具有多個壓電元件的壓電傳感器的製作方法
2023-07-21 17:16:56 1
專利名稱：具有多個壓電元件的壓電傳感器的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種壓電傳感器，一種包括該壓電傳感器並用於超聲波掃描的超聲波傳感器，一種包括該超聲波傳感器的超聲波探頭，和一種包括該超聲波探頭的超聲波成像裝置。本發明進一步涉及一種製造多個壓電傳感器的方法。
背景技術：
超聲波成像裝置眾所周知用於醫療目的，作為超聲波診斷裝置。超聲波診斷裝置通過從超聲波傳感器發射超聲波脈衝掃描患者的身體，並根據由於患者體內聲阻抗失配(acoustic impedance mismatching)產生的回聲信號製備患者體內的超聲波圖象。
超聲波傳感器典型地包括多個傳感器元件，它們沿著上述掃描的掃描方向布置。傳感器元件振動並產生發射到患者身體的超聲波脈衝。傳感器元件還接收來自該軀體的回聲信號。傳感器元件沿著與掃描方向垂直的方向具有平坦強度(flat strength)。該垂直於掃描方向的方向下文稱作切片方向(slice direction)，而不論掃描是在固定位置上進行還是在沿著切片方向的各個位置上進行。傳感器元件還在患者體內的特定深度處形成焦點，從而通過超聲波傳感器內安裝的聲透鏡(acoustic lens)向所產生的超聲波脈衝提供延遲差(delay difference)。
然而，通過聲透鏡提高超聲波脈衝波束的會聚行為具有限制。因此，超聲波聲壓被沿著切片方向加權從而提高會聚行為。
例如，日本專利申請公布No.PH11-146492公開了一種超聲波傳感器，其中附著在壓電傳感器上的聲匹配材料上沿著掃描方向設置有多個溝槽從而沿著切片方向提供加權。
另例如，日本專利申請公布No.PH05-23331公開了一種超聲波傳感器，其中壓電傳感器和一個電極板被沿著切片方向分割成多個部分。待施加到電極板上的電壓在電極板所分割的多個部分上被不同地加權。
在上述第一個例子中，存在的問題是壓電傳感器的某些部分不能發射超聲波脈衝和接收回聲信號，這導致高旁瓣。此外，超聲波傳感器和超聲波探頭在結構上變得複雜。這種結構導致製造處理增多，從而使成本增大。
在上述第二個例子中，存在的問題是電路規模變大，因為需要向各個電極部分施加不同的電壓。結果，超聲波傳感器的製造成本增加。此外，出於上述原因，超聲波傳感器的製造處理增多。
發明內容
根據本發明的第一方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個排成陣列的壓電元件。該多個壓電元件在切片方向上具有不同成分的部分，從而超聲波波束沿著切片方向聚焦。
根據本發明的第二方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。該多個壓電元件由預定的成分(composition)製成從而具有預定的電機耦合因子(electromechanical coupling factors)。該多個壓電元件按一定的次序布置，從而預定的電機耦合因子從陣列的中間向陣列的兩端逐漸減小。
根據本發明的第三方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。該多個壓電元件由預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數。該多個壓電元件按一定的次序布置，從而預定的相對介電常數從陣列的中間向陣列的兩端逐漸增加。
根據本發明的第四方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。位於多個壓電元件中間的第一壓電元件用第一成分製成，從而具有第一電機耦合因子。位於多個壓電元件一端的第二壓電元件用第二成分製成從而具有第二電機耦合因子。第二電機耦合因子低於第一電機耦合因子。位於多個壓電元件另一端的第三壓電元件用第三成分製成從而具有第三電機耦合因子。第三電機耦合因子低於第一電機耦合因子。多個壓電元件中位於第一和第二壓電元件之間的第四壓電元件用第四成分製成從而具有第四電機耦合因子。第四電機耦合因子低於第一電機耦合因子但高於第二電機耦合因子。多個壓電元件中位於第一和第三壓電元件之間的第五壓電元件用第五成分製成從而具有第五電機耦合因子。第五電機耦合因子低於第一電機耦合因子但高於第三電機耦合因子。多個壓電元件中位於第一和第四壓電元件之間的第六壓電元件用第六成分製成從而具有第六電機耦合因子。第六電機耦合因子低於第一電機耦合因子但與第四電機耦合因子基本上相同或者更高。多個壓電元件中位於第一和第五壓電元件之間的第七壓電元件用第七成分製成從而具有第七電機耦合因子。第七電機耦合因子低於第一電機耦合因子但高於第五電機耦合因子。
