一种多传感方法，采用低声阻抗的1-3层压电复合材料，通过单一设备进行超声波和电阻抗测量

《Applied Acoustics》：A multi-sensing method using low?acoustic?impedance 1–3 piezoelectric composites for ultrasonic and electrical impedance measurements with single device

　　金本彰 | 安达由衣
日本佐贺县本庄1，佐贺840-8502，佐贺大学

**摘要**
本文提出了一种基于压电复合材料的多传感器装置，该装置能够同时进行生物组织的超声波和电阻抗测量。该装置通过直接应用压电复合材料来测量生物组织的超声波特性，压电复合材料具有低声阻抗这一关键优势。虽然通常需要声学匹配层来降低高声阻抗，但压电复合材料的这一特性使得使用其表面电极也能测量电阻抗。实验中，使用三种不同树脂与陶瓷比例（1-3型）及压电陶瓷的压电复合材料，在盐水溶液中展示了超声波和电阻抗的测量结果。结果表明，这三种复合材料均能完成测量，其中陶瓷体积分数为18.4%的复合材料表现出最佳的整体性能。

**1. 引言**
已开发出多种基于电阻抗和超声波测量的系统，用于便捷地监测和诊断生物组织[1][2][3][4][5][6]。超声波成像系统被广泛用作医疗诊断工具，并正被研究用于开发便携式和可穿戴设备，例如膀胱容积估计[7][8][9]、心脏监测[10]以及乳腺肿瘤检测[11][12]。商用超声波设备通常由块状压电陶瓷、声学匹配层和聚焦透镜组成。通过将设备通过水凝胶和垫片接触皮肤，可以获取生物体的超声波特性。电阻抗系统也因具有显著优势而受到研究，应用于肺部监测[13][14]、生物成像[15]、膀胱容积估计[16]和乳腺肿瘤监测[17][18]。电阻抗通常是通过将不锈钢或Ag/AgCl等导电材料作为电极，通过导电凝胶和垫片接触皮肤来测量的。此外，基于超声波和电阻抗特性的多模态成像系统也被研究以提高成像精度[19]。然而，在大多数系统中，超声波和电阻抗图像是由不同设备分别获得的，因为它们的检测方法不同。此外，在同一空间内同时获取这两种图像较为困难，且组合成像的空间分辨率往往不足。

在之前的研究中，提出了一种基于压电陶瓷的多传感器方法，以提高多模态成像的空间分辨率[20]。该方法后来被扩展到多模态成像系统中[21]。但在实际应用于生物体测量时，存在声学阻抗的问题：由于声学匹配层通常附着在压电陶瓷上，其电绝缘性能会导致电阻抗测量效果不佳。为了解决这一限制，本文提出了一种使用压电复合材料的多传感器方法。由于压电复合材料具有低声阻抗这一有趣特性[22][23][24]，可以直接将其放置在生物组织上并精确测量电阻抗。因此，有关压电复合材料的研究很多[25]。本文通过比较使用三种不同压电复合材料和压电陶瓷的超声波和电阻抗测量结果，评估了这种基于1-3型压电复合材料的多传感器方法。此外，还确定了适合的1-3型压电复合材料。这些结果对开发新的生物医学传感和成像技术具有重要意义。

**2. 传感原理**
图1展示了多功能传感方法的示意图。在图1(a)中，利用压电复合材料的低声阻抗特性，直接将其应用于生物组织以测量其超声波特性。同时，还利用压电复合材料的表面电极测量电阻抗——这种方法在使用传统压电陶瓷时是不可行的，因为传统的声学匹配层会起到电绝缘作用。这种配置使得能够在单个设备中同时实现生物组织的超声波和电阻抗传感。如图1(b)所示，将多种压电复合材料应用于生物组织，并分别测量其超声波和电阻抗。通过这些数据，可以重建生物组织的电和超声波特性的多模态图像。

