CN110419115B - 可拉伸超声换能器器件 - Google Patents

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Abstract

用于执行超声波等的适形压电换能器阵列包括聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层。多个压电换能器元件布置在基底和覆盖层之间。第一电互连层与换能器元件的第一表面电互连，该换能器元件的第一表面与基底相邻，并且第二电互连层与换能器元件的第二表面电互连，该换能器元件的第二表面与覆盖层相邻。

Description

可拉伸超声换能器器件
相关申请的交叉引用
本申请是2019年1月10提交的PCT/US18/13116的371国家阶段，其要求2017年1月10日提交的美国临时申请No.62444524和2017年11月15日提交的美国临时申请No.62586645的优先权，其内容通过引用并入本文。
背景技术
超声成像技术已被广泛用于可视化对象中的内部不连续性，以用于非破坏性评估、结构健康监测和医学诊断，因为它们具有非侵入性、高准确性、高灵敏度和强穿透能力。已经创建了具有平底的超声探头以成功地适应平面表面的不同部件。然而，这些刚性探头不能实现牢固的界面接触，并且因此不能实现与不规则的非平面表面的良好耦合，这些非平面表面在真实物体中无处不在。这些界面处的气隙导致大的声能反射和波畸变，从而产生不可靠的试验结果(图6)。超声波耦合剂(例如，水和凝胶)通常用于去除气隙。然而，大量使用耦合剂将导致超声波信号的高通滤波效应，导致小响应回声的巨大消除。此外，广泛使用耦合剂将由于它们的声阻抗的显著不匹配而在耦合剂和受体之间的界面处引起约80％的入射能量传输损失。此外，这些刚性和庞大的探头不能应用于难以到达的位置，例如小空腔和狭缝。因此，通常必须拆卸这些位置处的部件以进行可靠的诊断。同时，承载物体的几何不连续处存在的应力集中使得这些区域特别容易出现缺陷。尽管已经报道了许多方法来解决这种界面耦合问题，但是现有方法的许多缺点仍然存在，例如有限的试样尺寸、要求探头偏移以及庞大的探头壳体，所有这些都损害了原位检测的可行性、检测准确度和灵敏度以及超声波测量的操作便利性。
近来的努力集中于开发主要可以分为下述三类的柔性超声探头：使用有机压电膜作为换能器；将压电陶瓷嵌入聚合物基底中；以及制造电容式微机械超声换能器(CMUT)。有机压电膜具有良好的柔韧性。然而，通常是聚偏二氟乙烯及其共聚物薄膜的聚合物压电驻极体由于其低的机电耦合系数(表征电能和机械能之间耦合的参数)、低介电常数和高介电损耗，而不适合用作发射器。此外，它们的低居里点使得它们难以加工，并且高温应用导致相变，这完全降低了压电特性。压电陶瓷产生优异的机电性能和易加工性。然而，它们由于基底的大弹性模量而不能在没有外力的情况下贴合弯曲表面。通常手动施加的外力通常是不一致的。结果，由于换能器-试样界面处的耦合条件的变化，可能出现所获取的脉冲回波信号中的噪声或甚至伪影。此外，对于与长期结构状态监测相关的一些应用，例如在飞机和汽船的隐藏或难以进入的位置处的疲劳裂纹增长，机械机器人不能支持该测试。CMUT是在分离的硅晶片上制造的，填充元件之间的沟槽的聚二甲基硅氧烷(PDMS)使得换能器具有柔性。这种无源聚合物填料损害了它们在曲面上的贴合性。此外，硅衬底可能是二次谐振器，其产生具有不需要的频率的纵波并最终导致图像中的伪影。而且，由于阵列元件之间的不均匀性和寄生电容，CMUT通常具有比压电陶瓷更低的机电效率。在所有情况下，这些柔性探头只能贴合可展开的表面(例如圆柱形表面)，而不贴合不可展开的表面(例如球形表面)。另外，柔性导电互连在重复使用时会发生断裂或脱粘，因为柔性不足以适应测量期间电极和器件的复杂和时间-动态运动。这些缺点表现出结合优异的超声波性能和允许应用于一般的复杂表面的所需的机械特性的先进探头的发展瓶颈。
发明内容
公开了涉及可以在非平面复杂表面上贴合和检测的可拉伸超声探头的材料、器件、系统和方法。在一些实施例中，这些探头依赖于压电材料和软电子器件的高级微加工。这些器件可以与人体无缝地整合，以实现快速和紧凑的医疗保健应用，例如，可穿戴深层组织成像和治疗。
在一个示例性实施例中，通过在生物相容性聚硅氧烷膜上转印图案化金属电极、无机压电单晶阵列和聚合物包封材料的薄层来微制造器件。通过设计整个器件结构，器件的机械特性将与生物组织的机械特性相匹配，因此使这些器件的机械负载最小化。
在一个实施例中，包括10×10阵列的高性能1-3型压电复合材料换能器的可拉伸超声探头利用具有多层电极的“岛-桥”布局，由薄且贴合的聚硅氧烷弹性体封装，该可拉伸超声探头已经表现出优异的机电耦合、最小的串扰和超过50％的拉伸性。通过经由平坦表面、凹表面和凸表面重建具有高空间分辨率的三维空间中的缺陷，证明了其性能。
所得到的器件具有优异的机电耦合系数(keff～0.60)、高信噪比(SNR)(～20.28dB)、宽带宽(～47.11％)、相邻元件之间的可忽略不计的串扰水平(～-70dB)和在不同深度处的高空间分辨率(～610μm)。“岛-桥”布局提供超过50％的双轴可逆拉伸性，对换能器性能的影响最小，这使得该器件可以在非平面复杂表面上工作。利用这些独特的特性，该器件可以获得平坦表面、凹表面和凸表面下的复杂缺陷的3D图像。
在另一个实施例中，具有超薄轮廓(240μm厚度)、高可逆拉伸性(60％)和与商用换能器可比的轴向分辨率(400μm)的皮肤整合共形超声器件已经被证明能够发射超声波，该超声波非侵入性地穿透深层组织，以在深埋的动脉和静脉部位获得准确的中心血压(CBP)波形，以便以无凝胶方式监测心血管事件。
附图说明
图1A-1H示意性地图示可拉伸超声换能器阵列的一个示例的设计。
图2A-2G图示可拉伸超声换能器阵列的压电和机械特性。
图3A-3F图示可拉伸超声换能器阵列的空间分辨率。
图4A-4C示出在第一列中图示的复杂表面下的线性缺陷的2D图像，其中，模拟结果示出：在第二列中示出的不同波场和感测模式；在第三列中示出的具有高SNR的来自缺陷和边界的脉冲回波信号；以及在第四列中示出的具有准确且无伪影的位置的使用DMAS算法获取的2D图像。
图5A示意性地示出用于凸表面下复杂缺陷的3D图像重建的实验设置，图示测试受体中两个缺陷的空间位置和相对取向；图5B示出重建的3D图像，示出两个缺陷的完整几何形状；图5C-5E示出来自不同视角的3D图像，图示两个缺陷相对于顶面的相对位置和取向。
图6A和6B分别示出商用刚性探头在凹表面和凸表面上的性能。
图7A-7F是器件制造过程的示意性图示。
图8示出作为载玻片上旋涂速度的函数的Ecoflex厚度。
图9图示聚硅氧烷基底的声学阻尼效应。
图10A和10B分别示出传统PZT材料和1-3型复合材料的振动模式的比较。
图11A和11B分别示出具有和不具有背衬层的换能器的脉冲回波响应和带宽差异(KLM模拟)。
图12A和12B分别示出底部电极设计的光学图像和底部电极的一个单元。
图13A-13D分别示出第一层电极、第二层电极、第三层电极和第四层电极。
图13E示出整合的顶部电极，其中，放大的图像示出用于换能器元件的对准的多层蛇形电极和接触焊盘。
图14A-14H示出四层顶部电极制造过程。
图15A-15C示出在不同激光参数下的Cu蛇形互连的光学图像。
图16A-图16G示出激光烧蚀分辨率实验，其中，Cu蛇形导线被设计为从150μm至30μm。
图17A-17C示出在不同曲面上无缝层压的换能器器件的照片。
图18示出ACF电缆粘合。
图19示出来自KLM模型的模拟结果。
图20A示出1×10线性阵列的电容，图20B示出1×10线性阵列的介电损耗。
图21A和21B分别示出在制造过程期间和重复试验之后的相位角变化。
图22A-22F示出在双轴拉伸应变下的小阵列的实验和模拟结果。
图23示出在不同弯曲曲率下的电阻抗。
图24A-24D示出在不同弯曲和拉伸水平下的电阻抗的实部和虚部。
图25示出在拉伸下Cu蛇形互连的相对电阻变化。
图26示出用于NDE检测的仪器。
图27示出整个检测系统的开关电路，其允许器件自动发送和接收超声信号。
图28A-28C示出基于在平坦表面、凹表面和凸表面下的模拟的重建图像。
图29A示出脉冲回波信号，并且图29B示出具有不同深度和取向的两个缺陷的重建的2D图像。
图30A示出极化滞后回线，用于确定在没有电击穿的情况下使聚硅氧烷介质中的1-3型复合材料完全极化所需的最小电压，并且图30B和30C分别示出在聚硅氧烷介质中在52.38kV/cm下正常极化之后和在52.38kV/cm之上的击穿之后的换能器元件的横截面。
图31A示出超声检测系统的匹配电路，图31B示出在检测系统中实现匹配电路之前和之后的超声回波信号。
图32A和32B分别示出信号滤波之前和之后(B)的超声波性能的比较。
图33示出换能器元件的简化示意图。
图34示出使用KLM模型的换能器元件的电气模型。
图35示出双端口系统的传输线模型。
图36是示出合成孔径聚焦的基本概念的示意图。
图37A和37B分别是DAS和DMAS的框图。
图38A和38B示出可拉伸超声器件的设计和工作原理。
图39A-39F示出可拉伸超声器件的电学、机械和生物相容性特征。
图40A-40F示出中央动脉和静脉脉搏测量。
图41A-41D示出从中央动脉到外周动脉的测量位置。
图41E-41L示出从中央动脉到外周动脉的血压测量值。
