超声传感器、超声同步电极及复合式立体电极的制作方法

本实用新型涉及医疗器械领域，具体而言，涉及一种超声传感器、超声同步电极及复合式立体电极。

背景技术：

人体大脑在正常情况下，其皮层表面会产生微弱的生物电信号，并且具有一定的规律性。当大脑出现病理病变时，其脑电信号放电模式会发生明显变化，而某些病变会使大脑电信号放电模式发生特殊变化，在临床上通过观察这些放电模式的特殊变化，可以对人体大脑的疾病进行诊断和治疗。目前通过脑电图检查大脑疾病来进行诊断与治疗的最多见病例是癫痫病。所谓癫痫病是指由于大脑皮层异常放电使患者出现发作性肢体抽搐或意识行为的异常，患者的脑电图不论发作与否都与正常人不同，并且出现特殊变化，所以脑电图检查在临床治疗癫痫病上有着举足轻重的作用。同时在脑肿瘤切除术中，实时脑电监测对于完整切除病灶、更好的保护功能区，改善患者预后有重要的辅助作用。对于临床科研而言，通过不同位置的脑电信号活动，可以更好的帮助人类了解、解读大脑运行的规律。

颅内皮层电极放置于大脑皮层表面，可以直接接收到脑皮层原位的电信号。这种方式采集的脑电信号几乎无衰减、无伪差、能够精确定位癫痫病灶的范围，所以颅内皮层电极是精准脑电监测必不可少的工具。

颅内皮层电极通过外科手术置于颅内硬脑膜下，脑内电信号通过电极传入脑电波信号接收装置，从而达到精确检测脑电波信号，精确地判断颅内病灶位置的目标。颅内皮层电极主要分为条状皮层电极和片状皮层电极。条状皮层电极可被安放在皮质表面进行记录，它们既可以通过钻孔植入硬膜下腔，能被置于开颅骨窗边缘下方。片状皮层电极一般在大型开颅手术技术后被放置在皮质表面，除皮质表面记录功能外，它还可被用于皮层电刺激研究。

在超声领域，近年来有人提出的功能超声法可以实现对一定深度内脑血流变化的实时检测，但是现有的监测电极包括脉冲发射和接收系统、换能器和探头，其整体体积较大，只能在颅骨外监测，且由于体积较大，使得放置密度较低，进而无法监测到脑深部，且监测的信号质量较低。

技术实现要素：

本实用新型的目的在于提供一种超声传感器、超声同步电极和立体电极，其体积较小，能够进行颅骨内监测，能够监测到脑深部，提高了监测信号的质量。

本实用新型的技术方案是这样的：

第一方面，本实用新型提供了一种超声传感器，其包括：

匹配层、压电层和背衬层；

所述匹配层、所述压电层和所述背衬层依次层叠设置；

所述压电层用于将电信号转换为超声波振动信号，所述匹配层用于发送和接收超声波振动信号，所述背衬层用于阻止超声波振动信号。

优选的，所述匹配层为导电材料，所述匹配层用于使所述超声传感器具有采集生物电信号的功能。

优选的，所述导电材料包括石墨、银胶、不锈钢、铂、铂铱合金、镍铬合金、金或聚乙烯二氧噻吩中的至少一种。

优选的，所述匹配层与所述压电层的连接方式包括粘接、焊接、流体所述匹配层涂覆所述压电层后固化、气相沉积、电镀或喷漆后固化中的至少一种。

优选的，所述匹配层用于连接电源正极。

第二方面，本实用新型还提供了一种超声同步电极，其包括至少一个上述任一项所述的超声传感器。

优选的，超声同步电极还包括柔性基底，所述超声传感器设置在所述柔性基底中。

第三方面，本实用新型还提供了一种复合式立体电极，其包括杆状主体和至少一个上述任一项所述的超声传感器；

所述超声传感器设置在所述杆状主体中。

优选的，所述杆状主体上还设置有宏电极。

优选的，所述杆状主体上还设置有微电极。

本实用新型的有益效果是：

在超声传感器中，将压电层作为超声波的换能器，将电能转换为超声波振动信号，超声波振动信号从声阻抗较低的匹配层发出，并通过匹配层对发出的信号进行反馈接收，实现超声波的监测功能，进而使得整体体积减小，能够进行颅骨内监测，且监测到脑深部，提高了监测信号的质量。

附图说明

为了更清楚地说明本实用新型实施例的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，应当理解，以下附图仅示出了本实用新型的某些实施例，因此不应被看作是对范围的限定，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相关的附图。

