超声波换能器结构原理图解（超声波发生器常见问题与维修）

超声换能器是医用超声系统中很重要的核心部件，它把系统的电信号转换成超声波，从人体内部反射后再转换回电信号，送回系统形成图像。换能器之所以是整个系统的核心关键，因为正如通常说的“垃圾进，垃圾出” ，换能器送回系统的原始信号的品质，是最终系统图像的“原始素材 ”。系统工程师可以运用各种神通广大的信号处理算法对图像进行优化塑造，但原始信号的品质是提升图像质量的最关键的基础。

压电晶片

那超声换能器是怎么完成这个至关重要的任务，对声电信号进行转换的呢？图一是超声换能器的结构图，现在医院中临床使用的换能器声头基本都是采用这种堆栈结构。从声头表面的透镜开始，往里最主要的材料层分别有匹配层、压电晶片、背衬；它们之间有胶层把它们粘贴在一起，压电晶片的前后两端有金属涂层，和线缆连接。要问这个结构中哪个是关键材料，那毫无疑问一定是压电晶片！压电晶片是一类晶体材料，在静止平衡时晶格的正负电荷中心是重合的，所以没有电信号输出；但当它们受外力拉伸或挤压时，晶格的正负电荷中心会相互偏离，材料内部就会有电场形成，受电场作用，正负电荷会分别聚集在压电晶片前后两端。进行动态反复拉伸和挤压（也就是机械振动），材料内部的电场会反复翻转，从而在压电晶片的前后端形成交流电输出，这个效应被称之为压电效应（见图二）。

压电效应首先由法国科学家居里兄弟（弟弟为诺奖获得者皮埃尔-居里，大家熟知的居里夫人的丈夫）于1880年在电气石上发现的；次年，根据卢森堡物理学家李普曼的理论推算，居里兄弟又通过实验验证了压电效应是可逆的。也就是当外部电压加到压电晶片两端，形成外部电场，在这个电场作用下，压电晶片会有形变，使晶格的正负电荷中心出现偏离，以平衡外部电场。正因为这个可逆性，超声换能器既可发射也可接收超声波。在自然界存在有很多能够产生压电效应的自然晶体，人们随后又发明了压电效应更强的新的材料，其中1950左右发明的PZT（锆钛酸铅）是当前在绝大部分换能器中使用的压电多晶体（压电陶瓷）材料。近年来，高端的换能器开始采用PMN-PT压电单晶材料，和PZT压电陶瓷相比，PMN-PT具有更好的材料特性。

匹配层和背衬

既然用压电晶片能实现声电信号转换了，那为啥还要有其他如匹配层和背衬等材料呢？这就必须讲一讲什么样的换能器才是理想的换能器。当然外观漂亮、手感舒适是重要的第一感觉，但我们这里要说的是它的内在性能，什么样的内在性能，才能贡献出完美的临床图像？最简单地说，就是换能器在一个很短的电（声）脉冲激励下，所产生的声（电）响应的幅度要尽可能大，响应的时间也要尽可能短（余音缭绕在音乐厅很好，在这里不行）。因为一幅好的图像需要有高的灵敏度和分辨率，而最终响应的幅度对应于图像的灵敏度，响应的时间对应于图像的纵向（声波传播方向）分辨率。下面我们来讲一下，匹配层和背衬材料对于提高响应幅度、缩短响应时间所起的作用。

声波在传播时经过不同的媒介，会有反射和透射，一部分能量在界面反射回来，另一部分能量继续向前传播，反射能量的占比大小和界面两侧媒介的声阻抗差异大小成正比；材料的声阻抗由材料的比重和硬度决定，重而又硬的声阻抗大，轻而又软的声阻抗小。声阻抗的单位是Rayl，以纪念对声学理论作出重要贡献的英国物理学家、诺奖获得者瑞利勋爵（Lord Rayleigh）。

压电晶片在电脉冲信号激励下产生的声波会同时向前后方向传播，并在晶片前后界面部分反射。我们希望大部分能量向前传播进入人体，增强图像穿透力；也就是在晶片前界面，声波能更多地透射，理想的前端媒介声阻抗最好接近晶片声阻抗。但医学超声的传播媒介是人体，人体组织的声阻抗和水接近，1.5MRayl左右，远低于晶片的声阻抗（PZT 声阻抗33MRayl），所以声波不能高效地从晶片直接透射进入人体，会有大部分能量反射回来，这就是为什么我们需要匹配层在中间帮忙了！设想（如图三）有个很高的台阶，篮球从上面落下来，在下面地面上就会高高地反弹起来。如果我们在台阶前放一个阶梯，篮球沿阶梯滚落下来，碰到地面就会顺势向前滚动，没有太大的反弹。匹配层的作用相当于这里的阶梯，它们的声阻抗介于晶片声阻抗和人体组织声阻抗之间，使得声波能有效地在各层材料之间传播。现在的换能器设计中，人们通常使用两层或三层匹配；两层匹配声阻抗大致为2-2.5/6-8MRayl，三层匹配阻抗则大约在2/6-8/10-14 MRayl左右范围。匹配层一般是用环氧树脂添加高密度的粉末（比如钨粉或氧化铝粉）搅拌制成，对于高阻抗匹配材料，也有直接使用玻璃或石墨等固体材料。各匹配层之间的薄而均匀的粘贴非常关键，由于工艺复杂度原因，一般不使用多于三层匹配的设计。

