申请/专利权人：加利福尼亚大学董事会

申请日：2018-01-10

公开（公告）日：2024-03-19

公开（公告）号：CN110419115B

主分类号：H10N30/30

分类号：H10N30/30;H10N30/071;H04R17/00

优先权：["20170110 US 62/444,524","20171115 US 62/586,645"]

专利状态码：有效-授权

法律状态：2024.03.19#授权;2019.11.29#实质审查的生效;2019.11.05#公开

摘要：用于执行超声波等的适形压电换能器阵列包括聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层。多个压电换能器元件布置在基底和覆盖层之间。第一电互连层与换能器元件的第一表面电互连，该换能器元件的第一表面与基底相邻，并且第二电互连层与换能器元件的第二表面电互连，该换能器元件的第二表面与覆盖层相邻。

主权项：1.一种适形压电换能器阵列，包括：聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层；多个压电换能器元件，所述多个压电换能器元件被布置在所述基底和所述覆盖层之间；第一电互连层，所述第一电互连层与所述换能器元件的第一表面电互连，所述换能器元件的第一表面与所述基底相邻；以及第二电互连层，所述第二电互连层与所述换能器元件的第二表面电互连，所述换能器元件的第二表面与所述覆盖层相邻，其中，所述第一电互连层和所述第二电互连层具有图案化的岛和桥结构，所述图案化的岛和桥结构包括通过桥电互连的多个岛，所述换能器元件中的每个由所述岛中的一个支持，导电焊膏将所述压电换能器元件粘合到所述第一电互连层，其中，所述多个换能器元件包括换能器元件阵列，所述第一电互连层和所述第二电互连层被配置成使得所述阵列中的所述换能器元件中的每一个可单独寻址。

全文数据：可拉伸超声换能器器件背景技术超声成像技术已被广泛用于可视化对象中的内部不连续性，以用于非破坏性评估、结构健康监测和医学诊断，因为它们具有非侵入性、高准确性、高灵敏度和强穿透能力。已经创建了具有平底的超声探头以成功地适应平面表面的不同部件。然而，这些刚性探头不能实现牢固的界面接触，并且因此不能实现与不规则的非平面表面的良好耦合，这些非平面表面在真实物体中无处不在。这些界面处的气隙导致大的声能反射和波畸变，从而产生不可靠的试验结果图6。超声波耦合剂例如，水和凝胶通常用于去除气隙。然而，大量使用耦合剂将导致超声波信号的高通滤波效应，导致小响应回声的巨大消除。此外，广泛使用耦合剂将由于它们的声阻抗的显著不匹配而在耦合剂和受体之间的界面处引起约80％的入射能量传输损失。此外，这些刚性和庞大的探头不能应用于难以到达的位置，例如小空腔和狭缝。因此，通常必须拆卸这些位置处的部件以进行可靠的诊断。同时，承载物体的几何不连续处存在的应力集中使得这些区域特别容易出现缺陷。尽管已经报道了许多方法来解决这种界面耦合问题，但是现有方法的许多缺点仍然存在，例如有限的试样尺寸、要求探头偏移以及庞大的探头壳体，所有这些都损害了原位检测的可行性、检测准确度和灵敏度以及超声波测量的操作便利性。近来的努力集中于开发主要可以分为下述三类的柔性超声探头：使用有机压电膜作为换能器；将压电陶瓷嵌入聚合物基底中；以及制造电容式微机械超声换能器CMUT。有机压电膜具有良好的柔韧性。然而，通常是聚偏二氟乙烯及其共聚物薄膜的聚合物压电驻极体由于其低的机电耦合系数表征电能和机械能之间耦合的参数、低介电常数和高介电损耗，而不适合用作发射器。此外，它们的低居里点使得它们难以加工，并且高温应用导致相变，这完全降低了压电特性。压电陶瓷产生优异的机电性能和易加工性。然而，它们由于基底的大弹性模量而不能在没有外力的情况下贴合弯曲表面。通常手动施加的外力通常是不一致的。结果，由于换能器-试样界面处的耦合条件的变化，可能出现所获取的脉冲回波信号中的噪声或甚至伪影。此外，对于与长期结构状态监测相关的一些应用，例如在飞机和汽船的隐藏或难以进入的位置处的疲劳裂纹增长，机械机器人不能支持该测试。CMUT是在分离的硅晶片上制造的，填充元件之间的沟槽的聚二甲基硅氧烷PDMS使得换能器具有柔性。这种无源聚合物填料损害了它们在曲面上的贴合性。此外，硅衬底可能是二次谐振器，其产生具有不需要的频率的纵波并最终导致图像中的伪影。而且，由于阵列元件之间的不均匀性和寄生电容，CMUT通常具有比压电陶瓷更低的机电效率。在所有情况下，这些柔性探头只能贴合可展开的表面例如圆柱形表面，而不贴合不可展开的表面例如球形表面。另外，柔性导电互连在重复使用时会发生断裂或脱粘，因为柔性不足以适应测量期间电极和器件的复杂和时间-动态运动。这些缺点表现出结合优异的超声波性能和允许应用于一般的复杂表面的所需的机械特性的先进探头的发展瓶颈。发明内容公开了涉及可以在非平面复杂表面上贴合和检测的可拉伸超声探头的材料、器件、系统和方法。在一些实施例中，这些探头依赖于压电材料和软电子器件的高级微加工。这些器件可以与人体无缝地整合，以实现快速和紧凑的医疗保健应用，例如，可穿戴深层组织成像和治疗。在一个示例性实施例中，通过在生物相容性聚硅氧烷膜上转印图案化金属电极、无机压电单晶阵列和聚合物包封材料的薄层来微制造器件。通过设计整个器件结构，器件的机械特性将与生物组织的机械特性相匹配，因此使这些器件的机械负载最小化。在一个实施例中，包括10×10阵列的高性能1-3型压电复合材料换能器的可拉伸超声探头利用具有多层电极的“岛-桥”布局，由薄且贴合的聚硅氧烷弹性体封装，该可拉伸超声探头已经表现出优异的机电耦合、最小的串扰和超过50％的拉伸性。通过经由平坦表面、凹表面和凸表面重建具有高空间分辨率的三维空间中的缺陷，证明了其性能。所得到的器件具有优异的机电耦合系数keff～0.60、高信噪比SNR～20.28dB、宽带宽～47.11％、相邻元件之间的可忽略不计的串扰水平～-70dB和在不同深度处的高空间分辨率～610μm。“岛-桥”布局提供超过50％的双轴可逆拉伸性，对换能器性能的影响最小，这使得该器件可以在非平面复杂表面上工作。利用这些独特的特性，该器件可以获得平坦表面、凹表面和凸表面下的复杂缺陷的3D图像。在另一个实施例中，具有超薄轮廓240μm厚度、高可逆拉伸性60％和与商用换能器可比的轴向分辨率400μm的皮肤整合共形超声器件已经被证明能够发射超声波，该超声波非侵入性地穿透深层组织，以在深埋的动脉和静脉部位获得准确的中心血压CBP波形，以便以无凝胶方式监测心血管事件。附图说明图1A-1H示意性地图示可拉伸超声换能器阵列的一个示例的设计。图2A-2G图示可拉伸超声换能器阵列的压电和机械特性。图3A-3C图示可拉伸超声换能器阵列的空间分辨率。