双模式CMUT换能器 |
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| 申请号 | CN201480047271.0 | 申请日 | 2014-08-14 | 公开(公告)号 | CN105492129B | 公开(公告)日 | 2019-07-02 |
| 申请人 | 皇家飞利浦有限公司; | 发明人 | A·V·帕蒂尔; J·宋; | ||||
| 摘要 | 一种超声诊断成像系统，包括具有CMUT单元的阵列(10')的CMUT换能器 探头 ，所述CMUT单元具有相同的或可变的直径，所述CMUT单元在超声 信号 接收期间操作在常规模式中，并且在超声信号发射期间操作在塌陷模式中。通过针对较低 频率 临床应用减小针对CMUT单元的DC偏置 电压 ，针对较高频率临床应用增加DC偏置电压，或者当接收回声时连续减小DC偏置电压，CMUT单元的频率响应在回声接收期间被调整用于不同的临床应用或者被连续改变，以 跟踪 返回的回声信号的信息频率分量。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种具有CMUT换能器探头的超声诊断成像系统，包括： |
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| 说明书全文 | 双模式CMUT换能器技术领域[0001] 本发明涉及具有CMUT换能器探头的超声诊断成像系统，所述CMUT换能器探头包括：包括一个或多个CMUT单元的阵列，其中，每个CMUT单元具有单元膜、膜电极、单元台板(floor)、衬底和衬底电极；以及DC偏置电压的源，其被耦合到膜电极和衬底电极。此外，本发明涉及操作超声诊断成像系统的方法。 背景技术[0002] 用于医学成像的超声换能器具有实现高质量诊断图像的产生的许多特性。在这些中间，有宽的带宽和对超声频率处的低水平声学信号的高敏感度。通常，具有这些特性的压电材料已经由PZT和PVDF材料制成，其中，PZT是最优选的。然而，陶瓷PZT材料要求明显不同且复杂的包括划片、匹配层键合、填充物、电镀以及互连的制造工艺，并且要求大量的操纵，所有这些能够导致低于期望的换能器堆叠单元产量。此外，该制造复杂性增加了最终换能器探头的成本。由于超声系统主机已经变得较小并且由现场可编程门阵列(FPGA)和用于很多数信号处理功能的软件支配，因此系统主机的成本已经随着系统尺寸而下降。采取廉价便携式台式机和手持形式的超声系统现在是可用的。结果，换能器探头的成本是系统的总成本的不断增加的百分比，已经由用于3D成像的较高元件计数阵列的出现加速了增加。用于电子3D成像的探头依赖于专业化的半导体设备专用集成电路(ASIC)，其执行针对换能器元件的二维(2D)阵列的微波束形成。因此，期望能够以较低的成本制造具有改进的产量的换能器阵列以便于对低成本超声系统的需要，并且优选地通过与半导体产生兼容的制造工艺来制造。 [0003] 最近的发展已经实现医学超声换能器能够通过半导体工艺来制造的前景。可期望地，这些工艺应该是与用于产生由超声探头需要的ASIC电路的相同的工艺，诸如CMOS工艺。这些发展已经产生了微机械超声换能器或MUT，优选形式是电容性MUT(CMUT)。CMUT换能器是具有将所接收的超声信号的声音振动转换为调制电容的电极的微小膜片式设备。针对发射，施加于电极的电容性电荷被调制以振动/移动所述设备的膜片并且从而发射声波。由于这些设备是通过半导体工艺制造的，因此这些设备通常具有在10-200微米范围中的尺度，但是范围能够达到300-500微米的设备直径。很多这样的个体CMUT能够被连接在一起并且作为单个换能器元件共同被操作。例如，四个至十六个CMUT能够被耦合在一起以共同充当单个换能器元件。典型的2D换能器阵列能够具有2000-3000压电换能器元件。当被制备为CMUT阵列时，将使用超过一百万CMUT单元。惊人地，早期的结果已经表明这种尺寸的半导体制备CMUT阵列的产量应当被显著改进超过针对几千个换能器元件的PZT阵列的产量。 [0004] CMUT通常被产生有悬挂于承载相对电极的衬底基底上方的带有电极的膜或膜片。参考图9，以横截面示出典型的CMUT换能器单元110。在诸如硅的衬底112上与多个类似的邻近单元一起制备CMUT换能器单元110。可以由氮化硅制成的膜片或膜114由可以由氧化硅或氮化硅制成的绝缘支撑体116支撑在衬底上方。膜与衬底之间的腔118可以是空气或气体填充的或者完全或部分被排空。诸如金的导电薄膜或层120在膜片上形成电极，并且类似的薄膜或层122在衬底上形成电极。由腔118分离的这两个电极形成电容。