CN101140354A

CN101140354A - 谐振式超声换能器

Info

Publication number: CN101140354A
Application number: CNA2006101286444A
Authority: CN
Inventors: 王�华; 伍峰; 汪海; 燕思源
Original assignee: Chongqing Ronghai Engineering Research Center of Ultrasonic Medicine Co Ltd
Current assignee: Chongqing Ronghai Engineering Research Center of Ultrasonic Medicine Co Ltd
Priority date: 2006-09-04
Filing date: 2006-09-04
Publication date: 2008-03-12
Anticipated expiration: 2026-09-04
Also published as: WO2008028373A1; CA2661998A1; JP4991860B2; EP2064994A1; EP2064994A4; US8040756B2; JP2010502240A; US20090259129A1; RU2009106258A; ES2785224T3; RU2428120C2; CA2661998C; EP2064994B1; CN101140354B

Abstract

本发明公开了一种谐振式超声换能器，该谐振式超声换能器包括可发射超声波的超声波源，还包括有与超声波源相对设置的反射单元，所述超声波源与反射单元构成谐振腔。其中，反射单元也可以为一超声波源。通过使超声换能器发射声场与另一超声换能器的反射声场进行匹配，可使谐振腔内形成特定的声场分布。本发明谐振式超声换能器可以广泛的应用于超声诊断、超声治疗以及超声检测设备中，实现对超声场的有效聚集和控制。

Description

谐振式超声换能器

技术领域

本发明涉及一种超声换能器，特别涉及一种具有谐振腔超声分布模式的谐振式超声换能器。

背景技术

采用超声换能器发射超声波与反射超声波的叠加，可以提高超声换能器的超声发射效率，日本专利JP6102260在其反射式超声共焦显微镜设计中，就采用了这种方式来增加观察样品处的声场，以提高超声显微图像的质量。

德国专利DE3131796(发明名称为：Scanning ultrasonicmicroscope)中采用两个共焦的球壳超声换能器，使它们具有共同的焦点，用一个换能器作为发射超声波的超声波源，另一个作为超声波的接收器件，从接收到的信号中获得物质的图像。

然而，以上的两个发明都只涉及通过两个换能器或其中一个换能器用反射镜代替来增加显微物镜焦点处的声场，换能器的超声发射效率并不能得到大幅度的提高。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是针对现有技术中的不足，提供一种能实现特定声场分布的谐振式超声换能器，通过构造具有特定参数的超声谐振腔，使超声换能器发射声场与另一超声换能器的反射声场进行匹配，可使谐振腔内形成特定的超声声场，比如高度聚集的超声聚焦声场。

解决本发明技术问题所采用的技术方案是该谐振式超声换能器包括可发射超声波的超声波源，还包括有与超声波源相对设置的反射单元，所述超声波源与反射单元构成谐振腔。

构成谐振腔后，超声波源所发射的超声波就会在超声波源与反射单元之间不断的进行反射，形成谐振，因此本发明中所述超声波源同时也是一反射单元。

优选的是，所述反射单元可以采用具有反射功能的超声波源。

这样的相对设置的两超声换能器进行组合，其内部产生的声场，不止是相对设置的两换能器声场的简单叠加，而是相对设置的换能器的端面多次反射的超声声场和声源发射的超声声场相干叠加的结果。它们叠加形成的声场分布是由相对设置的两超声换能器之间的距离、超声换能器的口径、超声换能器的焦距、超声换能器表面的反射能力、超声换能器间的介质声学参数共同决定。叠加形成的声场分布可用光学谐振腔类似分析方法进行分析，即通过超声谐振腔参数的设置，使换能器发出的超声声场形成特定的分布。由于超声谐振腔内形成聚焦声场的有效孔径比单个超声换能器的有效孔径大，通过对构成谐振式超声换能器的形状参数与换能器之间关系参数的设定，可以使换能器尤其是聚焦超声换能器的声场更加集中，这种换能器可以应用于超声诊断、超声治疗和超声检测，能量利用率和信噪比都很高。

