WO2012010786A2 - PROCEDE ET DISPOSITIF DE GENERATION D'ULTRASONS METTANT EN OEUVRE DES cMUTs, ET PROCEDE ET SYSTEME D'IMAGERIE MEDICALE. - Google Patents

PROCEDE ET DISPOSITIF DE GENERATION D'ULTRASONS METTANT EN OEUVRE DES cMUTs, ET PROCEDE ET SYSTEME D'IMAGERIE MEDICALE. Download PDF

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micro
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capacitive transducer
transducer
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Nicolas Senegond
Franck Teston
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Universite De Tours Francois Rabelais
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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Definitions

  • the present invention relates to a method of generating ultrasound using micro-machined capacitive transducers (cMUT). It also relates to an ultrasound generating device implementing such a method. Finally, it relates to a method and a medical imaging system implementing cMUTs.
  • the field of the invention is the field of ultrasound generation using descMUT.
  • a cMUT transducer is made up of several hundred or even a few thousand mechanically insulated "micromembranes" capable of being actuated by electrostatic forces. They are called cMUT for Capacitive Micromachined UltrasonicTransducers.
  • Each cMUT consists of a rear electrode formed by a semiconductor material (generally doped polysilicon), a vacuum cavity of height H gap , a membrane made of microelectronic material on which an electrode rests, the membrane / electrode assembly constituting the "mobile" part of the device.
  • a semiconductor material generally doped polysilicon
  • the material used for the membrane is often silicon nitride but it is highly dependent on the manufacturing technology of the device itself.
  • Other materials such as doped polysilicon ("wafer bonding" process), a metal or a polymer could be used.
  • CMUTs are now commonly used in the field of medical imaging to excite an organ or tissue of a human or animal subject.
  • the use of micro-machined capacitive transducers in ultrasonic medical imaging is based on the same protocols for use as piezoelectric devices.
  • the cMUT transducer is biased with a DC voltage and the sending of a pressure wave is by means of a broadband excitation which covers the entire passband of the transducer.
  • the central frequency of these devices that is to say the resonance frequency, is defined by the membrane / fluid couple which acts as a mass / spring system where the elasticity depends solely on the properties of the membrane and of the mass of the fluid. This The effect of mass is also dependent on the effects of mutual interactions between membranes which have the consequence of creating cutoff frequencies in the bandwidth of the transducer.
  • low frequency ultrasound for example ultrasound of frequencies less than or equal to 2 MHz
  • membranes with low mechanical rigidity that can be obtained either by increasing their width, by decreasing their thickness or by using Low Young's modulus materials.
  • Low resonance frequency devices are generally not functional. Indeed, their mechanical rigidity being relatively low, the membranes undergo the pressure of the outside air and thus deform several tens of nanometers, or a hundred. Deformation can lead to blockage of the membrane at the bottom of the cavity, thus rendering the device unusable.
  • it is possible to increase the height of the cavity to maintain a "free" space between the membrane and the rear of the cavity but this leads to greatly increase the supply voltages necessary for controlling the cMUTs.
  • Another object of the present invention is to provide a method and a device for generating ultrasound with at least one cMUT transducer easier to manufacture, less expensive and operating with a supply voltage is more accessible and acceptable for low voltage power supplies, while achieving satisfactory working pressure levels.
  • the invention proposes to achieve the aforementioned goals by a method of generating ultrasound in a given fluid by using at least one micro-machined capacitive transducer (cMUT) comprising a membrane and having a predetermined resonant frequency defined by the membrane pair fluid, characterized in that said at least one transducer is powered with a frequency excitation signal less than said central frequency.
  • cMUT micro-machined capacitive transducer
  • the frequency f of the ultrasound wave generated is less than the resonance frequency f 0 and more particularly equal to the frequency of the excitation signal.
  • the invention relates to transducers whose membranes have the same architecture so that they all have the same and a single resonant frequency.
  • the cMUT transducer comprises at least one micro-machined capacitive cell (cMUT), also called “micro-membrane”, mechanically insulated and capable of being actuated by electrostatic forces.
  • cMUT micro-machined capacitive cell
  • the inventors of the present invention have surprisingly found, on the basis of experimental results obtained in air and in water, that a micro-machined capacitive transducer is capable of producing high amplitude displacements, well below its membrane-fluid interaction frequency. Unlike piezoelectric systems that exhibit high mechanical stiffness, it is not necessary for the cMUT transducer membrane to resonate to produce displacements large enough to produce significant pressure levels.
  • each membrane behaves as an "ideal" source point of pressure, so that only one parameter conditions the amplitude of the emitted ultrasonic pressure: the number of membranes cMUTss put into play on a bar element. In other words: with an equivalent surface area, it is the coverage rate and the average amplitude of the displacements that define the ultrasonic intensity radiated.
  • the frequency of the excitation signal is advantageously less than 20% or even 50% lower than the center frequency of the at least one micro-machined capacitive transducer. Even more particularly the inventors have noticed that the frequency f of the excitation signal f 0 may be less than half the resonance frequency, and more particularly 0.2f 0 ⁇ f ⁇ 0.5f 0 , and more particularly 0.3f 0 ⁇ f ⁇ 0.5f 0 , 0.4f 0 ⁇ f ⁇ 0.5f 0 .
  • the inventors were able to generate, with a transducer cMUTriesentant one resonance frequency f 0, ultrasound at much lower frequencies f 0, typically below f 0/2.
  • the property exploited for this generation mode is the capacity for cMUTs technologies, to locally produce shifts of several tens or even a hundred nanometers that do not require the resonance of the membranes.
  • This arrangement then makes it possible to generate low frequency ultrasound waves in a wide frequency band, irrespective of the geometry and the topology of the diaphragm. For example, considering a transducer whose resonant frequency is 4 MHz, it will be possible with this same device to emit an ultrasound wave at 1 MHz, such as at 1.5 MHz without having to design a device with several resonant frequencies.
  • the pressure emitted at the focal point is 1 MPa and at 1.5 MHz it is 1.5 MPa.
  • the useful pressure levels obtained for a radiating surface equivalent to 100 mm 2 at an excitation frequency of 500 kHz are greater than or equal to:
  • the at least one micro-machined capacitive transducer may be designed so that its central frequency is greater than or equal to 4 MHz and with a gap height of between 100 nm and 300 nm, at least one transducer being excited with a frequency excitation signal less than 2 MHz to generate ultrasound frequencies between 200 kHz and 2 MHz.
  • the supply voltage of the at least one micro-machined capacitive transducer may be between IV and 150 V. These voltages are lower voltages than those used in the state of the art. to supply cMUTs transducers for the generation of low frequency ultrasound, especially frequencies below 2 MHz in water and 1 MHz in air.
  • the method according to the invention can be used for the generation of ultrasound frequencies below 1 MHz in a gaseous medium with an excitation signal of between 200 kHz and 1 MHz.
  • the supply voltage can be between 50 and
  • the method according to the invention can also be used for the generation of ultrasound frequencies below 2 MHz in a liquid or aqueous medium with an excitation signal of between 200 kHz and 2 MHz.
  • the supply voltage can be between the first and the second
  • the method according to the invention allows the generation of ultrasound:
  • cMUT micro-machined capacitive transducer
  • said method comprising a supply of said micro-machined capacitive transducer with a supply voltage of between IV and 150 V with a frequency of between 200 kHz and 1 M Hz in the gaseous medium and 200 kHz and 1 MHz in the aqueous medium.
  • a method for medical imaging of a tissue or an organ of a human or animal subject comprising the steps of:
  • the device according to the invention may comprise at least one micro-machined capacitive transducer (cMUT) designed so that it has:
  • a resonance frequency or center frequency greater than or equal to 4MHz in the water, and a gap height of between 100 nm and 300 nm.
  • the transducer is supplied with a supply voltage of between IV and 150 V delivered by supply means.
  • the micro-machined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in an aqueous or liquid medium, the micro-machined capacitive transducer has:
  • the micromachined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in an aqueous or liquid medium, the micromachined capacitive transducer has:
  • the micro-machined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in an aqueous or liquid medium, the micro-machined capacitive transducer has:
  • the micro-machined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in a gaseous medium, the micro-machined capacitive transducer has:
  • the micro-machined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in a gaseous medium, the micro-machined capacitive transducer has:
  • the micro-machined capacitive transducer when the device according to the invention is used to generate ultrasound in a gaseous medium, the micro-machined capacitive transducer has:
  • the device according to the invention can comprise: a first power supply module intended to supply the micro-machined capacitive transducer with a frequency excitation signal lower than said central frequency,
  • a second power supply module intended to supply the micro-machined capacitive transducer with a frequency excitation signal centered around said central frequency
  • selection means for selecting one of said power supply modules so that said micro-machined capacitive transducer is powered by only one of said power supply modules at a time.
