本发明涉及用于电容式微机械换能器的超声阵列的声学透镜。本发明还涉及包括这样的声学透镜的超声探头。
背景技术：
半导体技术的最新进展带来电容式微机械超声换能器(cmut)的发展。这些换能器被认为是代替常规的基于压电的超声换能器(pzt)的潜在的候选。cmut换能器单元包括具有可移动机械部分(也被称为膜)的腔体和由所述腔体所分离的一对电极。在接收超声波时，超声波使膜移动或振动并且改变电极之间的电容，其可以被检测到。由此，超声波被转换为对应的电信号。相反地，应用到电极的电信号令膜移动或振动，从而发射超声波。
cmut的优点在于，其可以使用半导体制作工艺制造，并且因此可以更容易与专用集成电路(asic)集成；cmut换能器提供低成本的、扩展的频率范围和超过传统pzt的更精细的声频率。固有地根据基于pzt的技术，具有cmut的大多数常用的超声阵列具有选自用于基于pzt的换能器的材料(诸如硅橡胶，例如rtv)的声学窗口或透镜材料。
us4880012公开了一种适用于基于压电(pzt)的阵列的复合声学透镜。us4880012的声学透镜包括接合到与pzt阵列接触的声匹配层的上表面的第一层和结合到所结合到上述第一层的上表面的第二声学透镜层。通过提供与第一层相比具有较高衰减的第二声学透镜层，该声学透镜会聚由阵列生成的超声波，使得在界面处波在任何坐标处都具有恒定的损失。us4880012的声学透镜的第一层由不含填料的硅橡胶制成并且示出约1000m/s的声速。所述第二声学透镜层由含有填料(例如氧化铝)的硅橡胶制成以增加其超声衰减系数。
然而，电声转换的cmut过程不同于pzt机制，其中，cmut膜与被用于透镜的声学材料之间的相互作用会降低换能器的声学性能。己经发现，传统的填充硅橡胶(也称为室温固化橡胶或rtv)声学透镜材料，其易于塑形就位并通过模制成形成所需形状，而被使得与cmut阵列接触，除了正常的频率相关的衰减之外，还引入cmut阵列中的额外的声学损失。该损耗表现在2db的衰减增加和高达4mhz的中心频率的下移。
存在这样的需要：提供一种适于基于声波传输的基于cmut的超声阵列的经改进的声学透镜，其中，所述cmut单元适于在以下两者中操作：常规和塌陷操作模式。
技术实现要素：
本发明的目的是提供一种用于包括电容式微机械换能器的超声阵列的声学透镜，所述声学透镜提供声波传播与该层的化学和机械稳定性的组合的改进。
该目的根据本发明通过提供一种声学透镜来实现，所述声学透镜包括：第一层，其包括热固性弹性体，所述热固性弹性体具有选自烃族的聚合物材料，其中，所述第一层具有被布置为面向所述阵列的内表面和被布置为与所述内表面相对的凸形外表面；以及第二层，其被耦合到所述第一层的外表面并且包括热塑性聚合物聚甲基戊烯和复合于其中的选自聚烯烃族(poe)的弹性体用于所述第二层的声阻抗调节，其中，所述第一层具有第一声波速度(v1)并且所述第二层具有第二声波速度(v2)，所述第二速度大于所述第一声波速度。
本发明的声学透镜有利地组合了适于提供适用于cmut阵列的声波会聚透镜的两种材料的使用。热固性弹性体的第一层具有选自烃族的聚合物材料。对于适用于医学超声的宽范围的声波频率，例如在2mhz与25mhz之间，放置在靠近cmut阵列的该层展示出对于穿过其中的声能的每毫米声损失小于2db。具有选自碳氢化合物的聚合物材料的热固性弹性体层具有等于或小于0.95g/cm3的密度和等于或大于1.45mrayl的声阻抗。当被放置为与cmut单元膜直接接触时，所述第一层提供声学窗层到cmut单元膜的改进的声学耦合。因此，不要求所述声学窗口与所述cmut阵列之间的额外耦合介质。包括热塑性聚合物(例如聚甲基戊烯)的第二层提供声学透镜的机械和化学稳定性。包括热固性弹性体的第一层具有第一声波速度(v1)，并且包括热塑性聚合物的第二层具有大于所述第一声波速度的第二声波速度(v2)。该波速度差与第一层的外表面的凸形形状的组合提供了由cmut阵列生成的声波在声学透镜的焦点处的会聚。若有一种包括具有尽可能低的声波衰减的层的声学透镜是有益的。用作声学透镜第二层的聚甲基戊烯(tpx)材料是示出热塑性聚烯烃中最低的纵向声波衰减的一种。对于在医学超声中适用的宽范围的声波频率，例如2至10mhz，其展示了对于穿过其中的声能的每毫米声损耗小于3.5db。聚甲基戊烯适用于与聚烯烃弹性体复合，其对于纵向声波和剪切波都具有更高的衰减。将聚烯烃弹性体引入与聚甲基戊烯的复合物中会改变复合物的密度。由于材料的声学阻抗与该材料的密度成比例，所以第二层的平均阻抗可以用其中的复合的弹性体进行调整。聚甲基戊烯为复合物提供机械、化学稳定性并且具有低的声波衰减；而聚烯烃弹性体提供调整复合物的声学阻抗并进一步改善其声波传播特性的可能性。如果第二层表现出较低的声衰减和较低的声阻抗，其可能更接近地匹配到身体、人体组织(约1.6mrayl)。另外，包括复合物的聚烯烃性质的第二层提供低的水渗透水平。包括这种复合物的第二层抵抗消毒剂(针对典型的医学超声设备使用的)；并具有良好的机械保护性能，如耐冲击性和耐磨性，并且是生物相容的。聚甲基戊烯和聚烯烃弹性体的混合物还提供增加的剪切波衰减，其有利地减少换能器元件之间的串扰。因此，这样第二层的应用可以在超声成像期间示出图像伪影的减少。
