吳大偉

(南京航空航天大學(xué)機(jī)械結(jié)構(gòu)力學(xué)及控制國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室 南京，210016)

?專家論壇?

高頻超聲換能器技術(shù)研究進(jìn)展與展望*

吳大偉

(南京航空航天大學(xué)機(jī)械結(jié)構(gòu)力學(xué)及控制國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室 南京，210016)

高頻超聲是超聲技術(shù)前沿研究領(lǐng)域，可以提供更高的空間分辨率、更精準(zhǔn)的檢測(cè)診斷信息，在生物醫(yī)學(xué)臨床與基礎(chǔ)研究、先進(jìn)裝備制造無(wú)損檢測(cè)等領(lǐng)域具有重要的應(yīng)用價(jià)值,但其核心器件高頻超聲換能器的研制一直是高頻超聲技術(shù)發(fā)展的瓶頸。首先，介紹了超聲換能器基本理論；然后，論述了高頻超聲換能器技術(shù)發(fā)展現(xiàn)狀、面臨技術(shù)難題及解決途徑，并結(jié)合高頻超聲換能器研制實(shí)例予以說(shuō)明；最后，對(duì)高頻超聲換能器技術(shù)進(jìn)行了討論與展望。

高頻超聲； 超聲換能器； 微加工； 壓電器件

引 言

高頻超聲(高于30 MHz)是超聲技術(shù)的重要分支和研究熱點(diǎn)，與光學(xué)、射線和核磁等無(wú)損檢測(cè)與成像技術(shù)相比，其優(yōu)勢(shì)在于：a.可以很好地平衡高分辨率與高穿透性之間矛盾；b.可以在微觀尺度表征物體的機(jī)械性能。經(jīng)過(guò)近二三十年的發(fā)展，高頻超聲已經(jīng)在電子器件評(píng)估與檢測(cè)、材料微觀機(jī)械性能表征和生物醫(yī)學(xué)高分辨率成像等領(lǐng)域發(fā)揮著不可取代的作用，并已經(jīng)在生物組織病理定量研究、細(xì)胞成像與細(xì)胞機(jī)械性能檢測(cè)以及超聲鑷子等前沿基礎(chǔ)研究與應(yīng)用技術(shù)中表現(xiàn)出廣泛的前景[1-3]。

超聲換能器是超聲技術(shù)的核心器件，其特性參數(shù)從根本上決定整個(gè)超聲系統(tǒng)的性能,但超聲換能器的研制一直是超聲技術(shù)中的技術(shù)瓶頸。其主要原因有：a.超聲換能器結(jié)構(gòu)復(fù)雜、工藝繁瑣；b.超聲換能器研制涉及到聲學(xué)、振動(dòng)、材料、電子、機(jī)械，甚至化學(xué)、醫(yī)學(xué)等學(xué)科知識(shí)。高頻超聲換能器尺寸小，精度要求高，給換能器設(shè)計(jì)、材料、工藝提出更高的要求[4]。

1 壓電超聲換能器原理

1.1 壓電超聲換能器基本結(jié)構(gòu)

圖1與圖2為部分中低頻率(低于20 MHz)商業(yè)壓電超聲換能器。圖1為工業(yè)用超聲換能器，包括斜探頭、可變角探頭、直探頭和聚焦探頭等。圖2為醫(yī)學(xué)臨床常用超聲換能器，包括線陣、凸陣、相控陣和腔內(nèi)探頭等。這些換能器雖然因用途不同外形各異，但其工作原理相同，基本結(jié)構(gòu)類似。

圖1 工業(yè)用超聲換能器(廣東多浦樂(lè)電子)Fig.1 Ultrasonic transducer arrays for industrial applications (Doppler Electronic Technologies)

圖2 醫(yī)學(xué)臨床超聲換能器(汕頭超聲儀器研究所)Fig.2 Clinical ultrasonic transducer arrays(SIUI)

圖3為常見(jiàn)的一維陣列超聲換能器典型結(jié)構(gòu)示意圖,其結(jié)構(gòu)包括陣元、匹配層、背襯層、聲透鏡和陣元連線等，其中壓電材料制備的陣元是換能器核心部件。對(duì)于壓電陶瓷材料超聲換能器，其壓電陣元的聲阻抗(介質(zhì)密度與介質(zhì)中聲速乘積)通常大于匹配層與背襯層的聲阻抗，此時(shí)壓電陣元取其基波共振對(duì)應(yīng)的厚度

(1)

其中：f0為陣元基波共振頻率；cp，λp分別為壓電陣元中的聲速和聲波長(zhǎng)。

圖3 超聲線陣結(jié)構(gòu)圖Fig.3 Construction of an ultrasonic linear array

對(duì)于PVDF壓電聚合物，其聲阻抗小于背襯層，其負(fù)載多為水或軟組織而無(wú)需匹配層，此時(shí)陣元基波共振對(duì)于厚度[5]為

(2)

從圖3可見(jiàn)，換能器的每個(gè)陣元都有各自連線，形成獨(dú)立通道。前端電路可借此控制陣元激發(fā)聲波時(shí)序，實(shí)現(xiàn)聲束電子聚焦(focusing)與掃描(steering)[6]

(3)

其中：xn，Δtn，Δrn分別為中間陣元與邊上第n個(gè)陣元之間距離，及它們到達(dá)聚焦點(diǎn)P(r,φ)的時(shí)間差與路徑差；cm為傳播介質(zhì)中聲速；式(3)的第1與第2部分分別對(duì)應(yīng)聚焦與掃描的時(shí)間延遲。

除了上述電子聚焦，圖3所示的聲透鏡可實(shí)現(xiàn)與電子聚焦方向相垂直的物理聚焦，決定超聲圖像的成像厚度d

(4)

其中：D為孔徑大小；λm為介質(zhì)中聲波長(zhǎng)。

Fc為聲透鏡聚焦距離

(5)

其中：Rc為透鏡的曲率半徑；c1，c2分別為聲透鏡與介質(zhì)中的聲速。

圖4為圖3中陣元結(jié)構(gòu)局部放大圖。可以看到，各壓電陣元被等間距隔開(kāi)且被匹配層與背襯層夾在中間。因?yàn)殛嚵兄嘘囋乳g隔分布，換能器聲場(chǎng)因陣元間聲場(chǎng)的干涉在φg角度處出現(xiàn)柵瓣[7]

(6)

