技术领域
[0001] 本
发明涉及一种探头，且特别是涉及一种
超声波换能器探头。
背景技术
[0002] 超声波无创式手术具有低
风险、
副作用少以及受术者可以快速出院等优点，目前已广泛地应用在各种医疗领域。而为了扩大其应用范围，如应用于心血管、眼科或侵入式声疗等微组织的医疗领域，高频高解析的超声波阵列正处开发阶段。
[0003] 近年来，国际研发单位纷纷引入高
精度、可晶片级批量制造的微制作工艺加工方式来制作压电超声波探头(Piezoelectric Micromachined Ultrasound Transducer，pMUTs)(以下称pMUTs技术)。pMUTs技术是将一
薄膜压电材料(数μm)沉积于
硅基板上后，通过黄光显影蚀刻的程序定义出具空背腔的超声波换能器元件。
[0004] 目前pMUTs技术采用决定超声波换能器元件的平面尺寸来获得挠曲模态(flexure mode)以进而决定压电超声波探头的操作
频率。在实际的应用上，通常是将许多个超声波换能器单元集结成一个具有单元间距的超声波换能器阵列。然而，上述设计方式，让超声波换能器阵列的单元间距往往大于操作频率的半
波长，而当单元间距大于待测环境的1/2波长时，将会引起如图1A及图1B示的栅瓣效应，如欲形成0度的影像时，会有
角度为θ1及θ-1的错误的反射资讯，进而造成错误的照影，无法确实地得到待测物体的真实影像。
发明内容
[0005] 本发明的目的在于提供一种应用于需要较高操作频率如心血管、眼科或侵入式声疗等领域的超声波换能器探头，以解决上述问题。
[0006] 为达上述目的，本发明提供一种超声波换能器探头，其包含一基板以及一超声波换能器阵列，其中基板具有位于基板的一第一表面上的多个开孔，而超声波换能器阵列设置于基板的第一表面上。超声波换能器阵列具有至少一个共振单元，而每一个共振单元的一厚度为操作频率的等效1/2波长。每一个共振单元包含一振荡元件以及一压电元件，其中振荡元件具有朝向基板的一第二表面，且第二表面对应基板的第一表面的开孔，而压电元件配置于第二表面。
[0007] 在本发明的超声波换能器探头的一
实施例中，上述的基板为硅基板，且具有多个
半导体元件及布线。
[0008] 在本发明的超声波换能器探头的一实施例中，上述的开孔为
盲孔或贯孔。
[0009] 在本发明的超声波换能器探头的一实施例中，上述的振荡元件具有一绝缘层，而上述的第一表面为绝缘层朝向基板的表面。
[0010] 在本发明的超声波换能器探头的一实施例中，上述的每一压电元件包含一第一
电极、一压电材料层以及一第二电极，其中第一电极配置于振荡元件的第二表面的局部，而压电材料层具有相连的一第一部分以及一第二部分，其中第一部分配置于该震荡元件的该第二表面上，并位于该第一电极旁，而该第二部分配置于该第一电极的表面。第二电极，
覆盖于该振荡元件的该第二表面被该第一电极及该压电材料层暴露出来的局部，并延伸配置于该压电材料层上。此外，每一个振荡元件更具有与第二表面相对且相对远离基板的一第三表面，而第二电极具有面向开孔的一第四表面，且每一共振单元的厚度为振荡元件的第三表面至第二电极的第四表面的距离。
[0011] 在本发明的超声波换能器探头的一实施例中，上述的振荡元件为柱体。
[0012] 在本发明的超声波换能器探头的一实施例中，其中振荡元件由弹性材料组成，且弹性材料产生形变以驱动压电元件。此外，弹性材料包含金属或半导体材料，其中半导体材料包含硅。
[0013] 基于上述，在本发明的超声波换能器探头中，改以共振单元的厚度震荡模态决定操作频率，因此操作频率主要受到共振单元的厚度尺寸影响而非平面尺寸，所以由于平面尺寸可有效地缩小，可进而使阵列单元的间距小于待测环境的1/2波长，以达到抑制栅瓣效应的目的，此外，可较应用薄板挠曲模态设计的元件获得相对佳的平面制作工艺裕度。
[0014] 为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特举实施例，并配合所附
附图作详细说明如下。
附图说明
[0015] 图1A为阵列波源间距大于1/2波长于
水中的指向效果模拟的声场图；
[0016] 图1B为栅瓣效应示意图；