**3. 实验方法**
**3.1. 实验装置**
图2展示了超声波和电阻抗测量的实验装置示意图。在图2(a)中，传感器装置被放置在尺寸为200 mm × 300 mm × 100 mm的容器侧面。对于超声波测量，将目标物体放入装有蒸馏水的容器中；对于电阻抗测量，容器则装有NaCl溶液。图2(b)显示了传感器的布置方式。五个边长为10 mm的正方形压电元件（编号0-4），共振频率为2 MHz，以11 mm的中心间距排列在60 mm × 120 mm × 0.35 mm的PET薄膜上。作为压电元件的材料包括压电陶瓷（PZT: 2Z10×10S-SYZ(C-6，日本TFT Corp.）和三种体积分数分别为25%、18.4%和16%的1-3型压电复合材料（L-201F/T-BF，日本TFT Corp.）。图3展示了1-3型压电复合材料的正方矩阵结构示意图。通过改变网格树脂（d1）和压电陶瓷（d2）的宽度，分别制备了这三种压电复合材料。表1列出了它们的主要特性，包括声阻抗和陶瓷与树脂的体积分数。表1表明，随着陶瓷体积分数的降低，声阻抗接近生物组织的声阻抗（约1.6 MRayl）。声阻抗最低（5.7 MRayl）的16.0%压电复合材料能够实现稳定可靠的超声波测量。虽然生物组织的声阻抗为1.2 MRayl，但实验中使用了声阻抗较高的25.0%压电复合材料。此外，还使用了体积分数介于16%和25%之间的18.4%压电复合材料。

**3.2. 超声波测量**
图4展示了超声波测量的实验装置示意图。在图4中，中心元件（编号0）作为发射器，其余元件（编号1-3）作为接收器。在距离传感器装置30 mm、45 mm和60 mm的位置放置了厚度为0.35 mm的PET薄膜作为目标位置。通过函数发生器（SG-4262，日本Iwatsu Corp.）生成一个频率为2 MHz、幅度为10 V、间隔为10 ms的单一正弦波，并将其施加到发射器。每个接收器检测到从目标反射的波。反射波依次通过中心频率为2 MHz的带通滤波器和增益为5倍的放大器，然后使用采样频率为0.01 μs的数字存储示波器（TDS2014，Tektronix Inc.，日本）进行测量。

**3.3. 电阻抗测量**
图6展示了电阻抗测量的实验装置示意图。使用LCR仪表（IM3590，日本HIOKI E. E. Corp.）测量NaCl溶液的电阻抗。将0.5 mA的正弦电流注入压电元件3（Hc）和4（Lc）的前电极，然后通过压电元件0（Hp）和1（Lp）的前电极测量感应电压。压电元件的后电极保持自由状态。本实验中，除了四种压电复合材料外，还准备了不锈钢电极作为参考电极。在50 kHz、100 kHz和200 kHz的频率下测量了三种不同NaCl浓度溶液（0.05%、0.1%、0.3%、0.5%和0.7%）的电阻抗值。

**4. 结果与讨论**
**4.1. 超声波测量**
图7展示了当目标物体位于60 mm位置时，1-3型压电复合材料与压电陶瓷测量得到的反射波的对比。图8展示了使用汉宁窗口计算的相应功率谱密度。从图7可以看出，1-3型压电复合材料测得的反射波幅度大于压电陶瓷，且时间域中的反射波宽度更短。图8表明，1-3型压电复合材料的频谱分布比压电陶瓷更广。在三种压电复合材料中，18.4%组别的幅度最大，宽度最短。

**4.2. 电阻抗测量**
图9展示了当目标物体位于30 mm、45 mm和60 mm位置时，最大电压（Vmax）和50%电压（W50）及20%电压（W20）的测量结果。图中显示了九次测量值的平均值和标准偏差。横轴表示压电陶瓷与树脂的体积分数。结果表明，1-3型压电复合材料测得的最大电压高于压电陶瓷，其中18.4%压电复合材料的最大电压最高，约为压电陶瓷的2.6倍。无论目标位置如何，18.4%压电复合材料测量得到的W50和W20宽度分别约为压电陶瓷的一半和四分之一。尽管三种压电复合材料之间的W50宽度由于测量精度有限而几乎相同，但18.4%压电复合材料的W20宽度略短。结果表明，由于其较大的峰值电压和较好的分辨率，18.4%压电复合材料适用于多传感器超声测量。

