本发明属于超声治疗技术领域， 具体涉及一种超声换能器。 背景技术

利用超声进行疾病治疗时， 由于大量超声能量在传输路径上的损失， 使 得在病灶处聚焦的超声强度很低， 无法达到临床所需的治疗效果， 因此对于超 声治疗设备而言， 目前需要解决的棘手技术难点就是如何尽量减 少超声在传播 路径上所发生的严重衰减以及如何提高治疗部 位超声强度的问题。

现有技术中解决上述技术问题的方式一般是通 过对超声换能器的设计来 达到的。 现有的超声换能器， 通常超声能量聚焦区域的大小和强度与该超声 换 能器的发射面积和频率相关， 发射面积越大， 则聚焦区域聚集的超声能量就越 大， 而超声换能器的工作频率越高， 则发射的超声波波长就越短， 进而聚焦区 域就越小， 从而超声强度就越高。

为了增大超声换能器的发射面积， 美国专利 US2006/0058678A1中揭露了 一种超声换能器， 它将超声发射源固定到一个环形的支持体上， 以增大超声波 的发射面积。为了避免超声发射源的互相影响 ，设计时采用了这样的技术方案： 让每个超声发射源相对的环面为缺口，相对于 采用单个超声发射源的换能器而 言， 该超声换能器提高了换能器的聚焦增益。 但由于该超声换能器在超声发射 源相对的环面上设置缺口， 使环面上超声波发射源的有效发射面积减少， 且缺 口会导致超声能量的散失， 降低了这种治疗头作为一个环形整体的聚焦区 域能 量， 对增加超声换能器的聚焦能力不利。 同时， 该技术方案只是简单的增加 了超声换能器的发射面积， 使之在焦点处进行能量的叠加， 在频率较低时， 由 于波长较长， 超声波的聚焦能力就不好， 聚焦区域较大， 因而该聚焦区域的超 声强度就较弱， 在进行超声治疗时， 不能快速有效的形成靶区的凝固性坏死； 而如果采用较高的频率进行工作时， 由于超声在组织内的穿透性不好， 在对人 体深部组织等进行超声治疗中，超声波需要经 过人体皮肤、骨组织、含气组织、 神经组织等组织后才能达到聚焦位置， 而上述组织对传输的超声波具有吸收、 反射等作用， 这不但造成了聚焦区域能量的减少和弥散， 而且组织吸收超声波 后会造成这些组织温度上升， 当超声换能器的发射功率很大时， 因这些组织的 温度升高， 可能造成组织意外损伤。 另外， 由于人体组织对超声波有很大的非 线性效应， 高强度的超声波在人体组织中传输， 将有很大一部分超声波转化为 超声波的高次谐波， 而被组织吸收掉， 这时如果继续增大换能器的超声发射功 率， 将产生更大的非线性效应， 使得增大的超声波能量不能有效的传输到所预 期的聚焦区域， 形成声饱和现象， 从而影响超声波的聚焦。

可见， 现有技术通过简单的增加超声换能器的发射面 积和进行能量的叠 加并不能有效的解决上述技术问题。

实际上， 超声换能器发射源相对面上的发射和反射是可 以用来增强聚焦 增益的， 如本申请人之前申请的中国专利 （公开号为 CN 101140354A) 中公开 了一种谐振式超声换能器， 该谐振式超声换能器采用相对设置的超声换能 器和 超声反射单元构成谐振腔， 由于超声反射单元相当于一个超声换能器， 因而该 谐振腔实际上相当于由两个对称设置的超声换 能器构成，通过此谐振腔内超声 波的共振，使得超声波的聚焦区域在声轴线方 向上的长度比仅使用单个超声换 能器时变短 （两个同频率的超声波相对而来， 他们在相遇的区域会发生干涉， 产生干涉时在中心点同相， 而在其它点是非同相的， 所以两者的叠加就会造成 偏离中心分布弱， 造成超声焦域缩短） ， 使能量更集中， 聚焦增益得到极大提 高。 采用该谐振腔换能器的工作模式， 可以在不增大超声换能器发射面积的情 况下， 使换能器聚焦区域的增益更大。