在本发明的另一个实施例中，所述弹性体包括聚丁二烯。
若有一种包括具有尽可能低的声波衰减的层的声学透镜是有益的。聚丁二烯是表现出对传播声能的最低衰减效果的材料中的一种。聚丁二烯材料还针对所述传播声学信号提供3db点处的大约140％的大带宽。这种材料与cmut阵列的声学耦合提供了cmut的振动(移动)部分的机械性能的最佳保持，并导致最佳的声能传播。
在另一个实施例中，包括聚丁二烯的第一层还包括嵌入其中的用于第一层的声阻抗调节的颗粒。
嵌入颗粒引入到聚合物材料颗粒中提供了增加第一层的总声阻抗的可能性。这允许将第一层的阻抗调谐为更接近第二层的声学层阻抗。
由于聚丁二烯展示这样的低声能损耗(衰减)的事实，因而由嵌入的颗粒引起的可能额外声学损耗可以足够低以便影响通过所述声学窗口层的所述声波传播的质量。当声学透镜的第一层包括具有嵌入的绝缘颗粒的聚丁二烯时，提供了声学窗口层到cmut单元的膜的直接声耦合。因此，不要求所述声学窗口与所述cmut阵列之间的额外耦合介质。另外，由于聚合物层材料的相对低的密度和相对高的声阻抗，与例如硅橡胶相比，为了进一步的声学阻抗调节，可能需要添加颗粒的相对较小的重量百分比，使得最大声学透镜的阻抗不超过对应于超声处理的组织的声阻抗的约1.6mrayl的值。
在另一个实施例中，第二层的弹性体是包括共聚物链的热塑性弹性体。
该实施例的外部声学层将是具有热塑性特性的复合物。热塑性聚烯烃弹性体(tpe)的示例可以是乙烯与另一种α-烯烃(例如辛烷或丁烷)的共聚物。在本发明的另一个实施方案中，基于第一层的总重量的颗粒的重量百分比与基于第二层的总重量的弹性体的重量百分比相关，使得第一层的声阻抗基本上与第二层的声阻抗相同。
该实施例允许第一层和第二层的声阻抗的相对调谐，同时保持第二波速大于第一波速。可以选择第一层和聚烯烃弹性体中的颗粒的百分比，使得两层的声阻抗匹配(基本相同)。在这种情况下，由于匹配的声阻抗，两层界面处的声波反射被最小化。因此，适合于声波会聚的声学透镜的透射特性得到改善。使透镜的声波阻抗接近大约1.6mrayl的组织阻抗是更有利的。
在本发明的另一个实施例中，第一层中的颗粒包括陶瓷颗粒，并且所选择的弹性体包括具有第一单体和第二单体的共聚物，所述第一单体是α-烯烃(例如辛烷)，并且所述第二单体是乙烯。
陶瓷颗粒是绝缘的并且因此可以减少第一层在医学应用中通常不需要的导电性。烯烃基共聚物适合与聚甲基戊烯复合。
在本发明的又一个实施例中，基于第一层的总重量的陶瓷颗粒的重量百分比为至多25％，并且基于第二层的总重量的弹性体的重量百分比为至多40％。
该实施例为通过声学透镜的声波转换提供了改进的条件。将颗粒的百分比限制到25％，弹性体的百分比限制到40％，优选地约20％，提供了对透镜层中波的衰减的控制。
参考本文下文中所描述的实施例，本发明的这些和其他方面将显而易见并将得以阐述。
附图说明
在附图中：
图1示意性和示例性地示出了耦合到适合于声波会聚的声学透镜的超声阵列的侧视图；
图2示意性且示例性地示出了根据本发明原理的包括电容式微机械换能器的超声阵列和具有第一层和第二层的声学透镜的超声探头的侧视图；
图3示意性和示例性地示出了超声阵列的cmut单元和包括第一层和第二层的覆盖的透镜的侧视图，所述第一层是具有嵌入其中的绝缘颗粒的聚丁二烯，所述第二层是聚甲基戊烯，其中复合有选自聚烯烃族(poe)的弹性体；
图4是比较针对不同声学透镜材料通过其的声能的每毫米声学损耗(以db为单位)的声学频率依赖性的曲线图；
图5示出了针对聚甲基戊烯、聚烯烃弹性体以及聚甲基戊烯与聚烯烃弹性体的不同浓度复合物的差示扫描量热法曲线之间的比较；
图6示出了针对聚甲基戊烯、聚烯烃弹性体以及聚甲基戊烯与聚烯烃弹性体的不同浓度复合物的动态机械分析之间的比较；
图7示出了包括具有形成外层和内层的不同材料的声学窗口层的cmut阵列的输出压力的比较；
图8意性地并且示范性地示出了在塌陷模式中操作并且声学地耦合到声学透镜的cmut单元的侧视图；
图9示出了对于穿过第一层和第二层的声能损失(以db为单位)/毫米的声学频率依赖性的比较，所述第一层是包括嵌入到其中的25％的zro2颗粒的聚丁二烯层，所述第二层包括具有20％的“engage”的聚甲基戊烯复合物；
图10图示了耦合到根据本发明构造的声学透镜的cmut阵列的空间声压分布的模拟；
图11示意性地图示了根据本发明的用于制造超声阵列的方法；并且
图12示出了超声成像系统的实施例的示意图。
具体实施方式