当声学回声信号引起膜114振动时，电容的变化能够被检测到，从而将声学波换能为对应的电信号。相反地，施加到电极120、122的交流信号引起膜移动并且从而发射声学信号。由于典型的CMUT的微米尺寸尺度，多个这样的CMUT单元通常紧密邻近地被制备，以形成单个换能器元件。个体单元能够具有圆形、矩形、六边形或其他外周形状。 [0005] 当超声波在发射和接收两者上穿过组织时，它们由被已知为深度依赖衰减的事物影响。超声随着其行进通过身体更远而逐渐衰减，并且来自身体中的扩展深度的回声的信噪比恶化。该衰减也是频率依赖的，其中，较高的频率比较低的频率被更大地衰减。出于这种原因，较高频率的超声被用于浅的、更表面的成像，而当在更大深度处成像时使用较低频率。 [0006] 描述控制常规CMUT的偏置电压以改变其频率响应的超声系统在美国专利6795374(Barnes等人)中是已知的，在该专利中，Barnes等人使用DC偏置电压来控制常规CMUT的膜片与衬底之间的间距：偏置电压越高，膜片与衬底电极之间的静电吸引力越大，并且膜片被更近地拉向衬底。期望在这样的情况下来操作CMUT：膜片在衬底上方自由振动/移动，将从膜片至衬底的距离保持为尽可能地接近衬底，因为这实现设备的最大机电耦合系数；来自返回的声学信号的小振动将对两个电极的电容的变化有大的影响。这是CMUT对微弱的回声信号最敏感之处。 [0007] 以这种方式操作CMUT的缺点在于，如果膜片触碰衬底，则它能够通过范德华力而变得粘连到CMUT单元的台板上，致使CMUT不能操作。该缺点被Barnes等人认识到，他们建议制定针对膜片的预期振动的偏置电压的标准调和，即针对膜片的强发射振动，使用较低的偏置电压和膜片与衬底之间的较大间距，并且当回声信号的小振动正被接收时使用较高偏置电压和较小间距。此外，他们提出增强这种控制，在初始接收高频回声时利用较低偏置电压，然后在接收来自更深深度的回声时增加偏置电压。这种变化利用被已知为“弹簧软化(spring softening)”的现象，其对CMUT换能器的中心频率具有影响，在回声接收期间当偏置电压从低的初始电压变化到较高结束电压时将所述中心频率从较高频率移位到较低频率。必须小心地限制高结束电压，使得不会偶然地导致膜片的范德华粘连。因此，Barnes等人采用偏置电压变化与频率响应之间的相反关系。 [0008] 除膜片粘连的可能性之外，在超声信号的接收期间操作常规CMUT的另一个缺点在于，这种弹簧软化效应在实践中是可忽略的，并且所得到的敏感度由于这种效应而是差的。 [0009] 在US2006/0004289A1中描述了改变CMUT收发器的敏感度的方式中的一种。CMUT收发器的敏感度通过调节CMUT的间隙宽度来改变。这是经由提供形成在CMUT单元的腔中的诸如突起元件或滚动元件的至少一个元件来实现的，所述至少一个元件在较低电极的顶部侧上或膜片的底部侧处。 [0010] 该解决方案的缺点在于，CMUT收发器间隙的调节必须在制造(提供突起元件或滚动元件)期间被预先定义。因此，这种调节在CMUT的操作期间保持相同。 发明内容[0011] 本发明的目的是提供在开篇段落中阐述的种类的超声成像系统，其提供在用于超声成像的频率的宽的范围上的CMUT换能器的改进的敏感度。 [0012] 根据本发明，该目的通过提供一种超声诊断成像系统来实现，其中，阵列的每个CMUT单元被布置为操作在以下模式中的任一个中： [0013] 常规模式，其中，所述DC偏置电压将所述单元的CMUT膜设置为在所述CMUT单元的操作期间在所述单元台板上方自由地振动；以及 [0014] 塌陷模式，其中，所述DC偏置电压将所述单元的所述CMUT膜设置为在所述CMUT单元的操作期间塌陷到所述单元台板。 [0015] 本发明允许通过设置DC偏置电压来控制超声系统操作在其中的模式。CMUT阵列的所有单元能够操作在两种模式中。CMUT单元操作的常规模式(其中，单元的膜在衬底上方自由地振动)提供CMUT单元在相对较低的频率处的响应。CMUT单元操作的塌陷模式(其中，所设置的DC偏置电压将膜迫到其中膜与台板接触(触碰)的预塌陷状态)提供CMUT单元在相对较高的频率处的响应。DC偏置电压的变化导致膜的接触(塌陷到)CMUT单元台板的区的变化。因此，CMUT的接收的频率与常规模式相比可以更高，并且可以被控制。除此以外，由于塌陷膜到单元台板的更紧密接近性，塌陷模式操作提供系统的改进的敏感度。 [0016] 本发明的优点是通过改变CMUT单元的响应的频率来在多谐波成像中使用相同CMUT换能器的可能性。此外，由范德华粘连意外禁用CMUT单元的危险不再是个问题，因为本发明使用该效应作为其优点。 [0017] 在本发明的实施例中，所述多个CMUT单元至少包括一个第一CMUT单元和一个第二CMUT单元，其中，所述第一CMUT单元比所述第二CMUT单元具有更大的直径。 [0018] 结合在常规模式和塌陷模式中的超声系统的可操作性，CMUT单元的直径的差异可以提供在超声波的发射和接收中的至少一个期间的频带的甚至进一步的改进。 [0019] 在本发明的又一实施例中，在所述常规模式中，所述DC偏置电压将所述第一CMUT单元的所述膜设置为在所述CMUT单元的操作期间在所述单元台板上方自由地振动；并且在所述塌陷模式中，所述DC偏置电压将所述第二CMUT单元的所述膜设置为在所述CMUT单元的操作期间塌陷到所述单元台板。 [0020] 这在操作的常规模式期间提供CMUT阵列对相对较低的频率的敏感度，并且在操作的塌陷模式期间提供CMUT阵列对相对较高的频率的敏感度。 [0021] 在本发明的另一实施例中，每个CMUT单元被布置为在超声信号的发射期间操作在所述常规模式中，并且在超声信号的接收期间操作在所述塌陷模式中。 [0023] 在本发明的又一个实施例中，超声诊断系统，在所述塌陷模式中的操作期间所述DC偏置电压中的增加引起所述CMUT单元的频率响应的中心频率的增加，并且在所述塌陷模式中的操作期间所述DC偏置电压的减小引起所述CMUT单元的频率响应的中心频率的减小。 [0024] 当CMUT单元正被操作在塌陷模式中时，所述单元的膜片在操作期间接触所述单元的台板。DC偏置电压被控制，从而以偏置电压与频率响应之间的直接关系改变塌陷模式CMUT的频率响应。当在回声接收期间偏置电压被减小时，换能器的通带逐步移动到较低的频带。能够通过增加DC偏置电压来实现频率响应的相反效果。已经发现相比于现有技术的频率控制技术，以这种方式实现频率控制以数量级改进CMUT的敏感度。 [0025] 在本发明的又一实施例中，每个CMUT单元还包括所述膜的塌陷到所述单元台板的区；并且所述DC偏置电压的增加(减小)还引起所述膜的塌陷到所述单元台板的所述区的增加(减小)。 [0026] DC偏置电压设置定义这样的静电力，即利用其朝向单元台板吸引膜。因此，DC偏置电压的增加(减小)可以导致膜与单元台板接触的区的增加(减小)。 [0027] 本发明的另一目的是提供一种超声成像方法，包括： [0028] -选择用于特定临床应用的频带； [0029] -选择DC偏置电压，所述DC偏置电压： [0030] -或者将所述CMUT膜设置为在以基频发射超声信号期间在所述单元台板上方自由地振动； [0031] -或者将所述CMUT膜设置为在超声信号的接收期间塌陷到所述单元台板；并且[0032] -在所述基频和/或所述基频的更高谐波处进行成像。 [0033] 该方法可以作为对比剂的高阶超谐波(2.5fo、3.5fo等，其中，fo是基频)响应被应用在对比剂成像(3D低机械指数灌注)中。在较低机械指数处，在超声系统操作在常规模式中时，组织不产生较高阶谐波响应，但是对比剂产生较高阶谐波响应。因此，可变操作模式可以改进对比剂成像，尤其是心脏灌注成像的性能。同样，具有离散操作模式能够帮助抑制发射期间的谐波频率。例如，双极或单极(非任意波形生成器)超声换能器发出能够使谐波成像模式的性能退化的更高阶谐波。 [0034] 该方法也能够被用在剪切波弹性成像中，其中，常规的较低频模式被用于剪切波发生(提供到组织中的更好穿透)，并且塌陷的较高频模式被用于成像(提供更高的分辨率)。例如，这能够增强针对乳房、肝脏、前列腺以及心脏成像应用的弹性成像图像质量，其中，剪切波成像具有大的影响。 [0035] 根据本发明的原理的方法的其他可能临床应用可以是光-声和高强度聚焦超声。 [0037] 在附图中： [0038] 图1以方框图形式图示了被布置为根据本发明的原理进行操作的超声诊断成像系统， [0039] 图2图示了由DC偏置电压控制并由r.f.驱动信号驱动的常规CMUT单元，[0040] 图3a-3d图示了在本发明的实施方式中应用的塌陷模式CMUT操作的原理，[0041] 图4图示了具有固定的DC偏置电压的塌陷模式CMUT换能器的频率响应，[0042] 图5图示了根据本发明的具有变化的DC偏置电压的塌陷模式CMUT换能器的频率响应， [0043] 图6a和图6b图示了当由超声系统的PEN/GEN/RES控制改变时根据本发明的塌陷模式CMUT换能器的通带的变化， [0044] 图7图示了作为时间和深度的函数的返回回声信号的频率的改变， [0045] 图8图示了用于响应于图7中所示的返回回声信号的改变的频率的DC偏置电压的变化， [0046] 图9以横截面图示了现有技术的典型CMUT单元， [0047] 图10图示了方法的一个实施例， [0048] 图11a图示了由在200微米厚度通道中流动的微泡散射的所接收的频谱数据的范例， [0049] 图11b-11d图示了针对所接收信号的第二、第三和第四谐波频率重建的超声图像，[0050] 图12a图示了采取常规模式和塌陷模式的超声阵列操作， [0051] 图12b图示了包括不同直径的CMUT单元的超声阵列，并且 [0052] 图12c图示了在系统操作的常规模式和塌陷模式期间的换能器敏感度。 