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52.38kv/cm下正常极化之后和在52.38kv/cm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cu(20μm)/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11(a)和11(b)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。
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k(kt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(tanδ<0.02)(如图20a和20b所示)进一步表明横跨阵列的显著均匀性和可靠的制造方法。图21a示出了制造过程期间的相位角变化，其中，步骤1是切割1-3型复合材料，步骤2是粘合背衬层，步骤3是粘合顶部和底部cu电极，步骤4是将1-3型复合材料封装并在31.38kv/cm下极化15分钟。图21b示出在处理之后，四个换能器元件具有相似的相位角，示出了该过程的再现性和鲁棒性。
评估阵列性能的另一个重要指标是串扰，其指示元件之间的干扰程度。图2d示出具有不同间距的元件之间的串扰。所有串扰水平在-70db左右，略有波动，远低于该领域的标准-30db。突出的抗干扰性能源于1-3型复合材料有效抑制杂散剪切和聚硅氧烷弹性体提供元件之间的有效隔离。总的来说，这种特性的组合确保了超声成像系统中的低噪声水平。
机械表征
空间分辨率表征
获得的图像(图3b)的轴向和横向线扩展函数的曲线图示于图3d和3e中。如虚线所示，计算轴向(图3d)和横向(图3e)方向的测量的半峰全宽(fwhm)分辨率(-6db)。随着f值减小，轴向分辨率保持相对恒定在约610μm，并且横向分辨率从789μm大致线性地改善到344μm。这些结果与来自matlabk波工具箱模拟的理论结果(约601μm的轴向分辨率；范围从787μm到284μm的横向分辨率)一致(图3f)。与3.5mhz商用超声探头分辨率610μm相当的在焦点处的精细空间分辨率是由于高性能换能器、策略性的器件结构设计和先进成像算法的组合效果。
复杂表面上的多视图成像
可拉伸的超声器件用于对在平面表面、凹表面和凸表面下的具有嵌入的缺陷的定制al工件进行成像。下面将讨论详细的实验设置和方法。在所有情况下，生成直的缺陷(直径2mm，垂直于侧表面)，其距离顶表面的距离不同(图4a至4c，第一列)。该器件无缝地层压在测试表面上。合成孔径聚焦方法被应用来重建相应的图像(部分s2)。现在将讨论合成孔径聚焦方法。
考虑具有m个发射器和n个接收器的超声换能器阵列，如图36所示，设每个发射器的空间坐标i＝1，...，m为(xi，yi)，并且每个接收器的空间坐标j＝1，...，n也是(xj，yj)。标准das算法通过针对发射器i和接收器j的每个组合在每个像素p(x，y)处对适当地反向传播的所接收的信号的幅度aij进行求和来构建图像i(x，y)。在时域中，反向传播的das算法写成：
其中，分母是固体中的波速v。具有均匀统一切趾权重的das算法示意性地图示为图37a中的框图。
基于延时-相乘-求和(dmas)算法的改进的saf技术被示意性地图示为图37b中的框图。为了使用dmas在每个像素p(x，y)处重建图像i(x，y)，考虑1×m个元件的线性阵列，如果进行发射的元件不用作接收器，则对于每次发射，记录m-1个超声信号，因此接收的信号总数为m·(m-1)。对于发射器和接收器的每个组合，接收信号的幅度a被适当地反向传播(如在das中重新对准)。一旦所有信号关于像素p(x，y)同相，它们被组合地耦合并相乘：如果接收信号的数量是n，则由所有可能的信号对组合给出要执行的相乘的次数。dmas波束形成信号被获得如下：
对于实际的工程检查，多个缺陷的检测是特别令人感兴趣的，例如，管道的焊接检查和剥落情况下的轨道检测。可拉伸超声器件用于通过对在正弦曲面下具有不同深度和取向的两个缺陷进行成像来进行3d内部结构可视化。实验设置的示意图如图5a所示，其中，一个缺陷在顶部表面下方4.0cm深度处与xz平面正交，另一个缺陷在顶部表面下方6.0cm深度处从x轴倾斜18°。xz平面中的每个1×10线性阵列使用dmas算法(图s24a和s24b)生成两个缺陷的2d横截面图像，其类似于图4。上部缺陷反射部分波并减少到达下部缺陷的波的能量。因此，它产生阴影效应，当阵列从y＝0扫描到y＝1.8平面时，下部缺陷的倾斜的配置加剧了阴影效应。可以通过沿y轴对具有2mm间距的10个条带进行整合来重建3d图像，如图5b所示。通过相对于每个缺陷的峰值强度进行归一化来消除阴影效应。相应的前视图、俯视图和侧视图示于图5c至5e中，其精确地匹配图5a中的设计，从而证明了使用可拉伸超声探测器的立体成像能力。类似的试验和成像重建协议可以应用于一般和更复杂的表面。
