CN101861127A - 具有电容式微机械超声波换能器的超声波扫描设备 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了超声波扫描设备和超声波扫描设备的制造方法，该方法的一个实施方式包括，将柔性电子器件(如集成电路)、柔性超声波换能器(如圆形CMUT阵列的一部分)和柔性构件集成。该集成电路、换能器和柔性构件可形成以柔性子组件，该子组件被卷起以形成超声波扫描设备。集成电路和换能器的集成可同时发生。可选地，电子设备的集成可发生在换能器的集成之前。另外，换能器的集成可包括使用半导体技术。而且，卷起的子组件可形成管腔或可被接合到管腔。该方法可包括折叠柔性子组件的一部分，以形成前视换能器。一些子组件的柔性构件可以包括一对支架。

Description

具有电容式微机械超声波换能器的超声波扫描设备
优先权
本申请要求2007年12月3日递交的序列号为60/992,020的美国临时申请和2008年1月30日递交的序列号为61/024,843的美国临时申请的优先权。
背景
本申请涉及电容式微机械超声波换能器(CMUT)扫描设备，尤其涉及装有基于CMUT的超声波扫描设备的导管(catheter)。
导管允许外科医生通过导航导管的末端到病灶存在的位置以诊断和治疗深陷于身体内部的病灶。这样，外科医生可以在病灶存在的位置操作不同的传感器或仪器，以对病人最小的侵入性伤害来采取确定的措施。一种被广泛使用的传感器就是超声波扫描设备。超声波扫描设备产生一定频率的声波，所述频率选择为使该超声波扫描设备能允许超声波穿透各种组织和其他生物的结构，并能从上述各种组织和其他生物的结构返回回声。通常，期望选择大约20兆赫兹或者更高赫兹的频率。超声波扫描设备周围组织的图像可以根据这些返回的回声获得。存在两种类型的超声波扫描设备，这两种类型的超声波扫描设备基于压电晶体(即，由压电材料或压电复合材料制造的晶体)和基于电容式微机械超声波换能器(CMUT和嵌入式触发CMUT或ESCMUT)。
CMUT通常包括两个分开的电极，其中，两个电极中的一个与膜相接合。在操作过程中，交流(AC)信号用来给电极充电至不同的电压。不同的电压引起与膜相接合的电极的运动，并因而引起该膜自身的运动。压电换能器(PZT)也将交流信号应用于其中的晶体，引起晶体振动并产生声波。返回到晶体的回声被用来得到周围组织的图像。
因此，外科医生发现使用装有导管的超声扫描设备对获取病人(和动物)的确定组织(如血管)、结构等及观察其上的疗效是有帮助的。例如，超声波换能器可以提供图像以使医疗人员判断血液是否流经特定的血管。
一些导管在其末端或接近其末端包括单个的超声波换能器，而其他导管在其末端包括超声波换能器阵列。这些超声波换能器可以沿着导管的一侧设置并可从该侧指向外部。如果这样，其可以被认为是侧视换能器。当导管只有一个侧视换能器时，该导管可以被旋转以获得其周围各个方位的组织图像。另外，该导管可以使超声波换能器在其周围指向各个方向。
在其他情况下，导管在其末端可以设置超声波换能器，其从导管的端部指向远端方向。这些类型的超声波换能器可以被称为“前视”换能器，前视换能器对获取导管前部的(即，“前向”的)组织的图像是有帮助的。概述
实施方式提供了装有超声波扫描设备的导管和制造配备有超声波扫描设备的导管的方法。尤其，根据一种实施方式实践的方法包括将柔性(flexible)电子器件(如集成电路)和柔性构件集成在一起，以及将柔性超声波换能器(如圆形CUMT阵列的一部分)和柔性构件集成在一起。上述被集成的柔性电子器件、柔性超声波换能器和柔性构件可以形成一个柔性子组件，该子组件可以被卷起以形成超声波扫描设备。
在一些实施方式中，柔性电子器件、柔性超声波换能器可以同时和柔性构件集成在一起。而且，超声波换能器的集成可以从包括其活动表面的超声波换能器侧执行。在可选实施方式中，柔性电子器件的集成可以发生在柔性超声换能器的集成之前(或之后)。另外，柔性超声换能器的集成可以包括使用半导体技术。在一些实施方式中，卷起的柔性子组件形成管腔，该管腔可以耦合到导管的管腔。然而，可替代的是，卷起的柔性子组件可以和导管的管腔相接合。在一些实施方式中，上述方法包括通过大约九十度折叠柔性构件的一部分(其控制所述柔性超声波换能器)以形成前视(forward looking)超声波换能器。一些实施方式中的柔性构件可以包括与圆形CUMT换能器阵列的一部分相接合的一对支架。随着上述支架(和其余柔性构件)被卷起，所述圆形CUMT阵列可以通过大约九十度被折叠而形成一个环形CMUT阵列。该环形CMUT阵列因此可以被用作前视CMUT阵列。
此处所公开的超声波扫描设备的一个实施方式包括柔性电子器件(如集成电路)、柔性超声波换能器、以及柔性构件，其中所述柔性电子器件及柔性超声波换能器与所述柔性构件集成。所述集成的柔性电子器件、柔性超声波换能器和柔性构件可以形成柔性子组件，该子组件可以被卷起以形成超声波扫描设备。在一些实施方式中，卷起的柔性子组件是管腔，或者，可替代的，卷起的柔性子组件可接合到导管的管腔。所述柔性超声波换能器可以包括贯穿晶片互连(through wafer interconnect)和与之通信的部分圆形CMUT阵列。另外，所述超声波换能器可以是一个前视的环形CMUT阵列。
因此，与之前可用的装备有导管的压电换能器相比，特别是与装备有导管的PZT相比，实施方式具有许多优点。例如，实施方式提供了装备有超声波扫描设备的导管，与迄今可能的导管相比，其可以以更高的频率和更宽的带宽工作。实施方式还提供了装备有超声波扫描设备的导管，与之前可用的超声波换能器的那些导管相比，其具有更小的形状因子。另外，实施方式提供了制造装备有超声波扫描设备的导管的方法，与之前可用的超声波导管制造方法相比，其更简单、成本更低且速度更快。