具体实施方式[0053] 首先参考图1，以方框图形式示出了具有频率控制的CMUT探头的超声诊断成像系统。在图1中，CMUT换能器阵列10’被提供在超声探头10中，以发射超声波并且接收回声信息。换能器阵列10’是能够在2D平面中扫描或针对3D成像在三维中扫描的换能器元件的一维或二维阵列。换能器阵列被耦合到探头中的微型波束形成器12，所述微型波束形成器控制通过CMUT阵列单元的信号的发射和接收。微型波束形成器能够进行由换能器元件的组或“片块”接收的信号的至少部分波束形成，如在美国专利5997479(Savord等人)、6013032(Savord)以及6623432(Powers等人)中所描述的。微型波束形成器由探头缆线耦合到发射/接收(T/R)开关16，所述T/R开关在发射与接收之间切换并且当未使用微型波束形成器并且换能器阵列直接由主系统波束形成器操作时，保护主波束形成器20免受高能量发射信号损害。在微型波束形成器12的控制下的超声波束从换能器阵列10的发射由换能器控制器18引导，所述换能器控制器被耦合到T/R开关和主系统波束形成器20，所述主系统波束形成器接收来自用户接口或控制面板38的用户的操作的输入。由换能器控制器控制的功能之一是其中波束被操纵的方向。波束可以被操纵为从换能器阵列一直向前(与其正交)，或者针对更宽的视野而处于不同的角处。换能器控制器18和微型波束形成器能够经由DC偏置控制45耦合到CMUT换能器阵列10’。DC偏置控制45对能够被施加于CMUT单元的(一个或多个)DC偏置电压进行设置。 [0054] 由微型波束形成器12产生的部分射束形成信号在接收后被耦合到主波束形成器20，其中，来自换能器元件的个体片块的部分波束形成信号被组合为完全波束形成信号。例如，主波束形成器20可以具有128信道，其中每个接收来自几十或几百CMUT换能器单元的片块的部分波束形成信号。以这种方式，由CMUT换能器阵列的几千换能器元件接收的信号能够有效地贡献于单个波束形成信号。 [0055] 波束形成信号被耦合到信号处理器22。信号处理器22能够以各种方式处理所接收的回声信号，例如带通滤波、抽取、I分量和Q分量分离以及谐波信号分离，所述谐波信号分离作用于分离线性信号和非线性信号，以使得能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的更高谐波)回声信号。信号处理器也可以执行额外的信号增强，诸如散斑减少、信号合成以及噪声消除。信号处理器中的带通滤波器能够是如上文所描述的跟踪滤波器，其中，它的通带当从增加的深度处接收回声信号时从较高频带滑移到较低频带，从而拒绝来自更大深度的较高频率处的噪声，其中，这些频率缺乏解剖学信息。 [0056] 经处理的信号被耦合到B模式处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26将对所接收超声信号的幅度的检测用于对诸如身体中的器官和血管的组织的身体中的结构的成像。可以以谐波图像模式或基本图像模式或两者的组合来形成身体的结构的B模式图像，如在美国专利6283919(Roundhill等人)和美国专利6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28处理来自组织运动和血流的时间上不同的信号，以检测物质的运动，诸如在图像场中的血细胞的流动。多普勒处理器通常包括具有参数的壁滤波器，所述参数可以被设置为通过和/或拒绝从身体中的选择的类型的材料返回的回声。例如，壁滤波器能够被设置为具有通带特性，所述通带特性通过来自较高速度材料的相对低幅度的信号，同时拒绝来自较低或零速度材料的相对强的信号。这种通带特性将通过来自流动的血液的信号，同时拒绝来自附近静止或缓慢运动的对象(诸如心脏壁)的信号。相反的特性将通过来自心脏的运动组织的信号，同时拒绝血流信号，这被称为组织多普勒成像，其检测并描绘组织的运动。多普勒处理器接收并且处理来自图像场中的不同点的时间上离散的回声信号的序列，来自特定点的回声的序列被称为系综(ensemble)。在相对短区间上快速连续接收的回声的系综能够被用于估计流动的血液的多普勒频移，其中，多普勒频率到速度的对应性指示血流速度。