但采用这种结构的超声换能器也存在有很多不 足： 第一， 两换能器所构 成的谐振腔不是一个环形封闭的球面， 不能形成有效的声共振， 仍然有一部分 能量会从相对设置的两个换能器中间的开口部 分逸出， 无法将换能器发射的超 声波能量充分利用起来； 第二， 由于两个换能器是相对设置的， 两者之间没有 固定连接， 这种结构容易导致两个换能器偏离共振条件， 因而需要保证在两个 换能器发射超声波的超声波路径上不能受到其 他因素的干扰， 否则这两个相对 设置的换能器间可能会无法形成所需的共振腔 ，无法在聚焦区域产生足够的增 益， 或者导致其它聚焦区域的形成从而损害其它的 正常组织； 第三， 其聚焦区 域长度只是在共振腔的声轴线方向上得到压縮 ，在偏离共振腔声轴线的其它方 向上的聚焦区域长度并没有得到压缩， 也就是说所形成的聚焦区域只有在超声 波声轴线方向上的长度得到了压缩， 聚焦区域体积并没有足够的减小； 第四， 该超声换能器的聚焦区域大小仍受频率影响， 无法做到在低频的工作条件下超 声也有很好的组织穿透性， 从而解决在传输路径上能量严重损失的技术问 题； 第五， 超声换能器的发射面积不够大。 发明内容

本发明要解决的技术问题就是针对现有技术所 存在的上述不足， 提供一 种超声发射面积大， 并且超声波的聚焦能力几乎不受超声发射源工 作频率影响 的超声换能器。

解决本发明技术问题所采用的技术方案是该超 声换能器包括一个或多个 超声发射单元，所述一个或多个超声发射单元 所发射的超声波的波阵面为半径 相同的球面， 该一个或多个超声发射单元同时具有反射超声 的功能， 所述一个 超声发射单元形成一个球面共振腔 /或所述多个超声发射单元共同构成一个球 面共振腔，所述球面共振腔的内腔体的形状为 球壳形或者为包含球心在内的截 球壳形，所述一个或多个超声发射单元所发射 的超声波的聚焦区域为所述球面 共振腔的球心。

本发明中， 由于超声发射单元所形成的球面共振腔的内腔 体的形状为球 壳形或者为包含球心在内的截球壳形，且整个 球面共振腔的腔体表面既是超声 波的发射面又是超声波的反射面， 从而使有效的超声发射面积得到增大， 并且 能够增加反射的次数。 同时， 每个超声发射单元的波阵面上的球面超声波按 原 发射路径的反方向反射回来后， 由于反射的超声波与发射的超声波频率相同， 这两列超声波在球面共振腔内部形成共振，又 由于这两列超声波到达球心处的 时间相同， 整个球面共振腔的腔体内产生多个共振点， 当球面共振腔内的介质 对超声波吸收很小（通常在超声波的频率较低 时，介质对超声波的吸收很小）， 且超声发射单元具有良好的反射超声的性能时 ， 则超声发射单元发出的超声波 可以在此球面共振腔内发生多次反射，从而使 超声波在此球面共振腔内多次发 生共振。 由于该球面共振腔的球心处也是共振点， 从球面共振腔腔体表面发出 的超声波和其相对面上反射的超声波在球心处 形成了一个共振增强的聚焦区 域， 因此也就提高了球心处的超声波强度，大大提 高了超声波的利用率。并且， 由于一个或多个超声发射单元所发射的超声波 能量以及反射的超声波能量都 集中于球心位置时， 球心处再经过多次共振加强， 能量得到成倍的增长， 从而 进一步加强了球心位置的共振， 也就进一步提高了聚焦区域的能量。 而对于位 于非球心处的共振加强点而言， 由于其共振加强的次数相当有限， 因此， 此球 面共振腔内的非球心位置处的超声能量相对于 球心处的超声能量是相当低的， 这样， 当治疗部位处于球心位置时， 可有效避免对非期望治疗部位的损伤。 如果采用现有的常规超声换能器直接聚焦对人 体进行治疗， 设其焦点处 的声压为 P， 声强为 I； 同样， 采用本发明超声换能器对人体进行治疗， 设超 声发射单元所发射超声波的频率与采用常规超 声换能器进行治疗时所采用的 频率相同， 假设本发明超声换能器对超声的衰减为 10%左右， 那么经过一次反 射后， 其超声波的声压衰减为原来的 0. 9倍左右， 即声压衰减为 0. 9P, 经过两 次衰减后衰减为原来的 0. 81倍左右 （先假设只经过两次反射， 当然实际的反 射次数远不止两次） ， 即声压衰减为 0. 81P, 此时在球心处叠加后的声压为 P+0. 9P+0. 81P = 2. 71P, 由于超声波发射和反射过程各进行两次 （超声发射单 元同时具有超声发射和超声反射的功能） ， 因而球心处总的声压为 2 X 2. 71P