讨论
这里介绍的混合材料的整合、电极设计策略和成像算法开发为可拉伸超声成像阵列提供了基础，该可拉伸超声成像阵列允许进行对一般复杂表面下的无损3d立体检查。高性能各向异性1-3型压电复合材料抑制剪切振动、减少换能器之间的串扰、增强纵向振动，并且从而提高整体灵敏度和信噪比。五层蛇形电极可实现高水平的整合和超过50％的大拉伸性。由10×10阵列的可单独寻址的换能器元件组成的可拉伸超声探头可以聚焦在不同的深度，具有与现有刚性探头相当的空间分辨率。与先进的dmas成像算法相结合的独特的器件设计可以在一般复杂表面下进行准确、无伪影、全场和无损检查。
材料和方法
对于第一层，使用水溶性胶带(3m)在uv活化3分钟后将图案化的cu电极转印到ecoflex覆盖层上(78)。使用单独的水溶性胶带来选择性地掩蔽将暴露以粘合换能器阵列和acf电缆(elform)的电极的中心和顶部处的连接焊盘。接下来，在3000rpm下旋涂35μm厚的ecoflex薄膜60秒，并在80℃下固化20分钟，形成绝缘层，同时通过溶解水溶性胶带来除去水溶性胶带掩模顶部的ecoflex。电极的随后的层被层压，以类似的方式与前一层电极对准。整合的四层顶部电极如图13所示。底部电极被制造并转印到单独的ecoflex基底上(图12)。最后，将acf电缆热压到电极上，以作为用于数据通信和电力供应的连接通道(图8)。
换能器阵列的组装及其与电极的整合
如图7a-7f的器件制造过程的示意图所示，该过程开始于制造背衬层和1-3型复合材料(smartmaterial公司)。通过将ag-环氧树脂复合材料与硬化剂(e-solder3022，vonroll公司)以12.5:1的比例混合，然后在60℃下固化8小时来制备导电背衬层。通过安置在两片载玻片之间来将背衬层厚度固定在580μm。然后通过切割锯(dad3220，迪斯科公司(disco))将背衬层切成1.2mm×1.2mm的片。使用切块和填充技术，由pzt陶瓷和环氧树脂制造1-3型复合材料。每个pzt柱的尺寸为100μm×100μm，间距为55μm(图1e)。将1-3型复合材料元件中的每一个切成1.2mm×1.2mm，并通过ag-环氧树脂(epo-tekh20e，epoxytechnology公司)在150℃下与背衬层粘合5分钟。使用定制支架，通过焊膏，在150℃的烘箱中固化6分钟(sn42bi57.6ag0.4，熔点138℃，chipquik公司)来将单层底部电极与10×10排列的1-3型复合材料粘合。使用相同的方法将四层顶部电极与背衬层粘合。然后通过ecoflex填充夹层器件之间的间隙并在室温下固化2小时。然后，移除载玻片，生产出独立的可拉伸超声换能器阵列。
器件的机电和机械测试
具有52.38kv/cm直流电压输出的高压电源(355型，bertan)提供平台以使器件极化15分钟。测量极化滞后回线(图30a)以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。图s25b和s25c分别示出在聚硅氧烷介质中在52.38kv/cm下正常极化之后和在52.38kv/cm以上击穿之后的换能器元件的横截面。在smith模式下扫描范围为2mhz至6mhz的网络分析仪(安捷伦科技公司(agilenttechnologies))给出了换能器的阻抗和相位角。机电效率是表征电气和机械形式之间的能量耦合效率程度的参数。机电耦合系数k是定量地评估机电效率的因素。分别从公式(1)和(2)导出1-3型复合材料和换能器的机电耦合系数kt和keff：
其中，从阻抗和相位角谱中提取谐振频率fr和反谐振频率fa。使用包括脉冲接收器(模型panametric5077pr，奥林巴斯公司(olympus))、示波器(lecroywavejet314)和仿体中的300μm直径铜导线的实验系统来获得脉冲回波信号和频谱。-6db处的信号的频率带宽(bw)由等式(3)来确定：
其中，fu是上频率，fl是下频率，fc是中心频率(60)。函数发生器(afg3251，泰克公司(tektronix))和示波器(lc534，lecroy公司)用于评估串扰。具有5v峰峰值电压的正弦波突发模式用于激励阵列中的元件。频率在2mhz至6mhz之间以步长0.2mhz扫描。然后通过计数峰值电压与参考电压的比率(示波器上1mω耦合下的电压)来定义串扰水平。通过lcr数字桥式机器(quadtech公司)测量阵列元件的电容和介电损耗。
