醫(yī)用超聲換能器

醫(yī)用超聲換能器應用超聲波進行診斷時，首先要解決的問題是如何發(fā)射和接收超聲波，通過使用超聲換能器可以解決這個問題。目前醫(yī)學超聲設備大多采用聲電換能器來實現(xiàn)超聲波的發(fā)射與接收。聲電換能器按工作原理分為兩大類，即電場式和磁場式。電場式中，利用電場所產生的各種力效應來實現(xiàn)聲電能量的相互轉換，其內部儲能元件是電容，它又分為壓電式、電致伸縮式、電容式。磁場式中，是借助磁場的力效應實現(xiàn)聲電能量的互相轉換，內部儲能元件是電感，它又分為電動式、電磁式、磁致伸縮式。在醫(yī)學超聲工程中，使用的最多的是壓電式超聲換能器。§3.1壓電效應與壓電材料特性一、壓電效應壓電效應是法國物理學家PierreCurie和JacqnesCurie兄弟于1880年發(fā)現(xiàn)的。圖3-1壓電效應示意圖對某些單晶體或多晶體電介質，如石英晶體、陶瓷、高分子聚合材料等，當沿著一定方向對其施加機械力而使它變形時，內部就產生極化現(xiàn)象，同時在它的兩個對應表面上便產生符號相反的等量電荷，并且電荷密度與機械力大小成比例；而且當外力取消后，電荷也消失，又重新恢復不帶電狀態(tài)，這種現(xiàn)象稱為正壓電效應，如圖3-1。當作用力的方向改變時，電荷的極性也隨著改變。相反，當在電介質的極化方向上施加電場（加電壓）作用時，這些電介質晶體會在一定的晶軸方向產生機械變形；外加電場消失，變形也隨之消失，這種現(xiàn)象稱為逆壓電效應（電致伸縮）。如果在電介質的兩面外加交變電場時，電介質產生壓縮及伸張，即產生振動，此振動加到彈性介質上，介質亦將振動，產生機械波。如外加交變電場頻率高于20KHz，則這種波即是超聲波。超聲接收換能器采用了正壓電效應，將來自人體中的聲壓轉變?yōu)殡妷?。超聲波發(fā)射換能器采用了逆壓電效應，將電壓轉變?yōu)槁晧?，并向人體發(fā)射。壓電效應是可逆的，壓電材料既具有正壓電效應，又具有逆壓電效應。醫(yī)學超聲設備中，常采用同一壓電換能器作為發(fā)射和接收探頭，但發(fā)射與接收必須分時工作。當外加的交變電壓的頻率與固有頻率一致時，產生的機械振動最強；當外加的機械力的頻率與固有頻率一致時，所產生的電荷也最多。在超聲波診斷儀中激勵脈沖的頻率必須與探頭的固有頻率相同。實驗證明，當所施加力或電的頻率不與晶體固有頻率一致時，壓電換能器晶體產生的電信號幅度和變形振動幅度都將變小，可見，它們都是頻率的函數(shù)。二、壓電材料具有壓電效應的物質稱為壓電材料或壓電元件。目前已發(fā)現(xiàn)的壓電材料品種繁多，性能各異，按系列可分為三大類。（一） 壓電單晶體超聲換能器應用的天然單晶體有石英、電石等，人工制造的單晶體，如硫酸鋰、鈮酸鋰等，都具有同樣的壓電特性。石英晶體的性能相當穩(wěn)定，但需使用幾千伏以上的高電壓，而且要求加工精密度高，機電耦合系數(shù)（靈敏度）低，故目前醫(yī)用診斷探頭已很少使用。（二） 壓電陶瓷壓電陶瓷品種最多，它是人工制成的壓電多晶體材料，由許多取向不同的單個晶粒所組成的多晶體。通常人工燒制出來的初始的壓電陶瓷，在沒有極化之前不具有壓電效應，是非壓電體；壓電陶瓷經過極化處理后具有壓電效應。