图42A-42D示出基于ECG相关的PWV计算以评估动脉僵硬度。
图43A-43D比较刚性和可拉伸的超声器件。
图44A-44C示出整个器件示意图和器件布局。
图45A-45E示出单轴拉伸试验的照片。
图46A-46C示出了双轴拉伸试验的照片。
图47A和47B示出工作频率为3.5MHz(图47A)和7.5MHz(图47B)的1-3型复合材料之间的反射信号空间脉冲长度的比较。
图48A、48B、48C和48D示出可拉伸超声器件的轴向分辨率表征。
图49示出使用0.9*0.9mm2的1-3型复合材料在具有不同厚度的组织中的超声衰减。
图50A-50D示出在拉伸试验下的具有垂直互连通道(VIA)的双层电极。
图51A示出将器件安装在皮肤上的过程，图51B示出皮肤上的器件，以及图51C示出正在被剥离的器件。
图52A示出在底部的不同厚度的Exco-flex封装下的器件声发射性能。
图52B示出图52A的统计数据。
图53A-53C示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。
图54A-54C示出具有不同尺寸的1-3型压电复合材料的声场模拟。
图55A-55C比较具有不同直径的圆形底部电极的器件的声发射性能。
图56A-56C示出器件的皮肤整合行为的照片。
图57示出在室温下各种拉伸应变水平和湿度条件下的器件的电气性能。
图58A-58E示出HFF-1细胞的荧光图像。
图58F示出了表皮细胞的存活率的统计数据。
图59示出中枢心血管系统中的血流顺序以及中央血管和心脏之间的直接关系。
图60示出由彩色多普勒成像机在同一测试受体上测量的颈静脉波形。
图61A示出由胸压的急剧增加引起的外部JVD的示意图。
图61B示出具有由深度呼气而产生的JVD的人体颈部的照片。
图61C示出JVD之前和之后的血管壁测量。
图62A-62C示出在不同姿势下器件在颈部上的贴合性和自粘附性。
图63示出在第一次(第一天)测量、第二次(两天后)测量、第三次(一周后)测量和第四次(两周后)测量期间的器件的可重复使用性测试。
图64A示出用于使用商用扁平压力测量系统的正确操作者测量条件和所得到的相应波形。
图64B示出不正确的血管定位和导致的错误记录。
图64C示出适度过大的保持压力引起挤压血管，导致波形形态失真。
图65A-65D示出使用和不使用超声凝胶的情况下的器件声发射性能的比较。
图66示出从中央动脉到外周动脉的上行程梯度的比较。
图67示出图62中所示的血压测量的测量设置。
图68A-68C示出用于与肱动脉(图68A)、桡动脉(图68B)和足动脉(图68C)的ECG相关性的情况1、2和3的测试条件。
图69A-69D示出对ECG相关性的稳健性测试(压力波形被归一化)，其中，在肱动脉(图69A)、桡动脉(图69B)和足动脉(图69C)上进行测量；以及图69D提供这些测量中PWV的统计数据。
图70示出可以用于产生适形换能器阵列的制造过程的一个示例。
图71示出在不同激光功率下处理的Cu图案的照片，以说明如何选择激光功率。
图72示出具有不同宽度的Cu蛇形图案的照片。
图73示出Ecoflex厚度与载玻片上的旋转速度之间的关系。
图74A和74B示出使用助焊剂去除表面氧化物之前(图74A)和之后(图74B)的Cu图案的照片。
图75示出极化滞后回线，图示压电材料在电场下的可切换的偶极子对齐。
图76A示出用于获得正常极化和击穿之间的声发射性能的极化设置。
图76B示意性地图示由高于阈值电压的极化引起的电气连接通路的存在。
图76C是在800V极化下的完整1-3型复合材料的横截面视图。
图76D是在1200V下击穿的1-3型复合材料的横截面视图。
图76E示出来自由充分极化的1-3型复合材料制成的器件的反射信号。
图76F示出来自由击穿的1-3型复合材料制成的器件的反射信号。
具体实施方式
可拉伸超声波阵列概述
图1A中示出了可拉伸超声换能器阵列100的一个示例。压电换能器排列成10×10阵列，通过“岛-桥”结构矩阵连接。每个岛都有一个刚性换能器元件110。波浪形桥112可展开以在部件本身的应变有限的情况下适应外部施加的应变。因此，矩阵局部刚性但全局柔软。阵列中的每个换能器元件都是可单独寻址的。软探头可以因此在多截面图像中重建目标形态。
图1B示出一个换能器元件200的分解图。在该示例中，基底和覆盖层两者均为聚硅氧烷弹性体薄膜，其低模量(～70kPa)和大拉伸性(～900％)提供极其顺从的平台以适应不同类别的构件，例如压电元件、金属互连、背衬层和焊膏。更具体地，在该示例中，换能器元件200包括基底205、包括聚酰亚胺层210和电极215的第一图案化双层、压电电器件220、背衬层225、包括聚酰亚胺层235和电极230的第二图案化双层和覆盖层240。弹性体基底和覆盖层厚度为15μm，以提供器件的高声学性能和机械强度(图8和9)。如上所述，岛和桥由Cu(20μm)/聚酰亚胺(PI，2μm)的图案化双层形成。PI层极大地增强了Cu和弹性体之间的粘合强度。
在一个实施例中，选择压电1-3型复合材料作为换能器的活性材料。图1C示出四个换能器元件110的底视图的光学图像，并且图1D示出压电1-3型复合材料的SEM图像。与各向同性PZT相比，各向异性1-3型复合材料具有优异的机电耦合系数(厚度模式)，其将大部分电能转换为振动能。此外，周围的环氧树脂填料有效地抑制PZT支柱的横向振动(图10A和图10B)，从而增强进入目标物体的纵波。如图1E的光学图像所示，背衬层225有效地抑制压电的振铃效应(过度振动)，这缩短空间脉冲长度，并且扩宽带宽并因此改善图像轴向分辨率。这在11(A)和11(B)所示的具有和不具有背衬层的换能器的脉冲回波响应和带宽差异的KLM模拟中示出。银环氧树脂和焊膏分别用于构建1-3型复合/背衬层和1-3型复合/金属电极的坚固且导电的界面。由于1-3型复合材料(～20Mrayl)和待测目标(Al，～18Mrayl)的声阻抗接近，因此本研究中不需要匹配层。
一方面，相邻换能器元件之间的间距应该小，以减少所获取图像中的旁瓣和栅瓣伪影。另一方面，应该为蛇形互连分配足够的元件之间的空间，以获得足够的拉伸性。在一个实施例中，采用2.0mm的间距(1.2mm×1.2mm的元件占用面积，每列之间的间隔为0.8mm)，其可以实现超过30％的可逆拉伸度。高空间分辨率(～610μm)、相邻元件之间可忽略的串扰水平和无伪影图像验证了这种间距设计。在这种有限的占用面积内，考虑到布线10×10阵列所需的大量电气连接，“岛-桥”电极布局设计至关重要。超声换能器下的有源复用矩阵可能是一种潜在的解决方案。然而，由复用矩阵引入的结构支撑材料将对器件的拉伸性产生负面影响。已经证明了多层电极，但是电极设计、无源电介质和基底使得器件仅具有柔性但不可拉伸。为了单独寻址100个换能器元件，需要具有公共接地电极的至少101个电极。使用传统的单层设计将大量电极放置在有限的占用面积内是非常具有挑战性的。
因此，已经基于“转印”方法开发了多层电极设计，与单层设计相比，这大大提高了器件整合度。在一个实施例中，该设计包括五层“马蹄形”配置的蛇形电极。一个电极位于换能器的底部作为公共接地层。图12A示出底部电极的岛-桥结构互连，图12B示出底部电极的一个单元。其他100个电极很好地对准并分布在换能器顶部的四个层中作为刺激电极。图13A-D分别示出了第一层电极、第二层电极、第三层电极和第四层电极，图13E示出整合的顶部电极，其中，放大的图像示出对准的多层蛇形电极和用于换能器元件的接触焊盘。
聚硅氧烷弹性体(35μm厚)的薄膜在相邻层之间提供绝缘和粘合。在制造期间使用定制掩模选择性地保护每层的中心区域，以允许岛(粘合焊盘)暴露于阵列元件。图14A-14H示出四层顶部电极制造过程，其中，使用水溶性胶带(WST)掩模选择性地隐藏电极和连接焊盘。激光烧蚀被用于快速图案化蛇形结构，如图15A和15B分别对于部分烧蚀和完全烧蚀所示。图16A-16G示出了激光烧蚀分辨率实验，其中，Cu蛇形导线被设计为150μm至30μm。宽度为150μm至40μm的导线保持完整，并且当导线宽度为30μm时开始出现不连续。该方法主要集中在刚性或柔性基底上，但很少有关于用于可拉伸电子器件的硅基底的研究。在可拉伸基底上使用的挑战是：(1)控制激光功率以完全烧蚀图案，同时避免图案从临时PDMS基底分层；以及(2)调整临时PDMS基底的表面粘着性以允许随后转印图案化电极。已经克服了这些挑战，并且已经为使用激光烧蚀的可拉伸电子设备开发了制造协议，这将在下面更详细地讨论。
与通过光刻和蚀刻的微制造方法(其需要复杂的制造工艺、化学品、阴影掩模和洁净室环境)相比，激光烧蚀是时间有效的、低成本的并且提供高产量。制造的最终器件见图1F至1H，其突出了当贴合可展开(圆柱形)和不可展开(球形)表面时以及在折叠、拉伸和扭曲的混合模式下的其优异的机械特性。特别地，图1F-1H分别示出可拉伸器件在可展开表面周围弯曲、包裹在不可展开表面上时以及折叠、拉伸和扭曲的混合模式下的光学图像，示出其机械坚固性。
该器件可以容易地实现与实际部件(例如，管道弯头、车轮边缘和轨道)的各种非平面表面的共形接触。这在图17A-17C中示出，其示出该器件在管道弯头(图17A)、车轮边缘(图17B)和轨道(图17C)上贴合。如图18所示，粘合到Cu互连的各向异性导电膜(ACF)提供对外部电源的导电通路和数据采集(图18)。
机电特征