  • the device according to the invention can comprise:
  • a first power supply module for supplying said at least one micro-machined capacitive transducer with a frequency excitation signal less than said central frequency
  • a second power supply module for supplying said at least one second micro-machined capacitive transducer with a frequency excitation signal centered around said central frequency.
  • an ultrasound medical imaging system comprising:
  • At least one ultrasound generating device for exciting a tissue or an organ of a human or animal subject
  • imaging means for producing images of said tissue or organ when said organ is excited.
  • the imaging means may comprise MRI imaging means or any other imaging means used in the field of ultrasound medical imaging.
  • Figure 1 is a schematic representation of an exemplary micromachined capacitive transducer comprising a plurality of elementary cells cMUTs;
  • Figure 2 is a schematic representation of a cMUT elementary cell in top view and in cross-sectional view
  • FIGS. 3 to 5 are graphs representing simulation results in water of a cMUT transducer for different gap heights (or cavity heights) as a function of membrane width, membrane height, voltage power supply and the center frequency of the cMUT transducer, for a constant Young's modulus;
  • Figures 6 to 8 are graphs showing simulation results in water of a cMUT transducer for different Young's moduli as a function of membrane width, membrane height, supply voltage and the central frequency of the cMUT transducer, for a constant gap height (or cavity height);
  • FIGS. 9 to 11 are graphs representing simulation results in the air of a cMUT transducer for different gap heights (or cavity heights) as a function of membrane width, membrane height, voltage power supply and the center frequency of the cMUT transducer, for a constant Young's modulus;
  • Figures 12 to 14 are graphs showing air simulation results of a cMUT transducer for different Young's moduli as a function of membrane width, membrane height, supply voltage and the central frequency of the cMUT transducer, for a constant gap height (or cavity height);
  • FIG. 15 is a group of graphs representing values of the pressure field radiated in a gaseous medium by an excited cMUT transducer, according to the invention, in a forced elastic regime
  • FIG. 16 is a group of graphs representing values of the pressure field radiated in a liquid medium by an excited cMUT transducer, according to the invention, in a forced elastic regime
  • FIG. 17 is a schematic representation of an example of a device according to the invention.
  • FIGs 18 and 19 are representations of two embodiments of a dual-function device according to the invention.
  • a cMUT transducer is made up of several hundred or even a few thousand mechanically insulated "micromembranes" capable of being actuated by electrostatic forces. They are called cMUTs, Capacitive MicromachinedUltrasonicTransducers. These membranes are simple capacitive microphones whose operating principle is similar to that of the devices used in audio for applications in the air. However, there are significant differences since the cavities on which the membranes are based are at zero pressure and isolated from the outside, thus allowing use in a fluid medium.
  • Figure 1 is a schematic representation of an example of micro-machined capacitive transducer 100.
  • the cMUT 100 transducer comprises, in a nonlimiting manner, 24 elementary cells 102, or micromembrane, of square geometry arranged in 6 rows of 4.
  • the width of the transducer 100 is 0.165mm.
  • the cMUT transducer also includes feed lines 104 of each of the cells.
  • Figure 2 is a schematic representation of an elementary cell cMUT 102 viewed from above and in section.
  • the elementary cell 102 comprises:
  • a rear electrode 202 formed by a semiconductor material, for example doped polysilicon, of thickness 500 nm for example; a void cavity 204 of given height called gap gap height, of a value of 200 nm for example;
  • a membrane 206 made of microelectronic material for example with a thickness of 450 nm;
  • a front electrode 208 also called “mobile” electrode thickness 350nm for example.
  • the material used for the membrane is, for example silicon nitride, but it depends strongly on the technique of manufacturing the device. Other materials such as doped polysilicon (wafer bonding), a metal or a polymer could be used.
  • the movable electrode 208 may be aluminum, or any other type of conductive material compatible with the use. In the same way, the materials used to make the movable electrode 208 differ only in their Young's modulus.
  • the metallization on the front face of each membrane can be 100% of the surface up to a few percent. It is often accepted that 50% of metallized surface is a good compromise stiffness / mass and efficiency of the electrostatic forces. It is important to specify that, from a mechanical point of view, changing the thickness of the membranes or the Young's modulus of materials or the metallization rate is defined by a global parameter called bending stiffness, which is the only parameter useful mechanics of these microsystems.
  • the resonant frequency depends on
  • the collapse tension depends on:
  • the collapse tension Vc increases if flexural stiffness increases and / or the surface increases.
  • the present invention proposes, in the present example, compromises or interesting areas of compromise, constituting "technological corridors" of interest for working at low frequency where the membrane of each of the cMUTs cells is used in forced mode and not in "resonant” mode. ". In the air, this corresponds to the ability to generate significant amplitude displacements for frequencies below 1 MHz while the resonant frequency is much higher. In water, the low frequency is below 2 MHz. This then corresponds to the ability to generate significant shifts in low frequency while the resonance is well above 2 MHz, typically above 4 MHz.
  • the invention proposes to produce transducers that can generate low-frequency ultrasound in air and in water by relying on lower cost manufacturing processes, less complex than the devices of the state of the art.
  • the technique in this case surface micromachining techniques over very large widths or using particularly flexible materials.
  • FIGS. 3 to 5 are graphs representing simulation results in water of a cMUT transducer for different gap heights (or cavity height) as a function of membrane width, membrane height, the supply voltage and center frequency of the cMUT transducer, for a constant Young's modulus of 200GPa.
  • FIGS. 3 to 5 are identical in FIGS. 3 to 5:
  • the dotted lines correspond to the resonance frequency level curves in MHz
  • the spaced dotted lines correspond to the level curves of the initial deflection in nm.
  • the marked gray area (2) corresponds to the values of the technological compromises for generating ultrasound of frequency less than or equal to 2M Hz with central frequency transducers greater than or equal to 4M Hz.
  • the marked area (2) for the points of coordinates ends [width membrane, membrane thickness] [10 pm, 100 nm], [10 pm, 400 nm ], [30 ⁇ m, 600 nm], [30 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked zone (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [15 ⁇ m, 200 nm] , [25 ⁇ m, 400 nm], [35 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [15 ⁇ m, 300 nm], [25 ⁇ m, 300 nm] , [30 ⁇ m, 600 nm], [30 ⁇ m, 800 nm].
  • Figures 9 to 11 are graphs showing simulation results obtained in air under the same conditions as for Figures 3 to 5.
  • FIGS. 9 to 11 are identical in FIGS. 9 to 11:
  • the dashed lines correspond to the resonance frequency level curves in M Hz
  • the spaced dotted lines correspond to the level curves of the initial deflection in nm.
  • the marked shaded area (2) corresponds to the values of the technological compromises for generating ultrasound of frequency less than or equal to 1 M Hz with central frequency transducers greater than or equal to 4M Hz.
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 100 nm], [15 ⁇ m, 100 nm] , [35 ⁇ m, 700 nm], [25 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has the ends of the points of coordinates [width membrane, membrane thickness] [10 pm, 200 nm], [15 pm, 200 nm ], [40 ⁇ m, 600 nm], [35 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [15 ⁇ m, 300 nm], [25 ⁇ m, 300 nm] , [45 ⁇ m, 600 nm], [40 ⁇ m, 700 nm].
  • FIGS. 6 to 8 are graphs showing simulation results, in water, of a cMUT transducer for different Young's moduli as a function of membrane width, membrane height, supply voltage and the central frequency of the cMUT transducer, for a constant gap height (or cavity height) of 200 nm.
  • the dashed lines correspond to the resonance frequency level curves in M Hz
  • the spaced dotted lines correspond to the level curves of the initial deflection in nm.
  • the marked shaded area (2) corresponds to the values of the technological compromises for generating ultrasound of frequency less than or equal to 2M Hz with central frequency transducers greater than or equal to 4M Hz.
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates: [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [15 ⁇ m, 200 nm] , [30 ⁇ m, 1000 nm], [25 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [15 ⁇ m, 200 nm], [25 ⁇ m, 400 nm], [35 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [20 ⁇ m, 200 nm], [35 ⁇ m, 600 nm], [35 ⁇ m, 1000 nm].
  • FIGS. 12 to 14 are graphs representing simulation results obtained, in air, under the same conditions as for FIGS. 6 to 8.
