一种磁兼容脑部超声刺激装置及其制造方法与流程

本发明属于超声刺激装置技术领域，尤其涉及一种磁兼容脑部超声刺激装置及其制造方法。

背景技术：

随着抑郁症，帕金森病等脑部疾病的患者不断的增加，脑部疾病的诊疗设备也就成为目前医疗研究的热点，现今脑部治疗主要包括药物和通过外部刺激装置进行刺激，外部刺激可以通过光刺激装置，电刺激装置，磁刺激装置和超声刺激装置实现。超声刺激由于其安全性，无创性，有效性和实时性得到越来越广泛的关注。现今世界上有许多实验室正在进行超声刺激装置治疗脑部疾病的研究，并开始在动物(老鼠，兔子和猴子)身上进行超声刺激实验来探索和验证超声对动物的脑部疾病的治疗效果。

超声是一种由晶片(声源)振动产生的机械波，并通过压缩和膨胀媒质导致其传播，医学超声通常是指频率在20khz到10mhz区间内的声波。由于超声在人体组织衰减较小，并且利用超声具有的波动效应、力学效应和热效应等三大声学效应可以达到诊疗效果。超声神经刺激与调控的优势是其非侵入性质。超声在分子、细胞、动物和人脑水平的神经调控最新科学证据有力证明了超声可以穿过人的颅骨无创、有效调节突触可塑性、神经元调控和深部脑区神经核团。现有技术中的换能器，其通电后在磁共振成像时易产生射频干扰，影响成像质量。

技术实现要素：

本发明的目的在于克服上述现有技术的不足，提供了一种磁兼容脑部超声刺激装置及其制造方法，其磁兼容脑部超声刺激装置在通电后在磁共振成像时不会产生射频干扰，成像质量佳。

本发明的技术方案是：一种磁兼容脑部超声刺激装置，包括耦合装置和换能装置，所述换能装置包括壳体、压电材料部件和线缆，所述压电材料部件设置于所述壳体内，所述耦合装置连接于所述壳体；

所述压电材料部件包括压电块阵列，所述压电块阵列包括阵列排布的压电块，相邻所述压电块之间由隔槽隔开，所述压电块阵列还包括填充于所述隔槽内且用于连接相邻所述压电块的绝缘物；

所述压电块阵列的表面设置有导体层，所述压电块阵列的正面设置有用于将所述压电块阵列正面的至少部分导体层划分为多个正极导电层的电极划分槽，各所述正极导电层分别设置于多个压电块的正面，所述压电块阵列背面的导体层为负极导电层，所述负极导电层同时与多个压电块的背面连接，各所述正极导电层电连接于所述线缆的正极，所述负极导电层电连接于所述线缆的负极。

可选地，各所述正极导电层上设置有连通导电层，所述线缆的正极连接于所述连通导电层；且/或，所述线缆为同轴电缆。

可选地，所述压电块包括位于所述压电块阵列边缘的边缘压电块和位于边缘压电块内侧的换能压电块，所述正极导电层设置于所述换能压电块的正面，至少一所述边缘压电块的侧面、正面的导体层与所述压电块阵列背面的导体层导通，所述线缆的负极连接于至少其中一所述边缘压电块正面的导体层；且/或，

所述压电块阵列背面设置电极划分槽，所述压电块阵列背面设置有用于连接各压电块阵列背面电极的导电层。

可选地，所述耦合装置包括与所述壳体连接的耦合外壳，所述耦合外壳的前端设置有透声膜，所述压电材料部件朝向于所述透声膜，所述耦合外壳内设置有耦合剂。

可选地，所述耦合外壳呈圆锥形或圆柱形；且/或，所述透声膜呈球面状连接于所述耦合外壳的前端。

可选地，所述耦合外壳的连接于所述壳体的前端，所述耦合外壳与所述壳体的配合深度可调式设置。

可选地，所述耦合外壳与所述壳体之间螺纹连接，或者，所述耦合外壳套于所述壳体且所述耦合外壳与所述壳体之间具有间隙。

可选地，所述耦合外壳设置有用于与磁共振梯度线圈配合的卡槽；且/或，所述耦合外壳、壳体采用电木或环氧树脂制成。

本发明还提供一种磁兼容脑部超声刺激装置的制造方法，包括以下步骤：

制备耦合装置、壳体、压电材料部件和线缆；

将所述压电材料部件设置于所述壳体内，将所述耦合装置连接于所述壳体；

其中，制备所述压电材料部件包括以下步骤：

制备压电块阵列步骤：制备多个阵列排布的压电块和用于连接相邻所述压电块的绝缘物，使所述绝缘物连接于相邻所述压电块之间形成压电块阵列，

制备导电层步骤：在所述压电块阵列的表面设置导体层，在所述压电块阵列的正面设置用于将所述压电块阵列正面的至少部分导体层划分为多个正极导电层的电极划分槽，所述压电块阵列背面的导体层为同时与多个压电块背面连接的负极导电层；