在更长时间段上接收的回声的系综被用于估计更缓慢流动的血液或缓慢移动的组织的速度。 [0057] 由B模式处理器和多普勒处理器产生的结构信号和运动信号被耦合到扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器以它们根据其以期望的图像格式被接收的空间关系布置回声信号。例如，扫描转换器可以将回声信号布置为二维(2D)扇形格式或锥体三维(3D)图像。扫描转换器能够利用对应于与图像场中的点处的与所述点的多普勒估计速度对应的运动的颜色来与B模式结构图像交叠，以产生彩色多普勒图像，所述彩色多普勒图像描绘图像场中组织的运动和血流。多平面重新格式化器会将从身体的体积区域中的公共平面中的点接收的回声转换到该平面的超声图像中，如美国专利6443896(Detmer)中所描述的。 体积绘制器42将3D数据集的回声信号转换为如从给定参考点观察的投影3D图像，如美国专利6530885(Entrekin等)中所描述的。来自扫描转换器32、多平面重新格式化器44以及体积绘制器42的2D或3D图像被耦合到图像处理器30，以进行进一步增强、缓冲和临时存储，从而显示在图像显示器40上。除了被用于成像外，由多普勒处理器28产生的血流速度值被耦合到流动量化处理器34。该流动量化处理器产生不同流状况的量度，例如血流的体积流量。流动量化处理器可以接收来自用户控制面板38的输入，例如要进行测量的图像的解剖结构中的点。来自流动量化处理器的输出数据被耦合到图形处理器36，以利用显示器40上的图像重新产生测量值。图形处理器36也能够生成用于与超声图像一起显示的图形交叠。这些图形交叠能够包含标准识别信息，诸如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，图形处理器接收来自用户接口38的输入，诸如键入的患者姓名。用户接口也被耦合到发射控制器18，以控制来自换能器阵列10’的超声信号的生成，并且因此由换能器阵列和超声系统产生的图像。用户接口也被耦合到多平面重新格式化器44以便选择和控制多幅多平面格式化(MPR)图像的显示，所述MPR图像可以被用于执行在MPR图像的图像场中的量化测量。 [0058] 在本发明的实施方式中，换能器阵列10’的元件包括CMUT单元。图2示出了具有膜或膜片114的常规CMUT单元，所述膜或膜片悬挂于硅衬底112上方，两者之间具有间隙118。在该范例中，顶部电极120被定位于膜片114上并随着膜片移动，并且底部电极被定位于衬底112的上表面上的单元的台板上。能够考虑电极120设计的其他实现方式，诸如，电极120可以被嵌入在膜114中或者它可以被沉积在膜114上作为额外的层。在该范例中，底部电极 122被圆形地配置并嵌入在衬底层112中。此外，膜层114相对于衬底层112的顶部面被固定，并且被配置和确定尺度，从而定义处于膜层114与衬底层112之间的球形或柱形腔118。 [0059] 单元及其腔118可以定义备选几何结构。例如，腔118能够定义矩形或正方形横截面、六边形横截面、椭圆形横截面或不规则横截面。在本文中，参考CMUT单元的直径应该被理解为单元的最大横向尺寸。 [0060] 底部电极122通常在其面向腔的表面上利用额外的层(未图示)被绝缘。优选的绝缘层是被形成在衬底电极122之上和膜电极120之下的氧化物-氮化物-氧化物(ONO)介电层。ONO-介电层有利地减少电极上的电荷积累，所述电荷积累导致设备不稳定性和漂移以及声学输出压的减少。在Klootwijk等人于2008年9月16日递交的题为“Capacitive micromachined ultrasound transducer”的欧洲专利申请no.08305553.3中详细讨论了CMUT上的ONO-介电层的制备。使用ONO-介电层对于预塌陷CMUT是期望的，其与利用悬挂的膜操作的CMUT相比更易受电荷滞留影响。所公开的部件可以由CMOS兼容材料来制备，所述CMOS兼容材料例如为Al、Ti、氮化物(例如，氮化硅)、氧化物(各种等级)、四乙氧基硅烷(TEOS)、多晶硅等。在CMOS制备中，例如，氧化物和氮化物层可以通过化学气相沉积来形成，并且金属化(电极)层通过溅射工艺来安置。适当的CMOS工艺是LPCVD和PECVD，后者具有小于400℃的相对低的操作温度。用于产生所公开的腔118的示范性技术涉及在添加膜层114的顶部面之前定义膜层114的初始部分中的腔。其他制备细节可以在美国专利6328697(Fraser)中找到。在图2中描绘的示范性实施例中，圆柱形腔118的直径大于圆形地配置的电极板122的直径。