Développement de sondes cMUT dans le domaine médical

Développement de sondes cMUT dans le domaine médical

Sondes cMUT et applications médicales

Echographie 2-D

Malgré la mise au point de nouvelles modalités d’imagerie ultrasonore, l’imagerie échographique conventionnelle reste l’application la plus courante des sondes ultrasonores multiéléments. C’est donc assez naturellement que les premiers développements de sonde cMUT se sont tournés vers cette modalité. Oralkan et al. sont les premiers à présenter des images réalisées à partir d’une sonde cMUT [107, 104]. Selon le protocole expérimental mis en place pour ces premières expériences, les images ont été reconstruites à posteriori à partir des lignes RF acquises pour un milieu constitué uniquement de cibles plongées dans l’huile. La forte corrélation des images obtenues avec les images théoriques attendues, a dès lors permis d’établir une preuve de concept sur l’intérêt des technologies cMUT. Dès ces premières images, les couplages interéléments (électrique et mécanique) sont apparus comme étant une cause de détérioration de la qualité des images. Les premières images in-vivo temps réel ont rapidement suivies. Elles ont été réalisées par Mills et al. sur une carotide [89] (voir gure 3.1). Dans cette étude, les images obtenues avec la sonde cMUT sont comparées qualitativement à celles obtenues avec une sonde piézoélectrique de topologie identique. Une meilleure résolution axiale et une profondeur de pénétration plus faible sont observées sur les images réalisées avec la sonde cMUT. Ces résultats conrment un gain en bande passante (dans ce cas 110% pour la sonde cMUT contre 80% pour la sonde piézoélectrique), au détriment de la sensibilité, des sondes cMUT vis à vis des sondes piézoélectriques. En s’appuyant sur des paramètres quantitatifs dénissant la qualité des images échographiques (contraste, sensibilité, résolution, rapport signal sur bruit), Legros et al. proposent en 2008 de comparer les performances acoustiques d’une sonde cMUT à celles d’une sonde piézoélectrique de géométrie identique [75]. Pour cela, des tests sont réalisés in-vitro sur un fantôme. Malgré un environnement non-adapté à la sonde cMUT, c’est à dire un packaging de sonde et un imageur dédiés aux sondes piézoélectriques, les deux technologies montrent des niveaux de performance relativement équivalents, avec pour la sonde cMUT : une résolution temporelle légèrement augmentée, un meilleur contraste et un champ de vue plus large. Parmi les travaux réalisés sur le développement de sondes cMUT dédiées à l’imagerie 2- D conventionnelle, l’université de Rome occupe aussi une place importante. En eet, après avoir entrepris de nombreuses recherches sur le sujet [33, 18, 116], Savoia et al. publient en 2012 une version aboutie de sonde cMUT centrée à 12 MHz [117]. Réalisée à partir de leur procédé  renversé , cette sonde est connectable à un échographe de la société Esaote. Très récemment, en 2009, la société Hitachi a annoncé la commercialisation d’une sonde cMUT pour l’imagerie du sein [50]. Bien que très peu d’information ait ltré sur ce produit, cette annonce de commercialisation conrme le niveau de maturité de la technologie cMUT. 