对于向晶片后端传播的能量，我们希望它在晶片后界面反射回来，重新向前传播。为了使声波能更多地在晶片后界面反射，背衬材料的声阻抗最好远小于或者远大于晶片声阻抗。背衬材料的设计正是根据这个原理，有低阻软背材(1-5MRayl)和高阻硬背材(>50MRayl)两类。另外，透射进入背材的声波不应再从背材的内部反射，重新返回晶片，因为这些反射的声波会将背材内部的信息投射在图像上，形成伪影。所以我们通常要选择高衰减系数的背衬材料，来吸收进入背材的声波。在晶片后界面与背材之间也可以进一步选择加入一层或多层“反匹配”，它们的作用与上述匹配层相反，在工作频率范围内，起到阻碍声波向后传播的效果，以提高换能器灵敏度。

透镜

当我们向前方呼喊时，不仅正前方的人能听见，在两侧的人也能听见，这是因为声波向前传播时会有散射。散射的结果是声波能量发散，在特定的区域内声能量降低，而在临床中我们希望换能器可以将声能量聚集在特定的人体组织区域，所以在换能器设计时，我们使用透镜材料来达到这个目的。作为透镜材料，声波在其中的传播速度，必须不同于在传播媒介（也就是人体组织或水）中的速度。通常的硅胶透镜材料，它的声速在1000 米/秒左右，相比于水的声速1500米/秒左右；人体内部的声速，如脂肪为1450米/秒，软组织为1540米/秒，肌肉为1585米/秒。

由于硅胶声速低于人体媒介声速，硅胶透镜用于聚焦时为凸透镜，中间厚两边薄，凸镜的曲率决定了聚焦的距离，曲率越大（表面越平坦）焦距越远。因为声速不同的关系，在匹配层中同时间传播的波前（wavefront）经过硅胶凸镜后会产生两边超前、中间滞后的圆弧形的波前，这个圆弧的曲率由硅胶透镜曲率决定。如图四所示，随着波前向前推进，圆弧形波前会收缩聚焦于圆心，也就是焦点。在焦点附近，汇聚的声波相互同相位叠加 ，从而提高了声场在聚焦点的强度，称为聚焦增益。在设计换能器时，我们根据探头类型和临床应用，来确定换能器的聚焦焦距，和硅胶凸透镜曲率。

线缆

换能器是一个有三个端口的器件。如果将换能器比拟成一座庭院，那么它的前庭大门是透镜，它的后院大门是背材。这两个都是声学端口， 我们希望声能量传播在前门畅通无阻，而在后门尽量被截阻并且折返；部分从后门穿出的声能量，则不让它返回后门再次进入。除了前后大门，这庭院其实还有个侧门，那就是晶片上下金属涂层引出电信号的端口。当声波在前后门之间震动时，电能量在侧门进出（哈哈，让我们继续率性地比拟下去），这侧门通过一条长廊与一幢楼房连接，这楼房就是超声系统，这长廊就是连接换能器和系统的线缆。

显然，线缆的作用是在换能器和系统之间传输电信号，所有能量的传输都会有损耗，电流流经线缆，由于线芯电阻，会有部分信号损失；线芯越细，电阻越大，信号下降越多。另一方面，为保持线缆柔软度以保证临床使用体验，特别是在高密度多阵元换能器情况下，选择的线芯也变得更细，线缆的焊接和装配工艺也要求更高。早期使用的38 AWG 铜线芯直径约为0.1毫米，电阻约为2.16欧姆/米，而现在很多使用的44 AWG铜线芯直径约为0.05毫米，电阻约为8.71欧姆/米。

另外很重要影响能量有效传输的是换能器和超声系统的电阻抗匹配问题。一般超声系统的发射和输入电阻抗在几十到100-200欧姆范围，而用于超声影像的换能器阵列，由很多阵元组成，它们面积尺寸很小，每个阵元的阻抗可在几百至上千欧姆。声学和电学之间有很多比拟关系，电信号在线缆中传播和声波在匹配层中传播相同，在不同电阻抗的界面会有信号反射，在线缆任一点上传播的信号是向前传播和向后反射的电波的叠加，由于向前和反射波形相位上的差异，叠加后的信号和换能器阵元输出信号在幅度和形状上都会有改变；和声阻抗匹配一样，电阻抗匹配问题不仅影响信号的幅度，还影响到信号的形状，所以线缆的选择是换能器设计的一部分，不是任意线缆能导通信号就可以了。