其中：n為整數(shù)；g為兩相鄰陣元中心間距；λm為介質(zhì)中聲波長(zhǎng)；θs為相控陣的掃描角(對(duì)于線陣θs=0)。

圖4 超聲換能器陣元結(jié)構(gòu)圖Fig.4 Construction of ultrasonic array elements

為了抑制90°成像視角內(nèi)出現(xiàn)柵瓣，線陣的g不能大于λm，相控陣的g不能大于λm/2。此外，為了抑制陣元的寄生振動(dòng)，陣元寬厚比(w/L)要小于0.6[6]，因此

w<0.6L

(7)

陣元前面的匹配層實(shí)現(xiàn)壓電陣元與待測(cè)物體間的聲阻抗匹配，讓更多超聲能量傳輸出去和接收回來(lái)，增強(qiáng)信號(hào)的靈敏度。對(duì)應(yīng)單一頻率的平面波，當(dāng)匹配層厚度為1/4波長(zhǎng)且聲阻抗Zm0滿足

(8)

則可實(shí)現(xiàn)壓電材料(聲阻抗Zp)與介質(zhì)(聲阻抗Zm)之間100%能量傳播。檢測(cè)、成像用超聲換能器都是寬帶器件(通常大于50%)，Desilets等[8]證明，對(duì)于寬頻超聲換能器，單一1/4波長(zhǎng)匹配層的聲阻抗應(yīng)為

(9)

如果為獲取更高帶寬采用雙1/4波長(zhǎng)匹配層，其聲阻抗分別為

(10)

(11)

此外，陣元后面的背襯層用以消除/削弱信號(hào)震蕩，調(diào)控信號(hào)帶寬，通常背襯層厚度是其聲波長(zhǎng)20倍以上?？梢?jiàn)，超聲換能器研制中需考慮的因素較多，這些因素互相關(guān)聯(lián)制約，需通過(guò)計(jì)算機(jī)輔助設(shè)計(jì)結(jié)合研制者經(jīng)驗(yàn)，做許多折中處理選取合適的壓電陣元、匹配層和背襯層等物理和幾何參數(shù)，平衡超聲換能器空間分辨率、穿透力、聲束聚焦和研制成本等，以滿足具體應(yīng)用要求。

從式(1)，(2)，(6)，(7)等可知，換能器的陣元、陣元間隔和匹配層厚等幾何尺度與換能器頻率成反比關(guān)系，頻率越高，幾何尺度越小。例如在生物醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用中，基于PZT-5H壓電材料的1 MHz超聲換能器線陣，陣元厚度為2 mm、寬度為1.2 mm，相鄰陣元中心間隔為1.5 mm，陣元槽口為0.3 mm。如果換能器頻率提高到50 MHz，同樣基于PZT-5H材料，則陣元厚度為40 μm、寬度為24 μm，相鄰陣元中心間隔為30 μm，陣元槽口為6 μm?？梢?jiàn)，高頻超聲換能器部件尺寸小、精度要求高，這給設(shè)計(jì)、材料和工藝提出更高的要求，低頻超聲換能器中使用的常規(guī)材料與制備工藝已無(wú)法滿足要求。

1.2 壓電超聲換能器陣元

壓電超聲換能器的核心部件是壓電陣元。壓電陣元的幾何形狀因不同換能器類型而各異[7]。圖5中的(a)和(b)陣元常用于厚度振動(dòng)模式下的單陣元超聲換能器，(c)常用于直條振動(dòng)模式下二維超聲陣列或壓電復(fù)合材料，(d)常用于長(zhǎng)梁振動(dòng)模式下的一維線陣與相控陣。

圖5 不同幾何形狀陣元的振動(dòng)模態(tài)Fig.5 Transducer element′s geometries for different modes

需要特別注意的是，壓電材料是各向異性材料。壓電陣元的重要參數(shù)包括聲速、聲阻和機(jī)電耦合系數(shù)等，因其幾何形狀、極化方向、電極位置不同而數(shù)值不同。表1為極化沿厚度方向(圖5中d方向)，電極面垂直于極化方向條件下，壓電陣元在不同幾何形狀對(duì)應(yīng)的振動(dòng)模式下的主要聲學(xué)參數(shù)。

表1 不同振動(dòng)模式下PZT的材料參數(shù)

Tab.1 Material properties of PZT of different modes

性能參數(shù)直條模式長(zhǎng)梁模式厚度模式聲速/(m·s-1)385045804000聲阻/Mrayl28.934.430.0機(jī)電耦合系數(shù)0.750.510.73

1 Mrayl = 106kg/(s·m2)

Selfridge等[9]對(duì)壓電陣元幾何尺寸與其重要聲學(xué)參數(shù)間定量關(guān)系進(jìn)行了理論分析與預(yù)測(cè)。圖6為Selfridge理論預(yù)測(cè)的壓電陣元聲速分布隨陣元寬高比變化規(guī)律。圖的左邊對(duì)應(yīng)圖5(d)長(zhǎng)梁模式，右邊對(duì)應(yīng)圖5(a)和圖5(b)的厚度模式。當(dāng)寬高比的值處于中間位置(寬高比為1左右)，陣元的寄生振動(dòng)會(huì)影響到換能器的性能，在寬頻換能器設(shè)計(jì)中陣元應(yīng)盡量避免采用此幾何形狀。

圖6 壓電陣元聲速與其寬高比關(guān)系Fig.6 Sound speed dispersion for a transducer element as a function of w/d aspect ratio

1.3 壓電超聲換能器物理模型

換能器陣元的電學(xué)特性可通過(guò)圖7所示的集總參數(shù)電路模型獲得[7]。其中：C0為壓電陣元的固有電容；Rs，Cs，Ls為陣元壓電效應(yīng)產(chǎn)生的輻射阻抗(radiation impedance)轉(zhuǎn)化出的等效集總電路的電阻、電容與電感

C0=εSA/d

(12)

(13)

(14)

(15)

圖7 單陣元換能集總參數(shù)電路模型Fig.7 Electrical lumped equivalent circuit for a transducer element

其中：εS為壓電陣元材料受夾介電常數(shù)；A為壓電陣元電極面積；d為壓電陣元厚度；Z1和Z2為陣元前后端負(fù)載(通常為匹配層與背襯層)聲阻抗；kT為壓電材料機(jī)電耦合系數(shù)；ω1為等效電路的串聯(lián)共振頻率；陣元聲阻抗率Zc=ρcA。

此等效電路可有效模擬具有匹配層與背襯層的換能器陣元的電學(xué)特性，缺點(diǎn)是無(wú)法描述聲學(xué)響應(yīng)。圖8為三端等效電路模型，完整模擬換能器聲、電特性。此類等效電路主要包括Mason模型、Redwood模型和KLM模型等，其中KLM模型[10]最為常用，如圖9所示。

