超声技术因其在推动生物医学研究和创新方面的重要作用而得到广泛认可。该领域创新的一个关键点是微机电系统（MEMS）集成技术的发展，这为在制造和性能方面超越传统块体型超声换能器的超声技术提供了许多有效的替代方案。一方面，基于MEMS的超声换能器，例如微机械超声换能器（MUT），受益于与CMOS技术的兼容性，从而使制造工艺具有更低的成本、更高的设计灵活性和可重复性；事实上，它们支持在同一封装上实现MEMS-CMOS集成，从根本上减少了整个系统的寄生元件、尺寸、重量和功耗。另一方面，电容式微机械超声传感器（CMUT）和压电式微机械超声换能器（PMUT）是这一领域的两种主要技术，能够克服块体型超声换能器在工作频率和与生物组织声阻抗匹配方面的许多性能限制。近年来，PMUT和CMUT在生物医学超声领域的性能和应用范围方面取得了长足的发展。
据麦姆斯咨询报道，近期，由意大利帕维亚大学（University of Pavia）和荷兰代尔夫特理工大学（TU Delft）的研究人员组成的团队在IEEE Access期刊上发表了以“PMUT and CMUT Devices for Biomedical Applications: A Review”为题的综述论文：综述了PMUT和CMUT技术的最新进展，重点介绍了它们的工作原理、微加工技术以及在不同生物医学成像和治疗应用中的使用；突出比较了PMUT和CMUT技术相对于传统块体型超声换能器的优缺点，讨论了PMUT与CMUT之间的权衡，并概述了它们在当前医学诊断和治疗应用领域的相关性，从而为当前和下一代生物医学超声应用清晰概述了这些有前景的技术。
MUT工作原理
为了描述MUT在机械域的工作原理，研究人员提出了质量-弹簧-阻尼器模型，如图1（a）所示。虽然质量-弹簧模型能正确地概括了振膜的弯曲运动，但它无法估算MUT的电学特性，而这些特性对于检查和设计换能器的前端电子器件至关重要。为此，研究人员引入了等效电路模型，即Mason模型，如图1（b）所示。
图1 MUT工作原理：（a）弹簧-质量模型（b）简化Mason模型
A. PMUT工作原理
传统上，产生超声波信号的最基本物理机制是压电效应、磁致伸缩或光声效应。尤其是压电效应在PMUT以及传统的块体型PZT换能器中得到了利用。
图2展示了PMUT的总体示意图。该器件由厚度从数百纳米到一微米不等的夹在顶部和底部两个电极之间的压电薄膜构成。在其下方，数十微米的二氧化硅（SiO₂）无源层在压电薄膜的换能过程中为其提供支撑；此外，它改变了薄膜的自然轴，从而将横向应力（由d₃₁模式产生）转化为薄膜的离面变形，这使得薄膜能够在其弯曲模式下致动。结构下方是一个空腔，它是器件谐振原理的组成部分。其尺寸经过专门设计，以与压电薄膜的谐振频率一致。
图2 PMUT横截面示意图
B. CMUT工作原理
作为MUT类别的一部分，CMUT依赖于静电换能机制。CMUT的振膜包括用作顶部电极的导电层。底部电极通常由导电衬底组成。在这两者之间存在一个空腔，当在电极上施加电压时，空腔内会产生电场。振膜通常被设计为方形、圆形或六边形。该膜在其周边固支，并悬浮在空腔上方。空腔可以是真空的或充气的，通常具有每微米数十伏特或更高的电场，从而导致高机电耦合系数。为了防止电极之间的任何接触以及由此产生的短路，还需要添加绝缘层。普通的CMUT横截面的示意图如图3所示。
图3 CMUT横截面示意图
MUT制造工艺和材料
A. PMUT制造工艺和材料
关于制造压电层的材料，有多种不同的选择，可分为两大类：铅基薄膜和无铅薄膜。第一类中最突出的是单晶或多晶的PZT（锆钛酸铅）。PZT是1952年首次开发的一种压电材料，由于其压电常数d₃₁很高，是PMUT薄膜最常见的选择，并且其在低输入电压下具有高灵敏度，使其成为医用超声的合适候选材料。薄膜PZT通过物理方法（例如RF/激光溅射）或化学涂层技术（例如MOCVD、溶胶-凝胶）制备而成。
PMUT的空腔必须通过正面蚀刻、背面蚀刻或牺牲层释放来形成。图4显示了采用溶胶-凝胶和背面蚀刻的PZT PMUT的制造工艺流程。
为了解决PZT集成工艺中处理含铅材料对健康的危害，可在PMUT设计中使用无铅材料：这一类别中最重要的化合物是AlN（氮化铝），尽管其d₃₁比PZT低，但在制造过程中只需要较低的温度（通常通过溅射完成），并且具有良好的CMOS兼容性。
其它的PMUT压电层无铅解决方案包括铌酸锂（LiNbO₃）、聚偏氟乙烯（PVDF）和氧化锌（ZnO）。
图4 采用溶胶-凝胶和背面蚀刻的PZT PMUT的制造工艺流程
B. CMUT制造工艺
CMUT的制造工艺流程包括以下步骤：材料沉积、光刻、蚀刻。硅晶圆及其表面状况的选择对CMUT器件的机械和电学性能有很大影响。最常见的制造方法有两种：牺牲层释放工艺或晶圆键合。
牺牲层释放工艺以表面微加工为基础，通过在顶板和衬底之间蚀刻牺牲层来创建CMUT空腔。工艺步骤如图5所示。
图5 CMUT牺牲层释放制造工艺
用于生物医学应用的PMUT和CMUT
研究团队在本节中介绍了过去几年发表的基于PMUT和CMUT的生物医学应用（超声成像、光声成像、基于超声的治疗、植入器件以及其它医疗应用）中最突出的案例研究，包括最近的一些体内实验。
图6 传统的和基于MUT的血管内超声（IVUS）/心腔内超声心动图（ICE）导管示意图
综上所述，该综述论文研究了用于生物医学应用的下一代PMUT和CMUT，详细描述了它们各自的优势和局限性。文中报道并深入解释了它们的物理工作原理，以及用于其制造工艺的材料和方法。此外，还报道了它们在当今医疗领域最突出的应用，并对最近发表的许多研究成果进行了说明，以便为医疗应用领域的未来创新提出建议。
研究发现，CMUT目前在这一领域提供了更广泛的可能性，这归因于其众多优点，包括更宽的带宽和更高的分辨率、更简单的制造工艺、更容易与ASIC集成以及在高频率下有效工作的能力。另一方面，尽管如今PMUT并不是生物医学应用中CMUT的主要替代品，但其显示出许多有前景的特性，这可能有助于使其在未来更有价值。与CMUT相比，PMUT的主要优点是无需高偏置电压，并且对寄生现象的敏感性较低。另一方面，随着制造和设计工艺的进步，PMUT的带宽和分辨率限制有望得到改善，从而进一步推动下一代超声器件的发展。
论文信息：
DOI: 10.1109/ACCESS.2024.3359906