  • the dotted lines correspond to the resonance frequency level curves in MHz
  • the marked shaded area (2) corresponds to the values of the technological compromises for generating ultrasound with a frequency of less than or equal to 1 MHz with central frequency transducers greater than or equal to 4 MHz.
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [15 ⁇ m, 200 nm], [40 ⁇ m, 1000 nm], [25 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has the ends of the coordinate points [width membrane, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [15 ⁇ m, 200 nm], [40 ⁇ m, 600 nm], [35 ⁇ m, 1000 nm].
  • the marked area (2) has at its ends the points of coordinates: [membrane width, membrane thickness]: [10 ⁇ m, 200 nm], [20 ⁇ m, 200 nm] , [35 ⁇ m, 500 nm], [30 ⁇ m, 1000 nm].
  • FIG. 15 is a group of graphs representing values of the pressure field radiated in the air by an excited cMUT transducer, according to the invention, in a forced elastic regime.
  • a square geometry transducer size 30x30 mm 2 having a 2D array of square membranes 20x20 pm 2 with a periodicity of 30 pm, a 45% coverage and therefore an average surface area of 405 mm 2 was used.
  • FIG. 15 shows that the emitted pressure field perfectly follows the excitation frequency initially applied to the cMUT transducer.
  • the pressure values achieved are comparable to the values necessary for operating these devices in the air.
  • the standards of transmission in the air specify that a reference value of the SPL (Sound Pressure Level) is 20pPa at a distance of 30 cm and that a data transmission application requires a pressure of order 100-120 dB that is to say between 2 and 20 Pa.
  • the emitted pressure field perfectly follows the excitation frequency initially applied to the cMUT transducer.
  • the pressure values achieved are comparable to the values needed to operate these devices in the water.
  • the invention enables to replace traditional materials ⁇ piezo electric by silicon components on which are engraved thousands of microcomponents capacitive able to vibrate.
  • This technology cMUT Capacitive Micromachined UltrasonicTransducers
  • cMUTs membranes, more elastic than initial, are able to deform over amplitudes of a few hundred nanometers for excitation voltages lower than 100 Volts.
  • the invention can be used to produce low frequency probes (100 kHz - 2 MHz), based on cMUTs technologies.
  • the cMUTs are used in operating regimes different from those used in medical imaging where the emission is a broadband excitation (greater than 20 MHz) and whose amplitude is typically 150 volts.
  • the invention makes it possible to use them in quasi-static mode (low band excitation ⁇ 2 MHz) so as to impose on the membranes displacements of high amplitude, close to the cavity height.
  • the size of the transducer is related only to the thickness of the wafer on which the cMUTs are engraved, and to the connections.
  • the cMUTs bars have inter-element acoustic couplings that are almost non-existent.
  • Fig. 17 is a representation of an example of a tissue excitation device 1700 and / or an organ of a human or animal subject embodying the invention.
  • the device 1700 comprises a sound transducer 100 as represented in FIG. 1 and means 1702 for supplying the transducer 100 with a frequency excitation signal less than the central frequency of the transducer 100.
  • the invention makes it possible to also to couple on the same excitation device two different and complementary functions, namely:
  • a first function dedicated to the low frequency for example 1 M Hz, with a view to performing therapy
  • Figure 18 is a schematic representation of a first example of a device for performing the two functions mentioned above.
  • the device 1800 shown in FIG. 18, comprises supply means 1802 and a set 1804 of sound transducers.
  • Each of the sound transducers 1804 comprises cMUT membranes having exactly the same topology as the other sound transducers 1804, and therefore the same central frequency, for example between 4 and 8 M Hz.
  • a portion 1806 of the sound transducers 1804 is used for the generation of a low frequency acoustic beam, for example 1 M Hz, used in therapy. These transducers 1804 are therefore used in elastic mode, below their central frequency.
  • the other part 1808 1804 sound transducers is used for the generation of a high frequency acoustic beam, for example 4 to 8 M Hz, used in ultrasound imaging.
  • the 1808 sound transducers are therefore excited at their center frequency or around this central frequency.
  • the low frequency signals make it possible to scan the entire height of the cavity to benefit from a sufficient level of ultrasonic pressure. Therefore, in the elastic regime, a bias voltage equal to the collapse voltage divided by two (Vc / 2) and a dynamic amplitude corresponding to 100% of Vc is used.
  • the sound transducers 1806 are therefore used in an elastic state and are excited with a frequency excitation signal lower than their central frequency, provided by a power supply module 1810.
  • the sound transducers 1808 are excited by a broadband pulse type excitation signal, centered at the central frequency of the cMUTs associated with a bias voltage corresponding to 80% Vc and supplied by a power supply module 1812. 1808. This choice favors sensitivity in reception.
  • the excitation amplitudes used for the 1808 imaging transducers are lower than the amplitudes used for the 1806 therapy transducers because the 1808 transducers are used in "resonant" mode and the pressure being proportional to the square of the frequency, it is from the start higher.
  • Figure 19 is a schematic representation of a second example of a device for performing the two functions mentioned above.
  • the device 1900 makes it possible to perform both functions by performing a "temporal" separation of the two functions.
  • the device 1900 comprises feed means 1902 and a set of identical 1904 ultrasound transducers.
  • Each 1904 ultrasound transducer is used in both therapy and imaging / diagnostics and has the same central frequency.
  • the power supply means 1902 comprise a first power supply module 1906 providing a low frequency signal for therapy, for example 1 MHz, and a second power supply module 1908 providing a high frequency signal for the imaging / diagnosis, for example between 4MHz and 8MHz.
  • the power supply means 1902 also comprise a selection module 1910 making it possible to select the power source of the transducers 1904, manually or automatically and optionally programmable.
  • the selection module 1910 selects the power supply module 1906.
  • the selection module 1910 selects the power supply module 1908.
  • the advantage of the device 1900 is related to the orientation of the high frequency and low frequency beams which, with the device 1900 are perfectly superimposed.

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Abstract

L'invention concerne un procédé de génération d'ultrasons dans un fluide donné en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) (100) comprenant une membrane (102) et présentant une fréquence de résonance prédéterminée définie par le couple membrane- fluide, caractérisé en ce que ledit au moins un transducteur (100) est alimenté avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence centrale. Elle concerne également un dispositif de génération d'ultrasons mettant en œuvre des cMUTs ainsi qu'un procédé et système d'imagerie médicale.

Description

« Procédé et dispositif de génération d'ultrasons mettant en œuvre des cMUTs, et procédé et système d'imagerie médicale »
La présente invention concerne un procédé de génération d'ultrasons mettant en œuvre des transducteurs capacitifs micro-usinés (cMUT). Elle concerne également un dispositif de génération d'ultrasons mettant en œuvre un tel procédé. Elle concerne enfin un procédé et un système d'imagerie médicale mettant en œuvre des cMUT. Le domaine de l'invention est le domaine de la génération d'ultrasons en utilisant descMUT. Un transducteur cMUT est formé de plusieurs centaines, voire quelques milliers de « micro-membranes » isolées mécaniquement capables d'être actionnées par des forces électrostatiques. On les appelle cMUT pour Capacitive MicromachinedUltrasonicTransducers. Chaque cMUT est constituée d'une électrode arrière formée par un matériau semi-conducteur (Polysilicium dopé généralement), d'une cavité de vide de hauteur Hgap, d'une membrane en matériau de la microélectronique sur laquelle repose une électrode, l'ensemble membrane/électrode constituant la partie « mobile » du dispositif. Le matériau utilisé pour la membrane est souvent du Nitrure de silicium mais il dépend fortement de la technologie de fabrication du dispositif en lui-même. D'autres matériaux tels que du polysilicium dopé (en procédé « wafer bonding »), un métal ou un polymère pourraient être utilisés.
Les cMUT sont utilisés maintenant couramment dans le domaine de l'imagerie médicale pour exciter un organe ou un tissu d'un sujet humain ou animal. L'utilisation des transducteurs capacitifs micro-usinés en imagerie médicale ultrasonore repose sur les mêmes protocoles d'emploi que les dispositifs piézoélectriques. Typiquement, le transducteur cMUT est polarisé avec une tension continue et l'envoi d'une onde de pression se fait au moyen d'une excitation large bande qui couvre la totalité de la bande passante du transducteur. La fréquence centrale de ces dispositifs, c'est-à- dire la fréquence de résonance, est définie par le couple membrane/fluide qui joue le rôle d'un système masse/ressort où l'élasticité dépend uniquement des propriétés de la membrane et de la masse du fluide. Cet effet de masse est par ailleurs dépendant d'effets d'interactions mutuelles entre membranes qui ont pour conséquence de créer des fréquences de coupure dans la bande passante du transducteur.
