超聲技術(shù)因其在推動(dòng)生物醫(yī)學(xué)研究和創(chuàng)新方面的重要作用而得到廣泛認(rèn)可。該領(lǐng)域創(chuàng)新的一個(gè)關(guān)鍵點(diǎn)是微機(jī)電系統(tǒng)（MEMS）集成技術(shù)的發(fā)展，這為在制造和性能方面超越傳統(tǒng)塊體型超聲換能器的超聲技術(shù)提供了許多有效的替代方案。一方面，基于MEMS的超聲換能器，例如微機(jī)械超聲換能器（MUT），受益于與CMOS技術(shù)的兼容性，從而使制造工藝具有更低的成本、更高的設(shè)計(jì)靈活性和可重復(fù)性；事實(shí)上，它們支持在同一封裝上實(shí)現(xiàn)MEMS-CMOS集成，從根本上減少了整個(gè)系統(tǒng)的寄生元件、尺寸、重量和功耗。另一方面，電容式微機(jī)械超聲傳感器（CMUT）和壓電式微機(jī)械超聲換能器（PMUT）是這一領(lǐng)域的兩種主要技術(shù)，能夠克服塊體型超聲換能器在工作頻率和與生物組織聲阻抗匹配方面的許多性能限制。近年來(lái)，PMUT和CMUT在生物醫(yī)學(xué)超聲領(lǐng)域的性能和應(yīng)用范圍方面取得了長(zhǎng)足的發(fā)展。
據(jù)麥姆斯咨詢報(bào)道，近期，由意大利帕維亞大學(xué)（University of Pavia）和荷蘭代爾夫特理工大學(xué)（TU Delft）的研究人員組成的團(tuán)隊(duì)在IEEE Access期刊上發(fā)表了以“PMUT and CMUT Devices for Biomedical Applications: A Review”為題的綜述論文：綜述了PMUT和CMUT技術(shù)的最新進(jìn)展，重點(diǎn)介紹了它們的工作原理、微加工技術(shù)以及在不同生物醫(yī)學(xué)成像和治療應(yīng)用中的使用；突出比較了PMUT和CMUT技術(shù)相對(duì)于傳統(tǒng)塊體型超聲換能器的優(yōu)缺點(diǎn)，討論了PMUT與CMUT之間的權(quán)衡，并概述了它們?cè)诋?dāng)前醫(yī)學(xué)診斷和治療應(yīng)用領(lǐng)域的相關(guān)性，從而為當(dāng)前和下一代生物醫(yī)學(xué)超聲應(yīng)用清晰概述了這些有前景的技術(shù)。
MUT工作原理
為了描述MUT在機(jī)械域的工作原理，研究人員提出了質(zhì)量-彈簧-阻尼器模型，如圖1（a）所示。雖然質(zhì)量-彈簧模型能正確地概括了振膜的彎曲運(yùn)動(dòng)，但它無(wú)法估算MUT的電學(xué)特性，而這些特性對(duì)于檢查和設(shè)計(jì)換能器的前端電子器件至關(guān)重要。為此，研究人員引入了等效電路模型，即Mason模型，如圖1（b）所示。
圖1 MUT工作原理：（a）彈簧-質(zhì)量模型（b）簡(jiǎn)化Mason模型
A. PMUT工作原理
傳統(tǒng)上，產(chǎn)生超聲波信號(hào)的最基本物理機(jī)制是壓電效應(yīng)、磁致伸縮或光聲效應(yīng)。尤其是壓電效應(yīng)在PMUT以及傳統(tǒng)的塊體型PZT換能器中得到了利用。
圖2展示了PMUT的總體示意圖。該器件由厚度從數(shù)百納米到一微米不等的夾在頂部和底部?jī)蓚€(gè)電極之間的壓電薄膜構(gòu)成。在其下方，數(shù)十微米的二氧化硅（SiO?）無(wú)源層在壓電薄膜的換能過(guò)程中為其提供支撐；此外，它改變了薄膜的自然軸，從而將橫向應(yīng)力（由d??模式產(chǎn)生）轉(zhuǎn)化為薄膜的離面變形，這使得薄膜能夠在其彎曲模式下致動(dòng)。結(jié)構(gòu)下方是一個(gè)空腔，它是器件諧振原理的組成部分。其尺寸經(jīng)過(guò)專門設(shè)計(jì)，以與壓電薄膜的諧振頻率一致。
圖2 PMUT橫截面示意圖
B. CMUT工作原理
作為MUT類別的一部分，CMUT依賴于靜電換能機(jī)制。CMUT的振膜包括用作頂部電極的導(dǎo)電層。底部電極通常由導(dǎo)電襯底組成。在這兩者之間存在一個(gè)空腔，當(dāng)在電極上施加電壓時(shí)，空腔內(nèi)會(huì)產(chǎn)生電場(chǎng)。振膜通常被設(shè)計(jì)為方形、圓形或六邊形。該膜在其周邊固支，并懸浮在空腔上方。空腔可以是真空的或充氣的，通常具有每微米數(shù)十伏特或更高的電場(chǎng)，從而導(dǎo)致高機(jī)電耦合系數(shù)。為了防止電極之間的任何接觸以及由此產(chǎn)生的短路，還需要添加絕緣層。普通的CMUT橫截面的示意圖如圖3所示。