超声发射和感测依赖于机械能和电能的可逆转换。因此，机电耦合能力是评估超声换能器性能的关键指标。如图2A所示，测量在制造前后的1-3型复合材料的电阻抗和相位角谱，由此我们可以分别获得机电耦合系数k(kt和keff)和极化程度。较深的曲线示出两组明确定义的峰，其对应于共振频率fr和反共振频率fa。因此，所计算的制造前后的1-3型复合材料的kt和keff分别为～0.55和～0.60。由于1-3型复合材料的热诱导的轻度去极化，在中心频率的1-3型复合材料的相位角从制造前的～60°略微下降到制造后的～50°。最终相位角～50°(其由于1-3型复合材料的固有特性和优化的制造工艺而大大超过了在柔性或刚性超声探头中的许多先前报道)证明了1-3型复合材料的大多数偶极子在极化期间对齐，从而表明我们的器件具有突出的机电耦合特性。
作为我们的器件设计的理论验证，MATLAB中的KLM模型允许预测换能器的脉冲响应(参见图33和图34)。仿真结果证明了器件在空间脉冲长度、带宽和SNR方面的突出性能。图19示出脉冲回波信号响应(深曲线)和-6dB带宽(浅曲线)。图2B示出脉冲回波响应及其频谱的实验结果。具有窄空间脉冲长度(～1.94μs)、大频率带宽(～47.11％)和高SNR(～20.24dB)的脉冲回波响应与仿真结果(图19)匹配良好，并且与商用柔性超声换能器的脉冲回波响应相当。突出的换能器性能源于1)换能器优异的机电耦合；2)优化的背衬层，其减少振铃效应。
阻抗测量使得能够提取10×10阵列中的每个元件的谐振和反谐振频率。图2C示出100个换能器元件的谐振和反谐振频率变化。所有100个元件都是起作用的。平均值为3.51MHz(谐振)和4.30MHz(反谐振)，标准偏差分别为56.8kHz和59.1kHz。阵列的稳定电容(～37.28pF)和低介电损耗(tanδ<0.02)(如图20A和20B所示)进一步表明横跨阵列的显著均匀性和可靠的制造方法。图21A示出了制造过程期间的相位角变化，其中，步骤1是切割1-3型复合材料，步骤2是粘合背衬层，步骤3是粘合顶部和底部Cu电极，步骤4是将1-3型复合材料封装并在31.38kV/cm下极化15分钟。图21B示出在处理之后，四个换能器元件具有相似的相位角，示出了该过程的再现性和鲁棒性。
评估阵列性能的另一个重要指标是串扰，其指示元件之间的干扰程度。图2D示出具有不同间距的元件之间的串扰。所有串扰水平在-70dB左右，略有波动，远低于该领域的标准-30dB。突出的抗干扰性能源于1-3型复合材料有效抑制杂散剪切和聚硅氧烷弹性体提供元件之间的有效隔离。总的来说，这种特性的组合确保了超声成像系统中的低噪声水平。
机械表征
导电互连的机械特性对于柔性和可拉伸器件是重要的。在图2E和图22A-22F中示出来自在0％至50％之间的蛇形的层状结构的双轴拉伸和相应的3D有限元分析(FEA)的实验结果，图2E、图22A-22F示出实验和模拟之间有很好的一致性。选择2×2阵列元件用于可视化所涉及的关键机械结构。在拉伸载荷下，“马蹄”蛇形结构经历平面内的展开过程以及平面外的旋转和扭曲，这两者在岛本身中都减轻了应变水平。具体地，在这些超声阵列中，50％双轴拉伸在Cu互连中产生最大仅约1.2％的拉伸应变，如图2E的FEA图像所示。在蛇形结构完全展开(即，在平面内完成旋转)之后，Cu互连中的拉伸应变迅速增加，从而限定了蛇形结构的拉伸极限，其在这种情况下为约50％-60％之间。超出此限制将导致蛇形结构断裂。另外，为了这些器件的可靠性，它们必须能够在重复加载时保持机械完整性。在诸如Cu的金属中，循环进入塑性状态将导致互连的永久变形，这可能影响器件性能或最终可能产生疲劳裂纹。根据模拟和实验两者，～30％-40％的双轴拉伸在释放(卸载)时在蛇形结构中产生不可逆的变形(如图22A-22F所示)，并且在蛇形结构与聚硅氧烷弹性体之间产生部分分层，如图2F中突出示出。然而，在30％-40％以下的双轴拉伸保持机械完整性。此外，机械变形对器件性能的影响最小，这可以通过在各种拉伸应变和弯曲曲率水平上的每个元件的稳定阻抗和蛇形结构的电阻(图25)反映出来。这在图2G和图23中示出，图2G示出在不同应变水平下换能器的电阻抗，图23示出在不同弯曲曲率下的电阻抗。图24A-24D示出在对不同曲率半径的不同弯曲水平下的电阻抗的实部和虚部，图24C-24D示出在不同拉伸应变下的电阻抗的实部和虚部。
空间分辨率表征
超声成像系统的重要性能指标之一是轴向和横向两者的空间分辨率。对于可拉伸的超声探头，轴向分辨率在不同的弯曲曲率下在换能器的限定的共振频率和带宽下保持恒定。横向分辨率主要取决于影响焦距和孔径大小的器件几何形状。f值用于定义焦距和孔径大小之间的比率。为了全面探索具有不同f值的探头的横向分辨率，我们进行了一系列成像实验，其中，超声探测器弯曲成不同的曲率。如图3A所示，通过将阵列分别聚焦在20mm、32mm、37mm和52mm的焦距处来评估空间分辨率，以对位于仿体试样中的特定焦点位置的Cu导线(直径300μm)成像。使用延时-相乘-求和(Delay-Multiply-And-Sum(DMAS))算法重建图像，该算法可以与诸如延时-求和(Delay-And-Sum(DAS))的常规算法相比较更有效地抑制本底噪声水平(～-40dB，使噪声与反射体的能量比仅为0.01％)。图3B示出通过DMAS和DAS算法重建的本底噪声的比较，揭示了DMAS算法的益处。根据这个指标，通过使用DMAS可以大大减少图像中的旁瓣和栅瓣，并且来自这四个试验的结果在图3C中组合，图3C示出将四个利用不同f值的试验相结合的导线仿体的图像，示出在不同深度处聚焦和获得高分辨率图像的能力。将-10dB动态范围的配置与每毫米20像素的图像分辨率一同应用来突出成像能力。下面将进一步讨论DMAS算法的成像原理及其与DAS的详细比较。
获得的图像(图3B)的轴向和横向线扩展函数的曲线图示于图3D和3E中。如虚线所示，计算轴向(图3D)和横向(图3E)方向的测量的半峰全宽(FWHM)分辨率(-6dB)。随着f值减小，轴向分辨率保持相对恒定在约610μm，并且横向分辨率从789μm大致线性地改善到344μm。这些结果与来自MATLAB k波工具箱模拟的理论结果(约601μm的轴向分辨率；范围从787μm到284μm的横向分辨率)一致(图3F)。与3.5MHz商用超声探头分辨率610μm相当的在焦点处的精细空间分辨率是由于高性能换能器、策略性的器件结构设计和先进成像算法的组合效果。
复杂表面上的多视图成像
可拉伸的超声器件用于对在平面表面、凹表面和凸表面下的具有嵌入的缺陷的定制Al工件进行成像。下面将讨论详细的实验设置和方法。在所有情况下，生成直的缺陷(直径2mm，垂直于侧表面)，其距离顶表面的距离不同(图4A至4C，第一列)。该器件无缝地层压在测试表面上。合成孔径聚焦方法被应用来重建相应的图像。现在将讨论合成孔径聚焦方法。
超声成像是用于可视化结构材料或生物医学材料中的内部不连续性的最流行和最成功的方法之一。一种广泛实施的方法是相控阵技术，其中，多个换能器元件在具有所设计的时间延迟的情况下同时被激励以聚焦和操纵超声波束。作为具有简化的硬件要求的替代性选择，用于超声成像的合成孔径聚焦(SAF)允许通过激励单个元件来操作阵列的更有效手段。典型的SAF方法使用压电换能器阵列，其可以充当超声波的发射器和接收器两者。通过从接收的超声波波形中提取特征来构造图像，所述超声波波形在时间上反向传播以适当地考虑由于发射器、接收器和焦点的相对空间位置而引起的延迟。这种时间反向传播方法(通常称为延时求和(DAS)算法)可以突出由反射体引起的相干波分量并抑制随机噪声。
考虑具有M个发射器和N个接收器的超声换能器阵列，如图36所示，设每个发射器的空间坐标i＝1，...，M为(xi，yi)，并且每个接收器的空间坐标j＝1，...，N也是(xj，yj)。标准DAS算法通过针对发射器i和接收器j的每个组合在每个像素P(x，y)处对适当地反向传播的所接收的信号的幅度Aij进行求和来构建图像I(x，y)。在时域中，反向传播的DAS算法写成：
其中，wij是切趾权重，反向传播时间τij，xy对应于从发射器i到焦点P(x，y)并且返回到接收器j的波的传播时间：
其中，分母是固体中的波速v。具有均匀统一切趾权重的DAS算法示意性地图示为图37A中的框图。
基于延时-相乘-求和(DMAS)算法的改进的SAF技术被示意性地图示为图37B中的框图。为了使用DMAS在每个像素P(x，y)处重建图像I(x，y)，考虑1×M个元件的线性阵列，如果进行发射的元件不用作接收器，则对于每次发射，记录M-1个超声信号，因此接收的信号总数为M·(M-1)。对于发射器和接收器的每个组合，接收信号的幅度A被适当地反向传播(如在DAS中重新对准)。一旦所有信号关于像素P(x，y)同相，它们被组合地耦合并相乘：如果接收信号的数量是N，则由所有可能的信号对组合给出要执行的相乘的次数。DMAS波束形成信号被获得如下：
其中，Ai和Aj分别是由第i个和第j个发射器-接收器对接收的信号，并且τi，xy和τj，xy是分别对应于通过焦点P(x，y)的来自第i个和第j个发射器-接收器对的波的传播时间的反向传播时间。为了保持正确的比例和相同的维度而不丢失其符号，每对相乘的信号的绝对值的“有符号”平方根被置于求和内，并且DMAS算法可表示为(53)：
由于人工增强的孔径和相干分量提取，该过程可以被解释为接收器孔径的自相关函数，并且预期在改善的图像横向分辨率和噪声抑制方面优于传统的DAS框架。