本发明的基础原理如下：

本发明中谐振式换能器的形成机理与光学谐振腔中形成的光波分布类似，因为超声治疗和测量中，超声换能器接触的介质为液体介质或人体组织，而超声波是一种机械波，在液体介质和人体软组织内，超声波主要表现为纵波，当超声波传播到两种物质的交界面时，会发生反射和折射现象，其反射和折射规律满足斯涅尔定律。在谐振腔内满足的波动方程与光波的标量波动方程一致。

c^{2} \frac{{&PartialD;}^{2 p}}{{&PartialD; t}^{2}} = {&dtri;}^{2} p - - - (1)

其中，p为声压，c为腔内介质的声速。

如图1所示，当相对设置的两超声波源，即第一波源1和第二波源2同轴放置(其中一个超声波源可以为超声反射单元)，在两波源中间充以能传播超声的介质，由于超声波源既可发射超声波，也可反射超声波，所以它们构成一个超声谐振腔。在超声谐振腔内的声场分布就是换能器直接发射声场与换能器表面反射声场的叠加。

第一波源和第二波源的谐振腔工作方式对腔内超声波的声场分布具有极大的影响，在这种谐振腔内，只有特殊分布的声场才能稳定存在，由于稳定声场建立的时间很短，所以，在谐振腔内只有在存在特殊分布的声场情况下才能使声场保持稳定。这些可以在谐振腔内特殊分布的声场与谐振腔的参数有关，可以用声场模式来描述。由于声场的分布分为空间分布与时间分布，所以，在谐振腔内稳定存在的声场可以用时间模式与空间模式表示(对应光学谐振腔的纵模和横模)。时间模式对应于这些声场的频率限制，要在谐振腔内形成稳定的声场分布，第一波源和第二波源的工作频率必须等于特定的频率值，这些特定频率的数值与谐振腔的长度有关。可以在谐振腔内稳定存在的超声波频率为：

f = \frac{kc}{2 L}

k＝整数(2)

其中，f为频率，c为介质声速，L为两换能器之间的距离(即谐振腔长度)。

要在谐振腔内形成稳定的空间分布，除了满足超声波的频率条件外，还必须满足空间分布条件(空间模式)，因为谐振腔内超声波的稳定分布是组成谐振腔的两个反射面多次反射以及声源发射声场共同叠加的结果，因此，超声波从一个反射镜面出发，传播到另一反射镜面，发射后再传播到原来的反射镜面，其在镜面上的超声声场分布应该与出发时的超声声场分布相同。即有：

γ_{1} p_{1} (x_{1}, y_{1}) = - \frac{i}{λL} &Integral; {&Integral;}_{s_{2}} p_{2} (x_{2}, y_{2}) \exp (- ikr) {dx}_{2} {dy}_{2}

γ_{2} p_{2} (x_{2}, y_{2}) = - \frac{i}{λL} &Integral; {&Integral;}_{s_{1}} p_{1} (x_{1}, y_{1}) \exp (- ikr) {dx}_{1} {dy}_{1} - - - (3)

r \approx \sqrt{L^{2} + {(x_{1} - x_{2})}^{2} + {(y_{1} - y_{2})}^{2}}

k = \frac{2 π}{λ}

其中，p₁(x₁，y₁)是第一波源反射面的声压分布，p₂(x₂，y₂)是第二压波源反射面的声压分布(如图2所示)，其中，(x₁，y₁)，(x₂，y₂)分别是谐振腔换能器腔面的坐标，γ₁，γ₂分别为两腔面的超声波反射系数，λ为谐振腔内超声波长。

由于式(3)是一个积分方程组，解这个方程组需要数值方法进行，但在特殊条件下，该方程组可以得到解析解，比如，当压电晶片的外框是一个矩形框，而且L足够长，以致计算距离r时，可以设谐振腔表面为平面，则其表面的超声场分布为：

