具有节距均匀性的平铺的CMUT切片的制作方法

文档序号:11159622
具有节距均匀性的平铺的CMUT切片的制造方法与工艺

本发明涉及医学诊断超声成像,并且尤其涉及使用电容式微加工超声换能器(CMUT)的超声探头。



背景技术:

用于医学成像的超声换能器具有导致产生高质量诊断图像的各种特性。其中包括宽的带宽以及在超声频率下对于低水平声学信号的高灵敏度。传统上,具有这些特性并且因而用于超声换能器的压电材料由PZT和PVDF材料制成,其中PZT是最优选的。然而,陶瓷PZT材料需要包括明显不同且复杂的划切(dicing)、匹配层粘结、填料、电镀和互连的制造工艺并且需要大量的处理,所有这些会导致低于预期的换能器堆叠单元产量。而且,这一制造复杂性增加了最终的换能器探头的成本。随着超声系统的主机(mainframe)变得更小并且主要由现场可编程门阵列(FPGA)和用于多数信号处理功能的软件来控制,系统主机的成本随着系统的尺寸而降低。现在,可获得廉价的便携的、桌面和手持形式的超声系统。结果,换能器探头的成本占系统总成本的百分比日益增长,并且用于3D成像的更高元件计数阵列的出现加速了这一增长。因此,期望能够以提高的产量以及低成本制造换能器阵列,以促进对于低成本超声系统的需求。

近来的发展已经导致能够通过半导体工艺来制造医用超声换能器的前景。期望的是,这些工艺应该与用于制造超声探头所需的电路的工艺相同,例如CMOS工艺。这些发展已经产生了微加工超声换能器或者MUT。已按照两种设计方案制造MUT,一种是使用具有压电特性的半导体层(PMUT)而另一种是使用表现出电容效应的具有电极板的膜片以及衬底(CMUT)。CMUT换能器是具有电极的微小膜片状的器件,其将所接收的超声信号的声音振动转换为调制电容。为了传输,对施加到电极的电容电荷进行调制以振动该器件的膜片并且从而传输声波。由于这些器件通过半导体工艺制造,因此该器件通常具有10-200微米范围的尺度,但是可以达到300-500微米的器件直径。可以将许多这样单独的CMUT连接到一起并且作为单个换能器元件整体地操作。例如,可以将四到十六个单独的CMUT联接到一起以整体地用作单个换能器元件。典型的2D换能器阵列目前将具有2000-3000个压电换能器元件。在制造为CMUT阵列时,将使用超过一百万个CMUT单元。令人惊讶的是,早期结果表明,这一尺寸的半导体制造的(fab)CMUT阵列的产量应该比由几千个换能器元件形成的PZT阵列的产量有明显提高。

CMUT最初设计为按照现在称为“未塌陷(uncollapsed)”模式进行操作。参照图1,以截面图示出典型的未塌陷CMUT换能器单元10。CMUT换能器单元10与诸如硅的衬底12上的多个类似的相邻单元一起制造。可以由氮化硅制成的膜片或者膜14由绝缘支撑体16支撑在衬底上方,该绝缘支撑体16可以由氧化硅或者氮化硅制成。膜和衬底之间的腔室18可以是空气或者气体填充的,或者完全或部分抽空。诸如金的导电薄膜或者层20在该膜片上形成电极,并且类似的薄膜或者层22在衬底上形成电极。由介电腔室18分隔开的这两个电极形成电容。在声学信号使膜14振动时,能够检测电容的变化,从而将声波换能为相应的电信号。相反,施加到电极20、22的交流信号将调制该电容,使该膜移动并且从而传输声学信号。

CMUT单元本质上是二次(quadratic)器件,因此声学信号通常是所施加信号的谐波,即,声学信号将是所施加的电信号频率的两倍。为了防止这种二次行为,向两个电极施加偏置电压,使膜片被所产生的库伦力向衬底吸引。这在图2中示意性示出,其中DC偏置电压VB施加到偏压端子24并且通过向交流信号施加诸如电感阻抗的高阻抗Z的路径而联接到膜电极20。交流信号从信号端子26电容耦合到膜电极或者从该膜电极电容耦合。膜电极上的正电荷(+)在其被朝向衬底12上的负电荷吸引时使该膜膨胀。CMUT单元在这一偏置状态下连续操作时仅微弱地表现出二次行为。