附图简述
图1示出一些实施方式的导管的截面图；
图2示出一些实施方式的超声波扫描设备的截面图；
图3示出制造一些实施方式的导管的方法的流程图；
图4示出用于一些实施方式的导管的超声波扫描设备的截面图；
图5示出用于一些实施方式的导管的另一超声波扫描设备的截面图；
图6示出用于一些实施方式的导管的另一超声波扫描设备的截面图；
图7示出用于一些实施方式的导管的超声波扫描设备的截面图；
图8示出用于一些实施方式的导管的又一超声波扫描设备的截面图；
图9示出用于一些实施方式的导管的一维CMUT阵列；
图10示出用于一些实施方式的导管的二维CMUT阵列；
图11示出用于一些实施方式的导管的环形CMUT阵列子组件；
图12示出用于一些实施方式的导管的环形CMUT阵列子组件；
图13示出制造用于一些实施方式的导管的环形CMUT阵列的方法；
图14示出集成一些实施方式的装备有CMUT的导管的各个部件的方法；
图15示出集成一些实施方式的装备有CMUT的导管的各个部件的另一方法；
图16示出晶片，依此晶片可制造装备CMUT的导管各个部件。
详细描述
不同的实施方式提供了位于导管末端的超声波扫描设备。特别是，一些实施方式提供了在其末端装有侧视和前视电容式微机械超声波换能器(CMUT)阵列的超声波扫描设备。
尽管压电换能器(PZT)可以完成一些期望的诊断功能，但是仍很难获得具有小的形状因子的压电换能器(PZT)。更具体地，由于受与制造PZT的材料有关的限制，仍难以设计和制造具有足够小的装配在许多导管内的PZT的导管，其设计成被导航通过各种心血管、神经血管和其他生物结构。另外，PZT材料自身也不提供相对的高频率范围。例如，很难设计和制造能在有助于生物组织成像的接近(或超过)20MHZ范围内工作的PZT。
另外，为了形成PZT的圆柱阵列(如期望包含在各种导管上的圆柱阵列)，各个PZT必须从换能器的平板被切割。然后各个PZT以圆柱形阵列设置在导管上。因此，一些单个PZT(或其组)在切割和装配操作期间可能被损坏或被切口或其他污染物污染。另外，在导管上装配各个PZT和切割操作会引起各个PZT运行特征的改变。因此，之前的可使用的PZT确定仅用在某些超声应用中。本公开致力于现有PZT的至少一些缺点，提供了基于CMUT的超声波换能器和装有这种CMUT的导管。正如这里所论述的，此处所公开的超声波换能器和导管还拥有其他优点。
CMUT使用排列为形成电容的两个板状结构，在相邻介质中传输和检测声波。上述电容器板(或与该电容器板耦合的电极)能被反复充电，从而一块板相对于另一块板来置换，因而产生声波。通常，交流电给电容器板充电。可选地，电容器板可以被充电至选定电压(例如以直流或DC信号)，并可以被用来感测对裸露电容器板有影响的声波，并因此相对于另一电容器板来置换该电容器板。裸露的电容器板的置换引起了CMUT的电容的改变。由CMUT生成的最终的电信号可以被分析，以生成CMUT周围介质的图像。一些基于CMUT的超声波扫描设备包括开关，因此，当开关处于一个位置时，该开关允许CMUT发送声波，并且，当开关处于另一位置时，该开关允许CMUT检测声波。
CMUT可以被单独制造或以各种类型的阵列被制造。例如，可以制造一个一维(1-D)CMUT阵列，其中，多个CMUT以线性阵列形式形成。2-DCMUT阵列也可以被制造，其中，各种CMUT以包括诸如行和列等的多种形式形成。行和列可以制造出通常为正方形、矩形或其他形状的阵列。另外，各个CMUT可以被单独操作；可以结合其他CMUT操作；或者可以结合所有的CMUT在特定阵列或扫描设备中操作。例如，驱动各种CMUT的信号可以被计定，以将多个CMUT操作为相控阵列，从而在特定方向指导声音能量。
CMUT阵列可以形成为柔性的，使得该阵列能够以预期的或给定的形状或弯曲度符合于表面、腔等。例如，CMUT阵列可以被配备成符合特定工具、导管、或其他设备的形状。同样地，用来驱动CMUT(并感测来自那里的信号)的IC(或其他电子电路)也可以被形成为柔性的。另外，CMUT和IC可以相集成，并可以同时与使用这里所公开的相同的技术的工具集成，或者在不同的时间与使用这里所公开的相同(或不同)的技术的工具集成。
更具体地，一些实施方式的CMUT和IC可以互相集成，并且可以同时与使用半导体或微机电系统(MEMS)制造和封装技术(以下简称“半导体”技术)的柔性膜集成。其上具有CMUT和IC的该柔性膜可以被包装到一个导管(或其他设备)，以形成具有基于CMUT的超声波扫描设备的导管。这些基于CMUT的超声波扫描设备可以是前视的、侧视的、或其组合。在一些实施方式中，其他换能器(例如，压力、温度等)可被制作且可以与位于该柔性膜上的CMUT和IC集成。
图1为一些实施方式的导管的截面图。导管100包括包含有CMUT换能器111、各种电子构件112的超声扫描设备110、柔性而细长的主体120、电缆130、连接线131、管腔140、柔性末梢150和外壳160。导管100通常在细长的主体120近端还包括一个手柄。该手柄允许外科医生在有或者没有导航帮助的情况下控制末梢150通过病人身体内的血管(如心血管)。末梢150可以耦合到细长的主体120的末端，且末梢150可以是足够柔性的以引导细长的主体120的末端在不影响血管外壁的情况下通过血管。
另外，末梢150可以包括一个光滑的导引表面，以便于细长的主体120通过血管。外壳160也可以在导管100的细长的主体120(或其他部分)上提供，以便于细长的主体120通过血管。一旦末梢150到达期望的位置，工具可经由管腔140通过细长的主体120和末梢150被插入(其通常贯穿细长的主体的长度)。有利地，导管100允许外科医生在期望的位置执行超声波诊断，且执行这些外科诊断对病人造成的伤害最小。导管100也可以包括用来在期望位置执行各种诊断的一个或多个传感器、换能器和工具等。
