Caracterización y modelado de sensores capacitivos para ... · Caracterización y modelado de...

©INAOE 2015

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El autor otorga al INAOE el permiso de reproducir y

distribuir copias de esta tesis en su totalidad o en partes

Caracterización y modelado de sensores

capacitivos para aplicaciones médicas

por

M.C Daniela Díaz Alonso

Tesis sometida como requisito parcial para obtener el grado de

Doctor en ciencias en la especialidad de

Electrónica

En el

Instituto Nacional de Astrofísica,

Óptica y Electrónica

Junio 2015

Tonantzintla, Puebla

Supervisada por:

Dr. Wilfrido Calleja Arriaga.

Investigador Titular del INAOE

ii

Resumen

La medición oportuna de la presión en el cuerpo humano, de manera directa, precisa

y continua; es necesaria para detectar, evitar, y/o dar tratamiento adecuado, a una gran

variedad de enfermedades relacionadas con variaciones significativas en este parámetro

fisiológico. Entre las afecciones más comunes podemos mencionar: Glaucoma,

hipertensión e hidrocefalia.

El glaucoma es un grupo de enfermedades oculares degenerativas con patogénesis

compleja y multifactorial, que a la fecha, aun no se entiende completamente. Sin embargo,

existe una relación constante y bien definida entre el aumento de la presión intraocular

(PIO) y la progresión de la enfermedad. De no ser tratada a tiempo, el nervio óptico sufre

un daño severo que conduce a una condición de ceguera irreversible. Actualmente, la

tonometría de Goldman se utiliza para medir la PIO. En esta técnica, se aplica sobre la

cornea una fuerza externa calibrada, que permite relacionar la oposición del tejido con

indicadores ópticos en el instrumento de medición, para determinar la magnitud de la PIO.

Sin embargo, los datos obtenidos no son del todo precisos, puesto que se basan en la

suposición incorrecta de que todos los individuos sujetos al estudio presentan cornea con

igual fortaleza. Adicionalmente, la tonometría solo puede llevarse a cabo en consultorios de

hospitales, y es altamente dependiente del operador, además, para mayor certeza de las

mediciones se requiere repetir el procedimiento varias veces durante el día, lo que resulta

en una técnica que altera la estabilidad emocional y que afecta las actividades cotidianas del

paciente.

La hipertensión arterial es un síndrome caracterizado por la elevación de la presión

arterial (PA), y en la actualidad, se le considera como uno de los principales problemas de

Salud Pública. La hipertensión arterial es un factor de riesgo muy decisivo para el

desarrollo progresivo de enfermedades cardiovasculares. La hidrocefalia, es la acumulación

excesiva del liquido cefalorraquídeo (LCR) en el cerebro, como resultado de la dilatación

anormal del sistema ventricular, y a su vez ocasiona una presión potencialmente perjudicial

para el parénquima cerebral, esta presión se conoce como Presión Intracraneal (PIC).

Resumen

iii

De la misma manera que en la presión intraocular, existen procedimientos y técnicas

conocidas para medir la presión arterial e intracraneal, pero de aquí muchos investigadores

y especialistas en el campo, coinciden en la necesidad de lograr un monitoreo continuo las

24 horas del día, que no solo permita la medición oportuna de la presión, sino que también

se obtengan datos en distintas condiciones de reposo y actividad, más allá del ámbito de un

hospital, para entender a profundidad la fisiología de la enfermedad.

El presente proyecto de tesis aborda el desarrollo de un sensor de presión capacitivo

en modo de contacto (TMCPS), fabricado mediante la tecnología de micromaquinado

superficial PolyMEMS INAOE®. El sensor se diseña considerando su implante en el

cuerpo humano y que opere en medios biológicos bajo un rango de presión de 1-80mmHg.

Este dispositivo integrado se modela como un capacitor de placas paralelas, el electrodo

dinámico superior (diafragma suspendido) y el electrodo inferior (fijo al substrato) están

aislados mediante una doble capa aislante/aire, para permitir el adecuado funcionamiento

dinámico en modo de contacto, sin posibilidad de cortocircuito. Toda la superficie externa

está diseñada para hacer contacto directo con el medio biológico, por lo que, el dispositivo

es recubierto con una película aislante biocompatible. Los sensores se fabrican con

diafragma de simetría circular, cuadrada y rectangular. El material estructural consiste de

películas de aluminio de 0.5µm de espesor y dimensiones espaciales que varían en un rango

de 200-400 micrómetros.

El proceso de diseño y fabricación de sensores capacitivos tipo TMCPS con

aluminio como material estructural, se desarrolló como alternativa a los sensores

capacitivos a base de polisilicio como material estructural. Esta variante permite gran

flexibilidad de diseño, fabricación y aplicaciones de los prototipos capacitivos

desarrollados con la Tecnología PolyMEMS INAOE. Además, esta tecnología es

perfectamente adecuada para desarrollar sensores de presión con etapas de manufactura a

bajas temperaturas. Este aspecto permite la integración de los sensores con un proceso

análogo de bobinas de aluminio integradas en substratos flexibles de poliimida para la

medición de presión en medios biológicos mediante un esquema de telemetría RF.

iv

Abstract

The timely measurement of pressure in the human body, directly, precisely, and

continuously, it is necessary to detect, prevent, and/or provide adequate treatment to a

variety of diseases related with significant variations in this physiological parameter.

Among the most common conditions we can mention: Glaucoma, hypertension, and

hydrocephalus.

Glaucoma is a group of degenerative eye diseases with complex and multifactorial

pathogenesis that, to date is still not fully understood. However, there is a constant and

well-defined relationship between the increase in intraocular pressure (IOP) and the disease

progression. If not treated early, the optic nerve suffers severe damage leading to a

condition of irreversible blindness. Currently, Goldman tonometry is used to measure IOP.

In this technique, a calibrated external force is applied to the cornea that relates the opposed

tissue with optical indicators on the measuring instrument to determine the magnitude of

IOP. However, the obtained data are not entirely accurate, since they are based on the

incorrect assumption that all individuals subject to the study present cornea with equal

strength. Further, the tonometry may only be performed in clinic hospitals and is highly

operator dependent; in addition; to greater certainty of measurement, it is required to repeat

the procedure several times during the day, resulting in a technique that alters the emotional

stability and affects the patient’s daily activities.

Hypertension is a syndrome characterized by elevated blood pressure (BP), and

today, it is considered as one of the major public health problems. Hypertension is a risk

factor very decisive in the progressive development of cardiovascular diseases.

Hydrocephalus is an excessive accumulation of cerebrospinal fluid (CSF) in the brain, as a

result of abnormal dilation of the ventricular system, and in turn causes a potentially

harmful pressure to the brain parenchyma; this pressure is called intracranial pressure

(ICP).

.

Abstract

v

In the same way as in the intraocular pressure, there are well established procedures

and techniques for the measuring blood and intracranial pressure, but many researchers and

experts in the field agree on the need for continuous monitoring 24 hours a day, not only

enabling timely measurement of pressure, but also providing data under different conditions

of rest and activity beyond the scope of a hospital, to understand in depth the physiology of

the disease.

This thesis project addresses the development of a touch mode capacitive pressure

sensor (TMCPS) manufactured with the surface micromachining technology called

PolyMEMS INAOE®. The sensor is designed by considering implantation into the human

body and for an operating pressure range in biological media between 1-80mmHg. This

integrated device is modeled as a parallel plate capacitor, the upper dynamic electrode

(suspended diaphragm) and the lower electrode (fixed to the substrate) are insulating by a

double insulator/air layer to allow proper dynamic operation in contact mode, without the

possibility of short circuit. The entire outer surface is designed to make direct contact with

the biological medium, so that, the device is coated with a biocompatible insulating film.

The sensors are fabricated with circular, square and rectangular diaphragm symmetry. The

structural material is a 0.5µm-thick aluminum film and it spatial dimension varies within a

range of 200-400 microns.

The process for designing and manufacturing TMCPS sensors with aluminum as a

structural material was developed as an alternative to capacitive pressure sensors based on

Polysilicon as structural material. This variant allows great flexibility in design,

manufacture and application of capacitive technology prototypes developed with

PolyMEMS INAOE®. Moreover, this technology is well suited to develop pressure sensors

with low thermal budget manufacturing steps. This aspect allows the full integration of

pressure sensors with a similar process of aluminum coils fabricated on flexible polyimide

substrates for measuring pressure in human body in a RF telemetry scheme.

Dedicatoria

vi

A mí querido esposo Manuel y a mí adorada hija Sofía, quienes día a día

me motivan para seguir adelante con su inmenso amor…

A mis padres Cuper y Daniel

A mis hermanos Arturo, Rogelio, Laura y Nel

Y especialmente a ustedes tres que siempre están en mi corazón:

Arturo†, Ciria† y Samantha†

vii

Agradecimientos

A Dios, por sostenerme y no dejarme caer en los momentos más difíciles…

A mi esposo y a mi hija, por alegrar mis días, por enseñarme el amor sincero, por

apoyarme incondicionalmente, y porque simplemente sin ustedes no sería lo que soy…

A mis padres Cuper y Daniel por su apoyo, cariño y amor que siempre me han dado.

A mis hermanos Arturo, Rogelio, Laura y Nel por su amor, compañía y apoyo…

A mi asesor Dr. Wilfrido Calleja Arriaga gracias por sus enseñanzas y sus consejos…

Al Dr. Mario Moreno Moreno por su disposición y apoyo durante este proyecto…

A mis sinodales, Dr. Luis Niño de Rivera y Oryazabal, Dr.Alejandro Díaz Mendez, Dr.

Carlos Zuñiga Islas, Dr. Luis Hernández Martínez y Dr. Ignacio Zaldivar Huerta por

evaluar mi trabajo de tesis.

También quiero expresar mi gratitud a Juan Manuel Álvarez Ledesma, Manuel Escobar,

Israel Medina, Oscar Aponte, Ignacio Juárez, Alfonso Cortes, Pablo Alarcón, Mauro

Landa, Adrian Itzmoyotl, Netzahualcoyotl Carlos, Leticia Tecuapetla, Armando

Hernández, Víctor Aca, Marino Conde, Adriana Tepaneca, Dr. Miguel Rocha, Dr.

Alejandro Díaz Sánchez. y demás técnicos de los laboratorios de Microelectrónica y LNN

del INAOE por todo su apoyo, sus consejos y disposición para culminar este proyecto de

tesis durante el desarrollo experimental.

Al Departamento de Física del CINVESTAV por las facilidades otorgadas para el uso del

SEM, en especial al Dr. Ángel Guillen

Agradecimientos

viii

Al Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología (CONACyT) por la beca otorgada No.

224192

A mis tres grandes amigos, Israel Vivaldo, Oscar Addiel Seseña y Fernando Quiñones

porque pese a la distancia y el tiempo siempre han tenido un espacio para mí.

A mis compañeros y Amigos, Cesar Calleja Gómez, Luis Antonio Carillo, Hiram Enrique

Martínez, Manolo Pérez Ramos, Adrian Tec, Ramón Báez, Carolina Rosas, Oscar

Lozada, Johanny Escobar, Natiely Hernández, que hicieron de esta estadía en el INAOE,

una gran experiencia….

A la comunidad del INAOE en general y aquellos profesores que tuve el gusto de

conocer…

Y no menos importantes, A toda mi demás familia que siempre me ha apoyado…

ix

Índice

Resumen……………………………………………………………………………………..ii

Abstract……………………………………………………………………………..............iv

Dedicatoria………………………………………………………………………………….vi

Agradecimientos…………………………………………………………………………...vii

Índice……………………………………………………………………………….............ix

Lista de Acrónimos…………………………………………………………………….......xii

Lista de Símbolos………………………………………………………………………….xiii

Capitulo 1. Introducción……………….…………………………………………...1

1.1 Antecedentes………………………………………………………………………...1

1.2 Motivación y Justificación…………………………………………………………...2

1.3 Objetivos…………………………………………………………………….............3

1.4 Organización de la tesis……………………………………………………………..4

1.5 Referencias………….................................................................................................5

Capitulo 2. Sensores Biomédicos y sus aplicaciones………………………………6

2.1 Introducción…………………………………………………………………………6

2.2 Presión en el cuerpo humano………………………………………………………...6

2.2.1 Presión intraocular (PIO)……………………………………………………..7

2.2.2 Presión arterial o sanguínea (PA)……………………………………………10

2.2.3 Presión intracraneal (PIC)……………………………………………...........14

2.3 Sensores Biomédicos……………………………………………………………….15

2.3.1 Sensores físicos y sus aplicaciones en Biomedicina…………………...........15

2.4 Requerimientos para sensores de Presión in vivo..…………………………………16

2.4.1 Tamaño………………………………………………………………………17

2.4.2 Rango y Precisión……………………………………………………………17

2.4.3 Materiales y consideraciones de encapsulado……………………………….18

2.4.4 Telemetría y circuitería electrónica………………………………………….19

2.5 Estado del arte………………………………………………………………………20

2.6 Resumen…………………………………………………………………………….26

2.7 Referencias………………………………………………………………………….27

Índice

x

Capitulo 3. Diseño de un sensor capacitivo hermético para aplicaciones

biomédicas………………………………………………………...33

3.1 Aspectos generales de un sensor tipo TMCPS………………………………................33

3.2 Consideraciones de diseño de un sensor tipo TMCPS para aplicaciones en modo

invasivo………………………………..………………………………………………42

3.2.1 Suministro de Energía y restricciones de tamaño…………………...............42

3.2.2 Biocompatibilidad…………………………………………………………...44

3.3 Modelado del sensor TMCPS considerando un diafragma compuesto Aluminio-

Poliimida……………………………………………………………………………….44

3.4 Capacitancia del Sensor TMCPS……………………………………………................52

3.5 Resumen.………………………………………………………………………………56

3.6 Referencias…………………………………………………………………………….57

Capitulo 4. Proceso de Fabricación de un sensor de presión TMCPS………..59

4.1 Introducción………………………………..………………………………………….59

4.2 Descripción del proceso de fabricación del sensor TMCPS…………………………..59

4.3 Condiciones de depósito y grabado de la Poliimida PI-2610 de HD Microsystem…..62

4.3.1 Etapa de liberación mecánica……………………………………………….65

4.3.2 Etapa de Sellado con Poliimida……………………………………..............70

4.4 Resumen………………………………………………………………………………72

4.5 Referencias……………………………………………………………………………72

Capitulo 5. Caracterización eléctrica……………………………………………74

5.1 Introducción…………………………………………………………………………..74

5.2 Caracterización preliminar………………………………..…………………………...76

5.2.1 Mediciones de capacitancia a nivel oblea…………………………………76

5.2.2 Mediciones de capacitancia en encapsulado ……………………………...79

5.2.3 Sistema implementado para suministrar Presión…………………………..82

5.2.4 Circuito implementado para caracterizar la variación de capacitancia

con presión…………………….……………………………………….......84

5.3 Resumen…...…………………………………………………………………………..88

5.4 Referencias…………………………………………………………………………… 89

Capitulo 6. Conclusiones…………………………………………………………90

6.1 Conclusiones…………………………………………………………………………..90

6.2 Trabajo Futuro…………..………………………………..…………………………...91

Índice

xi

Apéndice A. Diseño y Proceso de fabricación de Bobinas de Aluminio

integradas en substratos flexibles de Poliimida………………………………………..92

Apéndice B. Aplicación del Teorema de ejes paralelos para determinar

la superficie neutral en diafragmas compuestos………………………………………101

Apéndice C. Patrón geométrico del chip CPS-DDA…………………………………104

xii

Lista de Acrónimos

APCVD Depósito Químico en fase Vapor a Presión Atmosférica

(Atmospheric Pressure Chemical Vapor Deposition)

