Ультразвуковые преобразователи.

Лекция №8 УЛЬТРАЗВУКОВЫЕ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛИ.

Ультразвук. Характеристики ультразвука.

Ультразвуковые волны – это упругие колебания частиц среды, распространяющиеся в твердых, жидких и газообразных веществах и имеющие частоту свыше 20 кГц.

Ультразвуковые волны делят на 4 категории:

1. Продольные или волны сжатия;

2. Поперечные или волны сдвига;

3. Поверхностные (волны Рэлея);

4. Волны в пластинах (Волны Лэмба).

 

Продольные волны.

В этом случае движение частицы происходит параллельно направлению распространения первичной волны.

Вследствие колебания частиц создаются зоны сжатия и разрежения.

Во время движения частицы вещества наблюдается действие сил сжатия и растяжения, поэтому они называются также волнами сжатия.

Продольные волны могут распространяться в твердых телах, жидкостях и газах.

Пример: мембрана громкоговорителя.

 

Поперечные волны.

В данном типе волн колебание частиц происходит под прямым углом по отношению к направлению распространения волны.

В одном и том же веществе скорость распространения поперечных волн примерно в 2 раза меньше, чем продольных. Так как частицам требуется больше энергии, чтобы приводить в движение соседние частицы.

Пример: веревка.

 

Ультразвуковые волны сдвига могут передаваться только в твердых телах. Их образование в жидкостях и газах невозможно.

 

 

Поверхностные волны (волны Рэлея).

Рэлей (1885) продемонстрировал, что волны могут распространяться вдоль плоской границы твердого вещества и вакуума или сильно разреженной среды, например воздуха. С удалением от границы вглубь среды амплитуда волны быстро убывает.

В рэлеевских волнах для частиц характерно эллипсоидальная траектория движения, сочетающая элементы поперечного и продольного перемещения.

В одной и той же среде скорость рэлеевских волн составляет около 90% от скорости поперечных волн.

Может использоваться для обнаружения дефектов поверхностей.

 

Волны в пластинах.

Когда поверхностная волна возникает в теле, толщина которого всего в 3 раза превышает длины волны (или меньше), образуется новый вид волн – волны в пластинах. Во время существования таких волн пластина начинает вибрировать, т.е. волна полностью перекрывает толщину материала.

Скорость этих волн зависит не только от вида материала, но и от толщины пластины и частоты колебаний.

 

Характеристики УЗ.

Скорость.

Скорость распространения УЗ зависит от природы вещества. Ее можно рассчитать, зная модуль упругости, плотность и коэффициент Пуассона.

Для мягких тканей средняя скорость, значение которой используется при конструировании ультразвуковой аппаратуры, составляет приблизительно 1540±6% м/с.

Для костной ткани 3000 - 4000 м/с; для жировой ткани 1300 – 1500 м/с; для кожи 1500 – 1700 м/с.

Скорость продольной волны определяется:

Е – модуль Юнга; ;

Скорость поперечной волны определяется:

Скорость звука зависит от температуры, причем температурный коэффициент скорости положителен для тканей и органов, не содержащих жир, и отрицателен для жировой ткани. Из всех мягких тканей лишь в жире скорость звука меньше, чем в воде. Исключение составляет ткань легкого, скорость звука в которой близка к скорости звука в воздухе и зависит от степени наполнения легких воздухом.

В мягких тканях, за исключением жира и легких, наблюдается обратная зависимость между скоростью звука и процентным содержанием воды. Однако скорость звука растет с увеличением содержания структурного протеина (коллагена), что и обусловливает весьма высокую скорость звука для сухожилий и хрящей.

 

Волновое сопротивление (характеристический импеданс).

Z представляет собой характеристику вещества, которое аналогично эл. сопротивлению.

Т.е. Z – это сопротивление распространяющее УЗ – волны в веществе.

Интенсивность звука.

I – это величина, которая выражает мощность акустического поля в точке. Она определяется как энергия, проходящая за 1 секунду через единицу площади поперечного сечения, вдоль направления распространения УЗ волн. I выражается в Вт/м².

P – звуковое давление.

