-192范圍,也有256陣元的高密度探頭。大凸探頭曲率在50-60毫米;小型凸陣探頭曲率在25-40毫米范圍,用于小兒腹部;微凸探頭曲率在10毫米左右,主要用于腔內。線陣探頭的工作頻率可以從6MHz至20MHz不等。低頻線陣大致為5-7MHz,用于檢查下肢深部血管,所需穿透力在6厘米以上;中頻線陣大致在7-10MHz,用于頸動脈、甲狀腺、乳房、肌骨等各種應用,掃查深度在3-5厘米左右;高頻線陣大致在10-15MHz,用于淺表肌骨、淺表小器官、乳房等,掃查深度在2-4厘米左右;甚高頻線陣在15MHz以上,用于眼科、皮膚科等,掃查深度在幾毫米至2厘米。以上范圍并沒有嚴格劃分,有些高靈敏度寬頻線陣可以覆蓋多種應用。低頻線陣探頭陣元數一般為128;中高頻探頭更多地采用192陣元,也有用256甚至更多陣元的。最典型的線陣長度為4厘米;為獲取更寬的視野,很多系統開始標配5厘米長的線陣探頭;特別的應用,比如全乳掃查,使用長達6-8厘米的線陣探頭。另外,特殊應用探頭,如經食道TEE、腔內雙平面、曲棍術中探頭、用于3維圖像的容積探頭;還有近年來國際高端系統配置的面陣探頭、使用微納結構的電容性超聲探頭(CMUT)等,由于篇幅限制,就不一一在這里介紹了。

          結語

          換能器設計的目標是要高效能、高保真地轉換和傳輸信號;除了上面描述的換能器各個部分的性能和作用外,整個換能器的電磁屏蔽、散熱功能、陣元一致性、陣元響應的指向性以及陣元之間的串擾,都是換能器設計和工藝制作所關注的內容。

           

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