根據本發明的第五方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。位於多個壓電元件中間的第一壓電元件用第一成分製成，從而具有第一相對介電常數。位於多個壓電元件一端的第二壓電元件用第二成分製成從而具有第二相對介電常數。第二相對介電常數高於第一相對介電常數。位於多個壓電元件另一端的第三壓電元件用第三成分製成從而具有第三相對介電常數。第三相對介電常數高於第一相對介電常數。多個壓電元件中位於第一和第二壓電元件之間的第四壓電元件用第四成分製成從而具有第四相對介電常數。第四相對介電常數高於第一相對介電常數但低於第二相對介電常數。多個壓電元件中位於第一和第三壓電元件之間的第五壓電元件用第五成分製成從而具有第五相對介電常數。第五相對介電常數高於第一相對介電常數但低於第三相對介電常數。多個壓電元件中位於第一和第四壓電元件之間的第六壓電元件用第六成分製成從而具有第六相對介電常數。第六相對介電常數高於第一相對介電常數但與第四相對介電常數基本上相同或者更低。多個壓電元件中位於第一和第五壓電元件之間的第七壓電元件用第七成分製成從而具有第七相對介電常數。第七相對介電常數高於第一相對介電常數但低於第五相對介電常數。
根據本發明的第六方面，提供了一種用於超聲波掃描的超聲波傳感器。該傳感器包括一個壓電傳感器、一對電極和一個聲透鏡。壓電傳感器設定為產生超聲波。該壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。電極對設定為當預定的電壓施加到電極上時激發壓電傳感器。電極安裝在與陣列和掃描平面垂直的壓電傳感器的一側及相對側上。聲透鏡安裝在一個電極的一個側面上，與電極面向壓電傳感器的側面相對。所產生的超聲波通過聲透鏡發射。多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的電機耦合因子。該多個壓電元件按一定次序布置，使預定的電機耦合因子從陣列的中間向陣列兩端逐漸降低。
根據本發明的第七方面，提供了一種用於超聲波掃描的超聲波傳感器。該傳感器包括壓電傳感器、一對電極和聲透鏡。壓電傳感器設定為產生超聲波。該壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。電極對設定為當預定的電壓施加到電極上時激發壓電傳感器。電極安裝在與陣列和掃描平面垂直的壓電傳感器的一側及相對側上。聲透鏡安裝在一個電極的一個側面上，與該電極面對壓電傳感器的側面相對。所產生的超聲波通過聲透鏡發射。多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數。多個壓電元件按一定次序布置，使預定的電機耦合因子從陣列的中間向陣列的兩端之間逐漸增加。
根據本發明的第八方面，提供了一種能夠連接到超聲波成像裝置主單元上的超聲波探頭。該探頭包括超聲波傳感器。該超聲波傳感器設定為執行超聲波掃描。超聲波傳感器包括壓電傳感器，面對壓電傳感器一個側面的第一電極和面對壓電傳感器相對側面的第二電極。壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。該多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的電機耦合因子。該多個壓電元件按一定次序布置，使預定的電機耦合因子從陣列的中間向陣列的兩端逐漸降低。
根據本發明的第九方面，提供了一種能夠連接到超聲波成像裝置主單元上的超聲波探頭。該探頭包括超聲波傳感器。該超聲波傳感器設定為執行超聲波掃描。超聲波傳感器包括壓電傳感器，面對壓電傳感器一個側面的第一電極和面對壓電傳感器相對側面的第二電極。壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。該多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數。該多個壓電元件按一定次序布置，使預定的相對介電常數從陣列的中間向陣列的兩端逐漸增加。
