具有可编程解剖和流成像的超声成像装置的制作方法

具有可编程解剖和流成像的超声成像装置
1.本技术为分案申请，其母案的发明名称为“具有可编程解剖和流成像的超声成像装置”，申请日为2021年1月20日，申请号为202180003296.0。


背景技术：

2.超声成像器中的换能器向待成像的目标发射超声波束，并且来自反射波形的信号被用来创建图像。来自组织的反射波形被用于形成被观察的解剖的图像，而血流、流速和流向是在电子控制下使用多普勒频移原理来测量的。
附图说明
3.附图示出了本文所述原理的各种示例，并且是说明书的一部分。所示出的示例仅用于说明，而不限制权利要求的范围。
4.图1示出根据本文所述原理的一个示例的用于解剖和流成像的成像装置的框图；图2示出根据本文所述原理的一个示例的用于解剖和流成像的便携成像系统的图；图3示出根据本文所述原理的一个示例的具有成像能力的成像装置的示意图；图4示出根据本文所述原理的一个示例的弯曲换能器阵列的侧视图；图5示出根据本文所述原理的一个示例的换能器的俯视图；图6a示出根据本文所述原理的一个示例的成像装置和帧的扫描线的等距视图；图6b示出方位角（xa）、仰角（ya）和轴向/深度（za）方向；图6c示出一列元件的具有延迟变化的波束聚焦和转向；图6d示出二维矩阵的元件，其中，列上的相对延迟被改变；图7示出根据本文所述原理的一个示例的扫描线的形成；图8示出根据本文所述原理的一个示例的用于选择性地改变成像装置的通道数量的方法的流程图；图9示出根据本文所述原理的一个示例的接收通道；图10示出根据本文所述原理的一个示例的接收通道的低噪声放大器（lna）的简化示意图；图11示出根据本文所述原理的一个示例的快速上电偏置电路的电路图；图12示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的制造；图13示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的制造；图14示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的制造；图15示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的制造；图16示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的制造；图17a示出用于隔离以减小相邻元件之间的串扰的元件构造；图17b示出用于隔离以减小相邻元件之间的串扰的元件构造；图17c示出连接到相应的专用集成电路（asic）的换能器元件的截面图，其中，在
asic中至少具有发射驱动器和接收放大器电子器件；图18示出根据本文所述原理的一个示例的设置在基板层上并布置在膜片上方的底部电极的俯视图；图19a示出根据本文所述原理的另一示例的压电元件的示意图；图19b示出根据本文所述原理的一个示例的图19a的压电元件的符号表示；图19c示出根据本文所述原理的一个示例的压电元件的截面图；图19d示出根据本文所述原理的一个示例的设置在基板上的两个子元件的截面图；图19e示出根据本文所述原理的一个示例的两个邻近元件的截面图，其示出了压电层、导体和隔离装置的细节；图19f示出根据本文所述原理的一个示例的两个邻近元件的截面图，其示出了最小化串扰的隔离细节；图19g示出根据本文所述原理的一个示例的两个邻近元件的截面图，其中具有最小化串扰的隔离细节；图19h示出根据本文所述原理的一个示例的两个邻近元件的截面图，其中具有最小化串扰的隔离细节；图19i示出根据本文所述原理的一个示例的使用挠曲操作模式的压电元件；图20a示出根据本文所述原理的一个示例的示出全体脉冲的扫描线；图20b示出根据本文所述原理的一个示例的具有多个扫描线的成像帧，其中，每个线示出多个采样；图21示出根据本文所述原理的一个示例的使用子元件和子集来获得图像的发射和接收操作；图22示出根据本文所述原理的一个示例的倾斜和聚焦的仰角平面；图23示出根据本文所述原理的一个示例的被电子改变的方位角焦点；图24示出多普勒样本量中的流敏感区。
5.在所有附图中，相同的附图标记表示相似的但不必相同的要素。附图不一定按比例绘制，并且一些部件的尺寸可能被放大以更清楚地示出所示的示例。此外，附图提供了与本说明书一致的示例和/或实现。然而，本描述不限于附图中提供的示例和/或实现。
具体实施方式
6.本发明涉及成像装置，并且更具体地涉及具有执行流和解剖成像的能力的便携手持超声成像装置。
7.超声成像（超声检查）使用高频声波来观察体内。因为超声图像是实时捕获的，所以它们也可以示出身体内部器官的运动以及流过血管的血液。声波用于创建和显示诸如肌腱、肌肉、关节、血管和内部器官之类的内部身体结构的图像。
8.为了进行成像，成像装置将信号发射到身体内并且接收来自被成像的身体部位的反射信号。成像装置的类型包括换能器，其也可以被称为收发器或成像器，并且其可以基于光声或超声效应。这种换能器可被用于成像以及其他应用。例如，换能器可以用于医学成像中，以查看身体中的组织或其他器官的解剖。换能器也可以被用在工业应用中，例如材料测
试或治疗应用，例如基于hifu的外科手术的局部组织加热。当对目标成像并测量目标的运动，例如血流速度和血流方向时，可以使用多普勒测量技术。多普勒技术也适用于工业应用，以测量流速，例如管道中的流体或气流。
9.由于源和物体之间的相对运动而引起的发射波频率和反射波频率之间的差被称为多普勒效应。频移与换能器和物体之间的移动速度成比例。在超声成像中利用这种效应来确定血流速度和方向。
10.多普勒成像器可以生成连续波（cw）或脉冲波（pw）超声波束。在cw多普勒中，信号被连续地发射和接收，这需要两个元件换能器，一个用于发射，而另一个用于接收。在pw操作中，单个元件换能器被用于发射和接收超声信号。
11.对于超声成像，换能器被用于向待成像的目标发射超声波束。反射波形由换能器接收，转换成电信号，并且通过进一步的信号处理，创建图像。可以使用微机械超声换能器（mut）的阵列来测量流速和流向。
12.用于解剖的b模式成像是由表示超声回波的点构成的二维超声图像显示。每个点的亮度由返回的回波信号的幅度来确定。这允许解剖的可视化和量化，以及诊断和治疗过程的可视化。通常，b模式图像与同一平面中的剪切视图的实际解剖非常相似。在b模式成像中，换能器首先被置于发射模式，然后被置于接收模式以接收来自目标的回波。回波被信号处理成解剖图像。换能器元件是可编程的，使得它们可以处于发射模式或接收模式，但不是同时。
13.彩色流多普勒、彩色多普勒成像、或简单彩色多普勒的使用可以实现在用户定义的区域内的动脉或静脉中血液流动方向和速度的可视化。定义感兴趣区，并且基于平均速度和方向对返回超声波的多普勒频移进行彩色编码。有时，这些图像与b模式扫描中的解剖图像重叠（共成像），以呈现相对于被观察的解剖的流的更直观感觉。多普勒成像也可以是pw多普勒，从而确定流的范围和速度，但是最大流速取决于所使用的脉冲重复频率，否则图像被混叠，使得较高速度看起来像较低速度。可以使用pw模式的多普勒成像，从接收的全体波测量多普勒频移以测量流速。cw多普勒是一种连续成像技术，其中，通过从一个换能器元件连续发射同时从另一个换能器元件接收回波来避免混叠。利用这种技术，范围是不明确的。在可编程仪器中，脉冲和连续技术两者都可以如后面讨论的那样实现。pw和彩色多普勒可以使用阵列中选定数量的元件。首先，将元件置于发射模式，并且在回波返回之后，将元件置于接收模式，在接收模式中，处理接收到的信号以进行多普勒信号成像。对于cw多普勒，利用至少两个不同的元件，其中，每当一个元件处于发射模式，而另一个元件就连续地处于接收模式。
14.来自移动的物体的多普勒信号不仅包含关于流的信息，而且还包含源自周围组织或缓慢移动血管的含有杂波的反向散射信号。该杂波信号通常比源于血液的多普勒频移信号强40到80 db。因此，需要杂波抑制来精确地估计流。杂波抑制是多普勒信号处理中的步骤。高通滤波器（hpf）可被用于从多普勒频移信号中去除杂波信号。高通滤波器被用于抑制来自静止或缓慢移动的组织或任何其他器官的信号。来自缓慢移动的物体的信号是低频的，但是它们可以具有比从较快的血流产生的高频信号强得多的幅度。因此，为了从血液和组织中分离信号，使用具有尖锐过渡带的高通滤波器。这些滤波器可以在接收器中数字地开发。这些滤波器（有时被称为壁滤波器）查看来自不同发射的信号中的差，其中，信号在相
位上是对准的。由多普勒频移引起的任何偏差是期望的输出。然而，如果低频杂波引起这种偏差中的一些，则流检测算法的灵敏度下降。基于开关模式dc到dc转换器的电源的影响可能会导致时钟频率和谐波出现在电源中。此外，由于其他开关现象的相互作用，例如多普勒序列的脉冲重复率，这些频率可能产生其他频率。
15.在这些种类的行为或互调行为是由非线性引起的程度上，在流成像的感兴趣频率中出现寄生信号，并且流成像的灵敏度降低。杂波的另一个示例是发射脉冲发生器中使用的脉冲的幅度抖动。杂波的一个源可以是因脉冲而变化的电源幅度，这是由于电源电容器在脉冲期间耗尽电荷以递送电流，而在下一个脉冲期间没有被再充电到相同的水平。
16.除了使用数字壁滤波器之外，通过在数字滤波器之前使用高通滤波器，可以最小化引起杂波的低频内容。滤波器可以在模拟域中，也可以在数字域中。这些滤波器的一部分也可以在换能器接口处执行，其中，通过控制射频（rf）和载波频率（c
hf
）网络来实现高通频率的实时控制。射频（rf）是指在3 khz到300 ghz范围内的电磁无线电波以及携带无线电信号的交流电的振荡速率。载波频率（c
hf
）被定义为固定频率的传输，该固定频率已经被改变或以其他方式被调制以载送数据。这实现了20db/dec的高通斜率。
17.另外，除了使用低噪声放大器（lna）之外，还可以利用其他数字控制的高通滤波器（hpf）来简化接收器中的操作，以节省功率和处理时间。通过在时间增益补偿（tgc）之前抑制不需要的杂波，lna增加了呈给模数转换器（adc）的信号的动态范围。现在可以处理数字化的比特以用于进一步的多普勒操作。
18.多普勒的获取依赖于脉冲的重复发射以从特定的感兴趣区采集数据。这种采集在其周期性上是精确的，以确保多普勒信号被均匀地采样以用于进一步的谱图处理。当在诸如同时采集b模式或彩色流信号的双重或三重成像的模式中完成这种多普勒信号采集时，这可能是对超声成像系统的主要约束。这种约束降低了其他模式的帧速率，因此限制了声谱仪操作者实时跟踪事件的能力。此外，超声脉冲向相同位置的快速周期性发射可使每单位面积的平均功率增加超过某些安全标准，因此对所生成的声学功率的限制驱使密切注意以将其保持在安全区带中。
19.多普勒频移原理被用于计算血流速度。可以计算其他类型的速度，例如体液、工业流体、气体等。当观察物向源移动时，由于每秒经过更多的波周期，增加的频率fr由下式给出：。
20.在上式中，f
t
是发射频率，c是组织中的声速，并且v是观察物（例如，血液）的速度。
21.如果观察物的速度与波传播的方向成角度
ø
，则速度被波方向上的速度分量vcos
ø
代替。。
22.如果观察物静止，并且源以波传播方向上的速度移动，则波长被压缩。所得到的观察频率是：
。
23.考虑到角度：。
24.在超声的应用中，超声波束从移动的血细胞和组织反向散射。上述两种效应结合起来产生了发射的多普勒频移。然后，观察到的频率由下式给出：。
25.如上所述，多普勒频移是入射频率f
t
和反射频率fr之间的差，因此由下式给出：。
26.由于c》》v，则。
27.从最后的关系，多普勒频移取决于传播方向的角度
ø
和发射频率。