图1示出了构造会聚声学透镜13的原理。透镜13被耦合到声波的源-电容式超声换能器74的阵列。此外，声学透镜包括形成与cmut阵列声学接触的内部层的第一层47和形成透镜的外部层的第二层42。所述第一层47具有被布置为面向阵列的内表面以及被布置为与所述第一层的内表面相对的凸形外表面40。耦合到所述第一层的所述外表面的所述第二层可以形成所述声学透镜13的外表面71。所述外表面旨在面向要由超声成像系统202检查的患者201或身体(在图12中示出)。
当声速或声波速度从声学透镜的第一层到第二层变化时，可以构造会聚或发散透镜。为了说明这种透镜的主要原理的一阶近似(透镜的所有结构与波长相比较大)，我们使用光学“透镜制造公式”。该公式给出了透镜的焦距(f)和折射率(n)之间的关系：
其中，r1是所述第一层的所述外表面相对于cmut阵列的曲率半径，并且r2是所述第二层相对于cmut阵列的曲率半径(在本示例中，这是所述透镜的外表面的半径)。在透镜的平面外表面的情况下，透镜制造公式可以被表示为：
r1＝r＝(n-1)f(1)
透镜的折射率由第一(v1)声学透镜层和第二(v2)声学透镜层中的声波速度的比率来限定。当所述第二波速大于所述第一波速(v2>v1)时，所述透镜的折射率大于1。
因此，声学透镜覆盖定位于阵列焦距(f)处的焦点处的声波。
所述第一层的最大厚度(t)可以被计算为：
图2示出了根据本发明的包括cmut阵列74的超声探头200。超声阵列74具有面向声学透镜13的内表面72的超声发射侧和与所述发射侧相对的背侧。cmut阵列可以包括耦合到适于驱动和控制阵列中的换能器的集成电路的超声换能器。阵列的背侧被电耦合到探头的基座4'，所述基座4'将集成电路的输入信号和输出信号传送到超声系统202和从超声系统202传送(图12)。
声学透镜13包括：第一层47，其具有被布置为面对cmut阵列74的内表面72和被布置为与所述内表面相对的凸形外表面40；以及第二层42，其耦合到所述第一层47的外表面40。所述第一层包括热固性弹性体，所述热固性弹性体具有选自烃族的聚合物材料。所述热固性弹性体选自仅包括氢和碳原子并且具有相对低密度(低于1g/cm3)的碳氢化合物。将热固性弹性体应用于cmut阵列的发射表面表现出提供通过第一层的改进的声波传输。
大多数弹性体是热固性弹性体，其通常以“打结的”分子链的广泛网状交联为特征。该类型的交联意味着材料具有高水平的尺寸稳定性但是仍然是弹性地可延展的。通过施加载荷(例如拉力载荷)，链变得拉伸，但是在移除载荷之后，它们再次放松。未固化弹性体的典型硬度小于由测硬度器(a标度)所测量的50肖氏硬度a。一般而言，固化的(烧结的)弹性体展示比50肖氏硬度a更高的硬度。为了保持硬度低于50肖氏硬度a，包括弹性体的层可以欠固化(溶剂没有如步骤中所述完全蒸发)或/和将脂肪酸加入到弹性体材料的液体混合物中。这将在下文中详细讨论。
热固性弹性体的各个分子链的特征在于三维紧密网状不可逆交联。热固性弹性体在弹性体中在化学和机械上更稳定，热固性弹性体可以类似于热塑性塑料进行处理。取决于应用，可以选择具有不同的硬度的热固性弹性体。未固化的聚丁二烯，例如，具有低于50肖氏硬度a的硬度，而丁基橡胶，该聚合物链包括两种单体：异丁烯和异戊二烯，可以示出低至40肖氏硬度a的硬度值。烯烃族(也称为烯烃)是包括至少一个碳-碳双键的不饱和烃族。
声学透镜13的第二层42包括聚烯烃基热塑性聚合物聚甲基戊烯。聚烯烃是包括选自烯烃族的单体的聚合物。该层还通过引起波的衰减减小而提供通过声学透镜的有效声波传输。当第一层具有第一声波速度(v1)并且第二层具有超过第一声波速度的第二声波速度(v2)时，声学透镜可以用于聚焦由cmut阵列生成的声波束。
热塑性聚合物是其中(与热固性弹性体不同)分子链不交联的聚合物。它们因此展现出塑性弹性行为并且是可热成型的(具有在加热时软化或熔化并且在冷却时再次硬化的性质)。这种可成形性是可逆的，换句话说，只要材料不因过热而受到热损坏，就可以按需要重复。由于热塑性塑料具有很少或不具有交联，所以它们各自的聚合物链可以在加热时滑过彼此。在热塑性聚烯烃中，与饱和烃相比，聚烯烃族为热塑性聚合物提供了相对较轻的分子量。热塑性聚烯烃包括线性等规聚合物。通常，热塑性聚合物具有高于60肖氏硬度a的硬度。
用于第一层透镜的优选材料是聚丁二烯，并且用于第二层的是聚甲基戊烯。聚丁二烯和聚甲基戊烯(tpx)在很宽的频率范围内示出对声波衰减最小的一种。在图4中，出了声学透镜中使用的针对不同材料通过其中的声能的衰减的声学频率依赖性。符号指示测量的数据并且线指示模拟的相关性。所呈现的材料示出随着频率的增加衰减值的稳定增加。对于常用的填充硅橡胶(rtv-560，曲线81)观察到最高的衰减，其随着频率显著增加。衰减在7mhz周围的频率处到达几乎5db/mm。观察到针对聚丁二烯的最小衰减(曲线85)，其在10mhz以下的频率处示出低于1db/mm的衰减。与rtv-560相比，聚甲基戊烯材料(曲线83)示出了从2mhz处的约0.5db/mm到10mhz处的3db/mm的改进的衰减。与纯聚甲基戊烯相比，tpx和“engage”8180(可从陶氏化学以商品名“engage”得到的乙烯-辛烯共聚物)以80％和20％的重量比的得合物显示出增加的衰减依赖性，然而，这种依赖性与通常使用的填充硅相比仍然有所改进。tpx/“engage”8180(20％)复合物中的声波衰减从2mhz处的约0.5db/mm变化到10mhz处的达4.5db/mm。