P_{1 mn} = P_{10} \exp (\frac{{x^{2}}_{1} + {y^{2}}_{1}}{{W_{1}}^{2}}) H_{m} (\sqrt{2} \frac{x_{1}}{W_{1}}) H_{n} (\sqrt{2} \frac{y_{1}}{W_{1}})

P_{2 mn} = P_{20} \exp (\frac{{x^{2}}_{2} + {y^{2}}_{2}}{{W_{2}}^{2}}) H_{m} (\sqrt{2} \frac{x_{2}}{W_{2}}) H_{n} (\sqrt{2} \frac{y_{2}}{W_{2}}) - - - (4)

{W_{1}}^{2} = \frac{λL}{π} {[\frac{g_{2}}{g_{1} (1 - g_{1} g_{2})}]}^{1 / 2}

{W_{2}}^{2} = \frac{λL}{π} {[\frac{g_{1}}{g_{2} (1 - g_{1} g_{2})}]}^{1 / 2}

g_{i} = 1 + \frac{R_{i}}{L}

i＝1.2

其中，P₁₀、P₂₀分别对应第一波源1和第二波源2中心的超声波声场振幅，R₁、R₂分别对应第一波源1和第二波源2的半径，P_1mn、P_2mn分别对应第一波源1和第二波源2在水平方向模式标号为m、竖直方向的模式标号为n时的声场分布(m，n＝0，1，2，3，…)。

H_m(.)为m阶汉克尔函数。

在谐振腔内，形成的稳定声场在谐振腔面的声场必须满足式(3)。在谐振腔的外型是矩形，且可以近轴近似时，稳定声场在谐振腔面的声场满足式(4)。

图3是谐振腔的外型是正方形的压电晶片在反射镜面上的低阶稳定声压分布(用模式表示)，图中的模式就是汉克尔函数的阶数(即式(4)中的m，n)。

当压电晶片的外框为圆形，它在镜面上的分布仍然可以表示为解析形式，在超声换能器表面的声压分布为：

P_{1 mn} (r_{1}, φ_{1}) = \exp (- {r_{1}}^{2} / {W_{1}}^{2}) {[\frac{\sqrt{2} r_{1}}{W_{1}}]}^{n} {L_{m}}^{(n)} (- {2 r}_{1}^{2} / {W_{1}}^{2}) \{\begin{matrix} \cos n φ_{1} \\ \sin n φ_{1} \end{matrix}

P_{2 mn} (r_{2}, φ_{2}) = \exp {({- r}_{2}^{2} / {W_{2}}^{2}) [\frac{\sqrt{2} r_{2}}{W_{2}}]}^{n} {L_{m}}^{(n)} (- {2 r}_{2}^{2} / {W_{2}}^{2}) \{\begin{matrix} \cos n φ_{2} \\ \sin n φ_{2} \end{matrix} - - - (5)

其中，L_m ⁽ⁿ⁾是拉盖尔多项式，r₁，r₂，Φ₁，Φ₂分别表示超声换能器面S₁、S₂上的极坐标，稳定的声场分布，必须满足式(5)。图4是外型为圆型压电晶片在镜面上的稳定声压分布模式(低阶)，图中的模式数就是式(5)中的m，n)。

确定的腔面分布对应于一种稳定的腔内分布，根据波动方程，超声波在腔内声场分布具有高斯分布，该分布如图5所示。因为最低阶模式具有很好的方向性好，能量集中，超声损耗小，所以，在超声治疗和检测中，最经常使用的是低阶模，即基模。W₀是谐振腔内声束的腰斑半径，在基模情况下，谐振腔内声场的分布为：

P (z, r) = \frac{P_{0}}{1 - iz / z_{0}} \exp [\frac{r^{2} / W_{0}^{2}}{1 - iz / z_{0}}] - - - (6)