Cependant, la génération d'ultrasons de faible fréquence, par exemple des ultrasons de fréquences inférieures ou égales à 2MHz nécessite des membranes à faible rigidité mécanique que l'on peut obtenir soit en augmentant leur largeur, soit en diminuant leur épaisseur ou en utilisant des matériaux à faible module d'Young. Les dispositifs à faible fréquence de résonance sont généralement peu fonctionnels. En effet, leur rigidité mécanique étant relativement faible, les membranes subissent la pression de l'air extérieur et se déforment ainsi de plusieurs dizaines de nanomètres, voire une centaine. La déformation peut conduire au blocage de la membrane au fond de la cavité, rendant ainsi le dispositif inutilisable. Pour compenser cette déflexion, on peut augmenter la hauteur de la cavité pour conserver un espace « libre » entre la membrane et l'arrière de la cavité, mais cela conduit à augmenter fortement les tensions d'alimentation nécessaires au pilotage des cMUTs. L'augmentation de la tension d'alimentation diminue les possibilités d'utilisation car une tension d'utilisation très élevée (plusieurs centaines de Volts) nécessite des moyens d'alimentation en tension particuliers. Pour éliminer cette déflexion, on peut maintenir dans la cavité un gaz dont la pression est égale à la pression moyenne extérieure. Toutefois, les effets d'amortissement dynamique liés à la présence de ce gaz modifient fortement la résonance du dispositif et nécessite une architecture de cMUTs complexes qui visent à éliminer ces effets (perforation de la cavité arrière). Ces solutions sont faciles à mettre en œuvre pour les dispositifs de très basse fréquence (inférieures à 100 kHz) mais relativement onéreuses et difficilement réalisables pour des fréquences supérieures. Un but de la présente invention est de remédier aux inconvénients précités.
Un autre but de la présente invention est de proposer un procédé et un dispositif pour générer des ultrasons avec au moins un transducteur cMUT plus facile à fabriquer, moins onéreux et fonctionnant avec une tension d'alimentation plus accessible et acceptable pour des alimentations en basse tension, tout en permettant d'obtenir des niveaux de pression utile satisfaisants. L'invention propose d'atteindre les buts précités par un procédé de génération d'ultrasons dans un fluide donné en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) comprenant une membrane et présentant une fréquence de résonance prédéterminée définie par le couple membrane-fluide, caractérisé en ce que ledit au moins un transducteur est alimenté avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence centrale.
Bien entendu la fréquence f de l'onde ultrasonore générée est inférieure à la fréquence de résonnance f0 et plus particulièrement égale à la fréquence du signal d'excitation.
L'invention concerne les transducteurs dont les membranes présentent la même architecture de telle sorte qu'elles aient toutes la même et une unique fréquence de résonance.
Selon l'invention le transducteur cMUT comprend au moins une cellule capacitive micro-usinée (cMUT), aussi appelée « micro-membrane », isolée mécaniquement et capable d'être actionnée par des forces électrostatiques.
Les inventeurs de la présente invention ont constaté de façon surprenante, sur la base de résultats expérimentaux obtenus dans l'air et dans l'eau, qu'un transducteur capacitif micro-usiné est capable de produire des déplacements de forte amplitude, bien en dessous de sa fréquence d'interaction membrane-fluide. Contrairement aux systèmes piézoélectriques qui présentent une raideur mécanique élevée, il n'est pas nécessaire que la membrane du transducteur cMUT entre en résonance pour produire des déplacements suffisamment importants pour produire des niveaux de pression significatifs.
Ainsi, les inventeurs proposent une génération d'ultrasons reposant sur l'exploitation du mode de comportement purement « élastique » des membranes des transducteurs cMUTs,qui sont capables de produire la totalité de la hauteur de gap comme amplitude de déplacements. Par ailleurs, les inventeurs ont constaté également que dans le domaine des fréquences basses, chaque membrane se comporte comme un point source « idéal » de pression, ce qui fait que seul un paramètre conditionne l'amplitude de la pression ultrasonore émise : le nombre de membranes cMUTss mises en jeu sur un élément de barrette. En d'autres termes : à surface équivalente c'est le taux de couverture et l'amplitude moyenne des déplacements qui définissent l'intensité ultrasonore rayonnée.
Ainsi, en générant des ultrasons à partir d'un ou plusieurs transducteurs cMUTs excités avec un signal d'excitation en dessous de la fréquence centrale du/des transducteurs, il n'est pas nécessaire de concevoir des transducteurs sonores aussi complexes, onéreux et difficiles à utiliser à mettre en œuvre que s'ils étaient utilisés à leur fréquence de résonance. L'invention permet donc de générer des ultrasons de manière plus simple et moins onéreuse.
Plus particulièrement, les inventeurs ont remarqué que la fréquence du signal d'excitation est avantageusement inférieure d'au moins 20% voire 50% à la fréquence centrale de l'au moins un transducteur capacitif micro- usiné. Encore plus particulièrement les inventeurs ont remarqué que la fréquence f du signal d'excitation f0 peut être inférieure à la moitié de la fréquence de résonnance, et plus particulièrement 0.2f0≤f<0.5f0, et plus particulièrement 0.3f0<f<0.5f0, 0.4f0≤f<0.5f0. Les inventeurs ont réussi à générer, avec un transducteur cMUTprésentant une seule fréquence de résonance f0, des ultrasons à des fréquences bien inférieures à f0, typiquement en dessous de f0/2. La propriété exploitée pour ce mode de génération, dit en régime élastique forcé, est la capacité pour les technologies cMUTs, de produire localement des déplacements de plusieurs dizaines voire une centaine de nanomètres ne nécessitant pas la mise en résonance des membranes. Ce comportant rend alors possible la génération d'ondes ultrasonores basses fréquences dans une large bande de fréquence, indépendamment de la géométrie et de la topologie du diaphragme. Par exemple, considérant un transducteur dont la fréquence de résonance est de 4 MHz, on pourra avec ce même dispositif émettre une onde ultrasonore à 1 MHz, comme à 1.5 MHz sans pour autant devoir concevoir un dispositif à plusieurs fréquences de résonance.
Pour illustrer les niveaux de pression émis dans l'eau on considère les paramètres du transducteur suivant :
- transducteur circulaire de rayon 10 mm, membrane dont la fréquence de résonance dans l'eau est de 4MHz, - déplacement crête à crête des membranes de 180 nm, soit un déplacement moyen de 60 nm, le taux de remplissage de membrane sur le transducteur est de 50%.
A 1 MHz la pression émise au point focal est de 1 MPa et à 1.5 MHz elle est de 1,5 MPa.
Ainsi, dans un exemple de réalisation particulier, avec un transducteur cMUT de fréquence centrale de 4MHz dans l'eau et 12 MHz dans l'air, les inventeurs ont réalisé une génération d'ultrasons de fréquences comprises entre :
- 200kHz et 2Mhz dans l'eau, et
- 200kHz et 1MHz dans l'air,
avec des niveaux de pression utile satisfaisants. En effet, les niveaux de pression utile obtenus pour une surface rayonnante équivalente à 100mm2 à une fréquence d'excitation de 500kHz sont supérieurs ou égaux à :
- 220dB (pression de référence, Pref= 1 pPa) dans un milieu aqueux à une distance de 10cm, et
- 70dB (Pref = 20 pPa) dans l'air à une distance de 30cm. Avantageusement, l'au moins un transducteur capacitif micro-usiné peut être conçu de sorte que sa fréquence centrale soit supérieure ou égale à 4MHz et avec une hauteur de gap comprise entre lOOnm et 300nm, ledit au moins un transducteur étant excité avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à 2MHz pour générer des ultrasons de fréquences comprises entre 200kHz et 2 Mhz. Par ailleurs, selon l'invention, la tension d'alimentation de l'au moins un transducteur capacitif micro-usiné peut être comprise entre IV et 150 V. Ces tensions sont des tensions plus faibles que celles utilisées dans l'état de la technique pour alimenter des transducteurs cMUTs pour la génération d'ultrasons de faibles fréquences, notamment de fréquences inférieures à 2MHz dans l'eau et 1MHz dans l'air.
Le procédé selon l'invention peut être utilisé pour la génération d'ultrasons de fréquences inférieures à 1MHz dans un milieu gazeux avec un signal d'excitation compris entre 200kHz et 1MHz.
Dans ce cas la tension d'alimentation peut être comprise entre 50 et
150V avec une hauteur de gap Hgap comprise entre 100 et 300nm
Le procédé selon l'invention peut également être utilisé pour la génération d'ultrasons de fréquences inférieures à 2MHz dans un milieu liquide ou aqueux avec un signal d'excitation comprise entre 200kHz et 2MHz.