图1为本实用新型实施例提供的超声传感器的结构示意图；

图2为本实用新型实施例提供的超声同步电极的结构示意图；

图3为本实用新型实施例提供的超声同步电极的剖面结构示意图；

图4为本实用新型实施例提供的另一种排列方式的超声同步电极的结构示意图；

图5为本实用新型实施例提供的立体电极的结构示意图。

主要元件符号说明：

1-匹配层；2-压电层；3-背衬层；4-正极线；5-负极线；6-柔性基底；7-超声传感器；8-杆状主体；9-宏电极；10-微电极。

具体实施方式

为使本实用新型实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本实用新型实施例中的附图，对本实用新型实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本实用新型一部分实施例，而不是全部的实施例。通常在此处附图中描述和示出的本实用新型实施例的组件可以以各种不同的配置来布置和设计。

因此，以下对在附图中提供的本实用新型的实施例的详细描述并非旨在限制要求保护的本实用新型的范围，而是仅仅表示本实用新型的选定实施例。基于本实用新型中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本实用新型保护的范围。

应注意到：相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步定义和解释。

在本实用新型的描述中，需要说明的是，术语“中心”、“上”、“下”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，或者是该实用新型产品使用时惯常摆放的方位或位置关系，仅是为了便于描述本实用新型和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本实用新型的限制。此外，术语“第一”、“第二”、“第三”等仅用于区分描述，而不能理解为指示或暗示相对重要性。

此外，术语“水平”、“竖直”、“悬垂”等术语并不表示要求部件绝对水平或悬垂，而是可以稍微倾斜。如“水平”仅仅是指其方向相对“竖直”而言更加水平，并不是表示该结构一定要完全水平，而是可以稍微倾斜。

在本实用新型的描述中，还需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“设置”、“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本实用新型中的具体含义。

下面结合附图1至附图5，对本实用新型的一些实施方式作详细说明。在不冲突的情况下，下述的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

本实用新型提供了一种超声传感器，其包括：

匹配层1、压电层2和背衬层3；

匹配层1、压电层2和背衬层3依次层叠设置；

压电层2用于将电信号转换为超声波振动信号，匹配层1用于发送和接收超声波振动信号，背衬层3用于阻止超声波振动信号。

在本实施例中，将脉冲电源的正极与匹配层1进行连接，将脉冲电源的负极与背衬层3连接，在超声传感器对脑部进行监测时，脉冲电源能够以脉冲形式对超声传感器施加电压，由于单个脉冲的时间很短，因此在大部分的时间内，匹配层1及其连接的正极线4上是没有电压的，这个时间窗口就为脑电监测留出了时间。

因此将匹配层1作为脑电电极时，可以达到同时监测脑电活动和超声信号释放、监测的效果。

具体的，将匹配层1、压电层2和背衬层3依次层叠设置后，过分别使匹配层1和背衬层3连接电源的正极线4和负极线5，在脉冲电源的作用下，使得在中间的压电层2具有超声波换能器的效果。

超声波换能器是一种能量转换器件，它的功能是将输入的电功率转换成机械功率(即超声波)再传递出去，另外也可以将接收到的超声波转化为电功率，而它自身只消耗很小的功率。

超声换能器中给压电层2施加谐振频率的交变电压，压电材料共振产生超声波，然而压电材料如pzt5，pzt4，pzt8等，声阻抗值较大，约35*106n.s/m3，而水中是1.5*106n.s/m，这种声阻抗的差异，造成超声波传递难，因此使用介于压电材料和水声阻抗中间的声阻抗材料作为匹配层1，能够有效的使声波在发射面发射出去。而另外一个面则要求尽可能少的声波传递出去，使用声衰减比较大的材料作为背衬层3。

换能器的正极线4或者负极线5提供换能器发射电压，接收回波电压，正负极导线同时作为电极的导出线，因为超声的频率肯定大于20khz,一般成像都在5-20mhz左右，而脑电信号的频率低于100hz,可以通过滤波很容易的分开两种信号，也可以单独引出一根线用于电极信号的输出。

优选的，在本实施例中，脉冲电源的脉冲频率为8mhz-50mhz。

在本实施例中，匹配层为导电材料，匹配层1用于使超声传感器具有采集生物电信号的功能。

匹配层使用导电材料制成，使得匹配层1在具有发射和接收超声波振动信号的功能外，还具有接收脑组织的电生理活动信号的功能，通过匹配层1所连接的脉冲电源的正极线将电生理活动信号传输至脑电监测设备。