[0017] 图2为本发明一种超声波探测器的示意图；
[0018] 图3为应用于图2的超声波探测器的超声波换能器探头的局部立体示意图；
[0019] 图4为图3的剖面示意图；
[0020] 图5A～图5F为超声波换能器探头的制作
流程图；
[0021] 图6为应用阵列波源间距小于1/2波长于水中的指向效果模拟的声场图。
[0022] 主要元件符号说明
[0023] 1000：超声波换能器探头
[0024] 1100：基板
[0025] 1110：开孔
[0026] 1112：第一表面
[0027] 1120：布线
[0028] 1200：共振单元
[0029] 1210：振荡元件
[0030] 1212：第二表面
[0031] 1214：第三表面
[0032] 1216：绝缘层
[0033] 1218：振荡本体
[0034] 1220：压电元件
[0035] 1222：第一电极
[0036] 1224：压电材料层
[0037] 1224a：第一部分
[0038] 1224b：第二部分
[0039] 1226：第二电极
[0040] 1226a：第四表面
[0041] 2000：超声波探测器
[0042] 3000：晶片
[0043] 3002：底面
[0044] d：单元间距
[0045] L：厚度
[0046] λ：波长
[0047] F：操作频率
[0048] θ1、θ-1：角度
具体实施方式
[0049] 图2为本发明一种超声波探测器进行腹部超音波的示意图、图3为应用于图2的超声波探测器的超声波换能器探头的局部立体示意图，而图4为图3的剖面示意图。请同时参考图2、图3及图4，本实施例的超声波换能器探头1000应用于使用在腹部超音波、眼部或心血管等医疗领域的超声波探测器2000，此超声波换能器探头1000的操作频率约介于25至50兆赫兹，但是也可以应用在频率低于25兆赫兹或高于50兆赫兹的领域中。超声波换能器探头1000包含一基板1100以及一超声波换能器阵列1300，其中基板1100具有多个开孔1110，且这些开孔1110位于基板1100的第一表面1112上，而超声波换能器阵列1300设置于基板1100的第一表面1112上。超声波换能器阵列1300具有至少一个共振单元1200，而每一个共振单元1200的一厚度L为操作频率F的等效1/2波长λ。每一个共振单元1200包含一振荡元件1210以及一压电元件1220，其中振荡元件1210具有朝向基板
1100的一第二表面1212，且第二表面1212对应于基板1110的位于第一表面1112的开孔
1110，而压电元件1220配置于第二表面1212。本实施例的超声波换能器探头1000的超声波换能器阵列1300的共振单元1200是采用厚度决定超声波换能器探头1000的操作频率的方式，因此可以缩小共振单元1200的平面尺寸，以达到缩小单元间距，抑制栅瓣效应，使造影正确的目的。
[0050] 详细而言，上述的基板1100可为一硅基板，其上有许多半导体元件及布线1120，而超声波换能器阵列1300的共振单元1200经由布线1120与半导体元件电连接。另外，本实施例的基板1100的开孔1110为未贯穿基板1100的盲孔，但在其他未绘示的实施例中，开孔1110也可以是贯穿基板1100的贯孔。
[0051] 振荡元件1210包含一绝缘层1216以及一振荡本体1218，其中第二表面1212即是绝缘层1216朝向基板1100的表面。振荡元件1210是由具有弹性的材料制作而成，而其中绝缘层1216的材质可为
氧化物，而振荡本体1218的材质可以是金属或半导体材料，而在本实施例中，用以制作振荡本体1218的材质为半导体材料中的硅。此外，振荡本体1218为柱体，且其形状不拘，可为圆柱、三角柱、矩形柱等等，振荡本体1218的形状可依照实际需求而改变。