包括聚丁二烯材料的第一层具有约1570米每秒(m/s)的声波速度，并且包括聚甲基戊烯材料的第二层具有约2000m/s的声波速度。这两种材料在声学透镜中的应用提供了在很宽频率范围内具有最小声波衰减的会聚透镜。
聚丁二烯的另一个好处是它是用于声阻抗匹配的合适材料。聚丁二烯材料具有约1.45mrayl的声阻抗。为了最小化超声阵列、第二层和超声处理的组织之间的阻抗失配，可能需要增加包括聚丁二烯的第一层47的声阻抗值。这可以通过向第一层47中添加填充物(例如绝缘颗粒41)来实现(图3)。将绝缘颗粒引入聚丁二烯会增加第一层的总密度。如已经在图4中所示，由嵌入的绝缘颗粒引起的额外的声学损失足够低，并且不会显著影响通过所述第一层传播的声波的质量。
作为示例，表2示出了通过引入平均直径为约2-3微米并采取占内部层的总重量的固定百分比的二氧化锆(zro2)绝缘颗粒而测量的聚丁二烯层的声学性质的变化。
表1：随着zro2颗粒在聚丁二烯层的总重量中重量百分比的增加，密度、声波速度、声阻抗和衰减的变化(在7mhz的频率处)。
如从表中可以看出，随着包括聚丁二烯的第一层的总密度增加，所述第一层的声阻抗可以被调谐向更高的值，而该层的衰减仍然保持在1.5db/mm之下，即使对于包括其重量的25％的由绝缘颗粒(zro2)占据的层也是如此。从表中可以看出，通过加入颗粒，材料的声阻抗和通过这种材料传播的声波的波速两者都可以变化。
材料的声阻抗(z)被定义为声能(或波)在介质中的声传播速度(v)与该介质的密度(ρ)的乘积：
z＝ρ*v。
因此，改变材料的密度可以调整其声阻抗和声波速度，如针对聚丁二烯材料从表1中也可以看出。
当包括具有嵌入的绝缘颗粒的聚丁二烯的透镜的第一层具有等于或高于0.94g/cm3的密度和等于或大于1.5mhz的声阻抗时，提供了声学窗口层到cmut单元的膜的直接声耦合。因此，不要求所述声学窗口与所述cmut阵列之间的额外耦合介质。此外，等于或大于1.5mrayl的声阻抗更接近地匹配于cmut声阻抗与组织之间的值。
与通常在超声硅基橡胶(填充硅)中所使用的相比，选自烃族的热固性弹性体具有轻的分子量。这些弹性体，特别是聚丁二烯拥有较高的声阻抗。因此，为了增加它们的阻抗，与填充的聚树脂相比，可以在该聚合物材料中使用相对较少量的填料。与填充硅树脂相比，由于将绝缘颗粒引入层中平均增加了其硬度，所以具有较高声阻抗的聚丁二烯的应用为第一层提供了相对较小地改变的硬度和相当低的衰减(对于低于20mhz的频率优选地低于1.5db/mm，或者对于在20和25mhz之间的频率为2db/mm)。作为对比，为了将填充的硅的声阻抗增加到更接近于软组织的阻抗(即，从1.1mrayl到1.6mrayl)，要求更大量的填料颗粒。颗粒的该引入引起了可观的衰减并且增加了填充硅层的硬度。
可以以下使用陶瓷颗粒作为填料(绝缘颗粒)：zro2，al2o3，tio2，bi2o3和baso4(金属氧化物的种类)。陶瓷颗粒显示出高绝缘性投资，其对于为阵列电子设备提供额外的绝缘可能是有利的。此外，在本领域中开发出用于制造具有良好定义的尺寸的陶瓷颗粒的多种方式。分别从图4中的曲线84和85可以看出，聚丁二烯和具有用层的总重量的25％的zro2颗粒填充的聚丁二烯层中的声波衰减减少。具有嵌入的绝缘颗粒的聚丁二烯在10mhz处的衰减低于2db/mm，在5mhz处低于1db/mm。
类似于聚丁二烯，在第二层中作用的聚甲基戊烯(聚4-甲基戊烯-1)材料提供了第二层的声阻抗调谐的优点。聚甲基戊烯(从mitsui以商品名tpx可商购)材料显示出低的纵向声衰减，如可以从图4的曲线83看出。在这种情况下，纵向衰减对应于波在从被布置为内表面向面对阵列外表面传播时的波幅降低。tpx材料具有相对较低的密度，但由于其硬度表现出较高的声波速度(高于2mm/msec)。与具有相似声波速度的其他更致密聚合物相比，tpx具有相对较高的声波速度，同时显示出约1.7mrayl的相对较低的声阻抗。但是，正如上面已经指出的那样，tpx材料具有低的剪切波衰减。与从超声阵列穿过透镜13向患者传播的发射超声不同，剪切波沿着声学窗口表面传播，并且增加了换能器之间的串扰，影响超声图像质量。也可能期望使第二层的阻抗更接近组织阻抗。