Dans ce cas, la tension d'alimentation peut être comprise entre
- 50 et 150V pour une hauteur de gap Hgap comprise entre environ lOOnm et environ 200nm.
- 100 et 150V pour une hauteur de gap Hgap comprise entre environ
200nm et environ 300nm.
Selon un mode de mise en œuvre particulier, le procédé selon l'invention permet la génération d'ultrasons :
- de niveau de pression utile, pour une surface rayonnante équivalente à 100mm2 à une fréquence d'excitation de 500kHz, supérieur ou égal à :
■ 70dB dans l'air à une distance de 30cm, et
■ 220dB dans un milieu aqueux à une distance de 10cm; - de fréquence :
■ inférieure ou égale à 1 MHz dans un milieu gazeux, et
■ inférieure ou égale à 2MHz dans un milieu aqueux ; en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) conçu de sorte qu'il présente :
- une fréquence de résonance ou fréquence centrale supérieure ou égale à 4MHz, et
- une hauteur de gap comprise entre lOOnm et 300nm,
ledit procédé comprenant une alimentation dudit transducteur capacitif micro-usiné avec une tension d'alimentation comprise entre IV et 150 V de fréquence comprise entre 200kHz et 1 M Hz dans le milieu gazeux et 200kHz et 1 MHz dans le milieu aqueux.
Selon un autre aspect de l'invention, il est proposé un procédé d'imagerie médicale d'un tissu ou d'un organe d'un sujet humain ou animal comprenant les étapes suivantes :
- génération d'ultrasons conformément au procédé selon l'invention pour exciter ledit tissu ou organe, et
- prise d'au moins une image dudit organe ou tissu avec des moyens d'imagerie lorsque ledit organe ou tissu est ainsi excité.
Selon un autre aspect de l'invention, il est proposé un dispositif de génération d'ultrasons dans un fluide donné en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) comprenant une membrane et présentant une fréquence de résonance prédéterminée définie par le couple membrane-fluide, caractérisé en ce ledit transducteur est alimenté avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence centrale, de préférence d'au moins 20% voire 50%. Avantageusement, le dispositif selon l'invention peut comprendre au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) conçu de sorte qu'il présente :
une fréquence de résonance ou fréquence centrale supérieure ou égale 4MHz dans l'eau, et une hauteur de gap comprise entre lOOnm et 300nm.
Selon l'invention, le transducteur est alimenté avec une tension d'alimentation comprise entre IV et 150 V délivrée par des moyens d'alimentation.
Selon un exemple particulier du dispositif selon l'invention, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro-usiné présente :
- une hauteur de gap de lOOnm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 13 et 35pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 200 et 800nm, et
- Un module d'Young de 200GPa. Selon un autre exemple de réalisation particulier du dispositif selon l'invention, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro- usiné présente :
- une hauteur de gap de 200nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane de 13 et 35pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 200 et 800nm, et
- Un module d'Young de 200GPa. Selon encore un autre exemple de réalisation, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro-usiné présente :
- une hauteur de gap de 300nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 30pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 300 et 550nm, et
- un module d'Young de 200GPa. Selon un autre exemple de réalisation particulier du dispositif selon l'invention, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné présente :
- une hauteur de gap de lOOnm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 10 et 35pm,
- une épaisseur de membrane de 200 et 800nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
Selon encore un autre exemple de réalisation particulier du dispositif selon l'invention, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné présente :
- une hauteur de gap de 200nm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 40pm,
- une épaisseur de membrane de 300 et 600nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
Selon encore un autre exemple de réalisation particulier du dispositif selon l'invention, lorsque le dispositif selon l'invention est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné présente :
- une hauteur de gap de 300nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 30pm,
- une épaisseur de membrane de 300 et 600 nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
Selon un mode de réalisation particulièrement avantageux, le dispositif selon l'invention peut comprendre : - un premier module d'alimentation prévu pour alimenter le transducteur capacitif micro-usiné avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence centrale,
- un deuxième module d'alimentation prévu pour alimenter le transducteur capacitif micro-usiné avec un signal d'excitation de fréquence centrée autour de ladite fréquence centrale, et
- des moyens de sélection pour sélectionner l'un desdits modules d'alimentation de sorte que ledit transducteur capacitif micro-usiné est alimenté par un seul desdits modules d'alimentation à la fois.
Selon un autre mode de réalisation particulièrement avantageux, le dispositif selon l'invention peut comprendre :
- au moins un premier et au moins un deuxième transducteur capacitif micro-usiné de fréquence centrale identique,
- un premier module d'alimentation prévu pour alimenter ledit au moins un premier transducteur capacitif micro-usiné avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence centrale,
- un deuxième module d'alimentation prévu pour alimenter ledit au moins un deuxième transducteur capacitif micro-usiné avec un signal d'excitation de fréquence centrée autour ladite fréquence centrale.
Selon encore un autre aspect de l'invention il est proposé un système d'imagerie médicale ultrasonore comprenant :
- au moins un dispositif de génération d'ultrasons selon l'invention pour exciter un tissu ou un organe d'un sujet humain ou animal, et
- des moyens d'imagerie pour réaliser des images dudit tissu ou organe lorsque ledit organe est excité.
Les moyens d'imagerie peuvent comprendre des moyens d'imagerie par IRM ou tout autre moyen d'imagerie utilisé dans le domaine de l'imagerie médicale ultrasonore.
D'autres avantages et caractéristiques apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de réalisation nullement limitatif, et des dessins annexés sur lesquels : la figure 1 est une représentation schématique d'un exemple de transducteur capacitif micro-usiné comprenant une pluralité de cellules élémentaires cMUTs; et
la figure 2 est une représentation schématique d'une cellule élémentaire cMUT en vue de dessus et en vue en coupe transversale ;
les figures 3 à 5 sont des graphiques représentant des résultats de simulation dans l'eau d'un transducteur cMUT pour différentes hauteurs de gap (ou hauteurs de cavité) en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour un module d'Young constant ;
les figures 6 à 8 sont des graphiques représentant des résultats de simulation dans l'eau d'un transducteur cMUT pour différents modules d'Young en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour une hauteur de gap (ou hauteur de cavité) constante ;
les figures 9 à 11 sont des graphiques représentant des résultats de simulation dans l'air d'un transducteur cMUT pour différentes hauteurs de gap (ou hauteurs de cavité) en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour un module d'Young constant ;
les figures 12 à 14 sont des graphiques représentant des résultats de simulation dans l'air d'un transducteur cMUT pour différents modules d'Young en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour une hauteur de gap (ou hauteur de cavité) constante ;
la figure 15 est un groupe de graphiques représentant des valeurs du champ de pression rayonné dans un milieu gazeux par un transducteur cMUT excité, selon l'invention, en régime élastique forcé ; la figure 16 est un groupe de graphiques représentant des valeurs du champ de pression rayonné dans un milieu liquide par un transducteur cMUT excité, selon l'invention, en régime élastique forcé,
- la figure 17 est une représentation schématique d'un exemple d'un dispositif selon l'invention ; et
les figures 18 et 19 sont des représentations de deux exemples de réalisation d'un dispositif double-fonction selon l'invention . Un transducteur cMUT est formé de plusieurs centaines, voire quelques milliers de « micro-membranes » isolées mécaniquement capables d'être actionnées par des forces électrostatiques. On les appelle cMUTs, Capacitive MicromachinedUltrasonicTransducers. Ces membranes sont de simples microphones capacitifs dont le principe de fonctionnement est similaire à celui des dispositifs utilisés en audio pour les applications dans l'air. Il y a toutefois des différences notables puisque les cavités sur lesquelles reposent les membranes sont à pression nulle et isolées de l'extérieur, permettant ainsi en outre une utilisation en milieu fluide. La figure 1 est une représentation schématique d'un exemple de transducteur capacitif micro-usiné 100.
Le transducteur cMUT 100 comprend, de manière non limitative, 24 cellules élémentaires 102, ou micro-membrane, de géométrie carrée disposées en 6 rangées de 4. La largeur du transducteur 100 est de 0.165mm .
Le transducteur cMUT comprend également des lignes 104 d'alimentation de chacune des cellules.
La figure 2 est une représentation schématique d'une cellule élémentaire cMUT 102 vue de dessus et en coupe.