= 5. 42P, 而声强与声压成平方关系， 因此聚焦区域球心处的声强变为 5. 42 ² 1 = 29. 37641。 因此， 在只计算了超声波发生两次反射的情况下， 本发明超声换 能器就达到了相当于常规超声换能器接近 30倍的能量。 而在实际应用的过程 中， 随着反射次数的增加， 衰减量的进一步减小， 其聚焦能量还会更高。 从这 里可看出本发明超声换能器的聚焦处的超声能 量要远远高于现有的超声换能 器。

本发明超声换能器所形成的球面共振腔可以为 球壳形或者为一个包含球 心在内的截球壳形。 当球面共振腔的内腔体的形状为球壳形时， 它是一个声路 完全闭合 （或者也可以称为 "声路密闭" ） 的球面共振腔， 超声波只在此共振 腔内进行传播， 而不会发散到共振腔的腔体外部。 当球面共振腔的内腔体的形 状为包含球心在内的截球壳形时，所谓包含球 心在内是指该球面共振腔所形成 的内腔体的形状在与其中心轴线垂直且过球心 的圆周方向上是声路闭合的， 即 构成该内腔体的曲线中包括有过球心的圆周曲 线， 这样就保证了该球面共振腔 在与其中心轴线垂直的圆周方向上形成声路闭 合 （或者也可以称为 "声路密 闭"， 即在此圆周方向上没有声波泄露的声场分布模 式， 使得此圆周方向不发

' 生衍射， 可以实现很好的聚焦） 。 因此， 相对于以往的超声换能器 （比如公开 号为 CN 101140354A的中国专利） 而言， 本发明超声换能器能够防止全部或者 绝大部分的超声波能量从共振腔中逸出。

由于聚焦超声换能器的超声能量聚焦区域是由 超声换能器振动发射面的 边缘衍射引起的， 传统的聚焦超声换能器由于超声波发射面的边 缘效应， 会引 起超声能量聚焦区域分散， 并且随着超声换能器工作频率的减小， 边缘效应的 影响会变大， 从而产生超声聚焦能力减弱的现象 （即聚焦区域会增大） ， 所以 在进行超声治疗时， 要使治疗部位形成凝固性坏死， 一般的超声换能器所需要 的工作频率比较高， 目前通常的频率范围为 0. 8匪 Z— 1(MHZ。 而本发明超声换 能器所形成的球面共振腔中， 由于其在超声传播的一个或多个方向上声路是 密 闭的， 因而在聚焦区域的圆周方向上不会产生衍射现 象， 也就不会有随超声频 率的减小而引起超声聚焦能力减少这种现象发 生， 这就使得本发明的焦域大小 几乎不受超声换能器发射频率的影响（当然， 对于球面共振腔的内腔体形状为 包含球心在内的截球壳形的超声换能器而言， 其只保证了超声波聚焦区域在经 过球心且与声轴线垂直的圆周内进行了压缩， 即只是在声传播平面的各个方向 上进行了焦域的压縮， 因此在沿其中心轴线方向上还存在着一定的边 缘衍射现 象） ， 因而本发明中超声发射单元的工作频率的下限 范围值相对于现有的超声 换能器中的超声发射单元而言可以适当选小， 其工作频率的范围为 20kHz— 10MHz , 优选工作频率范围为 0. 1MHz— 0. 8MHz。

由于本发明超声换能器的聚焦能力要远强于现 有的超声换能器， 因此即 使在低频的情况下， 比如频率仅为 20kHz的情况下， 本发明超声换能器也可以 有效地工作， 以实现对人体的有效治疗， 而传统的超声换能器根本不可能在如 此低的频率下产生高声场。 这样， 在对一些具有含气组织、 骨头或有其他组织 遮挡的组织器官进行治疗时， 由于本发明工作频率低， 组织温升很小， 所以可 以对人体进行安全、 有效的治疗。 此外， 由于在实际治疗过程中超声反射的次 数是有限的， 而本发明超声换能器中的超声发射单元同时又 是超声反射单元