已经发现,在该膜膨胀以使得该电容式器件的两个相反充电的板尽可能接近到一起时,CMUT最灵敏。两个板的紧密接近将由CMUT产生声学和电信号能量之间的更大耦合。因而期望增加偏置电压VB直到膜14和衬底12之间的介电间隔32尽可能小到能够维持在操作信号条件下。在所构成的实施例中,该间隔为一微米或者更小的量级。然而,如果所施加的偏置电压太大,由于范德华(Vander Wals)力将器件的两个板粘贴在一起,则该膜会接触衬底,使器件短路。这种粘贴会在CMUT单元被过驱动时发生,并且由于制造公差变化,对于相同的偏置电压VB在器件之间也会变化。尽管通过在电绝缘层(例如氮化硅)中嵌入器件电极能够减小永久粘贴,但是当试图在最大灵敏度范围内操作未塌陷CMUT时,塌陷和未塌陷状态之间操作的非线性是固有的缺陷。

即使在该膜被偏置以产生非常小的亚微米的介电间隔时,CMUT的灵敏度也会小于预期的灵敏度。这是由于以下事实,尽管膜的中心32处的电荷相对接近相反电荷并且将相对于该相反电荷显著地移动,但是在由支撑体16支撑该膜的外围34处的电荷将几乎不移动并且因而几乎不参与由器件进行的信号换能。消除该差异的一种方法是使用不延伸到支撑体16的较小的膜电极20。这将膜电极上的电荷限制在将强烈参与到膜移动并且因而由该器件进行的换能的器件中心。仍然必须具有一个或者多个电导体以向膜电极20施加偏置电压VB并且将交流信号耦合到电极或者耦合来自电极的交流信号。这些电导体必须非常薄,具有向交流信号施加不期望的大阻抗的尺度,从而限制了器件的灵敏度。

由于CMUT和其他MUT通过半导体工艺制造,它们在尺寸上与传统的陶瓷PZT换能器元件相比必然小。如前面提及的,MUT的表面尺度以微米测量。在需要紧凑的换能器阵列时,诸如用于在肋骨之间扫描的超声血管内导管和心脏换能器探头,小尺寸是有利的。然而,存在着诸如腹部应用的其他应用,其中期望较大的孔径和更深的穿透。在这些应用中,较大尺寸的阵列是优选的。利用CMUT构造较大孔径的阵列的一种方法是将多个CMUT组件并排地互连或平铺到一起以形成一个大阵列。虽然能够在单个衬底上形成整个组件,但是由于阵列的尺寸增加而存在增加出现制造缺陷的可能性。为了避免此类问题的产生,优选地是制造能够被检验的较小的子组件,然后由多个无缺陷的子组件形成整个组件。每个子组件或平铺件(tile)包括在一个衬底上制造的一维或二维CMUT阵列。然后单独的衬底平铺件并排对齐以形成大阵列。在对齐多个阵列的子组件中,期望的是在整个组件上保持各元件的节距、或间隔,而不是在一个衬底毗邻另一个的边缘处存在缝隙。这使得孔径在整个组件的表面上能够均匀地过渡,就如同在该组件上的线性阵列换能器的孔径步进或牵引式踩进时所实现的。均匀的节距将避免当平铺件边缘的间隙否则将移动入有源过渡孔径时产生伪影和不期望的旁瓣。



技术实现要素:

