振幅调控均匀场环阵超声换能器

摘要

振幅调控均匀声场环阵超声换能器，属于超声换能器设计技术领域。本发明是为了解决超声换能器近场的声场强度不均匀，影响超声实验结果的问题。它包括N个环阵阵元和N‑1个可调电阻，N个环阵阵元由内向外依次通过树脂套接形成一个圆盘；将N个环阵阵元由外向内依次排序为0，1，2，……，N‑1，其中第1，2，3，……，N‑1个环阵阵元分别串联一个可调电阻，将N个环阵阵元并联后，与单通道驱动电源连接；通过调节每个可调电阻的阻值来调控相应环阵阵元的振幅，从而调节换能器近场区域的声场强度分布。本发明可以消除换能器近场的不均匀场强空间分布状况。

说明书

技术领域

本发明涉及振幅调控均匀声场环阵超声换能器，属于超声换能器设计技术领域。

背景技术

超声波在生物、医学领域和化学合成中有广泛的应用，特别是在医学临床诊断和治疗上，由于它的无创性、高分辨率和价格低廉，而具有其它方法不可企及的优势。超声换能器(也称超声探头)是电声信号转换器件，能在电信号驱动下发出声波，再把接收到的声信号转换成电信号。

一般单元超声探头的发射面多为圆形平面，发出的声场沿轴向可分为三个区域：近场、焦点和远场。焦点的位置L为：L＝d²/4λ，其中d为探头发射面直径，λ是声波在传播媒介中的波长。当频率固定时，换能器的直径越大，则焦点越远。图3为一般圆形平面发射换能器的声场空间分布二维示意图，它实际的三维声场是以中心为轴心的旋转图。由图7所示，在换能器发射面和焦点之间的区域被称为近场，一般来说，越大面积的换能器则近场的区域越大，而声波的场强分布在近场区域极不均匀。可见，其近场很乱，沿轴向的声压随空间变化很大，整体分布非常不均匀。由于细胞皿具有一定的尺度，需要换能器有一定的面积，所以一般细胞超声实验用的都是换能器的近场，而近场的不均匀性导致了目前很多使用超声的生物医学实验数据不可靠，重复率低。例如，体外声动力实验结果细胞死亡率小于40％，而加强超声强度也不能把细胞全部杀死。这是因为在近场下，细胞皿中处于不同空间位置的细胞所获得的超声强度有着极大的不同，有些地方可能完全没感受到声强，导致总效果不理想。如何能够使声场的强度在空间一定范围内达到均匀，是一个能够直接影响超声实验结果的关键问题。

发明内容

本发明目的是为了解决超声换能器近场的声场强度不均匀，影响超声实验结果的问题，提供了一种振幅调控均匀场环阵超声换能器。

本发明所述振幅调控均匀场环阵超声换能器包括N个环阵阵元和N-1个可调电阻，N个环阵阵元由内向外依次通过树脂套接形成一个圆盘；将N个环阵阵元由外向内依次排序为0，1，2，……，N-1，其中第1，2，3，……，N-1个环阵阵元分别串联一个可调电阻，将N个环阵阵元并联后，与单通道驱动电源连接；通过调节每个可调电阻的阻值来调控相应环阵阵元的振幅，从而调节换能器近场区域的声场强度分布。

本发明的优点：本发明通过调控超声换能器表面的振幅，来达到消除换能器近场的极度不均匀场强空间分布的状况，它将环阵阵元与可调电阻串联，然后并联到一单通道的驱动电源上，使所有阵元的相位相同但是振幅不同，所产生的声场的强度空间分布基本消除了近场和焦点的区别，能够在换能器发射表面附近的一定空间区域内产生较均匀的声场。

本发明能够产生均匀分布的发射声场，这种均匀声场在生物医学和化学领域都非常重要，直接关系到实验结果的可靠性。特别是在运用超声进行医学临床治疗的各类方法中，如声动力治疗、超声治疗、超声理疗和超声辅助化疗等，能直接影响到治疗效果。

本发明的均匀近场环阵换能器还可用于生物、医学和化学领域的体内、体外实验。

附图说明

图1是本发明所述振幅调控均匀场环阵超声换能器的驱动电路结构示意图；

图2是振幅调控均匀场环阵超声换能器的环阵阵元排布示意图；

图3是现有圆形平面的常规超声换能器在等电压驱动下发出的声场空间分布二维示意图；

图4是振幅按余弦函数方式调控的换能器声场空间分布二维示意图；

图5是振幅按高斯函数方式调控的换能器声场空间分布二维示意图；

图6是振幅按线性函数方式调控的换能器声场空间分布二维示意图；

图7是振幅按根号函数方式调控的换能器声场空间分布二维示意图；图3至图7中，图右侧的图例为场强强度的说明。

具体实施方式

下面结合图1、图2、图4至图7具体说明本实施方式，本实施方式所述振幅调控均匀场环阵超声换能器，它包括N个环阵阵元a和N-1个可调电阻b，N个环阵阵元a由内向外依次通过树脂套接形成一个圆盘；将N个环阵阵元a由外向内依次排序为0，1，2，……，N-1，其中第1，2，3，……，N-1个环阵阵元a分别串联一个可调电阻b，将N个环阵阵元a并联后，与单通道驱动电源连接；通过调节每个可调电阻b的阻值来调控相应环阵阵元的振幅，从而调节换能器近场区域的声场强度分布。