连接线缆步骤：将线缆的正极电连接于各所述正极导电层，将所述线缆的负极电连接于所述负极导电层。

可选地，连接所述线缆的正极前，先在所述压电块阵列的正面设置一层同时与各所述正极导电层相接的连通导电层，所述线缆的正极连接于所述连通导电层。

可选地，在制备导电层步骤中，还包括：将所述压电块阵列边缘的压电块划分为边缘压电块，所述边缘压电块的正面、侧面和背面的导电层与所述负极导电层相连，将所述线缆的负极连接于其中至少一所述边缘压电块正面的导电层。

可选地，将所述压电材料部件置于所述壳体内，并将线缆连接于所述压电材料部件后，在所述壳体连接前端具有透声膜的耦合外壳，并在耦合外壳内设置耦合剂。

可选地，在制备所述压电块阵列步骤中，包括以下步骤：

制备压电片，在所述压电片的正面沿第一方向开设第一隔槽，于所述第一隔槽内填充绝缘物；于所述压电片的正面沿第二方向开设与所述第一隔槽相交的第二隔槽，于所述第二隔槽内填充绝缘物；

将所述压电片背面的设定厚度的材料去除，使第一隔槽和第二隔槽将压电片分隔为相互独立的压电块，相邻的所述压电块之间由所述绝缘物连接。

可选地，在所述制备导电层步骤中，包括以下步骤：

将所述压电块阵列表面溅射一层导电层，于所述压电块阵列的正面开设相交且切深大于或等于所述导电层厚度的第一切槽和第二切槽作为电极划分槽，所述第一切槽和第二切槽分别沿所述第一隔槽和第二隔槽设置，所述第一切槽和第二切槽将所述压电块阵列正面的部分导电层划分为多个所述正极导电层，且所述第一切槽和第二切槽同时将所述压电块阵列的多个阵列块划分为换能压电块。

可选地，在所述压电块阵列的表面设置第一切槽和第二切槽后，将所述压电块阵列压制成弧面状，且所述压电块阵列具有所述第一切槽和第二切槽的一面为内弧面或外弧面；

或者，将具有所述第一切槽和第二切槽的压电块阵列压制成球面状，且所述压电块阵列具有所述第一切槽和第二切槽的一面为内球面或外球面。

本发明所提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置及其制造方法，该磁兼容脑部超声刺激装置可辅以配套的超声电子系统和磁共振系统能够对动物大脑致病细胞核团进行精准超声刺激，并使用磁共振系统对刺激位置、力度和效果进行监控，从而探索和验证超声对动物的脑部疾病的治疗效果，操作简单，使用方便，磁共振成像时不会产生射频干扰，成像质量佳。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置的立体分解示意图；

图2是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置的立体分解示意图；

图3是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置中压电块阵列(未设置导电层、未开设电极划分槽时)的立体示意图；

图4是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置中压电材料部件(设置导电层并开设电极划分槽后)的立体示意图；

图5是图4中压电材料部件设置匹配层后的立体示意图；

图6是图4中压电材料部件设置连通导电层后且连接线缆后的立体示意图；

图7是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置在制备过程的立体示意图；

图8是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置的制造方法中压电片的立体示意图；

图9是图8中压电片的正面设置有第一隔槽时的立体示意图；

图10是图9中压电片的第一隔槽填充有绝缘聚合物时的立体示意图；

图11是图10中压电片的正面设置有第二隔槽时的立体示意图；

图12是图11中压电片的第二隔槽填充有绝缘聚合物时的立体示意图；

图13是图12中压电片背面材料被去除后形成压电块阵列时的立体示意图；

图14是图13中压电块阵列表面设置导电层后的立体示意图；

图15是图14中压电块阵列正面设置电极划分槽的立体示意图；

图16是图14中压电块阵列正面设置电极划分槽的另一立体示意图；

图17是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置的制造方法中采用模具压制压电块阵列时的平面示意图；

图18是本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置的制造方法中将压电材料部件置于壳体且连接有线缆时的立体示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”或“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者可能同时存在居中元件。当一个元件被称为是“连接于”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。

