用于管腔内超声成像设备的声学透明窗口

技术领域

本公开总体上涉及与超声换能器阵列相关联的超声能量传播通过的声学透明窗口。超声换能器阵列可以是诸如血管内超声(IVUS)成像导管的管腔内超声成像设备的部分。在示例性实施例中，声学窗口包括多个层，包括具有所有层的最大硬度的最外收缩缠绕层和具有所有层的最小硬度的柔性最内层。

背景技术

血管内超声(IVUS)成像在介入心脏病学中被广泛用作诊断工具，用于评估人体内的患病血管(诸如动脉)，以确定对处置的需要，指导进行介入和/或评估其效力。包括一个或多个超声换能器元件的IVUS设备被送入血管中并被引导至要成像的区域。换能器元件以超声波的形式发射超声能量，以便创建感兴趣血管的图像。超声波被由组织结构(例如血管壁的各层)、血红细胞和其他感兴趣特征引起的不连续部部分地反射。反射波由换能器元件接收并被传递到IVUS成像系统。成像系统处理接收到的超声回波，以产生放置设备的血管的横截面图像。

固态(也称为合成孔径)IVUS导管是当今常用的两种类型的IVUS设备之一，另一种类型是旋转IVUS导管。固态IVUS导管携带扫描器组件，该扫描器组件包括围绕其周界分布的超声换能器元件的阵列以及与换能器阵列相邻安装的一个或多个集成电路控制器芯片。控制器选择个体换能器元件(或元件的组)以用于发送超声脉冲并接收超声回波信号。通过逐步通过发送/接收对的序列，固态IVUS系统可以合成机械扫描的超声换能器的效果，而无需移动部分(因此，固态指定)。由于不存在旋转的机械元件，因此换能器阵列可以被放置成与血液和血管组织直接接触，具有血管损伤的最小风险。此外，由于不存在旋转元件，因此简化了电气接口。固态扫描器可以利用简单的线缆和标准的可拆卸电连接器直接线接到成像系统，而不是利用旋转IVUS设备所需的复杂旋转电气接口。

现有IVUS导管中的成像元件通常由具有压电性质的陶瓷材料形成，例如锆钛酸铅(PZT)。许多外部(身体上)超声换能器也利用PZT元件。用于PZT换能器的声学窗口由相对硬的材料形成，该材料是刚性且不适形的。例如，外部换能器利用陶瓷颗粒填充的硅树脂。如IVUS的血管内应用利用由聚酰亚胺形成的更薄但仍然硬的材料。已经做出努力来部署电容式微机械超声换能器(CMUT)元件而不是PZT元件来进行超声成像。这些努力由于缺乏合适的声学窗口而已经受到阻碍。

发明内容

本申请描述了一种管腔内超声成像设备，其具有能够与电容式微机械超声换能器(CMUT)元件一起使用的声学窗口结构。该管腔内超声成像设备(诸如导管或导丝)包括CMUT元件的阵列，并且该声学窗口被定位于CMUT元件之上。该声学窗口包括多个层，包括与CMUT元件直接接触的最内层。最内层由具有声学窗口中的所有层的最小硬度的弹性材料形成。因此，当CMUT元件的薄膜在发射和接收超声能量时移动时，最内层是可变形的。最外层具有声学窗口中的所有层的最大硬度。因此，在暴露于患者身体内的解剖结构(例如，血管中的钙化狭窄部)期间，声学窗口保护CMUT元件。在一些情况下，最外层可以是收缩缠绕管道，其有利地允许有效地制造成像导管或导丝。

根据一个示例性实施例，提供了一种管腔内超声成像设备。设备包括：柔性细长构件，其被配置为被定位于患者的身体管腔内，所述柔性细长构件包括近端部分、远端部分和纵轴；超声成像组件，其被设置在所述柔性细长构件的所述远端部分处并且被配置为在被定位于所述身体管腔内时获得成像数据，所述超声成像组件包括：多个声学元件，其被布置为围绕所述柔性细长构件的所述纵轴；以及声学透明窗口，其被设置在所述多个声学元件之上，所述声学透明窗口包括被形成在彼此之上的多个层，其中，所述多个层包括：最内层，其直接接触所述多个声学元件；最外层，其与所述最内层相对；以及粘合层，其将所述最外层耦合到所述多个层中的另一层，其中，所述最内层的硬度小于所述多个层中的每个其它层的硬度，并且其中，所述最外层的硬度大于所述多个层中的每个其它层的硬度。

在一些实施例中，柔性细长构件包括导管。在一些实施例中，该超声成像组件包括血管内超声(IVUS)成像组件。在一些实施例中，多个声学元件包括电容式微机械超声换能器(CMUT)元件。在一些实施例中，管道包括收缩缠绕管道。在一些实施例中，多个声学元件中的每个包括衬底和相对于衬底可移动的薄膜，并且最内层包括在薄膜移动时可变形的弹性材料。在一些实施例中，最内层包括聚丁二烯橡胶(PBR)。在一些实施例中，最外层包括聚对苯二甲酸乙二酯(PET)。在一些实施例中，粘合层包括聚氨酯(PU)。

根据示例性实施例，提供一种管腔内超声成像系统。该系统包括：超声成像导管，其被配置为在被定位于患者的身体管腔内时获得成像数据，所述超声成像导管包括近端部分、远端部分和纵轴，其中，所述超声成像导管还包括：多个声学元件，其被设置在所述远端部分处并且被布置为围绕所述纵轴；以及声学透明窗口，其被设置在所述多个声学元件之上，所述声学透明窗口包括：第一材料层，其被定位在所述多个声学元件之上并且直接接触所述多个声学元件，所述第一材料层包括第一硬度；第二材料层，其被定位在所述第一材料层之上并且直接接触所述第一材料层，所述第二材料层包括第二硬度；以及第三材料层，其被定位在所述第二材料层之上并且直接接触所述第二材料层，所述第三材料层包括具有第三硬度的管道，其中，所述第二材料层将所述第一材料层与所述第三材料层进行耦合，其中，所述第一硬度小于所述第二硬度和所述第三硬度，并且其中，所述第三硬度大于所述第一硬度和所述第二硬度；以及处理器，其与所述超声成像导管通信并且被配置为基于所获得的成像数据向显示器输出超声图像。。

在一些实施例中，该超声成像导管包括血管内超声(IVUS)导管。在一些实施例中，多个声学元件包括电容式微机械超声换能器(CMUT)元件。在一些实施例中，该管道包括收缩缠绕管道。在一些实施例中，多个声学元件中的每个包括衬底和相对于衬底可移动的薄膜，并且第一材料层包括在薄膜移动时可变形的弹性材料。在一些实施例中，第一材料层包括聚丁二烯橡胶(PBR)。在一些实施例中，第三材料层包括聚对苯二甲酸乙二酯(PET)。在一些实施例中，第二材料层包括聚氨酯(PU)。