APEC Asociación Para Evitar la Ceguera

ASIC Circuito Integrado de Aplicación Especifica (Application-

Specific Integrated Circuit)

CVD Depósito químico en fase vapor (Chemical vapor deposition)

CPP Presión de Perfusión Cerebral (Cerebral Perfusion Pressure)

GPAA Glaucoma Primario de Ángulo Abierto

GPAC Glaucoma Primario de Ángulo Cerrado

HI Hipertensión Intracraneal

IC Circuitos Integrados (Integrated Circuit)

IICP Presión Intracraneal Idiopática (Idiopathic Intracraneal

Pressure)

LCR Líquido Cefalorraquídeo

MEMS Sistemas Micro Electro Mecánicos (Micro Electro

Mechanical System)

MICS Servicios de Comunicación de Implantes Médicos (Medical

Implant Communication Service)

PA Presión Arterial

PS Presión Sanguínea

PIO Presión Intraocular

PIC Presión Intracraneal

RF MEMS Sistemas Micro Electro Mecánicos para aplicaciones de Radio

Frecuencia

SAR Razón de Absorción Específica (Specific Absorption Rate)

TMCPS Sensor de Presión Capacitivo en Modo de Contacto (Touch

Mode Capacitive Pressure Sensor)

xiii

Lista de Símbolos

a ½ de la longitud lateral de un diafragma cuadrado [m]

Atouch Área de contacto del diafragma con el electrodo inferior aislado [m]

C Capacitancia del diafragma [F]

CS Capacitancia del sensor [F]

Cpo Capacitancia del sensor a presión cero [F]

D Rigidez de Flexión [Pa·m3]

D1 Rigidez de flexión del material inferior en un diafragma [Pa·m3]

D2 Rigidez de flexión del material superior en un diafragma [Pa·m3]

Dcomp Rigidez de Flexión Compuesta [Pa·m3]

d Separación inicial entre los electrodos del diafragma [m]

deff Separación efectiva en un TMCPS considerando un material aislante

intermedio[m]

E Modulo de Young [Pa]

E1 Modulo de Young de Aluminio [Pa]

E2 Modulo de Young de Poliimida [Pa]

e1 Distancia desde la superficie neutral del diafragma compuesto hacia la parte

inferior del diafragma [m]

e2 Distancia desde la superficie neutral del diafragma compuesto hacia la parte

superior del diafragma [m]

εaire Constante dieléctrica del aire

εd Constante dieléctrica del material aislante

εo Permitividad dieléctrica del vacío [F/m]

G Ganancia en el Amplificador de instrumentación

h Espesor del diafragma [m]

h1 Espesor de la película de aluminio[m]

h2 Espesor de la película de Poliimida [m]

iC Corriente en el sensor capacitivo [A]

LS Inductancia de la bobina Integrada con el Sensor capacitivo [H]

p Presión externa

Lista de símbolos

xiv

Ptouch Presión de contacto [mmHg/Torr]

r Radio de un diafragma circular

Si Silicio

td Espesor del material dieléctrico [m]

Vm Señal de entrada variante en el tiempo [V]

V0 Voltaje de salida en amplificador [V]

ν Coeficiente de Poisson

ω Desplazamiento del diafragma [m]

ωmax Deflexión máxima del diafragma [m]

ω(p) Desplazamiento del diafragma en función de la presión aplicada[m]

Operador biharmónico

ΔC Variación de capacitancia [F]

τ Constante de tiempo en un capacitor [s]

1

Capítulo 1

Introducción

1.1 antecedentes

Los Sistemas Micro Electro Mecánicos (MEMS, por sus siglas en ingles), son la

integración de dispositivos mecánicos (sensores y actuadores) con tecnologia de circuitos

integrados en un mismo substrato, se caracterizan por tener dimensiones en escala de los

micrómetros. Inicialmente, la tecnologia MEMS fue basada en silicio con procesos de

fabricación que utilizan Micromaquinado de Volumen y Micromaquinado Superficial. Sin

embargo, otros materiales tales como, vidrios, cerámicos y polímeros han sido adaptados

para esta tecnologia. Algunas ventajas de los dispositivos MEMS son su tamaño reducido,

peso ligero, bajo consumo de energía y alta funcionalidad en comparación con los

dispositivos convencionales. Además, la tecnología MEMS ofrece la reducción de costos

en su proceso de manufactura, debido a sus técnicas de procesamiento por lotes, de manera

similar que en el desarrollo de circuitos integrados semiconductores (IC) [1.1]. En las

primeras etapas, los dispositivos MEMS demostraron ser una revolucionaria tecnología en

diversos campos del dominio de la física, tales como, Mecánica (sensores de presión,

acelerómetros, y giroscopios), Microfluídica (boquillas de inyección de tinta), Acústica

(micrófonos), RF MEMS (conmutadores y resonadores) y Óptica (microespejos) [1.2].

Gradualmente, la tecnología MEMS ha demostrado dar soluciones únicas y ofrece la

posibilidad de desarrollar dispositivos innovadores, no solo en la industria automotriz y

aeroespacial, por mencionar algunas; sino que actualmente, los dispositivos MEMS han

penetrado en el campo de la medicina, principalmente con el desarrollo de BioMEMS y

MEMS para aplicaciones biomédicas. En el proceso, los ingenieros biomédicos se han

comprometido activamente en el diseño, desarrollo, y la utilización de materiales,

dispositivos, sensores y técnicas para la investigación clínica, así como el diagnóstico y

tratamiento de pacientes [1.3]. En este aspecto, los polímeros son altamente atractivos para

aplicaciones biomédicas por que ofrecen biocompatibilidad, y bajo costo; además, pueden

integrarse muy fácilmente con dispositivos MEMS.

Capítulo 1 introducción

2

1.2 Motivación y Justificación

Muchas de las enfermedades pueden ser controladas con el uso de medicamentos si

son diagnosticadas antes de que el daño al órgano, tejido o mecanismo de control sea

irreversible. La solución ideal de tratamiento exige el monitoreo continuo de los parámetros

fisiológicos de interés [1.4], lo que implica una medición las 24 horas del día con el uso de

sensores biomédicos que puedan ser implantados en el cuerpo humano. Esto permitiría la

detección oportuna de cualquier enfermedad, el seguimiento y tratamiento adecuado, y por

último, sería posible evitar el deterioro definitivo de algún órgano del cuerpo humano.

Aunque investigadores y clínicos en el campo médico, reconocen la necesidad de un

esquema de medición permanente de la presión en pacientes con afecciones ligadas a este

parámetro, actualmente no existe un dispositivo confiable y eficaz, que presente un proceso

de fabricación sencillo y de bajo costo que permita que sea practico; y que al mismo tiempo

ofrezca una gran estabilidad y operación a largo plazo para la medición de la presión dentro

del cuerpo humano.

En este contexto, el presente proyecto doctoral, se enfoca a la realización de un

sensor mecánico, diseñado y orientado a medir la presión Intraocular en medios biológicos

mediante un esquema totalmente invasivo. Este dispositivo fue diseñado con un esquema

capacitivo que considera una cavidad hermética y dinámica, cuyas capacidades de

integración se basan en técnicas de micromaquinado superficial mediante la tecnología

PolyMEMS INAOE®. De manera preliminar ha sido reportado el uso de películas de

Polisilicio para definir al elemento sensor (diafragma suspendido). Los resultados

mostraron que los diafragmas fabricados con películas de 2µm de polisilicio son flexibles y

mecánicamente estables [1.5]. Actualmente, la tecnología PolyMEMS INAOE®

demuestra

ser lo suficientemente productiva para traspasar sus horizontes y desarrollar sensores de

presión incorporando películas de aluminio, como elemento estructural, y materiales como

poliimida, que en conjunto establecen un proceso de fabricación con etapas de manufactura

a bajas temperaturas <400°C. Todo esto, habilita la integración completa con un sistema de

telemetría para aplicaciones biomédicas [1.6].


3

1.3 Objetivos

El principal objetivo del presente proyecto de tesis es la fabricación y

caracterización eléctrica y mecánica de un sensor de presión absoluto

para operar en un rango de 1-80mmHg, y que tendrá como aplicación

principal la medición de presión en medios biológicos (Presión

intraocular, Presión sanguínea, Presión intracraneal)

A fin de alcanzar el objetivo se deben desarrollar los siguientes objetivos particulares:

a) Explorar la integración de películas de Aluminio, y materiales como resinas y

Poliimida con las principales etapas de manufactura de la tecnología de

micromaquinado superficial PolyMEMS INAOE®, para culminar con el desarrollo

de un proceso de fabricación de bajo costo y de menor complejidad.

b) Desarrollar una rutina de sellado hermético con Poliimida, que permita que el

dispositivo sensor pueda operar con una cavidad interna sellada que no se afecte por

el fluido biológico.

c) Considerando el diseño preliminar de estructuras capacitivas para medir presión;

modelar el efecto mecánico en el comportamiento de los diafragmas suspendidos,

cuando se incorpora un material adicional de cubierta y protección anticorrosión.

d) Implementación de un circuito electrónico a nivel discreto que permita evaluar las

variaciones de capacitancia en los dispositivos

e) Implementación de un sistema adecuado para suministrar presión de manera

controlada y precisa.


4

1.4 Organización de la tesis

La redacción de la tesis está organizada de la siguiente manera:

En el capítulo 2 se presentan una introducción general a los aspectos médicos más

importantes relacionados a la medición de la presión en el cuerpo humano. Además, se

detallan aspectos importantes de sensores biomédicos y sus principales aplicaciones. Por

último, se concluye el capitulo presentando el estado del arte de prototipos de sensores

biomédicos aplicados a la medición de la presión intraocular, la presión sanguínea y la

presión intracraneal.

En el capítulo 3 se detallan los aspectos y consideraciones de diseño más

importantes. Así mismo, se presenta el análisis por Elementos Finitos usando un software

con licencia CoventorWare para modelar el comportamiento mecánico de sensores de

presión que incluyen diafragmas compuestos por dos materiales distintos.

En el capítulo 4 se describe el trabajo experimental realizado en las distintas etapas

del proceso de fabricación.

En el capítulo 5 se detallan los aspectos generales de la metodología de medición

para realizar la caracterización eléctrica los dispositivos. Además, se presentan los

resultados obtenidos durante la caracterización preliminar.

Finalmente en el capítulo 6 se presentan las conclusiones derivadas de la tesis y se

propone el trabajo futuro.


5

1.5 referencias

[1.1] Madou, M. (1997). “Fundamentals of Mcrofabrication”, CRC Press.

[1.2] Bourne, M. (2007). “A Consumer’s Guide to MEMS & Nanotechnology”, Bourne

Research LLC, 1st edition.

[1.3] Harsanyi G. (2000). “Sensors in Biomedical Applications: Fundamentals, Technology

and Applications”, CRC Press.

[1.4] Leonardi, M., Leuenberger, P., Bertrand, A. Bertsch, and P. Renaud. (2004). “First

steps toward noninvasive intraocular pressure monitoring with a sensing contact lens,”

Investigative Ophthalmologhy & Visual Science, Vol. 45, No. 9, pp. 3113–3117.

[1.5] Díaz-Alonso, D. (2010) “Fabricación y Caracterización de estructuras para

monitorear presión, Tesis de Maestria, INAOE Electrónica.

[1.6] Rendón-Nava, A. E., Díaz-Méndez, J. A., Nino-de-Rivera, L., Calleja-Arriaga, W.,

Gil-Carrasco, F., & Díaz-Alonso, D. (2014). “Study of the Effect of Distance and

Misalignment between Magnetically Coupled Coils for Wireless Power Transfer in

Intraocular Pressure Measurement”. The Scientific World Journal, Vol. 2014, Article ID

692431, 11 pages.

6

Capítulo 2

Sensores Biomédicos y sus aplicaciones

2.1 Introducción

En el siglo XX, la innovación técnica y tecnológica ha progresado a un ritmo tan

acelerado que se ha impregnado en casi todos los aspectos de nuestras vidas. Este aspecto

es más evidente en el campo de la medicina. Con innovaciones tecnológicas casi continuas

que han conducido a la atención médica, profesionales de la ingeniería se han involucrado

íntimamente en muchas empresas médicas. Como resultado, la disciplina de la ingeniería

biomédica se ha convertido en un medio de integración para dos profesiones dinámicas: la

medicina y la ingeniería electrónica [2.1]. El campo de la ingeniería biomédica incluye

muchas nuevas áreas: biomecánica, biomateriales, modelado fisiológico, simulación y

control, entre otras. Una de las partes más importantes de la ingeniería biomédica es la de

sensores biomédicos, que permiten la detección de procesos biológicos y su conversión a

señales. Desde un punto de vista fisiológico, la presión en el cuerpo humano es un

parámetro crítico en muchos diagnósticos clínicos. En este contexto, han sido realizados

muchos esfuerzos para desarrollar sensores de presión MEMS que sean adecuados y

faciliten un monitoreo continuo de la presión en el cuerpo humano (intraocular, sanguínea,

e intracraneal) y que permiten evaluar y diagnosticar a tiempo cualquier enfermedad con la

finalidad de dar una mejor calidad de vida a los pacientes. En este capítulo se abordaran los

aspectos más relevantes de la medición de presión en el cuerpo humano (intraocular,

sanguínea e intracraneal); además, se detallan los antecedentes que conciernen el desarrollo

de sensores biomédicos.

2.2 Presión en el cuerpo humano

El cuerpo humano está compuesto por múltiples órganos los cuales cumplen funciones

especificas para el adecuado funcionamiento del organismo y la salud de la persona, los

médicos han clasificados de acuerdo a sus procesos y funciones diferentes tipos de

Capítulo 2 Sensores biomédicos

7

sistemas; aparato circulatorio, aparato digestivo, sistema inmunológico, aparato

respiratorio, entre otros. El cuerpo se ve afectado tanto por condiciones al interior del

organismo como por su entorno, entre este hecho se encuentra la presión. En este capítulo

se abordan las principales presiones que pueden ser medidas en el cuerpo humano y que a

menudo proporcionan indicadores médicos valiosos; entre las que destacan: la presión

arterial o sanguínea, la presión intraocular, y la presión intracraneal.

2.2.1 Presión intraocular

La Presión intraocular (PIO) se mantiene constante mediante el equilibrio que existe

entre la producción y eliminación de líquido en la parte anterior del ojo,

denominado humor acuoso. Si la circulación del humor acuoso es normal, éste entra al

ojo desde el cuerpo ciliar a través de las cámaras del ojo y sale por la red trabecular y el

canal de Schlemm, como se ilustra en la figura 2.1(b). En estos casos la PIO oscila entre

10-21 milímetros de mercurio (mmHg) [2.2]. Cuando se produce una alteración

modificando la circulación del humor acuoso y no se llega a producir la compensación

de salida por falla en el mecanismo de drenaje, figura 2.1(c), aumenta la presión dentro

de la cavidad ocular y nos encontramos ante un cuadro de hipertensión ocular que

clasificaremos como un tipo de glaucoma, de acuerdo con la tabla 2.1 [2.3].

Tabla 2.1 Clasificación de los tipos de Glaucoma

Presión característica Tipo de Glaucoma

10 mm Hg Congénito

>21 mm Hg Baja tensión o Normatensional

30-45 mm Hg Primario de Angulo Abierto (GPAA)

45-60 mm Hg Primario de Angulo Cerrado (GPAC)

Aunque los investigadores y clínicos en el campo reconocen la necesidad de un

seguimiento continuo en los pacientes con glaucoma, ningún método esta todavía

disponible [2.4]. El diagnostico del glaucoma se basa principalmente en la medición de

la PIO por tonometría, el aspecto de la papila, el estado de la capa de las fibras nerviosas

y la campimetría [2.5]. En un ambiente clínico, la tonometría de Schiotz (Indentación) y

la tonometría de aplanación, realizado frecuentemente con el tonómetro de Goldmann,


8

son los dos métodos generalmente utilizados, existiendo además la tonometría de no-

contacto (aire). La tabla 2.2 presenta una comparación entre estos métodos [2.6].

