具有128個通道的一維高頻和低頻的PMUT相控陣

據(jù)麥姆斯咨詢報(bào)道，近期，比利時(shí)魯汶大學(xué)（KU Leuven）電子工程系的Michael Kraft教授團(tuán)隊(duì)在IEEE Open Journal of Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control期刊上發(fā)表了題為“Novel Phased Array Piezoelectric Micromachined Ultrasound Transducers (pMUTs) for Medical Imaging”的最新論文，文中提出了具有128個通道的一維高頻（6MHz）和低頻（1.5MHz）PMUT相控陣，通過水下成像實(shí)驗(yàn)表明了其在醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用中的巨大潛力。

圖1 128×1高頻PMUT陣列的光學(xué)顯微圖像（插圖顯示了PMUT元件的放大圖像）

超聲在無損評估（NDE）、超聲驅(qū)動、醫(yī)學(xué)成像、藥物輸送和其他治療應(yīng)用、粒子和細(xì)胞操縱，以及物體識別等方面都有應(yīng)用。特別是，自20世紀(jì)40年代超聲醫(yī)學(xué)成像問世以來，它對我們的生活產(chǎn)生了重大影響。由于電子學(xué)的進(jìn)步，醫(yī)學(xué)超聲成像系統(tǒng)在過去幾年里取得了顯著的進(jìn)步。

與其它電子系統(tǒng)類似，超聲設(shè)備正變得更緊湊、便攜、智能、節(jié)能和便宜。因此，目前在醫(yī)療診斷中出現(xiàn)了許多新興的超聲成像應(yīng)用，例如用于即時(shí)診斷超聲（POCUS）應(yīng)用的手持探頭和血管內(nèi)超聲系統(tǒng)（IVUS）。

當(dāng)前，市場上主流的超聲成像系統(tǒng)都使用塊體型壓電材料將電激勵轉(zhuǎn)換為超聲波，反之亦然。然而，這些傳統(tǒng)技術(shù)面臨各種限制。超聲換能器陣列中的元件需要對壓電塊體層進(jìn)行機(jī)械切割，這會限制元件之間的間距。此外，超聲換能器在發(fā)射過程中需要使用70~140V范圍內(nèi)的高驅(qū)動電壓，這限制了其在緊湊型電池供電設(shè)備中的使用或性能。此外，傳統(tǒng)超聲換能器的制造成本很高，而且是勞動密集型的產(chǎn)品。

為了克服上述缺點(diǎn)，并使超聲成像系統(tǒng)與電子器件的市場趨勢保持一致，在過去十年中，微機(jī)械超聲換能器（MUT）已經(jīng)被開發(fā)出來。MUT受益于基于光刻的MEMS制造工藝、超小型化、與CMOS技術(shù)的潛在集成以及低成本制造工藝。目前主要有兩種類型的微機(jī)械技術(shù)，即具有通常處于d31模式的壓電薄膜的壓電式微機(jī)械超聲換能器（PMUT）和具有處于靜電力彎曲模式的電容式微機(jī)械超聲換能器（CMUT）。

本質(zhì)上，CMUT元件是由金屬化懸浮薄膜構(gòu)成的小型化電容器。CMUT可以接收和發(fā)射超聲信號，目前已被用于不同制造商的多個超聲探頭中。然而，CMUT技術(shù)也存在一些嚴(yán)重的缺點(diǎn)，從而阻礙了它作為傳統(tǒng)超聲技術(shù)的替代品。CMUT依賴于薄膜和電極之間的微小間隙（100~300nm），但這很容易被污染。

為了使CMUT高性能地運(yùn)行，在塌陷電壓附近要施加一個高的直流偏置電壓（30~100V）。這限制了它們的使用，原因有三：（i）更高的功耗，（ii）更高的噪聲水平導(dǎo)致的低信噪比（SNR），以及（iii）相對較高的器件故障概率。

此外，CMUT中的薄膜厚度被限制在小于2μm，首先是因?yàn)樗鼈円蕾囉诒砻嫖C(jī)械加工制造技術(shù)，其次是因?yàn)槿蹯o電會使薄膜彎曲。因此，為了達(dá)到一定的諧振頻率，CMUT的橫向尺寸通常非常小，從而導(dǎo)致其輸出聲壓和靈敏度較低。因此，CMUT獲得的超聲圖像質(zhì)量較差，特別是在需要高穿透深度的應(yīng)用中。

PMUT是具有壓電薄膜的薄膜型MEMS器件。薄膜通過在頂部和底部電極之間施加激勵電壓來驅(qū)動。施加的電場在有源壓電層中形成橫向應(yīng)力，從而導(dǎo)致離面薄膜位移在外部介質(zhì)中產(chǎn)生壓力波。與CMUT相比，PMUT不需要直流偏置電壓，其薄膜幾何形狀可以自由選擇，以提供足夠的輸出聲功率。然而，迄今為止，PMUT的主要問題是：（i）低頻帶寬和（ii）相對于塊體型壓電技術(shù)的低發(fā)射響應(yīng)。

基于此，本論文的作者們提出了適用于醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用的具有128個通道的高頻（6MHz）和低頻（1.5MHz）PMUT陣列。他們詳細(xì)描述了PMUT陣列的設(shè)計(jì)、制造工藝和表征。PMUT陣列在空氣中通過激光多普勒測振儀（LDV）進(jìn)行表征，在水下通過使用1mm針式水聽器和寬帶寬換能器進(jìn)行表征。所提出的PMUT陣列的超聲成像功能通過水下成像實(shí)驗(yàn)得到了證實(shí)，這表明了其在醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用中的巨大潛力。

使用高頻陣列有助于獲得更高空間分辨率的圖像，而較低工作頻率的超聲的能量被介質(zhì)吸收較少，可以更深入地穿透到體內(nèi)。PMUT陣列設(shè)計(jì)的重點(diǎn)是其頻率帶寬。頻率響應(yīng)的帶寬越高，聲脈沖越短，PMUT輸出的振鈴越小，從而提高軸向空間分辨率。

PMUT在接收信號期間也需要寬帶寬，因?yàn)樗兄诓东@器官和組織產(chǎn)生的其他頻率和諧波，這對于例如多普勒或諧波成像方法很有用。高質(zhì)量超聲圖像的意義總是與換能器獲得的信噪比水平相融合。為了獲得高信噪比，較低的寄生電容和較高的發(fā)射和接收靈敏度總是首選。

所提出的高頻PMUT陣列具有45kPa/V@3cm的發(fā)射靈敏度和204mV/MPa的接收靈敏度。高發(fā)射靈敏度也有利于獲得高穿透深度和高分辨率圖像。而低頻PMUT的中心頻率為1.5MHz，受益于118%的寬帶寬。發(fā)射和接收脈沖響應(yīng)沒有任何明顯的振鈴，這有利于獲得高空間圖像分辨率。

圖2 研究人員研制的PMUT陣列制造工藝

圖3 水下超聲成像實(shí)驗(yàn)

圖4（a）高頻PMUT陣列（b）低頻PMUT陣列的B模式成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果

審核編輯：劉清