根据以下详细描述，本公开的其他方面、特征和优点将变得显而易见。

附图说明

将参考附图描述本公开的说明性实施例，其中：

图1是根据本公开的实施例的管腔内超声成像系统的图解示意视图。

图2是根据本公开的实施例的包括超声成像组件的管腔内超声成像设备的图解透视图。

图3是根据本公开的实施例的超声成像组件的声学透明窗口以及声学元件的横截面侧视图。

图4图示了声波在示例声学透明层的PET层处的反射。

图5图示了针对不同声学窗口配置的可获得的超声信号频谱。

图6图示了针对不同窗口配置的获得的超声信号和信号频谱。

图7-9图示了具有变化的厚度的声学透明窗口的不同示例结构布置。

图10图示了有效地利用可变厚度的声学透明窗口来消除谐振效应的观察距离相关性。

图11是根据本公开的实施例的制造管腔内超声成像设备的方法的流程图。

图12-图17是在图11的制造方法的各个步骤期间的超声成像组件的图解视图。

图12是根据本公开的实施例的声学元件阵列的图解俯视图。

图13是根据本公开的实施例在声学透明窗口的柔性层已分布在声学元件阵列之上并固化之后的图解俯视图。

图14是根据本公开的实施例布置为定位于声学元件阵列之上的热缩管道的图解俯视图，包括分配在声学透明窗口的柔性层上的粘合剂。

图15是根据本公开的实施例在使管道收缩并固化粘合剂以形成声学透明窗口之后的图解俯视图。

图16示出了沉积声学透明窗口的最下层的材料以形成在其范围上具有变化的厚度的窗口的过程。

图7是根据本公开的实施例的透过声学透明窗口可见的CMUT元件的图解俯视图。

具体实施方式

为了促进对本公开的原理的理解的目的，现在将参考附图中图示的实施例，并且将使用特定语言来描述它们。然而，应理解，并不旨在对本公开的范围的限制。如本公开所涉及的领域的技术人员通常会想到的，对所描述的设备、系统和方法的任何改变和进一步的修改以及对本公开的原理的任何进一步的应用被充分地预期并包括在本公开中。例如，尽管根据管腔内超声成像描述了本公开的各方面，但是应理解，其不旨在限于该应用。特别地，完全预期的是，关于一个实施例描述的特征、部件和/或步骤可以与关于本公开的其他实施例描述的特征、部件和/或步骤结合。然而，为了简洁起见，将不单独描述这些组合的许多迭代。

图1是根据本公开的一些方面的管腔内超声成像系统100的图解示意视图。例如，系统100可以是血管内超声(IVUS)成像系统。管腔内超声成像系统100包括管腔内超声成像设备102、患者接口模块(PIM)104、处理系统106和显示器108。管腔内超声成像设备102可以是IVUS成像设备，例如导管、导丝、或引导导管.

IVUS设备102在高水平处发射来自包括在安装于导管或柔性细长构件121的远端端部附近的超声成像或扫描器组件110中的换能器或声学元件阵列124的超声能量。柔性细长构件121在一些实例中可以被称为纵向主体。柔性细长构件121可以包括近端部分和与近端部分相对的远端部分。阵列124可以围绕成像组件110和/或柔性细长构件121的纵轴LA定位。超声能量由扫描器组件110周围的介质(例如身体管腔120)中的组织结构反射，并且超声回波信号由换能器阵列124接收。PIM 104将接收到的回波信号转移到处理系统106，其中，超声图像(包括B-模式和/或流动数据)被重建并显示在显示器108上。显示器108在一些实例中可以被称为监测器。处理系统106可以包括处理器和存储器。处理系统106在一些实例中可以被称为控制台、计算机和/或计算系统。处理系统106可以可操作以促进本文描述的IVUS成像系统100的特征。例如，处理器可以执行存储在非瞬态有形计算机可读介质上的计算机可读指令。

扫描器组件110可以包括与阵列124通信的一个或多个控制器125，例如控制逻辑集成电路(IC)。例如，控制器125可以是专用集成电路(ASIC)。控制器125可以经由导体(例如衬底中或衬底上的导电迹线)与阵列124通信。控制器125被配置为控制阵列124的与发射和/或接收超声能量相关联的操作以获得与身体管腔120相关联的成像数据。扫描器组件110可以包括任何合适数量的控制器125，包括一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、八个、九个或更多个控制器。在一些实施例中，控制器125(图1)可以在纵向上在换能器阵列124近端安装在成像组件110上。在一些其他实施例中，一个或多个控制逻辑IC可以被设置在回转式(rolled-around)换能器阵列124与管状构件126之间。控制器125在一些实例中可以被称为控制逻辑电路系统、芯片或集成电路(IC)。管腔内成像设备的方面(包括将换能器阵列124从平坦配置变换成圆柱形或回转式配置的各种技术)在以下文献中的一个或多个中公开：美国专利US 6776763、美国专利US 7226417、2017年12月8日提交的美国临时申请US 62/596154、2017年12月8日提交的美国临时申请US 62/596141、2017年12月8日提交的美国临时申请US 62/596300以及2017年12月8日提交的美国临时申请US 62/596205，通过引用将其中每个整体并入本文。

在一些实施例中，阵列124的声学元件和/或控制器125可以围绕纵轴LA定位成环形配置，例如圆形配置或多边形配置。将理解，支撑构件126的纵轴LA也可以被称为图2的扫描器组件110、柔性细长构件115、设备102和/或支撑构件126的纵轴。例如，阵列124的换能器元件和/或控制器125处的成像组件110的横截面轮廓可以是圆形或多边形。例如基于控制器/换能器的数量、控制器/换能器的灵活性等，可以实现任何合适的环状多边形形状，包括五边形、六边形、七边形、八边形、九边形、十边形等。

PIM 104有利于处理系统106(例如，IVUS控制台)与包括在IVUS设备102中的扫描器组件110之间的信号的通信。这种通信包括以下步骤：(1)向包括在扫描器组件110中的一个或多个控制逻辑集成电路提供命令以选择要用于发射和接收的(一个或多个)特定换能器阵列元件，(2)向包括在扫描器组件110中的一个或多个控制逻辑集成电路提供发射触发信号以激活发射器电路生成电脉冲从而激发(一个或多个)选定的换能器阵列元件，和/或(3)经由包括在扫描器组件110的一个或多个控制逻辑集成电路中的放大器接受从(一个或多个)选定的换能器阵列元件接收的放大的回波信号。在一些实施例中，PIM 104在将回波数据中继到处理系统106之前执行该数据的初步处理。在此类实施例的一些示例中，PIM104执行该数据的放大、滤波和/或集聚。在实施例中，PIM 104还供应高压和低压DC功率以支持包括扫描器组件110内的电路系统的设备102的操作。