(超声发射单元同时具有反射超声的功能） ， 其聚焦能力强， 因而能在低频的 条件下工作， 而降低超声发射单元的工作频率， 还有利于增加超声反射的次数 (因为频率越低， 组织对超声的吸收越小， 则反射发生的次数越多） ， 从而可 进一步增加聚焦区域处 （球心） 的超声强度。

在设计本发明球面共振腔时， 需要保证发射球面波的超声发射单元所形 成的球面共振腔满足超声共振叠加原理， 即球面共振腔的直径为所发射的超声 波半波长的整数倍。

本发明中， 当球面共振腔的内腔体的形状为包含球心在内 的截球壳形时， 所述包含球心在内的截球壳形内腔体可以为球 缺截球壳形内腔体（腔体的高度 大于球半径） 或球台截球壳形内腔体。

当所述球面共振腔的内腔体形状为包含球心在 内的球台截球壳形时， 可 以采用下面几种形式：

一种是， 该截球壳形内腔体的上底面 S1与下底面 S2平行， 上底面到球 心的距离与下底面到球心的距离不相等。

一种是， 该截球壳形内腔体的上底面 S1与下底面 S2平行， 且上底面到 球心的距离与下底面到球心的距离相等，这种 形状可以保持在球心处的聚集增 益尽量大。

当然， 在实际使用时， 若不能采用上述两种球台截球壳形内腔体的球 面 共振腔进行治疗时（比如在进行子宫肌瘤等疾 病治疗时） ， 球面共振腔的内腔 体的形状也可以采用不规则形状的球台截球壳 形， 此时该包含球心在内的球台 截球壳形内腔体的上底面与下底面不平行，其 上底面到球心的距离与下底面到 球心的距离可以相等， 也可以不相等。

当球面共振腔的内腔体形状为球缺截球壳形时 ， 其包括一个球冠形腔和 一个包含有球心在内的球台形腔，所述球冠形 腔的底面与所述球台形腔的一个 底面相吻合， 且连接在一起， 所述球冠形腔和球台形腔之间的连接为可拆卸 式 连接或固定连接。

所述球面共振腔的内腔体形状也可以是一个完 整的球壳形。

本发明中， 一个超声发射单元即为一个波源， 一个或多个超声发射单元 所形成的球面共振腔的外壳形状可以采用任意 形状，只要保证球面共振腔的内 腔体的形状为球壳形或者为包含球心在内的截 球壳形即可。当所制作的球面共 振腔的内腔体的形状为一个完整的球壳形时， 该球面共振腔可以仅由一个球壳 形的超声发射单元形成， 也可以将此球壳形的腔体分割为多个小块， 则分割下 来的每一小块都是一个可发射半径相同的球面 波的超声发射单元， 也就是说， 该球壳形的球面共振腔也可以由多个发射半径 相同球面波的超声发射单元形 成。 超声发射单元还可以采用其他类型的压电材料 制成， 只要满足其波阵面发 射的超声波为球面波的条件即可， 比如可以采用发射平面超声波的压电材料与 聚焦透镜的组合 （构成一个透镜聚焦超声换能器单元） ， 该透镜聚焦超声换能 器单元可以采用多个， 共同形成一个球壳形内腔体。 其中， 各个聚焦透镜到球 心的距离相等，且各聚焦透镜的内表面拼合成 一体后所形成的球面共振腔的内 腔体的形状为一个球壳形或者为一个包含球心 在内的截球壳形， 由于这种类型 的超声发射单元也可以发射球面波， 那么它也符合本发明超声发射单元的条 件。 在设计球面共振腔时， 超声发射单元需要满足超声共振叠加原理， 即所 形成的球面共振腔的直径为超声波半波长的整 数倍。