Echographie 3-D

De nos jours, il existe principalement deux topologies de sondes pour l’imagerie tridimensionnelle : les sondes linéaires 1-D à balayage mécanique ou les sondes 2-D, appelées matrices, à balayage électronique. Bien que les sondes 1-D à balayage mécanique soient susantes dans un grand nombre d’application (imagerie 3-D du foetus par exemple), la topologie 2-D est plus intéressante en termes de performance et d’application potentielle. An d’obtenir une image tridimensionnelle de qualité avec une matrice, il est nécessaire que le faisceau ultrasonore puisse être focalisé et dééchi dans les deux plans de la sonde. Ainsi, an de permettre cette modalité, les pas du réseau sont généralement choisis aux alentours de λ 2 (avec λ la longueur d’onde dans le milieu de propagation à la fréquence d’utilisation). Réaliser des éléments de cette taille en technologie traditionnelle n’est pas une chose aisée. En eet, en plus des problèmes liés à la conception de la sonde en ellemême, il existe aussi toutes les dicultés liées à la reprise de contact et aux câblages des éléments. Au vu des faibles valeurs électriques caractérisant ces éléments de petites tailles, il est notamment dicile de transmettre les signaux reçus sans introduire un important bruit électrique. L’origine de ce bruit est principalement due à la capacité parasite apportée par les câbles. Bien que ce type de matrice ait déjà été développé en technologie PZT, notamment pour l’imagerie cardiaque, la technologie cMUT apparait comme une solution intéressante an de simplier l’intégration de ces sondes et de réduire leur coût de conception. En 2002, l’université de Stanford a proposé un premier prototype de matrice composé de 16 x 16 éléments centrés à 5 MHz, avec un pas de 150 µm [59]. Les deux principales innovations introduites dans ce démonstrateur portent essentiellement sur la connectique. La première est l’introduction de vias an de pouvoir reporter l’accès aux éléments sur la face arrière du substrat. L’autre est la conception d’une électronique intégrée de gestion des 16 x 16 faisceaux ultrasonores. Selon ce procédé, la puce cMUT et l’électronique sont réalisés séparément avant d’être assemblés par une technique de type  ip-chip bonding  [141]. Par la suite, les principales améliorations réalisées par l’université de Stanford ont porté sur le développement de l’électronique intégrée [141, 138] et de la stratégie de formation de faisceaux [103, 139, 60]. En 2008, Wygant et al. proposent une première amélioration de l’électronique [141]. Le circuit intégré ainsi développé, comprend pour chaque élément de la matrice : un préamplicateur, un générateur d’impulsion et un switch permettant de protéger l’électronique basse tension des sorties du générateur. Bien que chaque élément possède leur propre générateur, cette première version d’électronique ne permet pas d’utiliser plusieurs éléments en même temps. Ce choix a été fait de façon à simplier fortement l’implémentation de l’électronique. Les images 3-D ont donc été réalisées en utilisant des algorithmes de reconstruction synthétique. Les principaux défauts observés sont : un faible rapport signal sur bruit, la présence de lobes latéraux et l’apparition de lobes de réseaux pour de faibles angles de déection (± 37◦ ). L’imagerie tridimensionnelle temps-réel n’a été possible qu’à partir du développement d’une seconde génération d’électronique couplée à un stratégie de formation de faisceaux permettant de dénir un nombre limité d’éléments récepteurs et émetteurs [138]. Les premières images 3-D temps réel ont été obtenues sur un simple fantôme laire (ls de nylode 150 µm de diamètre) (gure 3.2) et sur un fantôme d’artère cardiaque en silicone. Une amélioration du rapport signal sur bruit de 23 dB est obtenue sur ces images par rapport aux images réalisées avec la première version d’électronique. Pour une image étendue sur 3 cm de profondeur et une exploration de 90◦ dans les deux plans de la sonde, cette électronique permet d’atteindre une fréquence de 12 images par seconde. 