圖8 壓電陣元的三端等效電路模型Fig.8 Three-port equivalent circuit for a transducer element

圖9 單陣元換能器KLM等效電路模型Fig.9 The KLM model for a transducer element

KLM模型將換能器結(jié)構(gòu)中的壓電層、匹配層、背襯層和黏結(jié)層等視為傳輸線，其優(yōu)點(diǎn)是可以將聲、電接口分離：聲學(xué)前端口連接匹配層、黏結(jié)層、電極層、聲透鏡和負(fù)載等，聲學(xué)后端口連接背襯層、黏結(jié)層和電極層等，電子端口連接電阻匹配網(wǎng)絡(luò)、電信號(hào)接收端等。采用此模型，換能器的聲阻匹配、背襯、電阻匹配等可被分開(kāi)來(lái)研究，簡(jiǎn)化了換能器設(shè)計(jì)。

1.4 壓電超聲換能器材料

壓電超聲換能器材料可分為兩類，一類是壓電材料(active materials)，包括壓電陶瓷、壓電單晶、壓電聚合物、壓電膜和壓電復(fù)合材料等；一類是無(wú)源材料(passive materials)，包括匹配層材料、背襯層材料、聲透鏡材料、槽口填充材料、黏結(jié)材料和電極材料等。

壓電材料的機(jī)電耦合系數(shù)、介電常數(shù)和聲阻抗等是換能器設(shè)計(jì)中關(guān)鍵參數(shù)。例如，醫(yī)學(xué)成像壓電換能器的極限帶寬與機(jī)電耦合系數(shù)的平方成正比關(guān)系[7]

(16)

PZT(PbZr1-xTixO3)壓電陶瓷家族具有較高的機(jī)電耦合系數(shù)與介電常數(shù)，是最常見(jiàn)的換能器材料。其中：PZT-5A和PZT-5H屬于軟PZT材料，靈敏度高，常用于水聽(tīng)器、醫(yī)學(xué)超聲換能器等；PZT-2，PZT-4，PZT-8等屬于硬PZT材料，耐高壓，不易退極化，常用于功率超聲換能器。近年來(lái)由于環(huán)保與健康考慮，無(wú)鉛壓電陶瓷(如KNN，BNT)成為國(guó)內(nèi)外研究熱點(diǎn)[11]。

PMN-PT，PZN-PT壓電單晶擁有卓越的壓電性能，機(jī)電耦合系數(shù)甚高，基于它們的超聲換能器帶寬可達(dá)100%，且靈敏度高[12]。PMN-PT等壓電單晶已用于制備高端超聲換能器陣列。

壓電陶瓷、壓電單晶等材料一個(gè)主要缺點(diǎn)是聲阻抗非常高(30～40Mrayls)，需要多層聲阻抗匹配。如將這些材料切割出網(wǎng)格分布槽口并填充低聲阻抗的聚合物如環(huán)氧樹(shù)脂，可得到性能優(yōu)異的1-3壓電復(fù)合材料。相比壓電陶瓷，1-3壓電復(fù)合材料聲阻抗低易匹配、機(jī)電耦合系數(shù)更高、脆性降低[13]。缺點(diǎn)是加工成本較高，高頻壓電復(fù)合材料制備難度高。

PVDF有機(jī)壓電聚合物薄膜雖然機(jī)電耦合系數(shù)和介電系數(shù)均較低，但其聲阻抗與水、軟組織接近，且具有高柔順系數(shù)和高壓電電壓常數(shù)(g)，常用于制備水聽(tīng)器和單陣元高頻換能器[14]。

此外，ZnO，PZT，AIN等材料的壓電薄膜常用于制備特高頻超聲換能器或聲表面波器件[15]。表2為超聲換能器常用壓電材料性能比較。

壓電換能器中除了陣元是壓電材料，剩余部件的材料都屬于無(wú)源材料。它們因用途和功能需求不同，材料性能各異，聲阻抗與聲衰減值是設(shè)計(jì)中最關(guān)心的參數(shù)。對(duì)于醫(yī)學(xué)成像超聲換能器，匹配層材料要求聲衰減低，聲阻抗2～10Mrayls左右；背襯層材料要求聲衰減高，聲阻抗5～30Mrayls左右；聲透鏡材料要求聲衰減低，聲阻抗1～2Mrayls左右；陣元槽口填充材料聲阻抗1～2Mrayls左右。表3為超聲換能器常用無(wú)緣材料的部分性能參數(shù)。

1.5 壓電超聲換能器聲場(chǎng)

超聲換能器聲場(chǎng)參數(shù)是超聲檢測(cè)、成像應(yīng)用的重要指標(biāo)。無(wú)論在工業(yè)檢測(cè)還是在醫(yī)學(xué)成像應(yīng)用中，超聲換能器的尺寸和超聲波長(zhǎng)處于一個(gè)量級(jí)，因此超聲換能器的聲場(chǎng)具有典型的衍射特征。依據(jù)惠更斯理論將衍射聲場(chǎng)視為換能器孔徑內(nèi)無(wú)限小的點(diǎn)陣元聲場(chǎng)互相干涉形成，并通過(guò)Rayleigh-Sommerfeld積分實(shí)現(xiàn)聲場(chǎng)的理論計(jì)算[10]。圖10是直徑為D，半徑為r的活塞型換能器在頻率為f正弦波驅(qū)動(dòng)下的發(fā)射聲場(chǎng)橫截面圖及聲場(chǎng)輪廓圖。

圖10 活塞式超聲換能器發(fā)射聲場(chǎng)及其輪廓Fig.10 Beam profile and beam contour of a piston ultrasonic transducer

圖10(a)可見(jiàn)，靠近換能器表面區(qū)域聲場(chǎng)分布比較復(fù)雜，聲強(qiáng)與聲壓幅值振蕩，此區(qū)域?yàn)閾Q能器聲場(chǎng)近場(chǎng)(Fresnel區(qū)域)。距離較遠(yuǎn)處聲場(chǎng)分布簡(jiǎn)單，聲強(qiáng)與聲壓幅值各自以1/Z2，1/Z規(guī)律衰減(Z為換能器表面中心的軸向距離,如圖10(b)所示)，此區(qū)域?yàn)檫h(yuǎn)場(chǎng)(Fraunhofer區(qū)域)。在聲速為cm，聲波長(zhǎng)為λm的介質(zhì)中，近場(chǎng)與遠(yuǎn)場(chǎng)的分界點(diǎn)距離換能器表面

(17)