鈦酸鋇是最先制造出來的人造陶瓷材料。但自1955年，PZT鋯鈦酸鉛已逐步取代了其位置，成為使用最廣泛的壓電材料。壓電陶瓷的最大優(yōu)點是它可以制成任何所需要的形狀，并能在所需要的方向進行極化處理。（三）壓電高分子聚合材料1969年，研制成功具有實用價值的有機壓電材料 壓電高分子聚合材料。這是一種半結晶聚合物，其中性能較好的材料為聚偏氟乙烯（PVF2或PVDF）,分子式為（CH2--CF2）,材料外貌與聚乙烯相似。壓電高分子聚合材料薄膜的制備過程為制膜、拉伸、極化、上極。壓電高分子聚合材料有以下特性：結構簡單、體軟量輕、成本低、適于大量生產；力學性能較好，不易斷裂和破碎，具有一定韌性，可彎曲，柔軟，耐沖擊、振動，抗化學腐蝕，成型性好，可制成幾微米厚、大面積的壓電薄膜；具有較好的抗腐蝕性；材料彈性剛度小，機械損耗小，適于寬帶換能器；彈性剛度系數(shù)低，因而單位應力所產生的壓電應變系數(shù)高，比石英大10倍，比PZT大17倍，是一種良好的接收型壓電振子材料；材料的聲阻抗，接近人體組織的聲阻抗，容易獲得良好匹配；薄膜不受潮濕和灰塵的影響，在室溫條件下性能穩(wěn)定。四、壓電體參數(shù)壓電體的參數(shù)是反映壓電材料性能的標志，它除了力學性質、電學性質外，還有壓電性質。（一）機械品質因數(shù)Qm壓電元件在諧振時，要克服內摩擦而產生能量損耗，機械品質因數(shù)Qm就是衡量該能量損耗大小。它可定義為：Q二2n諧振時壓電體儲存的機械能量m 壓電體諧振時損耗的機械能量機械品質因數(shù)與機械損耗成反比，Qm越大，機械損耗越小，能量衰減越慢，通頻帶越窄。機械品質因數(shù)Qm是壓電換能器的一個重要設計參數(shù)，與壓電元件諧振模式有關，它決定了換能器通頻帶。Qm為無量綱的物理量，一般壓電陶瓷因配方和工藝條件的不同，Qm相差很大，如鋯鈦酸鉛（PZT）陶瓷的值可在50~3000之間大幅度調節(jié)。（二） 機電耦合系數(shù)k壓電體在振動過程中，將機械能轉變?yōu)殡娔?，或將電能轉變?yōu)闄C械能，這種表示壓電體中機械能和電能之間的耦合效應，用機電耦合系數(shù)k表示。k值是綜合反映壓電材料性能的重要參數(shù)，是判別壓電材料性能的重要依據(jù)。k不僅與壓電材料有關，而且與壓電體的振動模式和形狀有關。設計超聲壓電換能器要求機電耦合系數(shù)高，有利于發(fā)射或接收。（三） 壓電常數(shù)壓電元件具有彈性力的力學特性和電介質的電學特性，壓電方程反映了其力學量和電學量之間耦合關系，壓電常數(shù)則反映了這種關系的參數(shù)。它有壓電應變常數(shù)d、壓電電壓常數(shù)g、壓電應力常數(shù)e和壓電勁度常數(shù)g四種形式。它是衡量材料壓電效應強弱的參數(shù)，直接關系到壓電輸出的靈敏度。（1） 壓電應變常數(shù)d當壓電體處于應力恒定的情況下，單位電場強度變化所引起的應變變化；或電場恒定時，單位應力變化所引起的電位移變化。d反映了壓電元件的逆壓電效應，d愈大，壓電元件由單位電場引起的變形也愈大。d大時宜于制造發(fā)射型換能器。（2） 壓電應力常數(shù)e壓電體在應變恒定時，單位電場所引起的應力變化；或電場恒定時，單位應變所引起的電位移變化。