P = Z A

A – амплитуда колебания частицы.

В терапии, как правило разрешено использовать только ультразвуковые волны малой интенсивности (J≤2 Вт/см²); в диагностической используется еще более слабый ультразвук (J<0,05 Вт/см²).

 

Затухание.

В любой среде УЗ-волна будет затухать, поэтому интенсивность плоской волны, распространяющейся в направлении х, будет спадать по экспоненциальному закону в зависимости от пройденного расстояния:

Где

В коэффициент затухания по интенсивности вносят вклад поглощение и рассеяние звука:

Где - коэффициенты соответственно поглощения и рассеяния по интенсивности.

Затухание ультразвука определяется свойствами среды, но увеличивается также с повышением частоты. Поэтому использование в диагностике УЗ-волн с очень большими частотами (>10-18 МГц) нецелесообразно.

Во многих видах мягких тканей ультразвук затухает одинаково, причем частотная зависимость является приблизительно линейной.

Поглощение УЗ-волн в среде.

В однородной среде У3-волны распространяются прямолинейно. Амплитуда и энергия волны уменьшается при удалении от источника в основном за счет поглощения волны средой, которая при этом нагревается. Степень поглощения характеризуется коэффициентом поглощения.

Где - разница интенсивностей волны в точках, удаленных на расстояние друг от друга.

Из тканей человеческого тела сильнее всего УЗ-волны поглощаются легочной и костной тканью. В воде и мягких тканях поглощение ультразвука мало.

При УЗ-терапии наиболее сильно будут прогреваться хорошо поглощающие костно-мышечная и легочная ткани, что существенно при лечении многих заболеваний.

Отражение и преломление ультразвука на границе раздела сред.

Часть энергии волны, падающей на границу раздела двух сред, различных по физическим свойствам, отражается обратно в первую среду под углом β, равным углу падения α.

Отношение интенсивности отраженной волны к интенсивности падающей волны носит название коэффициента отражения:

Величина коэффициента отражения зависит от различия плотностей и упругих свойств сред 1 и 2 и определяется как:

Где и - плотности сред 1 и 2, и - скорости распространения волны в 1 и 2 средах соответственно; - угол падения.

При этом величина z носит название акустического сопротивления. Если акустические сопротивления сред сильно отличаются друг от друга, то R≈1, то есть практически вся энергия падающей волны отражается обратно в первую среду.

 

 

Коэффициент прохождения по интенсивности определяется как:

Коэффициент отражения по давлению определяется как:

Коэффициент прохождения по давлению определяется как:

В зависимости от значений коэффициентов возможны следующие ситуации:

1. Если и Это означает, что отраженная и проходящая волны находятся в одной фазе, т.е. давление в отраженной волне имеет ту же фазу, что и в падающей.

2. Если и .Это означает, что разность фаз в отраженной и падающей волнах составляет 180º.

3. Если и .Это означает, что падающая волна полностью проходит во второй материал. В этом случае два различных материала должны быть плотно соединены. Эта ситуация соответствует случаю, когда материалы хорошо акустически согласованы.

 

В 1 и 2 случае материалы не согласованы должным образом и имеет место частичное отражение

Если двух материаловсильно различаются, то можно использовать дополнительную прослойку, чтобы эффективно передавать УЗ энергию из среды 1 в среду 2.

Пусть между средами А и С находится прослойка В толщиной d. На поверхности между А и В, часть падающего луча отражается в среде А, а часть попадает в среду В. Проходя через В, луч снова частью отражается, а частью передается в следующую среду. После этого УЗ – волна проходит через среду С.

Волны на границах.

В результате этих процессов между А и С возникают отраженные волны, движущиеся в обоих направлениях. Кроме того, существует вероятность интерференции между прошедшими и отраженными волнами. Характер прохождения УЗ – волны в этой ситуации зависит от толщины прослойки d.

1. Если прослойка d кратна , т.е. , то в прослойке происходит MAX передача УЗ энергии. Тоже будет наблюдаться, если d λ.

2. Если , то передача УЗ – энергии будет MIN, т.е. будет максимальным отражение. Т.о. для оптимального прохождения d должно быть либо , либо .