管腔140可以将末梢150耦合到导管100的细长的主体120上。管腔140也可以提供一种结构，其中超声波扫描设备110(及CMUT换能器111和电子构件112)可以安装在该结构上。通常，扫描设备110的主体和末梢150的主体互相平接以便呈现出一个相对于血管壁而言光滑的整体表面，通过其导管110可以被导航。
CMUT换能器111可以包括一个或多个单个的CMUT元件。各种CMUT元件在CMUT换能器111内以阵列形式排列。此外，CMUT换能器111可以是侧视换能器或前视换能器。在一些实施方式中，导管100包括侧视换能器和前视换能器。
连接线131可以在外部支撑电子构件和超声波扫描设备110之间传输电子数据并控制信号。在一些实施方式中，上述外部支撑电子构件可以包括带有软件的控制台计算机，用来分析来自超声波扫描设备的信号并生成超声波扫描设备周围组织的图像。电缆130使连接线131从细长的主体120的近端路由到导管100的末端。在细长的主体120的末端，连接线131可以和电子构件112电气连接。另外，互连物(未示出)可以将电子构件112和CMUT换能器111电气连接。连接线131可以为电子构件112提供电能。相应地，电子构件112可以为CMUT换能器111提供电能，且设置一个或多个开关，所述开关布置成使得CMUT换能器111可以在发送和检测声波之间进行切换。
来自CMUT换能器111的用来指示被探测的声波的电信号经过互连物可以传送到电子构件112上。该电子构件对这些电信号可以执行确定的功能(如滤波、信号调节等)。电子构件112经过连接线131可以将电信号发送至外部支撑电子构件(图中未示出)。在一些实施方式中，上述外部支撑电子构件包括配置成分析电信号并根据该电信号得出各种图像的计算机。因此，连接线131在电子构件112(和CMUT换能器111)和外部支撑电子构件之间提供接口。
当期望CMUT换能器111发送声波时，电子构件为CMUT换能器111提供交流电信号从而使其产生声波。而且，电子构件112可以配置成对CMUT换能器111施加频率大约为1-100MHZ交流电信号。然而，电子构件112可以配置成使用具有其他频率的交流电信号驱动CMUT换能器111。可选地，当期望CMUT换能器111检测声波时，电子构件112对CMUT换能器111施加偏置或调制信号并感测由声波回声引起的返回的电信号。
现参考图2A，示出了一些实施方式的侧视超声波扫描设备209的截面图。超声波扫描设备209包括IC220、柔性构件230、管腔240、管身241(此处位于管腔240之后)、导线对250和外层260。CMUT阵列210、IC220和柔性构件230(下文柔性子组件208)可以接合到管腔240上。CMUT阵列210和IC220可以使用半导体技术被分别(或一起)制造，且可以通过柔性构件230机械地彼此耦合。柔性构件230可以耦合到位于IC220对面的CMUT阵列210的末端，反之亦然。当允许超声波扫描设备209的导线250、IC220、CMUT阵列210和其他部件在组装时可以相对于彼此移动时，柔性构件230可以在这些部件之间提供电气连接。
图2A的详细的部分示出了柔性子组件208到管腔240的接合。图2A中的详细的部分还示出了CMUT阵列210的特定CMUT元件的各种部件。CMUT元件的这些部件包括膜211、绝缘层214、基底215、上电极216、(柔性构件230的)导电层231、(柔性构件230的)绝缘层232、和(柔性构件230的)通路233(柔性构件230)。各种半导体和MEMS材料(下文称“半导体”材料)可以被用来制造CMUT。例如膜211、绝缘层214、基底215和上电极216可以用硅、掺杂硅、金属、氧化物和氮化物等构成。
在一些实施方式中，CMUT阵列210是一维CMUT阵列(参见图9，该阵列包括一行CMUT元件)。然而，CMUT阵列210可以是其他形状的CMUT阵列。例如，CMUT阵列210可以是1.5维CMUT阵列、1.75维CMUT阵列或2维CMUT阵列(参见图10，二维阵列包括两行CMUT元件)。该CMUT阵列210可以是如在2007年12月3日由Huang提交的名称为“增强型压电微机械超声波扫描设备(ENHANCED CAPACITIVEMICROMACHINED ULTRANSONIC TRANSDUCER)”的第60/992,020号美国临时申请中所描述的柔性CMUT阵列，其全部内容如同所提出的并入本文。另外，或可选地，CMUT阵列210可以包括在单个CMUT阵列之间的柔性元件，如2008年1月30日由Huang提交的名称为“组装和连接静电换能器阵列(PACKING AND CONNECTING ELECTROSTATICTRANSDUCER ARRAYS)”的第61/024,843号美国临时申请中所描述的，其全部内容如同所提出的并入本文。此外，这些类型的CMUT阵列可以使用半导体技术形成。IC220可以与上述临时专利申请相似的方式被制造，因此也是柔性的。这样，子组件208可以是足够柔性的以符合包括管腔240的各种表面(包括展示复合弯曲度的表面)。当柔性子组件108被围绕物体缠绕或卷成一个管、一个管腔的一部分或一个管腔时，该柔性子组件可形成其他形状(即使那些带有复合曲线的形状)。例如，上述柔性子组件可以卷成一个圆柱体、管腔的一部分、或管腔。相反，使用半导体技术形成基于柔性PZT的超声波扫描设备是不可行的。
