具有128个通道的一维高频和低频的PMUT相控阵
据麦姆斯咨询报道，近期，比利时鲁汶大学（ku leuven）电子工程系的michael kraft教授团队在ieee open journal of ultrasonics, ferroelectrics, and frequency control期刊上发表了题为“novel phased array piezoelectric micromachined ultrasound transducers (pmuts) for medical imaging”的最新论文，文中提出了具有128个通道的一维高频（6mhz）和低频（1.5mhz）pmut相控阵，通过水下成像实验表明了其在医学成像应用中的巨大潜力。
图1 128×1高频pmut阵列的光学显微图像（插图显示了pmut元件的放大图像）
超声在无损评估（nde）、超声驱动、医学成像、药物输送和其他治疗应用、粒子和细胞操纵，以及物体识别等方面都有应用。特别是，自20世纪40年代超声医学成像问世以来，它对我们的生活产生了重大影响。由于电子学的进步，医学超声成像系统在过去几年里取得了显著的进步。
与其它电子系统类似，超声设备正变得更紧凑、便携、智能、节能和便宜。因此，目前在医疗诊断中出现了许多新兴的超声成像应用，例如用于即时诊断超声（pocus）应用的手持探头和血管内超声系统（ivus）。
当前，市场上主流的超声成像系统都使用块体型压电材料将电激励转换为超声波，反之亦然。然而，这些传统技术面临各种限制。超声换能器阵列中的元件需要对压电块体层进行机械切割，这会限制元件之间的间距。此外，超声换能器在发射过程中需要使用70~140v范围内的高驱动电压，这限制了其在紧凑型电池供电设备中的使用或性能。此外，传统超声换能器的制造成本很高，而且是劳动密集型的产品。
为了克服上述缺点，并使超声成像系统与电子器件的市场趋势保持一致，在过去十年中，微机械超声换能器（mut）已经被开发出来。mut受益于基于光刻的mems制造工艺、超小型化、与cmos技术的潜在集成以及低成本制造工艺。目前主要有两种类型的微机械技术，即具有通常处于d31模式的压电薄膜的压电式微机械超声换能器（pmut）和具有处于静电力弯曲模式的电容式微机械超声换能器（cmut）。
本质上，cmut元件是由金属化悬浮薄膜构成的小型化电容器。cmut可以接收和发射超声信号，目前已被用于不同制造商的多个超声探头中。然而，cmut技术也存在一些严重的缺点，从而阻碍了它作为传统超声技术的替代品。cmut依赖于薄膜和电极之间的微小间隙（100~300nm），但这很容易被污染。
为了使cmut高性能地运行，在塌陷电压附近要施加一个高的直流偏置电压（30~100v）。这限制了它们的使用，原因有三：（i）更高的功耗，（ii）更高的噪声水平导致的低信噪比（snr），以及（iii）相对较高的器件故障概率。
此外，cmut中的薄膜厚度被限制在小于2μm，首先是因为它们依赖于表面微机械加工制造技术，其次是因为弱静电会使薄膜弯曲。因此，为了达到一定的谐振频率，cmut的横向尺寸通常非常小，从而导致其输出声压和灵敏度较低。因此，cmut获得的超声图像质量较差，特别是在需要高穿透深度的应用中。
pmut是具有压电薄膜的薄膜型mems器件。薄膜通过在顶部和底部电极之间施加激励电压来驱动。施加的电场在有源压电层中形成横向应力，从而导致离面薄膜位移在外部介质中产生压力波。与cmut相比，pmut不需要直流偏置电压，其薄膜几何形状可以自由选择，以提供足够的输出声功率。然而，迄今为止，pmut的主要问题是：（i）低频带宽和（ii）相对于块体型压电技术的低发射响应。