图4A-4C示出在第一列中图示的复杂表面下的线性缺陷的2D图像，其中，模拟结果示出：在第二列中示出的不同波场和感测模式；在第三列中示出的具有高SNR的来自缺陷和边界的脉冲回波信号；以及在第四列中示出的具有准确且无伪影的位置的使用DMAS算法获取的2D图像。图5A-5E示意性地示出用于凸表面下复杂缺陷的3D图像重建的实验设置，图示测试受体中两个缺陷的空间位置和相对取向；图5B示出重建的3D图像，示出两个缺陷的完整几何形状；图5C-5E示出来自不同视角的3D图像，图示两个缺陷相对于顶面的相对位置和取向。图6A和6B分别示出商用刚性探头在凹表面和凸表面上的性能。图7A-7F是器件制造过程的示意性图示。图8示出作为载玻片上旋涂速度的函数的Ecoflex厚度。图9图示聚硅氧烷基底的声学阻尼效应。图10A和10B分别示出传统PZT材料和1-3型复合材料的振动模式的比较。图11A和11B分别示出具有和不具有背衬层的换能器的脉冲回波响应和带宽差异KLM模拟。图12A和12B分别示出底部电极设计的光学图像和底部电极的一个单元。图13A-13D分别示出第一层电极、第二层电极、第三层电极和第四层电极。图13E示出整合的顶部电极，其中，放大的图像示出用于换能器元件的对准的多层蛇形电极和接触焊盘。图14A-14H示出四层顶部电极制造过程。图15A-15C示出在不同激光参数下的Cu蛇形互连的光学图像。图16A-图16G示出激光烧蚀分辨率实验，其中，Cu蛇形导线被设计为从150μm至30μm。图17A-17C示出在不同曲面上无缝层压的换能器器件的照片。图18示出ACF电缆粘合。图19示出来自KLM模型的模拟结果。图20A示出1×10线性阵列的电容，图20B示出1×10线性阵列的介电损耗。图21A和21B分别示出在制造过程期间和重复试验之后的相位角变化。图22A-22F示出在双轴拉伸应变下的小阵列的实验和模拟结果。图23示出在不同弯曲曲率下的电阻抗。图24A-24D示出在不同弯曲和拉伸水平下的电阻抗的实部和虚部。图25示出在拉伸下Cu蛇形互连的相对电阻变化。图26示出用于NDE检测的仪器。图27示出整个检测系统的开关电路，其允许器件自动发送和接收超声信号。图28A-28C示出基于在平坦表面、凹表面和凸表面下的模拟的重建图像。图29A示出脉冲回波信号，并且图29B示出具有不同深度和取向的两个缺陷的重建的2D图像。图30A示出极化滞后回线，用于确定在没有电击穿的情况下使聚硅氧烷介质中的1-3型复合材料完全极化所需的最小电压，并且图30B和30C分别示出在聚硅氧烷介质中在52.38kVcm下正常极化之后和在52.38kVcm之上的击穿之后的换能器元件的横截面。图31A示出超声检测系统的匹配电路，图31B示出在检测系统中实现匹配电路之前和之后的超声回波信号。图32A和32B分别示出信号滤波之前和之后B的超声波性能的比较。图33示出换能器元件的简化示意图。图34示出使用KLM模型的换能器元件的电气模型。图35示出双端口系统的传输线模型。图36是示出合成孔径聚焦的基本概念的示意图。图37A和37B分别是DAS和DMAS的框图。图38A和38B示出可拉伸超声器件的设计和工作原理。图39A-39F示出可拉伸超声器件的电学、机械和生物相容性特征。图40A-40F示出中央动脉和静脉脉搏测量。图41示出从中央动脉到外周动脉的血压测量值。图42A-42D示出基于ECG相关的PWV计算以评估动脉僵硬度。图43A-43D比较刚性和可拉伸的超声器件。图44A-44C示出整个器件示意图和器件布局。图45A-45E示出单轴拉伸试验的照片。图46A-46C示出了双轴拉伸试验的照片。图47A和47B示出工作频率为3.5MHz图47A和7.5MHz图47B的1-3型复合材料之间的反射信号空间脉冲长度的比较。图48A、48B、48C和48D示出可拉伸超声器件的轴向分辨率表征。图49示出使用0.9*0.9mm2的1-3型复合材料在具有不同厚度的组织中的超声衰减。图50A-50D示出在拉伸试验下的具有垂直互连通道VIA的双层电极。图51A示出将器件安装在皮肤上的过程，图51B示出皮肤上的器件，以及图51C示出正在被剥离的器件。图52A示出在底部的不同厚度的Exco-flex封装下的器件声发射性能。图52B示出图51A的统计数据。图53A-53C示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。图54A-54C示出具有不同尺寸的1-3型压电复合材料的声场模拟。图55A-55C比较具有不同直径的圆形底部电极的器件的声发射性能。图56示出器件的皮肤整合行为的照片。图57示出在室温下各种拉伸应变水平和湿度条件下的器件的电气性能。图57A-57E示出HFF-1细胞的荧光图像。图57F示出了表皮细胞的存活率的统计数据。图58示出中枢心血管系统中的血流顺序以及中央血管和心脏之间的直接关系。图59示出由彩色多普勒成像机在同一测试受体上测量的颈静脉波形。图60A示出由胸压的急剧增加引起的外部JVD的示意图。图60B示出具有由深度呼气而产生的JVD的人体颈部的照片。图60C示出JVD之前和之后的血管壁测量。图61A-61C示出在不同姿势下器件在颈部上的贴合性和自粘附性。图62示出在第一次第一天测量、第二次两天后测量、第三次一周后测量和第四次两周后测量期间的器件的可重复使用性测试。图63A示出用于使用商用扁平压力测量系统的正确操作者测量条件和所得到的相应波形。图63B示出不正确的血管定位和导致的错误记录。图63C示出适度过大的保持压力引起挤压血管，导致波形形态失真。图64A-64D示出使用和不使用超声凝胶的情况下的器件声发射性能的比较。图65A-65D示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。图66示出从中央动脉到外周动脉的上行程梯度的比较。图67示出图62中所示的血压测量的测量设置。图68A-68C示出用于与肱动脉图68A、桡动脉图68B和足动脉图68C的ECG相关性的情况1、2和3的测试条件。图69A-69D示出对ECG相关性的稳健性测试压力波形被归一化，其中，在肱动脉图69A、桡动脉图69B和足动脉图69C上进行测量；以及图69D提供这些测量中PWV的统计数据。图70示出可以用于产生适形换能器阵列的制造过程的一个示例。图71示出在不同激光功率下处理的Cu图案的照片，以说明如何选择激光功率。图72示出具有不同宽度的Cu蛇形图案的照片。图73示出Ecoflex厚度与载玻片上的旋转速度之间的关系。图74A和74B示出使用助焊剂去除表面氧化物之前图74A和之后图74B的Cu图案的照片。图75示出极化滞后回线，图示压电材料在电场下的可切换的偶极子对齐。