根據本發明的第十方面，提供了一種超聲波成像裝置。該裝置包括超聲波探頭和主單元。超聲波探頭包括壓電傳感器並設定為執行超聲波掃描。主單元耦聯於超聲波探頭並具有處理器。處理器設定為處理從超聲波掃描獲得的數據。壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的電機耦合因子。該多個壓電元件按一定次序布置，使預定的電機耦合因子從陣列的中間向陣列的兩端逐漸降低。
根據本發明的第十一方面，提供了一種超聲波成像裝置。該裝置包括超聲波探頭和主單元。超聲波探頭包括壓電傳感器並設定為執行超聲波掃描。主單元耦聯於超聲波探頭並具有處理器。處理器設定為處理從超聲波掃描獲得的數據。壓電傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。多個壓電元件用預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數。該多個壓電元件按一定次序布置，使預定的相對介電常數從陣列的中間向陣列的兩端逐漸增加。
根據本發明的第十二方面，提供了一種用於製造多個壓電傳感器的方法。該方法從製備多個壓電薄片開始。多個壓電薄片用預定的成分製成從而具有預定的電機耦合因子。該方法接著按一定次序分層堆積多個壓電薄片，從而使預定的電機耦合因子從層的中間向層兩端逐漸降低。該方法進一步燒結層積的壓電薄片從而獲得分層的壓電塊，接著沿著垂直於層的方向將分層的壓電塊切割成多個壓電傳感器。每個壓電傳感器都具有由多個壓電元件構成的陣列。
根據本發明的第十三方面，提供了一種用於製造多個壓電傳感器的方法。該方法從製備多個壓電薄片開始。多個壓電薄片用預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數。該方法接著按一定次序分層堆積多個壓電薄片，從而使預定的相對介電常數從層的中間向層的兩端逐漸增加。該方法進一步燒結層積的壓電薄片從而獲得分層的壓電塊，接著沿著垂直於層的方向將分層的壓電塊切割成多個壓電傳感器。每個壓電傳感器都具有由多個壓電元件構成的陣列。
根據本發明的第十四方面，提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個沿著與超聲波掃描的掃描平面垂直的方向接觸布置的壓電元件。多個壓電元件由預定的成分製成從而具有預定的特性。該多個壓電元件基於預定的特性根據預先設定的加權值加以布置。
通過參考聯繫附圖的詳細說明將容易獲得對本發明實施例及其許多附加優點的更完全的理解，其中圖1是顯示根據第一實施例的超聲波傳感器示例構型的圖解；圖2是顯示根據第一實施例的壓電傳感器示例構型的圖解；圖3是顯示根據第一實施例的加權實例的圖表；
圖4是顯示鋯濃度與電機耦合因子之間典型關係的圖表；圖5A-5C是顯示根據第一實施例的壓電傳感器示例製造過程的圖解；圖6A和6B是顯示在沒有加權的先前技術超聲波傳感器的接收中聲壓分布的圖表；圖7是顯示根據第一實施例的超聲波傳感器的接收中聲壓分布的圖表；圖8是顯示根據第二實施例加權實例的圖表；圖9是顯示鋯濃度和相對介電常數之間典型關係的圖表；圖10A和10B是顯示根據第二實施例的超聲波傳感器的接收中聲壓分布的圖表；圖11是顯示具有圖1超聲波傳感器的超聲波成像裝置示例構型的框圖。
具體實施例方式
超聲波診斷裝置的實施例將參考附圖加以說明。圖1-7涉及第一實施例。圖8-10涉及第二實施例。
(第一實施例)圖1是顯示根據第一實施例的超聲波傳感器示例構型的圖解。超聲波傳感器能夠用於超聲波掃描並安裝在超聲波探頭的頭上，超聲波探頭能夠是超聲波成像裝置，諸如例如用於探測焊接金屬內部產生的裂紋的超聲波裂紋探測器(或者超聲波反射測試儀)的一部分，或者出於醫療診斷目的的超聲波診斷裝置的一部分。第一實施例在超聲波傳感器用於超聲波診斷裝置的情況下加以說明。
如圖1所示，超聲波傳感器1包括背面(back surface)材料2、壓電傳感器3、第一聲匹配層4a、第二聲匹配層4b、聲透鏡5、電極6和7以及柔性印刷線路板8。壓電傳感器3由(或者包括)多個傳感器元件300形成。傳感器元件300沿著由傳感器元件300產生的超聲波的掃描方向布置成陣列形式。沿著壓電傳感器3的切片方向，壓電傳感器3由多個層製成。每個層都是一個預定的壓電元件30。壓電傳感器3將在後面詳細說明。