其中，z₀是常数，它的值

z_{0} = W_{0}^{2} π / λ_{0}

在超声治疗中，由于需要超声波在焦点处(腰斑位置)具有最大增益，要求腰斑半径尽量小，所以，需要知道腰斑半径与谐振腔参数的关系，当压电晶片反射面构成不同类型的谐振腔，其腰斑半径与谐振腔参数的关系不同，它们的关系可表示为：

w_{0} = \sqrt{\frac{λ}{π}} \frac{{[L (R_{1} - L) (R_{2} - L) (R_{1} + R_{2} - L)]}^{1 / 4}}{{(R_{1} + R_{2} - 2 L)}^{1 / 2}} - - - (7)

腰斑距离超声换能器表面的距离为：

l_{1} = \frac{L (R_{2} - L)}{R_{1} + R_{2} - 2 L}

l_{2} = \frac{L (R_{2} - L)}{R_{1} + R_{2} - 2 L} - - - (8)

其中，l₁、l₂分别为腰斑到第一波源(压电晶片)1和第二波源(压电晶片)2表面的距离，也就是焦点的位置到两压电晶片表面的距离。根据超声换能器各腔面半径，两换能器之间的距离(腔长)，可以把谐振式超声换能器分为：对称、共焦、共心、共心对称等谐振腔，这些谐振腔的半径、腔长之间关系为：

对称：R₁＝R₂

共焦：L＝(R₁+R₂)/2

共心：L＝(R₁+R₂)

对称共心：L＝(R₁+R₂)，R₁＝R₂

对称腔的特点是：沿谐振腔轴线方向，超声波场以垂直腔轴，通过谐振腔的中心点对称。

而共焦腔的腔场较短，其反射声场的叠加位置在反射声场的焦点处.这种谐振腔很容易调整。

共心腔的特点是理论上，反射声波各次反射的叠加中心相同，但不容易调整。

共心对称腔的特点是除了叠加中心相同外，叠加中心处在球心.原则上形成的聚焦超声的焦点很小.

根据式(7)，可看出使焦点(腰斑)最小的方式是形成共心腔.即(R₁+R₂-L)＝0，赭石压电晶片反射表面形成谐振腔有最小的焦点。

然而实际使用中，由于共心腔的调整、装配比较困难，它也可以采用非共心腔(如共焦腔)，只是腰斑稍大。

但是，超声波源组成的超声谐振腔与普通激光谐振腔不同，激光谐振腔中的光能量是其它不同的能量激励的，在谐振腔内的相干光场只有激光光场，但超声谐振腔内的声场是由超声换能器输入的，超声波源的声波与谐振腔内振荡的声波是完全相干的，在谐振腔内的总声场等于超声波源声场加上谐振腔内振荡声场。为了使谐振腔内的模式尽量单一，需要使波源在输出面的声场相似于谐振腔选定模式在波源输出面的声场分布。所以，当需要在谐振腔内运行基模时，输入声场在波源输出面就要尽量与该面的基模分布相似。当需要高阶模，则与高阶模分布相似。

所述谐振腔的内部还可以设置有声学单元，比如可以设置聚焦单元以将超声波聚焦。

所述超声波源中的任一个开有输出窗，通过该输出窗，谐振腔内的声波可通过该超声换能器的端面输出，这样谐振腔内的声波就可以应用到期望位置上。

其中，R与L的数值可以根据使用时的需要，取相应适当的数值，只要满足两者之间的对应关系即可。

本发明的谐振式超声换能器可以广泛的应用于超声诊断、超声治疗以及超声检测设备中，实现对超声场的有效聚集和控制。

所述超声波源可根据需要采用聚焦超声波源或非聚焦超声波源。比如在外科手术中，可采用聚焦超声波源，进行肝癌等疾病的治疗；又比如在治疗一些膝关节疼痛等疾病时，可以选用非聚焦的超声波源，多可以达到很好的疗效。