e反映了壓電元件的逆壓電效應，e愈大，愈能用較低的電壓產生較大的壓力。（3） 壓電電壓常數(shù)g當壓電體的電位移恒定時，單位應力變化引起的場強變化，或應力恒定時，單位電位移變化所引起的應變變化。g反映了壓電元件的正壓電效應，g愈大，壓電元件由單位應力引起的電場強度也愈大，因而能對外輸送較大的電信號，所以g它標志了接收性能的好壞。在設計接收型換能器時，應選擇g大的壓電材料。（4） 壓電勁度常數(shù)h壓電體在應變恒定時，單位電位移引起的應力變化，或電位移恒定時，單位應變引起的電場強度變化。h反映了壓電元件的正壓電效應，h愈大，愈能用較低的應變產生較大的電場強度。d、e、g、h都是描述壓電材料壓電性能的四個壓電參數(shù)矩陣，d和e表示逆壓電性能，關系到換能器的發(fā)射性能，所以亦稱為發(fā)射系數(shù)。g和h表示正壓電性能，涉及到換能器的接收性能，所以稱為接收系數(shù)。（四） 頻率常數(shù)N頻率常數(shù)是確定壓電體幾何尺寸的一個重要參數(shù)，定義為壓電體諧振頻率與沿振動方向的幾何尺寸（如厚度§、長度l或直徑d等）的乘積。它只與材料性質有關，與幾何尺寸無關。當材料選定后，N即確定，因而根據(jù)N就可求出任意頻率下的壓電體沿振動方向的尺寸。對于厚度振動模式N二fT5（五） 居里點壓電材料只在某一溫度范圍內才具有壓電性能。當溫度達到某一臨界值時，壓電材料失去壓電性能，此臨界溫度稱為壓電居里點。居里點是表征壓電體可承受的溫度極限。壓電材料的居里點包括上居里點（高溫臨界點）和下居里點（低溫臨界點）。如鋯鈦酸鉛的上居里點最高為350°C,石英的上居里點為576C，鈮酸鋰的上居里點可達1210C。有時，雖然溫度尚未達到居里點，但壓電材料的壓電性能降低。壓電材料的上居里點和下居里點相差愈大愈好，即工作溫度區(qū)域寬。對于壓電體，即使它能工作在高溫，亦不能承受突然的溫度變化，故使用時（如焊線），應避免溫度突變。

超聲診斷和治療中不會出現(xiàn)極低、極高的溫度和溫度突變的情況。各種壓電材料的性能有各自的特點，適用于不同的用途。而有些實用的性能參數(shù)是相互制約的。故在選擇壓電材料時，應根據(jù)用途來選擇適當?shù)牟牧稀！?.2壓電振子對壓電體進行極化后，在它的可極化面上覆蓋上激勵電極后，就成為壓電振子。它具有正壓電效應和逆壓電效應，具有機電轉換能力，它是一個可逆的機電換能系統(tǒng)，是換能器的核心部分。具有壓電效應的材料很多，如石英、鈦酸鋇、鋯鈦酸鉛等，自鋯鈦酸鉛問世以來，醫(yī)用超聲換能器所用的壓電材料就由鋯鈦酸鉛代替了。換能器的壓電振子相當于一個電容（具有容抗作用），在超聲發(fā)射電路中與線圈形成并聯(lián)諧振，得到高頻激勵電壓，產生機械振動和超聲波．壓電換能器上施加的交變電壓的頻率與換能器的壓電振子的固有頻率相等時，才能獲得最大的機械振動。一、壓電振子的振動模式壓電振子的振動方式稱為振動模式。當電場方向與極化方向的關系不相同時，可使不同形狀的壓電振子激發(fā)出不同的振動模式。