SAF方法允许稀疏发射器-接收器方案，其绕过对同时激励的需要，在保持图像质量的同时最小化同时激活的元件的数量。如波场模拟结果所示，换能器的主瓣对于平面表面、凹表面和凸表面分别是平行的、发散的和聚焦的(图4A至4C，第二列)。考虑到中心缺陷充当二次波源并且换能器主要对平面外运动(与换能器的感测表面垂直的方向)敏感，目标表面曲率可以极大地影响捕获的信号强度。具体地，对于凸面，来自缺陷的大部分反射纵波运动与垂直于感测表面的方向对准；对于凹面，反射波运动与平面内运动(平行于感测表面的方向)对准；对于作为中间情况的平面表面，换能器的灵敏度主要取决于垂直于感测表面的反射波矢量的分量。为了获取缺陷信号，对于每种情况，获得90组数据。可以利用预测的到达时间来收集来自缺陷和底部边界的具有大于18dB SNR的纵波反射信号(图4A至4C，第三列)。所获得的缺陷的全场图像示出在图4A至4C的第四列中，其没有伪影并且与图28A-28C中所示的模拟结果非常匹配。这些结果表明，可拉伸的超声探头能够精确地成像复杂表面几何形状的介质中的缺陷。
对于实际的工程检查，多个缺陷的检测是特别令人感兴趣的，例如，管道的焊接检查和剥落情况下的轨道检测。可拉伸超声器件用于通过对在正弦曲面下具有不同深度和取向的两个缺陷进行成像来进行3D内部结构可视化。实验设置的示意图如图5A所示，其中，一个缺陷在顶部表面下方4.0cm深度处与xz平面正交，另一个缺陷在顶部表面下方6.0cm深度处从x轴倾斜18°。xz平面中的每个1×10线性阵列使用DMAS算法(图S29A和S29B)生成两个缺陷的2D横截面图像，其类似于图4。上部缺陷反射部分波并减少到达下部缺陷的波的能量。因此，它产生阴影效应，当阵列从y＝0扫描到y＝1.8平面时，下部缺陷的倾斜的配置加剧了阴影效应。可以通过沿y轴对具有2mm间距的10个条带进行整合来重建3D图像，如图5B所示。通过相对于每个缺陷的峰值强度进行归一化来消除阴影效应。相应的前视图、俯视图和侧视图示于图5C至5E中，其精确地匹配图5A中的设计，从而证明了使用可拉伸超声探测器的立体成像能力。类似的试验和成像重建协议可以应用于一般和更复杂的表面。
讨论
这里介绍的混合材料的整合、电极设计策略和成像算法开发为可拉伸超声成像阵列提供了基础，该可拉伸超声成像阵列允许进行对一般复杂表面下的无损3D立体检查。高性能各向异性1-3型压电复合材料抑制剪切振动、减少换能器之间的串扰、增强纵向振动，并且从而提高整体灵敏度和信噪比。五层蛇形电极可实现高水平的整合和超过50％的大拉伸性。由10×10阵列的可单独寻址的换能器元件组成的可拉伸超声探头可以聚焦在不同的深度，具有与现有刚性探头相当的空间分辨率。与先进的DMAS成像算法相结合的独特的器件设计可以在一般复杂表面下进行准确、无伪影、全场和无损检查。
材料和方法
制造五层电极的过程开始于在Cu片(20μm厚)上涂覆PI(2μm厚)。首先将PI[聚(苯四甲酸二酐-共-4,40-氧二苯胺)酰胺酸溶液，PI2545前体，HD MicroSystems]以转速4000rpm旋涂在Cu片(三井金属矿业公司(Oak-Mitsui，Inc.))上60秒(MicroNano Tools公司)。然后将PI/Cu在烤盘上顺序地在110℃下烘烤3分钟，并在150℃下烘烤1分钟，然后在氮气烘箱中在300℃下完全固化1小时。涂有一层PDMS(Sylgard 184聚硅氧烷弹性体，20:1)的载玻片用作层压PI/Cu片的基底。通过紫外光(PSD系列数字UV臭氧系统，Novascan公司)活化PI和PDMS1.5分钟以粘合。然后通过脉冲激光烧蚀(Laser Mark公司)以“岛-桥”结构的几何结构(由AutoCAD软件设计)来图案化五个单独的Cu片。激光参数(1059nm～1065nm中心波长、0.228mJ功率、35kHz频率、300mm/s速度和500ns脉冲宽度)被优化以最高产率来处理Cu。通过下述方式制备器件的薄的聚硅氧烷覆盖层/基底(每个15μm，Ecoflex-0030，平滑-开)：以1:1的比例将两种前体组分混合在一起，以4000rpm旋涂60秒，并且在室温下固化2小时。在该研究中，PDMS用作临时基底，其中，层压PI/Cu片以用于激光烧蚀。与PDMS相比，Ecoflex具有较低的杨氏模量(Ecoflex-0030 1:1和PDMS20:1的杨氏模量分别为～60kPa和～1MPa)。因此，我们选择Ecoflex作为我们器件中的基底、覆盖层和填料，以确保器件的低模量，其允许与高度弯曲的表面紧密贴合。
对于第一层，使用水溶性胶带(3M)在UV活化3分钟后将图案化的Cu电极转印到Ecoflex覆盖层上(78)。使用单独的水溶性胶带来选择性地掩蔽将暴露以粘合换能器阵列和ACF电缆(Elform)的电极的中心和顶部处的连接焊盘。接下来，在3000rpm下旋涂35μm厚的Ecoflex薄膜60秒，并在80℃下固化20分钟，形成绝缘层，同时通过溶解水溶性胶带来除去水溶性胶带掩模顶部的Ecoflex。电极的随后的层被层压，以类似的方式与前一层电极对准。整合的四层顶部电极如图13所示。底部电极被制造并转印到单独的Ecoflex基底上(图12)。最后，将ACF电缆热压到电极上，以作为用于数据通信和电力供应的连接通道(图8)。
换能器阵列的组装及其与电极的整合
如图7A-7F的器件制造过程的示意图所示，该过程开始于制造背衬层和1-3型复合材料(Smart Material公司)。通过将Ag-环氧树脂复合材料与硬化剂(E-Solder 3022，VonRoll公司)以12.5:1的比例混合，然后在60℃下固化8小时来制备导电背衬层。通过安置在两片载玻片之间来将背衬层厚度固定在580μm。然后通过切割锯(DAD3220，迪斯科公司(DISCO))将背衬层切成1.2mm×1.2mm的片。使用切块和填充技术，由PZT陶瓷和环氧树脂制造1-3型复合材料。每个PZT柱的尺寸为100μm×100μm，间距为55μm(图1E)。将1-3型复合材料元件中的每一个切成1.2mm×1.2mm，并通过Ag-环氧树脂(EPO-TEK H20E，EpoxyTechnology公司)在150℃下与背衬层粘合5分钟。使用定制支架，通过焊膏，在150℃的烘箱中固化6分钟(Sn42Bi57.6Ag0.4，熔点138℃，Chip Quik公司)来将单层底部电极与10×10排列的1-3型复合材料粘合。使用相同的方法将四层顶部电极与背衬层粘合。然后通过Ecoflex填充夹层器件之间的间隙并在室温下固化2小时。然后，移除载玻片，生产出独立的可拉伸超声换能器阵列。
器件的机电和机械测试
具有52.38kV/cm直流电压输出的高压电源(355型，Bertan)提供平台以使器件极化15分钟。测量极化滞后回线(图30A)以确定在没有电击穿的情况下使聚硅氧烷介质中的1-3型复合材料完全极化所需的最小电压。图30B和30C分别示出在聚硅氧烷介质中在52.38kV/cm下正常极化之后和在52.38kV/cm以上击穿之后的换能器元件的横截面。在Smith模式下扫描范围为2MHz至6MHz的网络分析仪(安捷伦科技公司(AgilentTechnologies))给出了换能器的阻抗和相位角。机电效率是表征电气和机械形式之间的能量耦合效率程度的参数。机电耦合系数k是定量地评估机电效率的因素。分别从公式(1)和(2)导出1-3型复合材料和换能器的机电耦合系数kt和keff：
其中，从阻抗和相位角谱中提取谐振频率fr和反谐振频率fa。使用包括脉冲接收器(模型Panametric 5077PR，奥林巴斯公司(Olympus))、示波器(LeCroy WaveJet 314)和仿体中的300μm直径铜导线的实验系统来获得脉冲回波信号和频谱。-6dB处的信号的频率带宽(BW)由等式(3)来确定：
其中，fu是上频率，fl是下频率，fc是中心频率(60)。函数发生器(AFG 3251，泰克公司(Tektronix))和示波器(LC534，LeCroy公司)用于评估串扰。具有5V峰峰值电压的正弦波突发模式用于激励阵列中的元件。频率在2MHz至6MHz之间以步长0.2MHz扫描。然后通过计数峰值电压与参考电压的比率(示波器上1MΩ耦合下的电压)来定义串扰水平。通过LCR数字桥式机器(Quadtech公司)测量阵列元件的电容和介电损耗。
使用定制的双轴拉伸机进行2×2换能器阵列的机械测试。为了准确评估双轴拉伸性，基于两个电极之间的距离来量化应变。在光学显微镜(Amscope公司)上用电荷耦合器件(OMAX)收集在不同应变水平下的器件的图像。通过网络分析仪和源表(KeysightTechnologies公司)分别测试在拉伸和弯曲状态下换能器的电阻抗以及在各种拉伸应变水平下Cu蛇形结构的相对电阻变化。
有限元分析模拟
商用软件包ABAQUS允许用于模拟换能器阵列的机械响应。复合层(Ecoflex，Cu和PI)由混合六面体单元(C3D8H)组成。模拟所使用的Ecoflex、PI和Cu的弹性模量值分别为0.06、2300和41500MPa。为了获得Cu的屈服强度值，在拉伸试验中测量四个具有高纵横比(宽度：4.18mm，厚度：0.02mm，长度：18.78mm)的Cu片。试验速率为0.01mm/mm/min，测力传感器为1kN(英斯特朗(Instron)5965)。获得应力-应变曲线，其中，提取Cu片的屈服强度值(187Ma)并用于模拟。