当上述球面共振腔的内腔体形状为完整的球壳 形时， 虽然可以最大限度 的使超声能量在球心处得到增强， 但是在实际治疗需要中， 这种结构的超声换 能器只有当其体积非常大时， 比如可以容纳整个人在其内部时， 才能有效的对 病灶进行治疗， 因此根据治疗的需要， 比如对人体头部进行治疗时， 优选所述 球壳形的球面共振腔的内腔体形状包括一个球 缺形腔 （腔体的高度大于球半 径）和一个球冠形腔 （腔体的高度小于球半径） ， 所述球缺形腔的底面与球冠 形腔的底面相吻合， 且连接在一起， 所述球缺形腔和球冠形腔之间的连接为可 拆卸式连接或固定连接。当所述球缺形腔和球 冠形腔之间的连接为可拆卸式连 接时， 在对人体头部进行治疗时， 可以只使用球缺形腔， 超声发射单元所发射 的超声波和反射的超声波在球心处形成共振增 强的聚焦区域。

在使用上述超声换能器所形成的球面共振腔的 内腔体形状为球缺形球面 共振腔时， 由于超声换能器只是在垂直于声轴线方向的聚 焦区域进行了压缩， 而在声轴线 （即球面共振腔的中心轴线）方向上的聚焦区 域没有压縮， 所以相 对于采用内腔体形状为球壳形的超声换能器而 言， 该超声换能器在球心处的聚 焦增益要弱一些。

或者所述球壳形的球面共振腔内腔体的形状包 括一个包含有球心在内的 球台形腔和分设于所述球台形腔上、 下端的两个球冠形腔。

所述球壳形的球面共振腔内腔体的形状也可以 包括一个包含有球心在内 的球台形腔和分设于所述球台形腔上、 下两端的两个球冠形腔， 所述两个球冠 形腔的底面分别与球台形腔的上底面和下底面 相吻合， 且两两连接在一起， 所 述球台形腔与两个球冠形腔之间的连接为可拆 卸式连接或固定连接。当所述球 台形腔与两个球冠形腔之间的连接为可拆卸式 连接时，在对人体"躯干、四肢" 进行治疗时， 可以只使用上述球台形腔， 超声发射单元所发射的超声波和反射 的超声波在球心处形成共振增强的聚焦区域。

优选上述球台形共振腔的两底面平行， 且到球心的距离可以相等， 也可 以不相等， 具体的距离可以根据使用的需要进行设计。 为了保持在球心处的聚 集增益尽量大， 优选该球台形腔的两个底面到球心的距离相等 。

在使用上述超声换能器所形成的球面共振腔的 内腔体形状为球台形球面 共振腔时， 由于超声波聚焦区域只是在圆周内进行压縮， 即只是在声传播平面 的各个方向上进行了压缩，在沿超声换能器中 心轴线方向还存在着一定的边缘 衍射。 所以相对于内腔体形状为球缺形球面共振腔的 超声换能器而言， 其在球 心处的聚焦增益要更弱一些。

优选的是， 上述所形成的球面共振腔上还开有可供图像监 控设备通过的 孔。

本发明超声换能器中， 超声发射单元可为一个或多个。 当采用一个超声 发射单元时， 该超声发射单元就构成了一个完整的球壳形球 面共振腔。

本发明中的超声发射单元也可以采用多个， 各个不同的超声发射单元可 以发射不同频率的超声波。当多个超声发射单 元所发射的超声波频率各不相同 时， 各个不同频率的超声发射单元虽然都可以在焦 点处形成能量叠加， 但这种 能量叠加不是相干叠加， 因而在焦点处（球心处）就不能形成如相干叠 加那样 高的能量， 但是还是可以在焦点处形成能量叠加， 因为这种叠加方式相对于采 用单个波源而言， 其发射能量还是要高的多。 为了提高聚焦处的超声能量和形 成稳定的超声共振， 优选各个超声发射单元所发射的球面超声波频 率相差在 20%的范围内， 进一步优选所述多个超声发射单元所发射的球 面超声波的频率 均相同， 以形成共振， 使超声能量在球心处形成相干叠加， 从而可进一步提高 超声能量。