电极120可以与循环配置的电极板122具有相同的外直径，尽管这种一致性不是要求的。因此，在本发明的示范性实施方式，膜电极120相对于膜层114的顶部面被固定，从而与下面的电极板122对准。CMUT的电极提供设备的电容板，并且间隙118是电容器的板之间的电介质。当膜片振动时，板之间的介电间隙的变化尺度提供变化的电容，所述变化的电容被感测为CMUT对所接收的声学回声的响应。电极之间的间距通过利用DC偏置电路将DC偏置电压104施加到电极来控制。针对发射，电极120、122由r.f.信号生成器102来驱动，所述r.f.信号生成器102的a.c.信号引起膜片振动，并且发射声学信号。DC偏置电压可以被类比于载波，其中，r.f.信号在声学信号的发射中调制载波。 [0061] 根据本发明的原理，图1中的阵列10’的CMUT单元可以操作在下面的模式之一中：常规模式和塌陷模式。 [0062] 在常规操作模式中，施加于电极120和122的DC偏置电压104被保持低于阈值。该阈值可以依赖于CMUT单元的精确设计，并且被定义为这样的DC偏置电压，即在低于所述电压时膜在振动期间不通过范德华力粘连(接触)到单元台板。因此，当偏置被设置为低于阈值时，膜在CMUT单元的操作期间在单元台板上方自由地振动。 [0063] 与下面定义的塌陷模式相比，常规操作模式能够被表征为具有超声波的较低频率和强度的模式。 [0064] 在塌陷模式期间，以高于阈值的值来操作DC偏置电压。根据本发明，由DC偏置电压将CMUT单元设置到预塌陷状态，其中，膜114接触腔118的台板，如图3a所示。这通过将DC偏置电压施加到两个电极来实现，如图2所示。在图示的塌陷模式实施方式中，膜电极120被形成为环电极130。其他实施方式可以使用连续的盘形电极，其有利地在膜的中心以及外周处提供用于塌陷的下拉力。当膜114如图3a和图3b所示被偏置到其塌陷状态时，膜的中心区与腔118的台板接触。这样一来，膜114的中心在CMUT的操作期间并不移动。相反，膜114的外周区移动，其高于腔118的剩余开放空隙并且低于环电极。通过将膜电极130形成为环形，设备的电容的上板的电荷被定位于在CMUT操作作为换能器时呈现出运动和电容变化的CMUT的区上方。因此，CMUT换能器的耦合系数被改进。 [0065] 如已经指示的，可以通过施加高于阈值的DC偏置电压来将膜114带到与腔118的台板的中心接触的它的塌陷状态，所述阈值是单元直径、膜与腔台板之间的间隙以及膜材料和厚度的函数。当电压增加时，利用电容计来监控CMUT单元的电容。电容的突然变化指示膜已经塌陷到腔的台板。膜能够被向下偏置直到其刚好触碰腔的台板，如图3a指示的，或者能够被进一步向下偏置，如图3b所示，以增加塌陷从而超过最小接触的塌陷，诸如塌陷到单元台板的膜的区增加。 [0066] 根据本发明的原理，通过在塌陷之后调节施加于CMUT电极的DC偏置电压来改变塌陷模式CMUT的频率响应。结果，当较高的DC偏置被施加于电极时，CMUT单元的谐振频率增加。在图3a-3d中图示了该现象背后的原理。图3a和图3c的横截面视图在每个图示中通过膜114的外部支撑体与其中膜开始触碰腔118的台板的点之间的距离D1和D2一维地图示了这。 能够看到，距离D1是当塌陷后施加相对低的偏置电压时图3a中的相对长的距离，并且图3c中的距离D2是当施加较高的偏置电压时的短得多的距离。这些距离能够被类比为由端部保持并且然后被拨动的长弦和短弦。与较短的更紧的弦相比，长的松弛的弦在被拨动时将以低得多的频率振动。类似地，图3a中的CMUT单元的谐振频率将比图3c中的经历较高的DC下拉偏置电压的CMUT单元的谐振频率更低。 [0067] 现象也能够根据图3b和图3d的二维图示来认识，因为它实际上是CMUT膜的有效操作区的函数。当膜114刚好触碰CMUT单元的台板时，如图3a所示，单元膜114的非接触(自由振动)部分的有效振动区A1是大的，如图3b所示。中心17中的小孔表示膜的中心接触区域。大的区膜将以相对低的频率振动。区17是膜114的塌陷到CMUT单元的台板的区。但是当膜由更高的偏置电压牵拉为更深的塌陷时，如图3c所示，更大的中心接触区17’导致更小的自由振动区A2，如图3d所示。该更小的区A2相比于更大的A1区将以更高的频率振动。因此，当DC偏置电压减小时，塌陷CMUT单元的频率响应减小，并且当DC偏置电压增加时，塌陷CMUT单元的频率响应增加。 [0068] 图4和图5图示了塌陷CMUT的DC偏置电压的变化如何能够针对特定期望操作频率来优化换能器。图4图示操作在塌陷模式中的具有固定DC偏置的CMUT换能器的频率响应曲线54，其具有6MHz左右的标称中心频率。