使用定制的双轴拉伸机进行2×2换能器阵列的机械测试。为了准确评估双轴拉伸性，基于两个电极之间的距离来量化应变。在光学显微镜(amscope公司)上用电荷耦合器件(omax)收集在不同应变水平下的器件的图像。通过网络分析仪和源表(keysighttechnologies公司)分别测试在拉伸和弯曲状态下换能器的电阻抗以及在各种拉伸应变水平下cu蛇形结构的相对电阻变化。
有限元分析模拟
商用软件包abaqus允许用于模拟换能器阵列的机械响应。复合层(ecoflex，cu和pi)由混合六面体单元(c3d8h)组成。模拟所使用的ecoflex、pi和cu的弹性模量值分别为0.06、2300和41500mpa。为了获得cu的屈服强度值，在拉伸试验中测量四个具有高纵横比(宽度：4.18mm，厚度：0.02mm，长度：18.78mm)的cu片。试验速率为0.01mm/mm/min，测力传感器为1kn(英斯特朗(instron)5965)。获得应力-应变曲线，其中，提取cu片的屈服强度值(187ma)并用于模拟。
内部缺陷的无创检查
在这项研究中，基于延时-相乘-求和(dmas)的saf技术被实现用于图像重建(62-64)。为了利用dmas在每个像素p(x，y)处重建图像i(x，y)，考虑到1×m个元件的线性阵列，每当一个元件被激活作为发射器并且其余的m-1元件是接收器时，记录m-1个超声信号。因此，获得了总共m·(m-1)个信号。对于发射器和接收器的每个组合，接收信号的幅度a被适当地反向传播。一旦所有信号关于像素p(x，y)同相，它们被组合地耦合并相乘。如果接收信号的数量是n，则通过所有可能的信号对组合给出要执行的相乘的次数。反向传播的dmas算法可以写成(64)：
其中，p1和p0分别是噪声和反射体的能量。
中心血压监测的应用
本文所述的共形超声器件可用于各种不同的应用中。通过列举一个应用的示例，将详细描述这种用于监测中心血压(cbp)的器件的使用和制造。
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。
pi(4μm)/cu(20μm)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)。
血管横截面积波形a(t)与血压波形p(t)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p(t)。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。
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(mindray)dc7)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(～75/min)和运动后立即(～112/min)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。
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。
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3μm(microthin，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、300mm/s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：300mm/s、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、300mm/s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1.2kv/cm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
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1×104/ml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am(invitrogen，3m，激发/发射＝488nm/525nm)和碘化丙啶(pi，invitrogen，3m，激发/发射＝530nm/620nm)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。