(a)

(b) (c)

Fig. 2.1 Cuerpo ciliar. (a) Ubicación del cuerpo ciliar en el globo ocular. (b) Circulación del

humor acuoso en un ojo normal. (c) Circulación del humor acuoso en un ojo afectado por

glaucoma

Tabla 2.2 Métodos utilizados para la tonometría.

Método de Tonometría Ventajas y Desventajas

Tonometría de Indentación

(Schiotz)

-Requiere de Anestesia -Abrasión corneal -La repetición de lecturas puede reducir la PIO (efecto tonográfico)

Tonometría de Aplanación

(Goldmann)

-Accesorio de lámpara de hendidura -Permite mediciones mas exactas -Requiere de anestesia y fluoresceína sódica

Tonometría de no-contacto -No requiere anestesia -Instrumento de alto costo


9

Sin embargo, el método de Goldmann se ha convertido en el procedimiento estándar

para la medición de la PIO, puesto que es considerado como exacto y preciso entre las

técnicas de tonometría existentes. Esta técnica utiliza un aparato especial denominado

lámpara de hendidura donde se coloca el tonómetro, ver figura 2.2. Debido a que este

instrumento de medición tiene contacto directo con el ojo, la anestesia tópica es

necesaria junto con un medio de contraste llamado fluoresceína. El material de contraste

permite que el doctor busque las irregularidades de la superficie del ojo [2.7]. La

medición de la PIO requiere una fuerza que aplane el ojo; la superficie de aplanación

tiene un diámetro de 3.06 mm situado en el centro de un cilindro plástico. La cantidad de

la fuerza en el cilindro se controla con precisión y se puede leer en una escala colocada

en la perilla del equipo. De esta manera, la PIO es obtenida de la relación que existe

entre la fuerza y el área de contacto [2.8]. Una de las principales desventajas de los

tonómetros de aplanación es la propagación de infecciones si los dispositivos no están

esterilizados adecuadamente. Además de que una porción de humor acuoso puede ser

desplazado durante la medición. Por último, mientras se mide la PIO real, la tonometría

de aplanación no puede realizar un monitoreo continuo, lo cual es su limitación más

importante [2.4]. De hecho, la única forma de obtener datos sobre el comportamiento de

la PIO, es repetir las mediciones muchas veces al día, lo que permite sólo una

estimación aproximada, además de ser un procedimiento muy incomodo para los

pacientes. Más aún, se debe considerar que algunas variables pueden afectar las

mediciones: la rigidez de la cornea puede sobrestimar la PIO; lágrimas pueden

subestimar la medición y alto astigmatismo corneal pueden causar grandes desviaciones

[2.8].

Fig. 2. 2 Tonómetro de Goldmann


10

2.2.2 Presión arterial o sanguínea

La presión sanguínea es la presión ejercida por la sangre circulante sobre las paredes de

los vasos sanguíneos, y constituye uno de los principales signos vitales. La presión de la

sangre disminuye a medida que la sangre se mueve a través de arterias, arteriolas, vasos

capilares, y venas [2.9], ver figura 2.3; el término presión sanguínea generalmente se

refiere a la presión arterial, es decir, la presión en las arterias más grandes que forman

los vasos sanguíneos que toman la sangre que sale desde el corazón. Los valores de la

presión sanguínea se expresan en milímetros de mercurio (mmHg), a pesar de que

muchos dispositivos de presión vascular modernos ya no usan mercurio.

Figura 2.3 Distribución de la sangre en las diferentes partes del sistema circulatorio [2.9].

La presión arterial varía durante el ciclo cardíaco de forma semejante a una función

sinusoidal lo cual permite distinguir una presión sistólica, que se define como el


11

máximo de la curva de presión en las arterias y que ocurre cerca del principio del ciclo

cardiaco durante la sístole o contracción ventricular; la presión arterial diastólica es el

valor mínimo de la curva de presión (en la fase de diástole o relajación ventricular del

ciclo cardíaco), este mecanismo es ilustrado en la figura 2.4. La presión media a través

del ciclo cardíaco se indica como presión sanguínea media; la presión del pulso refleja la

diferencia entre las presiones máxima y mínima medidas [2.10]. Los modelos suelen

indicar un rango que va desde los 0 mmHg a los 300 mmHg (que es rango de la presión

arterial medible en los humanos), existiendo modelos que permiten medir sólo hasta los

260 mmHg. Para la mayoría de las personas sanas, la presión sistólica varía entre 90 y

120 mmHg, mientras que la presión diastólica normal varía entre 60 y 80 mmHg.

Figura 2.4 Mecanismo de la presión Arterial.

La medición de la presión arterial es el examen médico más común para un diagnostico

clínico completo. El control de la presión arterial, es en gran parte responsable de una

disminución significativa en ataques al corazón y muertes cerebrovasculares en las

últimas tres décadas [2.11]. La tabla 2.3 muestra los valores normales en la presión

arterial en adultos, así como algunos rangos de medición que pueden conducir a mayores

riesgos para problemas cardiacos.


12

Tabla 2.3 Clasificación de la Presión arterial de acuerdo con la corporación “American Heart

Asocciation” [2.11].

Clasificación de la Presión arterial Sistólica

mmHg (Alta)

Diastólica

mmHg (Baja)

Normal Menor que 120 y Menor que 80

Pre-hipertensión 120-139 o 80-89

Hipertensión (Etapa 1) 140-159 o 90-99

Hipertensión

(Etapa 2)

160 o mayor o 100 o mayor

Crisis Hipertensa

(Requiere atención médica inmediata)

Mayor que 180 o Mayor que 110

Los aparatos de medición de la presión arterial o sanguínea se encuentran entre las

herramientas de diagnóstico más antiguas. La medición de la presión arterial, debida

al flujo sanguíneo, es decir la presión sistólica (de contracción del corazón, o de

bombeo) y de presión diastólica se realiza convencionalmente utilizando la técnica de

Korotkoff mediante esfigmomanómetros de mercurio o aneroide [2.12]. El

esfigmomanómetro consiste en un brazalete (también llamado brazal) que es inflado con

una perilla manual, o cualquier otro dispositivo que bombee aire, inflando el brazalete

hasta que oprime el brazo, como se ilustra en la figura 2.5. La presión dentro del

brazalete se mide mediante un manómetro que indica la presión sanguínea. El

manómetro y el brazalete se encuentran unidos por una correa de goma. La opresión del

brazo se eleva hasta que, por oclusión, cesa el tránsito de sangre por la arteria

braquial (denominada también arteria humeral) en su fosa cubital; esta oclusión ocurre a

unos 250 mmHg aproximadamente [2.10]. La perilla, o dispositivo de bombeo, posee

una válvula de purga (o válvula de aeración o en algunos casos válvulas Check) que

permite descender la presión del brazalete de una forma controlada. La colocación del

estetoscopio en la arteria braquial permite auscultar los intervalos de audición de los

sonidos de Korotkoff y después relacionarlos con una presión arterial medida [2.9].

http://es.wikipedia.org/wiki/Man%C3%B3metro

http://es.wikipedia.org/wiki/Arteria_braquial

http://es.wikipedia.org/wiki/Arteria_braquial

http://es.wikipedia.org/wiki/V%C3%A1lvula_de_aeraci%C3%B3n


13

Figura 2.5 Método de auscultación manual para medir la presión arterial sistólica y diastólica

[2.9]

Existen también los aparatos automáticos (denominados esfigmomanómetros digitales)

que poseen un brazalete ajustable a la muñeca, al brazo o incluso a un dedo. El

funcionamiento básico de este tipo de esfigmomanómetro es similar: posee su brazalete

y su manómetro; a veces incorpora un compresor eléctrico para inflar el brazalete. El

brazalete dispone en su interior de sensores que no solo son capaces de medir la presión

estática, sino que incluyen un proceso de filtrado electrónico apropiado para detectar las

ondas de presión causadas por el efecto Korotkoff (sonidos de Korotkoff), permitiendo

conocer el intervalo de presión diastólica y sistólica. Este método de medición se

conoce como oscilométrico [2.1]. Por regla general, suelen medir la presión arterial

media. Cuanto más distal es el punto de medida de la tensión arterial, mayor es la

influencia de la vasoconstricción periférica sobre los resultados de la medición. Estos

instrumentos también contienen una pequeña computadora que cuenta con memoria y

reloj. El brazalete dispone además en su interior de sensores capaces de detectar los

sonidos de Korotkoff, permitiendo conocer el intervalo de presión diastólica y sistólica.

Por regla general, suelen medir la presión arterial media. Generalmente, este tipo de

aparatos contiene un sistema auscultatorio y otro oscilométrico. El sistema auscultatorio

se fundamenta en un micrófono ubicado en el brazalete que interpreta los ruidos de


14

Korotkoff, mientras que los dispositivos oscilométricos analizan la transmisión de

vibración de la pared arterial.

2.2.3 Presión intracraneal

La Presión intracraneal (PIC) es la presión dentro del cráneo y por lo tanto en el tejido

cerebral y el líquido cefalorraquídeo (LCR). El cuerpo tiene varios mecanismos por los

que se mantiene estable la PIC, con variaciones en la presión del LCR que varían

alrededor de 1 mmHg (adultos) mediante cambios en la producción y la absorción de

LCR. La presión del LCR es altamente influenciada por cambios bruscos en la presión

intratorácica durante la tos (presión intra-abdominal), y la comunicación con el sistema

vascular (sistemas venoso y arterial). La PIC se mide en milímetros de mercurio

(mmHg). Los cambios en la PIC se atribuyen a los cambios de volumen en uno o más de

los constituyentes contenidos en el cráneo. La hipertensión intracraneal, comúnmente

abreviado como HI o IICP es la elevación de la presión en el cráneo. Una PIC es normal

cuando se encuentra en un rango de 7-15 mmHg [2.13]. Para valores de la PIC entre 20-

25 mmHg o superiores, se requiere un tratamiento médico para reducir la PIC y no

desencadenar algún daño neurológico [2.14]. La medición de la presión intracraneal

(PIC) se considera una de las bases en la atención clínica neurointensiva moderna.

Básicamente, el parénquima cerebral es casi incompresible, encerrado en una porción de

hueso que no se expande; además es un sistema complejo con un equilibrio entre la

circulación de la sangre y el líquido cefalorraquídeo (LCR) [2.15]. Cuando se produce

una lesión cerebral traumática, hemorragia subaracnoidea, accidente cerebrovascular,

intracerebral, Hematomas o meningitis, afecta este equilibrio y la PIC aumenta. Por lo

tanto, mediante el seguimiento y la medición oportuna de la PIC, cualquier lesión

secundaria, que pudiera causar daño neurológico permanente o incluso la muerte, puede

ser detectada y tratada a tiempo [2.16]. Cuando la presión de perfusión cerebral (CPP),

obtenida sustrayendo la PIC de la presión arterial media, cae por debajo de 50 mmHg,

las consecuencias pueden ser la isquemia cerebral secundaria, hernia, y, en última

instancia, se produce la muerte cerebral.


15

2.3 Sensores biomédicos

Los sensores biomédicos toman señales que representan variables médicas y

generalmente las convierten en una señal eléctrica u óptica. Por lo tanto, el sensor

biomédico sirve como una interfaz entre un sistema biológico y un sistema electrónico

[2.1]. Los sensores biomédicos se utilizan en campos de aplicaciones médicas como

dispositivos para diagnóstico y monitoreo de enfermedades. Sin embargo, una de las tareas

de investigación más importante para sensores biomédicos, también comprende el

desarrollo de sistemas de control que puedan ser implantados en el cuerpo humano; y que

sean capaces de operar continuamente por largos periodos de tiempo, con el fin de simular

la función de un órgano interno u otro mecanismo de control. Muchas enfermedades

crónicas son el resultado de la operación fallida de alguno de los sistemas de control del

cuerpo humano.

2.3.1 Sensores físicos y sus aplicaciones en Biomedicina

En general, los sensores biomédicos se clasifican respecto a los siguientes aspectos: por

el parámetro físico que miden (presión, temperatura, flujo, pH, etc.), por su función

(terapéutico, diagnostico, monitoreo, asistencia etc.), por el principio de transducción

que emplean (resistivo, capacitivo, inductivo, etc.), por el sistema fisiológico al que son

enfocados (cardiovascular, pulmonar, nervioso, etc.), por las especialidades médicas

pediatría, oftalmología, cardiología, etc.), y por los niveles de riesgo que representan.

Los sensores biomédicos son conocidos como sensores físicos aplicados a la medicina, y

son usados en aplicaciones de monitoreo, como órganos artificiales, dispositivos de

control clínico y doméstico, además están incluidos en grandes aparatos de diagnostico

para la detección y tratamiento de enfermedades. Entre sus principales aplicaciones

destacan las mostradas en la tabla 2.4


16

Tabla 2.4 Características de diferentes sensores en aplicaciones biomédicas.

Tipo de

sensor

Aplicación

Médica

Parámetro Fisiológico Características

Térmico

-Diagnostico

clínico y personal

-Monitoreo

Medición de temperatura en el

interior del cuerpo, superficial (piel)

y en la sangre.

-Dispositivos de bajo costo

-Pequeños

-Desechables

Mecánico

-Diagnostico

clínico y personal

-Monitoreo

Medición de la presión intraocular,

intracraneal, intra-abdominal,

sanguínea o arterial, presión en la

vejiga, flujo respiratorio, impulsos

de presión o movimiento.

-Dispositivos de bajo costo

-Pequeños

-Desechables

Ultrasónico -Monitoreo

-Escaneo Médico

-Diagnostico

Imágenes por ultrasonido,

Sonografía Doppler para medir el

flujo sanguíneo.

-Bajo costo

- Fáciles de transportar

-Alto rendimiento

Acústico Órganos

artificiales

Aparatos de ayuda auditiva

Magnético/

-Diagnostico

-Terapia

Medición de la actividad cerebral,

Resonancia Magnética Nuclear,

Imagen de rayos X, Tomografía

computarizada (CT), Tomografía

por emisión de Positrones (PET).

-Gran tamaño

-Alto costo

-Controlados por

computadora

De manera particular, este trabajo se enfoca al estudio y análisis de sensores mecánicos,

en los cuales su respuesta mecánica es consecuencia de una variación en un parámetro

fisiológico: la presión en el cuerpo humano.

2.4 Requerimientos para Sensores De Presión In Vivo

En muchos aspectos, los sensores biomédicos son similares a los que se utilizan en otros

campos de investigación, industriales o comerciales. Sin embargo, cuando su aplicación

esta relacionada con el cuerpo humano, las especificaciones de seguridad y confiabilidad

son más exigentes. Por lo tanto, cuando se consideran los requisitos para un sensor de

presión, es muy importante determinar si el elemento sensor será utilizado en el interior del


17

cuerpo humano (modo invasivo) para analizar in vivo o usado externamente para analizar

una muestra in vitro. Para sensores implantados, el diseño se guía por una serie de

requisitos especiales que sobrepasa a la selección inicial de un esquema de transducción de

presión [2.17]. Estos requisitos se detallan a continuación.