关于柔性构件230，柔性构件230可以包括一个或多个绝缘层232和至少一个导电层231。这些绝缘层232和导电层231可以使用半导体技术来制造，且可被制造成厚度小至1微米。因此，相比于之前的可使用的超声波扫描设备(且尤其是之前的可使用的基于PZT的超声波扫描设备)，柔性部件230内的互连物之间的间距可以小至1微米从而增加了其互连密度。此外，如果期望增加柔性部件230内的互连物的互连密度，增加的绝缘层232和导电层231可以在柔性部件230内形成。柔性部件230内的层231和232可以从与半导体技术兼容的材料制造。例如，导电层231可由铝、黄金等制成，且可通过电镀、溅射、蒸发金属或其他导电材料到合适的基底上来形成。绝缘层232可以由聚对二甲苯、聚二甲基硅氧烷(PDMS)、氮化物、聚酰亚胺或聚酰亚胺等制成。
继续参考图2A，CMUT膜211和基底215可以界定传感腔213。CUMT的上电极216可以耦合到膜211并与基底215(如图2A中的详细部分所示，基底215用作特定CMUT元件的下电极)耦合在一起，并可导致膜211的置换。更具体地，使用由导线250、导电层231和通路233提供的互通，电信号可以通过上电极216和基底215施加到弓形的CMUT元件，从而在周围介质中产生声波。
图2B示出沿着图2A的超声波扫描设备209的2B-2B线截取的截面图。本领域的技术人员应理解，CMUT阵列210的CMUT元件在没有声音匹配层或声音支持层的情况下，可以令人满意地运转。另外，CMUT阵列210在管腔240和CMUT阵列210之间没有填充材料的情况下，可以令人满意地运转。因而，柔性CMUT阵列210可以被直接缠绕在管腔240上。在一些实施方式中，柔性CMUT阵列210可以被卷成圆柱体状，并从而可以用作管腔240。因此，在该超声波扫描设备209中不需要包括单独的管腔240。在被卷起的CMUT阵列210用作管腔的那些实施方式中，CMUT阵列210的尺寸被形成为与管腔的直径相匹配，该管腔包括在导管100的细长的主体120(参见图1)中。因此，细长的主体内的管腔和卷起的CMUT阵列210可以被耦合，以形成遍及导管100长度的连续管腔。
图3为示出制造超声波扫描设备的方法的流程图。该方法300包括，在步骤302，将CMUT阵列210和IC220与柔性构件230集成。在一些实施方式中，CMUT阵列210和IC220可同时且使用相同的技术与柔性构件230集成。然后，在另一些实施方式中，CMUT阵列210和IC220可在不同的时间使用不同的技术与柔性构件230集成。在步骤304，将所集成的CMUT阵列210、IC220和柔性构件230(作为子组件208)卷成圆柱体状。因此，子组件208可以围绕管腔240被卷起或形成管腔240。在任何情况下，最终得到的超声波扫描设备209可以被组装到导管100的管腔140上(参见图1)。在步骤306，导管100的连接线131可连接到柔性构件230的引线上。在步骤308，将外层260应用在超声波扫描设备209上，以完成基于CMUT的超声波扫描设备209的制造。外层260可以由例如PDMS、聚对二甲苯、聚乙烯热缩管、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)热缩管等制成。
与制造基于PZT的超声波扫描设备相反，方法300可以省略在柔性物上的PZT盘的切割。方法300也可以省略声音匹配层和声音支持层的生成。方法300还可以省略CMUT阵列210和管腔240之间填充材料层的生成。另外，诸如将CMUT阵列210和IC220分别与柔性构件230集成的制造步骤可以被合并，因而可以额外地节省成本并改进质量控制。相应地，与制造基于PZT的超声波换能器的方法相比，方法300更简单，步骤更少。
现在参考图14，示出了比方法300更详细的制造基于CMUT的超声波扫描设备的方法。更具体地，图14示出了形成柔性子组件1408的方法。图14示出了带有器件层1401、处理晶片1402、绝缘层1403、多个沟道1405、CMUT阵列1410、多个集成电路1420、柔性绝缘层1429、柔性构件1430、导电层1431和绝缘层1432的晶片1400。晶片1400可以是用来制造CMUT阵列1410、集成电路1420或其各种组合的硅氧化物(SOI)晶片。晶片1400也可以用来制造柔性构件1430并将CMUT阵列1410、集成电路1420与柔性构件1430集成。
现在参见图14.1，晶片1400可以包括器件层1401、处理晶片1402、绝缘层1403。设备层1401可以确定CMUT阵列1410和集成电路1420的厚度。在使用SOI晶片作为晶片1400的可选实施方式中，硅晶片可被磨成所需的厚度和代替晶片1400使用。在一些实施方式中，控制集成电路1420的晶片1400的区域在图14所示的方法的确定步骤期间，可以被适当的屏蔽材料层所保护。图14.1示出了CMUT阵列1410可以使用各种半导体制造技术在晶片1400上被制造。
如图14.2所示，在晶片1400上形成各种沟道或开口图样1405。沟道和开口图样1405将被刻蚀，以到达晶片1400的绝缘层1403。沟道或开口图样1405用来将各种CMUT阵列1410、CMUT阵列的元件、集成电路1420和其他部件彼此分开，或将其与器件层1401的其他部分分开。如图14中其他步骤所示，合适的半导体技术用来形成沟道1405。另外，如图14.3所示，在晶片1400上可制造集成电路1420。如果控制集成电路1420的区域被保护材料所覆盖，那么保护材料可在制造集成电路1420前被移除。
在一些实施方式中，CMUT阵列1410通常由可承受比在制造集成电路1420的过程中所遇到的温度更高温度的材料制成。因此，在CMUT阵列1410之后在晶片1400上制造集成电路1420可产生令人满意的子组件1408。一些实施方法在CMUT阵列1410的制造之后允许在晶片1400上制造集成电路1420，如将参照图15所描述的。