内部缺陷的无创检查
为了在具有平面表面、凹表面和凸表面的样品上进行试验，通过将器件与表面上的已知标记位置对准来确定阵列中每个换能器元件的坐标位置。对于更复杂的表面，可以使用3D扫描仪来定位每个元件的精确坐标。对于其表面为正弦曲线的样品，幅度为4mm峰-峰值，波长为40mm。使用LabVIEW(国家仪器公司(National Instrument))开发了一个由脉冲发生器接收器、示波器、开关控制器(NI USB-6008)和高压芯片(HV2601)组成的数据采集系统，如图26和27中所示。我们使用Labview对开关控制器进行编程，以便它可以打开和关闭高压芯片。该系统允许器件自动发射和接收超声信号。使用换能器和脉冲发生器-接收器(50Ω)之间的电阻抗匹配系统(图31A)以在激励换能器时最小化功率反射。增强的电力传输效率改善了SNR(图31B)。对所选元件施加阶跃脉冲激励(-100V)，并收集来自其他元件的响应。通过在1×10线性阵列上迭代该过程，可以获取90组波形数据。首先使用基于连续小波变换的带通滤波器对接收的原始信号进行滤波，以去除不需要的频率分量并最小化滤波器引起的相移。图32A和32B分别示出滤波前后的超声性能。通过希尔伯特变换将每个滤波后的波形分解为其同相和相位正交分量，然后将改进的合成孔径聚焦(SAF)算法分别应用于每个经过希尔伯特变换的分量。最后，通过计算来自希尔伯特变换的两个分量的模数并将其转换为分贝动态范围来重建最终图像的像素强度。这里应用了每毫米20个像素的图像分辨率以完全保留信号中的信息，该分辨率足以满足3.5MHz的仿体中的纵波的半波长空间采样(奈奎斯特-香农采样定理)。
在这项研究中，基于延时-相乘-求和(DMAS)的SAF技术被实现用于图像重建(62-64)。为了利用DMAS在每个像素P(x，y)处重建图像I(x，y)，考虑到1×M个元件的线性阵列，每当一个元件被激活作为发射器并且其余的M-1元件是接收器时，记录M-1个超声信号。因此，获得了总共M·(M-1)个信号。对于发射器和接收器的每个组合，接收信号的幅度A被适当地反向传播。一旦所有信号关于像素P(x，y)同相，它们被组合地耦合并相乘。如果接收信号的数量是N，则通过所有可能的信号对组合给出要执行的相乘的次数。反向传播的DMAS算法可以写成(64)：
其中，Ai和Aj分别是由第i个和第j个发射器-接收器对接收的信号，并且τi，xy和τj，xy是分别对应于通过焦点P(x，y)的来自第i个和第j个发射器-接收器对的波的传播时间的反向传播时间。DMAS将本底噪声抑制到-40dB。因此，噪声与反射体的能量比为0.01％，其可通过以下公式计算：
其中，P1和P0分别是噪声和反射体的能量。
中心血压监测的应用
本文所述的共形超声器件可用于各种不同的应用中。通过列举一个应用的示例，将详细描述这种用于监测中心血压(CBP)的器件的使用和制造。
监测来自动脉和静脉血管的血压波形具有重要意义，因为其在心血管疾病的破坏性爆发之前具有对心血管疾病的预测性质。例如，动脉血压波形与左心活动直接相关；静脉血压与右心活动直接相关。包括光电容积描记法和扁平压力测量法的用于血压波形监测的现有技术仅限于外周动脉部位，因为光的穿透深度有限(～8mm)或只能部署在由骨骼结构支持的浅表动脉上的脉搏波的传播距离减小。虽然监测外周部位的血脉搏波对于某些症状是有价值的，但是新出现的证据表明，中心动脉和静脉血压波形与心血管事件的关联性比PBP更多。首先，主要器官(包括心脏、肾脏、肺和大脑)直接暴露于中央动脉。因此，大弹性动脉(例如，主动脉和颈动脉)中的膨胀压力是表征加速老化和高血压的退行性变化的关键决定因素。其次，由沿着传导动脉的外周血管阻力的复杂性(即，外周血管和中央血管之间的僵硬度不匹配)引起的放大和反射效应极难评估。这通常会对PBP波形产生不规则和不可预测的影响。第三，虽然CBP波形有时可以从PBP波形导出，但人口统计学结果表明诸如使用降血压药物的临床治疗会对外周血压(PBP)和CBP波形产生不同的影响，导致不准确的估计。这种不准确性可能导致对心肌氧需求和心室负荷和肥大评估中的错误以及不同血管扩张剂的作用的差异。因此，心血管疾病诊断的治疗决策应基于CBP而不是PBP波形。
用于记录在颈动脉和颈静脉部位的CBP波形的金标准，心脏导管插入术(也称为插管)涉及将基于纤维的压力传感器植入相关的脉管系统中。它会导致患者痛苦并增加感染风险，因此对于常规检查来说太具侵入性。具有与皮肤相似的机械特性的可穿戴器件提供了对各种生命信号，诸如局部场电位、温度、汗液含量和皮肤含水量的无创、连续监测的能力。它们的应用通常仅限于记录在皮肤上或在表皮下方的浅层组织上的信号。凭借深层组织穿透能力，超声波可以成为用于深埋血管的连续CBP波形监测的有力工具。然而，现有的医用超声探头是刚性的并且体积大，通常具有>3cm的厚度，其不允许在不手动保持在期望的位置的情况下与人体皮肤共形接触。这将引入对目标血管的挤压和变化的入射角，导致波动或不准确的结果。
本文描述了利用软超声器件进行连续CBP监测的方法，所述软超声器件允许与皮肤的自粘性共形接触。该方法将刚性压电材料的性能优势与软聚合物的机械拉伸性相结合，从而在聚硅氧烷弹性体基质中形成各向异性1-3型压电复合材料阵列。与各向同性压电材料相比，各向异性1-3型复合材料与软生物组织具有更好的声学耦合。制造的器件可以向深层组织发射超声波并且非侵入性地从中央脉管系统携带回关键信息。具体地，该器件可以连续地检测脉动血管直径变化，其可以转换成CBP波形。由于其与皮肤相似的机械性能，它确保了与曲线和时间动态皮肤表面的共形紧密接触，这克服了与刚性和大块的超声探头相关的操作上的困难和不稳定性。结果，可以以无凝胶的方式获得在中央动脉和静脉部位的准确且临床相关的CBP数据。这种对深层生物组织/器官的无创、连续和准确监测的能力为以可穿戴形式诊断和预测多种心血管疾病提供了机会。
CBP监测器件的器件设计与制造
如上所述，并且如下面进一步描述的，软超声器件混合了高性能刚性功能材料与软结构部件。图38示出适用于监测CBP的软超声器件的实施例的示意图。具有嵌入环氧树脂基质中的周期性压电棒的高性能压电材料(1-3型压电复合材料)抑制剪切振动模式并增强纵向超声对皮肤的穿透能力。采用垂直互连通道(VIA)作为顶部和底部的电气连接，允许顶部和底部电极的共面ACF粘合，以增强器件的坚固性。当安置在人体颈部时，该器件允许通过使用脉冲回波方法定位血管的动态前壁和后壁来捕获脉动血管直径变化来监测CBP。
图43A和43B比较刚性和可拉伸的超声器件。特别地，图43A示出传统超声换能器的结构设计，其包含匹配层、顶部和底部电极、块状PZT材料、背衬层、壳体和连接导线。图43B和43C比较各向同性块状PZT材料和各向异性1-3型复合材料。图43D示出超薄和可拉伸超声器件的分解图。图43A和图43D之间的比较示出所采用的简化和再造策略，其减少了器件厚度并且在必要情况下用软材料替代刚性材料。与各向同性PZT相比，1-3型复合材料可以提供与组织更好的声学匹配，因此消除了匹配层的必要性。聚硅氧烷弹性体封装用作壳体的良好电介质和保护层。底部Ecoflex层用作声阻尼层，从而去除背衬层。
图44A-44C示出整个器件示意图和器件布局。特别地，图44A以透视图示出处于其平坦状态的器件。插图示出横截面结构和层厚度。图44B示出该器件的顶视图，图44C示出该器件的仰视图。
通过平衡几何和电气设计，在一些实施例中，上面示出的超声器件可以达到超薄厚度(240μm，比现有医用超声探头薄两个数量级)。弹性和破坏应变水平可分别高达30％和60％。图45示出单轴拉伸试验的照片，其中，图45A示出0％的原始状态；图45B示出15％拉伸状态及其复原；图45C示出30％拉伸状态及其复原；图45D示出45％拉伸状态及其复原，图45E示出60％拉伸状态及其复原。在图45中，比例尺均为0.8毫米。图46A-46C示出双轴拉伸试验的照片，其中，图46A示出器件的0％原始状态；图46B示出x方向上30％的拉伸和y方向上25％的拉伸和复原的状态；图46C示出在x方向上60％的拉伸和在y方向上50％的拉伸和复原的状态。
在一个实施例中，所采用的功能材料是1-3型压电复合材料，厚度为200μm，工作频率为7.5MHz，这使得在相同的工作频率下400μm轴向分辨率与可用的医用超声探头相当。图47示出工作频率为3.5MHz(图47A)和7.5MHz(图47B)的1-3型复合材料之间的反射信号空间脉冲长度比较，示出因为超声波的较小波长，较高频率比低频率具有更好定义的峰值。图48示出可拉伸超声器件的轴向分辨率表征。特别地，图48A示出试验设置和代表性的1T7R声波发射和接收。图48B示出1T7R的信号。图48C示出金属导线的图像重建。使用dB刻度示出图像，0dB设置为最大值，-10dB为图像的最小灰度值。图48D示出从重建图像计算的轴向分辨率曲线，图示轴向分辨率可以向下达到～0.4mm。
1-3型复合材料具有以无源环氧树脂基质中的周期性构型嵌入的压电微棒，其通过抑制剪切振动模式而显著增加纵向耦合系数k33。在一个实施例中，刚性压电换能器元件被设计成具有0.9*0.9mm的占用面积，以允许足够的进入组织的穿透深度、在底部基底处保持适度的阻尼、并且还具有对整个器件的最小机械负载，这在图38b通过示出贴合可展开和不可展开表面以及在拉伸和扭曲的混合模式下的器件的方式而图示。图49示出使用0.9*0.9mm2的1-3型复合材料在具有不同厚度的组织中的超声衰减，说明了深部组织测量中超声能量的指数衰减。