图76A示出用于获得正常极化和击穿之间的声发射性能的极化设置。图76B示意性地图示由高于阈值电压的极化引起的电气连接通路的存在。图76C是在800V极化下的完整1-3型复合材料的横截面视图。图76D是在1200V下击穿的1-3型复合材料的横截面视图。图76E示出来自由充分极化的1-3型复合材料制成的器件的反射信号。图76F示出来自由击穿的1-3型复合材料制成的器件的反射信号。具体实施方式可拉伸超声波阵列概述图1A中示出了可拉伸超声换能器阵列100的一个示例。压电换能器排列成10×10阵列，通过“岛-桥”结构矩阵连接。每个岛都有一个刚性换能器元件110。波浪形桥112可展开以在部件本身的应变有限的情况下适应外部施加的应变。因此，矩阵局部刚性但全局柔软。阵列中的每个换能器元件都是可单独寻址的。软探头可以因此在多截面图像中重建目标形态。图1B示出一个换能器元件200的分解图。在该示例中，基底和覆盖层两者均为聚硅氧烷弹性体薄膜，其低模量～70kPa和大拉伸性～900％提供极其顺从的平台以适应不同类别的构件，例如压电元件、金属互连、背衬层和焊膏。更具体地，在该示例中，换能器元件200包括基底205、包括聚酰亚胺层210和电极215的第一图案化双层、压电电器件220、背衬层225、包括聚酰亚胺层235和电极230的第二图案化双层和覆盖层240。弹性体基底和覆盖层厚度为15μm，以提供器件的高声学性能和机械强度图8和9。如上所述，岛和桥由Cu20μm聚酰亚胺PI，2μm的图案化双层形成。PI层极大地增强了Cu和弹性体之间的粘合强度。在一个实施例中，选择压电1-3型复合材料作为换能器的活性材料。图1C示出四个换能器元件110的底视图的光学图像，并且图1D示出压电1-3型复合材料的SEM图像。与各向同性PZT相比，各向异性1-3型复合材料具有优异的机电耦合系数厚度模式，其将大部分电能转换为振动能。此外，周围的环氧树脂填料有效地抑制PZT支柱的横向振动图10，从而增强进入目标物体的纵波。如图1E的光学图像所示，背衬层225有效地抑制压电的振铃效应过度振动，这缩短空间脉冲长度，并且扩宽带宽并因此改善图像轴向分辨率。这在11A和11B所示的具有和不具有背衬层的换能器的脉冲回波响应和带宽差异的KLM模拟中示出。银环氧树脂和焊膏分别用于构建1-3型复合背衬层和1-3型复合金属电极的坚固且导电的界面。由于1-3型复合材料～20Mrayl和待测目标Al，～18Mrayl的声阻抗接近，因此本研究中不需要匹配层。一方面，相邻换能器元件之间的间距应该小，以减少所获取图像中的旁瓣和栅瓣伪影。另一方面，应该为蛇形互连分配足够的元件之间的空间，以获得足够的拉伸性。在一个实施例中，采用2.0mm的间距1.2mm×1.2mm的元件占用面积，每列之间的间隔为0.8mm，其可以实现超过30％的可逆拉伸度。高空间分辨率～610μm、相邻元件之间可忽略的串扰水平和无伪影图像验证了这种间距设计。在这种有限的占用面积内，考虑到布线10×10阵列所需的大量电气连接，“岛-桥”电极布局设计至关重要。超声换能器下的有源复用矩阵可能是一种潜在的解决方案。然而，由复用矩阵引入的结构支撑材料将对器件的拉伸性产生负面影响。已经证明了多层电极，但是电极设计、无源电介质和基底使得器件仅具有柔性但不可拉伸。为了单独寻址100个换能器元件，需要具有公共接地电极的至少101个电极。使用传统的单层设计将大量电极放置在有限的占用面积内是非常具有挑战性的。因此，已经基于“转印”方法开发了多层电极设计，与单层设计相比，这大大提高了器件整合度。在一个实施例中，该设计包括五层“马蹄形”配置的蛇形电极。一个电极位于换能器的底部作为公共接地层。图12A示出底部电极的岛-桥结构互连，图12B示出底部电极的一个单元。其他100个电极很好地对准并分布在换能器顶部的四个层中作为刺激电极。图13A-D分别示出了第一层电极、第二层电极、第三层电极和第四层电极，图14H示出整合的顶部电极，其中，放大的图像示出对准的多层蛇形电极和用于换能器元件的接触焊盘。聚硅氧烷弹性体35μm厚的薄膜在相邻层之间提供绝缘和粘合。在制造期间使用定制掩模选择性地保护每层的中心区域，以允许岛粘合焊盘暴露于阵列元件。图14A-14H示出四层顶部电极制造过程，其中，使用水溶性胶带WST掩模选择性地隐藏电极和连接焊盘。激光烧蚀被用于快速图案化蛇形结构，如图15A和15B分别对于部分烧蚀和完全烧蚀所示。图16示出了激光烧蚀分辨率实验，其中，Cu蛇形导线被设计为150μm至30μm。宽度为150μm至40μm的导线保持完整，并且当导线宽度为30μm时开始出现不连续。该方法主要集中在刚性或柔性基底上，但很少有关于用于可拉伸电子器件的硅基底的研究。在可拉伸基底上使用的挑战是：1控制激光功率以完全烧蚀图案，同时避免图案从临时PDMS基底分层；以及2调整临时PDMS基底的表面粘着性以允许随后转印图案化电极。已经克服了这些挑战，并且已经为使用激光烧蚀的可拉伸电子设备开发了制造协议，这将在下面更详细地讨论。与通过光刻和蚀刻的微制造方法其需要复杂的制造工艺、化学品、阴影掩模和洁净室环境相比，激光烧蚀是时间有效的、低成本的并且提供高产量。制造的最终器件见图1F至1H，其突出了当贴合可展开圆柱形和不可展开球形表面时以及在折叠、拉伸和扭曲的混合模式下的其优异的机械特性。特别地，图1F-1H分别示出可拉伸器件在可展开表面周围弯曲、包裹在不可展开表面上时以及折叠、拉伸和扭曲的混合模式下的光学图像，示出其机械坚固性。该器件可以容易地实现与实际部件例如，管道弯头、车轮边缘和轨道的各种非平面表面的共形接触。这在图17A-17C中示出，其示出该器件在管道弯头图17A、车轮边缘图17B和轨道图17C上贴合。如图18所示，粘合到Cu互连的各向异性导电膜ACF提供对外部电源的导电通路和数据采集图18。机电特征超声发射和感测依赖于机械能和电能的可逆转换。因此，机电耦合能力是评估超声换能器性能的关键指标。如图2A所示，测量在制造前后的1-3型复合材料的电阻抗和相位角谱，由此我们可以分别获得机电耦合系数kkt和keff和极化程度。较深的曲线示出两组明确定义的峰，其对应于共振频率fr和反共振频率fa。因此，所计算的制造前后的1-3型复合材料的kt和keff分别为～0.55和～0.60。由于1-3型复合材料的热诱导的轻度去极化，在中心频率的1-3型复合材料的相位角从制造前的～60°略微下降到制造后的～50°。最终相位角～50°其由于1-3型复合材料的固有特性和优化的制造工艺而大大超过了在柔性或刚性超声探头中的许多先前报道证明了1-3型复合材料的大多数偶极子在极化期间对齐，从而表明我们的器件具有突出的机电耦合特性。作为我们的器件设计的理论验证，MATLAB中的KLM模型允许预测换能器的脉冲响应参见部分S1。