2.4.1 Tamaño

El tamaño del implante depende totalmente de la aplicación, y debe ser suficientemente

miniaturizado a fin de obtener la colocación apropiada del sensor en el cuerpo humano

(es decir, debe ser compatible con las técnicas de implantación y considerar las

restricciones anatómicas) y la integración con componentes de telemetría (que

aumentará aún más el impacto). Mediante el aprovechamiento de los avances en las

tecnologías de micromaquinado, se han desarrollado sensores basados en MEMS que

minimizan el impacto global y las dimensiones [2.17]. El tamaño total del sistema

completo se puede reducir mediante la combinación de sensores con circuitos integrados

de aplicación específica (ASIC) en lugar de componentes electrónicos discretos. Sin

embargo, las bobinas de acoplamiento inductivo (que son utilizadas para una adecuada

alimentación del sensor) y las baterías siguen siendo relativamente grandes e imponen

límites prácticos a una efectiva miniaturización.

2.4.2 Rango y Precisión

Los rangos de presión de interés, incluyendo rangos de presión anormales, para

diferentes áreas del cuerpo humano se enumeran en la tabla 2.5 y gráficamente se

presentan en la figura 2.6. Los sensores deben ser capaces de medir rangos de presión

normales y anormales, que son clínicamente relevantes en diversas condiciones y

enfermedades. Tomados en conjunto, estas presiones abarcan el rango de -10 a 200

mmHg cuando se miden en referencia a la presión atmosférica [2.17]. Comúnmente la

especificación de precisión del sensor a través de la mayoría de las aplicaciones in vivo

mencionadas en la tabla 1.5, es solo una medida con una desviación de ± 1 mmHg, o 5%

-10% de rango clínico.


18

Figura 2.6 Rangos de presión relevantes para monitoreo y diagnostico de presión en aplicaciones

medicas.

Tabla 2.5 Parámetros relevantes en el desarrollo de sensores de presión para aplicaciones implantables

en el cuerpo humano.

Aplicación Rango de Presión

(mmHg) [Ref.]

Resolución

(mmHg) [Ref.]

Frecuencia

(Hz) [Ref.]

Consideraciones

de encapsulado

Presión Intracraneal

(PIC)

-10 a 50 [2.18] 1 [2.19] 0-30 [2.20] Integración por

shunt, catéter

Presión Intraocular

(PIO)

10-21, >21 valor

anormal [2.2], [2.21]

2 [2.22], [2.23] 0-30 [2.24] Needle delivery,

lentes de contacto

Presión Arterial o

Sanguínea

50-180 [2.25]

1 [2.25]

0-200 [2.25]

Catéter, stent

(cánula)

Presión de la Vejiga 10-70, ~150 durante

la evacuación [2.26]

1 [2.27]

3-5 [2.28],[2.29]

Catéter intrauretral

Presión Intra-

abdominal

0.2-16.2 [2.30]

------

0-15 [2.31]

------

2.4.3 Materiales y Consideraciones de encapsulado

Cuando se consideran los materiales y métodos de empaquetado para sensores de

presión implantables, se deben analizar tres aspectos importantes:

(1) La integración aceptable con el tejido humano (es decir, una baja citotoxicidad).

(2) El adecuado encapsulado hermético a fin de proteger los posibles circuitos activos.


19

(3) La estabilidad mecánica a largo plazo del dispositivo en el medio biológico.

Debido a la inevitable respuesta del cuerpo humano contra un sensor implantado ajeno a

su naturaleza, se deben elegir materiales apropiados para tratar de limitar la

contaminación biológica y poder obtener un rendimiento en el dispositivo sensor más

confiable y a largo plazo [2.32]. La esterilización también es un factor importante

cuando se seleccionan los materiales; los dispositivos deben ser capaces de resistir los

procesos de esterilización mediante calor o químicos (por ejemplo, óxido de etileno o

plasma) [2.33], [2.34]. Además, las consideraciones adicionales para el diseño de

dispositivos también pueden beneficiar la integración [2.35]. Para sensores que se

diseñan con circuitos activos, es necesario garantizar un adecuado encapsulado

hermético para impedir la intrusión del medio biológico, y así evitar una falla en la

operación del dispositivo. Para proporcionar una hermeticidad adicional mejorar la

biocompatibilidad al sistema, es posible realizar una encapsulado secundario con una

cubierta de Parileno [2.36-2.41]. Sin embargo, para sensores que basan su operación en

diafragmas o membranas, la elección del material debe considerar la estabilidad

mecánica a largo plazo [2.42], [2.43]; ya que una cubierta adicional sobre la estructura

del diafragma reduce la sensitividad del dispositivo [2.37-2.39], [2.44-2.46].

2.4.4 Telemetría y circuitería electrónica

El diseño de la circuitería electrónica, para implantes que utilizan métodos de telemetría,

requiere un tratamiento cuidadoso considerando una serie de ventajas y desventajas que

afectan el consumo de energía, el tamaño de la antena y la frecuencia de transmisión.

Las características de radiación electromagnética deben priorizar cuidadosamente la

seguridad y el rendimiento cuando se dirigen a los retos de potencia y transmisión de

datos en el entorno in vivo. Se han establecido normas que limitan el calentamiento del

tejido y la tasa de radiación específica de absorción (SAR), [2.47], [2.48]. Una banda de

frecuencias con licencia para comunicaciones, servicio de comunicaciones de implantes

médicos (MICS), fomenta el desarrollo de sistemas de telemetría dentro de un rango de

402-405 MHz, pero estudios más recientes sugieren que funciona a una frecuencia más

alta (2 + GHz) para un rendimiento mas óptimo [2.49]. Se debe considerar el


20

calentamiento dieléctrico durante los exámenes de resonancia magnética (especialmente

si el implante se encuentra en una zona crítica en el cuerpo), tal que se recomienda

realizar un análisis de resonancia magnética previo a la implantación del dispositivo

[2.38].

2.5 Estado del Arte

Los primeros dispositivos MEMS para ser utilizados en la industria biomédica eran

sensores de presión arterial reutilizables en 1980. Los sensores de presión MEMS tienen la

clase más grande de aplicaciones, incluyendo presión sanguínea (PS), presión intraocular

(PIO), la presión intracraneal (PIC), presión intrauterina, y la angioplastia [2.50]. Algunos

fabricantes de sensores de presión MEMS para aplicaciones biomédicas incluyen

CardioMEMS, Freescale Semiconductors, GE Sensing, Measurement Specialties, Omron,

Sensimed AG y Silicon Microstructures, entre otros.

Debido a que los procedimientos estándares de seguimiento clínico no identifican

los picos y variaciones en la Presión intraocular (PIO), se han realizado muchos intentos de

encontrar una solución práctica y portátil para el monitoreo continuo de la PIO. Con la

miniaturización de los sensores y actuadores, se han desarrollado nuevas técnicas de

medición, entre las que destacan principalmente, los lentes de contacto con circuitos

integrados y los sensores de presión intraocular. Los primeros lentes de contacto fueron

desarrollados por Gilman y Greene [2.51], como el primer método no invasivo de medición

de la PIO. Este sistema consistía de una suave lente de contacto, en la cual se integraban

sensores de deformación. Esta lente se colocaba sobre el ángulo meridional de la unión

corneoescleral para medir los cambios angulares debido a variaciones PIO. Su principal

inconveniente surgía por la necesidad de que la lente de contacto tenía que estar moldeada

como una copia exacta de la forma del ojo en cada paciente, conduciendo a un sistema de

sensado muy costoso. Por otro lado, los sensores de presión intraocular implantables,

presentan algunas ventajas de medición, ya que son independientes de la superficie ocular y

la rigidez de la cornea. En general, estos dispositivos basan su funcionamiento en sensores

capacitivos, porque consumen menor potencia, son inmunes a las variaciones de la

temperatura y presentan buena estabilidad a largo plazo [2.52]. Lo más atractivo y


21

novedoso de estos dispositivos, es que permiten desarrollar sensores implantables que

facilitan un monitoreo continuo las 24 horas. Además, las mediciones múltiples o continuas

de la PIO en pacientes con glaucoma, puede ayudar a mejorar el diagnostico, ofrecer un

mejor seguimiento y administrar el tratamiento adecuado para esta enfermedad, con la

finalidad de evitar una irreversible pérdida de la visión. Se conocen diversas técnicas para

fabricar estructuras de tipo capacitivo. Sin embargo, en el caso de sensores de presión

intraocular, no se conoce un procedimiento efectivo de fabricación. A continuación se

describen algunos prototipos de sensores de presión intraocular (sensor PIO) recientemente

reportados. Katuri et al, proponen un esquema de medición continua de la PIO que

considera un sensor de presión capacitivo para operar en un rango de 0-50 mmHg, y que

puede ser usado como parte de un circuito LC implantable conectado a una microbobina

[2.53]; este trabajo solo se enfoca a desarrollar el procedimiento de fabricación del sensor

de presión, el cual utiliza un proceso comercial conocido como PolyMUMS, que usa como

material estructural al Polisilicio. Las dimensiones del diafragma de Polisilicio son de

100µm x 100µm. Como parte complementaria, los autores proponen que el sensor PIO y la

antena deberán ser encapsulados con un polímero biocompatible conocido como parileno

antes de ser implantado. El dispositivo completo y la antena deberán mantener una forma

cilíndrica para ser montados en la periferia exterior del iris a través de un procedimiento

mínimamente invasivo, como se observa en la figura 2.7. Además, la bobina deberá ser

flexible para ser colocada en la ubicación del implante haciendo una pequeña incisión en la

cornea.

Fig. 2.7. Implante propuesto para el sensor PIO ubicado en la superficie del iris [2.53].


22

Xue et al, desarrollaron un sensor de PIO implantable que consiste de una bobina inductora

fabricada de oro y un dispositivo capacitivo con un diafragma suspendido fabricado de

resina SU-8, como se ilustra en la figura 2.8. El sensor está completamente encapsulado

con la resina para aislarlo del medio biológico, además de que este material ofrece la

biocompatibilidad necesaria. Este dispositivo tiene dimensiones de 3.23mm x 1.52mm y

funciona para un rango de presión de 0-60 mmHg [2.54]. El sensor opera de manera

inalámbrica con una bobina externa. El diseño considera que la bobina externa debe estar

colocada cerca de la ceja para transmitir potencia y recibir la señal del sensor PIO

implantado. La operación del sensor se basa en detectar cambios en frecuencia de la

impedancia de fase de la bobina externa, de esta manera, la señal de la PIO es obtenida a

través del sensor implantado. Sin embargo, debido a que se necesita un buen acoplamiento

de las dos bobinas del sensor (la implantada y la externa) durante las mediciones, la

distancia de lectura solo es hasta 6mm del sensor implantado, lo que significa que la

ubicación de la bobina externa debe controlarse adecuadamente para evitar errores durante

las mediciones. Además, el procedimiento de fabricación del dispositivo requiere que

algunas etapas del proceso sean cuidadosamente probadas para una reproducción

satisfactoria.

Fig. 2.8. Esquema del sensor PIO inalámbrico [2.54].

Ganji et al, proponen un sensor de presión capacitivo basado en un diafragma de Polisilicio

con un diseño que incluye una cantidad de ranuras, como se ilustra en la figura 2.9, con el

argumento de que mejoran la respuesta mecánica y el procedimiento de fabricación [2.55].

Sin embargo, esta propuesta solo es a nivel de diseño por computadora sin considerar la

etapa de fabricación del dispositivo. Además, como parte complementaria de su diseño,


23

sugieren recubrir el sensor con un polímero para que pueda ser implantado, pero no

consideran el impacto que tendrá el sensor con este material adicional. Otra propuesta

ofrece un prototipo capacitivo para monitorear presión intraocular (PIO), que también basa

su funcionamiento en un sensor capacitivo con un diafragma circular escalonado, ver figura

2.10 [2.56]. Este tipo de estructuras mejora la sensibilidad y la linealidad en la operación

del dispositivo. No obstante, su dispositivo solo contempla el diseño a nivel de simulación

por computadora, sin considerar el procedimiento de fabricación.

Fig. 2.9. Sensor PIO ranurado [2.55].

Fig. 2.10 Modelo de la estructura externa de un sensor capacitivo [2.56].


24

Por último, en 2014 fue desarrollado por la marca comercial Semsimed´s Triggerfish un

sensor MEMS para monitorear la PIO mostrado en la figura 2.11 [2.57]. Éste consiste de

unos lentes de contacto desechables con un sensor de presión MEMS del tipo strain-gages

(medidores de deformación), y una antena integrada (en forma de anillo) en conjunto con

un microprocesador ASIC (Chip de 2mm x 2mm). El sensor MEMS incluye un anillo

externo circular integrados a medidores de deformación pasivos para medir el cambio en la

curvatura corneal en respuesta a la PIO. La antena, embebida en los lentes de contacto,

recibe la potencia desde un sistema de control externo y se la envía de manera

retroalimentada al sistema. Éste último dispositivo, parece ser la solución a los problemas

de monitoreo continuo de la presión Intraocular. Sin embargo, el método de detección no es

completamente directo, ya que los resultados de medición se basan en cambios en la

curvatura de la cornea (siendo esta una medición indirecta de la PIO), que no considera que

la curvatura de la superficie ocular y la rigidez de la cornea difieren para cada paciente en

particular.

Fig. 2.11 Sensor PIO Semsimed´s Triggerfish [2.57].


25

La miniaturización de sensores de presión basados en silicio habilita la posibilidad de

técnicas de monitoreo de la presión arterial en modo invasivo. Lo que conlleva a un

seguimiento continuo de los impulsos de presión hemodinámicos que son generados por los

latidos del corazón. Una aproximación consiste en el sensor de presión arterial de la figura

2.12, el cual ha sido integrado en una carcasa plástica esterilizada llamada domo. Para su

funcionamiento, una cánula es alojada en una de las arterias, y un tubo traslada la presión

arterial hacia el domo en donde entra en contacto con el diafragma del sensor de presión

[2.1]. En algunas ocasiones, puede colocarse un diafragma intermedio entre la sangre y el

chip del sensor, y la cavidad entre ambos se llena con aceite de silicona. Por lo tanto, la

coagulación de la sangre y la formación de proteínas se producen en el diafragma

intermedio, el cual puede ser reemplazado periódicamente, sin afectar el desempeño del

chip del sensor.

Figura 2.12 Sensor para mediciones de Presiones hemodinámicas en aplicaciones Invasivas [2.1]

La Figura 2.13 presenta un modelo 3D de una propuesta inalámbrica para un sensor de

presión intracraneal en la punta de un catéter. El sistema consta de cuatro componentes

principales; un sensor de presión de silicio, una cápsula, un catéter e interconexiones

eléctricas [2.16]. Se implementó un sensor de presión piezoresistivo sobre un diafragma

delgado de silicio con el fin de convertir la presión en una señal eléctrica. Se utiliza una

cápsula pequeña de un polímero para empaquetar el sensor de presión. Las interconexiones

entre el sensor y el circuito de control se realizan a base de un cable de doble cara


26

conectado a un transmisor inalámbrico (Fig. 2.13b). El tubo del catéter que protege las

interconexiones se desarrolla a partir de películas de poliimida flexibles. El sistema del

catéter propuesto (figura 2.13a) tiene un diámetro de 1.16mm y una longitud aproximada de

200mm.

Fig. 2.13 Sensor de Presión Intracraneal convencional en uso (izquierda). Modelo 3D del sensor

inalámbrico propuesto (derecha).

2.6 Resumen

Existen grandes deficiencias en los diseños existentes de sensores biomédicos, entre las que

destacan las siguientes:

1) El proceso de implantación del dispositivo no es totalmente reversible. En caso de

falla del dispositivo o al final de tratamiento y/o control, la extracción del dispositivo

no restaura el estado original del tejido alrededor del implante, y en el peor de los casos

esta etapa no se considera profundamente.