PI(4μm)/Cu(20μm)的双层堆叠(图1a左上)用于制造互连在器件中的4×5阵列换能器的可拉伸电极。每个换能器可通过顶部的20个刺激电极和底部的公共接地单独寻址。阵列设计旨在定位血管的位置，从而使用覆盖在目标血管上方的精确换能器实现致动和感测，而无需繁琐的手动定位。
血管的对准可以通过以下步骤完成：首先，我们单独激活和接收每个换能器，总共20个，然后收集回波信号。然后，进行比较以检查峰位置与相同动脉区域上的精确测量的对应关系。最佳的相应换能器是动脉的精确定位。在以后的监测中，该换能器将被用于监测目标动脉的直径波形。
顶部模拟电极和底部接地通过垂直互连通道(VIA)(图1a)被路由到同一平面，该垂直互连通道(VIA)被设计用于穿过在电子电路中的一个或多个相邻层的平面的电气连接。通过VIA，可以实现优化的机械坚固性和易于电气接合。
为了优化电路设计并最小化电气接合困难，设计垂直互连通道(VIA)结构(图1a)以将底部公共接地路由到统一区域用于ACF电缆接合。利用这种VIA，地线可以被并入到顶部电极的平面中。VIA由顶部电极、底部电极和由银环氧树脂制成的跳线组成。这种结构可以保证器件具有良好的连接性和可拉伸性。图50示出在拉伸试验下具有垂直互连通道(VIA)的双层电极。特别地，图50A示出电路结构的图示，图50B示出LED关闭时的电路图像，图50C示出LED打开时的电路图像，图50D示出LED在拉伸应变小于15％时的电路图像，示出了VIA的机械完整性。
整个器件由聚硅氧烷(EcoflexSmooth-On，15μm厚)包封，聚硅氧烷模量与人皮肤的模量相当。聚硅氧烷弹性体的疏水性为水分提供了屏障，其保护设备免受汗液腐蚀(图1b)。
在图1a的底部示出工作原理。当器件轻柔地层压在皮肤上时，每个换能器可以单独被激活和控制，功耗为23.6mW。图51A示出将器件安置在皮肤上的过程，图51B示出皮肤上的器件，图51C示出正在被剥离的器件。在激活后，超声换能器可以发射通过组织传播的超声波。当超声波到达界面时，透射和反射两者都会发生。强度降低的透射波允许穿透更深层的组织。携带界面的关键信息的反射波可以被相同或另一个换能器感测到。在高脉冲重复频率(2000Hz)下，可以通过采集的信号的飞行时间(TOF)来精确地记录脉动的前壁和后壁的位置，这将在幅度模式中显现为单独的和移位的峰值(图1a右下)。通过这种方式，该器件可以动态地捕获脉动血管直径，其与具有高空间(轴向分辨率400μm)和时间分辨率(500μs)的血压波形相关。我们使用15μm厚的Ecoflex层作为封装，以为器件提供足够的机械支撑，并允许足够的声发射性能和优异的与组织的耦合。图52A示出在底部的不同厚度的Exco-flex封装下的器件声发射性能，图52B示出图52A的统计数据。
在一个实施例中，器件动态地将脉动血管直径与血压波形相关联的方式如下。动脉壁定位是通过选择前壁和后壁回波中的最高正峰值来实现的。然后通过从前壁的位置减去后壁的位置来提取血管直径。因此，可以捕获直径波形d(t)。A(t)是横截面积的函数，并且可以基于动脉旋转对称的假设在等式(1)中被计算。
血管横截面积波形A(t)与血压波形p(t)之间的关系显示如下：
其中，pd是舒张压时，Ad是舒张动脉横截面，α是刚性系数。等式(1)中的直径波形和血压波形的关系在大的压力范围内得到验证。测量假设pd和α在整个动脉树中没有显著变化。
我们假设人体血管是弹性的，具有可忽略的粘弹性。也就是说，压力-直径曲线具有适度的滞后，低于0.2％。这适用于具有正常局部血管状况或轻微局部动脉粥样硬化的受试体。在这种情况下，血管的直径不会落后于压力波形。并且上述等式(2)可用于从血管直径波形重建精确的血压波形。血管动脉粥样硬化引起的最大滞后在5.2％以内。
α可以通过等式(3)来计算：
其中，As为收缩期动脉横截面，ps是可以通过商用血压袖带测量的收缩压。使用上述等式和α和pd的简要校准，可以实现精确的压力波形p(t)。值得注意的是，直径测量对于上述等式是至关重要的。这里采用的方法是用临床超声机器在相同血管位置捕获的收缩直径来校准收缩直径。通过这种比较，我们可以知道峰值提取的确切位置，以保证精确的直径波形测量。
图53A示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。结果示出血管直径的逐渐收缩。图53A示出直径为6.2mm的颈动脉，图53B示出直径为3.2mm的肱动脉，图53C示出直径为2.4mm的桡动脉，其将引入进行性血管阻力。
器件特性
压电换能器将顶部电极和底部电极之间的电势转换为机械振动，反之亦然。测量的阻抗和相位角光谱(如图39A所示)表现出优异的压电性，其k33测得为0.81，远高于块状PZT(～0.58)，因为其与各向同性的块状PZT相比的各向异性高纵横比的棒状配置。在健康男性的腕部尺骨动脉上测试换能器性能。回波如图39B所示，其中，两个峰的TOF分别对应于尺动脉的前壁和后壁的位置。后壁的时域和频域中的信号分析如图39C所示，表明该材料的中心频率为7.5MHz，在-6dB带宽和峰峰值电压为100mV时具有32％的良好灵敏度。我们的可拉伸超声器件的波束图型(Matlab R2016b，TAC_GUI工具箱)的预测见图39D。结果表明，在纵向方向上，我们的器件具有出色的波束指向性和足够的穿透以用于深层组织检测，达到高达25mm的穿透深度(在压电材料尺寸为0.9*0.9mm的情况下)。压电材料尺寸越大，超声波穿透越深。图54示出具有不同尺寸的1-3型压电复合材料的声场模拟：图54A的尺寸为0.6mm*0.6mm，图54B的尺寸为0.9mm*0.9mm，图54C具有尺寸为1.2mm*1.2毫米。所有图像均使用dB刻度示出，0dB设置为最大值，-25dB设置为最小值。
1-3型复合材料具有低声阻抗(17MRayl)，其提供与人体皮肤的优异声学耦合。另外，底部圆形电极直径被设计为0.6mm，以平衡实际的粘合稳健性和阻抗匹配。图55比较具有不同直径的圆形底部电极的器件的声发射性能，示出由底部电极反射的超声能量的不同部分。图55A示出该器件的分层结构。图55B示出器件的横截面视图，示出由Cu电极和1-3型复合材料之间的阻抗失配引起的界面反射。图55C示出具有不同底部电极直径的器件的声发射性能的实验结果。信号幅度被归一化。
具有迭代可拉伸电路设计和超薄封装组件的弹性体基质在各种变形模式下提供对人体皮肤特别共形的接触。图56A-56C示出器件的皮肤整合行为的照片，图示器件的机械顺从性。如图39E所示，拉伸性在x方向上可达到60％，在y方向上可达到50％。该器件具有良好的复原性，在x方向上具有30％的弹性变形应变，在y方向上具有25％的弹性变形应变。超过30％应变后的塑性变形显示在图39E的右上图中。最重要的是，如图57所示，该器件的电气性能在拉伸和潮湿环境下可保持稳定。
图57示出在室温下的各种拉伸应变和湿度条件水平下的器件的电气性能。应变水平为20％、40％和60％。在上述三个拉伸应变水平下将该器件浸入水中0分钟、20分钟和40分钟。之后，在每种条件下测量20个换能器的相位角。结果表明该器件在恶劣环境下的稳定电气性能。
如图39F和图58A-58E中的荧光图像所示，在连续暴露16小时后，在我们的器件的超声波发射下培养的成纤维细胞，存活率为100％，示出了优异的生物相容性。图58A-58E示出在可拉伸超声器件暴露连续一段时间下培养的HFF-1细胞的荧光图像。图58A示出健康的HFF-1细胞。图58B、58C和58D分别示出在连续超声暴露2小时、6小时和16小时下的HFF-1细胞，示出在器件的声压下的良好的细胞活性和存活率。图58E示出阳性对照实验，证明了试验和观察方法的稳健性。
图58F示出HFF-1细胞的存活率的统计数据。结果为在五个不同的观察下的平均值。比例尺均为20μm。
动态血管扩张记录
从病理生理学角度来看，CBP波形是主要心血管事件的关键预测因子。例如，可通过颈静脉扩张(JVD)来预测心脏状态，其可被视为颈部的血管膨胀，通常由右侧心力衰竭引起。我们首次证明了包括颈动脉、颈内静脉和颈外静脉的中央脉管系统的高精度测量。在受试体颈部上的换能器的示意图示于图40A中。颈动脉(CA，皮肤下～25mm，有轻微个体差异，靠近中央主动脉)从左心室(LV)和左心房(LA)携带大量的血液到身体其他部位。通过我们的器件测量的颈动脉血压波形的典型周期示出明显的收缩峰和重搏切迹(图40B)。前者指示心室收缩，后者指示主动脉瓣关闭。图59示出中央心血管系统中的血流顺序以及中央血管和心脏之间的直接关系。
将静脉血液携带至右心房(RA)和右心室(RV)并最终携带至肺部的颈内静脉反映右心活动。通过我们的器件测量的典型颈静脉压波形如图40C所示，其示出三个峰：A(心房收缩)、C(三尖瓣鼓胀，心室收缩)和V(心房收缩充盈)；以及两个下降：X(心房舒张)和Y(早期心室充盈)。这些成分对应于每个心动周期期间的各种事件。通过彩色多普勒成像仪(迈瑞(Mindray)DC 7)在相同的试验受试体上测量的颈静脉波形如图60所示，其示出相应的A、C、X峰和V、Y下降。通过测量由受试体的深呼气而产生的颈外静脉的直径增加来观察颈静脉扩张(JVD)。这在图61中示出，其中，图61A示出由胸压的急剧增加引起的外部JVD的示意图；图61B示出具有由深度呼气而产生的JVD的人体颈部的照片；图61C示出JVD之前和之后的血管壁测量，示出深呼气后明显的直径扩张。由呼气引起的模拟JVD的原因是呼吸在胸腔中产生吸力，减小压力并允许更大的静脉回流——迫使颈静脉增加压力，从而使颈外静脉膨胀。