继续参见图14，从图14.4到图14.6示出的步骤是可用来形成柔性子组件1430的典型的处理步骤。在采用这些步骤的实施方式中，柔性子组件1430具有至少一层绝缘层和至少一层导电层。图14.4示出了柔性绝缘材料(如聚对二甲苯、聚二甲基硅氧烷或PDMS、聚酰亚胺、氮化物等)层在晶片1400上被图案化和制造为柔性子组件1430的第一绝缘层。绝缘层1432可以任何合适的方式在晶片1400上被制造。例如绝缘层1432可被旋涂、蒸发、溅射、沉积等到晶片1400上。另外，柔性绝缘层1432的图案形式可以被选择，以使得柔性绝缘层1432可以允许到达与CMUT1410和集成电路IC1420相关联的电极、引线和触点。
图14.5中示出了晶片1400上的柔性构件1430的导电层1431的生成。导电层1431可采用任何合适的技术被图案化和沉积在晶片1400上，并可以通过允许在晶片1400上的CMUT阵列1410、集成电路1420和其他部件之间制造互连物的方式来完成。导电层1431可由铝、金、铜、钛等或其他合适材料经过(例如)沉积、蒸发、溅射等来制造。由于可能期望形成具有多个绝缘层和导电层的柔性构件1430，额外的导电层1431和绝缘层1432可在晶片上被图案化和制造，从而为由晶片1400控制的部件提供互连物、通路和相关绝缘物。其中，多于一个的导电层1431和绝缘层1432在晶片1400上被形成，如电容器、感应器等的各种器件也在其中形成。
如果期望，外层1429可在晶片1400上形成。该外层可用作保护层，并被视为和柔性构件1430的绝缘层。通常，但不一定，该外层是双向兼容的。外层1429如图14.6所示，并可通过各种技术由诸如聚对二甲苯、聚二甲基硅氧烷、聚酰亚胺、氮化物等柔性绝缘材料形成。外层1429的厚度、图案结构和材料被选择成保护子组件1408以免机器过度使用，使超声波换能器与其环境电和热相隔离，并为子组件1408提供光滑且相对无摩擦的表面，以提供给其可能插入的各种血管壁。在一些实施方式中，在该步骤之后，柔性构件1430在晶片1400上形成，以电连接和机械连接集成电路1420和CMUT1410。
图14.7示出了通过移除处理晶片1402、绝缘层1403和器件层1402的其他部分可获得柔性子组件1408。因此，如图14所示的制造方法可最终获得子组件1408，其包括彼此并与柔性构件1430集成的CMUT阵列1410和集成电路1420。因而，CMUT阵列1410和集成电路1420可以使用相同的技术在晶片1400上被制造并与晶片1400集成。
现在参考图15，示出了子组件1508的另一种制造方法。在图15的方法中，在集成电路1520之后，制造CMUT阵列1510。图15.1示出了在CMUT阵列1510之前可在晶片1500上制造集成电路1520。然后，如图15.2所示，CMUT阵列1510在晶片1500上被制造。用来制造CMUT阵列1510的技术和材料可选择对集成电路1520没有影响的技术和材料。例如，涉及集成电路1520可承受的温度的技术和材料可被用来制造CMUT阵列1510。继续参见图15，图15.3示出了可在晶片1500上形成各种分隔的沟道和开口图样1505。沟道和开口图样1505可被刻蚀，以到达晶片1500的绝缘层1503。此后，制造子组件1508可与图14.4-14.7所示的制造子组件1408相似。因此，在晶片1500上制造集成电路1520之后，可在晶片1500上制造CMUT阵列1510。
虽然图14示出了CMUT阵列1410和集成电路1420从CMUT阵列1410活动侧与柔性构件1430集成，且图15示出了CMUT阵列1510和集成电路1520从CMUT阵列1510活动侧与柔性构件1530集成，但是部件1410和1420从CMUT阵列1410非活动侧与柔性构件1430集成以及部件1510和1520从CMUT阵列1510非活动侧与柔性构件1530集成是可能的。如果期望从非活动侧产生通路，则可制造贯穿晶片互连来提供子组件1408和1508的各部件的互连性。如果期望从活动侧产生通路，则贯穿晶片互连对于该目的可能不是必须的，因为CMUT可以容易地达到。
图16示出了其中用空腔代替晶片1500的绝缘层1502的一些实施方式的方法。更具体地，图16.1示出了用嵌入式空腔1604可形成晶片，且在嵌入式空腔1604之上将集成电路1620、CMUT 1610制造在基底1601上。图16.2示出了通过基底层1601可刻蚀沟道或开口图样1605。在一些实施方式中，沟道或开口图样1605可以选择用将CMUT1610和集成电路1620隔开的材料填充。此后，制造子组件1608与图14.4-14.7所示的制造子组件1408相似。在最后一步，柔性子组件1608可以很容易地直接从晶片1600的前端从晶片1600取出。关于参照图14-16所述的上述方法，柔性部件1430、1530和1630可以在CMUT阵列1410、1510和1630的非活动侧形成。也可提供贯穿晶片互连，取决于是期望从CMUT阵列的活动侧还是非活动侧到达CMUT阵列1410、1510和1610。
另外，上述任何方法都可用来制造子组件1408、1508和1608。然而，其他的方法也可用来制造子组件1408、1508和1608。例如，于2008年12月3日由Huang提交的、其全部内容如同所提出的并入本文的、名称为“组装用于超声波扫描设备的CMUT(CMUT PACKING FORULTRASOUND SCANNER)”的第_____号国际专利申请描述了制造子组件1408、1508和1608的其它方法。于2008年12月3日由Huang提交的、其全部内容如同所提出的并入本文的、名称为“CMUT组装和互连(CMUT