本发明的目的是提供一种用于超声探头的CMUT换能器阵列,其能够利用半导体工艺来制造,所述半导体工艺与用于操作该阵列的集成电路的半导体工艺兼容,诸如CMOS工艺。

本发明的另一目的是提供一种大孔径CMUT换能器阵列,其能够由多个CMUT子组件或平铺件组装成。

本发明的又一目的是提供一种大孔径CMUT平铺件阵列,其保持该阵列上CMUT单元的节距。

根据本发明的原理,提供了一种由多个CMUT单元平铺件形成的CMUT单元阵列超声换能器。每个平铺件包括在衬底上的一维或二维CMUT单元阵列,其在行的方向上具有预定的节距,并且对于二维阵列来说,其在列的方向上也具有预定的节距。所述平铺件的边缘被成形以使得单独的平铺件能够彼此相邻地组装,且保持从一个平铺件到另一个平铺件的预期单元节距。优选地,所述边缘通过蚀刻工艺而不是传统的划切工艺来成形,诸如深反应离子蚀刻工艺。通过蚀刻,能够形成非线性的边缘,诸如曲折的边缘,其一行接一行地靠近地追踪每个CMUT单元。蚀刻能使衬底的直边靠近CMUT单元形成,且没有利用划切工艺会发生的碎屑或裂缝的风险。在优选实施例中,平铺件还包括形成在衬底的顶(CMUT)表面上的电触点。这些触点电联接至平铺件的CMUT单元从而供电、驱动单元或单元总体或接收来自单元或单元总体的信号。所述触点使得诸如柔性电路的互连能够联接至平铺件,从而使得诸如微波束成形电路的控制电路能够联接至CMUT阵列。

附图说明

在附图中:

图1是典型CMUT换能器单元的截面图。

图2是典型CMUT单元的电特性的示意图。

图3是根据本发明的原理构造的CMUT单元的截面图。

图4示出了在偏置到塌陷状态时的图3的CMUT单元。

图5示出了用于划切CMUT单元平铺件并利用止裂间隙的传统方法。

图6是圆形CMUT单元阵列的干涉测量图像,其中虚线示出了用于边缘的曲折蚀刻路径,其将与互补的蚀刻的平铺件对齐并保持从一个平铺件到下一平铺件的CMUT单元节距。

图7a)至图7d)示出了根据本发明原理且使用钝化层的CMUT阵列平铺件的边缘的蚀刻。

图8示出了两个CMUT阵列平铺件,具有节距保持边缘和用于电互连的表面电触点。

图9示出了使用具有图8的电触点的四个平铺件的大孔径CMUT阵列组件。

图10以框图形式示出了根据本发明原理构造的具有平铺的大孔径CMUT阵列换能器探头的超声诊断成像系统。

具体实施方式

参照图3,绘出了CMUT元件或单元5的示意性截面图。CMUT单元5包括衬底层12、电极22、膜层14和膜电极环28,在图6中可见圆形形式的CMUT单元。在该示例中,电极22被配置为圆形并且嵌入在衬底层12中。另外,膜层14相对于衬底层12的顶部表面固定并且被配置/确定尺度为在膜层14和衬底层12之间限定球形或者圆柱形的腔室18。如先前提及的,该单元及其腔室18可限定替代性的几何形状。例如,腔室18能够限定矩形和/或正方形截面、六边形截面、椭圆截面或者不规则截面。

底部电极22典型地利用附加层(未示出)在其面向腔室的表面上绝缘。优选的绝缘层是形成在衬底电极上方且在膜电极下方的氧化物-氮化物-氧化物(ONO)介电层。ONO介电层有利地降低了电极上的电荷累积,该电荷累积导致器件的不稳定性以及声学输出压力的漂移和降低。在Klootwijk等于2008年9月16日提交的名称为“电容式微加工超声换能器(Capacitive micromachined ultrasound transducer)”的欧洲专利申请No.08305553.3中详细讨论了在CMUT上制造ONO介电层。对于比未塌陷器件更易受到电荷保持影响的预塌陷CMUT,期望使用ONO介电层。所公开的部件可以由CMOS兼容材料制造,例如Al、Ti、氮化物(例如氮化硅)、氧化物(各种等级)、四乙基原硅酸盐(TEOS)、多晶硅及类似物。在CMOS制造中,例如可以通过化学气相沉积形成氧化物和氮化物层并且通过溅射工艺设置金属化(电极)层。适合的CMOS工艺是LPCVD和PECVD,后者具有小于400℃的相对低的操作温度。

用于制造所公开的腔室18的示例性技术包括在添加膜层14的顶部表面之前在膜层14的初始部分中限定出腔室。其它制造细节可以在美国专利No.6,328,697(Fraser)中找到。在图3所示的示例性实施例中,圆柱形腔室18的直径大于圆形配置的电极板22的直径。电极环28可以具有与圆形配置的电极板22相同的外径,尽管并不要求这样的一致性。因而,在本发明的示例性实施例中,电极环28相对于膜层14的顶部表面固定,以与下方的电极板22对准。