已经表明，将聚烯烃弹性体(poe)引入到聚烯烃热塑性聚合物(聚甲基戊烯)的复合物中允许降低复合物的阻抗(同时增加其密度)，这允许调谐第二层的声学性质。另外还发现，该复合物具有增加的剪切波衰减，这有利地减少了阵列74中的换能器元件之间的串扰。因此，具有声学透镜13(其具有由聚甲基戊烯和聚烯烃弹性体的复合物形成的第二层42)的超声探头200可以显示超声成像期间的图像伪影的减少。
这些聚合物材料的复合(混合)可以例如用双螺杆挤出机来进行。热塑性聚合物和弹性体的复合物表示所谓的不混溶聚合物复合物(非均相聚合物复合物)，其中，由这两种聚合物制成的复合物表现出两组不同的物理性质，例如对应于形成复合物的材料的玻璃化转变温度和熔点。聚烯烃弹性体的另一个优点是它与大多数烯烃材料相容，其中，烯烃是具有至少一个双键的一类不饱和开链烃中的任何一种。大多数可商购的聚烯烃基弹性体(poe)是乙烯-丁烯或乙烯-辛烯的共聚物。应该注意的是，复合提供给定体积内热塑性材料和弹性体材料的均匀分布，而不形成不同材料的孤岛，其中，所述岛可以为超声引入额外的散射源。
在另一个实例中，聚甲基戊烯材料与另一种类型的弹性体复合：与上述一般热塑性塑料一样，热塑性弹性体(tpe)不具有或几乎没有交联。热塑性弹性体可以是共聚物，其中，通过将两种不同类型的聚合物组合为一种实现了高水平的热塑性弹性体尺寸稳定性和其弹性延展性。tpe提供的材料具有伸展能力以适度伸长并恢复其接近原始形状，创造更长的使用寿命和更好的物理范围。大多数可商购的tpe是乙烯-丁烯或乙烯-辛烯的聚烯烃共聚物。
在本发明的另一方面中，透镜的第二层包括聚甲基戊烯和形成聚烯烃弹性体的共聚物的复合物。共聚物是包括具有不同弹性的材料聚合物的物理混合物(两种不同的单体)。聚烯烃弹性体的共聚物是乙烯和α-烯烃(例如辛烷或丁烷)的共聚物。阿尔法-烯烃(或者α-烯烃)是一族有机化合物，它们是具有化学式cnh2n的烯烃，区别在于在主位置或阿尔法(α)位置具有双键。在另一个实施例中，所述外层包括聚甲基戊烯和乙烯-辛烯共聚物的复合物。该共聚物可以以商品名“engage”从陶氏化学公司获得。
由于其烯烃性质，乙烯-辛烯共聚物适合与聚甲基戊烯复合。这种共聚物平均比tpx表现出更低的声阻抗和更高的剪切波衰减。所得到的tpx和乙烯-辛烯共聚物的复合物从tpx中继承了降低的密度和相对较高的声波速度；并且从共聚物中继承了降低声阻抗和增加剪切波衰减。因此，可以获得包括来自tpx和乙烯-辛烯共聚物的复合物的改进的外层42。由于减少了源于窗口层的图像伪影，所以该混合提供了具有耐久性和低声学衰减性能以及改进的成像质量的声学探头的窗口层。
表1示出了对不同材料测量的声学特性的比较：聚甲基戊烯(mitsuitpxmx0002，在聚合物链中具有4个单体)，聚烯烃弹性体(在聚合物链中具有4个单体的“engage”8180)；聚甲基戊烯(tpxmx0002)和聚烯烃弹性体(“engage”8180)的两种复合物，其中，相应地，复合物中弹性体的量为总复合物重量的15％和20％。
表2：不同层材料的材料参数变化：密度、声波速度、声阻抗、声能衰减(在7mhz的声波频率下)和剪切波衰减。
“engage”8180具有来自市场上的“engage”类型最低的密度。“engage”8180材料表现出对剪切波的相当大的衰减(高于17db/mm)，此外，其还显示相对较高的声波衰减，从2.5mhz处的约1.5db/mm增加到7.5mhz处的5db/mm。tpx与“engage”8180的复合物，其中，与tpx相比，相应地85％和15％的重量比显示密度略微增加至0.835克每立方厘米(g/cm3)，具有约5db/mm的改进剪切波衰减和在7.5mhz处约为2.71db/mm的增加的声波衰减。与tpx材料相比，tpx和“engage”8180(85/15％)复合物的声学阻抗减小到1.6mrayl，这使得外层42的声学阻抗值更接近组织阻抗。通过增加复合物中“engage”的重量比可以进一步改善(增加)复合物的共享波衰减。在tpx和“engage”8180复合的情况下，相应的重量比为80％和20％，剪切波衰减可能高达10db/mm，而声阻抗进一步降低到1.58mrayl。这些改进可以通过在7mhz处约为3.12db/mm的声波衰减能量值的略微增加来平衡。
这些聚合物的复合通过改变复合物中聚合物的重量比取决于不同的医学应用而提供改变复合物的声波速度的自由度。
因此，由热塑性烯烃(聚甲基戊烯)和聚烯烃弹性体(乙烯-辛烯共聚物)的复合物形成的第二层42表现出低的声衰减和降低的声阻抗，其可以更接近地匹配到第一层47身体/人体组织。另外，当第二层形成透镜13的外表面时，第二层42提供低水渗透水平和改进的耐消毒剂(针对典型的医学超声装备使用)的透镜。这种性质归因于形成复合物的两种组分都是基于烯烃的，使得该复合物成为非极性的，因此对于针对医学设备通常使用的消毒剂处理而言化学稳定。包括来自聚甲基戊烯复合物的第二层的透镜13也显示出良好的机械性能(关于耐冲击性和耐磨性而言)。