这样的设置，实现了超声监测和脑电波监测的同步进行，提高了整体的监测准确性和监测信号的质量，并将两种监测传感器合并在一个结构上，使得整体结构较小，能够进行高密度的电极点监测，进一步提高了监测信号的质量。

在具体的使用的时候，也可以只使用匹配层1的超声功能，或只使用匹配层1的接收电生理活动信号的功能，具体的使用要求，根据具体的使用场景可以进行具体的设定。

优选的，在本实施例中，匹配层1的材质包括石墨、银胶、不锈钢、铂、铂铱合金、镍铬合金、金或聚乙烯二氧噻吩中的至少一种；压电层2的材质为压电材料。

具体的，石墨、银胶、不锈钢、铂、铂铱合金、镍铬合金、金或聚乙烯二氧噻吩等材质均具有较低的声阻抗，其能够较好的将压电层2发出的振动声音向体内发射。

在本实施例中，除金属材质外，其他材质如石墨、银胶等可以单独使用，还可以是混合使用。

需要指出的是，匹配层1的材料可以是上述几种，但其不仅仅局限于上述几种，只要匹配层1的声阻抗低于压电层2的声阻抗即可。

压电材料是受到压力作用时会在两端面间出现电压的晶体材料。

现有的压电材料主要分为无机压电材料和有机压电材料两种，其中，无机压电材料主要包括压电晶体和压电陶瓷，有机压电材料主要为压电聚合物，如聚偏氟乙烯等。

在本实施例中，匹配层1与压电层2的连接方式为：粘接、焊接、流体匹配层1涂覆压电层2后固化、气相沉积、电镀或喷漆后固化。

在本实施例中，匹配层1可以是通过粘接或焊接进行连接的方式与压电层2进行连接，其也可以是将匹配层1进行液化后，将液化后的流体匹配层1涂覆在压电层2的上表面上，之后进行降温固化，还可以是通过气相沉积、电镀、喷漆等，或者其他的连接方式，只要能够将匹配层1与压电层2连接在一起即可。

超声传感器7的形状为柱状，脉冲电源的正极和负极分别连接在柱状的两端。

具体的，在本实施例中，超声传感器7为方柱形，更具体的，尺寸在0.5×0.5×0.5mm到3×2×1mm范围内。

需要指出的是，柱状的超声传感器7，还可以是圆柱形或其他柱状结构。

第二方面，本实用新型提供了一种超声同步电极，其包括至少一个上述任一项的超声传感器。

通过使用上述的超声传感器，能够使得超声同步电极同时具有了超声监测功能和脑电监测功能，提高了超声同步电极的实用性。

具体的，在本实施例中，如图2和图4所示，超声同步电极还包括柔性基底；超声传感器7设置在柔性基底6中。

具体的，在本实施例中，上述的超声传感器7设置在柔性基底6中，当超声传感器7为多个时，通过柔性基底6将其连接成一个整体。

更具体的，柔性基底6具有较好的柔性，其能够在进入人体组织时，降低对人体组织的损害，提高了手术的安全性。

更具体的，在本实施例中，柔性基底6的材质为多孔材料，其可以是聚氨酯、聚四氟乙烯、水凝胶、硅胶等。

优选的，超声传感器7以一定的规则成阵列分布，如多个超声传感器7在柔性基底6上的排列方式为矩形阵列排列。

具体的，在本实施例中，超声传感器7在柔性基底6上设置的方式为单排的线性排列，更具体的，可以是直线型，如图2所示，也可以是弧线型。

具体的，在本实施例中，阵列排列的方式可以是矩形阵列，如图4所示，也可以是圆形阵列，或三角形阵列等，其只要能够将超声传感器7排列在柔性基底6上即可。

优选的，超声传感器7嵌入设置在柔性基底6上。

在本实施例中，在柔性基底6上设置有嵌入槽，超声传感器7设置在嵌入槽内，且被嵌入槽固定。

具体的，在将超声传感器7嵌入到柔性基底6上后，超声传感器7的表面与柔性基底6的表面平齐，使得在使用的时候，不会有不适感，也同时减小了整体的体积。

在本实施例中，嵌入的方式还可以是在柔性基底6上设置通孔，将超声传感器7嵌入在通孔内，且超声传感器7的两端面与柔性基底6的上下侧面平齐，既能够保证多个超声传感器7的连接稳定性，又进一步的降低了整个超声同步电极的体积。