处理系统106通过PIM 104从扫描器组件110接收回波数据，并处理该数据以重建围绕超声成像组件110的介质中的组织结构的图像。处理系统106输出图像数据，以使身体管腔120的图像(例如血管的横截面图像)显示在显示器108上。通常，系统100和/或设备102可用于患者身体的任何合适的管腔中。就此而言，系统100可以是管腔内超声成像系统，而设备102可以是管腔内超声成像设备。在一些实例中，设备102可以是心脏内超声心动图(ICE)成像导管或经食道超声心动图(TEE)探头。系统100和/或设备102可以被称为介入设备、治疗设备、诊断设备等。设备102可以被设定尺寸和整形、在结构上布置和/或以其他方式配置为定位在身体管腔120内。身体管腔120可以表示自然的和人造的流体填充或包围的结构。身体管腔120可以在患者的身体内。身体管腔120可以是血管，例如患者的血管系统的动脉或静脉，包括心脏脉管系统、外周脉管系统、神经脉管系统、肾脉管系统和/或体内的任何其他合适的管腔。例如，设备102可以用于检查任何数量的解剖位置和组织类型，包括但不限于：包括肝脏、心脏、肾脏、胆囊、胰腺、肺的器官；道肠；包括大脑、硬脊膜囊、脊髓和周围神经的神经系统结构；尿路；以及血液内的瓣膜，心脏的心室或其他部分，和/或身体的其他系统。除了自然结构之外，设备102还可以用于检查人造结构，例如但不限于：心脏瓣膜、支架、分流器、过滤器和其他设备。

在一些实施例中，IVUS设备包括类似于常规固态IVUS导管(例如可从KoninklijkePhilips N.V.购得的

线缆112在设备102的近端端部处终止于PIM连接器114。PIM连接器114将线缆112电耦合到PIM 104并且将IVUS设备102物理耦合到PIM 104。在实施例中，IVUS设备102还包括导丝离开端口116。相应地，在一些实例中，IVUS设备102是快速交换导管。导丝离开端口116允许朝向远端端部插入导丝118，以便引导设备102通过身体管腔120。在其他实例中，IVUS设备102可以是丝上(over-the-wire)导管，包括沿着柔性细长构件121的整个长度延伸的导丝管腔。柔性细长构件121在一些实例中可以由聚合长度的管道制成，包括用于线缆112和/或导丝118的一个或多个管腔。

图2是包括超声扫描器组件110的管腔内成像设备102的图解透视图。在一些实施例中，超声扫描器组件110可以被设置在设备102的柔性细长构件121的远端部分处。柔性细长构件121被定尺寸和整形、在结构上布置和/或以其他方式配置为定位在患者的身体管腔内。成像或扫描器组件110在设备102被定位于身体管腔内时获得与身体管腔相关联的超声成像数据。如图2所示，扫描器组件110可以包括围绕设备102的纵轴LA定位的换能器阵列124。换能器阵列124在一些实例中可以被称为声学元件的阵列。在一些实例中，扫描器组件110可以包括在约0.8mm与约1.6mm之间的直径，例如1.2mm。

阵列124被设置成围绕管状构件126的回转或圆柱形配置。管状构件126也可以被称为支撑构件、单体或套圈。在一些实施方式中，管状构件126可以包括管腔128。管腔128可以定尺寸和整形以接收导丝，例如图1中所示的导丝118。设备102可以被配置为沿着导丝118或骑跨在导丝118上移动到患者的生理结构内的期望位置处。在这些实施方式中，管腔128可以被称为导丝管腔128。

在一些实施例中，扫描器组件110也可以包括在换能器阵列124与管状构件126之间的背衬材料130。就此而言，管状构件126可以包括将换能器阵列124与支撑构件126的主体径向间隔开的台架(stand)。背衬材料130可以被设置在管状构件126与阵列124之间的径向空间内。背衬材料130充当声学阻尼器，以最小化或消除超声能量在不期望方向上(例如径向朝向中心)的传播。因此，来自阵列124的超声能量被径向引导朝向柔性细长构件121所位于的身体管腔120。

如换能器阵列124的区域的放大视图所示，换能器阵列124可以包括在半导体衬底132上制造的多行声学/换能器元件140。半导体衬底132被划分成彼此间隔开和/或由沟槽144隔开的多个岛区141。沟槽144将岛区141隔开，这允许在诸如阵列124围绕设备102的纵轴LA定位时将这些岛区以不同的角度取向。成像组件110可以包括任何合适数量的岛区141，例如4、8、16、32、64、128个和/或更大和更小的其他值。多个声学元件140可以形成在每个岛区141上。在一些实例中，如图2所示，可以在每个岛区上形成单行声学元件140。在其他实例中，如图9所示，两行声学元件140可以形成在每个岛区上并且以交错方式布置。在一些实施例中，声学元件140可以彼此并排定位在各个岛区141上。

在一些实施例中，衬底132可以由半导体材料形成。换能器阵列124中的超声换能器元件140中的每个可以是微机械超声换能器，例如电容式微机械超声换能器(CMUT)或压电微机械超声换能器(PMUT)。尽管超声换能器元件140中的每个被图示为圆形形状，应该理解，超声换能器元件140中的每个可以采取任何形状。

半导体衬底132的划分的岛区141耦合到公共柔性互连件142。柔性互连件142能够围绕声学元件140以及跨槽144和/或在沟槽144之上延伸。柔性互连件142可以包括与声学元件140的隔膜或可移动的薄膜143对准的孔。就此而言，互连件142并不完全覆盖岛区141。互连件142可以覆盖岛区141的部分，其不包括声学元件140的隔膜或可移动的薄膜143。在一些实施例中，互连件142完全覆盖岛区141，包括声学元件140的隔膜或可移动的薄膜143，例如当柔性互连件142也包括声学匹配层时。如本文所描述，声学透明窗口可以设置在声学元件140之上。