La cellule élémentaire 102 comprend :
- une électrode arrière 202 formée par un matériau semiconducteur, par exemple du Polysilicium dopé, d'épaisseur 500nm par exemple ; - d'une cavité de vide 204 de hauteur donnée appelée hauteur de gap Hgap, d'une valeur de 200nm par exemple ;
- d'une membrane 206 en matériau de la microélectronique, par exemple d'épaisseur 450nm ; et
- d'une électrode avant 208 aussi appelée électrode « mobile » d'épaisseur 350nm par exemple.
Le matériau utilisé pour la membrane est par exemple du Nitrure de silicium mais il dépend fortement de la technique de fabrication du dispositif. D'autres matériaux tels que du polysilicium dopé (en wafer bonding), un métal ou un polymère pourraient être utilisés.
L'électrode mobile 208 peut être en aluminium, ou tout autre type de matériau conducteur compatible avec l'utilisation. De la même façon, les matériaux utilisés pour réaliser l'électrode mobile 208 ne se distinguent que par leur module d'Young .
Enfin, il est à noter que la métallisation en face avant sur chaque membrane peut être de 100 % de la surface jusqu'à quelques pourcents. Il est souvent admis que 50 % de surface métallisée est un bon compromis raideur/masse et efficacité des forces électrostatiques. Il est important de préciser que, d'un point de vue mécanique, changer l'épaisseur des membranes ou le module d'Young des matériaux ou le taux de métallisation se définit par un paramètre global appelé rigidité en flexion, qui est le seul paramètre mécanique utile de ces microsystèmes.
Les deux paramètres de design de ces microsystèmes sont :
la fréquence de résonance dans l'air ou dans l'eau selon l'utilisation, et
la tension de collapse Vc qui constitue la tension maximum d'excitation des cMUTs, au delà de laquelle les membranes ne peuvent plus être en équilibre « forces électrostatiques-forces mécaniques » et touchent le « fond » de la cavité.
La fréquence de résonance dépend
- de la géométrie,
- de la surface, - de la rigidité en flexion des membranes,
- de la masse des membranes (dans air) et de celle du fluide (dans l'eau).
La tension de collapse dépend :
- de la géométrie,
- de la surface,
- de la rigidité en flexion des membranes.
La tension de collapse Vc augmente si la rigidité en flexion augmente et/ou si la surface augmente.
La présente invention propose, dans le présent exemple, des compromis ou des zones de compromis intéressants, constituant des « couloirs technologiques » intéressants pour travailler en basse fréquence où la membrane de chacune des cellules cMUTs est utilisée en régime forcée et non en mode « résonant ». Dans l'air, cela correspond à la capacité de générer des déplacements d'amplitude significative pour des fréquences inférieures à 1 MHz alors que la fréquence de résonance est bien supérieure. Dans l'eau, la basse fréquence se situeen dessous de 2 MHz. Cela correspond alors à la capacité de générer des déplacements significatifs en basse fréquence alors que la résonance se situe bien au-delà de 2 MHz, au dessus de 4 MHz typiquement.
Ainsi, l'invention propose de réaliser des transducteurs pouvant générer des ultrasons basse-fréquences dans l'air et dans l'eau en s'appuyant sur des procédés de fabrication de plus faible coût, moins complexes que les dispositifs de l'état de la technique, en l'occurrence les techniques de micro-usinage de surface sur de très grandes largeurs ou utilisant des matériaux particulièrement flexibles.
En effet, l'utilisation du mode « résonant » comme source basse fréquence dans l'état de la technique impose des procédés de fabrication beaucoup plus onéreux tels que les techniques de type « wafer bonding ». Ces procédés offrent des compromis en termes de largeur (de l'ordre du millimètre) et d'épaisseur de membranes ( typiquement 50 pm) intéressants pour atteindre une fréquence de résonance qui soit faible, avec toutefois des tensions d'alimentation très importantes (supérieures à 500 Volts). Des simulations réalisées par les inventeurs permettent de montrer et d'identifier des couloirs technologiques permettant de générer des ultrasons de basse-fréquences, c'est-à-dire inférieures à 1MHz dans l'air et 2MHz dans l'eau, en utilisant des transducteurs ultrasons cMUTs dont les fréquences centrales sont bien au-dessus des fréquences des ultrasons générées.
Ces simulations permettent d'identifier en fonction de la hauteur de gap Hgap, du module d'Young, de la largeur de membrane, de l'épaisseur de membrane et de la fréquence centrale des transducteurs cMUTs, les compromis obtenus pour une tension d'alimentation inférieure ou égale à 150V tout en obtenant un niveau de pression utile pour une surface rayonnante équivalente à 100mm2 à une fréquence d'excitation de 500kHz, supérieur ou égal à :
- 70dB dans l'air à une distance de 30cm, et
- 220dB dans l'eau à une distance de 10cm.
Ainsi, les figures 3 à 5 sont des graphiques représentant des résultats de simulation dans l'eau d'un transducteur cMUT pour différentes hauteurs de gap (ou hauteur de cavité) en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour un module d'Young constant de 200GPa.
Les figures 3 à 5 montrent les résultats de la simulation respectivement pour des hauteurs de gap de Hgap= 100nm, 200nm et 300nm.
Sur les figures 3 à 5 :
les lignes continues correspondantes aux courbes de niveaux des valeurs de tension de collapse en Volts,
les pointillées serrées correspondent aux courbes de niveaux de fréquence de résonance en MHz,
- les pointillées espacées correspondent aux courbes de niveaux de la déflexion initiale en nm.
Sur chacune de ces figures, la zone grisée marquée (2) correspond aux valeurs des compromis technologiques pour générer des ultrasons de fréquence inférieure ou égale à 2M Hz avec des transducteurs de fréquence centrale supérieure ou égale à 4M Hz.
En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 100nm, la zone marquée (2) à pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 10 pm, 100 nm], [ 10 pm, 400 nm],[30 pm, 600 nm], [30 pm, 1000 nm] .
En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 200nm, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 10 pm, 200 nm] , [ 15 pm, 200 nm],[25 pm, 400 nm], [35 pm, 1000 nm] .
En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 300nm, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 15 pm, 300 nm], [25 pm, 300 nm],[30 pm, 600 nm], [30 pm, 800 nm] .
Les figures 9 à 11 sont des graphiques représentant des résultats de simulation obtenus dans l'air dans les mêmes conditions que pour les figures 3 à 5.
Sur les figures 9 à 11 :
les lignes continues correspondantes aux courbes de niveaux des valeurs de tension de collapse en Volts,
les pointillées serrées correspondent aux courbes de niveaux de fréquence de résonance en M Hz,
- les pointillées espacées correspondent aux courbes de niveaux de la déflexion initiale en nm .
Sur chacune des ces figures, la zone grisée marquée (2) correspond aux valeurs des compromis technologiques pour générer des ultrasons de fréquence inférieure ou égale à 1 M Hz avec des transducteurs de fréquence centrale supérieure ou égale à 4M Hz.
En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 100nm, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 10 pm, 100 nm], [ 15 pm, 100 nm],[35 pm, 700 nm], [25 pm, 1000 nm] . En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 200nm, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 10 pm, 200 nm], [ 15 pm, 200 nm],[40 pm, 600 nm], [35 pm, 1000 nm] .
En ce qui concerne une hauteur de gap de Hgap= 300nm, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 15 pm, 300 nm], [25 pm, 300 nm],[45 pm, 600 nm], [40 pm, 700 nm] .
Les figures 6 à 8 sont des graphiques représentant des résultats de simulation, dans l'eau, d'un transducteur cMUT pour différents modules d'Young en fonction de la largeur de membrane, de la hauteur de membrane, de la tension d'alimentation et de la fréquence centrale du transducteur cMUT, pour une hauteur de gap (ou hauteur de cavité) constante de 200nm.
Les figures 6 à 8 montrent les résultats de la simulation respectivement pour des valeurs du module de Young de Emb=50GPa, 200GPa et 300GPa.
Sur les figures 6 à 8 :
les lignes continues correspondantes aux courbes de niveaux des valeurs de tension de collapse en Volts,
les pointillées serrées correspondent aux courbes de niveaux de fréquence de résonance en M Hz,
- les pointillées espacées correspondent aux courbes de niveaux de la déflexion initiale en nm.
Sur chacune des ces figures, la zone grisée marquée (2) correspond aux valeurs des compromis technologique pour générer des ultrasons de fréquence inférieure ou égale à 2M Hz avec des transducteurs de fréquence centrale supérieure ou égale à 4M Hz.