按壓電振子的形狀、極化方向之間的振動關系，有如下幾種基本模式：「伸縮振動彎曲抿￡「厚度振動（縱向）氏度振動〔橫向）徑向振動「伸縮振動彎曲抿￡面切變能陷振動r厚度彎曲（縱向）長度彎曲〔縱向）能陷振動醫(yī)學超聲工程中，多采用伸縮振動模式，其中又以厚度伸縮振動模式為主。極化方向（P）與電場方向（E）平行時，產生伸縮振動。其振動方向與超聲傳播方向一致，產生縱波。厚度伸縮振動模式如圖3-2。沿厚度方向極化，電場垂直于薄片平面。當沿厚度方向施加交變電場時，振動方向和超聲波的傳播方向均與電極面垂直。諧振頻率f與厚度的關系為 T4=Nst式中，Ns是厚度振動模式的頻率常數(shù)。悅檢方向電換面圖3-2厚度伸縮振動模式在結構上，厚度振動模式的振子常采用薄圓片、方片、矩形片，在振動厚度的兩對面敷上電極。為了抑制不需要的其它振動模式（如徑向振動的高次諧波）對厚度振動模式的基頻的干擾，并保證一定的指向性，薄圓片的直徑d應比厚度6大10倍以上，即d/6>10；薄方片的邊長l比厚度6大10倍以上，即1/6>10。二、壓電振子的等效電路壓電振子可以看作是一個電路系統(tǒng)和一個機械振動系統(tǒng)構成的機電耦合系統(tǒng)，經壓電方程及邊界條件可導出機電四端網絡，在這四端網絡中有力學端和電學端兩個端口構成壓電振子統(tǒng)一的等效網絡，如圖3-3。（a）四端網絡（b）諧振頻率附近的等效電路圖3-3壓電振子等效電路當交變應力或交變電場作用在壓電元件上，在不考慮介電損耗條件下，低阻尼單一振動模式的壓電振子在諧振頻率附近的等效電路如圖所示。C0代表晶片未振蕩時的電容，反映壓電材料的介電性質；L］、C］、比分別為動態(tài)電感（晶片振動質量）、動態(tài)電容（晶片機械彈性）、動態(tài)電阻（阻力系

數(shù)），它們反映了壓電振子的機械振動性質。C數(shù)），它們反映了壓電振子的機械振動性質。C0、L1、C1、振動模式以及邊界條件有關。如果壓電振子在諧振頻率附近的有限頻帶內工作，并且振動模式是單一的，不受其它振動模式的干擾，那么等效參數(shù)與頻率無關，在小信號下它們?yōu)槌?shù)。這樣壓電振子可以看作為線性器件。三、壓電振子的諧振特性壓電振子是彈性體，本身存在固有頻率，當所施加的力的頻率等于固有頻率時，它就產生機械諧振，由于正壓電效應而產生最大電信號。另一方面，壓電振子又是壓電體，當所施加的電的頻率和壓電振子固有頻率一致時，由于逆壓電效應，亦引起機械諧振。機械諧振時振幅最大，彈性能量也最大，壓電振子此時發(fā)生的形變也最大，即發(fā)生最大形變振動，產生超聲波輸出。實驗證明，當所施加力或電的頻率不與壓電振子固有頻率一致時，壓電振子產生的電信號幅度和變形振動幅度都將壓電振子在圖3-4測量示意電路中，觀察負載上的電流與信號頻率之間的關系：圖3-5壓電振子在圖3-4測量示意電路中，觀察負載上的電流與信號頻率之間的關系：圖3-5壓電晶體的電流-頻率特性當信號源頻率從低到高變化，從高頻電壓表上測出流過電阻R上的電流如圖3-5所示。從圖3-5可見，當信號源頻率改變，壓電振子的等效阻抗也發(fā)生改變，引起壓電振子的電流隨頻率變化而變化。當信號頻率為fm時，壓電振子電流有最大值Imax，表明等效阻抗有最小值，此時，fm稱最大導納頻率，也稱最小阻抗頻率；當信號頻率為fn時，壓電振子電流有最小值Imin。