还需要说明的是，本发明实施例中的左、右、上、下等方位用语，仅是互为相对概念或是以产品的正常使用状态为参考的，而不应该认为是具有限制性的。

如图1至图7所示，本发明实施例提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置，包括换能装置1和耦合装置6，换能装置1包括壳体11、压电材料部件2和线缆3，压电材料部件2设置于壳体11内，耦合装置6连接于壳体11的前端，线缆3可从壳体11的后端伸入并与压电材料部件2连接。

压电材料部件2包括压电块阵列200，压电块阵列200包括阵列排布的压电块20，相邻压电块20之间由隔槽隔开，压电块阵列200还包括填充于隔槽内且用于连接相邻压电块20的绝缘物(如图10、12中所示的绝缘聚合物910、920)；绝缘聚合物一方面可以连接各压电块20，另一方面用于抑制各压电块20之间的串声干扰。

压电块阵列200的表面设置有导体层(可为溅射的金属导体层)，压电块阵列200的正面设置有用于将压电块阵列200正面的至少部分导体层划分为多个正极导电层221的电极划分槽，各正极导电层221分别设置于多个压电块20的正面，压电块阵列200背面的导体层为负极导电层222，负极导电层222同时与多个压电块20的背面连接，各正极导电层221电连接于线缆3的正极32，负极导电层222电连接于线缆3的负极。可选地，线缆3为同轴电缆。至少只需要一根线缆3(同轴电缆)即可连接压电材料部件2，磁共振成像时不会产生射频干扰，成像质量佳。

可选地，各正极导电层221上设置有连通导电层23，线缆3(同轴电缆)的正极32连接于连通导电层23，连通导电层23可以同时覆盖于各正极导电层221上。

本实施例中，压电块20包括位于压电块阵列200边缘的边缘压电块22和位于边缘压电块22内侧的换能压电块21，正极导电层221设置于换能压电块21的正面，换能压电块21的正面均具有正极导电层221，即设置有正极导电层221的压电块20为换能压电块21。至少一边缘压电块22的侧面、正面的导体层223与压电块阵列200背面的导体层(负极导电层222)导通，线缆3的负极31连接于至少其中一边缘压电块22正面的导体层223，从而使线缆3的负极可以同时电导通于负极导电层222。

可选地，压电块阵列200背面的导体层(负极导电层222)也可继续添加匹配层5和声透镜，以增加探头的传输效率和聚焦效果。匹配层5的作用一方面是保证声能量可以更加有效的输出；另一方面是作为复合材料的基底，起到保护压电材料和绝缘电极作用。声透镜可以增加探头的聚焦效果。具体应用中，匹配层也可以不添加，在制备完换能器后添加一层保护层也可。

具体应用中，也可以在压电块阵列200背面设置电极划分槽，并通过设置导电层连接各压电块阵列200背面的电极，以便于接线。即压电块阵列200的正反两面均可以设置有电极划分槽。当然，电极划分槽也可以仅设置于压电块阵列200的正面。

可选地，耦合装置6包括与壳体11连接的耦合外壳61，耦合外壳61的前端设置有透声膜62，压电材料部件2朝向于透声膜62，耦合外壳61内设置有耦合剂。

可选地，耦合外壳61可以呈圆锥形或圆柱形，当然耦合外壳61也可以呈其它合适的形状；且/或，透声膜62可呈曲面状(例如球面状、弧面状)连接于耦合外壳61的前端。具体应用中，压电材料(压电材料部件2)的形状不局限于的矩形，也可以是圆形等其它形状。耦合外壳61的形状不局限于锥形外壳，也可以是圆柱形外壳等。

可选地，耦合外壳61的连接于壳体11的前端，耦合外壳61与壳体11的配合深度可调式设置。

可选地，耦合外壳61与壳体11之间螺纹连接，或者，耦合外壳61套于壳体11且耦合外壳61与壳体11之间具有间隙，可以调节耦合外壳61与壳体11之间的距离。

可选地，耦合外壳61设置有用于与磁共振梯度线圈配合的卡槽，磁共振梯度线圈可以套于卡槽处。一方面可以保证磁共振梯度线圈距离被测部位更近，另一方面避免探头声头卷入磁共振梯度线圈。这两方面都保证了更好的磁兼容性。