En ce qui concerne un module de Young Emb= 50GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées : [largeur membrane, épaisseur membrane] : [ 10 pm, 200 nm], [ 15 pm, 200 nm],[30 pm, 1000 nm], [25 pm, 1000 nm] . En ce qui concerne un module de Young Emb=200GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [10 pm, 200 nm], [15 pm, 200 nm],[25 pm, 400 nm], [35 pm, 1000 nm].
En ce qui concerne un module de Young Emb=300GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [10 pm, 200 nm], [20 pm, 200 nm],[35 pm, 600 nm], [35 pm, 1000 nm].
Les figures 12 à 14 sont des graphiques représentant des résultats de simulation obtenus, dans l'air, dans les mêmes conditions que pour les figures 6 à 8.
Sur les figures 12 à 14 :
les lignes continues correspondantes aux courbes de niveaux des valeurs de tension de collapse en Volts,
les pointillées serrées correspondent aux courbes de niveaux de fréquence de résonance en MHz,
les pointillées espacées correspondent aux courbes de niveaux de la déflexion initiale en nm
Sur chacune des ces figures, la zone grisée marquée (2) correspond aux valeurs des compromis technologiques pour générer des ultrasons de fréquence inférieure ou égale à 1MHz avec des transducteurs de fréquence centrale supérieure ou égale à 4MHz.
En ce qui concerne un module de Young Emb=50GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [10 pm, 200 nm], [15 pm, 200 nm],[40 pm, 1000 nm], [25 pm, 1000 nm].
En ce qui concerne un module de Young Emb=200GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées [largeur membrane, épaisseur membrane] : [10 pm, 200 nm], [15 pm, 200 nm],[40 pm, 600 nm], [35 pm, 1000 nm].
En ce qui concerne un module de Young Emb=300GPa, la zone marquée (2) a pour extrémités les points de coordonnées : [largeur membrane, épaisseur membrane] : [10 pm, 200 nm], [20 pm, 200 nm],[35 pm, 500 nm], [30 pm, 1000 nm].
La figure 15 est un groupe de graphiques représentant des valeurs du champ de pression rayonné dans l'air par un transducteur cMUT excité, selon l'invention, en régime élastique forcé. Pour cela, un transducteur de géométrie carrée de taille 30x30 mm2 comportant un réseau 2D de membranes carrées 20x20 pm2 avec une périodicité de 30 pm, soit un taux de couverture de 45 % et donc une surface active moyenne de 405 mm2 à été utilisé. Pour les 4 fréquences mesurées, à savoir 50 kHz, 200 kHz, 500 kHz et 1 MHz, le champ de pression a été mesuré à la limite de champ proche, dans l'axe du transducteur, soit respectivement z=65, 252, 654 et 1308 mm pour les fréquences respectives de 50 kHz, 200 kHz, 500 kHz et 1 MHz.
La figure 15 montre que le champ de pression émis suit parfaitement la fréquence d'excitation initialement appliquée au transducteur cMUT. Les valeurs de pression atteintes sont comparables aux valeurs nécessaires à une exploitation de ces dispositifs dans l'air. A titre indicatif, les normes de transmission dans l'air précisent qu'une valeur de référence du SPL (Sound Pressure Level) est de 20pPa à une distance de 30 cm et qu'une application de transmission de donnée nécessite une pression de l'ordre 100-120 dB c'est-à-dire entre 2 et 20 Pa. La figure 16 est un groupe de graphiques représentant des valeurs du champ de pression rayonné dans l'eau par un transducteur cMUT excité, selon l'invention, en régime élastique forcé. Les mesures ont été réalisées avec un transducteur de géométrie carrée de surface 20x20 mm2, avec un taux de couverture de 45 %. Le champ de pression a été déterminé à la limite du champ proche à z=13, 27, 67,133 et 267 mm pour les fréquences respectives de 100, 200, 500, let 2 MHz.
Le champ de pression émis suit parfaitement la fréquence d'excitation initialement appliquée au transducteur cMUT. Les valeurs de pression atteintes sont comparables aux valeurs nécessaires à une exploitation de ces dispositifs dans l'eau.
L'invention permet de substituer les traditionnels matériaux piézo¬ électriques par des composants en silicium sur lesquels sont gravés des milliers de microcomposants capacitifs aptes à vibrer. Cette technologie cMUT (Capacitive MicromachinedUltrasonicTransducers) présente une propriété remarquable pour ces applications : en basse fréquence, les membranes cMUTs, plus élastiques qu'inertielles, sont capables de se déformer sur des amplitudes de quelques centaines de nanomètres pour des tensions d'excitation inférieures à 100 Volts.
Avantageusement, l'invention peut être utilisée pour réaliser des sondes basse fréquence (100 kHz - 2 MHz), sur la base des technologies cMUTs.
Les cMUTs sont utilisés dans des régimes de fonctionnement différents de ceux utilisés en imagerie médicale où l'émission est une excitation large bande (supérieure à 20 MHz) et dont l'amplitude est typiquement de 150 Volt. L'invention permet de les utiliser en régime quasi-statique (excitation faible bande < 2 MHz) de façon à imposer aux membranes des déplacements de forte amplitude, proches de la hauteur de cavité. Ces technologies présentent plusieurs avantages qui les rendent particulièrement avantageusespour les applications basse fréquence:
• L'encombrement du transducteur est lié uniquement aux épaisseurs du wafer sur lequel sont gravés les cMUTs, et à la connectique.
• Les risques d'échauffement du transducteur sont bien inférieurs à ceux des sondes en technologie céramique.
· De par leur conception, les barrettes cMUTs ont des couplages acoustiques inter-éléments quasiment inexistants.
• Coupler sur un même dispositif deux fonctions différentes et complémentaires, l'une dédiée à la basse fréquence (thérapie) et l'autre la haute fréquence (imagerie/diagnostic), est alors possible. La figure 17 est une représentation d'un exemple d'un dispositif 1700 d'excitation d'un tissu et/ou un organe d'un sujet humain ou animal mettant en œuvre l'invention .
Le dispositif 1700 comprend un transducteur sonore 100 tel que représenté en figure 1 et des moyens 1702 pour alimenter le transducteur 100 avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à la fréquence centrale du transducteur 100. Tel que précisé plus haut, l'invention permet également de coupler sur un même dispositif d'excitation deux fonctions différentes et complémentaires, à savoir :
- une première fonction dédiée à la basse fréquence, par exemple 1 M Hz, en vue de réaliser une thérapie, et
- une deuxième fonction dédiée à la haute fréquence, par exemple comprise entre 4 et 8 M Hz, pour réaliser de l'imagerie ou du diagnostic.
La figure 18 est une représentation schématique d'un premier exemple de dispositif permettant de réaliser les deux fonctions citées ci-dessus.
Le dispositif 1800, représenté en figure 18, comprend des moyens d'alimentation 1802 et un ensemble 1804 de transducteurs sonores. Chacun des transducteurs sonores 1804 comprend des membranes cMUTs ayant exactement la même topologie que les autres transducteurs sonores 1804, et donc la même fréquence centrale, par exemple comprise entre 4 et 8 M Hz.
Pour réaliser les deux fonctions citées plus haut, une partie 1806 des transducteurs sonores 1804 est utilisée pour la génération d'un faisceau acoustique basse fréquence, par exemple de 1 M Hz, utilisé en thérapie. Ces transducteurs 1804 sont donc utilisés en mode élastique, en dessous de leur fréquence centrale.
L'autre partie 1808 des transducteurs sonores 1804 est utilisée pour la génération d'un faisceau acoustique haute fréquence, par exemple de 4 à 8 M Hz, utilisé en imagerie ultrasonore. Les transducteurs sonores 1808 sont donc excités à leur fréquence centrale ou autour de cette fréquence centrale.
Les deux fonctions utilisant des membranes cMUTs ayant exactement la même topologie, la conception et la fabrication du dispositif double fonction sont simplifiées puisque toutes les cellules sont parfaitement identiques. Un tel dispositif présente l'avantage de pouvoir séparer les électroniques d'émission basse fréquence pour la thérapie des électroniques dédiées à l'imagerie ultrasonore classique.
En effet, pour la partie thérapie, les signaux basses fréquences permettent de balayer la totalité de la hauteur de la cavité pour bénéficier d'un niveau de pression ultrasonore suffisant. En conséquence, en régime élastique, une tension de polarisation égale à la tension de collapse divisée par deux (Vc/2) et une amplitude dynamique correspondant à 100 % de Vc est utilisée. Les transducteurs sonores 1806 sont donc utilisés en régime élastique et sont excités avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à leur fréquence centrale, fourni par un module d'alimentation 1810.