基于此，本论文的作者们提出了适用于医学成像应用的具有128个通道的高频（6mhz）和低频（1.5mhz）pmut阵列。他们详细描述了pmut阵列的设计、制造工艺和表征。pmut阵列在空气中通过激光多普勒测振仪（ldv）进行表征，在水下通过使用1mm针式水听器和宽带宽换能器进行表征。所提出的pmut阵列的超声成像功能通过水下成像实验得到了证实，这表明了其在医学成像应用中的巨大潜力。
使用高频阵列有助于获得更高空间分辨率的图像，而较低工作频率的超声的能量被介质吸收较少，可以更深入地穿透到体内。pmut阵列设计的重点是其频率带宽。频率响应的带宽越高，声脉冲越短，pmut输出的振铃越小，从而提高轴向空间分辨率。
pmut在接收信号期间也需要宽带宽，因为它有助于捕获器官和组织产生的其他频率和谐波，这对于例如多普勒或谐波成像方法很有用。高质量超声图像的意义总是与换能器获得的信噪比水平相融合。为了获得高信噪比，较低的寄生电容和较高的发射和接收灵敏度总是首选。
所提出的高频pmut阵列具有45kpa/v@3cm的发射灵敏度和204mv/mpa的接收灵敏度。高发射灵敏度也有利于获得高穿透深度和高分辨率图像。而低频pmut的中心频率为1.5mhz，受益于118%的宽带宽。发射和接收脉冲响应没有任何明显的振铃，这有利于获得高空间图像分辨率。
图2 研究人员研制的pmut阵列制造工艺
图3 水下超声成像实验
图4（a）高频pmut阵列（b）低频pmut阵列的b模式成像实验结果
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图1 128×1高频pmut阵列的光学显微图像（插图显示了pmut元件的放大图像）
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与其它电子系统类似，超声设备正变得更紧凑、便携、智能、节能和便宜。因此，目前在医疗诊断中出现了许多新兴的超声成像应用，例如用于即时诊断超声（pocus）应用的手持探头和血管内超声系统（ivus）。
当前，市场上主流的超声成像系统都使用块体型压电材料将电激励转换为超声波，反之亦然。然而，这些传统技术面临各种限制。超声换能器阵列中的元件需要对压电块体层进行机械切割，这会限制元件之间的间距。此外，超声换能器在发射过程中需要使用70~140v范围内的高驱动电压，这限制了其在紧凑型电池供电设备中的使用或性能。此外，传统超声换能器的制造成本很高，而且是劳动密集型的产品。
为了克服上述缺点，并使超声成像系统与电子器件的市场趋势保持一致，在过去十年中，微机械超声换能器（mut）已经被开发出来。mut受益于基于光刻的mems制造工艺、超小型化、与cmos技术的潜在集成以及低成本制造工艺。目前主要有两种类型的微机械技术，即具有通常处于d31模式的压电薄膜的压电式微机械超声换能器（pmut）和具有处于静电力弯曲模式的电容式微机械超声换能器（cmut）。
本质上，cmut元件是由金属化悬浮薄膜构成的小型化电容器。cmut可以接收和发射超声信号，目前已被用于不同制造商的多个超声探头中。然而，cmut技术也存在一些严重的缺点，从而阻碍了它作为传统超声技术的替代品。cmut依赖于薄膜和电极之间的微小间隙（100~300nm），但这很容易被污染。
为了使cmut高性能地运行，在塌陷电压附近要施加一个高的直流偏置电压（30~100v）。这限制了它们的使用，原因有三：（i）更高的功耗，（ii）更高的噪声水平导致的低信噪比（snr），以及（iii）相对较高的器件故障概率。
此外，cmut中的薄膜厚度被限制在小于2μm，首先是因为它们依赖于表面微机械加工制造技术，其次是因为弱静电会使薄膜弯曲。因此，为了达到一定的谐振频率，cmut的横向尺寸通常非常小，从而导致其输出声压和灵敏度较低。因此，cmut获得的超声图像质量较差，特别是在需要高穿透深度的应用中。
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