可选地，耦合外壳61、壳体11可以采用电木或环氧树脂等磁兼容材料制成，进一步保证了磁兼容性。

可选地，壳体11的后端连接有后盖12，壳体11内可以填充有封装胶，安装完壳体11后灌胶封装并添加后盖12，制备出最终的换能器(最终在换能器前端溅射电极，将阵元电极导通。后盖12可以设置有供线缆3穿过的通孔。

具体应用中，可以将患有抑郁症等脑部疾病的动物(例如兔子等)放置磁共振设备里，使用上述磁兼容脑部超声刺激装置对患病动物的大脑细胞核团进行精准超声刺激并同时使用磁共振设备扫描，观测刺激情况。该装置可以精准定位刺激，方便携带和操作，并且不对磁共振成像造成任何干扰。

本发明实施例还提供了一种磁兼容脑部超声刺激装置的制造方法，可用于制造上述的磁兼容脑部超声刺激装置，包括以下步骤：

制备耦合装置6、壳体11、压电材料部件2和线缆3；

将压电材料部件2设置于壳体11内，将耦合装置6连接于壳体11；

其中，制备压电材料部件2包括以下步骤：

制备压电块阵列200步骤：制备多个阵列排布的压电块20和用于连接相邻压电块20的绝缘物，使绝缘物连接于相邻压电块20之间形成压电块阵列200，

制备导电层步骤：在压电块阵列200的表面设置导体层，在压电块阵列200的正面设置用于将压电块阵列200正面的至少部分导体层划分为多个正极导电层221的电极划分槽，压电块阵列200背面的导体层为同时与多个压电块20背面连接的负极导电层222；

连接线缆3步骤：将线缆3的正极32电连接于各正极导电层221，将线缆3的负极电连接于负极导电层222，至少只需要一根线缆3(同轴电缆)即可连接压电材料部件2，磁共振成像时不会产生射频干扰，成像质量佳。

可选地，连接线缆3的正极前，先在压电块阵列200的正面设置一层同时与各正极导电层221相接的连通导电层23，连通导电层23可以同时覆盖于各正极导电层221上，线缆3的正极32连接于连通导电层23，以使线缆3的正极32与各正极导电层221导通。

可选地，在制备导电层步骤中，还包括：将压电块阵列200边缘的压电块20划分为边缘压电块22，边缘压电块22的正面、侧面和背面的导电层223与负极导电层222相连，将线缆3的负极31连接于其中至少一边缘压电块22正面的导电层223。本实施例中，压电块20包括位于压电块阵列200边缘的边缘压电块22和位于边缘压电块22内侧的换能压电块21，正极导电层221设置于换能压电块21的正面，换能压电块21的正面均具有正极导电层221，即设置有正极导电层221的压电块20为换能压电块21。至少一边缘压电块22的侧面、正面的导体层223与压电块阵列200背面的导体层导通，线缆3的负极连接于至少其中一边缘压电块22正面的导体层223，从而使线缆3的负极可以同时电导通于负极导电层。

可选地，将压电材料部件2置于壳体11内，并将线缆3连接于压电材料部件2后，在壳体11连接前端具有透声膜62的耦合外壳61，并在耦合外壳61内设置耦合剂。耦合外壳61可以螺纹连接于壳体11前端，或者，耦合外壳61也可与壳体11小间隙设置，耦合外壳61前端与壳体11前端之间的距离可以调节。

可选地，在制备压电块阵列200步骤中，包括以下步骤：

如图8至图12所示，制备压电片，在压电片210的正面沿第一方向开设第一隔槽901，于第一隔槽901内填充绝缘物910；于压电片210的正面沿第二方向开设与第一隔槽901垂直相交的第二隔槽902，于第二隔槽内填充绝缘物920；

如图13所示，将压电片210背面的设定厚度的材料去除，使第一隔槽901和第二隔槽902内的绝缘物将压电片210分隔为相互独立的压电块20，相邻的压电块20之间由绝缘物连接。