28.当与方位角和仰角平面中的电子转向成90度处测量时，发生最佳反射，以实现最佳多普勒信号检测。这种仰角转向通过仰角延迟控制与任何期望的方位角的组合来控制。
29.连续波多普勒系统是一种通过使用容纳在同一探头内的两个分开的换能器元件来发射和接收连续超声波的系统。由于发射和接收是连续的，所以系统没有深度分辨率，除了在源自换能器附近的信号经历比来自远处目标的信号更少衰减的意义上。图24中的多普勒样本量中示出了发射波束2112和接收波束2114。在其上可以采集多普勒信息的流敏感区带2116（样本量）是发射和接收波束重叠的区，如在离换能器表面一定距离处出现的交叉阴影线所示。
30.可以构造包括例如两个子元件的元件，其中，一个可以处于发射模式，而另一个处于接收模式。通过使用嵌入的双子元件而不是换能器中的单个元件，整个换能器区域或其所选部分可被用于发射和接收。而且，通过使用双子元件增加了相交的面积。
31.成像装置（例如用于医学成像中的超声成像器）使用压电（pzt）材料或其他压电陶瓷和聚合物复合材料。为了制造用于换能器的体pzt元件，可以将厚的压电材料板切割成大的矩形形状的pzt元件。矩形形状的pzt元件的制造成本昂贵，因为制造过程包括精确切割矩形形状厚pzt或陶瓷材料并将其以精确间隔安装到基板上。此外，换能器的阻抗比组织的声学阻抗高得多，这需要使用阻抗匹配层以实现实际的信号发射和接收。
32.此外，这种厚的体pzt元件可能需要相对较高的电压脉冲。例如，可能需要100伏（v）或更高来产生发射信号。高驱动电压会导致高功率耗散，因为换能器中的功率耗散与驱动电压的平方成比例。高功率耗散在成像装置内产生热，使得冷却布置是必要的。冷却系统的使用增加了成像装置的制造成本和重量，这使得成像装置操作更加繁重。高电压也增加
了电子器件的成本。
33.更进一步地，用于换能器的发射/接收电子器件可以远离换能器本身定位，因此在换能器和发射/接收电子器件之间需要微同轴电缆。通常，电缆具有用于延迟和阻抗匹配的精确长度，并且经常地，使用附加的阻抗匹配网络来通过电缆将换能器高效地连接到电子器件。
34.因此，本说明书描述了压电微机械超声换能器（pmut）的使用，其可以利用各种半导体晶片制造操作而高效地形成在基板上。半导体晶片可以是6英寸、8英寸和12英寸尺寸的，并且能够容纳数百个换能器阵列。这些半导体晶片开始作为在其上进行各种处理步骤的硅基板。这种操作的一个示例是sio2层（也称为绝缘氧化物）的形成。可以使用诸如添加金属层以用作互连和接合焊盘或铜柱之类的各种其他步骤来使pmut连接到其他电子器件。而且，使用蚀刻技术在硅结构中产生空腔可以实现可在电控制下或由于外部压力输入而移动的膜片的形成。与具有大体积的压电材料的常规换能器相比，构建在半导体基板上的pmut体积较小，制造成本较低，并且在电子器件和换能器之间具有更简单和更高性能的互连。这样，它们提供了操作频率的灵活性，并且由于互连中的寄生效应较低而可能产生更高质量的图像。
35.在一个示例中，成像装置耦合到专用集成电路（asic），其包括发射驱动器、用于接收回波信号的感测电路、以及用于控制各种操作的控制电路。asic可被形成在单独的半导体晶片上，而pmut可被形成在另一个晶片上。而且，asic可以放置在pmut元件附近以减少寄生损耗。在一个示例中，asic可以距离换能器阵列50微米（μm）或更小。在2个晶片或2个管芯之间可以存在小于100μm的间隔，其中，每个晶片包括许多管芯，并且管芯包括换能器晶片中的换能器和asic晶片中的asic。asic可以具有相对于pmut的匹配的尺寸，以使器件堆叠起来用于晶片到晶片互连或asic晶片上的换能器管芯或换能器管芯到asic管芯互连。作为替选，换能器也可以使用低温压电材料溅射和与asic处理兼容的其他低温处理在asic晶片的顶部上开发。
36.虽然pmut具有用于高级超声成像的潜力，但是一些限制阻碍了它们在高性能成像实现中的利用。作为一个示例，利用氮化铝的pmut表现出与发射和接收操作有关的低灵敏度，使得它们成为较低要求应用的候选。利用pzt的其他pmut需要相对高的电压，并表现出相对低的带宽和低效率。
37.因此，本说明书描述了pmut，其1）具有增强的灵敏度，2）可以在低电压下操作，3）表现出高带宽操作，以及4）表现出良好的线性。具体讲，本说明书描述了与相关联的控制电路非常接近的pmut。这允许在小型便携装置中的控制电路的控制下进行2d和3d成像。
38.另一种类型的换能器是电容微机械超声换能器（cmut）。然而，与基于pzt的装置相比，cmut传感器难以在较低频率（在此出现大量深度医学成像）下产生足够的声压，并且cmut传感器固有地是非线性的。此外，cmut需要高压操作。
39.通常，本说明书的成像装置包括多个发射通道和多个接收通道。发射通道以元件响应的频率的电压脉冲来驱动压电元件。这使得从压电元件发射超声波形，该波形指向要成像的物体。在一些示例中，具有压电元件的换能器阵列的成像装置使用成像装置和身体之间的凝胶与身体进行机械接触。超声波形朝向物体（即器官）行进，并且波形的一部分被反射回到压电元件，在压电元件处，接收到的超声能量被转换成电能，该电能然后被多个接
收通道和其他电路进一步处理以开发物体的图像。
40.这些发射和接收通道消耗功率，并且在存在许多通道（以生成高质量图像）的仪器中，功率可能会导致成像装置中的过度热累积。如果温度上升超过某个值，则可能会影响成像装置的操作，可能会对操作者造成危险，可能会对患者造成危险，并且可能超出限制温度可以上升的程度的规定规范。一种超声成像装置包括换能器阵列、asic、发射和接收波束形成电路、以及控制电子器件。规范限制了可以容忍的最高温度，这又严重限制了哪些电子电路可以容纳在成像装置中，并且还限制了如何操作成像装置。这些限制会对所实现的图像质量和图像的帧速率产生负面影响。此外，成像装置可以是电池供电的，其在具有许多通道的仪器中会被快速消耗掉，因为每个通道消耗能量。
41.本公开的成像装置解决了这些和其他问题。具体讲，成像装置控制功率耗散而不超过成像装置的温度限制，与此同时保持所需的图像质量。具体讲，例如在可接受较低数量的通道的情况下，用于形成图像的接收通道和/或发射通道的数量是电子可适应以节省功率的。作为一个特定示例，可动态地控制多个通道中的每一个以降低功率，或完全断电。另外，每个通道的其他特性也可配置成降低功率。这种先进的控制可以使成像装置在安全温度阈值内操作，并且可以在不实质牺牲所需图像质量的情况下这样做。较低的功耗还增加了电池寿命。
42.而且，成像装置包括容纳换能器和相关联电子器件的手持外壳。成像装置还可以包含电池以向电子器件供电。如上所述，成像装置所消耗的功率量增加了成像装置的温度。为了确保成像装置的令人满意的使用和成像装置性能，成像装置主体的温度应保持低于阈值温度。本说明书的成像装置被电子地配置成降低功率和温度而仍然采集高质量图像，采集高质量图像会消耗大量功率、降低电池寿命并且增加探头中的温度。
43.在一个示例中，本公开描述能够使用构建在硅晶片上的2d阵列中的pmut进行2d和3d成像的高性能、低功率和低成本便携成像装置。这种耦合到asic（其具有某些参数的电子配置）的阵列使得能够以比先前可能的成本更低的成本实现更高质量的图像处理。通过控制某些参数（例如所使用的通道的数量或每个通道所使用的功率量），可改变功率消耗且可改变温度。
44.本公开描述了一种成像装置，其依赖于基于pmut的换能器，该换能器基于每个像素连接到控制电子器件并且容纳在便携外壳中。成像装置实时地允许系统可配置性和适应性，以主动控制成像装置中的功耗和温度。具体而言，流成像可能比解剖成像模式消耗更多的功率。通过1）改变光圈大小和/或2）主动控制这些通道中的功率耗散，使得成像装置内的温度不超过规范极限，来最小化成像装置内的功率耗散，由此降低功率。所有这些都是在实现比其他可能方式更优的性能的同时完成的。此外，与其他解剖模式相比，多普勒模式中的声学功率输出可以增加。提供电子装置来控制这种功率输出水平。
45.通过应用现代半导体和晶片处理技术，可以降低在此描述的pmut的制造成本。例如，薄膜压电层可以旋涂或溅射到半导体晶片上，并且随后被图案化以产生压电传感器，每个压电传感器具有两个或更多个电极。在一个示例中，每个压电元件可以被设计成具有发射或接收被称为中心频率的特定频率以及第二和/或附加频率处的信号的能力。注意，术语压电元件、pmut、收发器和像素在这里可互换使用。
46.在一个示例中，成像装置包括换能器，该换能器具有形成在基板上的压电元件的
阵列。每个压电元件包括从基板悬挂的至少一个膜片、设置在膜片上的至少一个底部电极、设置在底部电极上的至少一个压电层、以及设置在至少一个压电层上的至少一个顶部电极。邻近的压电元件被配置成彼此声学隔离。
47.在另一示例中，成像装置包括换能器，该换能器具有在换能器上以行和列布置的压电元件的二维（2d）阵列。每个压电元件具有至少两个端子，并且与每个邻近的压电元件物理隔离，以使串扰最小化。阵列的第一组压电元件包括每个压电元件具有连接到相应接收放大器的第一顶部电极并且被电子编程为如同连接在一起以形成第一列。该阵列的第二组压电元件包括每个压电元件具有连接到相应发射驱动器的第二顶部电极并且被电子编程为如同连接在一起以形成第二列。
48.在另一示例中，成像装置包括换能器和在换能器上以行和列布置的压电元件的2d阵列。每个压电元件具有至少两个端子。至少第一列压电元件包括每个压电元件具有在编程控制下连接到相应的接收放大器或发射驱动器的第一顶部电极。至少第二列压电元件包括每个压电元件具有在编程控制下连接到相应的接收放大器或发射驱动器的第一顶部电极。压电元件被编程为发射然后随后接收、或者同时发射和接收。
49.现在转到附图，图1示出了根据本文所述原理的成像装置（100）的框图，其具有由控制电路（109）控制的发射通道（106）和接收通道（108），并且具有在计算装置（110）上执行的成像计算。图1还包括电源（111），其用于供给成像装置（100）中的各种组件能量。
50.如上所述，成像装置（100）可以用于生成人体或动物体的内部组织、骨骼、血流或器官的图像。因此，成像装置（100）将信号发射到身体内并且接收来自被成像的身体部位的反射信号。这种成像装置（100）包括可以被称为收发器或成像器的压电换能器（102），其可以基于光声或超声效应。成像装置（100）也可以用于对其他物体成像。例如，成像装置（100）可以用于医学成像、管道中的流体或气体的流测量、碎石术、以及用于治疗性和高强度聚焦超声（hifu）手术的局部组织加热。
51.除了用于人类患者之外，成像装置（100）还可以用于获得动物的内部器官的图像。此外，除了对内部器官进行成像之外，成像装置（100）还可以用于利用多普勒模式成像来确定动脉和静脉中的血流的方向和速度、以及组织僵硬。
52.成像装置（100）可以用于执行不同类型的成像。例如，成像装置（100）可以用于执行一维成像（也称为a扫描）、2d成像（也称为b扫描（b模式））、三维（3d）成像（也称为c扫描）、以及多普勒成像。成像装置（100）可以被切换到不同的成像模式并且在程序控制下被电子地配置。
53.为了便于这种成像，成像装置（100）包括压电换能器（102）的阵列，每个压电换能器（102）包括压电元件（104）的阵列。压电元件（104）还可以包括两个或更多个子元件，每个子元件可以在发射或接收操作下可配置。压电元件（104）可操作以1）产生通过身体或其他质量块的压力波，以及2）接收离开身体或其他质量块内的待成像的物体的反射波。
54.在一些示例中，成像装置（100）可以被配置成同时发射和接收超声波形。例如，某些压电元件（104）可以向被成像的目标物体发射压力波，而其他压电元件（104）接收从目标物体反射的压力波并且响应于所接收的波而产生电荷。