[0052] 承上述，每一个压电元件1220包含一第一电极1222、一压电材料层1224以及一第二电极1226，其中第一电极1222配置于振荡元件1210的第二表面1212，且第一电极1222覆盖于第二表面1212的局部，并未完全覆盖第二表面1212。压电材料层1224具有相连的一第一部分1224a以及一第二部分1224b，其中第一部分1224a配置于振荡元件1210的第二表面1212上，并且位于第一电极1222旁，而第二部分1224b配置于第一电极1222表面。第二电极1226包含覆盖于振荡元件1210的第二表面1212的局部以及被第一电极1222及压电材料层1224暴露出来的局部，并延伸配置于压电材料层1224上。因此，压电材料层
1224位于第一电极1222与第二电极1226之间。另外，每一个振荡元件1210更具有与第二表面1212相对且相对远离基板1100的一第三表面1214，而第二电极1226具有面向开孔1110的一第四表面1226a，且每一共振单元1200的厚度L为振荡元件1210的第三表面
1214至第二电极1226的第四表面1226a的距离。
[0053] 图5A～图5F为超声波换能器探头的制作流程图。以下将简介超声波换能器探头1000的制作方式。
[0054] 如图5A示，提供一晶片(wafer)3000，其中此晶片3000的厚度可略大于操作频率F的1/2波长λ，并且在硅晶片3000上沉积一层绝缘材料，以形成绝缘层1216，且绝缘层1216的顶面为第二表面1212。之后，在第二表面1212上形成第一电极1222。接着如图5B示，在第二表面1212上形成一压电材料层1224，其中压电材料层1224的第二部分1224b形成于振荡元件1210的第二表面1212上，而第一部分1224a延伸配置于第一电极1222上。
之后如图5C示，在第二表面1212上未被第一电极1222及压电材料层1224覆盖的局部形成第二电极1226，而第一电极1222、压电材料层1224及第二电极1226形成压电元件1220。
之后如图5D示，提供具有半导体元件及布线1120的基板1100，其中基板1100具有设置于第一表面1112的多个开孔1110。接着如图5E示，将硅晶片3000与基板1100对应接合，其中压电元件1220位于开孔1110中。之后同时参考图5E及图5F，对硅晶片3000的底面
3002进行蚀刻制作工艺，以定义出振荡元件1210(如图3示)，其中振荡元件1210与压电元件1220的总厚度(即共振单元1200的厚度L)为
信号频率F的等效1/2波长λ。接着请参考图3及图4，当使用本实施例的超声波换能器探头1000时，外在环境的超声波传播至振荡元件1210的第三表面1214，由于共振单元1200的厚度L为信号中心频率F的等效
1/2波长λ，所以引发振荡元件1210在厚度方向的共振时，压电元件1220将振荡元件1210的弹性波信号转为
电信号，并将此电信号传送至基板1100做
信号处理，进行造影。
[0055] 特别的是，由于本实施例的超声波换能器探头1000是采用厚度定频的方式，所以相较于共振单元1200的平面尺寸，共振单元1200的厚度L对于频率的影响更甚，换言之两个共振单元1200的平面尺寸对于操作频率F的影响并不大，所以可以经由应用于半导体制作工艺中的光
刻蚀刻等制作工艺，在不影响操作频率的情况下，使共振单元1200的平面尺寸缩小，让单元间距d小于1/2波长λ，以进而有效地抑制栅瓣效应，使造影正确，如图6示。另外，在制作过程中，对于共振单元1200的平面尺寸控制的制作工艺裕度较为宽裕。
[0056] 又，是在晶片上形成超声波换能器阵列1300，并将此超声波换能器阵列1300对应具有半导体元件且同样也为晶片的基板接合在一起，为阵列化的高
密度导线提供一种容易的接合方式。
[0057] 综上所述，本发明的超声波换能器探头至少具有下列优点：
[0058] 一、采用厚度定频，因此平面尺寸的缩小对操作频率影响不大，同时利用
光刻制作工艺以达到让共振单元的单元间距小于1/2波长，以有效地抑制栅瓣效应，使造影正确。
[0059] 二、采用厚度定频的方式，所以共振单元的平面具有较宽裕的制作工艺裕度。
[0060] 三、对于微阵列化的高密度导线提供一种容易的接合方式。
[0061] 虽然结合以上实施例揭露了本发明，然而其并非用以限定本发明，任何所属技术领域中熟悉此技术者，在不脱离本发明的精神和范围内，可作些许的更动与润饰，故本发明的保护范围应以附上的
权利要求所界定的为准。