2) Los diseños actuales de implantes de sensores PIO no han considerado ampliamente,

las limitaciones espaciales en el ojo, la complejidad quirúrgica y sobre todo la

integridad a largo plazo de los dispositivos.

3) El proceso de fabricación, en la mayoría de los casos, no se contempla

adecuadamente durante el diseño de los dispositivos, y en otros casos, involucran

procedimientos de fabricación con etapas complejas que generan costos adicionales en

el desarrollo de los prototipos, lo que origina que sean menos prácticos.


27

4) En algunos casos se utilizan sensores de presión piezoresistivos, los cuales no

consideran la dependencia de los dispositivos con la temperatura, este parámetro debe

considerarse ampliamente para su operación adecuada en el cuerpo humano.

5) Cuando se diseña y fabrican la estructura del sensor, no se considera que cualquier

cubierta protectora adicional, tendrá un efecto significativo en la sensibilidad del

dispositivo.

6) Por último, se debe considerar que para un monitoreo eficiente y continuo de la PIO,

el sensor implantado debe alojarse donde una medición directa de la PIO pueda ser

obtenida. Recalcando que, los implantes ubicados en la cámara anterior del ojo tienen

una ventaja severamente marcada, en comparación con implantes ubicados en la

cavidad vítrea, ya que estos últimos tienen un alto riesgo de infección y

desprendimiento de retina [2.43].

En este contexto, en los siguientes capítulos de esta tesis, se detalla el diseño, fabricación y

caracterización de un sensor de presión capacitivo en modo de contacto que coadyuve a dar

solución a la mayoría de estos inconvenientes.

2.7 Referencias

[2.1] Harsanyi G. (2000). “Sensors in Biomedical Applications: Fundamentals,

Technology and Applications”, CRC Press.

[2.2] Pfizer Ophtalmics. “ Questions and answers about Glaucoma, The Sneak thief sigth”,

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33

Capítulo 3

Diseño de un Sensor Capacitivo Hermético

para aplicaciones biomédicas

Este capítulo presenta los conceptos básicos y criterios utilizados para el diseño de un

sensor capacitivo en modo contacto (TMCPS, Touch Mode Capacitive Pressure Sensor),

que se diseña con una cavidad hermética para medir presión en medios biológicos. La

estructura general del sensor contiene una cavidad herméticamente sellada, sobre la cual se

define el electrodo superior (diafragma), el cual se diseña para tener contacto directo con el

medio fisiológico. El electrodo inferior y el diafragma se encuentran separados por una

capa doble aislante, la cual consiste de una película de material dieléctrico y aire. El sensor

se protege con una película de Poliimida que presenta la biocompatibilidad que requiere la

aplicación. Además, también se detalla el análisis estructural y matemático para modelar el

comportamiento mecánico del sensor considerando esta capa adicional sobre el diafragma.

Como se muestra más adelante, la tecnologia de fabricación y la capa de protección

determinan la metodología de diseño y funcionamiento del sensor.

3.1 Aspectos generales de un sensor tipo TMCPS

La estructura general de un sensor de presión capacitivo en modo de contacto

(TMCPS) se ilustra en la figura 3.1 [3.1]. Este dispositivo contiene un electrodo superior

que consiste de un diafragma suspendido. El electrodo inferior y el diafragma se encuentran

separados por una capa doble aislante, la cual consiste de una película de material

dieléctrico y aire.

Capítulo 3 Diseño de un sensor capacitivo hermético


34

Figura 3.1. Estructura de un sensor TMCPS.

El elemento básico de un sensor de presión del tipo TMCPS es modelado como un

capacitor de placas paralelas, donde su valor se determina por la ecuación (3.1):

Donde εd es la constante dieléctrica del material aislante, Atouch es el área que contacta el

diafragma y d es la separación inicial de los electrodos. El electrodo superior del capacitor

(diafragma), se deforma progresivamente bajo la acción de una presión aplicada, y

finalmente contacta la película dieléctrica intermedia entre los electrodos. Puesto que εd y

la separación d son valores constantes, la capacitancia C solo depende del área de contacto

Atouch. En su modo de operación normal, el diafragma se mantiene a una separación lejos

del electrodo inferior, como se muestra en la figura 3.2(a). Si el sensor se diseña para

operar en un rango de presión donde al diafragma se le permite contactar al electrodo

inferior (aislado con una película dieléctrica, td), como se muestra en la figura 3.2(b),

entonces el dispositivo es un sensor de presión que opera en modo de contacto (TCMPS)

[3.2]. En el rango de operación de un sensor TMCPS, el diafragma es diseñado para tener

un rango de deflexión limitada por una restricción física en la dirección de la carga, como

se ilustra en la figura 3.2(c). La mayor componente en la capacitancia de salida del

dispositivo, se debe a la capacitancia asociada con el área contactada Atouch, en

comparación con la capacitancia en el modo de operación normal (sin contacto).



35

(a) (b)

(c)

Figura 3.2. Principio de Operación de un sensor TMCPS. (a) Operación Normal. (b) Operación

en modo contacto. (c) Deflexión limite en el modo TMCPS.

La figura 3.3 muestra una curva típica Presión-Capacitancia para un dispositivo TMCPS.

Antes del contacto del diafragma con la superficie de la película dieléctrica, el cambio en

capacitancia es despreciable (región AB). Una vez que el diafragma entra en contacto con

el material dieléctrico, la capacitancia de salida C cambia significativamente (región BC),

después su linealidad incrementa conforme incrementa la presión (rango de Operación,

región CD). La presión aplicada al diafragma donde se encuentra el contacta inicial con la

película dieléctrica (punto B) se conoce como Presión de Contacto o Punto de Contacto,

Ptouch [3.2]. Por último, el cambio en capacitancia se satura en valores de presión mayores

debido a limitaciones físicas del dispositivo, como se muestra en la figura 3.2(c).



36

Figura 3.3. Característica Presión-Capacitancia en un dispositivo TMCPS.

La expresión general que representa el desplazamiento ω (x,y,t) en un diafragma se modela

a continuación por la ecuación [3.3]:

Si se considera únicamente un desplazamiento estacionario ω(x,y) causado por una presión

externa, p, la ecuación (3.2) se reduce a

Es una ecuación diferencial que representa la deflexión mecánica de un diafragma. Donde

D se define como la fuerza requerida para flexionar una estructura rígida a una simetría

curva, este parámetro mecánico comúnmente se conoce como Rigidez de Flexión

(Flexural Rigidity) y se expresa como [3.3]:



37

Donde E es el módulo de Young, h es el espesor y ν es el coeficiente de Poisson

correspondientes al diafragma.

La ecuación (3.3) puede ser reescrita como:

Donde se conoce como operador biharmónico y se representa como

Para modelar apropiadamente el comportamiento mecánico de un diafragma suspendido, se

utiliza la expresión (3.5) teniendo presentes las siguientes consideraciones:

a) Las condiciones de frontera: Para encontrar una función ω(x,y) que satisface la

expresión (3.3), se deben elegir las condiciones de frontera que representan de

manera adecuada el comportamiento mecánico del diafragma. En general, existen

tres diferentes condiciones de frontera que son: Extremo/Borde simplemente

soportado, Extremo/borde fijo o anclado, y Extremo/Borde libre. La figura 3.4

ilustra estas condiciones de frontera [3.4], [3.5].



38

Figura 3.4. Condiciones de frontera para un diafragma bidimensional.

b) La simetría del diafragma, que puede ser circular, cuadrada y rectangular, también

determina el enfoque que será necesario para el análisis del diafragma.

c) Por último, es sumamente importante considerar el régimen de análisis que se debe

desarrollar para encontrar la solución a la expresión (3.3). Existen dos teorías que

determinan el desplazamiento en un diafragma: “small deflection” y “large

deflection”. La teoría de “small deflection” o teoría lineal de Kirchoff asume que

la máxima deflexión ωmax es pequeña comparada con el espesor del diafragma, h,

tal que, las deformaciones en la región media del diafragma son insignificantes que

pueden ser despreciadas para el análisis [3.3], [3.6]. Sin embargo, cuando las

deflexiones son del mismo orden que el espesor del diafragma, la teoría de Kirchoff

no puede ser aplicada, debido a que la relación entre la presión, p, y la deflexión del

diafragma, ωmax, ya no es lineal y esto conduce a la teoría de “large deflection”, la

cual rige este comportamiento [3.3], [3.7].

Para diafragmas con sus extremos fijos/anclados, la máxima deflexión ωmax, ocurre en el

punto central del diafragma. Por lo tanto, igualando la deflexión máxima ωmax con la

separación inicial d del dispositivo; la presión de contacto Ptouch puede ser calculada para

un conjunto de parámetros mecánicos y estructurales.



39

La deflexión central ωmax para diafragmas de simetría circular bajo el régimen de “small

defection” se expresa como [3.3]:

Donde r es el radio del diafragma.

Mientras que en el análisis de “large deflexión” la deflexión central ωmax se define por

El último factor de la izquierda en la ecuación (3.8), representa el estrechamiento en la

región media del diafragma, la cual desempeña un papel importante bajo este régimen de

análisis [3.3]. Para diafragmas de simetría cuadrada la ecuación que representa la deflexión

central es dada por [3.8]

Donde a representa un medio de la longitud lateral del diafragma.

Levy [3.9] ha reportado los resultados de su teoría “large deflection” para diafragmas de

simetría cuadrada con sus bordes/extremos anclados. La figura 3.5 muestra estos resultados

que simplifican el análisis.



40

Figura 3.5. Deflexión central de un diafragma con sus extremos anclados y que se encuentra en el

régimen de “large deflections” [3.9]

El análisis anterior establece que para diseñar un sensor del tipo TMCPS, las principales

especificaciones están dadas por la presión de contacto ptouch y el rango de operación; las

cuales se determinan a partir de parámetros del material (propiedades elásticas), tales

como, el módulo de Young (E) y el coeficiente de Poisson (ν), y de parámetros

estructurales, que incluyen el espesor (h), dimensión (a, r) y simetría del diafragma, así

como de la separación inicial entre los electrodos (d). Tomando en consideración todos

estos aspectos, de manera preliminar se diseñaron estructuras TMCPS con diafragmas de

simetría circular, cuadrada y rectangular [3.10], donde el elemento sensor consiste de un

diafragma suspendido con dos de sus lados parcialmente anclados, mientras que los otros

dos extremos se encuentran completamente fijos como se puede observar en la figura 3.6.

El diafragma se fabrica utilizando la tecnologia de Micromaquinado Superficial;

PolyMEMS-INAOE con tres niveles de polisilicio: El primer nivel representa al electrodo

inferior de polisilicio de 0.5µm de espesor; el segundo nivel, es una película de polisilicio

sin dopar de 0.2µm de espesor que sirve como material dieléctrico para aislar

eléctricamente al electrodo inferior; por último, el tercer nivel es una película de polisilicio

de 2µm de espesor utilizada para definir el diafragma, la separación entre los electrodos es



41

de 1µm. Las ventanas en el diafragma, ver figura 3.6, permiten el flujo del grabante hacia el

interior de la cavidad ubicada debajo del diafragma. De este modo el material de sacrificio

es removido en su totalidad en una etapa clave conocida como liberación mecánica,

permitiendo así, que el diafragma pueda desplazarse hacia el electrodo inferior aislado de

manera adecuada.

Fig. 3.6. Estructura de un sensor TMCPS de simetría cuadrada. (a) Vista 3-D. (b) Sección

Transversal

El modelado matemático se basa en el régimen de “small deflection” puesto que ωmax < h y

ptouch =100Torr, con este análisis se obtienen las dimensiones que se enlistan en la tabla 3.1.

Tabla 3.1 Características de diafragmas diseñados previamente [3.10]

Etiqueta Simetría Dimensión Etiqueta Simetría Dimensión

A Cuadrada Longitud lateral = 282µm H Cuadrada Longitud lateral= 500µm

B Cuadrada Longitud lateral= 286µm J Rectangular 240µm x 480µm

C Cuadrada Longitud lateral= 289µm K Rectangular 243µm x 486µm

D Cuadrada Longitud lateral= 294µm L Rectangular 225µm x 450µm

E Cuadrada Longitud lateral= 268µm M Circular Diámetro= 306µm

F Cuadrada Longitud lateral= 245µm N Circular Diámetro= 288µm

G Cuadrada Longitud lateral= 230µm ______________________________________



42

3.2 Consideraciones de diseño de un sensor TMCPS para

aplicaciones en modo invasivo

La sección anterior muestra el análisis y las condiciones previas para el desarrollo de un

sensor TMCPS con un esquema de diseño que contiene ventanas en dos lados del

diafragma para facilitar el proceso de fabricación. Sin embargo, el presente proyecto de

tesis está orientado al desarrollo de un sensor TMCPS para medir presión en medios

biológicos con un esquema completamente invasivo (presión intraocular, presión

intracraneal, presión sanguínea). Por lo tanto, las ventanas en los diafragmas deben ser

sellados para obtener una cavidad hermética y la superficie del sensor debe ser cubierta con

un material biocompatible para cumplir con los requisitos de funcionalidad y criterios de

diseño para aplicaciones en modo invasivo (tamaño, rango de operación, biocompatibilidad

y alimentación del dispositivo). En este contexto, a continuación se detallan los aspectos

más importantes que conducen a la elección de materiales y parámetros estructurales para

satisfacer estos requerimientos.

3.2.1 Suministro de energía y tamaño

Para suministrar energía al sensor capacitivo mediante Telemetría RF, se ha desarrollado

en colaboración con el M.C. Adrian Rendón y el equipo de trabajo IPN/INAOE/APEC

un conjunto de bobinas de Aluminio integradas en substratos flexibles de Poliimida para

operar en un rango de frecuencia de 10MHz, y que tiene como finalidad principal,

caracterizar el acoplamiento magnético para la transmisión de potencia de manera

inalámbrica en mediciones de presión Intraocular [3.11]. Para alimentar el sensor de

presión, se utilizará una técnica de inducción magnética acoplada entre una antena

externa o lector (segundo circuito resonante) y el dispositivo sensor asociado con una

bobina mediante Telemetría RF (primer circuito resonante, ), como se muestra en el

esquema de la figura 3.7. Entre ambas bobinas existirá un acoplamiento magnético

inductivo, que genera una corriente eléctrica variante en el tiempo en el circuito

resonante del lector, y que a su vez induce una corriente eléctrica en el circuito resonante

del dispositivo sensor para alimentarlo y permitirle operar de manera adecuada.



43

Figura 3.7. Esquema de funcionamiento para la alimentación y transmisión/recepción de datos del

sensor de presión.

Después de consultar a un grupo de oftalmólogos pertenecientes a la Asociación Para

Evitar la Ceguera (APEC) que dirige el Dr. Félix Gil, surge la propuesta de montaje e

integración del sensor capacitivo con las bobinas de aluminio, mediante un circuito tanque

LCR como se ilustra en la figura 3.8.

Figura 3.8. Propuesta de montaje e integración de un circuito LCR para medición Inalámbrica de

presiones.

Las bobinas fueron diseñadas con simetría cuadrada y dimensiones de 8mm x 8mm, se

fabrican con dos niveles de aluminio y tres niveles de poliimida. Mientras que el

dispositivo sensor tiene como restricción en tamaño un área total de 3mm x 3mm. Aunque

los aspectos de diseño y fabricación de las bobinas se explican a detalle en el Apéndice A,



44

es de suma importancia mencionar que, para facilitar la integración del dispositivo sensor

con el sistema de telemetría RF, el sensor de presión capacitivo se debe desarrollar a

base de aluminio, de este modo en un futuro será posible fabricar en un mismo substrato

flexible de poliimida, la bobina y el sensor capacitivo.