仿真结果证明了器件在空间脉冲长度、带宽和SNR方面的突出性能。图19示出脉冲回波信号响应深曲线和-6dB带宽浅曲线。图2B示出脉冲回波响应及其频谱的实验结果。具有窄空间脉冲长度～1.94μs、大频率带宽～47.11％和高SNR～20.24dB的脉冲回波响应与仿真结果图19匹配良好，并且与商用柔性超声换能器的脉冲回波响应相当。突出的换能器性能源于1换能器优异的机电耦合；2优化的背衬层，其减少振铃效应。阻抗测量使得能够提取10×10阵列中的每个元件的谐振和反谐振频率。图2C示出100个换能器元件的谐振和反谐振频率变化。所有100个元件都是起作用的。平均值为3.51MHz谐振和4.30MHz反谐振，标准偏差分别为56.8kHz和59.1kHz。阵列的稳定电容～37.28pF和低介电损耗tanδ3cm的厚度，其不允许在不手动保持在期望的位置的情况下与人体皮肤共形接触。这将引入对目标血管的挤压和变化的入射角，导致波动或不准确的结果。本文描述了利用软超声器件进行连续CBP监测的方法，所述软超声器件允许与皮肤的自粘性共形接触。该方法将刚性压电材料的性能优势与软聚合物的机械拉伸性相结合，从而在聚硅氧烷弹性体基质中形成各向异性1-3型压电复合材料阵列。与各向同性压电材料相比，各向异性1-3型复合材料与软生物组织具有更好的声学耦合。制造的器件可以向深层组织发射超声波并且非侵入性地从中央脉管系统携带回关键信息。具体地，该器件可以连续地检测脉动血管直径变化，其可以转换成CBP波形。由于其与皮肤相似的机械性能，它确保了与曲线和时间动态皮肤表面的共形紧密接触，这克服了与刚性和大块的超声探头相关的操作上的困难和不稳定性。结果，可以以无凝胶的方式获得在中央动脉和静脉部位的准确且临床相关的CBP数据。这种对深层生物组织器官的无创、连续和准确监测的能力为以可穿戴形式诊断和预测多种心血管疾病提供了机会。CBP监测器件的器件设计与制造如上所述，并且如下面进一步描述的，软超声器件混合了高性能刚性功能材料与软结构部件。图1a示出适用于监测CBP的软超声器件的实施例的示意图。具有嵌入环氧树脂基质中的周期性压电棒的高性能压电材料1-3型压电复合材料抑制剪切振动模式并增强纵向超声对皮肤的穿透能力。采用垂直互连通道VIA作为顶部和底部的电气连接，允许顶部和底部电极的共面ACF粘合，以增强器件的坚固性。当安置在人体颈部时，该器件允许通过使用脉冲回波方法定位血管的动态前壁和后壁来捕获脉动血管直径变化来监测CBP。图6A和6B比较刚性和可拉伸的超声器件。特别地，图6A示出传统超声换能器的结构设计，其包含匹配层、顶部和底部电极、块状PZT材料、背衬层、壳体和连接导线。图10A和10B比较各向同性块状PZT材料和各向异性1-3型复合材料。图43D示出超薄和可拉伸超声器件的分解图。图10A和图43D之间的比较示出所采用的简化和再造策略，其减少了器件厚度并且在必要情况下用软材料替代刚性材料。与各向同性PZT相比，1-3型复合材料可以提供与组织更好的声学匹配，因此消除了匹配层的必要性。聚硅氧烷弹性体封装用作壳体的良好电介质和保护层。底部Ecoflex层用作声阻尼层，从而去除背衬层。图44A-44C示出整个器件示意图和器件布局。特别地，图44A以透视图示出处于其平坦状态的器件。插图示出横截面结构和层厚度。图44B示出该器件的顶视图，图44C示出该器件的仰视图。通过平衡几何和电气设计，在一些实施例中，上面示出的超声器件可以达到超薄厚度240μm，比现有医用超声探头薄两个数量级。弹性和破坏应变水平可分别高达30％和60％。图45示出单轴拉伸试验的照片，其中，图45A示出0％的原始状态；图45B示出15％拉伸状态及其复原；图45C示出30％拉伸状态及其复原；图45D示出45％拉伸状态及其复原，图45E示出60％拉伸状态及其复原。在图45中，比例尺均为0.8毫米。图46A-46C示出双轴拉伸试验的照片，其中，图46A示出器件的0％原始状态；图46B示出x方向上30％的拉伸和y方向上25％的拉伸和复原的状态；图46C示出在x方向上60％的拉伸和在y方向上50％的拉伸和复原的状态。在一个实施例中，所采用的功能材料是1-3型压电复合材料，厚度为200μm，工作频率为7.5MHz，这使得在相同的工作频率下400μm轴向分辨率与可用的医用超声探头相当。图47示出工作频率为3.5MHz图47A和7.5MHz图47B的1-3型复合材料之间的反射信号空间脉冲长度比较，示出因为超声波的较小波长，较高频率比低频率具有更好定义的峰值。图48示出可拉伸超声器件的轴向分辨率表征。特别地，图48A示出试验设置和代表性的1T7R声波发射和接收。图48B示出1T7R的信号。图48C示出金属导线的图像重建。使用dB刻度示出图像，0dB设置为最大值，-10dB为图像的最小灰度值。图48D示出从重建图像计算的轴向分辨率曲线，图示轴向分辨率可以向下达到～0.4mm。1-3型复合材料具有以无源环氧树脂基质中的周期性构型嵌入的压电微棒，其通过抑制剪切振动模式而显著增加纵向耦合系数k33。在一个实施例中，刚性压电换能器元件被设计成具有0.9*0.9mm的占用面积，以允许足够的进入组织的穿透深度、在底部基底处保持适度的阻尼、并且还具有对整个器件的最小机械负载，这在图1b通过示出贴合可展开和不可展开表面以及在拉伸和扭曲的混合模式下的器件的方式而图示。图49示出使用0.9*0.9mm2的1-3型复合材料在具有不同厚度的组织中的超声衰减，说明了深部组织测量中超声能量的指数衰减。PI4μmCu20μm的双层堆叠图1a左上用于制造互连在器件中的4×5阵列换能器的可拉伸电极。每个换能器可通过顶部的20个刺激电极和底部的公共接地单独寻址。阵列设计旨在定位血管的位置，从而使用覆盖在目标血管上方的精确换能器实现致动和感测，而无需繁琐的手动定位。血管的对准可以通过以下步骤完成：首先，我们单独激活和接收每个换能器，总共20个，然后收集回波信号。然后，进行比较以检查峰位置与相同动脉区域上的精确测量的对应关系。最佳的相应换能器是动脉的精确定位。在以后的监测中，该换能器将被用于监测目标动脉的直径波形。顶部模拟电极和底部接地通过垂直互连通道VIA图1a被路由到同一平面，该垂直互连通道VIA被设计用于穿过在电子电路中的一个或多个相邻层的平面的电气连接。通过VIA，可以实现优化的机械坚固性和易于电气接合。为了优化电路设计并最小化电气接合困难，设计垂直互连通道VIA结构图1a以将底部公共接地路由到统一区域用于ACF电缆接合。利用这种VIA，地线可以被并入到顶部电极的平面中。VIA由顶部电极、底部电极和由银环氧树脂制成的跳线组成。这种结构可以保证器件具有良好的连接性和可拉伸性。图50示出在拉伸试验下具有垂直互连通道VIA的双层电极。