此距離Z0亦稱換能器的自然焦距。在常規(guī)超聲檢測(cè)與成像中，應(yīng)避開(kāi)使用換能器近場(chǎng)。超過(guò)自然焦距Z0，超聲聲場(chǎng)沿著φ開(kāi)始往外擴(kuò)散，如圖10(b)所示，聲場(chǎng)擴(kuò)散角遵循

sinφ=0.61λm/r

(18)

實(shí)際使用的超聲換能器大都經(jīng)過(guò)物理或電子聚焦來(lái)抑制聲場(chǎng)擴(kuò)散，形成窄而長(zhǎng)的聲束，并多在脈沖回波模式下工作，其聲場(chǎng)輪廓如圖11所示。其中，關(guān)鍵的參數(shù)是聲場(chǎng)焦點(diǎn)長(zhǎng)度FZ和焦點(diǎn)處聲束寬度BD。焦點(diǎn)長(zhǎng)度FZ決定軸向檢測(cè)和成像區(qū)域大小，焦點(diǎn)處聲束寬度BD決定橫向成像空間分辨率。FZ可由以下公式求得

(19)

圖11 聚焦超聲換能器發(fā)射聲場(chǎng)輪廓Fig.11 Beam contour of a focused ultrasonic transducer

SF定義為

SF=F/Z0

(20)

其中：F為換能器聚焦點(diǎn)距離；Z0為換能器自然焦距；對(duì)于未聚焦的平面換能器，SF=1。

BD可由下式求得

(21)

其中：λm為聲波在介質(zhì)中波長(zhǎng)；f#為相對(duì)孔徑。

f#定義為

f#=Fc/D

(21)

BD可用于表征換能器的橫向分辨率，換能器的縱向分辨率為

(22)

其中：BW為超聲信號(hào)-6 dB帶寬與超聲信號(hào)中心頻率比值。

表2 超聲換能器常用壓電材料重要參數(shù)

Tab.2 Piezoelectric materials for ultrasonic transducers

參數(shù)PVDF石英(x-cut)PZT-5HPZT-5APMN-33%PTPZT-5H復(fù)合材料機(jī)電耦合系數(shù)kT0.110.0930.50.490.640.66介電常數(shù)(ε33S/ε0)124.51470830680622聲阻抗/Mrayls3.913.33433.737.416

表3 超聲換能器常用無(wú)源材料參數(shù)

2 高頻換能器制備技術(shù)現(xiàn)狀

高頻超聲換能器與常規(guī)低頻超聲換能器一樣，其研制包括陣元加工、匹配層制備、背襯層制備、陣元電極連線、聲透鏡制備和封裝等工藝。近一二十年，國(guó)內(nèi)外許多學(xué)者一直致力于高頻超聲換能器制備新技術(shù)的研究。筆者主要介紹其中比較關(guān)鍵的陣元加工與連線技術(shù)現(xiàn)狀。

2.1 陣元加工技術(shù)

加工超聲陣元的壓電陶瓷和壓電單晶等材料較硬且脆性大，屬于難加工材料。高頻超聲換能器陣元尺寸小、幾何精度和加工工藝要求高。目前常用的加工方法有如下幾種。

2.1.1 刀片機(jī)械切割

刀片切割是最常見(jiàn)的超聲換能器加工工藝，它通過(guò)高速運(yùn)轉(zhuǎn)的刀片機(jī)械切割壓電材料形成陣元；陣元間隙由刀片厚度決定。低頻(<10 MHz)線陣、相控陣和面陣通常都是通過(guò)此方法實(shí)現(xiàn)。高頻陣列也可通過(guò)使用超薄刀片實(shí)現(xiàn)。美國(guó)南加州大學(xué)超聲換能器研究中心的Kirk Shung教授小組使用10～15 μm刀片成功實(shí)現(xiàn)35 MHz的高頻線陣[16]。這種方法的局限是只能切割直線，無(wú)法實(shí)現(xiàn)例如環(huán)形陣列等復(fù)雜形狀。

2.1.2 激光微加工

激光微加工是利用微米尺度激光束產(chǎn)生高溫融化或氣化被加工壓電材料形成陣元；陣元間隙的大小主要由激光束光斑尺寸決定。加拿大多倫多大學(xué)的F.S. Foster小組使用UV激光器產(chǎn)生8 μm光斑，成功加工出35～45 MHz超聲換能器陣列[17]。激光微加工的一個(gè)顯著優(yōu)點(diǎn)是可以加工出復(fù)雜幾何形狀，因此亦被用于加工高頻環(huán)形陣列[18]；缺點(diǎn)是設(shè)備昂貴，加工成本高。

2.1.3 MEMS微加工

MEMS微加工技術(shù)由半導(dǎo)體加工技術(shù)改造而來(lái)，通過(guò)綜合運(yùn)用光刻、刻蝕(包括濕法刻蝕、干法刻蝕)等技術(shù)研制微米尺度器件。最近一二十年被應(yīng)用于加工高頻超聲陣列，并成為研究熱點(diǎn)。日本Ito等[19]用濕法刻蝕ZnO壓電薄膜，研制出100 MHz線陣。微加工技術(shù)的另一重要應(yīng)用是用于加工電容式微加工換能器(cMUT)。美國(guó)斯坦福大學(xué)的Yakubi教授是這一領(lǐng)域的先驅(qū)[20]。與傳統(tǒng)基于壓電材料的超聲換能器不同，它是利用微加工技術(shù)在硅材料上形成覆蓋薄膜的空腔(cavity),通過(guò)靜電力引起薄膜的振動(dòng)產(chǎn)生超聲波。微加工技術(shù)的優(yōu)點(diǎn)是可以加工復(fù)雜平面陣列，可批量生產(chǎn)；缺點(diǎn)是設(shè)備昂貴、工藝復(fù)雜。

2.2 陣元電極連接技術(shù)

超聲換能器每個(gè)陣元都有自己的連線以形成獨(dú)立通道。對(duì)于擁有幾百甚至上萬(wàn)陣元的換能器陣列，陣元電極連線技術(shù)是換能器制備的關(guān)鍵與難點(diǎn)，尤其對(duì)于陣元更小的高頻換能器陣列更是如此。

2.2.1 柔性電極連線

通常超聲換能器陣列的陣元電極連接通過(guò)柔性電路(flexible circuits)實(shí)現(xiàn)：將電極連線制備在柔性絕緣基底上，比如聚酰亞胺(Kapton)，通過(guò)環(huán)氧樹(shù)脂將柔性電路上的電極與陣元對(duì)準(zhǔn)粘合，如圖12(a)所示。此方法工藝簡(jiǎn)單、彎折性好、連接密度較高而獲得廣泛應(yīng)用。但對(duì)于高頻超聲換能器，特別是面陣應(yīng)用中，此方法面臨兩個(gè)問(wèn)題：a.柔性電路厚度通常為10 μm以上，黏結(jié)層厚度為2～5 μm，此厚度在低頻應(yīng)用中可做聲透明處理，在高頻應(yīng)用中無(wú)法忽略，會(huì)明顯影響到換能器性能；b.高頻面陣陣元尺寸小，柔性電路與陣元間的對(duì)準(zhǔn)粘合非常困難。