Echographie Hautes Fréquences

Dans le domaine de l’imagerie ultrasonore, l’échographie hautes fréquences est un axe de recherche de plus en plus important. Les principaux domaines d’application pouvant proter de cette amélioration sont : la dermatologie, l’ophtalmologie et l’imagerie du petit animal. Ces applications nécessitent d’imager des couches de tissu avec des longueurs d’onde bien inférieures à celles utilisées en échographie conventionnelle, d’où la nécessité d’augmenter les fréquences d’exploration, au détriment des profondeurs que l’on peut visualiser. Dans la littérature, l’échographie est dénie comme étant hautes fréquences à partir de 20 MHz. L’utilisation d’une barrette multi-éléments, au regard d’un transducteur monoélément à balayage mécanique, présente de nombreux avantages : une fréquence image plus importante, la possibilité de focalisation dynamique et de déexion du faisceau ultrasonore. Toutefois, leur développement est fortement limité par de nombreuses contraintes liées à l’usinage et à la réalisation de couche de matériau PZT de faible épaisseur. Il est clair que pour les technologies cMUT, adresser les applications hautes fréquences, c’est réaliser des membranes plus petites ou plus épaisses. Dans un cas comme dans un autre, l’excursion nécessaire est parfaitement compatible avec les procédés de fabrication précédemment décrits. La principale diculté réside dans la conception de cavités de faible épaisseur, aux alentours de 100 nm, an d’éviter des tensions d’excitation trop élevées et incompatibles avec les formateurs de faisceaux actuels. Les premiers à proposer d’utiliser la technologie cMUT pour cette application sont Oralkan et al. en 2004 [105]. Les deux barrettes développées durant leurs travaux sont composées de 64 éléments chacune et réalisées par une technique de micro-usinage de surface. Les deux designs présentent un gap de 150 nm, un picth inter-membranes de 18 µm, un picth inter-éléments de 36 µm et des rayons de membrane de 5 ou 6 µm. Aucune image hautes fréquences n’est présentée avec ces dispositifs et les résultats expérimentaux fournis se limitent à des mesures en pulse-écho menées dans l’huile. Les dispositifs ont une fréquence centrale mesurée de 45 et 30 MHz, avec une bande passante à -6 dB de 14.6 et 23.6 MHz respectivement. Les faibles bandes passantes mesurées s’expliquent, selon les auteurs, par la faible surface active des dispositifs. Pour résoudre ce problème, ils proposent d’utiliser un procédé de fabrication wafer-bonding an de s’aranchir des puits d’excavation. En utilisant une électronique dédiée à l’imagerie hautes fréquences [140], Yeh et al. présentent les premières images haute résolution obtenues à partir d’une sonde cMUT [146]. Dans ces travaux, les performances de trois topologies de barrettes sont comparées : deux fonctionnant en mode traditionnel et une fonctionnant en mode collapsé [4]. Avec ce mode d’utilisation, la fréquence centrale de la barrette initialement centrée à 10 MHz passe à 20 MHz, avec une bande passante de 85%. Les deux autres dispositifs vibrent à 26 MHz et 41 MHz, avec des bandes passantes respectives de 52% et 32%. Un bon niveau de pression et une bande passante convenable sont donc observés avec la sonde fonctionnant en mode collapsé. Les deux autres congurations possèdent des niveaux de performance moins intéressants, en raison aussi du faible taux de surface active (réalisation par microusinage de surface). Pour chaque conguration de sonde, une image est réalisée sur un fantôme laire en utilisant un algorithme de reconstruction synthétique (voir gure 3.4). Yeh et al. développent, à l’issue de ces premiers résultats, les premières barrettes hautes fréquences réalisées par wafer bonding [145]. Une barrette linéaire centrée à 41.9 MHz et possédant une bande passante de 87% est réalisée, soit presque trois fois la valeur obtenue auparavant. Dans ces travaux, ils proposent aussi d’adapter l’imagerie hautes fréquences à l’imagerie intra-vasculaire en développant des réseaux annulaires. Pour des barrettes hautes fréquences, l’emploi d’une lentille en matériau silicone traditionnel est un aspect problématique de conception, étant donné qu’à hautes fréquences son atténuation n’est plus négligeable. Cet impact a par ailleurs été parfaitement mis en exergue par Zahorian et al. [147]. Ils comparent, dans leur étude, un réseau annulaire centré à 40 MHz couvert de 20 µm de silicone au même dispositif sans protection. En plus d’une atténuation de la pression émise, ils constatent que la fréquence centrale mesurée est identique, mais que la bande passante chute de 13 MHz à 9.7 MHz