每个电独立 的CMUT换能器，以在宽连续频谱内控制超声波频率且同时获得3D中的各种治疗深度。换句 话说，换能器元件18和相关的换能器阵列17可以不同的频率激活，以便更好地适应组织消 融的要求和条件，或者通过在的每个换能器元件18或换能器阵列17上可能施加特定的发射 频率来强调适形效果。
[0087] 更具体地，如图7所示，根据本发明的示例性CMUT元件21包括膜23,其通过经由底 部电极24与相对顶部电极25显现出的静电力的振荡被激发。通过在相对的电极24和25之间 显现出的电场产生静电力，且电容值受密封腔26的间隔（即电容间隔)控制，这些静电力受 下列等式控制
[0088] Fe = -SeOVVz2 (1)
[0089]其可被转变以获得
[0091]其中VO代表DC电压，Vl表示施加到CMUT用于振荡的AC电压;最后，前面的等式可转 变为如下基波项和谐波项
[0095]以最大能量驱动基波模式的膜，第三项和其它更高项有助于谐波模式，基于上述， 重要的是注意到，在无 DC电压(VO = O)下，只有谐波模式被激发，并且比基波模式能量低得 多。在传输模式中，激发电压振荡转换成替代的静电力以振动膜23(超声波发射）。在接收模 式中，施加到换能器上的机械力导致膜23偏转、移动或变形，并改变密封腔26的间隔。然后 在底部电极24和顶部电极25之间测量电压变化。期望的示例性CMUT元件21的结构形成在硅 衬底22(和氧化物层22a)上，但其他材料如玻璃或聚合物也可以用作基底结构。其他辅助层 可被添加到示例性CMUT元件21，以提供更好的保护或改善结构的声学性能。然而，CMUT单元 21的操作原理基本上如本文所述。
[0096] 如在图4中所示的另一个实施例中，示例性热消融涂布器4包括如在图3的实施例 中的换能器阵列17(换能器元件18的列）和换能器元件18的行19。然而，在图4的实施例中， 换能器元件18的最末端行19a的顶部电极(参见图7,顶部电极25)连接在一起。预选换能器 阵列17a(即，换能器元件18的列）的换能器元件18的底部电极(参照图7,底部电极24)也被 连接在一起。每个换能器元件18(即，CMUT元件21(图7))需要通过其相对的电极进行极化以 操作。因此，通过选择特定的换能器阵列17a(即，列)和选定的换能器元件18a的换能器元件 18的特定行19a，并经相应底部电极和顶部电极施加具有合适频率(一般为6MHz，但也可以 在3-lOMHz的范围内调整)和声表面强度(5-20w/cm 2)的电压激励功能以产生期望的超声波 振动作用来获得对于示例性热消融涂布器4上所选择的换能器元件18a的控制。
[0097] 图4的示例性涂布器4还具有换能器元件18的每个各自行19连接在一起的顶部电 极，并且换能器元件18的每个各自换能器阵列（即，列）的底部电极连接在一起。有利的是， 此阵列配置减少了所需的用于极化单独的换能器元件18以控制涂布器4的活化表面的连接 的数量。实际上，CMUT装置中的操作通过在如涉及图7的前述部分中详细描述的装置的两个 相对电极之间施加的偏置电压进行管理。此电压将预应力CMUT以通过移动膜来相应地修改 电容间隔对任何电压变化作出反应。因此，这还产生了超声波。对于本领域的技术人员来 说，只有被涉及的底部和顶部电极覆盖的换能器的表面区域在接收模式中通电或对于机械 压力敏感，如先前所解释的。因此，这种结构和方法能够通过对相应的顶部电极25和底部电 极24(见：图7)施加适当的电压来控制示例性热消融涂布器4的任何单独的换能器元件18。 然后控制连接的数量将取决于待控制的独立的列(η)(换能器阵列17)和行(m)(换能器元件 18的行19)的数量。换言之，阵列配置的所有换能器元件18可以分别是使用n+m控制连接而 非η X m控制连接以分别连接各个换能器元件的地址。
[0098] 类似地，图5示出另一个示例性热消融涂布器4,其由在涂布器4 一端的行19b和在 另一端的行19c组成。行19b和行19c用在示例性热消融涂布器4的中间限定的对称线20对称 设置。换能器阵列17(即，列)如前面图3和图4的图示进行设置，每个换能器阵列17包括来自 所有行19b和行19c的对齐的换能器元件18。可选地并如图所示，相邻的换能器阵列17被两 两电分流，以便减少对于涂布器的输出连接的数量。行19b和19c以对于行19b从Pi至P的位 置顺序和对于行19c从Qi到Q的位置顺序分别进行布置。此外，位置Pi的行被分流至位置Qi 的行，以形成唯一的电连接，并以此方式除以对于行19b和19c的输出连接的数量2。在操作 中，各换能器阵列17的CMUT元件的底部电极连接在一起，各行19b和行19c的CMUT元件的顶 部电极连接在一起，从而使示例性热消融涂布器4的活性表面的控制和关于图4的示例性涂 布器所描述的控制是相同的。有利的是，图5的具有可在分流模式中被两两激发的换能器行 19b和换能器行19c的示例性热消融涂布器4扩展了可用单个涂布器4处理的消融体积(特别 在长轴尺寸上）。