柔性互连件142可以由诸如聚酰亚胺(例如，KAPTON

尖端构件123限定了设备102的远端端部。随着设备102被插入并在身体管腔120内移动，尖端构件123是设备102的前导部件。尖端构件123可以由聚合物材料形成，使得设备102无创伤地接触解剖结构。尖端构件123可以包括与支撑构件126的管腔128连通的导丝内腔，使得导丝118延伸穿过支撑构件126和尖端构件123。

图3是图示超声成像组件110的部分的横截面侧视图。特别地，声学透明窗口300被定位于声学元件140之上。声学透明窗口300可以由形成在彼此之上的多个材料层形成，包括材料层310、320和/或330。就此而言，声学透明窗口300的这些层可以彼此直接或间接耦合、紧固和/或以其他方式贴附。尽管在图3中仅示出一个声学元件140，但应理解声学透明窗口300可以被定位在成像组件110的所有声学元件140之上。总体上，声学透明窗口300有利于从声学元件140到患者的身体管腔120的超声能量以及从身体管腔120到声学元件140的反射超声回波的期望传播。就此而言，声学透明窗口300的材料提供声学阻抗值，使得去到和来自声学元件140的超声能量的声学路径没有尖锐的阻抗过渡，这种阻抗过渡能导致不期望的反射/折射。例如，声学透明窗口300可以提供与血液和/或血管组织的声学阻抗匹配的声学阻抗，使得超声能量以期望的方式跨成像组件110与血液之间的过渡部传播。CMUT有利地提供超声能量的高带宽。声学透明窗口300的材料可以有利地布置成最小化或消除阻抗过渡，该阻抗过渡减小了带宽并且阻止了实现CMUT的全部优点。在声学透明窗口300包括非阻抗匹配层的实施例中，该层在结构上被配置为非常薄，使得该层不干扰通过窗口的超声传播的期望方式。改善材料的声学透明性的额外因子是其在期望的声波频率范围内的低声波吸收性质(系数)。

如关于图2所描述的，聚酰亚胺互连件142可以跨沟槽144延伸以耦合个体岛区141。就此而言，互连件142是岛区141之间的机械耦合件。互连件142的尺寸149(例如高度或厚度)可以在约1μm与约50μm之间，约1μm与约20μm之间，约3μm与约10μm之间，包括诸如约3μm、约5μm、约7μm、约10μm的值和/或其他更大或更小的值。声学透明窗口300还可以跨沟槽144延伸，使得声学透明窗口300定位于所有声学元件140之上。

在图3所示的成像组件110的取向中，层330是径向最外层并且暴露于身体管腔120内的解剖结构。层320、310以及互连件142和声学元件140相对于层330径向向内设置。应理解，诸如衬底132、声学背衬材料130和/或支撑构件126(图2)的额外部件相对于声学元件140径向向内设置更远。

在一些实例中，声学元件140可以是CMUT元件，包括薄膜143、衬底145和薄膜143与衬底145之间的真空间隙147。在一些实施例中，薄膜143可以由氮化硅形成。衬底145可以包括底部电极，而薄膜143可以包括顶部电极。CMUT元件140的基本原理涉及由顶部电极143和底部电极145形成的平行板电容器。衬底/底部电极145是固定的，而薄膜/顶部电极143是柔性的。薄膜143被配置为在声学元件140的操作期间如图3中的箭头所示偏转以获得超声数据。在接收模式下，超声波(例如，从身体管腔120反射的超声回波)引起薄膜143的振动和电容的变化，其可以被检测到。在发射模式下，在薄膜143与衬底145之间施加交流电压。所产生的静电力引起薄膜143的振动，从而以调制频率将超声能量发送到身体管腔120。

在各种实施例中，声学元件140可以被配置为发射具有中心频率的超声能量，该中心频率在约1MHz与约70MHz之间，在5MHz与约60MHz之间，或者在约20MHz与约40MHz之间，包括诸如约5MHz、约10MHz、约20MHz、约30MHz、约40MHz的值和/或更大或更小的其他合适值。根据本公开的方面，声学透明窗口300特别适合于与CMUT元件的高频超声一起使用，例如在20MHz至40MHz之间或更高的频率。高频超声对于组织结构(例如血管壁)以及身体管腔120内的流体(例如血管内的血液)的B模式成像能够是有益的。

声学透明窗口300的层310位于声学元件140之上并与其直接接触。就此而言，层310的底表面与薄膜143的顶表面直接接触。层310可以被称为声学透明窗口300的最内层，其中，其是径向最接近声学元件140的层。

层310可以有利地由柔性和/或弹性材料形成，该柔性和/或弹性材料在薄膜143移动时可变形。就此而言，最内层(例如，层310)可以是声学透明窗口300的所有层中最软的层。在一些实施例中，层310可以具有在肖氏00范围内的计示硬度，包括诸如小于5肖氏00的值。在一些实施例中，层310可以具有在约40肖氏A与80肖氏A之间的计示硬度，包括诸如约60肖氏A的值和/或更大或更小的其他合适值。在示例性实施例中，层310可以由聚丁二烯橡胶(PBR)形成。在用于管腔内超声成像设备的宽中心频率范围内，PBR材料呈现最低的声波干扰之一。在其他实施例中，层310可以包括硅树脂、聚氨酯、凝胶、液体、其组合和/或其他合适的材料。层310有利地允许薄膜143在发射和接收期间偏转，并且在薄膜143的运动范围内保持与薄膜143接触。例如，层310可以被称为适形层。

形成层310的材料还可以有利地辅助力的机械分散。例如，选择形成层310的材料以避免CMUT薄膜143与形成声学透明窗口300的堆叠中的任何刚性层之间的机械耦合和/或接触。当在其间存在非常柔软的层310时，CMUT薄膜143感觉不到例如顶层330的刚度。因此，薄膜143在发射/接收期间的移动不受影响。相反，如果存在在所有侧面上用硬质材料包围的柔软但不可压缩的材料，则薄膜143的移动需要刚性顶层330的移动，并且因此薄膜143受到阻碍。如下面进一步描述的，声学透明窗口300中的层的布置还有利地避免了刚性顶层330与柔性互连件142之间的直接耦合和/或接触，该直接耦合和/或接触将锁定柔软层310并阻碍薄膜143。

声学透明窗口300的层320位于层310之上并与其直接接触。就此而言，层320的底表面与层310的顶表面直接接触。层320可以比层310更硬但是比层330更软。层320可以具有在约5肖氏A与80肖氏A之间的计示硬度，包括诸如约5肖氏A、40肖氏A、60肖氏A、80肖氏A的值和/或更大或更小的其他合适值。在一些实例中，当层320更薄时，层320可以由具有更大硬度的材料形成。在一些实例中，层320可以被称为粘合层或固化层。在声学透明窗口300中，层320可以是例如层310与层330之间的薄键合线。就此而言，层320可以被配置为将层330耦合到声学透明窗口300的其他层，例如图3所图示的实施例中的层310。在其他实施例中，声学透明窗口300包括在层310与层320之间的一个或多个额外层。一个或多个额外层以及层310、320和330可以有利地提供从声学元件140到身体管腔120的期望的声学阻抗过渡。