特别地，图50A示出电路结构的图示，图50B示出LED关闭时的电路图像，图50C示出LED打开时的电路图像，图50D示出LED在拉伸应变小于15％时的电路图像，示出了VIA的机械完整性。整个器件由聚硅氧烷EcoflexSmooth-On，15μm厚包封，聚硅氧烷模量与人皮肤的模量相当。聚硅氧烷弹性体的疏水性为水分提供了屏障，其保护设备免受汗液腐蚀图1b。在图1a的底部示出工作原理。当器件轻柔地层压在皮肤上时，每个换能器可以单独被激活和控制，功耗为23.6mW。图51A示出将器件安置在皮肤上的过程，图51B示出皮肤上的器件，图51C示出正在被剥离的器件。在激活后，超声换能器可以发射通过组织传播的超声波。当超声波到达界面时，透射和反射两者都会发生。强度降低的透射波允许穿透更深层的组织。携带界面的关键信息的反射波可以被相同或另一个换能器感测到。在高脉冲重复频率2000Hz下，可以通过采集的信号的飞行时间TOF来精确地记录脉动的前壁和后壁的位置，这将在幅度模式中显现为单独的和移位的峰值图1a右下。通过这种方式，该器件可以动态地捕获脉动血管直径，其与具有高空间轴向分辨率400μm和时间分辨率500μs的血压波形相关。我们使用15μm厚的Ecoflex层作为封装，以为器件提供足够的机械支撑，并允许足够的声发射性能和优异的与组织的耦合。图52A示出在底部的不同厚度的Exco-flex封装下的器件声发射性能，图52B示出图52A的统计数据。在一个实施例中，器件动态地将脉动血管直径与血压波形相关联的方式如下。动脉壁定位是通过选择前壁和后壁回波中的最高正峰值来实现的。然后通过从前壁的位置减去后壁的位置来提取血管直径。因此，可以捕获直径波形dt。At是横截面积的函数，并且可以基于动脉旋转对称的假设在等式1中被计算。血管横截面积波形At与血压波形pt之间的关系显示如下：其中，pd是舒张压时，Ad是舒张动脉横截面，α是刚性系数。等式1中的直径波形和血压波形的关系在大的压力范围内得到验证。测量假设pd和α在整个动脉树中没有显著变化。我们假设人体血管是弹性的，具有可忽略的粘弹性。也就是说，压力-直径曲线具有适度的滞后，低于0.2％。这适用于具有正常局部血管状况或轻微局部动脉粥样硬化的受试体。在这种情况下，血管的直径不会落后于压力波形。并且上述等式2可用于从血管直径波形重建精确的血压波形。血管动脉粥样硬化引起的最大滞后在5.2％以内。α可以通过等式3来计算：其中，As为收缩期动脉横截面，ps是可以通过商用血压袖带测量的收缩压。使用上述等式和α和pd的简要校准，可以实现精确的压力波形pt。值得注意的是，直径测量对于上述等式是至关重要的。这里采用的方法是用临床超声机器在相同血管位置捕获的收缩直径来校准收缩直径。通过这种比较，我们可以知道峰值提取的确切位置，以保证精确的直径波形测量。图63A示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。结果示出血管直径的逐渐收缩。图63A示出直径为6.2mm的颈动脉，图63B示出直径为3.2mm的肱动脉，图63C示出直径为2.4mm的桡动脉，其将引入进行性血管阻力。器件特性压电换能器将顶部电极和底部电极之间的电势转换为机械振动，反之亦然。测量的阻抗和相位角光谱如图2a所示表现出优异的压电性，其k33测得为0.81，远高于块状PZT～0.58，因为其与各向同性的块状PZT相比的各向异性高纵横比的棒状配置。在健康男性的腕部尺骨动脉上测试换能器性能。回波如图2b所示，其中，两个峰的TOF分别对应于尺动脉的前壁和后壁的位置。后壁的时域和频域中的信号分析如图2c所示，表明该材料的中心频率为7.5MHz，在-6dB带宽和峰峰值电压为100mV时具有32％的良好灵敏度。我们的可拉伸超声器件的波束图型MatlabR2016b，TAC_GUI工具箱的预测见图2d。结果表明，在纵向方向上，我们的器件具有出色的波束指向性和足够的穿透以用于深层组织检测，达到高达25mm的穿透深度在压电材料尺寸为0.9*0.9mm的情况下。压电材料尺寸越大，超声波穿透越深。图53示出具有不同尺寸的1-3型压电复合材料的声场模拟：图53A的尺寸为0.6mm*0.6mm，图53B的尺寸为0.9mm*0.9mm，图53c具有尺寸为1.2mm*1.2毫米。所有图像均使用dB刻度示出，0dB设置为最大值，-25dB设置为最小值。1-3型复合材料具有低声阻抗17MRayl，其提供与人体皮肤的优异声学耦合。另外，底部圆形电极直径被设计为0.6mm，以平衡实际的粘合稳健性和阻抗匹配。图54比较具有不同直径的圆形底部电极的器件的声发射性能，示出由底部电极反射的超声能量的不同部分。图54A示出该器件的分层结构。图54B示出器件的横截面视图，示出由Cu电极和1-3型复合材料之间的阻抗失配引起的界面反射。图54C示出具有不同底部电极直径的器件的声发射性能的实验结果。信号幅度被归一化。具有迭代可拉伸电路设计和超薄封装组件的弹性体基质在各种变形模式下提供对人体皮肤特别共形的接触。图55示出器件的皮肤整合行为的照片，图示器件的机械顺从性。如图2e所示，拉伸性在x方向上可达到60％，在y方向上可达到50％。该器件具有良好的复原性，在x方向上具有30％的弹性变形应变，在y方向上具有25％的弹性变形应变。超过30％应变后的塑性变形显示在图2e的右上图中。最重要的是，如图56、2f和57所示，该器件的电气性能在拉伸和潮湿环境下可保持稳定。图56示出在室温下的各种拉伸应变和湿度条件水平下的器件的电气性能。应变水平为20％、40％和60％。在上述三个拉伸应变水平下将该器件浸入水中0分钟、20分钟和40分钟。之后，在每种条件下测量20个换能器的相位角。结果表明该器件在恶劣环境下的稳定电气性能。如图2f和图57中的荧光图像所示，在连续暴露16小时后，在我们的器件的超声波发射下培养的成纤维细胞，存活率为100％，示出了优异的生物相容性。图20示出在可拉伸超声器件暴露连续一段时间下培养的HFF-1细胞的荧光图像。图57A示出健康的HFF-1细胞。图57B、57C和57D分别示出在连续超声暴露2小时、6小时和16小时下的HFF-1细胞，示出在器件的声压下的良好的细胞活性和存活率。图57E示出阳性对照实验，证明了试验和观察方法的稳健性。图57F示出HFF-1细胞的存活率的统计数据。结果为在五个不同的观察下的平均值。比例尺均为20μm。动态血管扩张记录从病理生理学角度来看，CBP波形是主要心血管事件的关键预测因子。例如，可通过颈静脉扩张JVD来预测心脏状态，其可被视为颈部的血管膨胀，通常由右侧心力衰竭引起。我们首次证明了包括颈动脉、颈内静脉和颈外静脉的中央脉管系统的高精度测量。在受试体颈部上的换能器的示意图示于图3a中。颈动脉CA，皮肤下～25mm，有轻微个体差异，靠近中央主动脉从左心室LV和左心房LA携带大量的血液到身体其他部位。