圖12 柔性電極連線與超聲焊接連線Fig.12 Examples of flexible circuits bonding and ultrasonic wire bonding

2.2.2 超聲焊接連線

超聲焊接連線利用熱、壓力和超聲波能量使細(xì)金屬線與基板緊密焊合，廣泛應(yīng)用于半導(dǎo)體芯片等電力電子領(lǐng)域。超聲換能器結(jié)構(gòu)復(fù)雜，此技術(shù)只適用稀疏陣元連線，不適用高密度陣元，特別是超聲面陣。圖12(b)為筆者通過(guò)超聲焊接技術(shù)給50 MHz超聲環(huán)形陣列的陣元連線實(shí)例。

2.2.3 倒裝封裝連線

倒裝封裝連線(flip chip bonding)通過(guò)陣列排列的焊料凸點(diǎn)實(shí)現(xiàn)與基底部件連接，直接以對(duì)準(zhǔn)倒扣方式將連線板上連接點(diǎn)與基底上凸點(diǎn)鍵和，如圖13所示。此技術(shù)連接點(diǎn)小、對(duì)準(zhǔn)精確，適合高密度、微型陣元電極連線。筆者研制的點(diǎn)焊面陣電極連線即采用此技術(shù)(詳見(jiàn)3.2高頻超聲面陣)。但在超聲換能器應(yīng)用中，倒裝封裝只能通過(guò)背襯層進(jìn)行，要求背襯層具有較高的聲衰減同時(shí)具有良好的導(dǎo)電性，限制了此技術(shù)應(yīng)用。

圖13 倒裝封裝示意圖與實(shí)例Fig.13 Illustration and an example of flip chip bonding

2.2.4 微加工封裝連線

近年，筆者采用微加工連線工藝實(shí)現(xiàn)微型多陣元電極連接：在陣元電極表面旋涂(spin-coating)一層1～2 μm厚的SU-8 2000(MicroChem,USA)絕緣隔離層，通過(guò)掩模曝光光刻，在SU-8隔離層上開(kāi)出一系列幾十微米、大小具有平滑過(guò)渡面的連接窗口，濺射銀導(dǎo)電層并通過(guò)掩模曝光光刻形成連接線路[21]。圖14為以此工藝完成的超聲環(huán)形面陣陣元連接照片與局部放大圖。此方法制備的陣元互連層厚度小、精度高、可靠性高。

圖14 基于SU-8的微加工連線局部放大圖與連線實(shí)例Fig.14 Illustration and an example of SU-8 based micro-machined interconnection

3 高頻超聲換能器研制實(shí)例

結(jié)合上述換能器設(shè)計(jì)、換能器材料、換能器陣元加工、換能器連線封裝知識(shí)，介紹幾款筆者近年來(lái)研制的高頻壓電超聲換能器。

3.1 微加工高頻超聲陣列

50～100 MHz高頻超聲陣列要求陣元厚度為20～40 μm，陣元間槽口為4～10 μm，傳統(tǒng)壓電陶瓷(晶粒尺寸為1～10 μm)結(jié)合機(jī)械切割技術(shù)(切割槽口為10 μm以上)不再適用，筆者采用微加工壓電厚膜技術(shù)制備了一系列50～100 MHz超聲換能器陣列。圖15為此制備技術(shù)的工藝流程。首先，甩涂方法在硅片基底上制備PZT壓電厚膜；然后，用干刻蝕技術(shù)微加工PZT厚膜形成微小陣元，用濕刻蝕除去PZT陣列下面的硅片基底并填充背襯層，制備匹配層后封裝連線[22-23]。

為了獲得亞微米晶粒、致密PZT厚膜，需先將PZT陶瓷粉末球磨，并與PZT凝膠溶膠以優(yōu)化比例混合后再球磨制成漿料，每次甩涂燒結(jié)后用抽真空技術(shù)將PZT凝膠溶膠滲入膜中再次燒結(jié)，如此反復(fù)直至到達(dá)需求的厚度[24]。

為了獲得10 μm以下垂直的微型陣元槽口，先用光刻技術(shù)結(jié)合脈沖電鍍生成鎳金屬掩模，然后采用基于氯基腐蝕氣體的深反應(yīng)離子干刻蝕技術(shù)(DRIE)刻蝕出微型槽口[22]。

圖16(a)為微加工PZT厚膜局部放大圖，可以看到槽口寬度(6 μm)小于10 μm且非常的垂直(展弦比大于10),滿足50～100 MHz超聲陣列制備需求。圖16(b),(c),(d)分別為依此技術(shù)制備的高頻環(huán)形陣列、線性陣列與復(fù)合陣列[22-25]。圖17為基于此技術(shù)制備的90 MHz超聲換能器得到的羊神經(jīng)根超聲圖像與光學(xué)圖像。

圖15 微加工PZT厚膜超聲陣列工藝流程圖Fig.15 Fabrication flow of PZT film ultrasonic arrays

圖16 基于PZT厚膜的微加工高頻超聲換能器Fig.16 Micro-machined high-frequency PZT films ultrasonic transducer arrays

圖17 羊神經(jīng)根的90 MHz超聲圖像與光學(xué)圖像Fig.17 90 MHz ultrasonic image and optical image of spinal roots of a sheep

3.2 高頻超聲面陣

圖18 機(jī)械切割超聲換能器面陣陣元Fig.18 2D ultrasonic array elements formed by mechanical dicing

Epotek-30環(huán)氧樹(shù)脂黏滯性低，流動(dòng)性好，且具有較好的溫度和機(jī)械性能，被選用為陣元間槽口的填充材料。圖18中切割后的樣品需經(jīng)過(guò)離子處理(plasma treatment)，改善表面親水性，使環(huán)氧樹(shù)脂更容易滲入陣元槽口中。環(huán)氧樹(shù)脂的填充過(guò)程在抽真空環(huán)境下進(jìn)行，以保證樹(shù)脂充分滲入到陣元底部，并排除樹(shù)脂溶液中的氣泡。