當壓電傳感器3向患者身體發射超聲波或者接收來自患者身體的回聲信號時，壓電傳感器3振蕩並產生超聲波振動。背面材料2削弱和吸收超聲波振動中不需要用於超聲波診斷裝置中圖象提取的分量。
電極6安裝在壓電傳感器3的一個側面上。例如，如圖1所示，電極6安裝在靠近背面材料2的位置並形成多個單獨的電極元件。每個單獨的電極元件都相應於一個傳感器元件300加以安裝。類似地，電極7安裝在壓電傳感器3的相對側面上。例如，電極7安裝在靠近第二聲匹配層4b的位置並形成多個單獨的電極元件。每個單獨的電極元件都相應於一個傳感器元件300加以安裝。相應於同一個傳感器元件300的電極6的一個電極元件和電極7的一個電極元件能夠成為一對。選擇地，兩個或多個相鄰的傳感器元件300可以安裝電極6的一個電極元件和電極7的一個電極元件。這樣的電極6的一個電極元件和電極7的一個電極元件能夠成對。在可選擇實施例中，兩個或多個相鄰傳感器元件300共同安裝由電極6的一個電極元件和電極7的一個電極元件構成的對，工作時好象它們構成一個傳感器元件。
電極6可以連接於柔性印刷線路板8。電極7也可以連接於柔性印刷線路板8。電極6通過柔性印刷線路板8連接信號線(圖1中未顯示)。信號線相應於電極元件。電極7通過柔性印刷線路板8接地。選擇地，電極7可以連接於接地板(earth board)而電極6連接於柔性印刷線路板8。接地板可以連接柔性印刷線路板8。
通過柔性印刷線路板8在電極6和7之間施加高壓。精確地講，這種電壓沿著掃描方向以逐個元件的方式施加到預定的電極元件上。壓電傳感器3響應施加在電極6和7之間的電壓而振蕩。
第一和第二聲匹配層4a和4b安裝在超聲波傳感器1的超聲波接收表面側。儘管在圖1中第一和第二聲匹配層4a和4b作為雙層構型加以提供，但是聲匹配層構型可以使用單層或者多於兩個層。第一和第二聲匹配層4a和4b安裝在壓電傳感器3(或者電極7)的上面。第一和第二聲匹配層4a和4b被聲透鏡5覆蓋。第一和第二聲匹配層4a和4b以及聲透鏡5限制了由於患者體表的聲阻抗差異而產生的信號損失。
在發射超聲波脈衝和接收最終回聲信號時，聲透鏡5附著於患者的體表面。所發射的超聲波脈衝聲學地沿著切片方向聚焦在患者體內預定的深度處。在掃描方向上，所發射的超聲波脈衝通過控制改變陣列傳感器元件300的發射/接收時限而聲學地聚焦。
根據上述構型，當向電極6和7施加預定的電壓時，壓電傳感器3通過壓電效應產生超聲波。所產生的超聲波脈衝發射到待檢測目標，例如腫瘤或患病部位。所發射的超聲波脈衝從分別具有不同聲阻抗的組織內表面返回成為回聲信號。回聲信號通過壓電傳感器3被接收和轉變成電信號。根據該電信號，目標的內部狀況被提取出來成為一個或多個超聲波圖象。
下面將詳細說明壓電傳感器3。圖2是顯示根據第一實施例的壓電傳感器3示例構型的圖解。
如圖2所示，壓電傳感器3由(或者包括)多個壓電元件30形成，它們沿著切片方向布置。每個壓電元件30都可以用例如陶瓷材料成分製成，例如鋯鈦酸鉛(lead zirconate titanate)(Pb(Zr.Ti)O3)、鈮酸鋰(LiNbO3)、鈦酸鋇(BaTiO3)和鈦酸鉛(PbTiO3)。一個壓電元件30的成分可以與另一個壓電元件30的成分相同，從而兩個壓電元件30具有基本上相同的電機耦合因子。另外，一個壓電元件30的成分可以與另一個壓電元件30的成分不同，從而兩個壓電元件30彼此具有不同的電機耦合因子。當一個壓電元件30的成分(第一成分)與另一個壓電元件30的成分(第二成分)不同時，第一成分可以用與第二成分相同的陶瓷材料製成，但是與第一成分的成分比例不同。選擇地，當第一成分與第二成分不同時，第一成分可以用與第二成分不同的陶瓷材料製成。電機耦合因子是顯示電能和機械能之間轉換能力的係數。電機耦合因子可以用所產生的機械能與所施加的電能之間，或者所產生的電能與所施加的機械能之間比值的平方根表示。
每個壓電元件30所具有的具體電機耦合因子可以根據例如預定的數學函數曲線加以預定，例如正弦曲線和高斯曲線。根據該曲線，壓電元件30的電機耦合因子被分別加權。也就是說，每個壓電元件30均給予從每個壓電元件30的成分得出的預定的電機耦合因子。因此，每個壓電元件30的成分可以根據被確定的(或被加權的)電機耦合因子加以確定。