55.在一些示例中，每个压电元件（104）可以发射或接收被称为中心频率的特定频率以及第二和/或附加频率处的信号。这种多频压电元件（104）可以被称为多模态压电元件
（104），并且可以扩展成像装置（100）的带宽。
56.当施加特定频率处的不同电压值时，形成压电元件（104）的压电材料收缩和膨胀。因此，当所施加的电压在不同值之间交替时，压电元件（104）将电能（即，电压）转换成机械运动，从而产生声能，其以期望频率的波被发射。这些波从被成像的目标反射，并在相同的压电元件（104）处被接收，并被转换成电信号，然后该电信号被用于形成目标的图像。
57.为了生成压力波，成像装置（100）包括多个发射通道（106）和多个接收通道（108）。发射通道（106）包括多个组件，这些组件以它们响应于的频率处的电压脉冲来驱动换能器（102）（即，压电元件（104）的阵列）。这使得从压电元件（104）向待成像的物体发射超声波形。超声波形朝着待成像的物体行进，并且波形的一部分被反射回到换能器（102），其中，接收通道（108）收集反射的波形，将其转换成电能，并且例如在计算装置（110）处对其进行处理，以形成能够被显示的图像。
58.在一些示例中，虽然成像装置（100）中的发射通道（106）和接收通道（108）的数量保持恒定，但是它们耦合到的压电元件（104）的数量可以变化。该耦合是由控制电路（109）控制的。在一些示例中，控制电路（109）的一部分可以分布在发射通道（106）和接收通道（108）中。例如，换能器（102）的压电元件（104）可以形成为具有n列和m行的2d阵列。
59.在一个示例中，压电元件（104）的2d阵列具有多个列和行，例如128列和32行。成像装置（100）可以具有多达128个发射通道（106）和多达128个接收通道（108）。每个发射通道（106）和接收通道（108）耦合到多个或单个压电元件或子元件（104）。根据成像模式，每列压电元件（104）可以耦合到单个发射通道（106）和单个接收通道（108）。发射通道（106）和接收通道（108）接收复合信号，该复合信号组合了在相应的列内的每个压电元件（104）处接收到的信号。
60.在另一示例中（即，在不同的成像模式期间），各个压电元件（104）被耦合到它们自己的发射通道（106）和它们自己的接收通道（108）。
61.在其他示例中，计算装置110或电源和电池111是外部的。
62.图2是根据本文所述原理的一个示例的具有流成像能力以及解剖成像能力的成像系统的图。如所描绘的，该成像系统包括成像装置（100），其生成压力波（210）并在发射模式/过程中经由发射通道（图1，106）将压力波（210）朝向诸如心脏（214）的内部器官发射。内部器官或待成像的其他物体可以将压力波（210）的一部分反射向成像装置（100），该成像装置经由换能器（图1，102）、接收通道（图1，108）、控制电路（图1，109）、计算装置（图1，110）和反射的压力波来捕获，并且在接收模式/过程中生成电信号。该系统还包括另一计算装置（216），其通过通信通道（218）与成像装置（100）通信。成像装置（100）可以将电信号传送到计算装置（216），该计算装置处理所接收的信号以完成物体的图像的形成。然后，系统的显示装置（220）可以显示器官或目标的图像，其包括示出目标区域中的血流相关图像的图像。
63.如图2所示，成像装置（100）可以是便携手持装置，其通过通信通道（218）与计算装置（216）无线地（使用诸如802.11协议之类的协议）或经由电缆（诸如通用串行总线2（usb2）、usb 3、usb 3.1和usb-c）传送信号。在栓系连接的情况下，成像装置（100）可以包括如图3中所描绘的端口，其用于接收将与计算装置（216）通信的线缆。在无线连接的情况下，成像装置（100）包括无线发射器以与计算装置（216）通信。
64.如图所示，显示装置（220）和计算装置（216）可以与成像装置（100）分开。例如，计
算装置（216）和显示装置（220）可以被设置在可以向用户显示图像的单独装置（例如，诸如蜂窝电话或ipad的移动装置、或固定计算装置）中。在另一示例中，显示装置（220）和计算装置（220）被包含在成像装置（100）内。也就是说，成像装置（100）、计算装置（216）和显示装置（220）被设置在单个外壳内。
65.图3是根据本文所述原理的一个示例的具有流和解剖测量能力的成像装置（100）的示意图。如上所述，成像装置（100）可以是超声医学探头。图3描绘了成像装置（100）的（一个或多个）换能器（102）。如上所述，（一个或多个）换能器（102）包括发射和接收压力波（图2，210）的压电元件（图1，104）的阵列。在一些示例中，成像装置（100）包括涂层（322），该涂层充当（一个或多个）换能器（102）与人体或其他质量块之间的阻抗匹配接口，压力波（图2、210）通过其被发射。在一些情况下，涂层（322）可以用作阻抗匹配层，并且当设计为具有与期望焦距一致的曲率时还可以用作透镜。涂层（322）可以由几层材料组成，其中一些被用于使换能器与组织声学阻抗进行阻抗匹配，并且其中一些被成形为机械透镜以在仰角方向上聚焦声信号。
66.在实施例中，用户可以在与涂层（322）直接接触之前在人体的皮肤上涂敷凝胶，使得可以改善涂层（322）与人体之间的交界处的阻抗匹配。阻抗匹配减少了交界处的压力波（图2，210）的损失和交界处朝向成像装置（100）行进的反射波的损失。
67.在一些示例中，涂层（322）可以是平坦层，以最大化从（一个或多个）换能器（102）到身体的声信号的传输，反之亦然。涂层（322）的某些部分在由（一个或多个）换能器（102）产生或接收的压力波（图2，210）的特定频率处可以是四分之一波长的厚度。
68.成像装置还包括用于控制换能器（102）的控制电路（109），诸如asic。控制电路（109）可与通过将换能器（102）连接到asic的凸点而耦合到换能器（102）的其他电路一起容纳在asic中。如上所述，发射通道（106）和接收通道（108）可以选择性地可改变，这意味着在给定时间有效的发射通道（106）和接收通道（108）的数量可以改变，使得发射通道（106）和接收通道（108）的功耗特性和功能可以改变。例如，如果希望在流成像模式期间改变声学功率，则其通过相对于在要使用的线或光圈上使用的元件数量来电子地控制发射通道而实现。
69.发射驱动信号可以是多水平信号，例如5v、0v和-5v。其他示例包括15v、0v和-15v。其他值也是可能的。信号可以包括许多脉冲或者在期望的频率处是连续的。发射器处的驱动器将这些最初被编码为数字二进制比特的多水平信号转换为最终输出水平，例如15v。使用许多这样的通道，创建了超声发射波束。通过控制通道中的延迟，波束可以在二维或三维域中转向。利用本文描述的各种波束形成操作，3d波束形成是可能的。这是使用可在x和y轴上寻址的2d阵列实现的。双平面成像也是可能的。
70.成像装置（100）可进一步包括用于控制成像装置（100）的组件的现场可编程门阵列（fpga）或图形处理单元（gpu）（326）；用于处理/调节信号的（一个或多个）电路（328），例如模拟前端（afe）；以及用于吸收由换能器（102）产生并向电路（328）传播的波的吸声层（330）。为了与吸声层（330）一起使用，（一个或多个）换能器（102）可以安装在基板上并且可以附接到吸声层（330）。该层吸收在相反方向上发射的任何超声信号，否则这些超声信号可能会被反射并干扰图像的质量。虽然图3描绘了吸声层（330），但是在其中其他组件阻止超声在向后方向（即，远离换能器（102））上的材料传输的情况下，可以省略该组件。吸声器也
可以嵌入在102和109之间。
71.成像装置（100）可以包括通信单元（332），其用于与外部装置（诸如计算和显示装置，诸如智能电话或平板电脑（图2，216））通信数据。例如，通信可以通过端口（334）或无线发射器。成像装置（100）可以包括用于存储数据的存储器（336）。在一些示例中，成像装置（100）包括用于向成像装置（100）的组件提供电功率的电池（338）。当成像装置（100）包括电池（338）时，通道和相关联电路的电子控制可以具有特别相关的影响。例如，由于接收通道（图1，108）和发射通道（图1，106）包括了消耗功率的组件，所以电池会随着时间而耗尽。在一些示例中，由这些组件的功率消耗可能相当大，使得电池（338）将在短时间内消耗掉。当获得消耗大量功率的高质量图像时，这是特别相关的。电池（338）还可以包括电池充电电路，其可以是无线或有线充电电路。成像装置（100）可以包括计量器，所述计量器指示所消耗的电池电荷并且被用于将成像装置（100）配置成优化功率管理以用于改进电池寿命。
72.通过降低功耗，或者在一些示例中，完全使不同通道（图1，106，108）断电，而延长了电池（338）的寿命，这增强了成像装置（100）的使用的容易性。这尤其适用于支持流成像的成像器，其中功率消耗进一步增加。
73.图4是根据本文所述原理的一个示例的换能器（102）阵列的侧视图。如上所述，成像装置（图1，100）可包括换能器（102-1，102-2，102-3）的阵列，每个换能器具有其自己的压电元件（图1，104）的阵列。在一些示例中，换能器（102）可以是弯曲的，以便提供待成像的物体（图2，214）的更宽角度。在其他示例中，换能器（102）和阵列被设置在平坦表面上。图5描绘了换能器（102）阵列的俯视图。如图5所示，换能器（102）可以包括收发器基板（540）和布置在其上的一个或多个压电元件（104）。与使用块体压电元件的常规系统不同，压电元件（104）可以形成在晶片上。可以切割晶片以形成用于构建成像装置的多个换能器（102）阵列。由于可以以高容量和低成本来制造小片形式的多个换能器（102）阵列，所以该过程可以降低制造成本。
74.在一些示例中，晶片的直径可以在6～12英寸之间的范围内，并且可以在其上批量制造许多换能器（102）阵列。此外，在一些示例中，用于控制压电元件（104）的控制电路（图1，109）可以被形成为使得每个压电元件（104）被紧密接近地（优选地在25μm-100μm内）连接到匹配集成电路（例如，接收通道（图1，108）和发射通道（图1，106））。例如，换能器（102）可以具有1024个压电元件（104）并且被连接到匹配控制电路（图1，109），该匹配控制电路具有用于1024个压电元件（104）的适当数量的发射和接收电路。
75.每个压电元件（104）可以具有任何合适的形状，例如正方形、矩形和圆形。如图5所示，在一些示例中，压电元件（104）可以布置成以正交方向布置的二维阵列。也就是说，压电元件（104）阵列可以是具有n列（542）和m行（544）的m
×
n阵列。
76.为了产生线元件，n个压电元件（104）的列（542）可以有效地电连接起来。然后，该线元件可以提供与单个块体压电元件所实现的类似的超声信号的发射和接收，其中，用于每个压电元件（104）的两个电极中的每一个被电连接以实现是每个压电元件（104）的n倍那么大的列。该线元件可以被可互换地称为列或行或线元件。一列压电元件（104）的一个示例在图5中由附图标记（542）示出。压电元件（104）在该示例中被布置成列（542），并且具有相关联的发射驱动器电路（发射通道的一部分）和作为接收通道电路的一部分的低噪声放大器（lna）。尽管未明确示出，但是发射和接收电路包括复用和地址控制电路，以使得能够使