为了表征获得的复合物，可以进行差示扫描量热法和动态机械分析。
图5示出了聚甲基戊烯(tpxmx0002，曲线61)；分别具有80％/20％(曲线62)和85％/15％(曲线63)的重量比的聚甲基戊烯/聚烯烃弹性体复合物(tpx/“engage”8180)；以及聚烯烃弹性体(“engage”8180，曲线64)的差示扫描量热曲线。
从曲线62和63可以看出，热流温度依赖性在50摄氏度和225摄氏度左右具有两个极值点。这指示聚甲基戊烯与聚烯烃弹性体的复合物显示两个熔点，其中，最低温度点表示与聚烯烃弹性体相关联的30-70摄氏度之间的第一熔点(mp1)(与曲线64相比)，并且最高点表示在200-250摄氏度之间的与热塑性聚合物相关联的第二熔点(mp2)(与曲线61相比)。事实上，纯“engage”64和tpx61的热流曲线各有一个极端点：对应于聚烯烃弹性体(“engage”，64)的大约50摄氏度和对应于热塑性聚合物(tpx，61)的大约225摄氏度。
图6示出了同一组材料的动态力学分析曲线。为了简化，在两幅图(图5和图6)中使用相同的附图标记。复合物的损耗模量温度依赖性(曲线63和63)示出了组合两种复合材料性能的两个极值。低于-40摄氏度，特别是约-60摄氏度的最大值是对应于聚烯烃弹性体(特别是“engage”)的第一玻璃化转变温度(tg1)。在0摄氏度和50摄氏度之间，特别是约25摄氏度，的最大值是对应于热塑性聚烯烃(特别是tpx)的第二玻璃化转变温度(tg2)。纯“engage”64和tpx61的损耗模量曲线各有一个极点：对应于弹性体(“engage”，64)的大约-60摄氏度和对应于热塑性聚烯烃(tpx，61)的大约25摄氏度。
根据本发明，超声阵列74包括至少一个cmut单元，如图3中所示。这样的cmut单元典型地在诸如硅晶片的衬底4上制造。该基板可以位于图2中的探头200的基座4'内。超声探头200的超声阵列74可以包括一个或多个cmut单元6。cmut单元可以要么个体地要么彼此组合地激活。个体的单元可以具有圆形、矩形、六边形或其他边缘形状。
每个cmut单元至少具有由腔体8所分离的一对电极7'和7。腔体8被形成在由基底4的顶面所形成的悬浮在单元底面31上的膜之间。膜5可以由氮化硅制成并且适于移动或振动。其可以通过多个支撑部分9(在图2中，示出了两个支撑部分9)悬置在单元底面31(或基底)上。电极7、7'由诸如金属的导电材料制成。底部电极7可以嵌入在单元31的底面中，而顶部电极7'可以嵌入在膜5中。电极7和7'还可以沉积在单元底面31或者膜5上作为附加层。底部电极7通常在其面向腔体的表面上与附加层(未示出)绝缘。该绝缘层可以包括氧化物-氮化物-氧化物(ono)介电层、氧化硅层、铝或氧化铪层中的任何一种或其组合。所述绝缘层可以形成于底部电极7之上并且在膜电极7'之下。所述ono介电层有利地减少了电极上的电荷聚积，其导致设备不稳定性和声输出压力中的漂移和减少。支持部分9可以由诸如二氧化硅或氮化硅的绝缘材料制成。腔体8可以是要么空气或气体填充的要么全部或部分排空的。由腔体8所分离的两个电极7和7'表示电容。通过耦合到电极7和7'的驱动电路来应用电信号引起膜5的机械运动/振动，其导致电容的改变并且可以通过与cmut换能器集成电路相关联而操纵。驱动电路45可以被实现为超声阵列的集成电路的集成部分。驱动电路45通常包括交流信号电压和直流电压源并且与这些源电路相关联。
常规基于pzt的换能器通常具有平行六面体形状，其中，其表面中的至少一个适于在声波的传输期间以类似活塞的运动振动。振动(活动)表面的位移贯穿表面是均匀的。
相反，cmut的振动膜遍及膜区域(表面)具有不同的位移。在常规操作模式中，膜的位移在cmut单元的中心部分中是最高的并且在膜的周边处最低的。在如图8中所示的操作的塌陷模式中，cmut单元6的膜5部分地接触单元底面，其导致与常规操作模式相比较最大的膜位移(d)。在cmut操作期间，膜46的中心部分可以通过应用塌陷直流电压值与单元底面接触(塌陷)(直流电压由驱动电路45供电)。由驱动电路45供应的所施加的交流信号电压使得膜43(被定位在膜的周边处的)悬置部分在电极7与7'之间的施加的电信号下移动/振动。从技术角度来看，具有塌陷膜的cmut原则上可以以任何常规方式制造，包括为cmut提供膜并应用不同的手段，例如电(偏压)或压力，以使膜到达塌陷状态。在塌陷操作模式中，膜的中心部分的位移d是固定的，而膜的悬置部分随着幅度d振动，针对给定的cmut单元设计其是由交流电压信号来确定的。