Pour la partie imagerie, les transducteurs sonores 1808 sont excités par un signal d'excitation de type impulsion large bande, centré à la fréquence centrale des cMUTs associés à une tension de polarisation correspondant à 80 % Vc et fourni par un module d'alimentation 1812 aux transducteurs sonores 1808. Ce choix favorise la sensibilité en réception . Les amplitudes d'excitation utilisées pour les transducteurs d'imagerie 1808 sont plus faibles que les amplitudes utilisées pour les transducteurs de thérapie 1806 car les transducteurs 1808 sont utilisés en mode « résonant » et la pression étant proportionnelle au carrée de la fréquence, elle est d'emblée plus élevée.
La figure 19 est une représentation schématique d'un deuxième exemple d'un dispositif permettant de réaliser les deux fonctions citées plus haut.
Le dispositif 1900 permet de réaliser les deux fonctions en réalisant une séparation « temporelle » des deux fonctions.
Pour cela le dispositif 1900 comprend des moyens d'alimentation 1902 et un ensemble de transducteurs ultrasonores 1904 identiques. Chaque transducteur ultrasonore 1904 est utilisé à la fois en thérapie et en imagerie/diagnostic et présente la même fréquence centrale. Les moyens d'alimentation 1902 comprennent un premier module d'alimentation 1906 fournissant un signal basse fréquence pour la thérapie, par exemple 1MHz, et un deuxième module d'alimentation 1908 fournissant un signal haute fréquence pour la l'imagerie/diagnostic, par exemple comprise entre 4MHz et 8MHz. Les moyens d'alimentation 1902 comprennent également un module de sélection 1910 permettant de sélectionner la source d'alimentation des transducteurs 1904, de manière manuelle ou automatique et éventuellement programmable.
Ainsi, lorsque le dispositif 1900 est utilisé en thérapie, le module de sélection 1910 choisit le module d'alimentation 1906. Dans le cas où le dispositif 1900 est utilisé en imagerie/diagnostic le module de sélection 1910 choisit le module d'alimentation 1908.
L'avantage du dispositif 1900 est lié à l'orientation des faisceaux haute fréquence et basse fréquence qui, avec le dispositif 1900 sont parfaitement superposés.
Bien entendu l'invention ne se limite pas aux exemples d'application et de réalisation nullement limitatifs décrits ci-dessus.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de génération d'ultrasons dans un fluide donné en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) (100) comprenant une membrane (102) et présentant une fréquence de résonance prédéterminée définie par le couple membrane-fluide, caractérisé en ce que ledit au moins un transducteur (100) est alimenté avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonancede sorte à générer une onde ultrasonore de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonance.
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la fréquence du signal d'excitation est inférieure d'au moins 20 à 50% à la fréquence de résonance de l'au moins un transducteur capacitif micro-usiné (100).
3. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'au moins un transducteur capacitif micro-usiné (100) est conçu de sorte que sa fréquence de résonance est supérieure ou égale à 4MHz et présente une hauteur de gap comprise entre lOOnm et 300nm, ledit au moins un transducteur (100) étant excité avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à 2MHz.
4. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la tension d'alimentation de l'au moins un transducteur capacitif micro-usiné (100) est comprise entre IV et 150 V.
5. Utilisation du procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, pour la génération d'ultrasons de fréquences inférieures à 1MHz dans un milieu gazeux avec un signal d'excitation compris entre 200kHz et 1MHz.
6. Utilisation selon la revendication 5, caractérisée en ce que la tension d'alimentation est comprise entre 50 et 150V.
7. Utilisation du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 4, pour la génération d'ultrasons de fréquences inférieures à 2MHz dans un milieu liquide avec un signal d'excitation compris entre 200kHz et 2MHz.
8. Utilisation selon la revendication 7, caractérisée en ce que la tension d'alimentation est comprise entre :
- 50 et 150V pour une hauteur de gap autour de lOOnm, et
- 100 et 150V pour une hauteur de gap autour de 200nm.
9. Procédé d'imagerie médicale d'un tissu ou d'un organe d'un sujet humain ou animal comprenant les étapes suivantes :
- génération d'ultrasons selon l'une quelconque des revendications précédentes pour exciter ledit tissu ou organe, et
- prise d'au moins une image dudit organe ou tissu avec des moyens d'imagerie lorsque ledit organe ou tissu est excité.
10. Dispositif (1700,1800,1900) de génération d'ultrasons dans un fluide donné en utilisant au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) (100,1804,1904) comprenant une membrane (102) et présentant une fréquence de résonance prédéterminée définie par le couple membrane- fluide, caractérisé en ce qu'il comprend en outre une alimentation adaptée pouralimenter ledit transducteur (100,1804,1904) avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonancede sorte à générer une onde ultrasonore de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonance.
11. Dispositif (1700,1800,1900) selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'il comprend au moins un transducteur capacitif micro-usiné (cMUT) (100,1804,1904) conçu de sorte qu'il présente :
■ une fréquence de résonance ou fréquence de résonance supérieure ou égale à 4MHz, et
une hauteur de gap comprise entre lOOnm et 300nm,
ledit transducteur (100,1804,1904) étant alimenté avec une tension d'alimentation comprise entre IV et 150 V.
12. Dispositif (1700,1800,1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700,1800,1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro-usiné (100,1804,1904) présente :
- une hauteur de gap de lOOnm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 13 et 35pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 200 et 800nm, et - Un module d'Young de 200GPa.
13. Dispositif (1700, 1800, 1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700, 1800, 1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro-usiné (100, 1804, 1904) présente :
- une hauteur de gap de 200nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane de 13 et 35pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 200 et 800nm, et - Un module d'Young de 200GPa.
14. Dispositif (1700, 1800, 1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700, 1800, 1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu aqueux ou liquide, le transducteur capacitif micro-usiné (100, 1804, 1904) présente :
- une hauteur de gap de 300nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 30pm,
- une épaisseur de membrane comprise entre 300 et 550nm, et - un module d'Young de 200GPa.
15. Dispositif (1700, 1800, 1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700, 1800, 1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné (100, 1804, 1904) présente :
- une hauteur de gap de lOOnm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 10 et 35pm,
- une épaisseur de membrane de 200 et 800nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
16. Dispositif (1700, 1800, 1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700, 1800, 1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné (100, 1804, 1904) présente :
- une hauteur de gap de 200nm,
- une tension d'excitation de 50V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 40pm,
- une épaisseur de membrane de 300 et 600nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
17. Dispositif (1700, 1800, 1900) selon l'une quelconque des revendications 10 ou 11, caractérisé en ce que, lorsque ledit dispositif (1700, 1800, 1900) est utilisé pour générer des ultrasons dans un milieu gazeux, le transducteur capacitif micro-usiné (100, 1804, 1904) présente :
- une hauteur de gap de 300nm,
- une tension d'excitation de 100V,
- une largeur de membrane comprise entre 20 et 30pm,
- une épaisseur de membrane de 300 et 600 nm, et
- un module d'Young de 200GPa.
18. Dispositif (1900) selon l'une quelconque des revendications 10 à 17, caractérisé en ce qu'il comprend :
- un premier module d'alimentation (1906) prévu pour alimenter le transducteur capacitif micro-usiné (1904) avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonance, - un deuxième module d'alimentation ( 1908) prévu pour alimenter le transducteur capacitif micro-usiné ( 1904) avec un signal d'excitation de fréquence centrée autour ladite fréquence résonance, et
- des moyens de sélection ( 1910) pour sélectionner l'un desdits modules d'alimentation ( 1906, 1908) de sorte que ledit transducteur capacitif micro-usiné ( 1904) est alimenté par un seul desdits modules d'alimentation ( 1906, 1908) à la fois.
19. Dispositif ( 1800) selon l'une quelconque des revendications 10 à 17, caractérisé en ce qu'il comprend :
- au moins un premier et au moins un deuxième transducteur capacitif micro-usiné (1806, 1808) de fréquence de résonanceidentique,
- un premier module d'alimentation ( 1810) prévu pour alimenter ledit au moins un premier transducteur capacitif micro-usiné ( 1806) avec un signal d'excitation de fréquence inférieure à ladite fréquence de résonance,
- un deuxième module d'alimentation ( 1812) prévu pour alimenter ledit au moins un deuxième transducteur capacitif micro-usiné ( 1808) avec un signal d'excitation de fréquence centrée autour de ladite fréquence de résonance.
20. Système d'imagerie médicale ultrasonore comprenant :
- au moins un dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 à 19 pour exciter un tissu ou un organe d'un sujet humain ou animal, et
- des moyens d'imagerie pour réaliser des images dudit tissu ou organe lorsque ledit organe est excité.
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