用特定元件和元件组。应当理解，换能器（102）可以布置成其他形状，例如圆形或其他形状。在一些示例中，压电元件（104）可以从中心到中心彼此间隔开250μm。应当注意，由于压电元件（104）是在编程控制下连接的，所以例如以列连接的压电元件（104）的数量是可编程的。
77.对于换能器（102），可以使用多个相同的压电元件（104）来设计线元件，其中，每个压电元件（104）可以具有其特征中心频率。当多个压电元件（104）连接在一起时，复合结构（即，线元件）可以充当具有中心频率的线元件，该中心频率由所有元件像素的中心频率组成。使用用于匹配晶体管的现代半导体过程，这些中心频率彼此匹配良好，并且与线元件的中心频率具有非常小的偏差。也可以将中心频率稍微不同的几个像素混合，以便与仅使用一个中心频率的线相比，创建宽的带宽线。
78.在一些示例中，连接到换能器（102）的asic可包括一个或多个温度传感器（546-1，546-2，546-3，546-4）以测量asic和换能器的该区中的温度。虽然图5描绘了设置在特定位置处的温度传感器（546），但是温度传感器（546）也可以设置在其他位置处，并且附加的传感器可以设置在成像装置（图1，100）上的其他位置处。
79.温度传感器（546）可以是对通道（图1，106，108）的选择性调整的触发器。也就是说，如上所述，手持便携成像装置（图1，100）内的温度可能上升到预定温度以上。换能器（102）可以涂覆有用作换能器和患者接触表面之间的交界的材料。在一个示例中，该材料用作设置在面向asic的换能器表面上的背衬层。该材料可以是聚二甲基硅氧烷（pdms）或其他类似材料，其对于所关注的频率具有在换能器和组织声学阻抗水平之间的声学阻抗。温度传感器（546）检测由于接近该区域而接触患者的成像器表面处的装置的温度。如果温度传感器（546）检测到大于阈值量的温度（例如用户建立的温度或由管理机构设置的温度），则控制器（图3，324）可以传递信号，以将所有或一些发射通道（图1，106）和/或接收通道（图1，108）断电或将所有或一些发射通道（图1，106）和/或接收通道（图1，108）设置在低功率状态。
80.图5还描绘了压电元件（104）的端子。特别地，每个压电元件（104）具有两个端子。第一端子是由阵列中的所有压电元件（104）共享的公共端子。第二端子将压电元件（104）连接到发射通道（图1，106）和接收通道（图1，108），其中，发射和接收通道可以在不同的基板上。第二端子是针对每个压电元件（104）而驱动和感测的端子，如对于第一列中的那些压电元件（104）象征性地示出的。为了简单起见，发射通道（106）和接收通道（图1，108）看起来连接在一起。然而，在一些示例中，它们也可以被单独地控制为在发射模式、在接收模式或在这两种操作下是激活的，其中，布线比这里为了简单起见而示出的更复杂。此外，为了简单起见，仅针对第一列中的那些压电元件（104）标示第二端子。然而，具有相关联的发射通道（106）和接收通道（108）的类似端子占据了阵列中的其他压电元件（104）位置。使用控制信号，控制电路（图1，109）可以通过接通相应的发射通道（图1，106）和接收通道（图1，108）并断开其他列（542）中的通道（图1，106，108）来选择压电元件（104）的列（542）。以类似的方式，也可以关断特定的行（54），或者甚至关断单独的压电元件（104）。
81.图6a是根据本文所述原理的一个示例的成像装置（100）和帧（648）的扫描线（650）的等距视图。帧（648）指的是器官或待成像的其他物体的单个静止图像。帧（648）可以是穿过物体的截面线。帧（648）由单独的扫描线（650）组成。也就是说，帧（648）可以被看作图像，并且扫描线（650）表示代表该图像的帧（648）的一部分。取决于分辨率，特定帧（648）可以包
括范围从小于一百到数百的不同数量的扫描线（650）。
82.为了形成帧（648），换能器（102）可以使用波束形成电路将来自不同压电元件（图1，104）（例如特定的一列或多列（图5，542）中的那些压电元件）的压力波发射并聚焦到特定的焦点。由这些压电元件（图1，104）收集的反射信号被接收、延迟、加权和求和以形成扫描线（650）。然后，将感兴趣的焦点改变到帧的不同部分，并且重复该过程，直到生成例如由100-200个扫描线（650）组成的整个帧（648）。
83.虽然具体参考了一种特定的发射技术，但是也可以采用许多不同的发射技术，包括利用来自多个通道的单个发射来实现多个聚焦。此外，本说明书中描述的操作也适用于这些多焦点发射信令技术。例如，可以使用啁啾（chirp）信令来实现同时多区带聚焦，并且可以帮助实现更好的分辨率，其作为深度的函数。作为一个具体的示例，在发射期间，啁啾信令发射编码信号，其中，发射多个周期的频率或相位调制编码信号。然后用匹配滤波器处理接收到的回波，以压缩接收到的信号。与仅发射1或2个脉冲时的情况相比，该方法具有将更大的能量耦合到目标的优点。虽然当利用啁啾信令发射多个信号时轴向分辨率可能变得更坏，但是由于接收器中的匹配滤波器，轴向分辨率被大大地恢复。
84.啁啾信令的问题是，它使用了许多周期的发射脉冲，这可以增加对于所有信号情况具有相似幅度的发射脉冲的功率输出。然而，通过电子地调整仰角中的光圈，可以调整功率输出以在使用更多脉冲的b模式和多普勒成像中使用各种类型的信令。
85.图6b示出了方位角轴，标记为方向xa。这与图6a中的方向a-a相同，其中，图6a中的线（650）处于轴向方向上，如图6b所示并且在图6b中标记为za或深度。图6b也标注了仰角方向ya。仰角方向对于2d成像可能是特别相关的。如图所示的超声波束聚焦在仰角平面（1201）中，以将波束集中在窄方向上并且增加该平面中在轴向方向上的特定点处的压力。波束也在方位角方向上聚焦在方位角平面（1202）中。
86.如果方位角焦点和仰角焦点相对地在相同的位置，如图6b所示，则目标焦点处的压力增加。电子控制仰角焦点和方位角焦点两者的能力使操作者可以瞄准仰角和轴向维度中的任何点，以在该点处用增加的压力产生3d聚焦。压力的增加提高了换能器的信号可用性，并且还提高了灵敏度。此外，如果不在仰角方向上聚焦，则发射的波形可能会碰到远离仰角平面（1201）的其他物体，并且来自这些不想要的目标的反射信号将在接收的图像中产生杂波。注意，图6b示出了在轴向方向上在深度上行进的声束。
87.图6c示出了布置在一列上的各种类型的波束反射元件，其中，对该列上的每个元件施加了不同的延迟。例如，第一波束（4101）具有对所有元件相等的延迟，这使得波形被相等地延迟，从而产生被称为同步波束的平面波。其他示例包括了施加到列上的元件以将波束聚焦在一点的不同延迟。对于聚焦在仰角平面中的点的波束，这被称为转向波束或聚焦和转向波束。第二波束（4102）图示了聚焦波束。第三波束（4103）图示了具有波束转向的波束，而第四波束（4104）图示了具有转向及聚焦的波束。
88.图6d示出了具有24行和128列的换能器的一个示例，其中，每列包括24个元件。列中由圆圈标注的元件共享相同的延迟并且被加阴影，而其他元件具有不同的延迟并且未被加阴影。每一列可具有与其他列的元件相同的相对延迟，或者每一列可具有不同的相对延迟。任何元件上的实际延迟是方位角轴和仰角轴上的延迟的总和。以asic来实现控制，该asic在发射模式和接收模式中以适当的延迟产生对元件的脉冲驱动。
89.在一个示例中，成像装置包括电子实现的发射仰角聚焦。例如，通过由asic改变由列上的元件所发射的波束的相对延迟来实现电子聚焦。asic中的数字寄存器由外部控制器来控制，其中，期望的发射仰角聚焦深度被发送到asic。由外部控制器将期望的方位角聚焦深度发送到asic，其中，asic设置元件的相对延迟。针对换能器、asic或板中的曲率来调整期望的方位角聚焦深度。电子地调整仰角聚焦以包括延迟调整，从而补偿换能器中的曲率。在另一示例中，仰角聚焦是发射仰角聚焦。仰角聚焦还包括调整接收仰角聚焦。可以包括提供固定发射和仰角聚焦的机械透镜，并且其中，电子仰角聚焦可以实现仰角聚焦的进一步电子改变。换能器的焦距的单元特定电子调整可被用于增强多普勒成像灵敏度。电子调整可以包括针对换能器中的曲率的单位到单位变化的调整。
90.图7示出了根据本文所述原理的一个示例的扫描线（650）的形成。一个换能器（102）的截面图是沿图6a中的线a-a截取的，并且包括构成换能器（102）的压电元件（104）。在图7中，为了简单起见，用附图标记标注了换能器（102）的仅一个压电元件（104）。此外，注意，图7中描绘的压电元件（104）可以表示一列（图5，542）的顶部压电元件（104），其中，其他压电元件（104）延伸到页面中。图7还描绘了可以在控制器（324）中找到以形成扫描线（650）的电路。
91.为了简单起见，图7仅描绘七个压电元件（104）和七个相应的列（图5，542）。然而，如上所述，换能器（102）可以包括任何数量的压电元件（104），例如128列（图5，542），其中，每列（图5，542）具有设置在其中的32个压电元件（104）。
92.为了形成扫描线（650），可以从多个压电元件（104）（例如，从一列（图5，542）中的每个压电元件（104））接收信号（752）。在一些示例中，用于一列（图5，542）中的压电元件（104）的信号可以被组合成复合信号（754），该复合信号被传到控制器（324）。当由于不同的传输长度而在不同的时间接收到每个复合信号（754）时，控制器（324）使每个复合信号（754）延迟，使得它们同相。控制器（324）然后组合经调整的信号以形成扫描线（650）。关于由控制器（324）对接收信号（754）的处理的附加细节在后面的附图中呈现。
93.如上所述，图像的一帧（图6a，648）由许多扫描线（650）形成，通常是128或更多个扫描线。这些扫描线（650）覆盖了要成像的区域。从帧速率角度来说，收集扫描线（650）并将其组合成一帧（图6a，648）的时间定义了待成像物体的视频的质量。例如，假设扫描心脏的示例，并且假设心脏在换能器（102）表面下方20 cm，则超声波形花费大约130微秒（us）行进到心脏，假设声音在组织中以1540m/s行进。然后，信号从心脏反射，并花费另一130微秒到达换能器（102），则总的通过时间为260微秒。使用n个接收通道（图1，108），通过从n个发射通道（图1，108）发射驱动n列（图5，544）压电元件（图1，104）和从所有n列（图5，544）接收信号并处理信号来形成一个扫描线（650），如图7所示。在一个示例中，使用128个通道，通过从128个通道发射驱动128列压电元件和从所有128列接收信号并处理信号来形成一个扫描线。假设每帧有128个扫描线（650）（图6a，648），则最大帧速率约为每秒30帧（fps）。
94.在一些示例中，例如，对于肝和肾，30 fps可能是足够的。然而，为了对移动的器官（例如心脏）进行成像，可能就需要更高的帧速率。因此，成像装置（图1，100）可以实现并行波束形成，其中，可以同时形成多个扫描线（650）。由于一次可以形成多个扫描线（650），所以可以增加有效帧速率。例如，如果可以同时形成四个扫描线（650），则有效帧速率可以达到120 fps。并行波束形成可以以成像装置（图1、100）的现场可编程门阵列（fpga）或图形处
理单元（gpu）（图3、326）来实现。
95.在一些示例中，使用并行波束形成来初始地增加帧速率，即使该速率高于所需的速率。例如，利用并行波束形成，可以实现120 fps的帧速率。然而，如果30 fps是足够的，则诸如发射和接收通道之类的硬件就可以仅在一部分时间内被启用，诸如四分之一的时间内，从而将功耗降低到1/4或更少。时间节省考虑了一些要求，这些要求不能完全关闭，但是可以被置于实质上较低的功率状态。例如，在同时收集一组四个扫描线之后，可以将发射通道（图1，106）、接收通道（图1，108）和控制电路的部分（图1，109）关断一段时间，然后再次接通，以同时收集另外四个扫描线。