一种超声诊断设备，包括超声换能器，所述的超声换能器为上述的谐振式超声换能器。

一种超声治疗设备，包括超声换能器，所述的超声换能器为上述的谐振式超声换能器。

一种超声监测设备，包括超声换能器，所述的超声换能器为上述的谐振式超声换能器。

附图说明

图1为本发明实施例1谐振式超声换能器的结构示意图

图2为谐振腔腔面的声场关系图

图3为方形压电晶片的低阶稳定声压分布模式图

图4为圆形压电晶片的低阶稳定声压分布模式图

图5为具有谐振腔内具有高斯分布的稳定声场分布模式图

图6为本发明实施例2的结构示意图

图7为本发明实施例3的结构示意图

图8为本发明实施例4的结构示意图

图9为本发明实施例5的结构示意图

图10为本发明实施例6的结构示意图

图11为本发明实施例7的结构示意图

图12为本发明实施例8的结构示意图

图13为本发明实施例9的结构示意图

图中：1-第一波源2-第二波源3-输出窗4-声学单元

具体实施方式

以下结合实施例及附图，对本发明做进一步详细叙述。

本发明中所述谐振式超声换能器包含有超声波源，以及与其相对设置的反射单元，超声波源和反射单元构成谐振腔。所述超声波源同时也是一反射单元。

下面实施例为本发明的非限定实施例。

实施例1：

本实施例为两超声换能器共轴工作模式。

如图1所示，本实施例中，超声波源和反射单元都采用球壳换能器，即第一波源1和第二波源2。两个球壳换能器共轴放置，其半径分别为R₁、R₂，设谐振腔长度为L，为了减少几何衰减和衍射损耗，要求L＜R₁+R₂。图1中的2a₁、2a₂分别代表两换能器的口径。

两球壳换能器可以一同工作，也可各自单独工作。当其中任一个换能器单独工作时，另一个换能器只作为反射镜使用。或者两个换能器交替工作。

使用本谐振式换能器时，若进行切除治疗，则当患者的病灶处于两个换能器之间的时候，由于换能器表面的反射作用使得超声波高度聚集于谐振腔内的腰斑处。当患者的病灶处于与腰斑重合时，将使病灶温度损失增高到60度以上，使得组织产生凝固性坏死，从而达到治疗的目的。如治疗腿部肿瘤，则R₁可以取120mm，R₂可以取110mm，L可以取200mm。

实施例2：

本实施例为超声换能器对称工作模式。

如图6所示，本实施例中，超声波源和反射单元都采用球壳换能器。两个球壳换能器共轴对称放置，其并且半径相等都为R，设所述谐振腔长度为L，则为了减少几何衰减和衍射损耗，一般要求L＜2R。

本实施例中，谐振腔的腰斑正好处在两超声换能器的中心位置，其使用的一种方式与实施例1相同。如治疗腿部肿瘤，则R可以取120mm，L可以取200mm。

实施例3：

本实施例为超声换能器共心工作模式。

如图7所示，本实施例中，超声波源和反射单元都采用球壳换能器。两个球壳换能器共轴放置，并且同心，其半径分别为R₁、R₂，设所述谐振腔长度为L，则L＝R₁+R₂。这种装置的特点是腰斑很小。本实施例的一种使用方式与实施例1相同。如治疗腿部肿瘤，则R₁可以取120mm，R₂可以取110mm，L就取230mm。

实施例4：

本实施例为超声换能器共心对称工作模式。

如图8所示，本实施例中，超声波源和反射单元都采用球壳换能器。这时两个球壳换能器共轴放置，并且同心，其半径相等都为R，设所述谐振腔长度为L，则L＝2R。这种装置的特点是腰斑很小。而且腰斑处于中心。本实施例的一种使用方式与实施例1相同。如治疗腿部肿瘤，两个换能器的半径R都为120mm，则L取240mm。

实施例5：

本实施例为超声换能器共焦工作模式。

如图9所示，所述超声波源与所述反射单元共焦放置，其半径分别为R₁、R₂，设所述谐振腔长度为L，则此时谐振腔参数具有如下关系：2L＝R₁+R₂，这种谐振腔的腰斑半径为：

W_{0} = \frac{λL}{2 π}

这种方式构成的谐振式超声换能器具有衍射损失小，具有容易调整的优点。本实施例的一种使用方式与实施例1相同。如治疗腿部肿瘤，则R₁可以取120mm，R₂可以取110mm，L可以取115mm。