在示例性实施例中层320可以由聚氨酯(PU)形成。PU的声学阻抗可以为Z＝1.3至1.9。在其他实施例中，层320可以包括硅树脂或其他软适形材料。在一些实例中，PU可能是有利的，因为它可以被实现为具有用于声学匹配的良好阻抗值的相对细的线，而其他材料(例如硅树脂)可能需要填充以增加用于声学匹配的阻抗，这相应地会增加层320的尺寸322(诸如高度或厚度)。PU可以用于其中最小化血管内设备102的直径为优选的应用。在一些实施例中，声学透明窗口300不包括层310。代替地，层320被定位于声学元件140之上并与其直接接触。在这种实例中，层320是声学透明窗口300的最内层。如上所述，层320可以有利地是柔性和/或弹性材料，其在薄膜143移动时可变形。当在声学透明窗口300中省略层310时，可以使用较软的PU。当层310位于层320与声学元件140之间时，可以使用较硬的PU。层310和/或320可以有利地为超声能量提供低衰减和匹配的阻抗。

层310的尺寸312(例如高度或厚度)可以在约10μm与约20μm之间，或者在约12μm与约18μm之间，包括诸如约10μm、约13μm、约15μm、约17μm的值和/或其他更大或更小的值。层320的尺寸322(例如高度或厚度)可以在约1μm与约10μm之间，或者在约1μm与约5μm之间，包括诸如约1μm、约3μm、约5μm的值和/或其他更大或更小的值。层310和层320在一起的总高度或厚度可以大于约15μm，例如约20μm。

声学透明窗口300的层330位于层320之上并与其直接接触。就此而言，层330的底表面直接与层320的顶表面接触。层330可以被称为声学透明窗口300的最外层，其中，是径向上最远离声学元件140的层。在图3所图示的声学透明窗口300的实施例中，最外层330可以与最内层310相对。层330暴露于身体管腔120内的解剖结构(例如，血液、血管组织、狭窄部)。层330的尺寸332(例如高度或厚度)可以在约1μm与约10μm之间，或者在约3μm与约8μm之间，包括诸如约1μm、约3μm、约5μm、7μm的值和/或其他更大和更小的值。

层330可以有利地由相对更刚性的材料形成。就此而言，最外层(例如，层330)可以是声学透明窗口300的所有层中最硬的层。层330可以具有在约1肖氏D与100肖氏D、约80肖氏D与100肖氏D之间的计示硬度，包括诸如约85肖氏D的值和/或其他合适的更大和更小值。层310、320和330的布置为声学元件140提供了机械、电学和/或化学保护。例如，在管腔内成像设备102与解剖结构接触时，能够需要机械保护。当声学透明窗口300遇到刚性或尖锐的解剖结构时，例如当管腔内成像设备102跨钙化狭窄部时，软底层310变形，但是硬顶层330保持完整。顶层330还具有用于电学保护的高击穿电压。此外，层330还针对水提供了良好的渗透屏障。

在示例性实施例中，层330可以由聚对苯二甲酸乙二酯(PET)形成。在其他实施例中，层330可以包括可从Mitsui Chemicals可用的聚合物材料，例如聚甲基戊烯(PMP)或

在将PET热收缩管用作硬质上层330的实施例中，尺寸332(例如高度或厚度)被选择为小于声音的波长，优选地＜1/10λ。PET中的声波长在30MHz处接近80μm。尽管PET不是阻抗匹配的，其中，其具有相对较高的声学阻抗，但是尺寸332(例如壁厚)约为5μm的PET热收缩管道(例如，从Vention Medical可用)使阻抗过渡区的声反射最小化。非阻抗匹配层越薄，在较高频率下的声学性能越好。在其他应用中，使用阻抗匹配材料(例如

层310、320、330的布置有利地防止了层330与互连件142之间的直接接触。相对较硬的层330与互连件142之间的直接接触将消除超声发射和接收期间的层310与薄膜143的移动/适形。就此而言，选择层310的尺寸312以使得层310定位在互连件142以及薄膜143之上并与其直接接触。就此而言，层310的底表面直接接触互连件142的顶表面。相应地，层310和/或层320定位于层330和互连件142之间。在成像组件110具有不同于F2R的配置的实施例中，例如没有柔性互连件142的实施例，层310的整个底表面可以与薄膜143的顶表面接触。

与本领域已知的用于超声应用的声学透明窗口相比，本公开提供了许多优点。就此而言，本文描述的声学透明窗口300的布置可以用于宽范围的中心频率，诸如5MHz和40MHz，而现有的窗口是在1MHz至20MHz的背景下描述的。如本文所述，甚至对于高频超声能量(例如20MHz至40MHz)，层310、320、330也提供合适的声学路径。本领域中的现有声学窗口也厚得多(例如，＞30μm)，以及被设计用于可重复使用的设备，例如外部超声探头。本公开的各方面有利地提供了一种薄的声学透明窗口300，其适合于管腔内应用，例如IVUS成像。就此而言，声学透明窗口300还被布置为在柔性至刚性的框架中实现，例如定位在聚酰亚胺互连件142之上，这允许阵列124从平面配置过渡到围绕设备102的纵轴LA的环形配置。用于外部超声探头的已知声学窗口并未解决避免硬质外层330与互连件142之间的接触的需要。

在一些实施例中，粘合层320是声学透明窗口300最硬的层。这样的实施例可以通过使粘合层320非常薄来以预期方式允许超声能量通过声学透明窗口300的传播，即使对于非常硬的材料来说层320的阻抗可能不合希望地高。在声学透明窗口300的两层设计中，外层将比内层硬。在一些实例中，亲水涂层位于声学透明窗口300上。在各种实施例中，亲水涂层的硬度可以大于或小于声学透明窗口300的层310、320和/或330的硬度。

根据一组有利的实施例，声学透明窗口的厚度可以在其范围内变化。

厚度是指例如垂直于窗口或声学元件或柔性细长构件的表面的尺寸。其意味着例如在最内层和最外层之间延伸的方向上的尺寸。例如，其意味着声学透明窗口的高度。

现在将更详细地说明该组实施例。

如上所述，本发明的实施例基于为声学透明窗口提供最外层和最内层，该最外层是最硬的层，而该最内层是最不硬的层。机械上坚硬且坚固的最外层的好处在于，它为较软的下层(例如较软的最内层)提供了机械保护，其柔软性有利地使声学元件自由畅通无阻地移动，同时仍然在窗口与元件之间提供耦合。例如，硬的最外层为下层提供防刮擦保护，例如在柔性细长构件穿过钙化狭窄部的情况下。