此時，fn稱最小導納頻率，也稱最大阻抗頻率。在fm附近，存在一個使壓電振子呈純阻性的頻率fr，這個頻率稱諧振頻率；同樣,在fn附近存在一個使壓電振子呈純阻性的頻率fa，這個頻率稱反諧振頻率。當繼續(xù)增加信號頻率，可以有規(guī)律地出現(xiàn)一系列電流的波動，且電流的最大值（對應fm1、fm2…）是依次減小的，而電流的最小值（對應fn1、fn2…）則是依次增大的。相應的頻率，fm1、fm2，…，稱為次最大導納頻率，fn1、fn2,…，稱為次最小導納頻率，也出現(xiàn)一系列次諧振頻率気、fr2,…，和次反諧振頻率fa1、fa2,…。為了區(qū)別，把最低的諧振頻率稱為基頻f「，把基頻以外的諧振頻率気、fr2，…，稱為泛頻。壓電晶體的電流隨頻率而變化的現(xiàn)象（見圖3-5），說明了壓電換能器晶體的等效阻抗是一個隨頻率而變化的量?！?.3醫(yī)用超聲換能器種類、結構與特性一、醫(yī)用超聲換能器分類醫(yī)用超聲探頭的種類繁多，可以從以下不同角度來分類，它們是：按診斷部位分類，有眼科探頭、心臟探頭、腹部探頭、顱腦探頭、腔內探頭和兒童探頭等；按應用方式分類，有體外探頭、體內探頭、穿刺活檢探頭；按探頭中換能器所用振子單元數(shù)目分類，有單元探頭和多元探頭；按收發(fā)方式分類，則有發(fā)射型探頭、接收型探頭、收發(fā)兼用型探頭等；按探頭的幾何形狀分類（這是一種慣用的分類方法），則有圓形探頭、環(huán)形探頭、方形探頭、矩形探頭、柱形探頭、弧形探頭（又稱凸形）、喇叭形探頭、菊花形探頭等。二、醫(yī)用超聲換能器的結構（一）基本單元換能器根據(jù)臨床診斷的要求，換能器有許多種不同結構形式，而基本單元換能器是基本的結構，見圖3-6它由主體和殼體兩部分組成。主體：①壓電振子產生壓電效應的元件吸收塊吸收背向輻射（反射回來）的聲能,稱為背材保護層一一減輕振子磨損，進行阻抗匹配，稱為面材殼體：①外殼 換能器的結構件接插機構——與超聲儀器連接的插頭電纜線一一超聲電信號的載體唯襯吸聲材料圖唯襯吸聲材料圖3-6單元換能器的基本結構壓電振子是主體功能件，用來發(fā)射和接收超聲波，完成聲-電和電-聲轉換工作。其幾何形狀和尺寸是根據(jù)診斷要求來設計的。由于壓電振子較脆及要求絕緣、密封、防腐蝕等要求，故必須將壓電振子裝入殼體內。壓電振子兩端鍍上電極，上、下電極分別焊有一根引線,與殼體上的電極插件相連，用來傳輸電信號。墊襯吸聲材料（又稱為吸收塊、吸聲塊），用于衰減并吸收壓電振子背向輻射的超聲能量，使之不在探頭中來回反射而使振子的振鈴時間加長，因此要求墊襯具有較大的衰減能力，并具有與壓電材料接近的聲阻抗，以使來自壓電振子背向輻射的聲波全部進入墊襯中并不再反射回到振子中去，吸聲材料一般為環(huán)氧樹脂加鎢粉，或鐵氧體粉加橡膠粉配合而成。聲學絕緣層，防止超聲能量傳至探頭外殼引起反射，造成對信號的干擾。保護層，用以保護振子不被磨損。由于保護層與振子和人體組織同時接觸，是介于振子與人體組織之間的一層物質，要求保護層既要起到防止磨損，保護振子的功能，又要在傳遞超聲波中盡量沒有衰減，具有良好的透射功能；因此,要求保護層的聲阻抗接近人體組織的聲阻抗，并且具有既有耐磨性，又有良好的透射性的最佳厚度。