96.这种技术可以以较大的因数来降低功耗，例如是所引用的示例的起始功耗值的大约1/3.3。换句话说，可以采用平行波束形成来增加帧速率。这之后是选择性地断开在创建扫描线时涉及的电路以降低功率，其中断开时间期间仍可以实现目标帧速率。与不采用电路的并行波束形成相比，该技术能够降低功耗。这种操作不影响图像质量，因为成像伪影可以用不是功率密集型的操作进行数字校正，并且可以在不位于探头中的显示处理器中执行。特别地，来自成像装置（图1，100）的扫描线（650）形式的数据可以使用usb接口传输到计算装置（图2，216）单元，并且图像处理可以在其中对温度升高的限制较少的成像装置（图1，100）外部进行。缩放量取决于发射和接收的并行波束的数量。例如，当使用两个平行波束时，缩放可以较小，或者当使用八个平行波束时，缩放可以较大。
97.图8是根据本文所述原理的一个示例的用于选择性地改变成像装置（图1，100）的通道数量或每个通道（图1，106，108）的元件数量的方法（800）的流程图。根据方法（800），接收（框801）应当在成像装置（图1，100）内调整功率消耗或声学功率输出的指示。该指示可以以各种形式出现。例如，如果由于温度传感器指示温度过高所以要降低功耗，则可以向控制电路发送降低功率的指示。在另一示例中，如果要改变声学功率输出，则控制电路可以接收改变进行发射的元件数量或每个元件的功率的指示。因此，基于接收的指示，改变（框802）多个发射通道的至少一个和多个接收通道的至少一个的状态、每个通道的元件数量、或每个（一个或多个）通道的每个元件的发射功率。
98.在一个示例中，成像装置（图1、100）首先用于引导操作者通过帮助正确地定向成像装置（图1、100）来获得医学上相关的图像。这可以通过使用人工智能技术来实现，所述人工智能技术利用具有算法的机器学习来引导用户以用于被成像的器官（图2，214）的期望视图的适当定向来对图像进行定向。在获得适当的定向之后，然后实际的成像会话就可以以相关的分辨率开始。然而，在定向和引导会话期间，不需要高分辨率，并且因此成像装置（图1，100）可以被设置为较低功率和较低分辨率模式，从而节省用于整个成像会话的功率。
99.图9描绘了根据本文所述原理的一个示例的接收通道（108）。接收通道（108）耦合到压电元件（图1，104）以接收反射的压力波（图2，210）。图9还描绘了压电元件（图1中的104）和发射通道（图1中的106）之间的连接。在发射操作期间，发射/接收开关关闭，将lna（1056）与节点a上的驱动信号隔离。在一个示例中，在发射完成之后，发射通道（图1，106）脉冲驱动器被设置为高阻抗状态，以实现在接收操作期间在节点（图9中的a）处由换能器接收压力信号，在该节点处，所接收的压力信号通过现在被接通的发射/接收开关而连接到lna。在发射操作期间，发射脉冲驱动器也在节点a处递送发射信号，换能器将该发射信号转换成超声压力波并发射到被成像的目标。
100.换句话说，接收通道（108）接收来自待成像目标的反射压力波形，并且接收通道（108）将压力转换成电压。具体讲，反射的压力波在换能器中被转换成电荷，该电荷被lna转换成电压。lna是电荷放大器，在其中，电荷被转换成输出电压。在一些示例中，lna具有可编程增益，其中，增益可以实时地改变并由cf和rf来控制，其中，cf和rf是如图11所示的一组可编程组件。图10描绘了具有可编程增益的lna（1056）的一个示例。
101.lna（1056）将换能器中的电荷转换成电压输出，并且还放大所接收的回波信号。在接收操作模式中，发射/接收开关将lna（1056）连接到换能器。
102.lna（1056）的输出然后连接到其他组件以调节信号。例如，可编程增益放大器（pga）（1058）进一步调整电压的幅度，并提供根据时间改变增益的方式，并且可以被称为时间增益放大器。随着信号更深地行进到组织中，其被衰减。因此，使用较大的增益来补偿，该较大的增益由tgc（时间增益补偿）来实现。带通滤波器（1060）进行操作以从带信号中滤除噪声。模数转换器（adc）（1062）将模拟信号数字化，以将信号转换到数字域，使得可以数字地进行进一步的处理。然后，来自adc（1062）的数据在解调单元（1064）处被数字处理，并被传到fpga（326），以产生如图7所示的扫描线（图6a，650）。在一些实现中，解调单元（1064）可以在别处实现，例如在fpga（326）中实现。解调单元（1064）将载波信号频移到具有正交的两个分量（i和q）的基带，以便进一步数字处理。在一些示例中，adc（1062）可以实现一种逐次逼近寄存器（sar）架构，以减少adc（1062）的延迟。即，由于adc（1062）被反复地关断和接通，所以它需要具有很少到没有的等待时间，以便不会延迟接通之后的信号处理。
103.图10描绘了根据本文所述原理的一个示例的接收通道（图1，108）的低噪声放大器（lna）（1056）。一组电容器c
f1-c
fn
通过接通开关m
1-mn来电子地选择，并且连接在运算放大器（1166）两端。r
f1-r
fn
是也通过接通开关s
1-sn而电子地选择的一组电阻器。信号增益是换能器电容c
p
除以反馈电容cf的比值，其中，适当的开关被接通以根据需要连接来自组的cf和rf值。使用偏置电压（vbias）来提供偏置电压，使得跨换能器的场的极性不会随着信号在换能器的相对电极上以正或负方式摆动而改变。
104.图10还描绘了偏置电流输入（ibias）。ibias可由图11中所示的电路产生。ibias用于改变lna（1056）的跨导，其中，较高电流水平减小了噪声水平。另外，指示断电的数字输入被用于关断lna（1056）。为了实现快速上电，需要通过图11所示的示例性实现来快速建立ibias。
105.图11示出了根据本文所述原理的一个示例的快速上电偏置电路（1268）的电路图。如上所述，当接收通道（图1，108）在操作期间被多次通电和断电时，组件可以被快速地接通和断开，以便确保热的适当耗散和成像装置（图1，100）的适当操作。在该示例中，iout端子耦合到lna（图10，1056）的ibias，以便确保lna（图10，1056）被快速上电。为了有效地实现成像装置（图1，100），信号路径中的组件（例如每一接收通道（图1，108）中的lna（图10，1056）和adc（图10，1064））能够在约数百纳秒内关断，并且也能够在约1 us内上电。图11中描述的快速上电偏置电路（1268）是提供这种快速上电和关断的一个示例。图11中所示的偏置电路（1268）表现出了快速的接通和断开时间。如果断电信号为高，则上电自举为低，从而关断开关s1-s3，使得它们不传导电流，并且减小iout的值以便有效地将其关断。当断电变为低时（即，需要对lna上电（1056）），或非门的两个输入均处于低，且这在上电自举处产生高逻辑信号。这接通了开关s1-s3，并且使电流快速恢复到iout。iout提供电流输出，其值在诸如
lna（图10，1056）的其他电路中被复制，以便为这些电路供电。iout的值在断电期间接近于零，且在上电期间具有较高的值，通常在数十或数百μa内。
106.图12-16示出了根据本文所述原理的一个示例的压电元件（图1，104）的制造。图12示出了设置在基板层（1370）和（1372）上的膜片（1374）的俯视图。图13示出了沿图12中的线b-b截取的膜片（1374）和基板（1372）的截面图。
107.图14示出了根据本文所述原理的一个示例的设置在基板层（1370）上并布置在膜片（1374）上方的底部电极（1578）的俯视图。图15示出了根据本文所述原理的一个示例的设置在底部电极（图14，1578）上的压电层（1680）的俯视图。在一些示例中，压电层（1680）可具有与底部电极（1578）类似的突出区域，使得压电层（1680）可覆盖底部电极（1578）的整个部分。
108.图16示出了根据本文所述原理的一个示例的压电元件的俯视图。如所描绘的，顶部电极（1782）被设置在压电层（1680）上并且被布置在膜片上方（图13，1374）。在一些示例中，顶部电极导体（1783）可以被设置在顶部电极（1782）上并且电耦合到顶部电极（1782），而底部电极导体（1784-1）和（1784-2）可以通过一个或多个通孔（1790-1，1790-2）到达底部电极（1578）。在该示例中，顶部电极（1782）、压电层（1680）和底部电极（1578）形成双端子压电元件，并且当跨顶部和底部电极（1782，1578）施加电压时，膜片（1374）振动。当膜片（1374）在接收模式/过程期间受压力波（图2，210）而变形时，电荷就可以跨顶部电极和底部电极（1782，1578）形成。
109.基板（1372）可以变薄以阻碍邻近压电元件之间的串扰，其中，较薄的材料不支持超声波在激活的元件或子元件之间的基板（1372）中的行进。图17a-17b示出了实现隔离并减少相邻元件之间的串扰的元件构造。基板（1372）可以对应于图5中的收发器基板（540）。如图所示，膜片（1374）可以形成在基板（1372）上，其中具有通过去除基板（1372）的一部分而形成的空腔（1376）（参见图13），从而形成可以在垂直方向上相对于基板（1372）振动的膜片（1374）。空腔（1376）可以通过晶片处理技术形成，例如蚀刻，例如深反应离子蚀刻（drie）。基板（1372）可以由与膜片（1374）相同的材料形成。在另一示例中，基板（1372）可由与膜片（1374）不同的材料形成。空腔（1376）（见图13）可以在压电元件（图1，104）的其他组件形成之后形成。虽然图13和本文的其他附图都将膜片（1374）描绘为具有圆形突出区域，但是膜片（1374）也可以具有其他合适的几何形状。
110.特别地，图17a示出了形成在基板（1372）上的膜片（1374），其中，空腔（1376）位于膜片（1374）下方。膜片（1374）在所有侧上都被基板（1372）材料所包围。图17b示出了四个膜片（1374），其中，基板（1372）将它们隔开。可能希望将压电元件（图1，104）彼此隔离以使串扰最小化。串扰是压电元件（图1，104）通过声学或机械或电耦合而可能对另一个压电元件（图1，104）产生的影响。这种耦合通常是不期望的，因为它会使每个膜片（1374）较不独立。在一些示例中，如图17b所示，压电元件（图1，104）被在基板（1372）中切割的凹槽或沟槽（1373）分开，并且该凹槽或沟槽衰减朝向其相邻者行进的信号。沟槽（1373）可以由空气填充或者是真空的。这在邻近区域之间的阻抗中呈现出不连续性，并且衰减了从压电元件（图1，104）流向其相邻压电元件（图1，104）的能量。应当理解，即使一些附图没有示出该沟槽，其也按照该解释通过引用并入。
111.图17c描绘了使用标记为x和o的两个连接点而连接到电子器件的换能器元件。换
能器（1420）包括基板（1411）、膜片（1406）、压电材料（1409）、附接到换能器表面的其他材料或涂层（1403）、以及电极（1407）和（1410）。第一电极（1407）通过导线（1408）连接到柱（1402）。压电材料（1409）设置在电极（1407）上。第二电极（1410）设置在压电材料（1409）的顶部上，并且通过导线（1405）连接到柱（1414）。asic（1417）被示出在换能器（1420）下方并且通过两个柱（1401）和（1415）并且针对换能器（1420）的每个元件而连接到换能器（1420）。柱（1401）和（1402）连接到称为x节点的元件的公共端子，其连接到dc偏置电压。元件的发射或接收端子被称为o节点。柱（1414）和（1415）被附接以将换能器（1420）连接到asic o节点。柱（1401）和（1402）连接在一起以将换能器（1420）的元件集成到asic（1417）中的相关电子器件。