然而，可以有利地用于最外层的一些示例性硬质材料能够呈现与水或血液的差的声学匹配，这能够导致所获得的声学信号中的显著的振铃效果。这减小了带宽和轴向分辨率。这继而会显著降低可获得的图像质量。通过一个示例，作为用于形成最外层的一种有利的合适材料的示例材料PET呈现与血液和水的不良声学匹配，从而导致诸如所描述的那些的问题。

为了进一步解释该问题，现在将通过一个说明性示例来描述一组示例声学窗口层材料的不利的振铃效果。这表示仅一个示例，并且对于其他组层材料也类似可能出现该问题。

通过该示例，从最内层开始并向外加工的用于声学透明窗口的一组有利的材料是PBR-PU-PET(聚丁二烯-聚氨酯-聚对苯二甲酸乙二酯)。与水相比，这些材料的材料性质示出在下表1中：

表1

与水相比，硬PET箔层的声学阻抗为Z＝3.6MRayl，而水的声学阻抗为Z＝1.5MRayl。因此，在PET层处得到输出超声波和传入超声波两者的41％的强反射。

这在图4中进行了示意性图示，图4示出了在示例CMUT元件薄膜143上耦合、安装到硅衬底145的声学透明窗口300的PBR最内层310、PU粘合层320和PET最外层330。图示了输出声学信号的反射。

这种强烈的反射可见为回波信号中的尾巴，或者所获得的超声频谱中的“驼峰(hump)”。

此效果在图5的图表中图示。

该图表表示具有40MHz的中心(平均)频率输出的CMUT超声换能器的所实现的超声信号频谱。

曲线501表示在没有窗口的情况下的CMUT换能器的频谱(通过有限元法计算)。该曲线表示理想的期望频谱，因为其示出没有窗口的任何反射或干涉效应的信号。等效时域信号具有短尾巴。

曲线503表示对于存在包括PET层的三层PBR-PU-PET窗口的情况的FEM计算的超声频谱。在获得的频谱中，在大约35MHz处可以观察到“驼峰”。这是由于上述强反射引起的谐振效应导致的。这种效果是高度不理想，因为其降低图像质量。

为了改善这一问题，根据本发明的有利实施例，提供了一种具有厚度的声学透明窗口，该厚度在其范围上变化(即跨其主要横截面)。通过示例，可以提供具有厚度的声学透明窗口，该厚度变化以使得窗口限定楔形形状。

厚度变化导致频谱的尾部的振铃被平均。作为结果，频谱曲线被平滑，并且基本上消除了“驼峰”。

这由图5中的曲线502图示。曲线502示出使用楔形形状的声学透明窗口获得的超声频谱。如可以看出的，该形状基本上消除了干涉/反射效应，并且该频谱接近期望的(理想)无窗口曲线501的形状。

进一步的实验结果如图6A和图6B所示。图6A通过图示的方式示出了对于由以下每个所覆盖的CMUT换能器的根据时间[μs]的所获得的超声信号：仅PBR材料层601、PBR-PET材料层堆叠602和具有楔形形状603的完全声学透明窗口。图6B示出了对于仅PBR的材料层606、PBR-PET材料层堆叠607和具有楔形形状608的完整声学透明PBR-PU-PET窗口中的每个的根据频率[MHz]的所获得的超声频谱。

可以看出，针对楔形形状窗口的频谱608类似于(理想的)仅PBR频谱606。所获得的带宽＞50％。当将PET添加到材料堆叠时，在没有楔形形状形成的情况下，所获得的频谱607呈现不期望的驼峰，并且带宽减小到大约25％。

对于可变厚度声学透明窗口的特定配置，不同的选择是可能的。

根据一组优选的示例，声学透明窗口的厚度跨窗口平滑地变化，使得窗口(即最外层)的最上表面跨窗口以一个或多个速率或倾斜角平滑地倾斜或下降。

厚度可以线性变化，市的窗口的上表面以一个或多个倾斜角线性倾斜。

图7示意性地描绘了通过遵循该配置的一个示例布置的侧视截面视图。声学透明窗口300被示出为在超声声学元件143的阵列之上延伸。在该示例中，多个声学元件143被布置为元件的阵列，包括多排(行)元件。图7中示意性地绘制了一行声学元件143。

在该示例中，声学透明窗口被布置为使得声学透明窗口的厚度沿声学元件的行(排)的方向变化，即窗口(即最外层)的最上表面在平行于声学元件143的行或排的方向上倾斜。

在备选示例中，厚度可以非线性地变化，使得上表面以一个或多个速率平滑地向上或向下弯曲。在声学元件包括一行或多行元件的布置的情况下，元件的最上表面的倾斜可以沿着所述一行或多行元件的方向延伸。

如上所述，在多个声学元件包括含有一排或多排的元件的阵列的情况下，窗口的厚度可以沿着所述一排或多排的方向变化。

在图7的特定示例中，声学透明窗口的倾斜使得声学透明窗口300遵循楔形形状。

根据一个或多个示例，声学透明窗口的厚度可以沿着柔性细长构件的纵轴的方向变化。在一些示例中，这可能与声学元件的行或排的方向一致，使得厚度沿两个方向变化(例如，形成斜坡或倾斜)。

根据一个或多个实施例，声学透明窗口的厚度可以在上厚度水平和下厚度水平之间平滑地振荡，使得最外层的最上表面在上表面水平和下表面水平之间跨层上下变化。

在图8中示意性地描绘了示例。

在该示例中，声学透明窗口300的厚度线性地振荡，使得窗口(即最外层)的最上表面在上表面水平和下表面水平之间线性地上下降斜。在图8的示例中，这导致窗口包括两个倾斜部分801、802，一个部分801分别朝向中心峰值厚度点倾斜，并且部分802远离峰值厚度点下降(或等效地，两者分别朝向或远离此中心峰倾斜或下降)。

图9示意性地描绘了另外的示例。在该示例中，声学透明窗口300的厚度跨窗口范围在最小厚度水平和最大厚度水平之间多次线性振荡。这示出为元件的窗口(即最外层)的最上表面在最小表面水平和最大表面水平之间上下移动的线性倾斜。这导致总共六个倾斜部分901-906，其分别朝向和远离窗口300的峰值厚度点向上和向下倾斜。