实施例6：

本实施例中，如图10所示，两超声换能器组成谐振腔，其中，两超声换能器，即第一波源1和第二波源2采用压电平片换能器，谐振腔内有声学单元4，声学单元4采用超声透镜，超声透镜设置在谐振腔内分别紧贴第一波源1和第二波源2。

本实施例谐振腔式换能器具有较小的焦点，同时具有衍射损失小，容易调整的优点，但这种类型的超声换能器必须对超声透镜进行优化设计，以保证透镜的聚焦性能和低反射率，本实施例的一种使用方式与实施例1相同。如治疗腿部肿瘤，若超声透镜材料为硬铝，则透镜的半径R₁可以取120mm，反射换能器的透镜半径R₂可以取110mm，L可以为205mm(超声透镜若采用不同的铝合金材料，则L的范围可以有些变化)。

实施例7：

如图11所示，本实施例中超声波源与反射单元的工作模式可采用上述实施例1-6中任意一种，只是反射单元不采用超声换能器，而采用一个球面反射镜。本实施例的一种使用方式与实施例1-6相同。

实施例8：

如图12所示，本实施例中，反射单元采用后端面反射的超声透镜。其他结构与实施例6相同。本实施例的一种使用方式与实施例6相同。

实施例9：

如图13所示，超声波源采用两超声换能器，其中一个超声换能器上开有输出窗3，输出窗3由较低声阻抗材料构成(如塑料薄膜)，该谐振式超声换能器产生的超声波可通过输出窗3发射出来。这种类型的换能器可应用于桥梁检测中的超声波导耦合。

Claims

1.一种谐振式超声换能器，包括可发射超声波的超声波源，其特征在于还包括有与超声波源相对设置的反射单元，所述超声波源与反射单元构成谐振腔。

2.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源和与其相对设置的反射单元共轴放置，其半径分别为R₁、R₂，设所述谐振腔长度为L，则L＜R₁+R₂。

3.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源与其相对设置的反射单元共轴对称放置，其半径相等为R，设所述谐振腔长度为L，则L＜2R。

4.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源与其相对设置的反射单元共轴放置，并且同心，其半径分别为R₁、R₂，设所述谐振腔长度为L，则L＝R₁+R₂。

5.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源与其相对设置的反射单元共轴放置，并且同心，其半径相等都为R，设所述谐振腔长度为L，则L＝2R。

6.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源与其相对设置的反射单元共焦放置，其半径分别为R₁、R₂，设所述谐振腔长度为L，则2L＝R₁+R₂。

7.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源采用球壳换能器，所述反射单元采用球面反射镜。

8.根据权利要求1-6之一所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述反射单元为具有反射功能的超声波源。

9.根据权利要求8所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源和所述反射单元均采用球壳换能器。

10.根据权利要求8所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述谐振腔内还有声学单元。

11.根据权利要求10所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述相对设置的超声波源均采用压电平片换能器，所述声学单元采用超声透镜，超声透镜设置在谐振腔内紧贴超声波源。

12.根据权利要求8所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述相对设置的超声波源中的至少一个开有输出窗。

13.根据权利要求1-6之一所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述谐振腔内还有声学单元。

14.根据权利要求13所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源采用压电平片换能器，所述声学单元采用超声透镜，超声透镜设置在谐振腔内紧贴超声波源。

15.根据权利要求1所述的谐振式超声换能器，其特征在于所述超声波源为聚焦超声波源或非聚焦超声波源。

16.一种超声诊断设备，包括超声换能器，其特征在于所述的超声换能器为权利要求1-13之一所述的谐振式超声换能器。

17.一种超声治疗设备，包括超声换能器，其特征在于所述的超声换能器为权利要求1-13之一所述的谐振式超声换能器。

18.一种超声监测设备，包括超声换能器，其特征在于所述的超声换能器为权利要求1-13之一所述的谐振式超声换能器。