膜的振动部分的位移的变化对声学耦合到cmut阵列的透镜层施加不同的要求，以提供操作cmut换能器的改进的声学耦合。与cmut形成声学接触的层可能需要将其内表面用于膜的位移。聚丁二烯的相对较低的分子量与其较低的硬度(低于60肖氏硬度a，优选低于50肖氏硬度a)相组合可以提供声学窗口层13和适于振动的cmut膜之间改进的声学接触。另外，形成内层的材料的低声波衰减可以提供波在整个透镜13中的改进的转变。
本发明的声学透镜可以包括：第一层47，其包括热固性弹性体，所述热固性弹性体具有选自烃类(例如聚丁二烯)的聚合物材料和嵌入其中的绝缘颗粒；以及第二层42，其包括热塑性聚烯烃(tpo)(例如聚甲基戊烯)以及选自复合于其中的选自聚烯烃族(poe)的弹性体用于声阻抗调节。
cmut阵列通过包括以下项来优选地在塌陷模式中操作：至少一个驱动电路45，其耦合到所述cmut单元6并且适于(a)通过在所述至少一个cmut单元的所述第一电极7和所述第二电极7'上施加直流电压来使所述膜5进入塌陷状态，在所述塌陷状态中，所述膜被塌陷到所述基底4上，并且(b)通过在所述至少一个所述cmut单元的所述第一电极和所述第二电极上施加交流电压来激活所述cmut单元。
在该模式中，cmut超声阵列可以通过改变施加的直流电压来以不同的频率发射或接收超声，其继而改变膜5与基板4的接触面积。直流电压越大，塌陷模式下的接触面积越大，并且cmut单元的共振频率越高。因此，与基于pzt的阵列相比，基于cmut的超声阵列可以对声学透镜13施加额外的需求，以便在cmut超声阵列适于操作的大的频率范围内提供改善的声波传播。因此，期望的是，在工作频率的宽的频带内，第一层47和第二层42都显示出减少的声波衰减。
图7示出了声学地耦合到不同不同材料层的cmut超声阵列在从0到35mhz的频率范围内的输出压力(mpa)。曲线65对应于超声阵列，其被覆盖有对于pzt应用为通常的厚度为1.2毫米的填充硅橡胶(rtv)。可以看出，在该输出压力的这个频率范围内，硅橡胶层对于cmut阵列具有较差的性能，其表现为低的输出压力在5mhz左右达到1.5mpa的最大值；超过7mhz的频率，填充硅橡胶表现出声信号的强烈衰减。覆盖有厚度为30微米的包括聚丁二烯材料的第一层(曲线67)的cmut阵列显示超宽带宽，输出压力高达3.5mpa。曲线66对应于包括由聚丁二烯形成的第一层47(30微米厚)和由厚度为200微米的聚甲基戊烯形成的第二层42的声学窗口层13。该阵列的输出压力高达2.5mpa，并且在7至22mhz的宽频率范围内高于2mpa。因此，本发明提供具有改进的声波传输和宽频带的会聚声学透镜，其特征在于低声波衰减，与透镜13的耐用且可清洁的外表面71相组合。
第一层和第二层的声学特性可以通过改变嵌入绝缘颗粒与复合物组分的重量比来进一步调节。图9示出了可以在本发明中实现的声阻抗匹配的示例。曲线68示出了针对通过其中嵌入有包括25％的zro2颗粒的聚丁二烯的第一层的声能的每毫米的声能损耗(以db为单位)的声学频率依赖性(实心圆圈表示测量数据)；并且69示出了对于通过包括聚甲基戊烯与20％“engage”的复合物的第二层的声能的相同的声能损耗依赖性(实心方块表示测量数据)。对于低于7mhz的频率，两层均显示低于3db/mm的损失，所述频率范围包括对于超声诊断应用中的一般成像的区域。聚丁二烯中zro2颗粒的百分比与聚甲基戊烯复合物中“engage”的百分比相关，使得两层的声阻抗大约同为1.6mrayl。这提供了对于在第一层和第二层之间行进的声能而言几乎没有界面(由于相同的阻抗值)。因此，在透镜层的边界处的声波的反射被最小化。包括25％zro2的聚丁二烯的密度值为约1.09g/cm3，而声波速度为大约1470m/s；包括20％“engage”的聚甲基戊烯复合物的密度值为约0.8g/cm3，而声波速度为大约1900m/s。根据该实施例，可以计算透镜的第一层的凸表面40的所需曲率半径。参照公式(1)至(3)的一阶近似(对于5mhz，波长在该材料中约为0.3mm)，对于典型的5cm的焦距，透镜13的折射率为1.29，并且凸表面40曲率半径为1.5cm，其中，第一层的最大厚度为1.5mm。最大厚度(t)和曲率半径(r)会随阵列大小(探头的孔径大小)而变化。
图10给出了根据上述示例构造的透镜在宽的频率范围内的完整声波分析(以帕斯卡单位的探头生成的空间压力分布)。透镜的总厚度为2mm，其中1.5mm是第一层的最大厚度。具有聚丁二烯的第一层的凸形表面的曲率半径为1.3厘米。没有透镜的话，这个阵列的自然焦点约为1.7厘米。透镜在阵列上的应用增强了聚焦并且焦点被移动到2.5厘米的较大距离。增加透镜的总厚度可以进一步改善聚焦(以增加的衰减为代价)。例如，对于使用相同的1.3mm曲率半径的可接受的衰减水平，较厚的透镜移动可将焦点移动到3.0-3.5cm，其变得接近上述的一阶近似值。