需要指出的是，超声传感器7可以是通过嵌入的方式设置在柔性基底6上，但其不仅仅局限于这一种情况，其还可以是使用其他的方式将超声传感器7设置在柔性基底6上。

具体的，在本实施例中，超声传感器7嵌入柔性基底6后，通过粘接或卡接固定。

当超声传感器7嵌入到柔性基底6上后，其需要对超声传感器7进行固定，以避免超声传感器7从柔性基底6的嵌入槽或通孔内脱离。

具体的，超声传感器7嵌入在柔性基底6后，可以是通过粘接的方式将超声传感器7与柔性基底6进行固定连接。在粘接的时候，可以是先将超声传感器7的周围涂覆粘胶后，再将超声传感器7嵌入到柔性基底6上，实现粘接的效果；也可以是先在柔性基底6的嵌入槽或通孔的内壁上涂覆粘胶，再将超声传感器7嵌入到柔性基底6上。

具体的，超声传感器7也可以是通过卡接的方式固定在柔性基底6上。如可以是将背衬层3的面积大于压电层2，使得超声传感器7中的背衬层3从侧壁凸出，在柔性基底6上的嵌入槽设置为与超声传感器7匹配的t型槽，使得超声传感器7卡设在嵌入槽内，实现超声传感器7的固定。

需要指出的是，超声传感器7在柔性基底6上的固定方式可以是粘接或卡接，但其不仅仅局限于粘接或卡接，其还可以是其他的固定连接方式，其只要能够将超声传感器7固定设置在柔性基底6上即可。

具体的，在本实施例中，柔性基底6为注塑成型。

更具体的，可以是先将超声传感器7按照所需要的阵列形状放置在模具中的指定位置，再将柔性材料灌注到模具中，最后将柔性材料固化，得到固体的柔性基底6，且同步实现了将超声传感器7固定在柔性基底6上。

第三方面，本实用新型还提供了一种立体电极，其包括杆状主体8和至少一个上述任一项的超声传感器7；超声传感器7设置在杆状主体8中。

通过将超声传感器7设置在杆状主体8中，能够增加超声传感器7进入人体组织内部的深度，进而可以对如脑深部等部位进行监测。

优选的，在本实施例中，杆状主体8上还设置有宏电极9。

具体的，在本实施例中，宏电极9设置在杆状主体8的侧壁上，宏电极用于采集脑细胞集群的脑电信号。

更具体的，在本实施例中提供的立体电极为复合式电极，其不仅包含了超声传感器7，还包含了宏电极9，宏电极9的外在形态为环状，其套设在杆状主体8的外壁上。通过宏电极9的设置，能够实现对所接触到的细胞区域的集群化放电进行检。

在本实施例中，宏电极9的数量可以是一个，也可以是多个。

优选的，在本实施例中，杆状主体8上还设置有微电极10。

具体的，在本实施例中，微电极10可以设置在杆状主体8的任意位置，例如侧壁或者端部，其主要用于采集单个神经元的放电。

更具体的，在本实施例中，微电极10由电极丝伸出杆状主体8的外壁形成，多根电极丝共同构成丝束位于杆状主体8的中空通道中。丝束的一端连接设置在杆状主体8的近端，远端从杆状主体侧壁或端部的微孔伸出，能够检测单个细胞的电活动。

在本实施例中，集成了超声传感器7、宏电极9和微电极10的立体电极，能够有效缓解现有技术中所存在的同时检测细胞区域的集群化放电活动和单个细胞的放电活动的实施难度较大，并且难以将检测到的电信号与单个细胞的位置精确对应的技术问题。

第四方面，本实用新型还提供了一种超声传感器的使用方法，其通过超声信号检测人体的脑血流信号。

通过超声信号对人体脑部的脑血流信号进行监测，进而能够根据脑血流变化的情况，反映出脑活动的变化，进而可以对是否产生病变进行判断，如可以判断是否产生癫痫等。

优选的，超声传感器7的匹配层1为导电材料，使超声传感器7同时具有采集生物电信号的功能。

通过双重监测，能够提高监测的准确性。

本实用新型的有益效果是：

在超声传感器7中，将压电层2作为超声波的换能器，通过脉冲电源提供的间断电压，使得压电层2产生振动，振动声波从声阻抗较低的匹配层1发出，实现超声波的监测功能，进而使得整体体积减小，能够使超声同步电极进行颅骨内监测，且能够监测到脑深部，超声同步电极的密度增加，提高了监测信号的质量。

以上所述仅为本实用新型的优选实施例而已，并不用于限制本实用新型，对于本领域的技术人员来说，本实用新型可以有各种更改和变化。凡在本实用新型的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本实用新型的保护范围之内。