3.2.2 Biocompatibilidad

Como se mencionó anteriormente, las ventanas que se diseñan en los diafragmas, ver

figura 3.6, deben cerrarse para crear una cavidad interna herméticamente sellada (debajo

del diafragma) y que pueda operar como un sensor de presión absoluto. Considerando

que la superficie sensible (diafragma) debe estar expuesta a un ambiente líquido, es

necesario recubrir la superficie con un material biocompatible que no sea corrosible en

ese medio y para evitar cualquier contaminación y/o daño al tejido. Si se utiliza el

material biocompatible como cubierta de protección de la superficie y, el mismo

material es capaz de sellar las ventanas en los diafragmas, podemos reducir etapas de

diseño y fabricación. La elección de este material determinará el comportamiento final

de la estructura mecánica del sensor. Puesto que se ha trabajado con éxito el desarrollo

de un proceso de fabricación combinando películas de aluminio y poliimida [3.11], se

propone como material de protección una capa de poliimida de 1.5µm de espesor.

3.3 Modelado del sensor TMCPS considerando un diafragma

compuesto Aluminio/Poliimida

Debido a que el sensor TMCPS de aluminio tiene como objetivo futuro integrarse con las

bobinas de aluminio previamente reportadas [3.12], el esquema de diseño y fabricación del

sensor TMCPS debe ser análogo al de las bobinas para facilitar su integración (ver

Apéndice A, para más detalles del proceso de las bobinas de aluminio). Por lo tanto, se

propone utilizar dos niveles de aluminio, para definir el electrodo inferior y superior; y dos

niveles de poliimida, el primero servirá de material de sacrificio, mientras que el segundo

será la capa de protección de la superficie del sensor, y que al mismo tiempo sellará las

ventanas en los diafragmas. Estos dos materiales (aluminio/poliimida) determinan el

material dieléctrico a utilizarse: óxido de silicio depositado por la técnica APCVD. Esta



45

elección se debe principalmente a que el óxido de silicio obtenido mediante técnicas

APCVD se deposita a temperaturas inferiores a 450°C, esta temperatura se encuentra en un

límite aceptable de funcionalidad para que las propiedades mecánicas de las películas de

Aluminio y Poliimida presenten una buena integridad. La capacitancia del sensor dependerá

únicamente del área del diafragma que contacte la superficie del material dieléctrico, por lo

tanto, ya que la constante dieléctrica del óxido de Silicio APCVD es de 3.9, se requiere de

una separación entre los electrodos (d) que mejore el valor de la capacitancia y que al

mismo tiempo, no comprometa la efectividad de la etapa de liberación mecánica de las

estructuras si se utiliza una separación muy pequeña. Es por eso que se propone utilizar un

espesor de óxido de silicio APCVD de 0.8µm de espesor. Tomando en consideración las

constantes elásticas del aluminio (tabla 3.2), las dimensiones de los diafragmas presentadas

en la tabla 3.1, y que la separación entre los electrodos se fija a 0.8µm, el valor de la

presión de contacto puede ser obtenido para diferentes espesores del diafragma, como se

ilustra en la tabla 3.3.

Tabla 3.2. Propiedades Mecánicas de películas de Aluminio.

Constantes Elásticas Valor

Modulo de Young, E1 77Gpa Coeficiente de Poisson, v1 0.3

Tabla 3.3 Presiones de contacto obtenidas para diferentes espesores del diafragma de aluminio.

Etiqueta Simetría Dimensión

Espesor del diafragma, h

0.5µm1

1.0µm2

1.5µm2

2µm2

A Cuadrada 282µm 1.56 Torr*

5 Torr 16.98 Torr 40.26 Torr

B Cuadrada 286µm 1.48 Torr 4.75 Torr 16.05 Torr 38 Torr

C Cuadrada 289µm 1.42 Torr 4.5 Torr 15.4 Torr 36.5 Torr

D Cuadrada 294µm 1.33 Torr 4.26 Torr 14.37 Torr 34.08 Torr

E Cuadrada 268µm 1.92 Torr 6.17 Torr 20.82 Torr 49.36 Torr

F Cuadrada 245µm 2.75 Torr 8.83 Torr 29.81 Torr 70.67 Torr

G Cuadrada 230µm 3.54Torr 11.37 Torr 38.4 Torr 91 Torr

H Cuadrada 500µm 0.15Torr 0.5 Torr 1.7 Torr 4.07 Torr

M Circular 306µm 1.4 Torr 4.9 Torr 16.67 Torr 39.5 Torr

N Circular 288µm 1.77 Torr 6.3 Torr 21.25 Torr 50.3 Torr

1 Large deflection,

2 Small deflection * 1 Torr = 1mmHg



46

La figura 3.9 muestra la comparación entre el análisis teórico y resultados de simulación

utilizando el software CoventorWare. Estos resultados se basan en el análisis del

comportamiento mecánico de un diafragma cuadrado con una longitud lateral de 282µm

(estructura A), y que se diseña considerando espesores de 0.5µm, 1µm, 1.5µm y 2µm

aluminio. Con espesores de 0.5µm de aluminio, el régimen de análisis es no-lineal (large

deflection) y esto es evidente en el comportamiento del diafragma. Los resultados

muestran que el análisis teórico se ajusta perfectamente a los resultados de simulación, ya

que la deflexión máxima corresponde a 0.8µm, tal y como se diseña; por lo tanto, esta

herramienta computacional es confiable y útil para nuestro modelado como se detalla a

continuación.

Figura 3.9. Comparación entre el análisis teórico y resultados de simulación de un diafragma de

Aluminio de simetría cuadrada de 282µm de longitud lateral y con diversos espesores



47

Para conocer el impacto mecánico que tendrá la película de poliimida en la superficie del

diafragma, se realizaron simulaciones en CoventorWare para diafragmas de simetría

cuadrada de 282µm de longitud lateral (Estructura A) con espesores de 0.5µm y 2µm de

aluminio, incluyendo la capa adicional de Poliimida de 1.5µm de espesor. La figura

3.10(a) sugiere que la sensibilidad del dispositivo cambia con la capa adicional de

poliimida. Es decir, de acuerdo con los resultados analíticos presentados en la tabla 3.3, la

presión de contacto para un diafragma que se diseña solo de una capa de aluminio de 0.5µm

debe estar alrededor de 1.56mmHg. Sin embargo, al incluir la película de poliimida los

resultados muestran que la presión de contacto tiene un corrimiento a 11.5mmHg, esto

indica que el diafragma tiene mayor rigidez y se requiere mayor presión para flexionarlo

hasta el punto de contacto original. Este efecto solo puede deberse a que el espesor total

aumenta, y es evidente puesto que ahora el diafragma cubierto con poliimida exhibe un

comportamiento lineal; esto implica que se ha cumplido la condición ωmax < h y nos

encontramos en un análisis bajo el régimen de “small deflection”. En el caso de la figura

3.10b), aunque el cambio en sensibilidad también se presenta, la relación desplazamiento-

presión en el diafragma sigue siendo lineal, por que tan solo, un espesor de aluminio de

2µm satisface la condición para un análisis en el régimen de “small deflection”.

(a) (b)

Figura 3.10. Comportamiento de un diafragma de aluminio de simetría cuadrada de 282µm de

longitud lateral y su comparación cuando se incluye una película de poliimida de 2.0µm de espesor. (a)

Espesor de aluminio de 0.5µm. (b) Espesor de aluminio de 2.0µm



48

Para cubrir el rango de presión que se desea medir para aplicaciones médicas se requiere

que la presión de contacto sea aproximadamente de 12mmHg, al analizar los datos en la

tabla 3.3, se observa que espesores de aluminio de 1.5µm y 2µm presentan presiones de

contacto superiores a las requeridas e incluso deberán aumentar al incluir la película

adicional de poliimida, de acuerdo con el análisis anterior.

Por lo tanto, para estimar el espesor que ajustaría la presión de contacto como se requiere

en las estructuras, es necesario modelar adecuadamente el comportamiento mecánico del

diafragma incluyendo la capa de Poliimida en un régimen de análisis “small deflection”.

Esto significa que la estructura completa del dispositivo sensor debe ser aproximada a una

estructura conocida como “diafragma compuesto”, puesto que se diseña a partir de dos

materiales distintos. Actualmente, no existe una expresión analítica valida que permita

modelar la deflexión de diafragmas compuestos de aluminio/poliimida. Sin embargo,

debido a que el comportamiento mecánico de diafragmas es gobernado principalmente por

su geometría (espesor, simetría y dimensión) y por las propiedades de los materiales

(Modulo de Young y coeficiente de Poisson), es posible considerar el efecto mecánico de

dos materiales distintos en un solo parámetro, la rigidez de flexión, D. Para el análisis de

un diafragma compuesto, como se ilustra en la figura 3.11, el material 1 (h1) es la película

de aluminio y el material 2 (h2) es la capa de poliimida. Bajo una deflexión, este diafragma

compuesto tiene una superficie neutral donde el esfuerzo mecánico (stress) y la

deformación (strain) son equivalentes a cero. Para un diafragma diseñado de solo un

material (h2=0), la posición de la superficie neutral se encuentra exactamente en la región

media del material (e1= e2=0.5h1); tal que la rigidez de flexión D, debe ser tomada con

respecto a esta superficie neutral. Cuando el diafragma consiste de dos materiales

diferentes, su rigidez de flexión tiene que ser calculada con respecto a la posición del eje

neutral. Los momentos de Inercia con respecto a este eje neutral se obtienen a partir del

Teorema de los ejes Paralelos [3.13]. Mientras la expresión (3.4) describe la rigidez de

flexión de un diafragma fabricado a partir de un solo material, si se desarrolla un diafragma

compuesto (como en el caso aluminio/poliimida) la expresión (3.10) describe su rigidez de

flexión, Dcomp [3.14]



49

)10.3( 2121

2121

2

2

22

3

2

2

2

2

2

1

11

3

1

2

1

1

21

heh

h

v

Eheh

h

v

EDDDcomp

Donde, E1, ν1, y h1 corresponden al módulo de Young, coeficiente de Poisson y espesor del

material 1, e1 y e2 son las distancias desde la superficie neutral del diafragma compuesto

hacia la parte inferior y superior, respectivamente. Las propiedades con el sufijo 2 en la

expresión (3.10), corresponden a parámetros del material utilizado como capa de

protección.

Figura 3.11. Modelo de un diafragma compuesto

Tabla 3.4. Propiedades Mecánicas de películas de Poliimida.

Constantes Elásticas Valor

Modulo de Young, E2 8.5Gpa Coeficiente de Poisson, v2 0.23

Proponiendo como espesores para la película de aluminio 0.5µm y 1µm; y una capa de

Poliimida de 1.5µm, es posible obtener un valor numérico para Dcomp. El valor de Dcomp es

dependiente de las constantes elásticas para cada material presentes en las tablas 3.2 y 3.4;

Además, los valores de e1 y e2 son dependientes de las dimensiones y pueden ser obtenidos

aplicando el teorema de los ejes paralelos como se muestra en el Apéndice B. Los valores

numéricos de Dcomp se substituye en las ecuaciones (3.7) y (3.9); considerando que h es la

suma de los espesores de ambos materiales. La tabla 3.5 presenta los resultados de la

presión de contacto que de manera efectiva modela el comportamiento mecánico de

diafragmas compuestos para cada estructura.



50

Tabla 3.5 Presiones de contacto obtenidas mediante el análisis de diafragmas compuestos.

Etiqueta Simetría Dimensión

A Cuadrada 282µm 10.43 Torr 19.8Torr

B Cuadrada 286µm 9.86 Torr 18.7 Torr

C Cuadrada 289µm 9.45Torr 18 Torr

D Cuadrada 294µm 8.8 Torr 16.7 Torr

E Cuadrada 268µm 12.7Torr 24.3 Torr

F Cuadrada 245µm 18.3Torr 34.8 Torr

G Cuadrada 230µm 23Torr 44.8 Torr

H Cuadrada 500µm 10.5 Torr 2 Torr

M Circular 306µm 12.15 Torr 18 Torr

N Circular 288µm 15.5 Torr 24 Torr

Para corroborar la validez de la expresión (3.10) y los resultados en la tabla 3.4, las graficas

en la figura 3.12 muestran una comparación entre los resultados analíticos y de simulación

para un diafragma de simetría cuadrada de 282µm por lado. Puede observarse, que el

procedimiento de modelado ajusta bien el comportamiento de diafragmas compuestos para

ambos espesores. La variación existente entre los resultados analíticos y de simulación se

debe a que el simulador recrea una trayectoria lineal que dicta el comportamiento de los

diafragmas (línea azul); mientras que el modelado matemático que se presenta, calcula y

considera el efecto del estrechamiento del diafragma en la superficie neutral de un

diafragma compuesto. En conclusión, el modelado considerando un diafragma compuesto

permite aproximar el comportamiento mecánico con un error del 0.5%.

En general, este análisis matemático permite diseñar el sensor TMCPS para tener una

presión de contacto alrededor de 12 mmHg con las características presentes en la tabla 3.6.



51

Figura 3.12. Comparación entre el modelado considerando diafragmas compuestos y resultados de

simulación.

Tabla 3.6 Características de los dispositivos TMCPS diseñados

Características del sensor Magnitud

Presión de Contacto, ptouch ~12 mmHg

Espesor de película de Aluminio (electrodo inferior) 0.5µm

Espesor de película de Aluminio (electrodo superior/diafragma), h1 0.5µm

Espesor de película de Poliimida (electrodo superior/diafragma), h2 1.5µm

Modulo de Young de Aluminio 77GPa

Modulo de Young de Poliimida 8.5GPa

Coeficiente de Poisson de Aluminio 0.3

Coeficiente de Poisson de Poliimida 0.23

Separación entre ambos electrodos, d 0.8µm

Espesor del material dieléctrico (SiO2 CVD), td 0.2µm

Constante Dieléctrica del SiO2 CVD, εd 3.9

Longitud lateral de diafragmas cuadrados 282µm -500µm

Diámetro de diafragmas circulares 288µm y 306µm



52

3.4 Capacitancia del sensor

La capacitancia en un sensor TMCPS cuando existe una película dieléctrica intermedia de

espesor td y constante dieléctrica εd está dada por la ecuación [3.15]:

Donde

Considerando que el área de contacto y son dependientes de la presión

aplicada, la expresión (3.11) se reduce a:

Cuando la presión es cero, la capacitancia en la estructura se expresa como:

La tabla 3.7 presenta la capacitancia obtenida analíticamente y mediante resultados de

simulación para cada estructura cuando se considerada que no hay presión aplicada al

diafragma.



53

Tabla 3.7 Contribución de capacitancia a presión cero para los diafragmas suspendidos en el chip

CPS-DDA1.

Diafragma Dimensión Cpo (pF)

Teoría Simulación

A 282µm 0.827 0.872

B 286µm 0.85 0.89

C 289µm 0.87 0.93

D 294µm 0.9 0.95

E 268µm 0.75 0.8

F 245µm 0.62 0.68

G 230µm 0.55 0.6

H 500µm 2.6 2.9

L 225x 450µm 1.05 1.1

La tabla 3.8 presenta la variación de capacitancia y deflexión del diafragma en función de

la presión aplicada, considerando un diafragma cuadrado de 282µm de longitud lateral. El

área de contacto es obtenida a partir de resultados de simulación para cada presión.

Tabla 3.8 Contribución del diafragma a la capacitancia de la estructura A (282µm) dependiente de la

presión.