为了使可变厚度的窗口有效地抑制谐振或振铃效应(以及随之而来的超声信号频谱中的驼峰)，扫描解剖结构的目标观察点(相对于管腔内设备的成像组件)的距离z应该足够大，以使窗口的声音“平均”效应生效。在观察的点非常靠近于成像组件的情况下，仅声学元件阵列的小部分δ起作用。

这在图10A和图10B中示意性地描绘，10A和图10B示出了以两个不同的相应的可变厚度窗口300对被观察点1001的观察，其中，被观察点是距多个声学元件143的距离z。

因此，为了使得能够在相对于成像组件甚至接近的距离处观察点，可变厚度的声学窗口在其厚度梯度方面应该足够陡，使得存在有效的沿着δ的足够厚度变化。

查看物体的优选距离是近场距离z

近场距离z

其中，λ是声波的波长。

例如，对于c＝1500m/s，f＝40MHz和δ＝600微米，所得到的近场距离是z

对于这种示例配置，只要在2.4mm的近场距离处或附近查看物体，便会创建平面波，并且声学元件的整个阵列贡献于对信号。因此，声学窗口的整个长度也贡献于抑制谐振。2.4毫米的距离在典型使用期间的设备的典型观察距离的范围内。

通过示例，声学窗口厚度可以跨其长度或范围在约10微米的起始厚度和约30微米的最终厚度之间变化。例如，该厚度可以跨其范围从10微米线性增加到30微米。这为在观察距离z>z

然而，这仅表示一个示例厚度梯度，并且可以备选地使用其他示例。

例如，已经执行了模拟以在其在消除上述振铃效应(即回波信号的尾巴)中的性能方面测试不同的厚度梯度。基于这些模拟，已发现其中厚度跨窗口元件的总长度(至少其有效部分δ)线性增加总共大约20-30微米的窗口可以预期最佳执行。例如，窗口的厚度可以从7-15微米的起始厚度到20-30微米之间的最终厚度有利地变化(例如线性增加)。

在优选的示例中，楔形窗口的起始厚度(即在窗口的最薄点处(窗口的一端)的厚度)在理想情况下应尽可能小，以使声学衰减最小化。已经发现，就平衡声学性能和结构稳定性而言，大约10微米(例如在7和15微米之间)的起始厚度是最佳的。

图11是根据本公开的实施例的制造管腔内超声成像设备102的至少部分的方法400的流程图。如图所示，方法400包括多个列举的步骤，但是方法400的实施例可以包括在列举的步骤之前、之后和之间的其他步骤。在一些实施例中，所列举的一个或多个步骤可以被省略、以不同的顺序执行或同时执行。方法400的步骤可以由设备102的制造商执行以产生包括图1-图3中描述的特征的设备。将参考图12-17来描述方法400，图12-17是在制造的各个步骤期间的设备102的各种部件的示意图。例如，图12-17图示了超声成像组件110的各种部件(例如设置在声学元件阵列124之上的声学透明窗口300)的组装步骤。

在步骤410处，方法400包括获得声学元件阵列(图11)。根据本公开的实施例，声学元件阵列124的图解俯视图在图12中图示。声学元件阵列124可以包括多个声学元件140。在示例性实施例中，声学元件140可以是CMUT元件。图12中所示的设备102的成像组件110还包括位于阵列124的远端的尖端构件123、位于阵列124的近端的控制器125以及从控制器125向近端延伸的通信线路134(例如，提供电通信的导体)。

在步骤420处，方法400包括将形成声学透明窗口的柔性层的材料分布在声学元件阵列(图11)之上并与其直接接触。例如，PBR可以被用于形成最内层310(图3)。就此而言，可以将溶解的PBR分配到设备102上。可以在分配PBR之后使设备102(例如，围绕纵轴LA)旋转，或者可以在设备102旋转的同时分配PBR。作为结果，PBR围绕阵列124和/或设备102的其他部件的周界均匀地扩展。在一些实施例中，将庚烷添加到PBR中以控制溶解材料的粘度。

在步骤430处，方法400包括干燥或固化声学窗口的柔性层。在将庚烷添加到PBR中的实施例中，步骤430可以包括蒸发庚烷。步骤430可以包括向形成柔性层的材料施加热量或空气。作为步骤430的结果，在步骤420中分布的材料形成为层310。作为与其他层的形成分离的层310的干燥/固化的结果，层310(图3)的尺寸312(例如高度或厚度)可以独立于包括在形成另一层中的步骤来控制。例如，如关于步骤460所描述的，层310的尺寸312不取决于形成层330的管道的收缩行为。

图13示出了在步骤430之后的设备102的成像组件110。图13是根据本公开的实施例在声学透明窗口的柔性层已经被分配在声学元件阵列之上并被固化之后的示意性俯视图。就此而言，层310完全覆盖阵列124。在图13所图示的实施例中，层310还覆盖尖端构件123、控制器125和/或通信线路134的至少部分。就此而言，层310可以形成柔性细长构件121的部分。

在其中额外层可以形成声学透明窗口300的部分的实施例中，方法400包括在柔性层310之上形成额外层。

在步骤440处，方法400包括在柔性层(图11)上分配粘合剂。诸如PU的粘合剂可以在层310和层330之间形成层320(图3)。例如，粘合剂的一个或多个液滴可以被直接分配到干燥/固化的层310上。在省略了层310的声学透明窗口300的实施例中，粘合剂可以被直接设置在阵列124上。图14图示了在阵列124之上分配的一体积710的粘合剂。图14是根据本公开的实施例的布置成位于声学元件阵列之上的热收缩管道(步骤450)的示意性俯视图，其包括分配在声学透明窗口的柔性层上的粘合剂。在一些实施例中，粘合剂被喷涂到层310和/或阵列124上。

在步骤450处，方法400包括将管道定位在粘合剂和声学元件阵列(图11)之上。在一些实例中，管道可以形成最外层330(图3)。就此而言，在一些实施例中，管道可以是由PET形成的可热收缩的管道。如图14所示，管道720可以包括管腔722。阵列124和/或管道720被移动以使得阵列124与设置于其上的粘合剂的体积710位于管道720的管腔722内。

在一些实施例中，步骤450还包括固定热收缩管道720的端部。就此而言，在热收缩过程期间，如果管720可以自由收缩(减小直径、减小长度、增加壁厚)，则壁厚增加。通过固定热收缩管720因此其不能在长度方向或纵向上收缩，所有厚度的增加可以被最小化或消除。步骤450的另一选择是通过在长度方向上拉伸管720以使其在直径中在加热之前缩小而将管720安装在阵列124周围。在一些实例中，在加热之前拉伸管720甚至可以导致在施加热量之后的更薄的壁。例如，层330的尺寸332可以更小。