当利用在6MHz处的信号操作换能器探头时，将看到，6MHz左右的信号的响应曲线呈现良好的敏感度，因为它操作在通带的中心中。但是当利用诸如4MHz的低频带处的信号操作探头时，将看到，在该范围中的信号的频带52滚降，因为频带52处于响应曲线54的较低端部处，并且比峰值降低4dB左右。类似地，当操作在8MHz左右时，如由频带56所示，换能器通带54的高频滚降将信号衰减为比峰值低6dB。但是当DC偏置电压被改变，以针对期望操作频带优化换能器时，这种边缘(skirt)衰减被避免。如图5图示地，在该范例中，当70伏的DC偏置被用于低频带操作，90伏被用于中频带操作并且120伏被用于高频带操作时，在每种情况下期望的通带52’、54’和56’处于移位的谐振换能器通带的中心中，从而实现很小的或没有侧边缘频率滚降。 [0069] 超声阵列操作的范例之一被图示在图12a中。在超声信号的发射期间，阵列中的CMUT单元操作在常规模式中。在这种模式中，膜114通过DC偏置电压V1被设置为在单元台板上方自由地振动。关于单元台板的膜114位置的横截面视图被指代为101。为了简洁起见，未示出CMUT单元的其他部分。在回声信号的接收期间，DC偏置控制45将DC偏置电压设置到高于V1和CMUT单元的阈值两者的值V2。因此，阵列中的单元的膜被设置为在操作期间塌陷到单元台板。在塌陷模式中关于单元台板的膜114位置的横截面视图被指代为103。在塌陷模式中，当较高的DC偏置被施加于电极时，谐振频率增加。图12c图示了当较低的DC偏置V1能够被用于发射处于低频率(fo)处的高声学压力波时作为频带88的发射中的换能器的频率响应，以及当高DC偏置V2能够被用于增加cMUT换能器的频率响应(3fo，4fo，5fo，..)时作为频带89的接收中的换能器的频率响应。 [0070] 根据本发明的原理，超声系统响应的频率敏感度可以通过提供阵列而甚至进一步被加宽，其中，CMUT单元具有不同的直径。不同直径的单元的偏置可以允许发射在可变基频处的超声波。较大直径的CMUT单元与较小直径的单元相比具有更低的基频。 [0071] 图12b图示了包括CMUT单元的两组多个(plurality)86、87的换能器阵列，所述两组多个具有彼此不同的直径，并且可以被定位在相同的衬底112上。CMUT单元86的第一组多个相比于CMUT单元87的第二组多个具有更大的直径。多个86可以被操作为发射在相对低频率(例如，在1MHz与4MHz之间的fo处)处的高声学压力信号，同时具有较小直径的CMUT 87的多个可以在回声信号的高阶谐波(3fo，4fo，5fo，..)的接收期间被操作。阵列中具有不同直径的换能器的频率响应也示意性图示在图12c中。具有不同直径的CMUT的膜能够具有各种尺寸和厚度，以便满足期望的频率敏感度要求。所述阵列也可以包括具有多于两种不同直径的单元，所述单元也可以制备在不同的衬底上并且之后组装在系统的阵列中。 [0072] 超声系统通常向操作临床医师提供针对特定临床应用设置操作频带的能力。通常，临床医师能够调节系统控制面板38上的用户控制，以针对更好的穿透以具有低于4MHz的标称中心频率的较低频率激励换能器(PEN模式52)，针对更好的分辨率以具有在8MHz与12MHz之间的标称中心频率的较高频率激励换能器(RES模式56)，或者针对要求良好穿透性和良好分辨率两者的通用应用以具有在4MHz与8MHz之间的标称中心频率的中等频率激励换能器(GEN模式54)，如图5和图6a中所示。当仅单个DC偏置设置值被使用时，CMUT换能器操作的折中频带必须被用于所有三种系统设置。但是，在具有对应于临床应用设置改变CMUT换能器频率响应频带的能力的情况下，能够将较低频带52’用在PEN模式中，将中等频带54’用在GEN模式中，并且将高频带56’用在RES模式中，如图6b示出的。看到，与当使用针对中心GEN频带优化的固定DC偏置时频带52和56的较低响应相比，PEN频带52’和RES频带56’呈现改进的敏感度。因此，可变频带塌陷模式CMUT换能器探头的频率响应被调整到特定临床应用的需要。 [0073] 可变频带塌陷模式CMUT换能器的频率响应也能够在回声接收期间连续地变化，以提供与系统跟踪滤波器相同的效应，如图7和图8所示的。图7图示了当随着时间而从增加的深度接收回声时回声信号62、64、66的中心频率的逐步下降，如图示的纵坐标轴所示。线60绘制出中心频率随着深度(时间)的稳定下降。当从浅深度并且然后从逐渐加深的深度处接收回声时，塌陷模式CMUT的DC偏置电压从较高电压变化到较低电压，如通过图8中的线70示出的，并且CMUT单元的中心频率对应地下降。