[0099] 图8示出超声热消融涂布器4的又一个实施例，其包括由沿阵列换能器10的长轴线 布置的CMUT(未示出）基本换能器组成的阵列换能器10。热消融涂布器4的阵列换能器10的 数量取决于应用和待治疗肿瘤的类型，且该数量可典型地为八扩大到十二，用于实现合理 的折衷。安装在热消融涂布器4的周围的十二个阵列换能器10是优选的，但并不限于此。优 选地，阵列换能器10在形状和尺寸上是相同，但在其有效面(active face)上的CMUT布置可 以不同。阵列换能器10电连接到柔性电收集器9，其提供CMUT元件到外部接口（未示出）的电 触点。通常，同轴电缆(未示出）连接至系统主机(未示出）的接口。柔性电收集器9优选由使 用Kapton?或任何聚酰亚胺基材料且厚度小于25μπι的柔性PCB电路组成。如下面所讨论 的，阵列换能器10可直接组装到如图9Α所示的涂布器主体14上，或者可以在安装到涂布器 主体14上之前用如图9Β中所示的背衬支撑件16进行预组装。背衬支撑件16可以由声学吸收 材料如粒子填充树脂、塑料、陶瓷或任何其他非金属（即，对X射线和其他医学成像辐射透明 的）声学吸收材料制成。在热消融涂布器4的末端，设置大致圆锥形状的导向件12作为阵列 换能器安装的保护。导向件12具有定位在与热消融涂布器4的中空通道5(见：图IA-图1C)对 准的中心位置的开口 7。在热消融涂布器4的阵列换能器10终止的近端，设置环11以保护阵 列换能器10和柔性电收集器9之间的界面。
[0100]图8Α示出了涂布器4的近端的放大图，其中提供了对于阵列换能器10、环11和柔性 电收集器9的装配细节。更具体地说，环11优选安装在探针主体或结构上并保护阵列换能器 10的附近的柔性延伸部。柔性电收集器9可由薄聚酰亚胺PCB(例如，12μπι厚的聚酰亚胺膜） 并在一侧或两侧具有铜/镀金的迹线制成。
[0101]图9Α通过图8所示的平面9-9获取的示例性热消融涂布器4的一个装配的剖视图。 该图显示了涂布器4的阵列换能器组件的装配和构造细节，其中主体14具有中空通道5。主 体14可以具有规则地设置在其外围以形成多边形的多个面。为了实现平整的治疗体积的几 何形状，主体14的面的数量可以优选至少八个单元，且最佳数量为十二个，然而对于面的数 量并没有限制，因为该数量将只受可用小型化和集成过程/技术的限制。以相同的设计精 神，圆圆柱形状对于主体14理想地是可取的，但此形状内在地限制了换能器要以如此小的 直径(3-4mm)制成柔性和适合的。阵列换能器10被设置在带有可选的还包括电触点的声学 吸收材料15的主体14的外表面上。电触点可以是例如柔性印刷电路板(柔性PCB )，因为柔性 PCB相比于其他组件的厚度薄。为了清楚起见，对于本领域技术人员来说，柔性PCB夹在阵列 换能器10与主体14的外表面之间。可选的吸收材料可以是粒子填充树脂或具有高的后向散 射特性的刚性非金属材料。否则，阵列换能器10可直接固定到主体14上并在它们之间设置 有电触点。阵列换能器10可设置有层压在前表面的匹配层(未示出），以改善声学性能和对 于患者的电气安全。最后，示例性热消融涂布器4覆盖有保护层13以完成装配。有利的是，保 护层13可以由电绝缘的硅橡胶或树脂制成，并且优选模制到热消融涂布器4上以得到圆柱 状的外部形状。作为替代方案，多边形外部部分也可以使用平薄的电绝缘保护层，其将对阵 列换能器10的前表面适形。
[0102] 图10显示了本发明又一实施例中的与图8的示例性热消融涂布器4具有相似的形 状和尺寸的示例性热消融涂布器4。示例性热消融涂布器4具有不同的有效部分，其包含相 等数量的换能器阵列10,从涂布器的近端到远端优选和分别具有以相邻方式安装的部分 27、29和28。部分29专用于如前所述的热消融操作，部分27和28可以配备有其它类型的传感 器或检测器，只要它们能在与本文所要求的尺寸兼容的基板上进行微制造即可。作为示例， CMUT主要焊接在硅基板上，其他的传感器例如:压力传感器、靶向生物传感器(酶、抗体和核 酸）、化学传感器