保護層應該選擇衰減系數(shù)低并耐磨的材料，并將保護層兼做為層間插入的聲阻抗?jié)u變層，其厚度應為入/4。外殼作為探頭內部材料的支承體，起支撐、容納、密封、絕緣、承壓、屏蔽及保護振子的作用，并用來固定電纜引線,殼體上通常標明該探頭的型號、標稱頻率。有時殼體內還裝有阻抗變換器、前置放大器、阻尼電阻以及調節(jié)電感等附件。（二）多振元換能器多振元換能器由多個單元振子組成，壓電振子按線陣排列且尺寸較長的稱為線陣探頭；按線陣排列且尺寸較小的心臟扇形成像用探頭叫相控陣換能器；按弧形排列，尺寸與線陣換能器相當或略小的探頭叫凸陣探頭；方陣換能器。如圖3-7所示。（c） （d）圖3-7（a）線陣；（b）相控陣；（c）凸面線陣；（d）方陣（三）機械掃描換能器機械掃描換能器可分為扇形掃描和線性掃描換能器，多采用探頭旋轉方式，故常稱旋轉式換能器。扇形掃描旋轉換能器晶片只在扇形成像的角度內發(fā)射聲束掃描人體。線性掃描旋轉式換能器的基本結構：兩片性能一致的壓電振子裝在旋轉圓盤直徑線的兩側，兩振子在面對反射鏡時發(fā)射、接收超聲波，亦即旋轉時兩振子輪流工作，超聲波通過反射鏡平行地射入人體。（四） 聲學聚焦換能器聲聚焦原理與光學聚焦原理相似，可在多元陣或壓電振子前裝置聚焦透鏡，或將晶片制成凹面振子。（五） 超聲多普勒換能器超聲多普勒換能器結構因發(fā)射信號和工作方式的不同而不同。脈沖多普勒換能器基本結構和單振元換能器結構相同，發(fā)射、接收共用一個壓電振子。在和B型超聲成像復合而成的超聲系統(tǒng)中，對于機械掃描方式，既可附加一探頭作為多普勒換能器使用，也可直接用掃描成像換能器作為多普勒探頭。在電子掃描成像系統(tǒng)中，同樣，既可附加多普勒換能器，也可選定多振元中的某一條掃描聲束，從中提取多普勒血流信號。連續(xù)波多普勒超聲換能器的特點在于用兩個晶片分別作為發(fā)射和接收換能器。按其構造又可分為分隔式、分離式和重疊式多普勒換能器。1、分隔式采用一個壓電晶體片，一面是共同接地端，與人體相接觸，另一面是將鍍層從中間分開形成發(fā)射和接收相絕緣的兩個半片，如圖3-8。共用接地面接觸人體，另一面的發(fā)射晶片與發(fā)射功放連接，利用逆壓電效應產生連續(xù)超聲波；接受晶片與接收前置放大電路相連，放大接受到的連續(xù)超聲波（a）直線式（b）同心圓式 （c）S式2、分離式結構上把同一晶片切開，形成同面積的收發(fā)兩個部分，且兩部分之間加隔電隔聲材料。收、發(fā)兩部分朝向人體的一面經引線連接到公共地端，而背向人體的一面的兩部分分別與發(fā)射功放輸出和接收前放輸入相連。分隔式中，收、發(fā)兩部分只隔電，而不隔聲，而分離式中的收、發(fā)兩部分既是電絕緣，也是聲絕緣。因此，減少了基底漏信號，接受到的多普勒信號放大效果得到提高。即提高了靈敏度，降低了噪聲。一般收、發(fā)兩部分相同，可以互換。當收、發(fā)兩部分不同時，如接受部分晶片大于發(fā)射部分晶片，收、發(fā)兩部分不能互換。3、重疊式如圖3-9所示，由兩個晶片重疊構成，兩晶片間用同頻率的晶片或厚度適宜的環(huán)氧樹脂隔離。接觸人體的晶片作接收換能器，另一晶片作發(fā)射換能器。