通过我们的器件测量的颈动脉血压波形的典型周期示出明显的收缩峰和重搏切迹图3b。前者指示心室收缩，后者指示主动脉瓣关闭。图58示出中央心血管系统中的血流顺序以及中央血管和心脏之间的直接关系。将静脉血液携带至右心房RA和右心室RV并最终携带至肺部的颈内静脉反映右心活动。通过我们的器件测量的典型颈静脉压波形如图3c所示，其示出三个峰：A心房收缩、C三尖瓣鼓胀，心室收缩和V心房收缩充盈；以及两个下降：X心房舒张和Y早期心室充盈。这些成分对应于每个心动周期期间的各种事件。通过彩色多普勒成像仪迈瑞MindrayDC7在相同的试验受试体上测量的颈静脉波形如图59所示，其示出相应的A、C、X峰和V、Y下降。通过测量由受试体的深呼气而产生的颈外静脉的直径增加来观察颈静脉扩张JVD。这在图60中示出，其中，图60A示出由胸压的急剧增加引起的外部JVD的示意图；图60B示出具有由深度呼气而产生的JVD的人体颈部的照片；图60C示出JVD之前和之后的血管壁测量，示出深呼气后明显的直径扩张。由呼气引起的模拟JVD的原因是呼吸在胸腔中产生吸力，减小压力并允许更大的静脉回流——迫使颈静脉增加压力，从而使颈外静脉膨胀。运动血流动力学监测由于其优异的机械顺从性和轻质量0.15g，本文所述的器件可以以纯范德华力与以不同身体姿势的人体皮肤机械地和声学地保持紧密且稳定的接触。在不同姿势下在颈部上的器件贴合性和自粘性如图61所示，其中，图61A示出正常状态；图61B示出扭转30°的姿势；以及图61C示出扭转60°的姿势。在运动期间，肌肉需要更多的携带营养和氧气的血液，心脏输出增加，以满足需要。一方面，人体血管进入血管扩张状态图3d，插图以扩大血管直径来增加血流量以供应足够的营养和氧气。因此降低了血管阻力和反射。另一方面，心率和收缩强度增加以增加心输出量。在桡动脉上测量的在静息期间～75min和运动后立即～112min的心率如图3d所示。由于较强的心室收缩图3e，血压波形具有较高的收缩峰，以获得较大的心输出量。在剧烈运动之前和之后的平均波形形态变化参见图3e归一化到相同的收缩压和舒张压，示出由于血管舒张引起的血管阻力降低而导致的运动后收缩峰的急剧下降。器件性能稳健性试验器件与人体皮肤之间的共形和紧密接触带来稳健的器件性能。不同手腕弯曲模式0°、15°和30°下桡动脉波形的测量结果在无需任何手动调节的情况下保持稳定图3f。此外，图25所示的器件耐久性测试结果图示两周内同一设备的高度可重复的结果。特别地，图62示出在第一测量第一天、第二测量两天后、第三测量一周后和第四测量两周后期间的器件的可重复使用性测试。测量在相同条件下对同一受试体进行。将四次测量归一化至相同的压力值相同的舒张压和收缩压。这些特征表示相对于扁平压力测量法的巨大优势，扁平压力测量法是用于血压波形测量的非侵入性金标准。扁平压力测量高度依赖于操作者，这可以通过以下事实反映：相对于中心动脉轴的微小偏移或扁平压力测量探头的适度握持力将引入BP波形记录的大误差。商用扁平压力测量系统的操作者依赖性如图63所示。具体地，图63A示出正确的测量条件和相应的波形；图63B示出不正确的血管定位和导致的错误记录；图63C示出适度过大的握持压力引起挤压血管，导致波形形态畸变。值得一提的是，传统的超声换能器依靠超声凝胶来消除探头和皮肤之间的界面气隙，以实现良好的声学耦合。凝胶令人不适地感到冰冷，需要经常重新施加，以防止它变干。在本文所述的器件中，我们添加15μm厚的聚硅氧烷层作为声耦合层。Silbione的杨氏模量为200Pa，低于人体皮肤。Silbione是粘性的，以确保在皮肤上紧密接触。通过这种方式，我们可以在器件皮肤界面实现出色的声学耦合，而无需使用任何凝胶，并保持与使用凝胶获得的信号和波形测量相当的质量。图64示出使用和不使用超声波凝胶的情况下的器件声发射性能的比较。特别地，图64A示出在使用超声波凝胶的情况下接收的回波，图64B示出在不使用超声波凝胶的情况下接收的回波。在使用超声凝胶情况下的在转换之后的从桡动脉测量的波形如图64C所示，并且在不使用超声凝胶情况下的在转换之后的从桡动脉测量的波形如图64D所示。结果示出相当的信号质量。从中心到外周的连续血压波形监测由于脉管系统放大效应，即中央血管和外周血管之间的进行性血管阻力、僵硬度和阻抗不匹配，从中心到外周的动脉压波形变化。尽管舒张压和平均动脉压相对恒定，但外周的收缩压可以比中央动脉高达40mmHg。当压力波从大而高弹性的中央动脉即，颈动脉传播到小且硬的外周动脉例如，桡骨和足背图4第一行示出测量位置时，收缩压变得更高，收缩期峰值变得更窄图4第二行，收集的动脉压波形。图65示出通过多普勒超声测量的在灰度下的从中央血管到外周血管的图像。结果示出血管直径逐渐收缩。特别地，图65A示出直径为6.2mm的颈动脉，图65B示出直径为3.2mm的肱动脉，图65C示出直径为2.4mm的桡动脉，其将引入进行性的血管阻力。由于压力放大，上行程梯度增加。图66示出从中央动脉到外周动脉的上行程梯度的比较，图示由于进行性动脉僵硬度，收缩期上行程随着动脉离开心脏而变得更陡。测量设置如图67所示，并且使用商用压力袖带对肱动脉进行测量来校准该过程。另一个值得注意的特征是收缩期峰值和重搏切迹之间的进行性时间间隔。当压力波从中央动脉向下传播时，由于在途中遇到阻抗不匹配，其幅度增加，这产生了在收缩晚期和舒张早期期间向后传播到心脏的反射波。这种反射波从距离心脏更远的位置行进需要更长的时间，从而导致收缩峰和重搏切迹之间的时间间隔的增加，这由波形中的灰色区域表示图4第三行，示出波形的一个周期。捕获这些微妙变化的能力表明该器件具有准确临床相关诊断的潜力。动脉僵硬度计算的心电图相关性动脉脉搏的传播是生理现象，并且其特征与血管僵硬度具有很强的关系，血管僵硬度是心血管风险的关键决定因素之一。在所有血管参数中，脉搏波速度PWV是评估动脉僵硬度最容易和最可靠的方法，并且可按如下方式计算，其中，D是ECG传感器和超声换能器之间的距离。在生理学上，可以以下列格式表示血管的脉搏波速度。其中，r是血管的内半径，h是壁厚，ρ是血液密度，E是动脉模量。在这些参数中，动脉半径起着主导作用，远远超过其他三个。中央动脉具有较大的直径，因此具有较低的动脉僵硬度，导致较小的脉压。同样，四肢的动脉具有较高的僵硬度，因此脉压比中央动脉更显著。PWV的另一个重要性是其使用通过常规血压袖带进行的简单校准的绝对血压计算的能力。也就是说，PWV的变化可以用于关联绝对血压变化，其高度取决于动脉僵硬度。PWV的计算需要在预定位置同时测量ECG和脉压。由ECGR峰值与收缩期上行程的起始点之间的时间延迟定义脉搏传导时间PTT。在测量PTT之后，可以使用已知距离除以PTT来计算PWV。