运动血流动力学监测
由于其优异的机械顺从性和轻质量(0.15g)，本文所述的器件可以以纯范德华力与以不同身体姿势的人体皮肤机械地和声学地保持紧密且稳定的接触。在不同姿势下在颈部上的器件贴合性和自粘性如图62所示，其中，图62A示出正常状态；图62B示出扭转30°的姿势；以及图62C示出扭转60°的姿势。在运动期间，肌肉需要更多的携带营养和氧气的血液，心脏输出增加，以满足需要。一方面，人体血管进入血管扩张状态(图40D，插图)以扩大血管直径来增加血流量以供应足够的营养和氧气。因此降低了血管阻力和反射。另一方面，心率和收缩强度增加以增加心输出量。在桡动脉上测量的在静息期间(～75/min)和运动后立即(～112/min)的心率如图40D所示。由于较强的心室收缩(图40E)，血压波形具有较高的收缩峰，以获得较大的心输出量。在剧烈运动之前和之后的平均波形形态变化参见图40E(归一化到相同的收缩压和舒张压)，示出由于血管舒张引起的血管阻力降低而导致的运动后收缩峰的急剧下降。
器件性能稳健性试验
器件与人体皮肤之间的共形和紧密接触带来稳健的器件性能。不同手腕弯曲模式(0°、15°和30°)下桡动脉波形的测量结果在无需任何手动调节的情况下保持稳定(图40F)。此外，图25所示的器件耐久性测试结果图示两周内同一设备的高度可重复的结果。特别地，图63示出在第一测量(第一天)、第二测量(两天后)、第三测量(一周后)和第四测量(两周后)期间的器件的可重复使用性测试。测量在相同条件下对同一受试体进行。将四次测量归一化至相同的压力值(相同的舒张压和收缩压)。
这些特征表示相对于扁平压力测量法的巨大优势，扁平压力测量法是用于血压波形测量的非侵入性金标准。扁平压力测量高度依赖于操作者，这可以通过以下事实反映：相对于中心动脉轴的微小偏移或扁平压力测量探头的适度握持力将引入BP波形记录的大误差。商用扁平压力测量系统的操作者依赖性如图64所示。具体地，图64A示出正确的测量条件和相应的波形；图64B示出不正确的血管定位和导致的错误记录；图64C示出适度过大的握持压力引起挤压血管，导致波形形态畸变。
值得一提的是，传统的超声换能器依靠超声凝胶来消除探头和皮肤之间的界面气隙，以实现良好的声学耦合。凝胶令人不适地感到冰冷，需要经常重新施加，以防止它变干。在本文所述的器件中，我们添加15μm厚的聚硅氧烷层作为声耦合层。Silbione的杨氏模量为200Pa，低于人体皮肤。Silbione是粘性的，以确保在皮肤上紧密接触。通过这种方式，我们可以在器件/皮肤界面实现出色的声学耦合，而无需使用任何凝胶，并保持与使用凝胶获得的信号和波形测量相当的质量。图65示出使用和不使用超声波凝胶的情况下的器件声发射性能的比较。特别地，图65A示出在使用超声波凝胶的情况下接收的回波，图65B示出在不使用超声波凝胶的情况下接收的回波。在使用超声凝胶情况下的在转换之后的从桡动脉测量的波形如图65C所示，并且在不使用超声凝胶情况下的在转换之后的从桡动脉测量的波形如图65D所示。结果示出相当的信号质量。
从中心到外周的连续血压波形监测
由于脉管系统放大效应，即中央血管和外周血管之间的进行性血管阻力、僵硬度和阻抗不匹配，从中心到外周的动脉压波形变化。尽管舒张压和平均动脉压相对恒定，但外周的收缩压可以比中央动脉高达40mmHg。当压力波从大而高弹性的中央动脉(即，颈动脉)传播到小且硬的外周动脉(例如，桡骨和足背)(图41A-41D示出测量位置)时，收缩压变得更高，收缩期峰值变得更窄(图41E-41H示出收集的动脉压波形)。图53示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。结果示出血管直径逐渐收缩。特别地，图53A示出直径为6.2mm的颈动脉，图53B示出直径为3.2mm的肱动脉，图53C示出直径为2.4mm的桡动脉，其将引入进行性的血管阻力。
由于压力放大，上行程梯度增加。图66示出从中央动脉到外周动脉的上行程梯度的比较，图示由于进行性动脉僵硬度，收缩期上行程随着动脉离开心脏而变得更陡。测量设置如图67所示，并且使用商用压力袖带对肱动脉进行测量来校准该过程。
另一个值得注意的特征是收缩期峰值和重搏切迹之间的进行性时间间隔。当压力波从中央动脉向下传播时，由于在途中遇到阻抗不匹配，其幅度增加，这产生了在收缩晚期和舒张早期期间向后传播到心脏的反射波。这种反射波从距离心脏更远的位置行进需要更长的时间，从而导致收缩峰和重搏切迹之间的时间间隔的增加，这由波形中的灰色区域表示(图41I-41L示出波形的一个周期)。捕获这些微妙变化的能力表明该器件具有准确临床相关诊断的潜力。
动脉僵硬度计算的心电图相关性
动脉脉搏的传播是生理现象，并且其特征与血管僵硬度具有很强的关系，血管僵硬度是心血管风险的关键决定因素之一。在所有血管参数中，脉搏波速度(PWV)是评估动脉僵硬度最容易和最可靠的方法，并且可按如下方式计算，
其中，D是ECG传感器和超声换能器之间的距离。
在生理学上，可以以下列格式表示血管的脉搏波速度。
其中，r是血管的内半径，h是壁厚，ρ是血液密度，E是动脉模量。在这些参数中，动脉半径起着主导作用，远远超过其他三个。中央动脉具有较大的直径，因此具有较低的动脉僵硬度，导致较小的脉压。同样，四肢的动脉具有较高的僵硬度，因此脉压比中央动脉更显著。
PWV的另一个重要性是其使用通过常规血压袖带进行的简单校准的绝对血压计算的能力。也就是说，PWV的变化可以用于关联绝对血压变化，其高度取决于动脉僵硬度。PWV的计算需要在预定位置同时测量ECG和脉压。由ECG R峰值与收缩期上行程的起始点之间的时间延迟定义脉搏传导时间(PTT)。在测量PTT之后，可以使用已知距离除以PTT来计算PWV。
在图42A中示出测量示意图，其中，同时进行ECG的测量和包括手臂、桡骨和足背的三个不同部位的脉搏的测量。图42B-42D呈现三种实例的心电图相关性结果：实例1，肱动脉；实例2，桡动脉；以及，实例3，足背动脉，其中，对于所有三个实例，均在胸部测量心电图。图68示出对于与肱动脉(图68A)、桡动脉(图68B)和足动脉(图68C)的ECG相关性的实例1、2和3的试验条件。如图42B-42D中所示，实例1中的PWV为5.4m/s，其中，D为54cm，时差为100ms；实例2中的PWV为5.8m/s，其中，D为104cm，时差为180ms；实例3中的PWV为5.3m/s，其中，D为159cm，时差为300ms。PWV测量是可重复的。图69示出对于ECG相关性的稳健性测试(压力波形被归一化)。对具有相同且稳定的生理状态的同一受试体，在肱动脉(图69A)、桡动脉(图69B)和足动脉(图69C)上进行三次测量，示出脉搏波速度(PWV)的一致结果。图69D提供这些测量中的PWV的统计数据。
讨论
这里展示的结果示出了一类新的共形和可拉伸超声器件，其提供对来自人体皮肤下方的生命体征的无侵入式、准确和连续的监测，为传统可拉伸电子设备的感测模式增加了新的维度。该器件利用各向异性压电材料作为功能构建块，采用先进的机械设计用于封装，以实现与人体皮肤的物理和声学上的紧密耦合。通过采用生物相容性封装材料和坚固的结构设计，该器件可用于以优异且稳定的性能来捕获中央血管中的一系列关键特征。对于将来的工作，可以通过以下的探索来改进器件性能和功能。使用PTT测量舒张压是通过ECG相关性可行的。通过这种方式，该器件可以无需在每次测量之前使用商用压力袖带进行校准而提供精确的血压值。此外，以可拉伸和轻量级版式来整合诸如电气控制、信号处理、波形模式识别、无线通信和电源等后端功能可显著提高器件耐用性，使得可以进行各种临床相关预后和诊断。
可拉伸超声器件的制造
制造可以概括为三个部分：(1)可拉伸电路图案化；(2)转印；以及(3)软弹性体封装。在图70中更详细地描述这些步骤。具体地，电路图案化利用商用双层Cu箔，一侧为20μm，另一侧为3μm(MicroThin，三井金属矿业公司(Oak-Mitsui Inc.))。首先，利用来自聚(均苯四甲酸二酐-共-4,40-氧二苯胺)酰胺酸溶液的PI以4000rpm涂覆Cu箔(20μm厚)60秒，在110℃下在烤盘上进行软烘烤3分钟并且在150℃下在烤盘上进行软烘烤1分钟，然后在氮气烘箱中在300℃下固化1小时。涂有一层聚二甲基硅氧烷(PDMS，Sylgard 184聚硅氧烷弹性体，20:1)的载玻片用作将与PDMS接触的PI层与Cu箔进行层压。使用UV臭氧表面活化3分钟来增强PI和PDMS之间的粘合。在将Cu箔附着在PDMS基底上之后，利用具有0.342mJ功率、900kHz脉冲重复频率、300mm/s激光切割速度和241ns脉冲宽度的激光烧蚀系统来创建具有最高分辨率的电路图案。图72示出具有不同宽度的Cu蛇形图案的照片。对于20μm厚的Cu箔，激光烧蚀机的分辨率被确定为45μm。
图71示出在不同激光功率下处理的Cu图案的照片，以说明如何选择激光功率。当激光功率低(例如，低于0.228mJ)时，不会蚀刻Cu。当激光功率高(例如，高于0.339mJ)时，薄的Cu互连被烧蚀掉。因此，理想的激光功率范围为0.228mJ～0.339mJ。其他参数包括脉冲重复频率：900KHz、速度：300mm/s、脉冲宽度：241ns。图71中的比例尺为250μm。