图4示出在偏置到预塌陷状态时的图5的CMUT单元,其中膜14与腔室18的底面接触。这通过向两个电极施加DC偏置电压来实现,如由施加到电极环28的电压VB以及施加到衬底电极22的基准电势(地)所指示。尽管电极环28也能够形成为中心没有孔的连续盘状,但是图4示出了这不是必需的原因。在如图所示将膜14偏置到其预塌陷状态时,膜的中心与腔室18的底面接触。由此,膜14的中心在CMUT的操作期间未移动。而是膜14的位于腔室18的剩余开放空隙上方并且位于环电极下方的外围区域移动。通过将膜电极28形成为环,所述器件的电容的上板电荷位于CMUT的在CMUT作为换能器操作时表现出运动和电容变化的区域上方。因而,改善了CMUT换能器的耦合系数。

通过施加典型地在50-100伏特范围内的必要偏置电压,可以将膜14带入与腔室18的用36标记的底面接触的预塌陷状态。随着电压增加,利用电容计监视CMUT单元的电容。电容的突变表明该膜已塌陷到腔室的底面。该膜可以向下偏置直到其正好接触到腔室的用36标记的底面,或者可以进一步向下偏置到超出最小接触的增加的塌陷。

将膜14带入到其预塌陷状态的另一方式是向膜的顶部施加压力。当腔室形成部分真空或者完全真空时,已经发现施加1巴(bar)的大气压力足以使膜14预塌陷而与腔室18的底面接触。也能够使用压力差和偏置电压的组合来可控地使膜14预塌陷,这对于具有高的大气塌陷压力(例如10巴)的较小器件有效。用于使膜14偏置至其预塌陷状态的又一技术是在膜上方布置或形成将膜物理地保持于其预塌陷状态的结构。在用于超声换能器的优选实施例中,该结构形成换能器的透镜。

半导体部件通常在晶片上大量的制造。在制造后,各个部件必须分离、或分切成单体,从而使它们能够分别用于不同器件和产品中。从晶片单体地分切出各部件的典型工艺是使用划切。在划切过程中,预料到一定水平的碎屑。为了使划切产生的裂缝的传播最小化,通常使用如图5中所示的“止裂”槽40。浅的止裂槽40刚好形成在划切后的部件的预期边缘的内侧,如附图中所示。槽40用于在划切过程期间阻止裂缝朝向CMUT单元5传播,并且从止裂槽到附近的有源器件及切片边缘具有可接受的距离需求。这导致切片边缘与有源器件(CMUT)相距通常与各个器件之间的距离相比来说相当大的距离,这对于进行平铺并保持平铺件之间的节距连续性来说是不期望的。CMUT单元的典型尺寸(直径)能够从30微米变化至300微米甚至更大。所选择CMUT单元的尺寸将取决于给定换能器的预期操作频率。通常,将通过保持各个器件之间的平均距离低于5至10微米或甚至低于3微米来最大化阵列中的CMUT单元器件的密度。除了在图5的顶部示出的平铺件边缘的俯视图,在该附图的底部还示出了切片的侧视图,包括衬底12、包含微波束成形器电路的ASIC层、和顶部CMUT层。

根据本发明的原理,为了解决该问题,使用单体化(singulation)蚀刻。由于采用蚀刻工艺没有碎屑,因而不需要止裂槽,也不需要从止裂槽至有源器件及蚀刻的边缘的必需距离。该工艺的进一步结果是蚀刻的切片边缘能够非常靠近CMUT单元(通常在单独的器件5之间的一半距离处),这使得能够保持从一个切片到另一个切片的恒定(连续的)节距。图6是CMUT阵列的俯视图,其中虚线48指示用于边缘的曲折蚀刻路径,其靠近CMUT单元5包绕(基本沿着CMUT单元的形状)。相邻的平铺件形成有互补的曲折蚀刻路径,使得这两个平铺件将在成行的单元中从一个平铺件到另一个平铺件以恒定的节距配合在一起。