本实施方式中，N个环阵阵元a并联后与同一个驱动电源连接；通过调节每个可调电阻b的阻值来调控相应环阵阵元a的振幅的具体形式，可以是与传统超声换能器的均匀振幅形式不同的多种形式。只要是通过调控换能器发声表面的振幅，使在近场区域一定范围内提供比较均匀的声场的振幅调控方式，均满足本公开的要求。

本公开中，可以将N个环阵阵元a的一侧与第0个环阵阵元的另一侧连接后接地，第1，2，3，……，N-1个环阵阵元a的另一侧表面分别连接一个可调电阻b的滑动端，所有可调电阻b的一端接地，所有可调电阻b的另一端同时连接驱动电源的正极。

所述环阵阵元a由压电材料制成，如可以是PZT压电陶瓷或压电单晶材料，环阵阵元a的上下表面为电极面，相邻两个阵元之间填充环氧树脂以保证绝缘。

例如，图1和图2所示，可以将N个环阵阵元由外向内顺次排序，其中第0个环阵阵元可以不与可调电阻b连接，其它环阵阵元各连接一个可调电阻b。其电路结构为单通道驱动电路。N个环阵阵元也可以由内向外顺次排序并编号，则第N-1个环阵阵元不与可调电阻b连接。

环阵阵元的振幅调节方式可以是：按照余弦函数的形式依次调控每个环阵阵元的振幅，并使第N-1个环阵阵元的振幅最大。余弦函数cosine的具体形式为Acos(rπ/2R)，其中A为振幅，r为环阵阵元距离换能器中心的距离，R换能器整体的表面半径。

环阵阵元的振幅调节方式还可以是：按照高斯函数的形式依次调控每个环阵阵元的振幅，并使第N-1个环阵阵元的振幅最大。高斯函数的具体形式为Aexp(r²/c²)，其中c为一给定常数。

环阵阵元的振幅调节方式还可以是：按照幂指数函数的形式依次调控每个环阵阵元的振幅，并使第N-1个环阵阵元的振幅最大。幂指数函数的具体形式为A((r-R)/R)^α，α为分数，0＜α＜1。

环阵阵元的振幅调节方式还可以是：按照线性下降函数的形式依次调控每个环阵阵元的振幅，并使第N-1个环阵阵元的振幅最大。线性下降函数的具体形式为A(R-r)/R。

实际使用中，不局限于上述列举的函数，可根据具体需要选择合适的振幅调控方式。所述使第N-1个环阵阵元的振幅最大，即为使处于圆盘中心的环阵阵元的振幅最大。

本公开中，不改变每个阵元的相位，只对其振幅进行调控，阵元的数目越多，就越能代表设计的函数型振幅分布，但是阵元过多，会增加环阵的制备难度，所以在实际设计中，需要考虑成本和性能进行优化。

所述环阵阵元的个数可以选择为大于或等于3个，即N>2，并且N为整数，也就是说，N的最小取值为3。例如可选择N＝8，如图1和图2所示。

图4至图7中，以8个环阵阵元的设计为例，给出了按本公开所述函数形式进行振幅调控的声场分布图。

图4中，示意了振幅按余弦函数调控的声场，其近场的不均匀性基本消除，特别是靠近换能器表面的声场沿轴向变得很均匀，中间较强，并沿径向平缓下降。其实际的三维声场是以中心为轴心的旋转图。

图5中，示意了振幅按高斯函数调控的声场，其近场效应完全消除，场强沿轴向变得很均匀，沿径向呈现平缓下降，近场没有剧烈波动。其实际的三维声场是以中心为轴心的旋转图。

图6中，示意了振幅按线性函数调控的声场，其近场的不均匀性基本消除，靠近换能器表面的声场沿轴向变得很均匀，没有明确焦点，沿轴向有很长一段声场都很均匀。其实际的三维声场是以中心为轴心的旋转图。

图7中，示意了振幅按根号函数调控的声场，其近场效应减弱，没有明确的焦点，在原来焦点区域，场强沿轴向在变得比较均匀，沿径向呈现平缓下降，可用的声场即处于原来焦点附近，并且不是近场；这种设计适用于对靶点距离换能器表面有一定距离的情况，如癌症体内治疗。其实际的三维声场是以中心为轴心的旋转图。

本发明中所有阵元经调控后，形成一定规律的不均匀振幅。

本公开所提及的振幅调控环阵和传统的环阵相控阵的原理不同。传统的相控阵需要多通道电源驱动，即每个阵元需要有一个单独的通道，有多少阵元就需要多少通道，而其驱动方式是每个阵元的振幅相同而相位不同，相控阵的目的是通过调控相位来调控焦点的空间位置，其声场分布仍然是近场-焦点-远场的形式。

而本公开的驱动原理是每个阵元相位不变，每个阵元串联一个可调电阻，通过可调电阻调控每个阵元的振幅，使电源的振幅在相应的电阻上有所消耗，最终在阵元上形成期望的振幅分布。所有阵元都并联到一个单通道驱动电源上，目的是改变声场空间分布情况，消除近场的不均匀性，从而在局部空间产生较均匀分布的声场。

本发明的应用领域包括与超声相关的生物实验、医学实验和声化学试验装置，体外细胞声动力治疗和超声辅助化疗的实验装置，声动力治疗和超声辅助化疗的体内动物试验所用装置；超声理疗设备；动物治疗和人类临床治疗的超声设备。