圖3是顯示根據第一實施例的加權實例的圖表。圖3的橫軸表示壓電元件30沿切片方向的排列位置。換言之，橫軸表示切片方向上從壓電傳感器3的一個末端(或者壓電元件30的一個陣列末端)到另一個末端的距離。圖3的縱軸表示加權效果。在第一實施例中，最大加權是，例如，1(1.0)，並提供給壓電元件30中的壓電元件31，如圖2所示。壓電元件31位於壓電元件30陣列的中間。最小加權是，例如，大約零點四(0.4)並提供給壓電元件30中的壓電元件32和33，如圖2所示。壓電元件32位於壓電元件30陣列的一個末端。壓電元件33位於陣列的另一個末端。壓電元件31和32之間的壓電元件30的加權優選地基本上與壓電元件31和33之間的壓電元件30的加權相同。
圖3的加權曲線遵循具體數學函數的曲線。曲線的每個階(step)都表示一個壓電元件30的加權值。每個階的寬度可以根據曲線加以確定。這意味著每個壓電元件30沿切片方向的寬度可以根據相應階的寬度加以確定。結果沿著曲線，一個階可能恰好相應於兩個或者多個壓電元件30。換言之，一個壓電元件30可能與陣列中的下一個壓電元件30具有基本上相同的電機耦合因子。
每個壓電元件30的電機耦合因子根據加權加以確定。在上面的實例中，壓電元件32和33的電機耦合因子是壓電元件31的電機耦合因子的0.4倍。在第一實施例中，壓電元件31具有最高的電機耦合因子。壓電元件32和33的全部或者任何一個具有最低的電機耦合因子。位於壓電元件31和32之間的壓電元件30的電機耦合因子向著壓電元件32逐漸降低，這從圖3所示的曲線可以理解。類似地，位於壓電元件31和33之間的壓電元件30的電機耦合因子向著壓電元件33逐漸降低，這從圖3所示的曲線可以理解。這裡，當電機耦合因子逐漸降低時，在降低過程中，一個壓電元件30的電機耦合因子可以與下一個壓電元件30的電機耦合因子基本上相同。
如上所述，電機耦合因子能夠通過控制陶瓷材料成分的比率加以改變。例如，當壓電元件30的成分中含有鋯鈦酸鉛(Pb(Zr，Ti)O3)時，電機耦合因子能夠通過控制Pb(Zr，Ti)O3中鋯(Zr)的濃度加以改變。
圖4是顯示Zr濃度與電機耦合因子之間典型關係的圖表。如圖4所示，當濃度大約為52(原子％)時，電機耦合因子大約為0.7。另外當濃度為48(原子％)時，電機耦合因子大約為0.4。如上所述，因為有可能通過改變陶瓷材料(例如Pb(Zr，Ti)O3)的成分(或者改變Zr和/或鈦(Ti)的濃度)而改變電機耦合因子，所以通過向壓電元件30施加各種Zr和Ti成分的陶瓷材料(Pb(Zr，Ti)O3)能夠向壓電元件30提供不同的加權。
儘管說明了具有不同成分的相同陶瓷材料(本實施例中是Pb(Zr，Ti)O3)用於加權，但是不同的陶瓷材料也可以分別用於壓電元件30。例如Pb(Zr，Ti)O3可以用於壓電元件31，而LiNbO3可以用於壓電元件32和33，從而實現優選的加權。
進一步，在第一實施例中，壓電元件30的頻率常數範圍在壓電元件30中是例如正負百分之十(±10％)。當基本頻率常數為例如2000米赫茲(2000[m·Hz])時，壓電元件30可以製備的頻率常數的範圍是1800米赫茲(1800[m·Hz])-2200米赫茲(2200[m·Hz])。使用這種頻率常數範圍使得有可能從每個壓電元件30獲得基本上相同頻率的超聲波脈衝。
壓電傳感器3的製造(或製備)技術將參考圖5A-5C加以說明。圖5A-5C是顯示根據第一實施例的壓電傳感器3示例製造過程的圖解。
如圖5A所示，安裝了綠色薄片(green sheet)50。一個綠色薄片50的一部分相應於一個壓電元件30。首先，將一種或多種預定的陶瓷材料研磨成粉從而獲得預定的電機耦合因子。陶瓷材料及其待用的數量按照圖2和3描述的方式確定。磨碎的陶瓷材料與樹脂混合從而製備具有預定電機耦合因子的綠色薄片50。綠色薄片50的厚度根據加權數學函數曲線中相應階的寬度加以確定，如圖3所示。
製備和分層堆積多個這種綠色薄片50，從而製成圖5B所示的陶瓷塊51。在圖5B所示的實例中，分層陶瓷塊51由(或者包括)25個綠色薄片50形成。沿著層堆疊的方向，分層陶瓷塊51的中間是綠色薄片52。該層堆疊方向與圖1的切片方向相同。沿著層堆疊的方向，分層陶瓷塊51的兩端是綠色薄片53和54。進一步，電機耦合因子的加權在綠色薄片52-53和綠色薄片52-54之間可以是對稱的。當兩個彼此接連布置的綠色薄片50之間，包括52、53和54，沒有相同的電機耦合因子時，分層陶瓷塊51需要13種綠色薄片50。13種綠色薄片50的每一個都具有不同的成分，從而具有所需的電機耦合因子。