PACKING AND INTERCONNECTION)”的第_____号国际专利申请描述了制造子组件1408、1508和1608的其它方法。
如参照图14-16所讨论的，包括CMUT阵列210(如图2所示)、集成电路220、和柔性构件230的子组件208可以使用半导体技术制造。另外，如果需要，CMUT阵列210、集成电路220可以同时和柔性构件230集成。同样地，如果需要，多个子组件208可以同时集成。一旦集成，子组件208可以围绕管腔240缠绕或接合到管腔240，以生成超声波扫描设备209。因此，与之前可能的方式相比，相对简单的超声波扫描设备209可以较低的成本和较高的质量控制被制造和组装。另外，本文公开的制造超声波扫描设备的方法享有由这里使用的半导体技术提供的规模效应。
现在参照图4-8，示出了各种超声波扫描设备409、509、609、709和809。更具体地，图4示出了一些实施方式的侧视超声波扫描设备409的截面图。超声波扫描设备409的CMUT阵列410和集成电路420可以从CMUT阵列410非活动侧与柔性构件430集成。相应地，超声波扫描设备409可以包括一个或多个贯穿晶片互连418。贯穿晶片互连418可以从CMUT基底的背面为CMUT阵列410的CMUT元件提供电连通。集成电路420通过柔性构件430从其非活动表面与CMUT元件电连接。图4也示出了柔性构件430(与其上的CMUT阵列410和集成电路420)围绕管腔440被缠绕。除此之外，图4中的超声波扫描设备409的制造与图2中的超声波扫描设备209的制造相似。
现在参照图5，示出了一些实施方式的前视超声波扫描设备的截面图。超声波扫描设备509可以包括环形CMUT阵列510来代替侧视CMUT阵列(如CMUT阵列410)，或除该侧视CMUT阵列之外还包括环形CMUT阵列510。环形CMUT阵列510可以位于超声波扫描设备509的末端，其活动表面指向末端方向。如这里更详细描述地，子组件508(包括环形CMUT阵列510)可以被制造成一种结构并从其活动侧被集成。可选地，环形CMUT阵列510可以被制造成两个或多个部件并被和组装成环形阵列。特别地，如参考图11和图12所讨论的，集成的子组件508可以在靠近CMUT阵列510的位置向内折叠，从而如所示的在末端方向指明CMUT阵列510的元件。
图6示出前视超声波扫描设备609的另一实施方式。该超声波扫描设备609包括从其非活动侧被集成的环形CMUT阵列610。相应地，CMUT阵列610包括贯穿晶片互连618，以将CMUT阵列610电连接到集成电路620上。另外，参见图11和图12所描述的，集成的子组件608在靠近CMUT阵列610的位置向外折叠(相对于其中相应的子组件508向内折叠的超声波扫描设备509)，从而在末端方向或前向指明CMUT阵列610的元件。
与超声波扫描设备509(参见图5)相似的超声波扫描设备709的前视图如图7所示。由于CMUT阵列710向内折叠，CMUT阵列710被显示为相对于柔性构件730而言它更靠近管腔740。在此方面，超声波扫描设备609与超声波扫描设备509相似，只是CMUT阵列710的一部分可被放置得比柔性构件730离管腔740更远。然而，超声波扫描设备509和超声波扫描设备609被期望有相似的运行特征。
现在参照图8，示出了一些实施方式的超声波扫描设备的截面图。在一些实施方式中，超声波扫描设备809可包括侧视CMUT阵列810A和前视CMUT阵列810B。另外，超声波扫描设备809可以在不偏离本公开的范围的情况下，将其他传感器870(如压力传感器、温度传感器等)与各种CMUT阵列810和电子构件(如集成电路820)集成。因此，一些实施方式提供多功能的超声波扫描设备809。
现在参考图11-13，示出了CMUT阵列、集成电路和柔性构件的子子组件1108、1208和1308的各种实施方式。这些子子组件1108、1208和1308可被用来形成超声波扫描设备，且尤其是前视超声波扫描设备。例如，图13示出了制造前视超声波扫描设备1309的过程。如图13所示，子子组件1308(包括集成在通用平面配置中的一维CMUT阵列1310、集成电路1320和柔性构件1330)可被用来制造具有环形CMUT阵列1310的前视超声波扫描设备1309。另外，图13示出了CMUT阵列1310可按照参考箭头1336所指示的、相对于由子子组件1308定义的平面被折叠大约90度。然后按照参考箭头1338所标明的，该子子组件1308可被卷成圆柱形。因此，前视超声波扫描设备1309可由通用平面子子组件1308形成。
现在参考图11，示出了具有一维CMUT阵列1110的子组件1108，其也可被用来形成具有环形CMUT阵列的前视超声波扫描设备。更具体地，如图11所示，子组件1108通常是平面的，且可以包括与CMUT阵列1110和集成电路1120集成的柔性构件1130。CMUT阵列1110可以是圆形的，且可以位于或平行于柔性构件1130所定义的平面。柔性构件1130可以包括一个或多个将CMUT阵列1110和集成电路1120机械地耦合且在相同部件之间提供电连接的弓形支架1132。上述CMUT阵列1110、集成电路1120和支架1132可以确定一个空腔1134，该空腔允许支架1132有足够的活动自由，因此支架1132可以适应如管腔的圆柱形。如图所示，支架1132可以是彼此的镜像。
为了从子组件1108来形成环形的CMUT阵列，当圆形的CMUT阵列1110向内折叠时，子组件1108可被卷成圆柱形。因此，当子组件1108被卷成圆柱形时，CMUT阵列1110被折叠大约90度，使得CMUT阵列1110的CMUT元件指向前方(或末端方向)。在一些实施方式中，诸如从非活动侧集成CMUT阵列1110(并因此包括贯穿晶片通路)的那些实施方式，CMUT阵列1110可以被向外折叠而不是向内折叠。