具体应用中，如图8至13所示，可以取一块陶瓷压电片210，切割为设定的尺寸。如图9所示，沿着压电片的横向进行第一次切割形成第一隔槽901，切割的间隔和切割的深度可由换能器的声学特性决定，切割出的m行压电陶瓷柱。如图10所示，在第一隔槽901中添加绝缘聚合物910，绝缘聚合物910一方面可以连接压电陶瓷柱，另一方面用于抑制阵元(即压电块20)之间的串声干扰。如图11所示，沿着在第一隔槽901中添加绝缘聚合物910后的压电片的纵向进行第二次切割形成第二隔槽902，切割的间隔和切割的深度可由换能器的声学特性决定，切割出的n列陶瓷柱由设计的阵元矩阵决定。如图12所示，在第二隔槽902中添加绝缘聚合物920，绝缘聚合物920一方面可以连接n行压电陶瓷柱，另一方面用于抑制阵元之间的串声干扰。如图13所示，将填充绝缘聚合物920后的压电片底面多余的压电材料磨削掉，将填充绝缘聚合物920后的压电片至少磨削至第一隔槽901、第二隔槽902的底面，即制备出用于换能器的二维m*n阵复合材料(压电块阵列200)，各压电块20可由绝缘聚合物完全隔开。如图14所示，将以上制备的二维m*n阵复合材料的表面溅射电极形成导体层。如图15、16所示，将溅射完电极的复合材料(压电块阵列200)沿切槽位置划分电极，划分电极的时候，电极划分槽(包括垂直相交的第一切槽801和第二切槽802)有一定的切深，保证在弧面成型的时候不至于导致材料破裂。电极划分槽沿隔槽设置，电极划分槽在压电块阵列200正面形成多个正极导电层221。隔槽可以纵横交错设置，电极划分槽也可以纵横交错设置。即电极划分槽的切深大于导体层的厚度且小于隔槽的厚度，避免切到压电块阵列200背面的负极导电层222。可以理解地，开设电极划分槽时，仅去除隔槽上的部分或全部导体层和隔槽内的部分绝缘物，具体应用中，电极划分槽的宽度可以小于或等于隔槽的宽度。如图5所示，在复合材料(压电块阵列200)底部添加一层匹配层5，匹配层5的厚度满足声学性能要求的厚度。匹配层5的作用一方面是保证声能量可以更加有效的输出；另一方面是作为复合材料的基底，保护压电材料和绝缘电极作用。如图17所示，将以上制备的材料使用模具/夹具压成弧面。

可选地，在制备导电层步骤中，包括以下步骤：

将压电块阵列200表面溅射一层导电层，于压电块阵列200的正面开设相交且切深大于或等于导电层厚度的第一切槽801和第二切槽802作为电极划分槽，第一切槽801和第二切槽802分别沿第一隔槽901和第二隔槽902设置，第一切槽801和第二切槽802将压电块阵列200正面的部分导电层划分为多个正极导电层221，且第一切槽801和第二切槽802同时将压电块阵列200的多个阵列块划分为换能压电块21；

再于压电块阵列200的正面设置一层与各正极导电层221相接的连通导电层23。具体地，在压电块阵列200的表面设置第一切槽801和第二切槽802后，将压电块阵列200压制成弧面状，且压电块阵列200具有第一切槽801和第二切槽802的一面为内弧面或外弧面；

或者，将具有第一切槽801和第二切槽802的压电块阵列200压制成球面状，且压电块阵列200具有第一切槽801和第二切槽802的一面为内球面或外球面。划分电极的时候有一定的切深，保证才弧面或球面成型的时候不至于导致材料破裂。

本实施例中，将球面成型的压电复合材料引线粘接(在引线前保证背面阵元的电极全部连通，通过导电聚合物覆盖全部阵元表面)采用同轴屏蔽电缆线将正负极引出。

如图18所示，安装完外壳11后灌胶封装并添加后盖12，制备出最终的换能器(最终在换能器前端溅射电极，将阵元电极导通)。

换能器配合耦合外壳61，耦合外壳61前端是一层透声膜62，耦合外壳61内可以添加各种耦合剂。换能器中壳体11的外圆柱面和耦合外壳61的内圆柱面可以是螺纹配合，也可以是小间隙配合，通过调节壳体11和耦合外壳61的配合深度，可以调节聚焦刺激的深度。

本发明实施例所提供的一种磁兼容脑部超声刺激装置及其制造方法，磁兼容脑部超声刺激装置包括超声换能器(壳体11、压电材料部件2和线缆3)和耦合装置6。超声换能器中的超声探头(压电材料部件2)可采用复合材料制备成球单阵元面聚焦换能器，耦合装置6用来添加耦合剂保证超声有效进入被刺激组织并且可以调节耦合装置6来调节聚焦深度。该磁兼容脑部超声刺激装置可辅以配套的超声电子系统和磁共振系统能够对动物大脑致病细胞核团进行精准超声刺激，并使用磁共振系统对刺激位置、力度和效果进行监控，从而探索和验证超声对动物的脑部疾病的治疗效果，操作简单，使用方便，磁共振成像时不会产生射频干扰，成像质量佳。

以上仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换或改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。