基于cmut的阵列可以通常应用于基于超声成像的一次性产品，例如介入式超声探头或身体贴片。这些应用对无菌性有更严格的要求。包括热塑性聚合物聚甲基戊烯和复合于其中的选自聚烯烃族(poe)的弹性体的第二层的应用实现了声学透镜的聚焦功能，同时还为所述透镜提供了机械和化学稳定性，使得具有这样的透镜的超声设备适用于常规化学品的灭菌。
本发明的另一个优点是所提出的层材料是可模制的并且可以更容易地适应于超声探头的工业制造。
在图11中，示出了用于制造包括根据本发明的声学透镜的超声阵列的方法20。在步骤31中，提供了预聚合聚丁二烯38(来自lanxess的cb728t)的颗粒化。在步骤32中，块被造粒并溶解在溶剂(如烷烃，支链或环烷烃，例如己烷，庚烷，环己烷)中。在步骤33中，可以通过向溶剂中添加绝缘颗粒来实现第一层的声阻抗的优化，其中，所述聚合物材料充当针对所述颗粒的分散剂，使得所述聚合物材料和所述绝缘颗粒的液体混合物被提供；如脂肪酸(具有脂肪链的羧酸，其是饱和的或者不饱和的)的额外分散剂可以被添加在液体混合物中。液体混合物中的装填物颗粒可以增加声学窗口的第一层的硬度，而脂肪酸可以对抗该硬度增加，将内部层的平均硬度保持在相对恒定的值。脂肪酸的不饱和链如油酸，亚油酸和亚麻酸(一个，两个和分别三个碳双键)可以聚合并结合到聚丁二烯链上。这提供液体混合物中的颗粒的好的分散/分布。在步骤54中，提供了具有耦合到集成电路的至少一个cmut单元的超声阵列的芯片。在步骤34中，所述芯片被浸渍在液体混合物中，使得包括液体混合物的层叠加到cmut单元。由于在步骤33中可以实现液体混合物与传播介质之间的最小阻抗失配，因而对液体混合物的厚度变化的容限是相当高的。浸渍时间的增加将增加了液体混合物层的厚度。在此阶段，引入第一层的外表面的期望的曲率形状。在步骤35处，可以让具有液体混合物层的芯片在大约70℃的升高的温干燥。随着时间，当溶剂开始从液体混合物蒸发时，液体混合物层可以变为更坚实的(粘的)。在该阶段，将具有复合于其中的聚烯烃弹性体的聚烯烃热塑性塑料的第二层施加到液体混合物层上。该步骤的优点在于，第二层可以在没有任何胶水的情况下被耦合到第一层。
聚烯烃弹性体在热塑性聚烯烃复合物中的优选的重量比为低于40％。对于描述聚烯烃弹性体(“engage”)中聚甲基戊烯(tpx)的实施方案，弹性体的重量比增加超过40％会在外部层中引入太高的衰减。在40％以下，实现了降低的声阻抗、降低的剪切波传播和增加的声波衰减之间的最佳平衡。聚烯烃弹性体在热塑性聚烯烃复合物中的优选的重量比在10％至30％之间，特别是在15％至20％之间。两种复合组分和颗粒的所选重量比的确切值可取决于超声阵列的医学应用。例如，对于低频应用(低于5mhz)，可以针对颗粒可以选择20-25％并且对于聚烯烃弹性体可以选择约25-30％的相对较高的重量比，因为透镜衰减可以保持2db/mm。在更高的频率范围内(在5mhz和10mhz之间)，为了将衰减保持在2db/mm以下，可以选择复合物中聚烯烃弹性体的较低重量比例，例如约15％-20％。
此外，在步骤36中，覆盖该cmut单元的层在足以将从液体混合物层蒸发剩余的溶剂的温度(约100℃在庚烷中的情况下)被固化。
由于步骤的简单性和超声阵列的性能对声学层厚度的大容限，因而该方法可以有利地应用在工业规模上。可以通过重复浸渍34和干燥36的步骤来增加第个层的厚度。由于步骤33和35中的阻抗优化的可能性和烃材料的低衰减性质，因而声学窗口层与平均值的局部厚度偏差可以比常用的喷雾或旋涂制造中的接受标准更高。除了该制造方法，提供了不同的芯片设计和阵列中实现的电气接触结合中的灵活性。
该方法还可以有益地针对不同的芯片大小被使用，特别是在小型化超声阵列(诸如介入设备和导管)的领域中。
图12图示了超声成像系统202的原理设计。
超声成像系统一般地利用附图标记202表示。超声成像系统202被用于扫描例如患者201的身体的区域或体积。应当理解，超声系统202还可以被用于扫描其他区域或体积，例如动物或其他生物的身体部分。
为了扫描患者201，可以提供超声探头200。在示出的实施例中，超声探头200被连接到控制台设备203。控制台设备203在图12中被示出为移动控制台。然而，该控制台203还可以实现为固定设备。控制台设备203经由以有线的方式形成的接口206连接到探头200。另外，预期控制台设备203还可以以无线方式被连接到探头200，例如使用uwb传输技术。控制台设备203、18可以还包括输入设备205。输入设备可以具有按钮、小键盘和/或触摸屏，以向超声成像系统202的用户提供输入机构。额外地或备选地，在输入设备205中可以存在其他机构，以使得用户能够控制超声成像系统202。
另外，控制台设备203包括显示器204，以将由超声成像系统202生成的显示数据显示给用户。由此，能够由超声系统200的用户在控制台设备203上查看经由超声探头200扫描的患者201内的体积。
超声探头200包括根据本发明构建的cmut换能器阵列。