匹配層和背襯層材料都是由固體粉末與環(huán)氧樹(shù)脂制備的復(fù)合材料。匹配層由氧化鋁粉末與環(huán)氧樹(shù)脂制備而成，背襯層由鎢粉與銀粉混合金屬粉末與環(huán)氧樹(shù)脂制備而成。因具體應(yīng)用需求，它們對(duì)聲學(xué)和電學(xué)等性能的要求差異較大，其中背襯層要求導(dǎo)電性能好、聲阻抗值適中、聲衰減系數(shù)較高、具有一定硬度、溫度和機(jī)械穩(wěn)定性好等要求。有限元仿真表明，此背襯層的聲阻抗值取10Mrayls時(shí)，可以保證換能器兼具需要的信號(hào)靈敏度和帶寬性。此外，背襯層需要有良好的導(dǎo)電性，以便使用倒裝連線技術(shù)連接陣元。為滿足上述要求，采用如下制備工藝：3～7 μm顆粒大小的鎢粉與8～10 μm顆粒大小的銀粉以重量比2∶1均勻混合，放入適量(與金屬粉末重量比為1∶10)環(huán)氧樹(shù)脂Epotek-301人工攪拌1 min，球磨4～5 h；然后加入環(huán)氧樹(shù)脂硬化劑，人工攪拌半分鐘，球磨半分鐘。攪拌好的背襯漿料傾倒在Pz31壓電陶瓷表面，在9 kr/min轉(zhuǎn)速下離心5～7 min。離心后的樣品需在室溫下經(jīng)過(guò)24 h和溫箱65℃環(huán)境2 h硬化過(guò)程。需要注意的是，在離心過(guò)程中環(huán)氧樹(shù)脂會(huì)積聚在背襯上層和部分金屬粉末形成不導(dǎo)電材料，需打磨去除。匹配層由氧化鋁粉末與環(huán)氧樹(shù)脂以類似工藝流程制備而成，其聲阻抗值需滿足式(9)，厚度為1/4波長(zhǎng)。圖19為連線封裝后的點(diǎn)焊用高頻超聲面陣正反面圖片。

圖19 點(diǎn)焊用高頻超聲面陣正面與背面Fig.19 Front and back sides of ultrasonic 2D arrays for spot-welding applications

上述陣列采用的是倒裝封裝連線，如果結(jié)合微加工封裝連線，可制備出如圖20所示的高頻超聲陣列。

圖20 微加工陣元連線高頻超聲面陣Fig.20 High frequency ultrasonic 2D array with micro-machined element interconnections

3.3 特高頻超聲環(huán)陣

聲學(xué)顯微鏡在生物醫(yī)學(xué)高分辨率成像、芯片封裝無(wú)損評(píng)估、材料微觀機(jī)械性能研究等前沿領(lǐng)域有重要應(yīng)用。傳統(tǒng)聲學(xué)顯微鏡都采用單陣元換能器結(jié)合堅(jiān)硬(摩氏硬度為9，聲速11ms/μs)的藍(lán)寶石作為聲透鏡材料實(shí)現(xiàn)聲束高度聚焦。藍(lán)寶石價(jià)格昂貴、加工困難且聲阻抗非常高(40Mrayls)。筆者采用特高頻環(huán)形陣列結(jié)合價(jià)格低廉、易加工、低聲阻抗、低聲衰減的石英玻璃(摩氏硬度為7，聲阻抗為12Mrayls)實(shí)現(xiàn)高度聚焦聲束。此換能器采用射頻磁控濺射法制備的氧化鋅薄膜作為壓電材料，通過(guò)濕法刻蝕氧化鋅薄膜形成環(huán)形陣列，最后用微加工陣元連線實(shí)現(xiàn)陣元連接。圖21為制備出的特高頻超聲環(huán)形陣列及特高頻聲透鏡。

圖21 聲學(xué)顯微鏡用超聲環(huán)形陣列與其聲透鏡Fig.21 Ultrasonic ring array and its acoustic lens for acoustic microscopy

基于此特高頻(400 MHz)換能器的聲顯微鏡可提供最高3～4 μm的空間分辨率，首次實(shí)現(xiàn)了木頭細(xì)胞(細(xì)胞大小為40 μm左右，細(xì)胞壁為7 μm左右)的超聲圖像，如圖22(b)所示。與圖22(a)的光學(xué)圖像比較可發(fā)現(xiàn)，超聲圖像可以顯示光學(xué)圖像無(wú)法呈現(xiàn)的信息：細(xì)胞壁主要由纖維素組成，相鄰細(xì)胞的細(xì)胞壁結(jié)合處含較多果膠質(zhì)，聲學(xué)圖像可顯示它們具有不同的反射強(qiáng)度，光學(xué)圖像則難以發(fā)現(xiàn)區(qū)別[26]。

圖22 植物細(xì)胞的光學(xué)圖像與超聲圖像Fig.22 Optical and ultrasonic images of wood cells

4 討論與展望

首先，介紹了壓電超聲換能器基本結(jié)構(gòu)及工作原理，指出高頻超聲換能器制備中面臨的技術(shù)難點(diǎn)；然后，筆者結(jié)合所研制的幾個(gè)高頻超聲換能器實(shí)例，從換能器設(shè)計(jì)、材料制備、材料加工、陣元連線和封裝等方面給出可行的技術(shù)解決途徑。

筆者所介紹的換能器制備方法都屬于減法制造(subtractive manufacturing)，它們共同的缺點(diǎn)是：換能器的設(shè)計(jì)制造周期長(zhǎng)、工藝復(fù)雜、加工成本高。現(xiàn)代高頻超聲的發(fā)展需求微型、尺寸精確、多陣元、甚至特殊陣元形狀與特殊陣元分布的新型換能器。超聲換能器結(jié)構(gòu)復(fù)雜且所需的壓電陶瓷脆性大不易加工，這給傳統(tǒng)減法制備帶來(lái)技術(shù)挑戰(zhàn)。

增材制造(additive manufacturing，或稱3D打印)，是現(xiàn)代數(shù)字化制造技術(shù)的代表,它直接從數(shù)字模型通過(guò)材料堆積快速成型來(lái)制造任意結(jié)構(gòu)三維實(shí)體，能最大限度地使用原材料、極大縮短產(chǎn)品的研制周期、降低研制成本。近些年，增材制造技術(shù)在陶瓷器件制備領(lǐng)域得到了廣泛重視與迅速發(fā)展，出現(xiàn)以光刻成型、熔融沉積成型、選擇性激光燒結(jié)和電子束熔化成型等為代表的增材制造技術(shù)[27-28]。其中，光刻成型技術(shù)通過(guò)逐層疊加含光敏固化劑陶瓷漿料、逐層光固化成型；在眾多增材制造技術(shù)中具有最高的成型精度且系統(tǒng)簡(jiǎn)單、制造速度快、成本低[29]。光固化成型技術(shù)結(jié)合現(xiàn)代的微加工技術(shù)進(jìn)一步發(fā)展出的微立體光刻成型技術(shù)(Micro-stereolithography，縮寫μSLA)[30]，可以快速制造出其他微加工技術(shù)無(wú)法實(shí)現(xiàn)的微型、高精度、三維器件[31-33]，契合高頻超聲換能器制備的需求，為高頻超聲換能器的研制與應(yīng)用提供了新的空間。