当本发明超声换能器中的超声发射单元采用一 个或者采用频率相同的多 个时， 形成一个球面共振腔。 在此球面共振腔中所发射和反射的全部超声波 都 经过球心， 且球心处的超声能量都为同相叠加， 因而超声能量得到了极大的加 强， 而对于此球面共振腔中的非球心处的共振点而 言， 由于超声能量的叠加为 非同相叠加， 因而该共振点处的超声能量减弱， 因而在利用本发明超声换能器 对人体进行治疗时， 可以最大程度地保证处于焦点处的病灶组织接 收到极大的 超声能量， 同时也能保证处于非焦点处的人体组织的安全 。

本发明超声换能器的衍射机理与光学中衍射原 理类似。 当本发明超声换 能器采用包含球心在内的截球壳形球面共振腔 时， 由于此开放式的超声换能器 在垂直于声轴线的圆周方向上还是有衍射现象 发生，所以此方向上聚焦区域的 长度没有得到压縮； 当本发明超声换能器采用球壳形球面共振腔时 ， 此时整个 声路完全闭合则没有衍射发生， 因而焦点处能量最大。

本发明超声换能器很好地解决了人体深部组织 疾病和颅内超声治疗所存 在的问题， 在保证人体安全的情况下， 使得有足够的超声波能量能到达人体深 部组织， 并避免了位于超声路径上的骨组织对超声的吸 收而引起的热损伤， 因 此本发明超声换能器特别适用于对身体深部组 织及颅内病灶进行治疗。

本发明超声换能器不仅超声发射面积大， 而且聚焦增益很大， 极大地增 强了超声波焦点处的能量， 且几乎不受超声发射源工作频率影响。

本发明超声换能器与现有的超声换能器相比， 具有如下优点： （1 ) 本发 明超声换能器所发射的超声波的聚焦区域的大 小几乎不受超声发射单元频率 的影响， 利用低频超声波就可以很好的在病灶内形成凝 固性坏死； （2) 超声 波的聚焦区域沿其各个方向上的长度都可以得 到有效压縮， 大大地减小了聚焦 区域的体积， 提高了聚焦区域的超声波强度； （3 ) 通过利用超声波的共振来 加强聚焦区域处的超声波强度， 而无需加大超声波的发射功率， 因而可以避免 非聚焦区域处的超声强度增大， 保证了治疗部位以外其他部位的安全性。 附图说明

图 1为本发明实施例 1中球壳形球面共振腔的结构示意图； 图 2为本发明实施例 2中球壳形球面共振腔的结构示意图； 图 3为本发明实施例 2中球缺形球面共振腔的结构示意图 （采用一个 超声发射单元） ；

图 4为本发明实施例 2中球缺形球面共振腔的结构示意图 （采用多个 超声发射单元） ；

图 5为本发明实施例 3中（规则）球台形球面共振腔的结构示意图� �采 用一个超声发射单元） ；

图 6为本发明实施例 3中 （规则） 球台形球面共振腔 （两底面平行） 的结构示意图 （采用单层多个超声发射单元） ；

图 7为本发明实施例 3中 （规则） 球台形球面共振腔 （两底面平行） 的结构示意图 （采用多层多个超声发射单元） ；

图 8为本发明实施例 4中 （非规则） 球台形球面共振腔 （两底面不平 行） 的结构示意图；

图 9为本发明实施例 5中超声换能器的结构示意图；

图 10为图 9中超声换能器的俯视图；

图 11为图 9中超声换能器的半剖视图。

图中： 1一超声发射单元 10—球壳形腔 11一球冠形腔 12—球缺形腔 13、 14一球台形腔 15—平面压电晶片 16—聚焦透镜 20—孔 hi—球冠形 腔的高度 h2—球缺形腔的高度 R—球半径 S1—上底面 S2—下底面 具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明进一步作详细 说明。

本发明中的超声换能器包括一个或多个超声发 射单元， 所述一个或多个 超声发射单元所发射的超声波的波阵面为球面 ， 该一个或多个超声发射单元同 时具有反射超声的功能， 其波阵面为半径相同的球面， 所述一个超声发射单元 形成一个球面共振腔， 或所述多个超声发射单元共同构成一个球面共 振腔， 所 述球面共振腔内腔体的形状为球壳形或者为一 个包含球心在内的截球壳形，所 述一个或多个超声发射单元的聚焦区域为所述 球面共振腔的球心位置。

以下的实施例为本发明的非限定性实施例。

实施例 1 :

