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』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(ensemb 1 e)。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 ο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(0N0)介电层。0Ν0-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Klootwi jk等人于2008年9月16日递交的题为“Capacitivemicromachined ultrasound transducer” 的欧洲专利申请n0.08305553.3中详细讨论了CMUT上的0N0-介电层的制备。使用0Ν0-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、T1、氮化物(例如，氮化硅)、氧化物(各种等级)、四乙氧基硅烷(TE0S)、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°C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