Page 33 - 《应用声学》2023年第4期

第 42 卷 第 4 期 杨董永等： 高频高灵敏光声探头的光声内窥成像 695

噪声，以及减少本来就微弱的光声信号在过长导线
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上的衰减。
利用 KLM 网络等效高频超声换能器 [18] 如
图 2(b) 所示，换能器由等效电阻 R rad 、换能器等
效电容 C、介电损失电阻 R de 串联电路模型进行

ᑢф༏А 等效，PZT 换能器阻抗可以表示为, R rad + R de −
ጸጻ j/(2π · f · C)。微型放大器可以等效为输入阻抗 R s
(50 Ω) 与理想放大器的串联。根据射频信号的无失
图 1 光声成像的基本原理图 真电压传输理论，当负载阻抗等于信号源阻抗时，
Fig. 1 Basic schematic of photoacoustic imaging 即阻抗的模和相角分别相等时，输出电压可以无失
光声信号携带待测组织的生理和结构信息，利 真地进行传输。因此，在微放大器前增加匹配电容
用光声换能器探测光声信号，将之转化为电信号， C 1 ，其容值与换能器等效电容 C 相同来实现光声
并加以处理和图像重建，即完成一幅光声图像的 信号的无失真传输。作为对照组，将中心频率同为
采集 [16] 。激光激发组织产生的初始光声声压的 30 MHz 的同一批次换能器直接焊接在 PCB 上，得
公式为 到的传统光声探头控制其他条件不变，其示意图如
图2(c)所示。
p(z) = Γ × u(z) × F(z), (1)
V CC
式 (1) 中：p(z) 为初始声压 (Pa)，Γ 是格林乃森参量
(无量纲)，u(z) 为光吸收参数 (cm −1 )，F(z) 为光通 GND
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2
量 (J/cm )。根据美国安全规范标准，人体安全激 GVA-84-D + L  C 
C  ࠮ጳ ηՂᣥѣ
光能量上限是 20 mJ/cm ，在激光器能量 (即光通
2
量F(z))、光声信号传播条件相同的条件下，声压和 PZT C 
接收到光声信号的能量是同一数量级的。为了得到 GND
SNR更高的光声图像，采用高灵敏换能器和信号的 (a) ᰴ༧ஐଊ݀Ԕေڏ
采样放大环节是关键。
Rs
2 微型高灵敏光声探头设计与制备 ૱ R de C  +
R s
+
Rde
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٨
本文采用一个课题组自制的微型单阵元高频 ኎ R rad
஍ U out
超声换能器，结合集成的微型化前端放大模块，组成 ႃ C C
高灵敏光声探头。换能器采用最常见的压电陶瓷型 ᡹ -
-
(压电层为锆钛酸铅 PZT 材料)，其特点为介电常数
范围相对较宽 [17] ，可以根据实际应用选择物理尺寸 GND
和中心频率，这为光声传感器的设计带来很大灵活
(b) ᰴ༧ஐଊ݀኎஍ႃ᡹ڏ
性。本文中采用的高频单阵元 PZT 换能器的中心 ηՂᣥѣ
频率为 30 MHz，带宽为 50%，设计阻抗 50 Ω，物理 ࠮ጳ
尺寸仅为3 mm × 1.5 mm × 0.4 mm，其尺寸是为自 PZT
然腔道内光声内窥成像专门设计。 GND
(c) ͜ፒАܦଊ݀Ԕေڏ
本文设计的微型高灵敏光声探头设计原理图
如图2(a) 所示。将高频换能器与微型放大器集成在 图 2 内窥成像探头原理图
Fig. 2 Schematic diagram of endoscopy imaging probes
一块宽度仅为 2.5 mm 的印刷电路板 (Printed cir-
cuit board, PCB)，这样做的好处是微型换能器和 装配好的高灵敏光声探头的横截面示意图如
微放大器结构紧凑，微弱的原始光声信号在微型换 图3(a)所示。图3(b)上半部分所展示的是焊接完成
能器端转化为电信号后，直接接入微型放大器，缩短 的高灵敏光声探头实物图照片，下半部分分别展示
了原始信号传导长度，避免过长的导线上耦合进来 了微型换能器和微型放大器的细节图。