在图5a中示出测量示意图，其中，同时进行ECG的测量和包括手臂、桡骨和足背的三个不同部位的脉搏的测量。图5b-d呈现三种实例的心电图相关性结果：实例1，肱动脉；实例2，桡动脉；以及，实例3，足背动脉，其中，对于所有三个实例，均在胸部测量心电图。图68示出对于与肱动脉图68A、桡动脉图68B和足动脉图68C的ECG相关性的实例1、2和3的试验条件。如图5b-d中所示，实例1中的PWV为5.4ms，其中，D为54cm，时差为100ms；实例2中的PWV为5.8ms，其中，D为104cm，时差为180ms；实例3中的PWV为5.3ms，其中，D为159cm，时差为300ms。PWV测量是可重复的。图69示出对于ECG相关性的稳健性测试压力波形被归一化。对具有相同且稳定的生理状态的同一受试体，在肱动脉图69A、桡动脉图69B和足动脉图69C上进行三次测量，示出脉搏波速度PWV的一致结果。图69D提供这些测量中的PWV的统计数据。讨论这里展示的结果示出了一类新的共形和可拉伸超声器件，其提供对来自人体皮肤下方的生命体征的无侵入式、准确和连续的监测，为传统可拉伸电子设备的感测模式增加了新的维度。该器件利用各向异性压电材料作为功能构建块，采用先进的机械设计用于封装，以实现与人体皮肤的物理和声学上的紧密耦合。通过采用生物相容性封装材料和坚固的结构设计，该器件可用于以优异且稳定的性能来捕获中央血管中的一系列关键特征。对于将来的工作，可以通过以下的探索来改进器件性能和功能。使用PTT测量舒张压是通过ECG相关性可行的。通过这种方式，该器件可以无需在每次测量之前使用商用压力袖带进行校准而提供精确的血压值。此外，以可拉伸和轻量级版式来整合诸如电气控制、信号处理、波形模式识别、无线通信和电源等后端功能可显著提高器件耐用性，使得可以进行各种临床相关预后和诊断。可拉伸超声器件的制造制造可以概括为三个部分：1可拉伸电路图案化；2转印；以及3软弹性体封装。在图70中更详细地描述这些步骤。具体地，电路图案化利用商用双层Cu箔，一侧为20μm，另一侧为3μmMicroThin，三井金属矿业公司Oak-MitsuiInc.。首先，利用来自聚均苯四甲酸二酐-共-4,40-氧二苯胺酰胺酸溶液的PI以4000rpm涂覆Cu箔20μm厚60秒，在110℃下在烤盘上进行软烘烤3分钟并且在150℃下在烤盘上进行软烘烤1分钟，然后在氮气烘箱中在300℃下固化1小时。涂有一层聚二甲基硅氧烷PDMS，Sylgard184聚硅氧烷弹性体，20:1的载玻片用作将与PDMS接触的PI层与Cu箔进行层压。使用UV臭氧表面活化3分钟来增强PI和PDMS之间的粘合。在将Cu箔附着在PDMS基底上之后，利用具有0.342mJ功率、900kHz脉冲重复频率、300mms激光切割速度和241ns脉冲宽度的激光烧蚀系统来创建具有最高分辨率的电路图案。图72示出具有不同宽度的Cu蛇形图案的照片。对于20μm厚的Cu箔，激光烧蚀机的分辨率被确定为45μm。图71示出在不同激光功率下处理的Cu图案的照片，以说明如何选择激光功率。当激光功率低例如，低于0.228mJ时，不会蚀刻Cu。当激光功率高例如，高于0.339mJ时，薄的Cu互连被烧蚀掉。因此，理想的激光功率范围为0.228mJ～0.339mJ。其他参数包括脉冲重复频率：900KHz、速度：300mms、脉冲宽度：241ns。图71中的比例尺为250μm。用于激光蚀刻的其他参数是：900KHzPRF、300mms激光切割速度，241ns脉冲宽度。在激光处理之后，使用水溶性胶带Aquasol进行转印以使用水溶性胶带Aquasol在旋涂在载玻片上的15μm厚的Eco-flex基底上转移电路。Ecoflex厚度与载玻片上的旋转速度之间的关系如图73所示。实验在室温下进行，所有Ecoflex旋涂均以相同的粘度进行。接下来，使用助焊剂清洁电路表面以去除由激光烧蚀过程产生的表面氧化，以增加焊接强度。图74示出了在使用焊剂去除表面氧化物之前图74A和之后图74B的Cu图案的照片。氧化物的存在将产生形成Cu和焊膏的界面合金的障碍，导致弱粘合。图74B中的比例尺为150μm。使用焊膏实现焊接和粘合，所述焊膏在150℃下加热5分钟以用于顶部和底部电极。之后，用Eco-flex封装该器件。在室温下固化2小时，然后剥离载玻片。最后，在Ecoflex基底上旋涂附加的15μm厚的silbione层有助于去除界面间隙，从而有助于去除在试验期间凝胶的必要性。1-3型复合材料的极化对1-3型复合材料SmartMaterial公司进行极化处理增加了其复合材料的压电系数和机电耦合系数。极化涉及使用来自DC电源的电场来使压电材料的偶极子对齐，这增强了器件的压电性和性能。在硅油中测量极化滞后回线。图75示出极化滞后回线，图示压电材料在电场下的可切换的偶极子对齐。偶极子在更强的电场下更好地对齐。然而，如果电场超过阈值，压电材料将会击穿。器件的极化在1.2kVcm下实施15分钟。过大的极化电压引起压电材料的击穿，从而降低信号强度。图76图示正常极化和击穿之间的声发射性能。图76A示出极化设置。图76B示意性地图示由高于阈值电压的极化引起的电连接通路的存在。图76C是在800V极化下的完整1-3型复合材料的横截面图。图76D是在1200V下击穿的1-3型复合材料的横截面图。图76E示出来自由充分极化的1-3型复合材料制成的器件的反射信号，以及图76F示出来自由击穿的1-3型复合材料制成的器件的反射信号，示出由击穿区域引起的较小幅度。血压波形测量与数据分析在加利福尼亚大学圣地亚哥分校的机构审查委员会IRBno.170812的批准下，对健康的22岁男性进行血压波形测量。所有测量均在受试体坐着时进行。信号分析基于飞行时间TOF分析，该分析是信号峰值和零点时间之间的时间间隔的量度。然后使用TOF通过乘以试样中的超声速度来计算传播距离。使用发射接收模式，通过超声波脉冲发生器奥林巴斯公司Olympus5077PR在100V下激活该器件。脉冲重复频率为2000Hz。PicoscopePicoscope6404以2000s的时间分辨率接收回波信号，这允许精确的血管壁跟踪。心电图相关当坐着时，以2分钟的间隔连续地对同一受试体采集与不同位置处的血压波形的ECG相关性，因此受试体具有相对恒定的血压值和动脉僵硬度。在相同皮肤区域上皮肤整合的最长持续时间为2小时。在我们的任何研究中都没有观察到过敏反应、发红或皮肤损伤。在每个监测期之前使用商用血压袖带SmartLogicTechnology，6016来校准舒张压。另外，试验受试体保持稳定的生理和心理状态以保证稳定的血压水平和脉管系统僵硬度。带宽和分辨率表征通过使用频率范围2.4MHz除以中心频率7.5MHz来计算换能器的带宽32％。分辨率表征利用悬挂在装满水的烧杯中心的细金属丝。