本实施例中， 超声换能器包括一个超声发射单元， 该超声发射单元同时 具有反射超声波的功能， 且该超声发射单元为自聚焦超声换能器单元。 所述超 声发射单元所发射的超声波的波阵面为半径相 同的球面，其所发射的超声波为 球面波， 该超声发射单元形成一个球面共振腔， 该球面共振腔的内腔体形状为 一个完整的球壳形， 从而构成一个声路完全闭合的球壳形球面共振 腔。 该球壳 形球面共振腔的聚焦区域为所述球壳体的球心 位置。

本发明超声换能器中， 超声发射单元所发射的超声波和其相对面上发 射 或反射的超声波在球心处形成共振增强的聚焦 区域。

其中， 超声发射单元可以由各种形状的自聚焦超声压 电材料制成， 为了 方便制作，本发明中的超声换能器可以直接制 成如图 1所示的球壳形腔 10， 当 然也可以根据需要在所形成的球面共振腔的腔 体外部增加各种形状的外壳， B , 只要保证该球面共振腔的内腔体形状为完整的 球壳形即可。

本实施例中的球壳形腔 10采用开合式， 以使得将物品放入所述球壳形腔 10的内部， 其开合处的具体位置可以根据实际需要放入的 物品的情况来设定。

本实施例中的超声换能器主要适用于一些能够 在密闭环境下进行的医学 实验。 比如先将立体器官， 或者实验用的体模等放入该超声换能器的球壳 形腔 10内， 然后密封整个球壳形腔 10就可以开始进行治疗或实验。 治疗或实验结 束后， 打开球壳形腔 10， 査看治疗或实验的效果， 并根据治疗或实验的情况， 作为临床使用的指导等等。

当该球壳形腔 10的体积较大时，比如当可以容纳整个人体在� ��壳形腔 10 之内时， 该超声换能器也可以用于对人体进行治疗。

实施例 2:

如图 2所示， 本实施例中， 超声换能器所形成的球面共振腔的内腔体形状 也为一个完整的球壳形， 其与实施例 1的区别在于， 该球壳形球面共振腔不是 仅由一个超声发射单元形成，该球壳形球面共 振腔的内腔体由一个球缺形腔 12 (如图 3、 4所示） 和一个球冠形腔 11共同构成， 所述球缺形腔 12的底面与 球冠形腔 11 的底面相吻合， 且连接在一起， 所述球缺形腔 12和球冠形腔 11 之间的连接为可拆卸式连接。

其中， 球冠形腔 11的高度 hi小于球半径 R， 球缺形腔 12的高度 h2大 于球半径 R。

为了便于对靶区进行定位， 对治疗过程进行监控以及进行及时的疗效评 价， 本实施例中， 如图 3、 4所示， 球缺形腔 12上还开有一个用于图像监控设 备进入的孔 20， 当然， 孔 20也可开设在球冠形腔 11上。

本实施例中，球缺形腔 12可以由一个超声发射单元 1形成（如图 3所示）， 为了制作时工艺上的简单， 也可以由多个超声发射单元共同拼合构成 （如图 4 所示） 。 同理， 球冠形腔 11可以由一个超声发射单元 1形成， 也可以由多个 超声发射单元共同拼合构成。所述一个或多个 超声发射单元采用具有反射超声 波功能的自聚焦超声换能器单元。所述一个或 多个超声发射单元所发射的超声 波的波阵面为半径相同的球面。

上述采用多个超声发射单元的球缺形腔 12中， 各超声发射单元所发射的 超声波频率的大小相差在 20%的范围之内，优选的是，所述多个超声发射 单元 所发射的超声波频率相同。

本实施例中， 球缺形腔 12适合于对人体头部进行治疗。 当对人体头部进 行治疗时， 只使用球缺形腔 12。 首先使人体头部进入该球缺形腔 12内， 由于 超声发射单元所发射的超声波和反射的超声波 在球心处形成共振增强的聚焦 区域， 因此使人体病灶处于球心位置处， 再启动构成该球缺形腔 12的超声发 射单元， 即可开始进行治疗。

上述球缺形腔 12事实上也可以独自构成一个内腔体形状为球� ��形球面共 振腔的超声换能器， 在该超声换能器中， 可以根据需要选择在其腔体的外部加 设各种形状的外壳 （不加设外壳也可） 。