Presión

(mmHg)

ωmax (µm) Capacitancia (pF) Presión

(mmHg)

ωmax (µm) Capacitancia (pF)

0 0 0.872 11 -0.7106 1.24 1 -0.0646 0.896 12 -0.7752 1.3 2 -0.1292 0.906 13 -0.8 1.63 3 -0.1938 0.925 14 -0.8 2.15 4 -0.2584 0.948 15 -0.8 2.25 5 -0.323 0.960 16 -0.8 2.3 6 -0.3876 1.0 17 -0.8 2.35 7 -0.4522 1.05 18 -0.8 2.4 8 -0.5168 1.1 19 -0.8 2.45 9 -0.5814 1.15 20 -0.8 2.5

10 -0.646 1.20 21 -0.8 2.53

Los valores de capacitancia en las tablas 3.7 y 3.8, corresponden a la capacitancia calculada

únicamente del diafragma. Sin embargo, cada estructura (A-L), está diseñada con una

prolongación de su electrodo superior que se traslapa con el electrodo inferior (como se

aprecia en la figura 3.13) generando una capacitancia adicional de valor constante [3.10].



54

Figura 3.13. Electrodos de polarización en estructura TMCPS. (a) Configuración open. (b)

Configuración short.

La figura 3.14 ilustra una sección transversal de una estructura TMCPS donde se puede

apreciar que en la zona de traslape entre los soportes o anclas del diafragma con el

electrodo inferior, la separación entre ambos electrodos es cero, por lo tanto se genera una

capacitancia adicional a la capacitancia del diafragma. Esta ventaja permite manipular el

área de traslape para incrementar o disminuir la capacitancia total del sensor.

Figura 3.14. Sección transversal de una estructura TMCPS diseñada en el chip CPS-DDA



55

Además, las ventanas presentes en dos lados del diafragma, cuyas dimensiones son de

20µm x 20µm, también contribuyen a la capacitancia total del sensor como se muestra en la

figura 3.15.

Figura 3.15. Correspondencia entre las capacitancias adicionales debidas a las ventanas presentes en el

diafragma [3.10]

Por lo tanto, sumando todas estas contribuciones y la capacitancia del diafragma, la

capacitancia total para cada estructura se enlista en la tabla 3.9.

Tabla 3.9 Capacitancia total en la estructura a presión cero.

Diafragma Dimensión CS (pF)

A 282µm 5.2

B 286µm 5.27

C 289µm 5.33

D 294µm 5.4

E 268µm 4.9

F 245µm 3.86

G 230µm 3.6

H 500µm 7.57

L 225x 450µm 5.36



56

La sensitividad del dispositivo esta expresada como

La grafica de la figura 3.16 representa la característica Presión-Capacitancia en una

estructura de 282µm por lado, donde la pendiente representa la sensitividad del sensor. Para

esta estructura en particular la sensitividad es de 0.575pF/mmHg.

Figura 3.16. Resultados teóricos para la curva característica capacitancia-presión en una estructura de

282µm de longitud lateral.

El análisis a las estructuras restantes indica que la mayoría presenta la misma sensitividad,

a excepción de la estructura F y G que tienen sensitividad de 0.35pF/mmHg.

3.5 Resumen

La sensitividad ΔC/ΔP de un sensor de presión capacitivo es su figura de mérito más

importante. El análisis matemático y de simulación presentado en este capítulo mostró que

siempre habrá un cambio en la sensitividad de una estructura TMCPS cuando se añade un

material adicional en su superficie. Con el modelado matemático realizado considerando



57

una aproximación a diafragmas compuestos, es posible predecir el comportamiento

mecánico de un diafragma fabricado de dos materiales distintos. De esta manera, se puede

prever cualquier variación en la sensitividad del dispositivo y compensarla con un

incremento en las dimensiones, o una disminución del espesor del diafragma, de una

manera directa, y sin la necesidad de llevar a cabo una rutina de simulaciones con

diferentes iteraciones. Actualmente, muchos dispositivos TMCPS han sido desarrollados

para mediciones en diferentes ambientes de presión, pero en su gran mayoría no exponen

las condiciones necesarias para cubrir la superficie externa del dispositivo con materiales

biocompatibles. Por lo tanto, éste análisis matemático y de modelado llega a ser una

herramienta útil y fácil de implementar en herramientas computacionales para facilitar la

etapa de diseño de estos dispositivos. Cuando se requiere que la capacitancia del sensor

tenga un valor especifico para acoplarse con un esquema de telemetría RF, el diseño del

sensor considera capacitancias adicionales que pueden manipularse fácilmente, variando el

área de traslape entre los soportes del diafragma y el electrodo inferior, lo cual presenta una

gran ventaja en comparación con algunos prototipos previamente desarrollados. Por último,

de manera particular se obtuvo que la sensitividad obtenida en los dispositivos es del orden

de 0.57pF/mmHg.

3.6 Referencias

[3.1] Ko, W.H. and Wang, Q. (1999) “Touch Mode Capacitive Pressure Sensor”, Sensors

and Actuators A: physical, Vol 75, No. 3, pp. 242-251.

[3.2] Yamamoto, S. (2002) “Touch Mode Capacitive Pressure Sensor for Passive

Tire Monitoring System”. Sensors Proceedings of IEEE.

[3.3] Timoshenko S.P. and Woinowsky-Krieger S. (1959) “Theory of Plates And Shells”.

Second Edition, Mcgraw-Hill Book Company.

[3.4] Reddy, J.N. (2004) “An Introduction to Nonlinear Finite Element Analysis”, Oxford

University Press.

[3.5] Jhonson D, (2000) “Advanced Structural Mechanics an Introduction to Continuum

Mechanics And Structural Mechanics”, Second Edition, Thomas Telford.



58

[3.6] Reismann, H. (1998) “Elastic plates- Theory and applications”, John Wiley & Sons.

[3.7] Szilard, R. (1974) “Theory and Analysis of Plates”, Englewood Cliffs: Prentice-Hall

Inc., pp. 622.

[3.8] Sharma, A. and George, P.J. (2008) “A Simple Method for A Calculation Of The Pull-

In Voltage and Touch–Point Pressure for the Small Deflection of Square Diaphragm in

MEMS”. Sensors and Actuators A: Physical, Vol. 141, No. 2, pp. 376-382.

[3.9] Levy, S. (1942) “Square Plate with Clamped Edges under Normal Pressure

producing Large Deflections”, Naca-Report-740.

[3.10] Díaz Alonso, D. (2010) “Fabricación y Caracterización de estructuras capacitivas

para monitorear presión”, Noviembre 2010, INAOE, Tesis Maestria.





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[3.12] Rendón Nava, A. (2015) “Diseño y construcción de un Microsistema de

comunicación Inalámbrica para la lectura de la presión intraocular”, Junio 2015, IPN

ESIME CULHUACAN. Tesis Doctorado.

[3.13] Gere, J.M. and Timoshenko, S.P., (1987). “Mechanics of Materials”, 3rd Ed.,

Chapman & Hall.

[3.14] Tiggelaar, R.M., Loeters, P.W.H., Van Male, P. (2004) “Thermal and mechanical

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and Actuators A: Physical, Vol. 112, No. 2, pp. 267–277.

[3.15] Mittal, M. and Sharma (2012) “A. Virtual prototyping of a MEMS capacitive

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(ISPTS).

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59

Capítulo 4

Proceso de Fabricación de un sensor de

presión TMCPS

4.1 Introducción

El proceso de fabricación del chip CPS-DDA se desarrolla en base a la tecnología

PolyMEMS INAOE, mediante micromaquinado Superficial [4.1], [4.2]. Considerando las

posibilidades de integración entre los sensores de presión con un sistema de medición

telemétrico previamente desarrollado [4.3], [4.4] se llevó a cabo una secuencia de

fabricación para desarrollar los sensores de presión capacitivos a base de aluminio. Las

consideraciones para la fabricación de las estructuras capacitivas son las siguientes: Se

utilizan solo tres materiales, entre ellos, dos niveles de aluminio, el primer nivel (Metal 1)

se encuentra fijo al substrato y es utilizado como electrodo inferior; y el segundo (Metal 2),

es un nivel suspendido para la fabricación de los diafragmas; una capa de óxido de silicio

como material aislante de ambos electrodos de aluminio, y dos niveles de poliimida, la

primer capa se desarrolla como material de sacrificio (o soporte mecánico temporal),

mientras que el segundo nivel tiene la función de capa protectora biocompatible. El proceso

de liberación mecánica se realiza mediante técnicas de grabado en plasma de oxígeno

(RIE). En éste capítulo se abordan los detalles del proceso de fabricación. Así mismo, se

detallan aspectos relevantes en la etapa de sellado de los diafragmas.

4.2 Descripción del proceso de fabricación del sensor TMCPS

Los dispositivos sensores TMCPS se desarrollan en base a la tecnologia PolyMEMS-

INAOE®. Los pasos de fabricación principales son los siguientes:

a) Crecimiento de óxido de silicio para aislar el substrato de las estructuras

superficiales.

b) Evaporación del primer nivel de aluminio para definir el electrodo inferior.

c) Depósito de una capa dieléctrica sobre el electrodo inferior.

Capítulo 4 Proceso de fabricación de un sensor de presión TMCPS

60

d) Depósito y definición de patrones del primer nivel de poliimida usado como

material de sacrificio.

e) Evaporación del segundo nivel de aluminio utilizado para definir el electrodo

superior o diafragma.

f) Liberación mecánica del material de sacrificio.

g) Sellado de la cavidad interna mediante el depósito del segundo nivel de poliimida.

h) Definición de contactos eléctricos a través de la película de poliimida.

A continuación se presenta el proceso de fabricación completo descrito en la figura 4.1. Las

etapas más críticas en el procedimiento consisten en las etapas de liberación mecánica y

sellado hermético de la cavidad, las cuales serán abordadas con más detalle en las secciones

siguientes.

1. La fabricación comienza con el desengrasado y las limpiezas RCA estándar a obleas

de silicio de 2” con orientación (100), utilizadas como substrato rígido.

2. Posteriormente, se realiza en crecimiento de 2000Å de óxido de silicio (SiO2) a una

temperatura de 1000°C para efectos de aislar las estructuras que son desarrolladas

en la superficie del substrato, esto se ilustra en la figura 4.1(a).

3. Después, se realiza la evaporación del primer nivel de aluminio de 0.5µm de

espesor, mediante técnicas de litografía, utilizando la primera mascarilla del chip

CPS-DDA (Ver Apéndice C) y realizando el grabado húmedo del aluminio en

solución Al-Etch a 38°C, el electrodo inferior de la estructura TMCPS queda

definido como se muestra en la figura 4.1(b) utilizando la mascarilla No. 1 del chip

CPS-DDA.

4. El paso siguiente consiste en depositar 2000Å de óxido de Silicio a una temperatura

de 400°C en el sistema APCVD, usando Silano (SiH4) y oxígeno como gases

reactivos; el propósito de esta película es definir la capa dieléctrica sobre el

electrodo inferior, como se observa en la figura 4.1(c).

5. Se continúa el proceso con el depósito del primer nivel de poliimida con un espesor

de 0.8µm que se utiliza como material de sacrificio, ver figura 4.1(d). Este

polímero es depositado por centrifugado (spin-coating) de un precursor líquido PI-


61

2610 HD Microsystem a una velocidad de giro de 7500rpm por 30 segundos. Se

requiere una etapa de “curado inicial” (soft bake) para deshidratar el material, el

cual fue desarrollado a una temperatura de 150°C durante 90 segundos; por último,

la película de poliimida es sometida a un “curado final” realizada a una temperatura

de 370°C en ambiente de nitrógeno. Estas condiciones de depósito fueron

optimizadas en procesos experimentales previos y que son detalladas más adelante.

6. Una vez depositada la capa de sacrificio, se requiere eliminar selectivamente las

secciones que servirán de anclaje y definen las ventanas en el diafragma, además de

mantener porciones del material que dan soporte mecánico temporal, ver figura 4.1

(e), en esta etapa se utiliza la mascarilla No. 2 del chip CPS-DDA. Las secciones de

poliimida se retiran mediante el grabado seco en RIE, con una presión de oxígeno

de 400mTorr y una potencia de 300W. Estas condiciones de grabado fueron

obtenidas en procesos experimentales previos que serán detalladas más adelante.

7. El electrodo superior de la estructura (diafragma) se desarrolla con la evaporación

de 0.5µm de aluminio, la etapa litográfica usando la mascarilla No. 3 del chip CPS-

DDA y el grabado húmedo del aluminio. Esto permite que se define la geometría y

dimensión del diafragma como se ilustra en la figura 4.1(f).

8. Enseguida, el material de sacrificio remanente es removido en su totalidad en una

etapa conocida como liberación mecánica, donde las ventanas laterales en los

diafragmas crean canales que facilitan la eliminación del material, ver figura 4.1(g).

Este paso se efectúa mediante el grabado seco en RIE bajo las mismas condiciones

que en el paso 6; sin embargo, el tiempo de grabado es muy importante para retirar

por completo el material de sacrificio, como será descrito más adelante.

9. En este punto del proceso, la cavidad que se ha formado debajo del diafragma

contiene una doble capa de material dieléctrico compuesta de SiO2/aire.

10. Finalmente, la cavidad es herméticamente sellada, ver figura 4.1(h), con la segunda

capa de poliimida de 1.5µm que se deposita por centrifugado (spin-coating) a una

velocidad de giro de 5000rpm por 30 segundos. El “curado inicial” (soft bake) se

lleva a cabo a una temperatura de 150°C durante 90segundos; y enseguida se

realiza el “curado final” a una temperatura de 370°C en ambiente de nitrógeno.


62

Figura 4.1 Secuencia de fabricación de dispositivos TMCPS usando Aluminio como material

estructural.

4.3 Condiciones de depósito y grabado de la poliimida pi2610-

HD Microsystem

La Poliimida PI-2610 de HD Microsystem destaca por ser un material altamente flexible y

que resiste la exposición a diversos solventes durante procedimientos diversos de

manufactura; sin que se afecten sus propiedades mecánicas y eléctricas. El ácido poliámico

(PAA) es el precursor de la poliimida liquida. La transformación de estado liquido de la

poliimida a un material sólido, se obtiene a partir de la conversión del acido poliámico

mediante tratamientos térmicos a temperaturas que oscilan entre 300-380°C en un ambiente

controlado de nitrógeno. Este proceso se conoce como etapa de polimerización o “curado

final” [4.5], [4.6]. En el caso de la poliimida PI-2610 de HD-Microsystem, el precursor

PAA se encuentra disuelto en un solvente basado en N-metil-2-pirolidona (NPM); por lo

tanto, cuando la poliimida es empleada en aplicaciones “in vivo” se debe garantizar que la


63

poliimida sólida exhiba la menor cantidad de solvente NMP en su estructura química, para

reducir cualquier daño y/o contaminación al tejido. Para comprobar que se cumpla este

requisito de biocompatibilidad, el material se sujeta a pruebas de absorción con análisis de

espectroscopia infrarroja (FTIR). Las longitudes de onda de interés que se asocian a los

componentes de la poliimida resultante se muestran en la tabla 4.1.

Tabla 4.1 Componentes de la Poliimida de acuerdo con longitudes de onda características.

Componente Numero de Onda (Cm-1)

Modo de Vibración

IMIDA I 1775-1780 Enlace simétrico C=O IMIDA II 1717-1738 Enlace Antisimetrico C=O IMIDA III 1359-1380 Enlace C-N IMIDA IV 725-740 Enlace C=0

SOLVENTE NMP 1680; 1408 CH2

Para el depósito de Poliimida, se utiliza la técnica “spin coating”, que consiste en colocar el

substrato en una centrifuga (spinner) y después se coloca sobre su superficie el precursor

liquido. El espesor de la película resultante depende de la velocidad de giro (rpm) de la

centrifuga y la viscosidad del material. En la mayoría de los casos se requiere un

tratamiento térmico previo a la polimerización final conocido como “soft bake”, el cual

contribuye a la evaporación del solvente NMP en el material. Es evidente que los

tratamientos térmicos repercuten directamente en la estructura química de la poliimida. Se

ha reportado en [4.7], una rampa de temperaturas para llevar a cabo la polimerización de la

Poliimida PI-2610 de HD Microsystem. El procedimiento se realiza a una temperatura

máxima de 350°C en ambiente de Nitrógeno, en una parilla diseñada para simular el

funcionamiento de un horno de convección, con un control manual de temperatura en

incrementos de 5°C/min para cumplir la rampa de polimerización térmica.