在不使用管道的实施例中，步骤450包括将一块平面材料(例如，箔)定位在阵列124和粘合剂的体积710周围。例如，可以围绕阵列124和粘合剂的体积710将该块平面材料卷绕成环形配置。

在步骤460处，方法400包括施加热量和/或空气以使管道收缩(图11)。例如，由于施加热空气，管道720围绕阵列124收缩以形成刚性层330(图3)。收缩的管道720使粘合剂在层310与管腔722的表面之间横向扩散。因此，粘合剂的体积710围绕层310的整个周界分布，而不是保持如图14所示的液滴形式。在其中管720被拉伸(步骤450)的实施例中，步骤460可以包括施加热量和机械拉伸的组合。如果需要，多余的管道720可以被切割并去除。管道720的切割端可以进行额外热收缩。在一些实例中，在管道720的端部周围施加额外的粘合剂。

在省略了层310的实施例中，由于管道720的收缩，粘合剂在阵列124和管腔722的表面之间横向扩散。因此，粘合剂围绕阵列124的整个周界分布。

在步骤470中，方法400包括去除多余的粘合剂(图11)。收缩的管道720可以从层310与管腔722的表面之间的空间中将多余的粘合剂从管道720的端部排出。在固化粘合剂(步骤480)之前，可以例如通过擦除来去除多余的粘合剂。

在步骤480处，方法400包括固化粘合剂(图11)。在一些实施例中，该粘合剂是两组分固化系统，例如两组分PU。步骤480可以包括施加热和/或空气。在一些实施例中，粘合剂在没有蒸气散发的情况下固化。可以有利地避免溶剂蒸发或例如由于湿固化而形成的气体。如果在粘胶层320中/从粘胶层320中蒸发出一些东西，则气泡/空气泡将在层330下方形成并被困在声学透明窗口300中，从而降低声学性能。

作为方法400的步骤的结果，如图15所示，在阵列124周围形成层330。就此而言，图15是根据本公开的实施例在收缩管道并且固化粘合剂以形成声学透明窗口300之后的示意性俯视图。粘合层320和柔性层310位于阵列124与层330之间(图3)。在一些实例中，层330也可以覆盖控制器125。

在一些实施例中，声学窗口300具有横跨其范围变化的厚度。在这些实施例中，制造或组装管腔内超声成像设备的方法可能与以上概述的方法有所不同。特别地，以上概述的步骤420至480中的一个或多个可以变化。

以下是用于制造具有厚度变化的声学窗口的设备的一种示例性方法步骤。该方法尤其适用于具有圆形横截面的细长构件。

包括多个声学元件的成像组件被设置成耦合至细长构件的远端部分。

厚度可变的声学透明窗口300的形状可以在最下层(例如PBR层)的施加过程中进行控制。该层被施加于组装的细长构件和成像组件布置。

在连续沉积最下层的材料的同时，使细长构件旋转。将针对PBR的示例材料描述该流程。然而，这仅用于说明，并且相同的方法可以用于其他材料。

通过例如用相机测量注射器尖端上的液滴的直径，或在预定义时间内将流体泵送到针的尖端，来控制所施加的PBR的量。然后，液滴与旋转的细长构件进行接触。作为旋转的结果，在成像组件周围形成PBR环或多纳圈(donut)。沉积的PBR区域的高度和宽度受表面张力(受成像组件表面材料和表面条件(例如表面是否已经被等离子体清洁)以及溶解的PBR溶液的粘度影响)控制。

该层的厚度(径向)沿着细长构件的长度方向变化，从而实现窗口元件沿长度方向的厚度变化(例如，楔形形状)。例如，该厚度可以沿长度方向线性变化，以实现具有沿其长度方向线性增加的厚度的窗口。

然后将PBR材料的环干燥。当干燥时，环在其周界上的所有点处收缩相同的比例。以这种方式，可以沉积具有厚度变化(沿细长构件的长度方向)的很好控制的PBR层。

当大约一半的环(沿长度方向)已被沉积在细长构件和成像组件装置上时，实际上会在成像组件的声学元件之上形成楔形。这在图16(左侧)中图示。示出所沉积的PBR 1020的半环。感兴趣区域之外的材料可以被去除。

图16(右侧)示出在干燥后的沉积的PBR 1020。

在此步骤之后，可以用施加在PU粘合层的顶部上的PET热缩物(管道)覆盖沉积的PBR。这些材料仅表示可用于分别形成最外层和粘合层的一组示例材料，并且备选地可以使用例如如上面概述的其他材料。

热缩物(和薄的PU粘合层)遵循沉积的PBR的形状。通过沿着长度方向(细长构件的细长长度)改变沉积的PBR最内层的形状，可以形成不同的形状。例如，可以将线性倾斜形状提供给声学窗口。可以沉积一个环，或者可以沉积多个环。内凹形状也是可能的。

通过示例，可以通过沉积多个环来形成以上图8和图9所示的示例形状。例如，图8的窗口可以通过在长度方向上以适当倾斜的厚度沉积两个相邻环而形成，而图9的布置可以通过在长度方向上以适当倾斜的厚度沉积六个相邻环而形成。

备选地，可以通过以下方式形成图8或图9中所示的示例形状：沉积初始均匀高度的PBR层，并且然后在干燥该层之后以这样的方式在适当的区域烧蚀沉积的层：使其成形为限定这些形状所需的特殊浮雕图案。如上所述，然后可以在该成形的PBR层的顶部上沉积PET层，该层收缩以遵循PBR层的成形的形貌。

图17是根据本公开的实施例的通过声学透明窗口可见的CMUT元件的示意性俯视图。图17图示了方法400的步骤之后的阵列124的部分。CMUT元件140形成在由沟槽144隔开的衬底132的岛区141上。薄膜143是通过光学和声学透明窗口300可见的。根据本公开的一些方面有利地实现了无空隙的声学透明窗口300。

本领域技术人员将认识到，可以以各种方式修改上文所描述的装置、系统和方法。因此，本领域普通技术人员将意识到，由本公开涵盖的实施例不限于上文所描述的特定实施例。在该方面中，尽管已经示出并且描述了说明性实施例，但是在前述公开中预期各种各样的修改、改变和替代。应理解，在不脱离本公开的范围的情况下，可以对前述内容做出这样的变型。因此，随附的权利要求宽广地并且以与本公开一致的方式理解是适当的。