圖3-9重疊式壓電振子（六）特殊用途換能器1、 穿刺活檢換能器在此換能器中心部位，有一個2?3mm的圓孔，用來通過不同型號的穿刺或活檢器。根據(jù)超聲波顯示的部位和深度指導穿刺或活檢，在屏幕上可看到針尖的刺入部位，以指導穿刺或活檢，如避開膽囊、大血管等器官，同時可經活檢器取出組織作細胞學檢查，鑒別是否腫瘤。2、 腔內換能器換能器加長或變薄以插入腔內檢測，如婦科及查結腸用的加長型（長約20cm）換能器。3、 手術用換能器（1）腦針型小針片置針尖處，經顱骨穿孔可插入腦組織，檢查腦瘤的方位和深度；（2）薄片型手術換能器（3）檢查穿刺聯(lián)合式探頭4、 眼杯式換能器凹面形狀與眼部凸出面重合，以便對眼進行探查。5、 兒科用探頭壓電晶片及探頭前端均較小，以便于經狹窄的肋間進行探測。因聲束擴散角度變大，故應挑選壓電轉換效率高的材料制造，以保證獲得足夠的信息量。三、超聲換能器的特性換能器是醫(yī)學超聲設備的關鍵部件，其特性直接影響甚至限制整個系統(tǒng)的性能。超聲換能器特性包括聲學特性與使用特性兩大類。壓電振子是換能器的核心部件，換能器的許多特性主要由壓電振子參數(shù)所確定。（一）頻率特性1、工作頻率與頻率調配換能器的許多參數(shù)都與頻率有關，它并不是在所有頻率上都以較高的換能效率工作。因此應選擇工作頻率在換能強對于發(fā)射換能器,應使附加電感L0與換能器本身的靜態(tài)工作電容C0調諧于換能器串聯(lián)諧振頻率f。即0sf=—_S 2“Wo以便獲得最大輻射功率。而對接收換能器，應使L0與C0調諧于換能器并聯(lián)諧振頻率f。p2、頻帶寬度目前大部分采用的PZT超聲換能器帶寬受到限制,從提高分辨能力方面來看,除了電路的激勵源的脈沖寬度要盡量窄外,還希望系統(tǒng)帶寬越寬越好。而從提高信噪比方面來看,則希望帶寬越窄越好。實用中,一般取發(fā)射接收系統(tǒng)帶寬等于換能器帶寬,在保證信噪比的同時,盡量利用換能器頻帶寬度。（二）阻抗匹配為了使換能器的效率較高,除了合理地調配頻率外,還應進行阻抗匹配。只有換能器的等效阻抗等于發(fā)射源內阻時,輸出電功率才能最大；只有經聲阻抗匹配后,才能使盡可能多的聲功率透射入人體內。

1、電阻抗匹配一般接收放大器輸入阻抗均較高，電阻抗匹配并不重要。對于發(fā)射換能器，可以采用變壓器式和改變電容T網絡式兩種電阻抗匹配方法。如圖3-11（a）和（b）所示。如令換能器的阻抗為ZT，發(fā)射源內阻為Z,則變壓器初次級之比Tr〃1n2對于〃1n2對于（a）變壓器式 （b）改變電容的T網絡式ZTC0當已知zT、Z和C0后，即可求出C,然后再由C根據(jù)Tr 0所需要調諧頻率選擇L0。2、聲阻抗匹配為使換能器更好地向照射的介質輻射聲能，通常在換能器發(fā)射面匹配面材，又稱保護膜，由透過層傳播的分析應做到：面材阻抗Z=ZZ，z是介質中的聲阻抗。面材匹配1 、Tm m后，聲能損失減少，提高了效率，通常選匹配層厚度1=|。實踐證明，利用合適厚度及特性阻抗的匹配層還可以改善換能器的頻帶寬度。（三）吸收特性換能器的壓電振子被電脈沖激振后，其兩端面產生振蕩，并分別向前、后傳播。