塌陷模式CMUT阵列的频率响应由该DC偏置控制方法连续地调整，以跟随深度依赖频率衰减。 [0074] 根据本发明的原理，在图10中图示了超声成像的方法85。该方法开始于步骤S2。然后在步骤S3中，提供包括一个或多个CMUT单元的阵列。依赖于超声系统的潜在临床应用，阵列可以包括相同直径或不同直径的CMUT单元。在步骤S4中，布置在两个CMUT电极之间的DC偏置电压的耦合：膜电极和衬底电极。此外，在步骤S5中，临床医师能够调整系统控制面板38上的用户控制，以选择针对特定临床应用的频带。频带的选择是通过经由DC偏置控制45设置不同的DC偏置电压来实现的。可以在步骤S6中使用相同的DC偏置控制以便在超声信号的发射期间以常规模式操作所述系统。在S6步骤期间，DC偏置电压被控制使得CMUT单元膜 114被设置为在单元台板上方自由地振动。所述系统以CMUT单元的基频发射超声信号，所述基频能够由被保持低于阈值的所施加的DC偏置电压来定义。在下一步骤S7中，由所述系统以塌陷模式来执行超声信号的接收。DC偏置控制45可以被用在步骤S7中，以便以塌陷模式操作所述系统。在S7步骤期间，DC偏置电压被控制，使得CMUT单元膜114被设置为在接收期间塌陷到单元台板。在接收期间塌陷到单元台板的膜的区(17、17’)由在步骤S5中选择的特定临床应用的频带来确定。在步骤S8中，对在基频和/或基频的更高谐波处的所接收的回声信号的成像被执行。所述方法在步骤S9中结束。 [0075] 本方法的优点之一在于，在发射期间，所述系统能够经由偏置一个直径的CMUT来操作在常规模式中，而在接收期间，所述系统能够经由偏置不同直径的CMUT单元来操作在塌陷模式中，以最大化接收敏感度并保持谐波频率与基频良好地分离。 [0076] 在步骤83中执行的特定临床应用的范例之一可以是对比剂成像，通常应用的是低机械指数(MI)心脏灌注成像。在图11a、图11b、图11c和图11d中呈现了使用较高阶谐波来对对比信号进行成像的可行性。超声图像是使用申请人的基于CMUT阵列的超声系统Voyager的样机获得的。CMUT单元由具中心在1.5MHz处的具有15V的幅度的a.c.电信号来激励(MI～0.1)。图11a图示了所接收的超声RF数据集的频谱，其中指示了基频90、其第二谐波91、第三谐波92和第四谐波93。图11b、图11c和图11d图示了根据来自用作对比剂的微泡的二阶、三阶和四阶散射重建的图像。图像的动态范围是40dB。在该对比剂成像中，相对低的频率可以反映来自身体组织的响应，并且相对较高的频率可以反映来自对比剂的响应。 [0077] 本发明的临床应用的又一范例是增强图像动态弹性成像，其尤其用于心脏应用。动态弹性成像(例如剪切波成像)使用高强度脉冲在感兴趣区域(ROI)中创建机械剪切波。 然后利用交变脉冲跟踪波的速度。局部速度估计被用于反向计算组织剪切模量。在心脏应用中，ROI可以深达15-20cm。因此，较低的频率是期望的，尤其是对于生成剪切波而言。基于cMUT的双模式超声系统(操作在常规模式和塌陷模式中)潜在地能够提供用于剪切波生成的具有期望强度的较低频率，和用于跟踪/成像的中等-较高频率。在优选实施例中，剪切波的生成可以通过相对较大直径的CMUT单元的激活来进行，同时跟踪的回声信号可以由相对较小直径的CMUT单元来发射。 [0078] 特定临床应用的另一范例是光-声装置。光-声装置使用光学激励来创建来自组织的声学响应的模态。所接收的声学响应常常是高带宽RF响应(高于10MHz)。基于CMUT的双模式超声系统能够帮助检测所接收的光-声响应中的频率的范围，并且捕获整个带宽。 [0079] 临床应用的又一范例是高强度聚焦超声(HIFU)，其已经在文献中被设立为用于使用聚焦超声能量来消融/分解病变的非侵入方案。 [0080] 尽管在附图和前面的描述中已经详细图示和描述了本发明，但是这些图示和描述应被视为说明性或示范性的而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容以及权利要求书，本领域技术人员在实践所要求保护的本发明时能够理解和实现对所公开的实施例的其他变型。 [0081] 在权利要求书中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个元件或其他单元可以履行权利要求书中所记载的若干项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。 [0082] 权利要求书中的任何附图标记不应被解读为对范围的限制。 |
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