用于激光蚀刻的其他参数是：900KHz PRF、300mm/s激光切割速度，241ns脉冲宽度。在激光处理之后，使用水溶性胶带(Aquasol)进行转印以使用水溶性胶带(Aquasol)在旋涂在载玻片上的15μm厚的Eco-flex基底上转移电路。Ecoflex厚度与载玻片上的旋转速度之间的关系如图73所示。实验在室温下进行，所有Ecoflex旋涂均以相同的粘度进行。
接下来，使用助焊剂清洁电路表面以去除由激光烧蚀过程产生的表面氧化，以增加焊接强度。图74示出了在使用焊剂去除表面氧化物之前(图74A)和之后(图74B)的Cu图案的照片。氧化物的存在将产生形成Cu和焊膏的界面合金的障碍，导致弱粘合。图74B中的比例尺为150μm。
使用焊膏实现焊接和粘合，所述焊膏在150℃下加热5分钟以用于顶部和底部电极。之后，用Eco-flex封装该器件。在室温下固化2小时，然后剥离载玻片。最后，在Ecoflex基底上旋涂附加的15μm厚的silbione层有助于去除界面间隙，从而有助于去除在试验期间凝胶的必要性。
1-3型复合材料的极化
对1-3型复合材料(Smart Material公司)进行极化处理增加了其复合材料的压电系数和机电耦合系数。极化涉及使用来自DC电源的电场来使压电材料的偶极子对齐，这增强了器件的压电性和性能。在硅油中测量极化滞后回线。图75示出极化滞后回线，图示压电材料在电场下的可切换的偶极子对齐。偶极子在更强的电场下更好地对齐。然而，如果电场超过阈值，压电材料将会击穿。器件的极化在1.2kV/cm下实施15分钟。过大的极化电压引起压电材料的击穿，从而降低信号强度。
图76图示正常极化和击穿之间的声发射性能。图76A示出极化设置。图76B示意性地图示由高于阈值电压的极化引起的电连接通路的存在。图76C是在800V极化下的完整1-3型复合材料的横截面图。图76D是在1200V下击穿的1-3型复合材料的横截面图。图76E示出来自由充分极化的1-3型复合材料制成的器件的反射信号，以及图76F示出来自由击穿的1-3型复合材料制成的器件的反射信号，示出由击穿区域引起的较小幅度。
血压波形测量与数据分析
在加利福尼亚大学圣地亚哥分校的机构审查委员会(IRB no.170812)的批准下，对健康的22岁男性进行血压波形测量。所有测量均在受试体坐着时进行。信号分析基于飞行时间(TOF)分析，该分析是信号峰值和零点时间之间的时间间隔的量度。然后使用TOF通过乘以试样中的超声速度来计算传播距离。使用发射/接收模式，通过超声波脉冲发生器(奥林巴斯公司(Olympus)5077PR)在100V下激活该器件。脉冲重复频率为2000Hz。Picoscope(Picoscope 6404)以2000/s的时间分辨率接收回波信号，这允许精确的血管壁跟踪。
心电图相关
当坐着时，以2分钟的间隔连续地对同一受试体采集与不同位置处的血压波形的ECG相关性，因此受试体具有相对恒定的血压值和动脉僵硬度。在相同皮肤区域上皮肤整合的最长持续时间为2小时。在我们的任何研究中都没有观察到过敏反应、发红或皮肤损伤。在每个监测期之前使用商用血压袖带(Smart Logic Technology，6016)来校准舒张压。另外，试验受试体保持稳定的生理和心理状态以保证稳定的血压水平和脉管系统僵硬度。
带宽和分辨率表征
通过使用频率范围(2.4MHz)除以中心频率(7.5MHz)来计算换能器的带宽(32％)。分辨率表征利用悬挂在装满水的烧杯中心的细金属丝。制造1×10线性阵列的换能器并将其平行于地面地附着在烧杯壁上。根据原理，采用一个换能器作为发射器而另一个作为接收器(例如1T2R、1T3R...1T10R；2T1R、2T3R......2T10R；......；10T1R、10T2R...10T9R)，获取十个换能器元件的所有信号并将它们相互组合。通过延时求和(DAS)重建算法，使用总共90个信号来重建图像。通过重建算法和用于成像的有限数量的元件生成具有低水平旁瓣的图像。
超声暴露的细胞活性测定
首先人体皮肤成纤维细胞HFF-1购自美国典型培养物保藏中心(ATCC)，并在37℃的5％CO2下，补给有10％胎牛血清(FBS，Gibco)和1％青霉素/链霉素(Gibco)的杜氏培养液(DMEM，Gibco)中培养。将HFF-1细胞传代培养并以1×104/ml的密度接种到24孔板中并再培养24小时。然后将7.5MHz频率的超声波束施加到培养板的底部。在超声暴露2小时、6小时和16小时后，用钙黄绿素AM(Invitrogen，3M，激发/发射＝488nm/525nm)和碘化丙啶(PI，Invitrogen，3M，激发/发射＝530nm/620nm)染色细胞15分钟，然后在荧光显微镜(EVOS，Thermofisher Scientifics)下成像。对于阳性对照组，将细胞用75％乙醇处理10分钟。

Claims (17)

1.一种适形压电换能器阵列，包括：
聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层；
多个压电换能器元件，所述多个压电换能器元件被布置在所述基底和所述覆盖层之间；
第一电互连层，所述第一电互连层与所述换能器元件的第一表面电互连，所述换能器元件的第一表面与所述基底相邻；以及
第二电互连层，所述第二电互连层与所述换能器元件的第二表面电互连，所述换能器元件的第二表面与所述覆盖层相邻，
其中，所述第一电互连层和所述第二电互连层具有图案化的岛和桥结构，所述图案化的岛和桥结构包括通过桥电互连的多个岛，所述换能器元件中的每个由所述岛中的一个支持，导电焊膏将所述压电换能器元件粘合到所述第一电互连层，其中，所述多个换能器元件包括换能器元件阵列，所述第一电互连层和所述第二电互连层被配置成使得所述阵列中的所述换能器元件中的每一个可单独寻址。
2.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述换能器元件中的至少一个包括1-3型复合材料。
3.根据权利要求2所述的适形压电换能器阵列，其中，所述换能器元件中的每一个均包括1-3型复合材料。
4.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述桥具有蛇形结构。
5.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述第一电互连层和所述第二电互连层包括由金属层和聚酰亚胺层形成的双层。
6.根据权利要求5所述的适形压电换能器阵列，其中，所述金属层是铜层。
7.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，进一步包括布置在所述换能器元件中的每一个和所述覆盖层之间的导电振动阻尼元件。
8.根据权利要求7所述的适形压电换能器阵列，其中，所述导电振动阻尼元件包括导电环氧树脂。
9.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述第一电互连层或所述第二电互连层中的一个包括彼此电隔离的多个电互连层。
10.一种形成适形压电换能器阵列的方法，包括：
将多个压电换能器元件中的每一个粘合到导电振动阻尼背衬元件；
图案化多个电互连片以限定多个图案化片，每个图案化片具有图案化的岛和桥结构，所述图案化的岛和桥结构包括通过桥电互连的多个岛；
将所述图案化片的第一个和第二个分别转印到聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层；
将所述压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印的图案，其中使用焊膏将所述多个压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印的图案，使得所述多个压电换能器元件中的每一个单独可寻址；
将所述导电阻尼背衬元件中的每一个的表面粘合到所述覆盖层上的所转印的图案，其中，使用导电环氧树脂将所述多个压电换能器元件中的每一个粘合到导电振动阻尼背衬元件；
用聚硅氧烷弹性体材料填充所述基底和所述覆盖层之间的间隙。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述电互连片均包括由金属层和聚酰亚胺层形成的双层。
12.根据权利要求10所述的方法，进一步包括使用脉冲激光烧蚀对所述电互连片中的每一个进行图案化。
13.根据权利要求10所述的方法，其中，所述第二图案化片包括彼此层压的多个图案化片，所述图案化片通过绝缘层彼此分离。
14.根据权利要求10所述的方法，进一步包括将所述压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印图案，使得所述换能器元件中的每一个位于所述岛中的一个上，所述岛位于所述基底上的所转印图案上。
15.根据权利要求10所述的方法，其中，所述换能器元件中的至少一个包括1-3型复合材料。
16.根据权利要求10所述的方法，其中，所述换能器元件中的每一个均包括1-3型复合材料。
17.根据权利要求10所述的方法，其中，所述桥具有蛇形结构。
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