目前，微立體光刻成型打印壓電陶瓷材料及器件工作國(guó)內(nèi)外都還尚處于萌芽探索階段，工作主要集中在以下兩個(gè)方面：a.克服打印壓電陶瓷需要高濃度的漿料與高濃度瓷漿料黏稠性高、散射強(qiáng)影響固化成型之間的矛盾[34]；b.克服打印精度要求高與器件固化成型皺縮變形、熱處理變形之間的矛盾[35]。相關(guān)的工作主要包括：a.加州伯克利大學(xué)的Xiang Zhang教授小組較早的探索微立體光刻成型打印鋯鈦酸鉛壓電薄膜[36]；b.通用電器(GE)研發(fā)中心通過(guò)使用帶有線陣圖形的掩膜(mask)作為投射圖像的模式產(chǎn)生器，制造1～25 MHz超聲換能器線陣陣元[37]；c.南加州大學(xué)Qifa Zhou教授近年嘗試打印高頻壓電器件的陣元[38]。目前，已報(bào)導(dǎo)的工作只限于壓電陶瓷材料與壓電陶瓷陣元的打印，發(fā)展基于微立體光刻成型技術(shù)的壓電陣元、背襯層、匹配層、電極連接的全打印應(yīng)用基礎(chǔ)研究是微型高頻超聲換能器領(lǐng)域具有挑戰(zhàn)性和重要性的前沿課題[39]。

此外，集成超聲器件具有結(jié)構(gòu)完整、性能優(yōu)異、體積小和成本低等優(yōu)點(diǎn)，是目前超聲換能器領(lǐng)域研究熱點(diǎn)，也是未來(lái)技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)。美國(guó)賓州州立大學(xué)Trolier-McKinstry教授團(tuán)隊(duì)基于微加工壓電薄膜換能器(pMUT)[40]發(fā)展出的集成壓電薄膜換能器[41],以及美國(guó)斯坦福大學(xué)Khuri-yakub教授團(tuán)隊(duì)的集成電容式微加工換能器(cMUT)[42-43]均已取得重要進(jìn)展，并有初步應(yīng)用。但是更高頻率(高于20 MHz)、特殊陣元形狀與特殊陣元分布的集成超聲器件的制備技術(shù)仍有待突破。

[1] Lockwood G R, Turnbull D H, Christopher D A, et al. Beyond 30 MHz: applications of high frequency ultrasonic imaging[J]. IEEE Engineering in Medicine and Biology, 1996, 15(6):60-71.

[2] Foster F S, Pavlin C J, Harasiewicz K A, et al. Advances in ultrasound biomicroscopy[J]. Ultrasound in Medicine & Biology, 2000, 26(1):1-27.

[3] Maev R G. Acoustic microscopy: fundamentals and applications[M]. Weinheim: Wiley-VCH, 2008.

[4] Shung K K, Zipparo M. Ultrasonic transducers and arrays[J]. IEEE Engineering in Medical and Biology, 1996, 15(6): 20-30.

[5] Hunt J W, Arditi M, Foster F S. Ultrasound transducers for pulse-echo medical imaging[J]. IEEE Transaction on Biomedical Engineering, 1983, BME-30(8): 453-481.

[6] Shung K K. Diagnostic ultrasound: imaging and blood flow measurements[M].Baca Raton, FL: CRC Press/Taylor & Francis, 2006.

[7] Szabo T L. Diagnostic ultrasound imaging: inside out[M]. Burlington, MA:Elsevier Academic Press, 2004.

[8] Desilets C S. Transducer arrays suitable for acoustic imaging[D]. Stanford, CA: Stanford University, 1978.

[9] Selfridge A R, Kino G S, Khuri-Yakub R. Fundamental concepts in acoustic transducer array design[C]∥Proceedings of IEEE International Ultrasonic Symposium. Boston, Massachusetts: [s.n.], 1980: 989-993.

[10]Cobbold R S C. Foundations of biomedical ultrasound[M]. New York:Oxford University Press, 2006.

[11]Saito Y, Takao H, Tani T, et al. Lead-free piezoceramics[J]. Nature,2004,432: 84-87.

[12]Park S E, Shrout T R. Characteristics of relaxor-based piezoelectric single crystals for ultrasonic transducers[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 1997, 44(5):1140-1147.

[13]Smith W A, Auld B A. Modeling 1-3 composite piezoelectrics: thickness-mode oscillations[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2000, 38(1):40-48.

[14]Foster F S, Harasiewicz K A, Sherar M D. A history of medical and biological imaging with polyvinylidene fluoride (PVDF) transducers[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2000, 47(6):1363-1371.

[15] Damjanovic D. Ferroelectric, dielectric and piezoelectric properties of ferroelectric thin films and ceramics[J]. Reports on Progress in Physics, 1998,61:1267-1324.[16]Cannata J, Williams J, Zhou Q, et al. Development of a 35-MHz piezo-composite ultrasound array for medical imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2006, 53(1):224-236.

[17]Lukacs M, Yin J, Pang G, et al. Performance and characterization of new micromachined high-frequency linear arrays[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2006, 53(10):1719-1729.

[18]Snook K, Hu C, Shrout T, et al. High-frequency ultrasound annular-array imaging. Part I: array design and fabrication[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2006, 53(2):300-308.

[19]Ito Y, Kushida K, Sugawara K, et al. A 100 MHz ultrasonic transducer array using ZnO thin films[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 1995, 42(2):316-324.

[20]Ladabaum I, Jin X, Soh H, et al. Surface micromachined capacitive ultrasonic transducers[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 1998, 45(3):678-690.

[21] Wu D. Development of 2D ultrasonic arrays for Spot-welding application[R]. Callaghan Innovation, Wellington, New Zealand: [s.n.], 2014.

[22]Zhou Q,Wu D, Liu C, et al. Micro-machined high frequency (80 MHz) PZT thick film linear arrays[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2010, 57(10):2213-2220.

[23]Wu D, Zhou Q, Geng X, et al. Very high frequency (beyond 100 MHz) PZT kerfless linear array[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2009, 56(10):2304-2310.