圖3 CMUT橫截面示意圖
MUT制造工藝和材料
A. PMUT制造工藝和材料
關(guān)于制造壓電層的材料，有多種不同的選擇，可分為兩大類：鉛基薄膜和無(wú)鉛薄膜。第一類中最突出的是單晶或多晶的PZT（鋯鈦酸鉛）。PZT是1952年首次開發(fā)的一種壓電材料，由于其壓電常數(shù)d??很高，是PMUT薄膜最常見(jiàn)的選擇，并且其在低輸入電壓下具有高靈敏度，使其成為醫(yī)用超聲的合適候選材料。薄膜PZT通過(guò)物理方法（例如RF/激光濺射）或化學(xué)涂層技術(shù)（例如MOCVD、溶膠-凝膠）制備而成。
PMUT的空腔必須通過(guò)正面蝕刻、背面蝕刻或犧牲層釋放來(lái)形成。圖4顯示了采用溶膠-凝膠和背面蝕刻的PZT PMUT的制造工藝流程。
為了解決PZT集成工藝中處理含鉛材料對(duì)健康的危害，可在PMUT設(shè)計(jì)中使用無(wú)鉛材料：這一類別中最重要的化合物是AlN（氮化鋁），盡管其d??比PZT低，但在制造過(guò)程中只需要較低的溫度（通常通過(guò)濺射完成），并且具有良好的CMOS兼容性。
其它的PMUT壓電層無(wú)鉛解決方案包括鈮酸鋰（LiNbO?）、聚偏氟乙烯（PVDF）和氧化鋅（ZnO）。
圖4 采用溶膠-凝膠和背面蝕刻的PZT PMUT的制造工藝流程
B. CMUT制造工藝
CMUT的制造工藝流程包括以下步驟：材料沉積、光刻、蝕刻。硅晶圓及其表面狀況的選擇對(duì)CMUT器件的機(jī)械和電學(xué)性能有很大影響。最常見(jiàn)的制造方法有兩種：犧牲層釋放工藝或晶圓鍵合。
犧牲層釋放工藝以表面微加工為基礎(chǔ)，通過(guò)在頂板和襯底之間蝕刻犧牲層來(lái)創(chuàng)建CMUT空腔。工藝步驟如圖5所示。
圖5 CMUT犧牲層釋放制造工藝
用于生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用的PMUT和CMUT
研究團(tuán)隊(duì)在本節(jié)中介紹了過(guò)去幾年發(fā)表的基于PMUT和CMUT的生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用（超聲成像、光聲成像、基于超聲的治療、植入器件以及其它醫(yī)療應(yīng)用）中最突出的案例研究，包括最近的一些體內(nèi)實(shí)驗(yàn)。
圖6 傳統(tǒng)的和基于MUT的血管內(nèi)超聲（IVUS）/心腔內(nèi)超聲心動(dòng)圖（ICE）導(dǎo)管示意圖
綜上所述，該綜述論文研究了用于生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用的下一代PMUT和CMUT，詳細(xì)描述了它們各自的優(yōu)勢(shì)和局限性。文中報(bào)道并深入解釋了它們的物理工作原理，以及用于其制造工藝的材料和方法。此外，還報(bào)道了它們?cè)诋?dāng)今醫(yī)療領(lǐng)域最突出的應(yīng)用，并對(duì)最近發(fā)表的許多研究成果進(jìn)行了說(shuō)明，以便為醫(yī)療應(yīng)用領(lǐng)域的未來(lái)創(chuàng)新提出建議。
研究發(fā)現(xiàn)，CMUT目前在這一領(lǐng)域提供了更廣泛的可能性，這歸因于其眾多優(yōu)點(diǎn)，包括更寬的帶寬和更高的分辨率、更簡(jiǎn)單的制造工藝、更容易與ASIC集成以及在高頻率下有效工作的能力。另一方面，盡管如今PMUT并不是生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用中CMUT的主要替代品，但其顯示出許多有前景的特性，這可能有助于使其在未來(lái)更有價(jià)值。與CMUT相比，PMUT的主要優(yōu)點(diǎn)是無(wú)需高偏置電壓，并且對(duì)寄生現(xiàn)象的敏感性較低。另一方面，隨著制造和設(shè)計(jì)工藝的進(jìn)步，PMUT的帶寬和分辨率限制有望得到改善，從而進(jìn)一步推動(dòng)下一代超聲器件的發(fā)展。
論文信息：
DOI: 10.1109/ACCESS.2024.3359906