注意到，当子组件被组装到管腔时，弓形支架1132可以被定型和形成所需要的尺寸，以平置于合适的形状和尺寸的管腔上。可选地，当子组件1108形成管身或管腔时，弓形支架1132被定型和形成所需要的尺寸，所以其通常都适应圆柱形的卷起的子组件1108。在任何情况下，卷起的子组件1108可以位于适当的形状的管腔的末端。可选地，当子组件1108形成管腔时，卷起的子组件1108可形成导管的管腔。
现在参考图12，示出了另一个子组件1208。更具体地，如图12所示，子组件1208也可包括一对支架1232和一对半圆形CMUT阵列1210。与图11中的弓形支架1132相反，该支架1232通常可以是直的。虽然图12中所述的CMUT阵列1210每个定义了半圆时，但CMUT阵列1210不必完全相同。例如，一个CMUT阵列1210可以界定一个圆的大部分，而另一个CMUT阵列1210界定一个圆的小部分。在任何情况下，子组件可以被卷成圆柱形，而CMUT阵列1210被折叠以形成前视超声波扫描设备1209。
基于CMUT的超声波扫描设备比基于PZT的超声波扫描设备有几个优点。这些优点部分地是由相对低的CMUT声音阻抗引起的。CMUT通常有比空气、水和组织等更低的声音阻抗。因此，与PZT不同的是，CMUT可以在没有用周围介质的声音阻抗匹配CMUT的声音阻抗的材料层的情况下被使用。
PZT也从其前表面和后表面发射声能(即，声波)。由于该特点，PZT在其后表面上需要支持层以吸收从那里发射出去的声能。否则，从PZT后表面发射出去的声波可从各种结构反射并干扰PZT的操作。然而，在吸收从PZT后部发射的声能的过程中，支持层产生热量。因此，PZT在运行过程中可以变温，或者甚至变热，因而降低了在一些应用如以导管使用其的应用中使用它们的期望。由于CMUT仅从前表面发射声能，由方向错误的声能产生的热量对基于CMUT的超声波扫描设备而言不是一个值得关心的问题。另外，上述支持层(和之前提到的声音匹配层)使得制造基于PZT的超声波扫描设备的过程复杂化。相反，基于CMUT的超声波扫描设备可以省掉这些层和相应的制造步骤。
另外，基于CMUT的超声波扫描设备可以采用半导体制造技术来生产。由于这些半导体技术受益于半导体行业各部分几十年的投资，这些技术可在因而制造的CMUT中提供相对高水准的一致性、准确性、可重复性、尺寸控制等。更进一步地，上述许多半导体技术可以被批量处理。因此，与该技术相关的规模效应允许基于CMUT的超声波扫描设备的更低的每单位成本，尤其是在需要相对大量的超声波扫描设备时。例如，由于在特定晶片上的CMUT阵列的所有特征均可被同时图案化，相对于制造单个CMUT阵列，制造多个CMUT阵列没有引入费用(或引入很少的费用)。
另外，由于基于CMUT的超声波扫描设备可以采用半导体制造技术来生产，因而集成电路、其他半导体器件可以相对容易地与CMUT阵列集成。因此，CMUT阵列和集成电路可以同时使用相同的技术制造在同一晶片上。可选地，CMUT和集成电路可在不同的时间集成到各种换能器中。另外，CMUT和集成电路可由相同或相似的生物相容材料制成。
相反，由于受PZT材料的限制，使用半导体技术制造和集成PZT和其他部件(如集成电路)是不可实现的。而且，与可使用的PZT的有关的制造和集成技术有一些缺点，这些缺点包括密集劳动力、成本高和受制于制造过程的变化等。另外，可使用的PZT技术在单个PZT设备的大小接近相对高频率的设备所需要的小尺寸(如几十微米)时遇到其它困难。例如，单个PZT设备的分隔受控于研磨和切割技术，该技术导致设备到设备的可变性。
相应地，基于CMUT的超声波扫描设备比基于PZT的超声波扫描设备具有性能和成本优势。更具体地，由于通常期望超声波扫描设备拥有具有高频率运行范围和小的物理尺寸的换能器，基于CMUT的超声波扫描设备比基于PZT的超声波扫描设备有一些优点。
第一，基于CMUT的超声波扫描设备比基于PZT的超声波扫描设备可以用更好的尺寸控制被制造。更具体地，基于CMUT的超声波扫描设备以小于大约1微米的尺寸被制造，而基于PZT的超声波扫描设备的最小尺寸比大约10微米大。相应地，可用相应的较小的CMUT元件高度来制造基于CMUT的超声波扫描设备。第二，基于CMUT的超声波扫描设备的CMUT的最小互连宽度和高度可以小于大约2-3微米，而基于PZT的超声波扫描设备的最小互连物宽度和高度大于大约25微米。因此，基于CMUT的超声波扫描设备的互连物比基于PZT的超声波扫描设备的互连物以更高的密度被制造。相应地，基于CMUT的超声波扫描设备可以拥有更多的换能器(对指定的扫描设备大小)或者可以比基于PZT的超声波扫描设备更小(对指定数量的换能器)。
另外，与基于PZT的超声波扫描设备相比，给定基于CMUT的超声波扫描设备的改进的设备大小，可制造能够在高达100MHZ运行的基于CMUT的超声波扫描设备。相反，基于PZT的超声波扫描设备被限制在远低于20MHZ的运行范围。另外，由于超声换能器的分辨度依赖于它的运行频率，可以制造具有相应改进分辨率的基于CMUT的超声波扫描设备。由于相似的理由，基于CMUT的超声波扫描设备的带宽比基于PZT的超声波扫描设备的带宽更宽。相应地，基于CMUT的超声波扫描设备比基于PZT的超声波扫描设备可应用于更多的场合。
基于CMUT的超声波扫描设备(与基于PZT的超声波扫描设备相比)的简单化设计和制造也带来一些优势。例如，由于用来支持CMUT的集成电路和CMUT自身可以用相同的技术制造，因而CMUT和集成电路的放在一起的制造可以被简化。另外，因为CMUT不需要支持层或匹配层，与这些层有关的制造步骤也可以被省略。同样，与集成CMUT和集成电路有关的步骤也可以被省略，或者，如果没有被省略，则可以被简化。