當製備了25個綠色薄片50時，包括52、53和54，這些綠色薄片50按照它們的電機耦合因子加以層積，從而製備分層陶瓷塊51。電機耦合因子從綠色薄片52向綠色薄片53和54逐漸降低。然後燒結分層陶瓷塊51。結果，獲得了分層的壓電塊。
作為製備分層陶瓷塊的改良技術，可以沿著層堆疊方向堆疊兩個或多個這種由25個綠色薄片構成的塊。更詳細地說，首先製備兩個或多個分層陶瓷塊51。在一個分層陶瓷塊51的綠色薄片53的頂部放置另一個分層陶瓷塊51。在一個分層陶瓷塊51的綠色薄片53與另一個分層陶瓷塊51的綠色薄片54之間可以插入樹脂薄片。進一步，可以沿著層堆疊方向堆疊更多的分層陶瓷塊51。所堆疊的塊作為一個整體加以燒結。樹脂薄片的厚度可以確定為適合於沿著樹脂薄片切割堆疊塊從而獲得兩個或多個獨立的分層壓電塊所需的寬度，其中兩個或多個獨立的分層壓電塊的每一個都相應於分層陶瓷塊51。
當以上述方式獲得分層壓電塊時，沿著層堆疊方向(或者沿著垂直於綠色薄片層51的方向)將分層壓電塊切成片。每個片能夠用作圖5C所示的壓電傳感器3。壓電元件31用綠色薄片52的一部分製成。因此，壓電元件31在壓電傳感器3中具有最高的電機耦合因子。壓電元件32和33分別用綠色薄片53和54製成。因此，壓電元件32和33在壓電傳感器3中具有最低的電機耦合因子。
進一步，壓電傳感器3可以沿著厚度方向被拋光，從而從壓電傳感器3產生具有期望頻率的超聲波脈衝。換言之，壓電傳感器3可以被拋光，從而頻率常數能夠落在，例如，基本頻率常數正負百分之十的允許值內，儘管頻率常數還取決於陶瓷材料的選擇或者成分。拋光之後，在壓電傳感器3的相對表面上安裝電極6和7(圖5C中未顯示)，其分別面對背表面材料2和通過金(Au)的濺射技術形成的第二聲匹配層4b。使電極6和7極化。從而，可以不需要大量製造處理地製備壓電傳感器3。這能夠限制製造成本的上升。
儘管在圖5A-5C所示的實例中使用了25個綠色薄片獲得壓電傳感器3，但是綠色薄片的數量並不限於上述例子。使用的綠色薄片越多，加權越精細。製備的綠色薄片51越多，由相應於壓電元件30的階形成的曲線越平滑，如圖3所示。例如，可以層疊和燒結100個綠色薄片，其每一個的厚度都大約為100微米(100[μm])。在這種實例中，有可能獲得沿著切片方向具有10毫米(10[mm])寬度的壓電傳感器。
只要將最高的加權授予壓電傳感器3的中間，且加權沿著切片方向向壓電傳感器3的兩端逐漸降低，就能夠向加權施加任何的數學函數。
在沿著超聲波發射方向向壓電傳感器3施加電信號時，待發射的超聲波脈衝的聲壓的加權與給予壓電元件30的電機耦合因子成比例。類似地，接收超聲波脈衝(回聲信號)的聲壓的加權也與給予壓電元件30的電機耦合因子成比例。圖6A和6B是顯示在沒有施加加權的先前技術超聲波傳感器的接收中聲壓分布的圖表。圖7是顯示在根據第一實施例的超聲波傳感器1的接收中聲壓分布的圖表。
圖6A顯示了沿著超聲波發射方向距離聲透鏡10毫米(10[mm])、20毫米(20[mm])和30毫米(30[mm])的深度的分布。圖6B顯示了沿著超聲波發射方向距離聲透鏡40毫米(40[mm])到100毫米(100[mm])之間每10毫米(10[mm])深度的分布。在圖6A和6B中，橫軸表示沿切片方向距離壓電傳感器中間的距離。縱軸表示在先前技術超聲波傳感器的接收中的聲壓。圖7顯示了沿著超聲波發射方向距離聲透鏡5為10毫米(10[mm])到100毫米(100[mm])之間每10毫米(10[mm])深度的分布。在圖7中，橫軸表示距離排成陣列的(arrayed)壓電元件30中間的距離。縱軸表示在超聲波傳感器1的接收中的聲壓。
如圖6A所示，每個深度的超聲波波束相對於圖6B的超聲波波束並不集中，而是在壓電傳感器中間附近(也就是，在0毫米的距離附近)分散。另一方面，如圖6B所示，與圖6A的超聲波波束相比，每個深度的超聲波波束具有更高的旁瓣。另一方面，如圖7所示，每個深度的超聲波波束都集中，在陣列壓電元件30的中間(或者在壓電傳感器3的中間)具有更窄的主波瓣。同時，每個深度超聲波波束的旁瓣都保持較低。