在换能器设计时，线缆长度是根据临床应用需求决定的，通常为2米左右；线缆电阻抗的主要部分，是沿着线缆长度的分布电容，和线缆的特征阻抗成反比，电容越大，需要越多的电荷去驱动。因此，对于小面积阵元，高阻抗（较小电容）线缆，相比与低阻抗线缆，可改善换能器的灵敏度。线缆特征阻抗是主要由同轴线缆中的介电材料和它的厚度决定，通常特征阻抗大于70欧姆（电容50 pF/m）称为高阻线缆，而低阻线缆的特征阻抗在50欧姆（电容100 pF/m）左右。高阻线缆的电容较小，基本是通过增加介电材料厚度来实现的；因为介电材料厚度的增加，高阻线缆会比低阻线缆更粗。

另外，进行电匹配的常用方法是串入电感，以抵消容性的阵元和线缆阻抗，使它们在系统端的有效输出阻抗尽量接近纯阻50欧姆，和系统阻抗更好地匹配。

换能器类型及其应用

上面我们谈到的是换能器内部阵元的结构和特性，所有利用压电效应的超声换能器阵元基本都是这个结构。但临床使用的换能器大小不同、形状各异，我们为什么要设计不同类型的换能器呢？当然，这是为满足医生临床使用的需求；临床上医生需要用超声观察人体内部的器官和组织，这些被观察的区域离人体表面的深度不同，能够观察这些区域的表面窗口大小也不同，换能器探头类型通常分为相控阵、凸阵、和线阵。

仅仅从形成图像的角度来讲，换能器工作频率越高，波长越小，图像纵向和横向分辨率越高；换能器声窗越大，成像孔径越大，信号越强，图像横向分辨率越高，穿透率越强。但实际上，被观察区域的深度和表面可观察窗口大小，对换能器工作频率和声窗尺寸的选择有制约作用；因为超声波在人体中传播时会衰减，频率越高、传播路径越长，衰减越大；在人体中超声波平均单程衰减系数为0.5dB/cm-MHz，一个工作频率为5MHz, 信噪比为70dB的超声波，在人体中双程穿透深度大约为14厘米。所以综合人的体型和生理结构特征，扫查人体的超声换能器工作频率通常设计在2-20MHz 范围（相比人类听觉范围2-20kHz）。

心脏诊断是非常重要的超声应用，换能器探头需要置于肋骨之间间隙，以避免肋骨对声波的散射影响图像，所以心脏探头采用声窗较小的相控阵，但利用大角度波束偏转，经过较窄的近场，覆盖较宽的中远场视野。由于需要波束偏转，阵元间隔间距要满足工作频率半波长的要求，才能避免由栅瓣引入的图像伪影。相控阵探头阵元数通常为64-96，成人相控阵中心频率在2-3.5MHz左右，中频相控阵在3.5-5MHz左右，高频相控阵在6-8MHz左右。相控阵工作频率较低，一方面受半波长阵元间距的工艺要求限制，另一方面，扫查心脏要穿过胸腔外有较高衰减的脂肪和肌肉层，需要使用较低的频率。另外除心脏外，中高频相控阵也有用于新生儿颅脑和腹部检查的。

诊断肝肾器官及孕妇胎儿的腹部大凸探头，由于没有扫查窗口的限制，而且扫查深度较深，所以大凸探头声窗尺寸比较大；工作频率也较低，和相控阵相仿。大凸探头阵元数一般在128-192范围，也有256阵元的高密度探头。大凸探头曲率在50-60毫米；小型凸阵探头曲率在25-40毫米范围，用于小儿腹部；微凸探头曲率在10毫米左右，主要用于腔内。

线阵探头的工作频率可以从6MHz至20MHz不等。低频线阵大致为5-7MHz，用于检查下肢深部血管，所需穿透力在6厘米以上；中频线阵大致在7-10MHz，用于颈动脉、甲状腺、乳房、肌骨等各种应用，扫查深度在3-5厘米左右；高频线阵大致在10-15MHz，用于浅表肌骨、浅表小器官、乳房等，扫查深度在2-4厘米左右；甚高频线阵在15MHz以上，用于眼科、皮肤科等，扫查深度在几毫米至2厘米。以上范围并没有严格划分，有些高灵敏度宽频线阵可以覆盖多种应用。低频线阵探头阵元数一般为128；中高频探头更多地采用192阵元，也有用256甚至更多阵元的。最典型的线阵长度为4厘米；为获取更宽的视野，很多系统开始标配5厘米长的线阵探头；特别的应用，比如全乳扫查，使用长达6-8厘米的线阵探头。

另外，特殊应用探头，如经食道TEE、腔内双平面、曲棍术中探头、用于3维图像的容积探头；还有近年来国际高端系统配置的面阵探头、使用微纳结构的电容性超声探头（CMUT）等，由于篇幅限制，就不一一在这里介绍了。