112.类似地，柱（1414）和（1415）连接在一起，以将换能器（1420）的元件集成到asic（1417）中的相关电子器件。换能器（1420）和asic（1417）之间的空间可以是空气填充的或真空的。换能器（1420）的面向asic（1417）的表面可具有涂层（1403）层，以吸收或衰减沿asic（1417）的方向从换能器（1420）行进的声能。另外，如图所示，吸声层（1404）可附接在asic（1417）下方，以吸收从换能器（1420）行进通过asic（1417）的声能。覆盖基板（1411）和膜片（1406）的区（即，在空腔区域和基板1411的整个表面中）填充有阻抗匹配材料1412，其构成换能器（1420）和待成像目标之间的接口。在一些情况下，与基板（1411）的其余部分中的材料相比，膜片（1406）下方的材料被制成具有不同的声学阻抗。当声能行进通过阻抗匹配层时，阻抗的这种不匹配也会破坏相邻元件或子元件之间的可能的声耦合。
113.在一些示例中，压电元件（图1，104）具有与其相关联的悬挂膜片，当暴露于该频率的刺激时，该悬挂膜片以中心频率和若干其他频率振动，并且因此表现得像谐振器。存在与这些谐振器相关联的选择性，称为q因子。对于超声成像装置（图1，102），q通常可以被设计为低（接近于一）并且通过像素的设计和在实际使用中施加到像素的负载的组合来实现。可以通过将rtv或其他材料的层涂敷到压电元件（图1，104）的表面来提供负载，其中，负载还可以有利于发射和接收压力波的换能器表面与被成像的人体部位之间的更紧密的阻抗匹配。低q和良好匹配的中心频率可以使线元件基本上充当具有基本一个中心频率的线成像元件。负载还可包括换能器下方的匹配层，其中，发射的波形被吸声器吸收。
114.图18示出了根据本文所述原理的一个示例的压电元件（1800）的示意图。压电层（1880）设置在第一电极（1882）和第二电极（1878）之间。第一电极（1882）可经由第一导体（1886）连接到地或dc偏置，且第二电极（1878）可通过第二导体（1890）连接到电路（图18中未示出）。
115.在常规的压电元件中，压电层是厚的，接近大约100μm，并且典型地需要跨压电层的 100到-100v的ac电压以产生足够强度的超声压力波以使得能够进行医学成像。ac驱动信号的频率通常在压电结构的谐振频率附近，并且对于医学成像应用来说通常为1 mhz以上。在常规的系统中，驱动压电元件时耗散的功率与f*c*v2成比例，其中，c是压电元件的电容，v是跨压电层的最大电压，且f是进行驱动的频率。通常，当发射压力波时，多个压电线以稍微不同的相位延迟一起被驱动，以聚焦压力波或转向压力波的传播方向。
116.在本说明书的压电元件（1800）中，压电层（1880）可以薄得多，例如1-5μm厚。厚度的这种大幅减小使得能够将较低电压驱动信号用于压电元件（1800），其中，电压大约降低了压电层（1880）厚度被降低的量，以维持类似的电场强度。例如，跨两个电极（1882）和
（1878）的电压电势的范围可以为约1.8v到40v，峰到峰。对于类似的压电材料，压电元件（1800）的电容可能由于压电层（1880）的厚度减小而增大。例如，当驱动电压降低到1/10而压电层（1880）的厚度也降低到1/10时，电容增加到10倍而功率耗散降低到1/10，这种功率耗散的降低也降低了压电元件（1800）中的发热和温度升高。因此，与常规的压电元件相比，使用较低驱动电压和较薄压电层，降低了功耗，并且这也降低了工作中的压电元件（1800）的温度。
117.图19a是根据本文所述原理的另一示例的压电元件（1900）的示意图。图19b示出了图19a中的压电元件（1900）的符号表示。如图所示，压电元件（1900）类似于压电元件（1800），不同之处在于压电元件（1900）具有多于两个电极。更具体而言，压电元件（1900）包括：顶部电极（1982）、第一底部电极（1978-1）；第二底部电极（1978-2）；压电层（1980），其设置在顶部电极与底部电极之间；以及三个导体（1984-1）、（1984-2）、（1984-3），分别电耦合到顶部和底部电极（1982）、（1978-1）、（1978-2）。在下文中，术语顶部和底部仅指压电层的两个相对侧，即，顶部电极不必设置在底部电极上方。
118.图19a中描述的压电元件（1900）特别有助于增加发射和接收操作的灵敏度。例如，当制造压电材料时，压电材料中的偶极子没有对齐，并且为了最佳的压电性能，实现极化过程，其中，在高温（例如175℃）下跨压电膜施加强电场。这建立了用于后续操作的电场方向。然而，如果用于基本发射和接收操作的压电子元件已经在正交方向上极化，则其灵敏度可以增强。对于接收压力波，压电子元件在接收操作时会形成更多的电荷信号，并且对于给定的发射电压驱动，可以产生更大的压力。
119.图19a中的压电元件（1900）包括了3个引线，其中，第一引线（1984-1）在极化操作期间可以接地，第二引线（1984-2）可以处于高电压，例如正15v，而第三引线（1984-3）可以处于-15v。因此，在该极化操作期间，在压电元件（1900）的子元件中建立正交电场。在实际使用期间，第二引线（1984-2）和第三引线（1984-3）可接到dc偏置电压且充当虚拟地，而第一引线（1984-1）用于发射和接收操作。
120.虽然纯粹出于说明的目的在图19a中示出了单晶（unimorph）压电元件，但是在实施例中，也可以利用由多个压电子层和电极构成的多层压电元件。在实施例中，压电层（1980）可以包括pzt、pzt-n、pmn-pt、aln、sc-aln、zno、pvdf和linio3中的至少一种。
121.图19b示出了根据本文所述原理的一个示例的图19a的压电元件的符号表示。
122.图19c示出了根据本文所述原理的一个示例的压电元件（1900）的示意性截面图。压电元件（1900）可以设置在基板层（1970）上。基板层（1972）与基板层（1970）一起构成了基板。可以在基板层（1972）中形成空腔（1976）以限定膜片（1374）。膜片（1374）是基板层（1970）的与空腔（1976）重叠的部分，其具有与空腔（1976）相似的形状。基板层（1972）和（1970）可以由相同的材料制成，而且可以由单一连续材料形成。
123.压电元件（1900）可以包括压电层（1980）和电连接到顶部电极导体（1984-1）的第一电极（1982）。顶部电极导体（1984-1）可以通过在膜片（1374）上沉积tio2和金属层来形成。
124.第一底部电极（1978-1）可生长在压电层（1980）上方且电连接到第一底部导体（1984-2）。第二底部电极（1978-2）也可生长在压电层（1980）上方且邻近于第二底部导体（1984-3）而设置，但与第一底部导体（1984-2）电隔离。可通过在压电层（1980）上沉积一个
金属层且图案化该金属层来形成第二底部电极（1978-2）和第二底部导体（1984-3）。在一些示例中，电极（1984）的突出区域可以具有任何合适的形状，诸如正方形、矩形、圆形、椭圆形等。
125.第一电极（1982）可以使用金属、通孔和层间电介质电连接到导体（1984-1）。在一些示例中，第一电极（1982）可以与压电层（1980）直接接触。第二底部导体（1978-2）可相对于第一电极（1982）沉积或生长在压电层（1980）的另一侧上。
126.图19d示出了根据本文所述原理的另一示例的压电元件（1992）的示意图。如所描述的，压电元件（1992）包括两个子压电元件（也称为子元件）（1996-1）和（1996-2）。子元件（1996-1）和（1996-2）是连续的，使得空间是高效的。
127.每个子元件（1996-1）和（1996-2）可包括两个端子装置。例如，所示的子元件（1996-1）包括一个顶部电极（1982-1）、一个底部电极（1978-1）、一个膜片（1374-1）和一个压电层（1980-1）。顶部或底部的名称不是物理上表示一个在另一个之上，而是用于表示电极在不同的垂直位置，并且顶部和底部可互换使用。另一子元件（1996-2）具有一个顶部电极（1982-2）、一个底部电极（1978-2）和一个压电层（1980-2）（参见同前）。每个子元件（1996-1）和（1996-2）可设置在各自的单独膜片（1374-1）和（1374-2）上。膜片（1374-1）和（1374-2）被实心区域（1399）分开，该实心区域（1399）由固体物质（例如二氧化硅）制成。当子元件（1996-1）和（1996-2）是激活的时，它们可以影响彼此或相邻子元件的行为。这可以通过将能量从一个子元件转移到另一子元件或从一个元件传到另一元件来发生。这种转移可例如通过超声波从子元件（1996-1）行进至子元件（1996-2）穿过实心区域（1399）或反之亦然而发生。最小化这种相互作用以最小化串扰是有益的。
128.减少串扰的一个示例是通孔沟槽，例如图19e中所示的沟槽（1997）。沟槽（1997）可以是空气填充的或真空的（例如，通过在沟槽上采用盖）。沟槽可以用于图19d中的子元件（1996-1）和（1996-2）以反射引起波前返回的串扰。还可以实现进一步的串扰最小化技术。例如，阻抗匹配层（未示出）可以被施加在换能器表面和实心区域（1399）上，以使它们与膜片区域1374上的材料相比具有不同的声学阻抗。这破坏了通过阻抗匹配层中的声介质从一个子元件行进到另一个子元件的声波。
129.在固体中行进的超声波形可以从沟槽区域反射回来，并防止或减少波形在沟槽区域中的前向传播。对于本领域的普通技术人员来说，显而易见的是，导体（如1984-1、1984-2和1984-3）可以使用金属经由层间电介质（ild）等连接到相应的电极（1978-1）和（1978-2），其方式与图12-16中所示的压电元件类似。为简单起见，没有示出所有导体连接。
130.子元件（1996-1）和（1996-2）可以进一步用于cw多普勒，其中，发射元件连续发射而另一个元件连续接收。连续的发射和接收操作有助于成像技术不遭受伴随采样多普勒方法（例如pw或彩色多普勒）的混叠问题。混叠将能够可靠测量的最大流速限制到脉冲重复频率的一半。换能器的不同区通常用于连续发射和连续接收，使得元件被分开很宽，从而最小化串扰。
131.在一些示例中，如图19d所示的子元件（1996-1）和（1996-2）可以具有不同的中心频率，并且当作为单个复合元件一起操作时，会表现出较宽的带宽。当子元件（1996-1）和（1996-2）的顶部端子和底部端子连接在一起时，子元件（1996-1）和（1996-2）仍作为两端子装置操作。这种宽带宽性能也可以使用图19c所示的结构来实现。使用双极化技术可以进一
步提高这种结构的灵敏度。
132.图19e示出了成像装置的代表性示例，其中，一个子元件（2997-1）被配置成连续处于发射模式，而另一子元件（2997-2）被配置成连续处于接收模式。成像装置包括第一顶部电极（1982-1）和第二顶部电极（1982-2）、第一底部电极（1978-1）和第二底部电极（1978-2）；压电层（1980-1），其设置在顶部电极（1982-1）与底部电极（1978-1）之间；压电层（1980-2），其设置在顶部电极（1982-2）与底部电极（1978-2）之间；以及两个导体（1984-1）和（1984-2），其电耦合到相应的顶部和底部电极（1982-1）、（1978-1）和（1982-2）、（1978-2）。在下文中，术语顶部和底部仅指压电层的两个相对侧。