[24]Wu D, Zhou Q, Shung K, et al. Dielectric and piezoelectric properties of PZT composite thick film with variable solution to powder ratios[J]. Journal of America Ceramic Society, 2009, 92(6):1276-1279.

[25]Wu D, Liu C, Zhou Q, et al. High-frequency micromachined ultrasonic annular arrays[C]∥Proceedings of IEEE International Ultrasonic Symposium. Roma, Italy: [s.n.], 2009:2201-2204.

[26]Wu D, Petherick R, Harris P. Measurement of local wood velocities by acoustic microscopy[C]∥Proceedings of IEEE International Ultrasonic Symposium. Prague, Cezch Republic: [s.n.], 2013:1587-1589.

[27]張劍光，韓杰才，赫曉東，等.制備陶瓷件的快速成型技術(shù)[J].材料工程，2001，6:37-40.

Zhang Jianguang, Han Jiecai, He Xiaodong, et al. Rapid prototyping technique for fabricating ceramics[J].Journal of Materials Engineering, 2001,6:37-40. (in Chinese)

[28]Travitzky N, Bonet A, Dermeik B, et al. Additive manufacturing of ceramic-based materials[J]. Advanced Engineering Materials,2014,16(6):729-754.

[29]Griffith M, Haloran J. Free form fabrication of ceramics via stereolithography[J]. Journal of American Ceramics Society, 1996, 79(10):2601-2608.

[30]Bertsch A, Zissi S, Jezeuel J, et al. Microstereolithography: concepts and applications[C]∥Proceedings of 8th IEEE Conference on Emerging Technologies and factory automation. ETFA, Antibes Juan Les Pins, France: [s.n.], 2001:289-298.

[31]田小永,殷鳴,李滌塵.漸變折射率人工電磁介質(zhì)設(shè)計(jì)與3D打印制造[J].機(jī)械工程學(xué)報(bào)，2015，51(7)：124-129.

Tian Xiaoyong, Yin Ming, Li Dichen. Design and fabrication of gradient index artificial electromagnetic medium based on 3D printing[J]. Journal of Mechanical Engineering, 2015，51(7)：124-129. (in Chinese)

[32]周庚俠，班書寶，吳東岷，等.面投影微立體光刻系統(tǒng)的開(kāi)發(fā)與研究[J].制造業(yè)自動(dòng)化, 2011, 33(2):129-132.

Zhou Gengxia, Ban Shubao, Wu Dongmin, et al. Development of projection microstereolithography system[J]. Manufacturing Automation, 2011, 33(2):129-132. (in Chinese)

[33]沙箐契，候麗雅，章維一.基于微立體光刻技術(shù)的組織支架的制備[J].華中科技大學(xué)學(xué)報(bào)：自然科學(xué)版， 2007，35:61-63.

Sha Jingqi, Hou Liya, Zhang Weiyi. Tissue bracket fabrication using micro-solid light chisel technology[J]. Journal of HUST: Nature Science, 2007，35:61-63. (in Chinese)

[34]Sun C, Zhang X. The influence of the materials properties on ceramic micro-stereolithography[J]. Sensor and Actuators A, 2002, 101:364-370.

[35]Muhler T, Heinrich J. Slurry-based additive manufacturing of ceramics[J]. International Journal of Applied Ceramic Technology, 2015, 12(1):18-25.

[36]Jiang X, Sun C, Zhang X, et al. Microstereolithography of lead zirconate titanate thick film on silicon substrate[J]. Sensor and Actuators A, 2000, 87:72-77.

[37]Singh P, Smith S, Bezdecny M, et al. Additive manufacturing of PZT-5H piezoceramic for ultrasound transducers[C]∥Proceedings of IEEE International Ultrasonic Symposium. Orlando, FL: [s.n.], 2011:1111-1114.

[38]Chabok H, Zhou C, Chen Y, et al. Ultrasound transducer array fabrication based on additive manufacturing of piezocomposites[C]∥Proceedings of the ASME/ISCIE International Symposium on Flexible Automation. St. Louis, Mo: [s.n.], 2012: 433-444.

[39]O′Donnell J, Ahmadkhanlou F, Yoon H, et al. All-printed smart structure: a viable option[C]∥Proceedings of SPIE. Active and Passive Smart Structures and Integrated Systems. San Diego, CA: [s.n.], 2014,905729: 1-8.

[40]Bernstein J, Finberg S, Houston K, et al. Micromachined high frequency ferroelectric sonar transducer[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 1997, 44(5):960-969.

[41]Qiu Y, Giglotti J, Wallace M, et al. Piezoelectric micromachined ultrasound transducer (PMUT) arrays for integrated sensing, actuation and imaging[J]. Sensor, 2015, 15(4):8020-8041.

[42]Wygant I, Zhuang X, Yeh D, et al. Integration of 2D CMUT arrays with front-end electronics for volumetric ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2008, 55(2):327-342.

[43]Moini A, Nikoozadeh A, Choe J, et al. Fully integrated 2D CMUT ring arrays for endoscopic ultrasound[C]∥Proceedings of IEEE International Ultrasonic Symposium. Tours, France: [s.n.], 2016:2201-2204.

10.16450/j.cnki.issn.1004-6801.2017.01.001

*國(guó)家自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(51675278)

2016-12-25

TB552; O426.9

吳大偉，男，1976年8月生，南加州大學(xué)博士、南京航空航天大學(xué)教授、博士生導(dǎo)師。主要研究方向?yàn)楦哳l超聲器件與超聲檢測(cè)、超聲電機(jī)在醫(yī)學(xué)中應(yīng)用等。近年主持新西蘭自然科學(xué)基金項(xiàng)目、上海航天科技創(chuàng)新基金重點(diǎn)項(xiàng)目、自然科學(xué)基金面上項(xiàng)目等科研課題,參與美國(guó)國(guó)立衛(wèi)生研究院基金等科研項(xiàng)目。在國(guó)際期刊和國(guó)際會(huì)議上發(fā)表論文近40篇。2015年入選“江蘇特聘教授”和中組部“青年千人計(jì)劃”。學(xué)術(shù)兼職包括廣東工業(yè)大學(xué)兼職特聘教授、全國(guó)高校機(jī)械工程測(cè)試技術(shù)研究會(huì)常務(wù)理事、中國(guó)振動(dòng)工程學(xué)會(huì)動(dòng)態(tài)測(cè)試專業(yè)委員會(huì)常務(wù)委員及《振動(dòng)、測(cè)試與診斷》常務(wù)副主編等。 E-mail:dwu@nuaa.edu.cn