后向波被反射后亦向前傳播，故如不設法吸收后向波，則可能出現(xiàn)多次反射，因此應在壓電振子背部裝置匹配材料，以便使后向傳送的波不再反射回來或反射很小。但目前壓電陶瓷的匹配材料還不易配制，不可能完全匹配。故只能盡量采用聲阻抗接近的材料作為壓電振子的背襯塊，以便盡可能地吸收掉大部分后向輻射的超聲，使換能器成為單向輻射的超聲源。同時，要求背襯材料具有高衰減特性，以便將換能器后向輻射的超聲能吸收掉。另外要求它具有良好的透射性，聲阻抗與振子聲阻抗接近或匹配，以便使換能器后向輻射的超聲能無阻礙地透入到吸收塊中。目前常用環(huán)氧樹脂加鎢粉制成，其吸收系數(shù)為6dB/（cm?MHz）,有的再加入2%的橡皮粉，使吸收系數(shù)提高為8dB/（cm?MHz））（四）靈敏度靈敏度是指在某一具體條件下，能探測出目標大小的能力。它主要與換能器的換能特性有關。輻射頻率高，接受靈敏度高的換能器（或有效機電耦合系數(shù)大），探測靈敏度就大，亦即可識別聲阻抗差甚小的界面，也意味著可發(fā)現(xiàn)較小的病變。（五）輻射特性換能器的輻射特性主要描述輻射聲場在空間的分布狀態(tài)。它主要影響橫向分辨率、探測靈敏度隨空間位置的分布等參數(shù)，是超聲換能器的一個主要方面的特性?！?.4超聲換能器的聲場特性超聲輻射場指超聲能量分布的空間，即超聲換能器所發(fā)射的超聲波到達的區(qū)域，接受超聲治療與檢測的區(qū)域均屬超聲場的部分。各種換能器輻射的超聲場取決于換能器本身的特性、尺寸、形狀等。同時超聲波在傳播途中，與人體組織相互作用的結果，亦將影響超聲場的分布。生物組織本身絕非單一的各向同性的介質，不同組織由不同成分構成，各組織器官有不同的形狀、尺寸，其反射面也非光滑的平面，因此，其超聲場是很復雜的，但在一般情況下，可假定為理想介質，其聲場為近似理想的輻射聲場，并根據(jù)惠更斯原理來進行分析。任何形狀和大小的換能器，其有效的振源表面均可看成許多小面積的聲源，每個小面積的聲源都可看作一個簡單的換能器，它們以合適的方式，應用惠更斯原理來輻射或接收超聲能量。每個超聲換能器相應的超聲場的形狀都可以由其衍射圖的幾何計算來確定，即根據(jù)換能器表面的全部惠更斯聲源輻射的球面波相干涉求得。同樣推理可用來計算接收換能器靈敏度的分布。在換能器超聲場范圍內的空間上的指定點p（r、V）,它在任何時刻的超聲場，可由各個惠更斯聲源輻射的各自的超聲波到達p（r、e、W）點處的聲場疊加形成。§3.5超聲換能器性能的測定一、超聲功率的測量超聲技術已廣泛應用于醫(yī)學領域，在診斷和治療應用上，超聲功率、強度和劑量都是關系到人體安全健康，應予嚴格控制的醫(yī)學參數(shù)，也是評價超聲儀器性能的重要指標。在研究超聲生物效應、組織特性的超聲測定和換能器研究時，都需要對聲功率進行測定。（一）輻射壓力法輻射壓力法是測量超聲平面波的聲功率的基本方法。對于全反射型聲靶，由換能器輻射聲場產生的、作用于聲靶上的輻射壓力F為F=2W=2AIc c式中，W—聲功率，W；A 聲靶面積，m2；F 全反射聲靶上的總輻射壓力，N；I——聲強，W/m2,醫(yī)學領域常用mW/m2；C 聲速，m/so浮沉子法聲功率測量裝置示意圖如圖3-12。圖3-12浮沉子法聲功率測量輻射壓力是根據(jù)浮沉子在