**结论**
这些现象可以从机电耦合因子kt、声阻抗Z、纵向压电电荷系数d33（pC/N）、纵向压电电压系数g33（g33 = d33/εT，其中εT为介电常数）以及机械品质因子Qm等参数定量解释。反射波的幅度通常会随着kt、d33和g33的增大以及声阻抗接近水的声阻抗而变大[22]、[23]。随着Qm的减小，频谱的带宽也会变宽。因此，时域中反射波的宽度会变短。随着压电陶瓷体积分数的减小，压电复合材料的kt和g33值增加，而Z值减小。因此，可以理解反射波的幅度会大于压电陶瓷的幅度，且频谱的带宽变宽，即反射波的宽度变短。据推测，在18.4%的压电复合材料中，幅度的极值是由g33×d33=d332/εT引起的。据报道，在10%到40%的压电陶瓷体积分数范围内，d33减小而g33增大[22]、[23]，并且如表1所示，εT会因Cp的影响而减小（Cp∝εT）。因此，由于d332和εT随压电体积分数的减小而非线性减小，从而产生了这一极值。作为后续研究，将会定量评估这一现象。图8显示，压电复合材料的频谱峰值出现在共振频率2MHz的较低侧。这可能是由于频谱带宽较宽以及陶瓷的间距较宽所致，如表1.4.2所示。

**电阻抗测量**
图10展示了在50 kHz和200 kHz频率下测得的电阻抗结果。在图10中，每个元件（包括压电陶瓷、三种类型的压电复合材料和不锈钢电极）的平均值和标准偏差分别根据九次测量结果绘制。在图10(a)(c)中，纵轴表示每种NaCl浓度（G）下的测量值与0.1% NaCl浓度（G0.1）下测量值的比值（Gr）。在图10(b)(d)中，纵轴表示每种NaCl浓度下的比值（Gr）与不锈钢电极（Gr_stain）的比值之间的差异。因此，Gr与Gr_stain之间的差异为零。横轴表示NaCl浓度范围在0.05%到0.7%之间。结果表明，使用每种设备的电极都可以进行电阻抗测量，因为压电设备测得的值与不锈钢电极的测量值几乎相同。当NaCl浓度增加时，18.4%或25%压电复合材料测得的值会略高于或低于不锈钢电极的测量值。此外，当NaCl浓度增加时，16%压电复合材料测得的值会高于不锈钢电极的测量值。这表明使用16%压电复合材料进行阻抗测量具有更高的灵敏度。这些现象可能是由于压电元件的组成造成的，尽管其原因尚不清楚。作为下一步，将通过一些实验（例如使用平行板电容器和电极之间的较大距离进行阻抗测量）来明确这一点。图10显示，在100 kHz和150 kHz频率下的阻抗特性与50 kHz和200 kHz频率下的测量结果具有相似的趋势。从结果来看，使用18.4%或25%压电复合材料进行阻抗测量是合适的，因为它们能够像不锈钢电极一样检测到NaCl浓度的变化。这些结果对于开发基于超声波和电阻抗测量的新型紧凑型成像系统非常有价值。作为未来的工作，如图1所示，将在目标周围排列十六个18.4%压电复合材料，并通过多种压电复合材料或的前表面电极组合来测量超声波传播时间和电阻抗。根据这些结果，将评估超声波和电阻抗图像。

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**图10. 电阻抗测量结果。**
(a) 50 kHz下的平均值
(b) 50 kHz下的误差
(c) 200 kHz下的平均值
(d) 200 kHz下的误差

**5. 结论**
本文提出了一种基于1-3种压电复合材料的生物组织多传感器装置。在该装置中，由于将低声阻抗的压电复合材料直接放置在生物组织上，因此可以对生物组织进行超声波和电阻抗测量。实验中分别评估了使用三种类型的1-3压电复合材料进行的超声波测量，以及使用不锈钢电极进行的超声波和电阻抗测量。结果表明，使用18.4%压电复合材料进行超声波和电阻抗测量是合适的。下一步将开发基于压电复合材料的超声波和电阻抗多成像系统，并对其性能进行评估。

**作者贡献声明**
Akira Kimoto：撰写——审阅与编辑、撰写——初稿、验证、项目管理、方法论、研究、资金筹集、正式分析、数据管理、概念构思。
Yui Adachi：撰写——审阅与编辑、撰写——初稿、验证、方法论、研究、数据管理、概念构思。