133.在子元件（2997-1）的膜片（1374-1）和子元件（2997-2）的膜片（1374-2）之间提供沟槽（1998），以最小化子元件（2997-1）和（2997-2）之间的串扰。在一个示例中，可以将子元件中的一个（2997-1）用于发射并且将子元件中的另一个（2997-2）用于接收来执行cw多普勒成像。这可以高效利用光圈大小（图21，3412），其中，发射和接收元件可以是邻近的。当通过将元件编程为连续处于发射操作模式而将成像器的不同部分中的另一元件编程为连续处于接收模式来执行cw多普勒成像时，来自这两个元件的串扰与其他类型的噪声相比相对较小，因为它们相对于换能器的尺寸在空间上分开相对较大的距离。对于pw操作，同一子元件可以用于发射，然后切换到接收模式。
134.图19f示出了减小相邻元件之间的串扰的示例。在该示例中，通过电极（图19e，1982-1、-2和1978-1、-2）来电模拟膜片2905-1、-2，这使得超声波形在区域2902-1和2902-2的方向上发射。侧向行进的波前2901-1、-2被沟槽2998-1、-2、-3反射和衰减。区域2903-1、-2、-3表示旨在使换能器的阻抗与组织匹配的材料。区域2903-1、-2、-3具有与区域2902-1、-2不同的阻抗。因此，侧向行进的波前2901-1、-2由于不匹配而反射并且变得衰减，这减少了串扰。例如，材料可以通过在一个或多个区域2903-1、-2、-3和2902-1、-2的底面上施加声学透镜层而是不匹配的。在一些实施例中，一个或多个区域2903-1、-2、-3和区域2902-1、-2中的材料保持相同。
135.图19g示出了减少相邻元件之间的串扰的示例。在该示例中，利用多个沟槽3998-1、-2、-3和3999-1、-2、-3来隔离邻近元件或子元件之间的耦合，并由此提供串扰隔离。沟槽3998-1、-2、-3开始于基板3002上的沟槽3999-1、-2、-3的相对侧。第一沟槽（3998-1）开始于顶表面，而第二沟槽（3999-1）开始于底表面。类似地，其他沟槽（3998-2、3999-3）开始于顶表面，并且更多沟槽（3999-2、3993-3）开始于底表面。连接（3000-1，3000-2，3000-3）在诸如asic的控制器（3200）和包含振动膜片的结构（3300）之间建立电连接，该结构可以是微机电系统（mems）结构。双沟槽布置隔离了经由连接（3000-1、3000-2、3000-3）从控制器（3200）发射然后传到邻近元件的任何振动能量，如（3001）所示，这表明具有空腔（3901-1、3901-3）的元件的振动耦合减小了。通常，与一个沟槽相比，两个沟槽提供了改进的隔离。这种拓扑可以称为前射（front firing），其中，空腔（3901-1、3901-3）面向asic控制器（3200）。在一些示例中，连接（3000-2）支承膜片（3905-2）。注意，该图不是按比例绘制的，并且旨在说明操作原理。
136.在一个示例中，asic附接到基板并且电连接以实现解剖和多普勒流成像，其中，每个压电元件都表现出多种振动模式。可以由换能器以低频率执行成像（例如针对腹部或心脏成像），或者以较高频率执行成像（针对肌肉骨骼（msk）或血管成像）。
137.在一个示例中，膜片在空腔面向成像目标的后射定向中连接到asic。在另一示例中，膜片在前射定向中连接到asic，其中，空腔面向asic并且膜片从前表面发射和接收。
138.在另一示例中，成像装置包括具有宽带宽的基于mems的元件。由换能器执行的成像可以用于低频成像（例如腹部或心脏成像），或者高频成像（例如肌肉骨骼（msk）或血管成像）。
139.在另一示例中，成像装置还包括具有宽带宽的基于mems的元件。成像可以由换能器针对用于腹部或心脏成像的低频成像或高频成像（msk）或血管成像而执行。
140.图19h示出了减小相邻元件之间的串扰的示例。与图19g相比，振动膜片的定向被翻转。图19g的定向称为前射，而图19h的定向称为后射。在该示例中，空腔（3901-1、3901-2）背对asic控制器（3200），并且替代地面向要被成像的目标。在该示例中，可以在不使用tsv（通过硅通孔）的情况下进行连接到asic控制器（3200）的连接（3000-1、3000-2和3000-3），因为mems结构（3300）上的金属化和连接彼此相距在几微米内，并且金属通孔和其他连接不需要tsv。tsv难以制造，并且在制造过程中引入了增加的成本和复杂性。在图19h中描绘的后射拓扑中，沟槽（3999-1、3999-2和3999-3）开始于mems结构93300的底表面，而其他沟槽（3998-1、3998-2和3998-3）开始于顶表面，到连接（3000-1、3000-2和3000-3）。如上所述，在连接（3000-2）的另一侧上使用两个沟槽（3998-2和3999-2）和类似结构有助于在膜片（3905-1和3905-2）之间提供额外的隔离，如由耦合（3001）所指示的。从面向待成像目标的一侧示出了耦合（3001）。然而，如图19g所示的从asic控制器（3200）侧的耦合也适用于图19h，因为双沟槽有助于将邻近膜片之间的耦合与mems结构（3300）的正面或背面相隔离。
141.尽管示出了两个沟槽（3998-2和3999-2），但是也可以使用单个沟槽。例如，可以单独使用与顶表面相关联的沟槽，诸如沟槽（3998-2），或者可以使用与底表面相关联的沟槽，如沟槽（3999-2）。从顶部或从底部的单个沟槽也可足以为本文所述的其他应用提供隔离。
142.图19i示出了根据本文所述原理的一个示例的压电元件（1923）的截面图。如所描绘的，压电元件（1923）可以利用横向操作模式并且包括基板（1925-1、-2）、在一端处固定到基板的膜片（1927）、电耦合到导体（1931）的底部电极（1929）、压电层（1933）、以及电耦合到导体（1937）的顶部电极（1935）。膜片（1927）可以在一端处固定到基板（1925-1、-2）以便以横向模式振动。膜片（1927）可以在两侧上由基板（1925-1、-2）支承。应当注意，压电元件的所有先前示例都可以以横向操作模式操作，并且膜片（1927）的所有侧都可以被支承在基板上。横向操作模式及其原理适用于这里讨论的所有示例。
143.注意，压电元件（1923）可以具有任何合适数量的顶部电极。而且，注意，在膜片上（1927）可以安装多于一个压电元件。还应注意，基板（1925-1、-2）和膜片（1927）可以由一个单片体形成，并且膜片（1927）可以通过蚀刻基板（1925-1、-2）来形成。
144.彩色多普勒流映射使用许多扫描线的多选通采样，其使用换能器响应于的载波频率处的几个波形周期的脉冲串。图20a图示组成全体的几个脉冲2102-1、2102-2、2102-3及2102-4。每个脉冲由通常在2-10 mhz之间的载波频率处的至少一个或多个周期组成。
145.图20b示出了换能器2100的帧（2108）内部的彩色窗口（2110）。示出了若干扫描线（2104），每个扫描线具有多选通脉冲。根据采样位置的深度，对沿扫描线（2104）的信号的连续采样进行定时。每个返回回波参考其距离门，该距离门用其原点的空间位置来标识它，并且以适当的延迟来电子地处理。在接收到来自第一脉冲的所有回波之后，在相同扫描线上
与第一脉冲同相地发射第二脉冲（2104）。脉冲重复频率的适当定时是重要的，因为脉冲必须在另一脉冲出去之前返回，否则会产生距离模糊。一旦完成扫描线的采样，就可以以相同的方式进行下一个扫描线，并且通过多个扫描线扫过所使用的彩色窗口来完成彩色流图。
146.为了确定平均多普勒频移，将来自特定距离门的每个脉冲的每个回波与来自同一距离门的其先前采样的脉冲进行比较。使用自相关技术来获得平均多普勒相移。相对于来自同一线的先前类似回波适当地延迟回波采样、相乘和积分结果，而实现了自相关。自相关器测量来自两个连续回波的相位差。目标的静态部分（即，与流无关）不示出相位差，但是来自动的项目（如血液）的相位将示出差。
147.多普勒成像是对噪声敏感的。增益控制可被用于信号放大。可以为脉冲回波成像和为彩色多普勒功能而设计单独的控制。彩色多普勒中的较大增益将使成像更敏感。然而，增益的增加也增加了来自成像器中的物理组件的噪声。这种噪声的关键成分来自接收器的lna，因此可能希望获得对这些lna的非常低的噪声基底。由于低噪声基底会导致换能器中的高功耗和热升温，所以成像器中的lna可被设计成仅在彩色流窗口激活时才激活，其中，成像器中的其他lna被置于低功率状态。此外，激活lna可以是电子可调整的，以根据所需的功率对噪声水平性能而优化。
148.高通滤波器可以用于消除由血管壁的运动、动的组织和心脏运动产生的高幅度低频多普勒频移信号。这些信号具有高功率内容，其可以破坏来自例如血流的较低水平信号。高通滤波器阻止了来自这些伪动结构的低频信息。然而，它也阻挡了存在于某些目标类型中而不是其他目标类型中的低速血流信号。因此，任何基于硬件的滤波器也都需要相对于截止频率是可编程的。然后，利用以软件实现的壁滤波器来增强该最小滤波水平。壁滤波器在高通功能中具有可调整的阈值水平，并且具有可以辨别低速血流和壁运动的复杂能力。它们还响应于不同的应用、所使用的频率、和脉冲重复速率。在一个示例性实施例中，可编程的高通功能被内置到lna周围的成像头中。这可以实现高通滤波器功能，其中在信号链中稍后在壁滤波器中实现其余高通功能。
149.多普勒频移对流轴的声波作用角和超声波束敏感（参见上面的式子）。如果角度为零（参见上面的式子），则信号也可以完全消失。通过在可能的时候物理地移动探针，可以改善该角度。然而，在一个示例性实施例中，当使用元件的2d矩阵时，扫描线也可以以2d或3d方式被电子转向，其中每个元件都具有对tx和rx功能的独立控制，包括时间延迟。因此，通过将波束转向到期望的位置，可以电子地实现期望的角度。在这种布置中，每个元件都可以独立于相邻或邻近的元件而被电子地选择，并且被独立地置于tx模式或rx模式，并且无论是tx模式还是rx模式，都可以向元件施加适当的定时延迟。
150.如上所述，多普勒成像对噪声和信噪比是敏感的。因此，在本文所述的情况下，希望增加信号。传统上，2d成像器使用了在仰角方向上具有曲率的机械透镜来将能量聚焦在仰角平面中。这导致了仰角焦点中的压力和增强的灵敏度。然而，这种配置导致了不能被调整的固定焦距。在本公开的一个示例中，使用元件的2d阵列来针对2d成像实现电子聚焦。另外，保留了机械透镜。使用2d阵列的电子能力可以实现焦点的电子变化，并且还实现了在三维空间中的聚焦。如上所述，图6c中上述的转向能力可以转向波束以进一步提高多普勒灵敏度，如上所述。也可以通过对一列上的元件应用不同的相对延迟来实现仰角平面中的电子聚焦。例如，在图5中，元件104被布置成行和列，其中，附图标记542指示了一列。到这些元
件中的每一个的发射驱动信号中的相对于彼此的延迟产生了如图6c所示的聚焦图案或波束转向。
151.此外，换能器元件可以在如图4所示的弯曲平面上。该弯曲可能是由于安装换能器和asic的板中的应力或由于换能器与asic集成中的应力而有意产生或无意产生的。这可以因单元而变化。对于所有装置都相同的预定焦点将在由于弯曲而实现的实际焦点中产生误差。然而，可以测量生产线上的每个单元的曲率。然后，使用该信息来向元件应用相对延迟，以补偿这些延迟。外部控制器将期望的延迟信息发送到asic。asic将补偿延迟施加到每个元件，并恢复由于换能器元件中的未补偿曲率而降级的高信号压力输出。