А волновое сопротивление прослойки должно быть .

 

Затухание УЗ.

Интенсивность Уз уменьшается с увеличением расстояния от источника волны. Эти потери объясняются механизмами рассеяния, поглощения и дифракции, действующими в среде.

Пусть А – амплитуда УЗ – волны. Она уменьшается на некоторую величину по мере увеличения расстояния х:

α – коэффициент затухания, который определяется как затухание, приходящиеся на единицу длины (дБ/м).

 

Источники ультразвука.

Источниками ультразвука чаще всего служат пьезоэлектрики. Пластинка из пьезоэлектрика совершает упругие колебания под действием переменного электрического напряжения. Частота напряжения обычно соответствует частоте собственных упругих колебаний пластинки и лежит в ультразвуковом диапазоне. При этом энергия колебания частично переходит в энергию ультразвуковых волн, излучаемых датчиком.

В диагностических целях обычно используют датчики с частотами: 3.0, 3.5, 5.0,6.5,7.5 МГц.

ü 3.0 МГц (конвексные и секторные) используются в кардиологии;

ü 3.5 МГц (конвексные и секторные) - в абдоминальной диагностике и исследованиях органов малого таза;

ü 5.0 МГц (конвексные и секторные) - в педиатрии;

ü 5.0 МГц с коротким фокусом могут применяться для обследования молочной железы;

ü 6.0-6.5МГц (конвексные, линейные, секторные, аннулярные) - в полостных датчиках;

ü 7.5МГц (линейные, датчики с водной насадкой) - при исследовании поверхностно расположенных органов - щитовидной железы, молочных желез, лимфатической системы.

 

 

Ультразвуковые преобразователи.

УЗ – преобразователь – это прибор, который может превращать электрическую энергию в УЗ и наоборот.

Преобразователь является важным элементом УЗ – системы. От него зависит тип волны, частота и характеристика направленности УЗ. По принятому преобразователем сигналу из среды, оценивается взаимодействие УЗ - волн с внутренней структурой исследуемого материала.

Для получения УЗ используются следующие методы:

1) Механический

2) Электростатический

3) Магнитострикционный

4) Пьезоэлектрический

5) Лазерный

Значительная часть УЗ – преобразователей – это пьезоэлектрические преобразователи (из керамики).

Пьезоэлектрические преобразователи являются обратимыми приборами и применяются для создания и обнаружения УЗ одновременно. Но каждый из материалов неодинаков по характеристикам как приемник и как передатчик. Хотя функционально преобразователь является многочастотным, он, как правило, конструируется таким образом, чтобы использовать лишь собственную частоту (основную резонансную).

Толщина преобразующего элемента делается равной . При такой толщине на частоте, равной собственной, возбуждаются достаточно сильные волны (в результате интерференции).

При толщине, большей λ интерференционное усиление волны MIN.

При толщине = λ, интерференция приводит к ослаблению волны.

 

 

Пъезоэлемент.

Этот элемент заданного профиля изготавливается из пьезоэлектрической керамики (обычно используется цирконат-титанат свинца - ЦТС) пластического материала. На переднюю и заднюю поверхности элемента напыляются проводящие электроды из серебра, после чего он поляризуется по толщине в постоянном электрическом поле. Поляризованный пьезоэлектрический элемент приобретает способность изменять свою толщину пропорционально электрическому напряжению, подаваемому на его электроды.

Скорость звука в ЦТС составляет приблизительно 4000 м/с; при этом толщина d пьезоэлемента, соответствующая основному резонансу на частоте f, определяется соотношением: Где υ – скорость УЗ в пьезоэлементе.   Например, на частоте 5 МГц мы имеет Т≈0,4мм. Фокусировку ультразвукового излучения можно осуществить различными способами. Для этой цели можно, например, использовать: Ø Пьезокерамический излучатель с вогнутой активной поверхностью; Ø Преобразователь с вогнутой поверхностью в сочетании с дефокусирующей линзой; Ø Два излучающих элемента, пучки которых перекрываются в определенной области;

Рис. Типичная конструкция стандартного одноэлементного ультразвукового преобразователя. 1 - электрический соединитель; 2 - экранированный пластмассовый корпус; 3 - элемент настройки; 4 - соединение с источником питания; 5 - заземляющее соединение; 6 – демпфер; 7 – пьезоэлектрический элемент; 8 – согласующий слой.