由于蚀刻需要从切片顶部完全地贯穿到衬底的底部而竖直地延伸,所以优选地是使用深反应离子蚀刻工艺,其能够以受控的方式在延伸深度上形成高度竖直的边缘。一种用于这样做的技术在图7a)至图7d)中示出。在该示例中,如图7a)所示可选的掩模50设置于切片上,并且高度各向异性的等离子体(氟化硫)流被引导穿过掩模中的开口且离子流开始穿过切片及其衬底12进行蚀刻。在等离子体已经部分地蚀刻入切片内时,如图7b)中所示在沟槽上沉积钝化层52。钝化层可以是适合的聚合物,诸如聚酰亚胺或苯并环丁烯基聚合物(BCB)。钝化层保护沟槽的壁以防止进一步暴露于化学蚀刻剂。各向异性蚀刻剂将攻击沟槽底部处的钝化层,将其溅射掉,然后,沟槽能够被蚀刻至更深的深度,如图7c)所示。可替代地,在沟槽已经被从顶部部分地形成时(图7b)),将晶片翻转且从切片的背侧蚀刻沟槽,如图7d)所示,且在聚合物52处停止。最后,通过蚀刻将聚合物溅射掉。在已经从顶部部分地形成沟槽后的又一替代方式是通过从背侧(底部)研磨使晶片变薄直至到达部分地形成的沟槽。

图8示出了晶片60,两个CMUT平铺件62和64根据本发明通过蚀刻而被从晶片60分切成单体。在该示例中,互连电极70在每个切片的顶部表面上沿每个切片的边缘形成。由于能够控制蚀刻工艺来形成几乎任意形状或轮廓的边缘,所以所述边缘能够靠近地沿着如该示例中的CMUT单元5的形状。这使得所述平铺件能够沿不同的方位配合在一起,诸如互连电极如所示在晶片60上的相同侧上,或平铺件交替翻转使得互连电极在如附图右侧所示的相反两侧上。交替允许诸如柔性电路的互连接入并附接至所组装的CMUT阵列的多个侧上的电极70。这在图9的完成的CMUT阵列组件中示出,其中四个平铺件62、64、66和68被配合在一起以形成大孔径CMUT阵列,其中CMUT单元的节距在阵列上被均匀地保持。

图10以框图形式示出了根据本发明原理构造的具有平铺的大孔径CMUT阵列换能器探头100’的超声诊断成像系统。在该示例中,大孔径阵列100由十六个平铺件形成。换能器阵列100’是一维或二维换能器元件阵列,其能够在2D平面上或用于3D成像的三维上扫描。换能器阵列联接至探头中的微波束成形器112,其通过CMUT阵列单元来控制信号的传输和接收。所述微波束成形器能够至少对由换能器元件群组或“片块(patches)”接收的信号进行部分波束成形,如美国专利5,997,479(Savord等)、6,013,032(Savord)、以及6,623,432(Powers等)中所描述的。所述微波束成形器通过探头线缆联接至发射/接收(T/R)开关116,所述开关在发射和接收之间切换,并在微波束成形器不被使用且所述换能器阵列由主系统波束成形器直接操作时保护主系统波束成形器120免受高能量发射信号的危害。在微波束成形器112的控制下,来自CMUT换能器阵列100的超声波束的传输由联接至T/R开关和主系统波束成形器120的换能器控制器118引导,所述换能器控制器接收来自用户界面或控制面板38的用户操作的输入。通过换能器控制器控制的一个功能是波束被引导的方向。波束可从(正交于)换能器阵列直往前引导,或以不同的角度引导以用于更宽的视场。换能器控制器118还控制施加至CMUT单元的DC偏压,所述DC偏压将单元膜14偏置至预塌陷状态。

通过微波束成形器112接收后生成的部分波束成形的信号被联接至主波束成形器120,在此来自换能器元件的单独片块的部分波束成形的信号被组合为完全波束成形的信号。例如,主波束成形器120可具有128个通道,每个通道从数打或数百个CMUT换能器单元形成的片块接收部分波束成形的信号。这样,通过CMUT换能器阵列的数千个换能器元件接收的信号能够有效地促成单个波束成形的信号。