因此，與沒有加權的先前技術超聲波傳感器相比，有可能提高超聲波傳感器1的靈敏度。因為加權本身通過壓電元件30的特性實現，所以超聲波傳感器1可以不需要任何的附加部件或者物理處理或電處理。從而在實現加權的同時防止了超聲波傳感器1的尺寸變大。同樣，掃描片的厚度(也就是掃描平面沿著掃描方向的厚度)沿著超聲波發射的方向(沿著患者身體的深度方向)可以更加均勻。因此，能夠改善根據超聲波掃描獲得的超聲波圖象的圖象品質。進一步，超聲波傳感器1能夠應用於任何類型的超聲波探頭。
(第二實施例)在第一實施例中，壓電元件30用給出預定電機耦合因子的成分製成，以便提供相應於特定函數的合適加權。然而第二實施例的壓電元件用給出預定相對介電常數的成分製成，以便提供合適的加權。根據第二實施例的超聲波傳感器的構型可以與圖1和2所示的相似。因此，根據第二實施例的超聲波傳感器將參考圖1和2加以說明。這裡省略了圖1和2中也能夠應用於第二實施例的解釋。
圖8是顯示根據第二實施例的加權實例的圖表。如圖8所示，分階曲線與圖3所示曲線的形式相反。也就是說，圖8的曲線所遵循的數學函數曲線能夠是第一實施例中所應用函數的反函數。圖8的橫軸表示壓電元件30沿著切片方向的排列位置。換言之，橫軸表示沿著切片方向從壓電傳感器3的一個末端(或者壓電元件30的一個陣列末端)到另一個末端的距離。圖8的縱軸表示加權。在第二實施例中，最大加權是，例如，大約零點四(0.4)，並給予壓電元件31。壓電元件31和32之間的壓電元件30的加權優選地與壓電元件31和32之間的壓電元件30基本上相同。
圖8中的加權曲線遵循具體數學函數曲線。與圖3類似，曲線的每個階表示一個壓電元件30的加權。每個階的寬度可以根據曲線加以確定。這意味著每個壓電元件30沿著切片方向的寬度可以根據相應階的寬度加以確定。遵循該曲線的結果，一個階可以恰好相應於兩個或多個壓電元件30。換言之，一個壓電元件30可以與陣列中的下一個壓電元件30具有基本上相同的相對介電常數。
每個壓電元件30的相對介電常數根據加權加以確定。在上面的實例中，壓電元件31的相對介電常數是壓電元件32和33的相對介電常數的0.4倍。在第二實施例中，壓電元件31具有最低的相對介電常數。壓電元件32和33的全部或者任何一個具有最高的相對介電常數。位於壓電元件31和32之間的壓電元件30的相對介電常數向著壓電元件32逐漸增高，這從圖8所示的曲線可以理解。類似地，位於壓電元件31和33之間的壓電元件30的相對介電常數向著壓電元件33逐漸增高，這從圖8所示的曲線可以理解。這裡，當相對介電常數逐漸增高時，在增高過程中，一個壓電元件30的相對介電常數可以與下一個壓電元件30的相對介電常數基本上相同。
與第一實施例類似，相對介電常數能夠通過控制陶瓷材料成分的比率加以改變。例如，當壓電元件30的成分中含有鋯鈦酸鉛(Pb(Zr，Ti)O3)時，相對介電常數能夠通過控制Pb(Zr，Ti)O3中鋯(Zr)的濃度加以改變。
圖9是顯示Zr濃度與相對介電常數之間典型關係的圖表。如圖9所示，因為有可能通過改變陶瓷材料(例如Pb(Zr，Ti)O3)的成分(或者改變Zr和/或鈦(Ti)的濃度)改變相對介電常數，所以通過向壓電元件30施加各種Zr和Ti成分的陶瓷材料(Pb(Zr，Ti)O3)能夠向壓電元件30提供不同的加權。類似於第一實施例，不同的陶瓷材料可以分別用於壓電元件30。
同樣在第二實施例中，壓電元件30的頻率常數範圍在壓電元件30之間是例如正負百分之十(±10％)的允許值。使用這種頻率常數範圍使得有可能從每個壓電元件30獲得幾乎相同頻率的超聲波脈衝。
在沿著超聲波發射方向向壓電傳感器3施加電信號時，待發射的超聲波脈衝的聲壓的加權與給予壓電元件30的相對介電常數成比例。相反，接收超聲波脈衝(回聲信號)的聲壓的加權與給予壓電元件30的相對介電常數成反比。在超聲波發射中，可以獲得如下的聲壓分布，其中聲壓在壓電傳感器3的中間附近(也就是在0毫米距離附近)低，在壓電傳感器3的兩末端高。也就是說，所獲得的分布可以具有更高的旁瓣和變窄的主波瓣。在超聲波接收中，可以獲得如下的聲壓分布，其中旁瓣保持較低，而主波瓣顯著變窄。
圖10A和10B是顯示在根據第二實施例的超聲波傳感器1的接收中聲壓分布的圖表。圖10A顯示了沿著超聲波發射方向距離聲透鏡5為10毫米(10[mm])、20毫米(20[mm])和30毫米(30[mm])深度的分布。圖10B顯示了沿著超聲波發射方向距離聲透鏡5為40毫米(40[mm])到100毫米(100[mm])之間每10毫米(10[mm])深度的分布。橫軸表示沿切片方向距離壓電傳感器中間的距離。縱軸表示超聲波傳感器1的接收中的聲壓。與先前沒有加權的先前技術超聲波傳感器相比，圖10B中的主波瓣顯著變窄。