实施例 3 :

如图 5、 6、 7所示， 本实施例中， 超声换能器所形成的球面共振腔的内 腔体的形状为包含球心的截球壳形， 该截球壳形球面共振腔的内腔体采用一个 规则的球台形腔 13。

本实施例中， 该球台形腔 13的上底面 S1和下底面 S2平行，且上底面 S1 到球心的距离与下底面 S2到球心 O的距离相等。

本实施例中，构成该球台形腔 13的超声发射单元 1的数目可以是一个（如 图 5所示） ， 也可以是单层多个超声发射单元 （如图 6所示） ， 也可以是多层 多个超声发射单元（如图 7所示） 。 所述一个或多个超声发射单元采用具有反 射超声波功能的自聚焦超声换能器单元。 其中， 图 5中所示的 Z轴方向为该球 台形腔 13的声轴线方向， Z轴与该球台形腔 13的中心轴线重合。

当该球台形腔 13由多个超声发射单元拼合形成时， 所述多个超声发射单 元所发射的超声波的频率相同。所述超声发射 单元所发射的超声波的波阵面为 半径相同的球面。

本实施例中的超声换能器适合于对人体的躯干 或四肢进行治疗。 当对人 体的躯干或四肢进行治疗时， 首先将人体的躯干部分或四肢部分穿过该球台 形 腔 13，并使病灶处于其球心位置处，再启动超声� ��射单元，即可开始进行治疗。

实施例 4:

如图 8所示， 本实施例中， 超声换能器所形成的球面共振腔的内腔体的 形状为包含球心的截球壳形， 该截球壳形球面共振腔的内腔体采用一个不规 则 的球台形腔 14。

本实施例中， 该球台形腔 14的上底面 S1和下底面 S2不平行。 且上底面 S1到球心 0的距离与下底面 S2到球心 0的距离相等。

本实施例中， 构成该球台形腔 14的超声发射单元 1的数目可以是一个， 也可以是单层多个超声发射单元， 也可以是多层多个超声发射单元。所述一个 或多个超声发射单元采用具有反射超声波功能 的自聚焦超声换能器单元。 其 中， 图 8中所示的 Z轴方向为该球台形腔 14的声轴线方向， Z轴与该球台形腔 14的中心轴线重合。

当该球台形腔 14由多个超声发射单元拼合形成时， 所述多个超声发射单 元所发射的超声波的频率相同。所述超声发射 单元所发射的超声波的波阵面为 半径相同的球面。

本实施例中的超声换能器适合于对子宫肌瘤等 疾病进行治疗。当对子宫肌 瘤等疾病进行治疗时， 为了适应独特的体位治疗， 可以采用本实施例中这种不 规则球台形球面共振腔的超声换能器。

实施例 5 :

本实施例与实施例 3 的区别在于， 超声换能器中的超声发射单元是由发 射平面超声波的压电材料以及聚焦透镜组合形 成， 即超声发射单元采用透镜聚 焦超声换能器单元。 如图 9、 10、 11所示， 本实施例中， 球面共振腔由四个平 面压电晶片 15以及四个聚焦透镜 16构成， 即每个平面压电晶片 15上都附着 有一个聚焦透镜 16，该四个透镜聚焦超声换能器单元所发射的� ��声波也为球面 波， 其所发射的超声波的波阵面也为半径相同的球 面。

由于上述四个聚焦透镜 16的内表面都为一部分球面， 各个聚焦透镜到球 心的距离相同， 其共同拼合在一起形成一个包含球心在内的球 台形腔（当然也 可以拼合形成球壳形腔或球缺形腔） ， 也就是说， 该超声换能器所形成的球面 共振腔的内腔体形状为一个包含球心的截球壳 形， 该截球壳形球面共振腔的内 腔体采用球台形腔。

本实施例中其他的结构以及使用都与实施例 3相同， 这里不再赘述。 可以理解的是， 以上实施方式仅仅是为了说明本发明的原理而 采用的示 例性实施方式，然而本发明并不局限于此。对 于本领域内的普通技术人员而言， 在不脱离本发明的精神和实质的情况下， 可以做出各种变型和改进， 这些变型 和改进也视为本发明的保护范围。