所述波束成形的信号被联接至信号处理器122。信号处理器122能够以各种方式处理所接收的回声信号,诸如带通滤波、抽取、I和Q分量分离、以及谐波信号分离,所述谐波信号分离用于分离线性信号和非线性信号,使得能够识别从组织和微泡返回的非线性回声信号。信号处理器还可以执行附加的信号增强,诸如斑点抑制、信号合成、以及噪声消除。该信号处理器中的带通滤波器可以是如上所述的追踪滤波器,其中它的通带随着从增加的深度接收回声信号而从较高频带向较低频带滑动,进而拒绝来自更大深度的更高频率的噪声,其中这些频率没有解剖信息。

所处理的信号被联接至B模式处理器126和多普勒处理器128。B模式处理器126利用振幅检测以用于诸如体内器官组织或血管的体内结构的成像。身体结构的B模式图像可按照谐波模式或基本模式或两者的组合来形成,如美国专利6,283,919(Roundhill等)和美国专利6,458,083(Jago等)中所描述的。多普勒处理器128处理来自组织运动和血液流动的瞬时区别信号,以用于在图像场内检测诸如血细胞流动的物质运动。多普勒处理器通常包括壁滤波器,其参数可设置为通过和/或拒绝从体内的选定类型的物质返回的回声。例如,壁滤波器能够设置成具有通带特性,该特性使来自较高速度的物质的相对低振幅的信号通过,但拒绝来自较低或零速度的物质的相对强的信号。这种通带特性将使来自流动血液的信号通过,但拒绝来自诸如心脏壁的附近静止或缓慢运动的对象的信号。相反的特性将使来自心脏的运动组织的信号通过,但拒绝血液流动的信号,这被称为组织多普勒成像、检测和描绘组织的运动。多普勒处理器接收并处理来自图像场内不同点的瞬时离散回声信号序列、来自特定点的回声序列,其被称作为信号群(ensemble)。在相对短的时间间隔上快速连续接收的回声信号群能被用于评估流动血液的多普勒移频,其中多普勒频率与速度的对应关系指示血液流动速度。在较长时段上接收的回声信号群被用于估计流动较慢的血液或缓慢运动的组织的速度。

由B模式和多普勒处理器生成的结构和运动信号被联接至扫描转换器132和多平面重定格式器144。所述扫描转换器按空间关系布置回声信号,所述回声信号根据该空间关系以预期的图像格式被接收。例如,扫描转换器可将回声信号布置成二维(2D)扇形格式、或锥体三维(3D)图像。扫描转换器将B模式结构图像叠加颜色,该颜色对应于图像场中各点处与它们的多普勒评估速度相符的运动,从而生成描绘了图像场中的组织和血流运动的彩色多普勒图像。多平面重定格式器将从身体的体积区域内的公共平面的各点处接收的回声转换为该平面的超声图像,如美国专利6,443,896(Detmer)中所描述的。体积绘制器142将3D数据集的回声信号转换为从给定参照点看到的投影3D图像,如美国专利6,530,885(Entrekin等)中所描述的。2D或3D图像从扫描转换器32、多平面重定格式器44、以及体积绘制器142联接至图像处理器130以进一步增强、缓冲和暂时存储,以用于在图像显示器40上显示。除了用于成像之外,由多普勒处理器128生成的血流速度值被联接至流体定量处理器134。该流体定量处理器生成不同流动状态的量度,诸如血流的体积率。该流体定量处理器可从用户控制面板38接收输入,诸如图像中将进行测量的解剖结构中的点。来自流体定量处理器的输出数据被联接至图形处理器136以用于在显示器40上与图像一起再现测量数值。图形处理器136还能够生成图形叠置以用于与超声图像一起显示。这些图形叠置可包含标准识别信息,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,图形处理器从用户界面38接收输入,诸如键入的患者姓名。该用户界面还联接至发射控制器18以控制来自换能器阵列100的、并因此由换能器阵列和超声系统生成图像的超声信号的生成。该用户界面还联接至多平面重定格式器144以用于选择和控制多平面重定格式的(MPR)图像的显示,这可用于执行MPR图像的图像场中的定量测量。

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