152.在一个示例中，换能器可以是宽带宽多模式装置，其中，膜片可以在同时在宽的频带上分布的多个不同频率处进行振动，从而创建宽带宽换能器。这种操作在发射模式和接收模式两者中都有效。这使b模式解剖以及基于多普勒成像的流在宽的带宽上是可能的，并且可以实现使用同一成像器的许多应用（通常需要覆盖有限带宽范围的单独的成像器）。
153.虽然压电元件可以表现出多种振动模式，但是在一些示例中，当输入刺激被频带限制为小于邻近模式的频率时，则触发仅一种振动模式。此外，从第一振动模式产生的频率可以被设计成与从第二振动模式产生的频率重叠。此外，在一些示例中，当通过包括中心频率的宽带频率输入来驱动时，可以同时出现多种振动模式。
154.总之，描述了一种成像装置，该成像装置利用了基于pmut的换能器的阵列，其在每个元件的基础上连接到控制电子器件并且被容纳在便携的外壳中。成像装置可以实时地实现系统可配置性和适应性，以主动控制成像装置中的功耗、温度和声学功率。还实现了3d空间中的波束转向。元件可以被编程为处于接收或发射模式。在大带宽上实现用于实现b模式解剖成像和多普勒模式流成像的电子器件，这通常依赖于使用常规块体压电成像的多个换能器。
155.另一示例性成像装置包括至少一个压电换能器。换能器成像装置包括至少一个压电元件。压电元件的二维（2d）阵列以行和列布置在压电换能器上。每个压电元件包括至少两个端子。每个压电元件可以与每个邻近的压电元件物理隔离以减少串扰。第一列压电元件包括每个相应的压电元件，其具有被编程为连接到相应的接收放大器的第一顶部电极。第二列压电元件包括被编程为连接到相应的发射驱动器的每个相应的压电元件。第一列中的每个相应压电元件可以被电子编程为好像连接在一起以形成一列。第二组中的每个相应压电元件可以被电子编程为好像连接在一起以形成一列。此外，任何数量的邻近列都可以被编程为在接收模式下操作，而位于别处的不同数量的列也可以被编程为在发射模式下。在一些示例中，在每个压电元件中可以呈现出多种振动模式。可以使用单个接收放大器，其中，第一列中的至少一个压电元件连接到接收放大器。此外，还可以存在单个发射驱动器，其中，第二列中的压电元件中的至少一个连接到发射驱动器。压电元件的电子编程连接可以实现在一列中任意数量的压电元件的连接。
156.在一些示例中，至少一个子光圈可以包括至少一列压电元件，并且每个压电元件可以包括两个子元件。每个子元件可以被选择为以可编程的发射和接收功能来操作，使得第一子元件可以在第二子元件正在接收的同时进行发射，并且每个子元件可以在发射模式和接收模式之间切换。至少一个压电元件可以包括两个子元件和两个端子，每个子元件具有不同的中心频率和带宽，使得当它们被并行使用时，压电元件呈现出比任何一个子元件
本身更宽的带宽。在一个示例中，至少一个压电元件被用于b模式和多普勒流测量。在一个示例中，每个压电元件都包括用于cw多普勒成像的两个子元件，并且至少第一压电元件被置于发射模式，而第二压电元件同时被置于接收模式。
157.在列和行的至少一个中的压电元件的连接是电子可编程的，以便实现列和行中的任意数量的压电元件的连接。
158.阵列的第一压电元件可以连续地处于发射模式，而阵列的第二压电元件连续地处于接收模式，以实现连续波（cw）多普勒成像。一组列可以连续地进行发射，而一组列可以被编程为处于接收模式，这也使得能够进行cw多普勒成像。区可以是分开的，以最小化换能器阵列的发射和接收部分之间的串扰。列的高度（并且具体来说，构成列的压电元件的数量）可以被电子地调整以尤其调整声学功率输出。因此，通过电子地调整参与发射的元件的数量来调整声学输出功率。对于基于多普勒的流成像和解剖成像，电源可以是相同的。然而，多普勒成像比所说的b模式成像涉及更多的脉冲。因此，与b模式相比，在类似条件下，在流成像期间会产生更大的声学功率输出，这可能会超过规定限制。通过电子地调整对声学功率有贡献的元件的数量，就可以优化用于流成像的声学功率输出。另外，在每个元件处产生的脉冲幅度可以被电子地选择，同时对于所有成像模式使用相同的电源。这可以实现根据需要进行声学功率调整，以及低成本、小尺寸的功率管理电路，以便为用于流和解剖成像的电路供电。这对于低成本便携成像器是有帮助的。在一个示例中，通过电子调整从压电元件阵列的至少一部分发射的声学功率，针对多普勒模式和b模式使用了相同数量的电源。在一个示例中，通过使用适当水平的多水平发射脉冲星输出来调整来自每个压电元件的功率。在一个示例中，b模式和多普勒模式在将相同电源用于成像模式的同时保持特定的功率水平（例如声学功率水平）和特定的机械指数。
159.在每个示例中，使用每个压电元件，就像其被连接到发射和接收通道以执行说明书中描述的动作一样。通道可以处于恒定状态，其中，它们保持为发射通道、接收通道、或发射通道和接收通道两者。或者，可以存在通道在发射、接收、以及发射和接收两者的状态类型之一之间改变的改变状态。
160.另外，在单独的独立阵列内的每个压电元件都可以呈现出一种或多种振动模式。在一个示例中，膜片支持多种振动模式，从而针对成像装置实现更大带宽。一个示例包括至少一个压电元件包括两个子元件和两个端子。每个子元件具有不同的中心频率和带宽，使得当并行使用时，表现出比任何一个子元件本身更宽的带宽。可以在大带宽上利用电子转向和仰角平面的聚焦控制来执行解剖和多普勒成像，以提高灵敏度。
161.一个示例还包括每个压电元件表现出多种振动模式，从而使得能够在大带宽上利用电子转向和仰角平面的聚焦控制来进行解剖和多普勒成像。成像可以由换能器针对用于腹部或心脏成像的低频成像来执行。而且，成像也可以由换能器针对用于肌肉骨骼（msk）或血管成像的高频成像来执行。
162.如前所述，换能器可以具有大的成像表面或光圈，并且可能希望在整个光圈上操作。整个光圈依赖于元件或子元件的整个阵列。在电子控制下，光圈大小可以被改变以包括更少数量的元件或子元件，并且可能小至单个子元件。更小的光圈是更小的成像表面或子光圈，并且包括压电层中的压电元件的子集。
163.转到图21，成像装置（3408）被示出为具有如箭头所示的发射操作（3409）和接收操
作（3410）。在发射操作（3409）和接收操作（3410）中的实线箭头指示在箭头的区域中的操作中使用压电元件（图1，104）的子元件和子集。虚线箭头表示压电元件（图1，104）的哪些子元件和子集没有被使用。光圈大小（3412）指示将由于所使用的子元件和子集而被成像的成像物体（3415）的部分。子元件和子集的选择和配置可以电子地改变以定义光圈大小（3412）。
164.注意，某些子元件可被用在一种操作（例如，发射、接收）下，而其他子元件可被用在另一种操作（例如，发射、接收）下。在用于每种操作的子元件中可能存在一些重叠。子元件对于每种操作可以是相同的。子元件还可以具有同时发射和接收的能力。
165.两个子元件还可被用于进一步加宽带宽，其中，子元件的中心频率是不同的，并且当一起同时使用时，当用于发射或接收操作时加宽带宽。成像装置可以用多个子元件来实现，使得组合的多个子元件的带宽大于每个子元件。
166.可以使用压电元件（图1，104）的阵列来执行各种类型的成像。例如，可以执行a扫描、b扫描、c扫描和多普勒模式。可以执行的其他类型的成像包括脉冲多普勒和彩色多普勒。另外，还可以执行多普勒处理，其中，在数字化之前进行一些杂波抑制滤波，例如可编程高通滤波，从而增加具有高杂波水平的多普勒信号的动态范围。在一个示例中，对从至少一个压电元件接收的多普勒信号执行多普勒处理，并且低噪声放大器在数字化之前对所接收的多普勒信号执行可编程高通滤波，并且进行进一步的数字信号处理和波束形成。
167.在一些示例中，可以电子地倾斜和聚焦仰角平面以更接近最佳多普勒角度，以得到更好的信号可视化。图22描绘了由水平面（3608）和垂直面中测量的视线之间的仰角平面（3602）限定的仰角角度（3604）。成像物体（3606）可以随仰角角度（3604）而具有更好的可视化，所述仰角角度可以被修改以获得期望的可视化。
168.高质量的多普勒成像可以具有高的信噪比（snr）。snr是图22所示的仰角角度（3604）的函数，在一个示例中，仰角角度（3604）可以被电子地调整以用于流成像。通过调整在一列上的元件上的延迟，可以在仰角平面（3602）中转向仰角焦点。注意，通过在方位角方向上调整元件上的延迟来控制轴向上的聚焦波束。利用仰角和方位角的独立延迟控制，3d波束转向可以改善多普勒信号幅度。在一个示例中，转向结构被用于3d空间中的波束转向能力。在另一示例中，转向结构被用于3d空间中电子地进行波束转向，以便更接近最佳多普勒角度，以得到更好的信号可视化。在另一示例中，成像装置的方位角焦点、仰角焦点和光圈大小将被电子地改变。
169.如图23所示，成像装置（3610）的方位角（3605）可以变化，以产生方位角跨越多达90度的扇形视场。这可以与改变的光圈大小（图21，3412）同时或独立地实现。因此，可以在3d空间中转向发射波束，并且可以在3d空间中执行解剖和流成像。
170.列中的元件和子元件可以被视为分开的、独立的列。行中的元件和子元件可以被视为分开的、独立的行。在一些变型中，列和行或其部分交换角色，使得它们分别被视为行和列。
171.其他的配置还可以包括在接收模式中启用相应的接收放大器或单个接收放大器，并且在发射模式中禁用相应的接收放大器或单个接收放大器，例如，在b模式解剖成像、彩色多普勒或pw流成像中使用。类似地，配置包括对于针对接收放大器所提及的成像模式，在发射模式中启用相应的发射驱动器或单个发射驱动器并且在接收模式中禁用相应的发射驱动器或单个发射驱动器。一个示例包括每个压电元件首先被置于发射模式，随后被置于
接收模式以接收来自发射模式的回波，其中，电子地改变发射功率水平、方位角焦点、仰角焦点、2d或3d空间中的波束转向、以及成像装置的光圈大小。
172.已经出于说明的目的给出了本发明的各种实施例的描述，但是其不旨在是穷尽的或限于所公开的实施例。在不背离所描述实施例的范围和精神的情况下，许多修改和变化对于本领域的普通技术人员来说应当是显而易见的。选择本文所使用的术语以最好地解释实施例的原理、实际应用或市场上存在的技术之上的技术改进，或使本领域的其他普通技术人员能够理解本文所公开的实施例。
173.出于解释的目的，本文阐述的具体细节是为了提供对本公开的理解。然而，对于本领域技术人员来说，显然可以在没有这些细节的情况下实践本公开。此外，本领域技术人员应当认识，本公开的示例可以以各种方式来实现，诸如过程、设备、系统、装置或有形计算机可读介质上的方法。
174.本领域技术人员应当认识到：（1）可以可选地执行某些制造步骤；（2）这些步骤可以不限于这里阐述的特定顺序；以及（3）某些步骤可以以不同的顺序来执行，包括同时进行。
175.图中所示的元件/组件是本公开的示例性实施例的说明，并且意图避免使本公开模糊。说明书中对“一个示例”、“优选示例”、“一示例”或“示例”的引用意味着结合示例描述的特定特征、结构、特性或功能被包括在本公开的至少一个示例中，并且也可以在多于一个示例中。在说明书中的各个地方出现的短语“在一个示例中”、“在一示例中”或“在示例中”不一定全部指代相同的一个或多个示例。术语“包括”、“包括有”、“包含”和“包含有”应理解为是开放性术语，并且任何罗列都是示例，并且不意味着限于所列出的项目。本文所用的任何标题仅用于组织的目的，而不应被用于限制说明书或权利要求的范围。此外，在说明书中的各个位置使用某些术语是为了说明，而不应被解释为是限制。