 

Ø Плоский излучатель из керамики в форме диска в сочетании с акустической линзой (линза должна иметь вогнутую поверхность, если она изготавливается из эпоксидной смолы или плексигласа, и выпуклую поверхность в случае использования силиконового каучука).

 

 

Согласующий слой. Использование согласующего покрытия в виде тонкого слоя позволяет частично скомпенсировать различие акустических сопротивлений пьезокерамики и биологической ткани и повысить эффективность преобразования электрической энергии в акустическую.

Идеальные значения акустического сопротивления и толщины согласующего слоя определяются выражениями:

Для пленочных элементов из поливинилидефторида согласующий слой не требуется.

Акустический демпфер.

Применяется обычно для повышения механической прочности и закрепления излучающего элемента, а также для снижения добротности.

В тех случаях, когда необходимо получить максимальную эффективность преобразования (высокую добротность), в качестве демпфера желательно использовать просто воздух.

Акустическая энергия, которая излучается в демпфер, должна полностью поглощаться, и акустические волны от торца демпфера не должны отражаться в обратном направлении к излучающему элементу. Для выполнения этого требования в качестве демпфера использовалась пластифицированная эпоксидная смола.

Корпус преобразователя должен быть электрически экранирован и акустически развязан от излучающего элемента.

Элемент настройки (электрическое согласование) часто применяется для фильтрации низкочастотных радиальных мод колебаний пьезоэлемента, а также для регулирования электрической добротности с целью достижения наилучшего соотношения между чувствительностью и разрешающей способностью.

 

Физические принципы доплеровского исследования кровотока.

Эффект Доплера, на котором основано ультразвуковое исследование кровотока, состоит в том, что частота звука, издаваемого движущимся объектом (эритроцитом), изменяется при восприятии этого звука неподвижным объектом.

То есть, ультразвук, отраженный от движущихся объектов, возвращается к преобразователю с измененной частотой.

При отражении сигнала от неподвижного объекта частота посланного сигнала f₁ равна частоте отраженного сигнала f₂.

Если объект (при исследовании кровотока - эритроцит) движется в сторону преобразователя, то частота посланного сигнала оказывается меньше частоты отраженного сигнала.

В случае, если объект движется в направлении от преобразователя, то частота посланного сигнала становится больше частоты отраженного сигнала.

Рис. 7.5. Два типа доплеровской системы с использованием непрерывно­го (а) и импульсного (б) излучений. Показан угол θ, входяший в формулу (7.10) и определяющий величину доплеровского сдвига частоты при об­ратном рассеянии. 1 — измерительный объем в области перекрытия пуч­ков; 2 — измерительный объем, определяемый шириной пучка и длитель­ностью стробирующего (или излучаемого) акустического импульса.

 

Независимо от того, удаляется объект от преобразователя или приближается к нему, сдвиг частоты ультразвукового сигнала ∆f (разностная частота) пропорционален скорости движения объекта.

Таким образом, измерения абсолютной величины сдвига частоты ультразвукового сигнала позволяет определить скорость и направление кровотока.

где - скорость кровотока; C - скорость распространения ультразвука в среде (≈1540м/с); - угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока.

Как видно из уравнения, сдвиг частоты ультразвукового сигнала зависит от частоты посылаемого сигнала: чем она меньше, тем большие скорости кровотока могут быть измерены. Поэтому для доплеровского исследования следует выбирать датчик, имеющий наименьшую частоту (обычно 2,0 - 2,5 МГц).

Угол между направлением ультразвукового луча и направлением кровотока не должен превышать 20°, тогда ошибка измерения скорости не будет существенной. Это обуславливает необходимость направлять ультразвуковой пучок при исследовании параллельно направлению изучаемого кровотока.