参考本公开具体实施方式描述了本公开，但本领域技术人员应认识到，本公开不限于此。上述公开的各种特征和方面可以单独地或结合地使用。此外，除去这里所描述的环境和应用之外，本公开还可用于任何数量的环境和应用，而不背离说明书的更宽的主旨和范围。对落入本公开的范围和主旨的所有这样的修改和变化要求权利。说明书和附图相应地被认为是说明性的而非限制性的。

Claims (29)

1.一种方法，其用于制造基于导管的医疗设备，所述方法包括：
将电子电路和柔性构件集成；
将超声波换能器和所述柔性构件集成，所集成的电子电路、超声波换能器和柔性构件成为柔性子组件；
将所述柔性子组件成形为超声波扫描设备；和
将所述超声波扫描设备接合到所述导管上。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述超声波换能器是柔性的。
3.根据权利要求1所述的方法，其中电子器件是柔性的。
4.根据权利要求1所述的方法，还包括在将所述电子器件和所述超声波换能器与所述柔性构件集成之前，在基底的器件层集成所述电子器件和所述超声波换能器。
5.根据权利要求4所述的方法，还包括通过基底的器件层形成至少一个图案化的开口。
6.根据权利要求5所述的方法，还包括形成具有至少一个嵌入式空腔的器件层。
7.根据权利要求4所述的方法，还包括在SOI晶片上形成所述器件层。
8.根据权利要求1所述的方法，还包括同时将所述电子器件和所述超声波换能器与所述柔性构件集成。
9.根据权利要求1所述的方法，其中集成所述超声波换能器包括使用半导体技术。
10.根据权利要求1所述的方法，其中所成形的柔性部件至少界定了管腔的一部分。
11.根据权利要求1所述的方法，其中集成所述柔性超声波换能器是来自包括所述柔性超声波换能器的活动表面的所述超声波换能器侧。
12.根据权利要求1所述的方法，还包括将所成形的柔性构件接合到管腔。
13.根据权利要求1所述的方法，其中所述柔性超声波换能器包括至少一个电容式微机械超声波换能器(CMUT)。
14.根据权利要求1所述的方法，还包括折叠控制所述柔性超声波换能器的所述柔性构件的一部分，其中所述柔性构件的所折叠的部分和所述柔性超声波换能器形成前视超声波换能器。
15.根据权利要求1所述的方法，其中柔性超声波换能器至少包括圆形CMUT阵列的一部分。
16.根据权利要求1所述的方法，其中所述柔性构件包括一对支架。
17.一种基于导管的医疗设备，其包括：
电子电路；
超声波换能器；
柔性构件，其中所述电子电路和所述超声波换能器与所述柔性构件集成，所集成的电子电路、超声波换能器和柔性构件成为柔性子组件，该柔性子组件被成形为超声波扫描设备；和
管腔，所述超声波扫描设备接合到该管腔。
18.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述超声波换能器为柔性超声波换能器。
19.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所成形的柔性子组件界定了管腔的一部分。
20.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述柔性超声波换能器包括贯穿晶片互连。
21.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述超声波换能器包括至少一个CMUT元件。
22.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述超声波换能器为包括至少两个CMUT元件的CMUT阵列。
23.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，还包括与所述柔性构件集成的温度传感器或压力传感器中的一个。
24.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述超声波换能器至少包括圆形CMUT阵列的一部分。
25.根据权利要求17所述的基于导管的医疗设备，其中所述超声波换能器为前视超声波换能器。
26.一种基于导管的医疗设备，包括：
集成电路；
电容式微机械超声波换能器(CMUT)；和
柔性构件，其中所述集成电路和所述超声波换能器与所述柔性构件集成，所述集成电路、所述CMUT和所述柔性构件成为柔性子组件，该柔性子组件被成形以作为超声波扫描设备和至少部分管腔工作；所述CMUT位于所述超声波扫描设备的末端并作为前视环形超声波换能器。
27.一种方法，用于制造基于导管的医疗设备，所述方法包括：
在基底上制造半导体器件，该基底界定与所述半导体器件相邻的分隔层；
通过在所述基底中在所述半导体器件周围形成开口的图案并且其深度足以到达所述分隔层，将所述半导体器件从基底上分隔开；
集成电子电路和柔性构件；
集成超声波换能器与所述柔性构件，所集成的电子电路、超声波换能器和柔性构件成为柔性子组件，其中所述半导体器件包括所述电子电路或所述超声波换能器中的至少一个；
将所述柔性子组件成形为超声波扫描设备；和
将所述超声波扫描设备接合到所述导管。
28.根据权利要求27所述的方法，其中从由CMUT元件、CMUT阵列、集成电路(IC)或其组合组成的组中选择所述半导体器件。
29.根据权利要求27所述的方法，其中所述分隔层界定了嵌入式空腔。
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