通常，當超聲波脈衝以基本頻率發射時，可能隨著超聲波脈衝通過患者身體產生頻率為基本頻率整數倍的諧波分量。當具有THI(組織諧波成像)特徵的超聲波診斷裝置使用包括根據第二實施例的超聲波傳感器的超聲波探頭時，超聲波傳感器1以基本頻率發射超聲波脈衝並且可以接收包括在患者體內產生的諧波分量的回聲信號。在該實例中，超聲波傳感器1的接收中聲壓的分布顯示低旁瓣和顯著變窄的主波瓣。THI特徵已知作為僅僅提取諧波分量並成像所提取諧波分量的技術。因為諧波分量似乎在高聲壓中出現得更加頻繁，所以優點是超聲波傳感器1提高了主波瓣，減小了旁瓣。結果，圖10A所示的10毫米([10mm])、20毫米([20mm])和30毫米([30mm])深度的分布具有更低的旁瓣和更窄的主波瓣。
圖11是顯示具有圖1超聲波傳感器的超聲波成像裝置示例構型的框圖。下面以超聲波診斷裝置作為超聲波成像裝置的一個實例加以說明。
如圖11所示，超聲波診斷裝置60包括超聲波探頭61、發射和接收單元62、發射和接收控制單元63、轉換單元64、顯示控制單元65、顯示監視器66和控制單元67。上述第一和第二實施例所述的超聲波傳感器1合併在超聲波探頭61中。上述元件，除超聲波探頭61以外，可以安裝在超聲波診斷裝置60的主單元中。超聲波探頭61可以通過電纜連接於主單元。超聲波傳感器1被發射和接收單元62激活產生超聲波脈衝。
發射和接收單元62為超聲波探頭61提供電信號，從而超聲波傳感器1產生超聲波脈衝。發射和接收單元62還接收由超聲波傳感器1接收的回聲信號。如第一實施例所述，電信號施加到加入到超聲波探頭61內的超聲波傳感器1上。
超聲波脈衝從超聲波傳感器1產生，並且發射到患者體內。所發射的超聲波脈衝產生回聲信號。由超聲波脈衝產生的回聲信號來自患者體內，並且通過整合在超聲波探頭61內的超聲波傳感器1加以接收。回聲信號由患者體內的聲匹配失配產生。
發射和接收控制單元63控制發射和接收單元62的發射和接收。轉換單元64處理通過發射和接收單元62接收的回聲信號，從而將回聲信號轉換成患者的超聲波圖象數據。顯示控制單元65控制顯示器66根據超聲波圖象數據顯示超聲波圖象。顯示器66顯示超聲波圖象。控制單元67控制超聲波診斷裝置60。例如，控制單元67可以連接於發射和接收控制單元63、轉換單元64和顯示控制單元65，並控制這些單元。
根據本超聲波診斷裝置，與先前技術裝置相比，有可能獲得改良的超聲波圖象，因為在聲壓分布中旁瓣保持較低，主波瓣變窄，這產生幾乎平滑的聲場，而不論距離超聲波傳感器1的位置近還是遠(或者深還是淺)。
上述的實施例只是為了容易理解本發明而說明的實例，且並不限制本發明。因此，本發明實施例中公開的每個組件和元件可以在本發明的範圍內重新設計或者修改為等價物。而且，這些組件和元件的任何組合都包含在本發明的範圍內，只要它能夠獲得根據本發明實施例的上述公開獲得的優點。
本發明根據上述技術可能有多種修改和變型。因此應當理解，在附加權利要求的範圍內，本發明的實踐可以與本文的具體說明不同。
權利要求
1.一種用於超聲波掃描的壓電傳感器，包括多個排成陣列的壓電元件，其中，多個壓電元件沿著切片方向具有不同成分的部分，從而超聲波波束沿著切片方向聚焦，其中多個壓電元件由預定的成分製成從而具有預定的相對介電常數，並且按一定次序布置使得預定的相對介電常數從陣列的中間向陣列的一端和另一端逐漸增加。
2.根據權利要求1的傳感器，其中預定的相對介電常數相對於陣列中間向陣列的一端和另一端具有對稱的數值系列。
3.根據權利要求1的傳感器，其中預定的相對介電常數基於預定的數學函數的曲線。
4.根據權利要求3的傳感器，其中多個壓電元件中的每一個沿著該方向的寬度根據該曲線加以確定。
全文摘要
本發明提供了一種用於超聲波掃描的壓電傳感器。該傳感器包括多個排成陣列的壓電元件。該多個壓電元件沿著切片方向具有不同成分的部分從而使超聲波波束沿著切片方向聚焦。
文檔編號H04R17/00GK1931099SQ20061014235
公開日2007年3月21日 申請日期2004年7月8日 優先權日2003年7月8日
發明者武內俊, 今村智久, 小川隆士 申請人:株式會社東芝, 東芝醫療系統株式會社