制造1×10线性阵列的换能器并将其平行于地面地附着在烧杯壁上。根据原理，采用一个换能器作为发射器而另一个作为接收器例如1T2R、1T3R...1T10R；2T1R、2T3R......2T10R；......；10T1R、10T2R...10T9R，获取十个换能器元件的所有信号并将它们相互组合。通过延时求和DAS重建算法，使用总共90个信号来重建图像。通过重建算法和用于成像的有限数量的元件生成具有低水平旁瓣的图像。超声暴露的细胞活性测定首先人体皮肤成纤维细胞HFF-1购自美国典型培养物保藏中心ATCC，并在37℃的5％CO2下，补给有10％胎牛血清FBS，Gibco和1％青霉素链霉素Gibco的杜氏培养液DMEM，Gibco中培养。将HFF-1细胞传代培养并以1×104ml的密度接种到24孔板中并再培养24小时。然后将7.5MHz频率的超声波束施加到培养板的底部。在超声暴露2小时、6小时和16小时后，用钙黄绿素AMInvitrogen，3M，激发发射＝488nm525nm和碘化丙啶PI，Invitrogen，3M，激发发射＝530nm620nm染色细胞15分钟，然后在荧光显微镜EVOS，ThermofisherScientifics下成像。对于阳性对照组，将细胞用75％乙醇处理10分钟。

权利要求：1.一种适形压电换能器阵列，包括：聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层；多个压电换能器元件，所述多个压电换能器元件被布置在所述基底和所述覆盖层之间；第一电互连层，所述第一电互连层与所述换能器元件的第一表面电互连，所述换能器元件的第一表面与所述基底相邻；以及第二电互连层，所述第二电互连层与所述换能器元件的第二表面电互连，所述换能器元件的第二表面与所述覆盖层相邻。2.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述换能器元件中的至少一个包括1-3型复合材料。3.根据权利要求2所述的适形压电换能器阵列，其中，所述换能器元件中的每一个均包括1-3型复合材料。4.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述第一电互连层和所述第二电互连层具有图案化的岛和桥结构，所述图案化的岛和桥结构包括通过桥电互连的多个岛，所述换能器元件中的每一个由所述岛中的一个支持。5.根据权利要求4所述的适形压电换能器阵列，其中，所述桥具有蛇形结构。6.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述第一电互连层和所述第二电互连层包括由金属层和聚酰亚胺层形成的双层。7.根据权利要求6所述的适形压电换能器阵列，其中，所述金属层是铜层。8.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，进一步包括布置在所述换能器元件中的每一个和所述覆盖层之间的导电振动阻尼元件。9.根据权利要求8所述的适形压电换能器阵列，其中，所述导电振动阻尼元件包括导电环氧树脂。10.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述多个换能器元件包括换能器元件阵列，所述第一互连层和所述第二互连层被配置成使得所述阵列中的所述换能器元件中的每一个可单独寻址。11.根据权利要求1所述的适形压电换能器阵列，其中，所述第一电互连层或所述第二电互连层中的一个包括彼此电隔离的多个电互连层。12.一种形成适形压电换能器阵列的方法，包括：将多个压电换能器元件中的每一个粘合到导电振动阻尼背衬元件；图案化多个电互连片以限定多个图案化片，每个图案化片具有图案化的岛和桥结构，所述图案化的岛和桥结构包括通过桥电互连的多个岛；将所述图案化片的第一个和第二个分别转印到聚硅氧烷弹性体基底和聚硅氧烷弹性体覆盖层；将所述压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印的图案；将所述导电阻尼背衬元件中的每一个的表面粘合到所述覆盖层上的所转印的图案；用聚硅氧烷弹性体材料填充所述基底和所述覆盖层之间的间隙。13.根据权利要求12所述的方法，其中，使用导电环氧树脂将多个压电换能器元件中的每一个粘合到导电振动阻尼背衬元件。14.根据权利要求12所述的方法，其中，使用焊膏将所述压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印的图案。15.根据权利要求12所述的方法，其中，所述电互连片均包括由金属层和聚酰亚胺层形成的双层。16.根据权利要求12所述的方法，进一步包括使用脉冲激光烧蚀对所述电互连片中的每一个进行图案化。17.根据权利要求12所述的方法，其中，所述第二图案化片包括彼此层压的多个图案化片，所述图案化片通过绝缘层彼此分离。18.根据权利要求12所述的方法，进一步包括将所述压电换能器元件中的每一个的表面粘合到所述基底上的所转印图案，使得所述换能器元件中的每一个位于所述岛中的一个上，所述岛位于所述基底上的所转印图案上。19.根据权利要求12所述的方法，其中，所述换能器元件中的至少一个包括1-3型复合材料。20.根据权利要求12所述的方法，其中，所述换能器元件中的每一个均包括1-3型复合材料。21.根据权利要求12所述的方法，其中，所述桥具有蛇形结构。22.一种使用超声监测受试体的方法，包括：通过单独的范德华力将具有多个压电换能器元件的适形压电换能器阵列附着在受试体的表面上，使得所述适形压电换能器阵列顺应所述表面的形状；使用所述阵列将超声波发射到所述受试体内；使用所述阵列从所述受试体接收超声波；以及显示所接收的超声波的指示。23.根据权利要求22所述的方法，其中，所述表面的形状是非平面的。24.根据权利要求22所述的方法，其中，所述受试体是患者，并且所述表面是所述患者的表皮。25.根据权利要求24所述的方法，其中，显示所接收的超声波的指示包括在延长的时间段内连续监测一个或多个内部器官的活动。26.根据权利要求25所述的方法，其中，监测一个或多个内部器官的活动包括监测血管壁运动。27.根据权利要求26所述的方法，进一步包括将所述血管壁运动转换成中心血压波形。28.根据权利要求22所述的方法，其中，所述受试体是结构部件，并且所述方法进一步包括分析所接收的超声波以用于所述结构部件的非破坏性评估，以识别所述结构部件中的内部缺陷。29.根据权利要求22所述的方法，进一步包括使用匹配的场处理来重建所述受试体的一部分的图像。

百度查询： 加利福尼亚大学董事会 可拉伸超声换能器器件

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