Como parte de la caracterización de la poliimida se realizaron depósitos de películas de

poliimida de 3µm de espesor, depositadas bajos las mismas condiciones que fueron

reportadas en [4.7] pero variando la temperatura de curado final entre 350-370°C, para una

rampa de polimerización como se muestra en la figura 4.2.


64

Figura 4.2 Curva de curado final para la poliimida PI-2610.

Las muestras fueron analizadas mediante espectroscopia infrarroja por la transformada de

Fourier (FTIR). Los resultados en la figura 4.3 sugieren que una temperatura de 370°C

mejora la polimerización del material, puesto que, no solo presenta una baja absorción de la

longitud de onda del compuesto del solvente, en comparación con las otras dos

temperaturas de polimerización, sino que al mismo tiempo mejora el grado de absorción de

la longitud de onda asociada a los compuestos de mayor interés (IMIDA I, IMIDA II e

IMIDA III).

Figura 4.3 Análisis FTIR de películas de poliimida con diferentes temperaturas en su curado final


65

La etapa de grabado de la poliimida fue caracterizada partiendo de las condiciones

expuestas en [4.7]. Este paso se realiza mediante grabado seco en RIE en plasma de

oxígeno con una presión de 400mTorr y una potencia de 300W. La figura 4.4 presenta las

condiciones de depósito resultantes para obtener de manera reproducible diferentes

espesores; así como, la caracterización de los tiempos de grabado de poliimida en ambiente

de plasma de oxígeno.

(a) (b)

Figura 4.4. Caracterización de Poliimida PI-2610 HD Microsystem. (a) Condiciones de depósito

mediante la técnica “spin coating”. (b) Condiciones de Grabado en plasma O2 (µRIE).

4.3.1 Etapa de Liberación Mecánica

Esta etapa se considera una de las más críticas en el desarrollo del proceso de

fabricación, consiste en eliminar en su totalidad los restos del material de sacrificio que

inicialmente dieran soporte mecánico temporal al diafragma. Para facilitar la acción del

grabante, el sensor de presión se diseña con ventanas laterales definidas selectivamente

sobre el material de sacrificio (en un paso previo al depósito del material del diafragma),

ver figura 4.5(a). Debido a que el depósito del material que corresponde al diafragma es

conformal, y adopta la topología de las capas subyacentes, éste material se ancla en estas

ventanas (color gris), mientras que en las secciones del material de sacrificio que

permanecen, la capa correspondiente al diafragma solo reposa sobre ellas. En las últimas

etapas, la estructura debe quedar suspendida; es decir, el material de sacrificio


66

remanente debajo del diafragma se elimina. Para efectos de analizar la dinámica de

grabado del material de sacrificio que ocurre debajo del diafragma se presenta la figura

4.5(b). Para evitar confusiones, se debe aclarar que en esta figura no se dibuja la

superficie del diafragma (etapa que se define previo a la liberación mecánica); ya que el

interés es puntualizar, que las porciones remanentes del material de sacrifico en los

pasos iniciales de la etapa de liberación mecánica, van creando canales de grabado hacia

el interior de la cavidad en la estructura.

a)

b)

Figura 4.5. (a) Vista superior de las ventanas definidas en el material de sacrificio. (b) Dinámica de

grabado del material de sacrificio durante la liberación mecánica.


67

En este proyecto, el material de sacrificio es poliimida con un espesor de 0.8µm. La

poliimida no puede ser protegida o enmascarada con resina, debido a que al ser un

componente orgánico también es atacada por el plasma de oxígeno. La manera de

enmascarar la poliimida para realizar grabado seco en RIE es usando capas de óxidos o

metales. La caracterización previa de la sección 4.3, mostró que el uso de 1000Å de

aluminio como enmascarante exhibe una gran selectividad de grabado. Sin embargo, los

tiempos de grabado presentes en la grafica 4.4(b) no corresponden con resultados

obtenidos para estructuras suspendidas, como se puede ver en la figura 4.6). Este

resultado puede ser atribuido a que durante el bombardeo de iones de oxígeno en el

grabado seco, no se generan suficientes sitios reactivos para destruir la poliimida y en su

lugar, se producen componentes no-volátiles que pueden llegar a causar un enmascarado

local [4.8]. Otra posibilidad más aceptable es que durante el bombardeo iónico, átomos

de aluminio provenientes de la capa enmascarante sean precipitados hacia la superficie

de substrato creando regiones donde se aglomeran los átomos de aluminio y protegen la

poliimida.

Figura 4.6. Fotografía SEM de la estructura tipo diamante después de un proceso de grabado en

ambiente de plasma de Oxigeno durante 10 minutos.


68

Para continuar con la caracterización de esta etapa, se incrementó el tiempo de

liberación mecánica a 40 minutos, partiendo de la gran selectividad target/enmascarante.

Se analizaron diferentes estructuras liberadas bajo esta condición. La figura 4.7 muestra

una estructura tipo puente con una longitud de 100µm y un ancho de 5µm, donde se

mejora el grabado, se aprecia que el material de sacrificio (poliimida) no deja

remanentes y se estima que fue removido en su totalidad, permitiendo que la estructura

quede suspendida y estable. En el caso de diafragmas parcialmente anclados, la

dinámica de grabado es distinta, ya que este caso el grabado lateral no es tan rápido

como en estructuras suspendidas de menor ancho. La figura 4.8 presenta la vista superior

de un diafragma de simetría cuadrada con una dimensión lateral de 230µm, donde se

aprecian las ventanas que se crearon mediante el grabado sistemático del material de

sacrificio. Por último, la imagen SEM presente en la figura 4.9, muestra con mayor

detalle un diafragma suspendido de aluminio que ha sido liberado bajo estas condiciones

de grabado seco en RIE.

Figura 4.7. Estructura tipo puente (0.5µm x 100µm x 0.5µm) sometida a 40 minutos de grabado

seco en RIE en ambiente de oxígeno


69

Figura 4.8. Vista superior de la superficie de un diafragma de 230µm después del grabado del

material de sacrificio por 40 minutos.

Figura 4.9. Vista superior de la superficie de un diafragma de 230µm después del grabado del

material de sacrificio durante 40 minutos.


70

4.3.2 Etapa de sellado con Poliimida

Otra etapa clave en el desarrollo de los sensores es el sellado hermético de la cavidad

que se origina debajo del diafragma después de la etapa de liberación mecánica. La

Poliimida se elige por su alta compatibilidad con el medio biológico, al cual deberá estar

expuesto el sensor. Mediante la caracterización previa en la sección 4.3, el depósito de la

capa final de poliimida se realiza en la centrifuga (spinner) con una velocidad de giro de

5000 rpm por 30 segundos para obtener una capa de poliimida de 1.5µm de espesor. El

“curado inicial” (soft bake) se lleva a cabo a una temperatura de 150°C durante

90segundos; y enseguida se realiza el “curado final” a una temperatura de 370°C en

ambiente de Nitrógeno. Esta etapa se lleva a cabo post-liberación; sin embargo, no se

reportaron eventos de colapso o inconvenientes en la etapa de litografía que se realiza

posteriormente a la poliimida para crear el contacto eléctrico hacia los electrodos. Las

figuras 4.10, 4.11 y 4.12 muestran imágenes SEM de una comparación entre antes y

después de la etapa de sellado en los dispositivos.

Figura 4.10 Fotografía SEM de una estructura de Aluminio de 282µm. (a) después del grabado del

material en RIE. (b) Después del sellado con una película de poliimida de1.5µm


71

Figura 4.11 Fotografía SEM de una estructura de Aluminio de 230µm. (a) después del grabado del

material en RIE. (b) Después del sellado con una película de poliimida de1.5µm

Figura 4.12 Estructura cuadrada de 500µm. (a) Después de su liberación mecánica en plasma de

Oxigeno. (b) Después de la etapa de sellado con poliimida de 1.5µm.


72

4.4 Resumen

En el presente capítulo se presentaron los resultados de las pruebas de liberación mecánica,

y la etapa de sellado que se desarrolla post-liberación y que permite obtener una cavidad

hermética en la estructura interna del sensor. El proceso de fabricación del sensor de

presión TMCPS se basa en la tecnología PolyMEMS INAOE considerando solo tres

materiales: Aluminio, Poliimida y óxido de silicio CVD, este aspecto simplifica el

procedimiento de fabricación. Además, la tecnología es perfectamente adecuada para

desarrollar sensores de presión con etapas de manufactura a bajas temperaturas. El uso de

poliimida como material de sacrificio y cubierta de protección permite integrar en un

mismo substrato flexible de poliimida, el sensor de presión con un proceso de bobinas de

aluminio, para acoplar las mediciones de presión de manera inalámbrica, puesto que ambos

procesos se desarrollan siguiendo un esquema de fabricación análogo. Para verificar la

liberación mecánica de los diafragmas, las estructuras fueron sometidas a presiones

mecánicas de referencia, donde se aprecia que los diafragmas presentan deflexiones y son

completamente estables.

4.5 Referencias



[4.2] Díaz-Alonso, D., Quiñones-N, F.J., Zuñiga-Islas, C., Molina, J., Hidalga, J., Linares,

M., Rosales, P., Torres-Jacome, A., Reyes, C. and Calleja, W. (2011). “Fabrication of

PolySilicon Microstructures using the PolyMEMS INAOE Technology”, In World

Congress in Mechanism and Machine Science IFToMM 2011, Guanajuato, Mexico, pp.

IMD123-1-IMD123-5.





692431, 11 pages.


73

[4.4] Rendón Nava, A. (2015) “Diseño y construcción de un Microsistema de



[4.5] Zelmat S., (2006) “Etude Des Propriétés Électriques D’un Matériau Polyimide À

Haute Température: Application À La Passivation Des Composants De Puissance En

Carbure De Silicium”, Universidad Toulouse Iii - Paul Sabatier, Tesis Doctoral.

[4.6] Karen C. Cheung (2006) “Flexible Polyimide Microelectrode Array For In Vivo

Recordings And Current Source Density Analysis”. Escuela De Ingeniería Eléctrica Y

Computación, Atlanta, GA E.U.

[4.7] Pérez-Tovar F.W. (2012) “Caracterización del Proceso de Fabricación de

Microelectrodos en un substrato Flexible para la Electro estimulación de la cornea”, IPN

ESIME CULHUACAN, 2012, Tesis de Maestría.

[4.8] Buder, U., Von Klitzing, J. P., and Obermeier, E. (2006). “Reactive ion etching for

bulk structuring of polyimide”. Sensors and Actuators A: Physical, Vol. 132, No. 1, pp.

393-399.

74

Capítulo 5

Caracterización eléctrica

5.1 Introducción

En este capítulo se presentan los métodos experimentales utilizados para la caracterización

eléctrica preliminar de los sensores de presión capacitivos TMCPS. La figura de mérito más

importante en estos dispositivos en su sensitividad expresada como ΔC/ΔP. La

caracterización eléctrica se divide en dos etapas presentes en la figura 5.1.

La caracterización preliminar o primera etapa, tiene como objetivo obtener las mediciones

de capacitancia de los dispositivos sin presión aplicada; mientras que la caracterización

final se centra en el procedimiento experimental desarrollado para obtener mediciones

eléctricas en los dispositivos dentro de un ambiente de presión controlado; esta etapa tiene

como objetivo principal obtener los resultados de la sensitividad ΔC/ΔP de los dispositivos

TMCPS.

Como parte fundamental de la etapa previa de caracterización se realizó un arreglo

experimental que consiste de amplificadores diferenciales integrados en una placa PCB,

con la finalidad de poder detectar las variaciones de capacitancia ΔC, las cuales se

encuentran en el orden de 1x10-15

F; dentro de esta etapa se implemento un sistema de

suministro de presión de manera controlada. Además, se realizaron mediciones de

capacitancia en los dispositivos a nivel oblea sin presión aplicada, y se obtuvieron datos

experimentales que conducen a cuantificar el porcentaje de funcionalidad para el proceso

de fabricación. A partir de estos resultados previos se realiza la selección de dados en la

oblea que son empaquetados en un DIP de 24 terminales para continuar con la

caracterización final siguiendo un esquema de medición como se ilustra en la figura 5.2.

Capítulo 5 Caracterización eléctrica

75

Figura 5.1. Metodología para desarrollar la etapa de caracterización eléctrica en los dispositivos

TMCPS

Etapa

preliminar de

Caracterización

Medición de

Capacitancia a

Nivel Oblea

Obtención del

“yield” y Selección

de chips (dados)

Corte, Alambrado y

montaje en DIP

Medición de

Capacitancia

en DIP

Implementación

de un sistema

de Presión

controlada

Implementación

de un circuito

amplificador

Calibración del

sistema

Verificación de la

funcionalidad del

circuito

Etapa Final de

Caracterización Montaje del circuito

oscilador en el

Sistema de Presión

Medición de la

Capacitancia sin

Presión

Medición de la

Capacitancia con

Presión Aplicada

Obtención de

Resultados


76

Figura 5.2. Esquema de medición empleado para la caracterización de los dispositivos TMCPS

5.2 Caracterización preliminar

5.2.1 Mediciones de capacitancia a nivel oblea

Para realizar las mediciones de capacitancia a nivel oblea se utilizó el sistema de

caracterización de Semiconductores Keithley Modelo 4200-SCS presentado en la figura

5.3. La figura 5.4 muestra la conexión establecida hacia ambos electrodos de la

estructura capacitiva, para conectarlos con el sistema de caracterización. Para la oblea

del proceso CPS-DDA1, se midieron 20 dados y dentro de cada dado se probaron 15

dispositivos, dando un total de 300 dispositivos caracterizados. El proceso CPS-DDA

incluye las estructuras de simetría cuadrada y rectangular etiquetadas de A-L. La tabla

5.1 muestra el porcentaje de estructuras funcionales por dado que se encuentran en buen

estado del chip CPS-DDA1.

Tabla 5.1 Porcentaje de estructuras funcionales del chip CPS-DDA1

Dados Porcentaje de

funcionalidad

Estructuras No-

funcionales

D1 71.42% DO, DS, EO, ES

D2 71.42% DO, DS, EO, ES

D3 71.42% DO, DS, EO, ES

D4 100% -----

D5 100% -----

D6 100% -----


77

D7 92.85% DO

D8 92.85% DS

D9 92.85% EO

D10 100% -----

D11 100% -----

D12 92.85% DO

D13 78.5% DO, EO, ES

D14 92.85% DO

D15 100% -----

D16 92.85% EO

D17 92.85% EO

D18 92.85% EO

D19 71.42% DO-DS, EO, ES

D20 78.5% DS, EO, ES

Figura 5.3. Sistema de Caracterización de Semiconductores Keithley Modelo 4200-SCS

(a) (b)

Figura 5.4. (a) Conexión de la oblea hacia el sistema de caracterización. (b) Micro puntas para

caracterización eléctrica


78

Los resultados de las mediciones eléctricas a la estructura AO se muestran en la graficas

de la figura 5.5. Solo se grafican 10 mediciones para esta estructura, omitiendo los

resultados de capacitancia que presentan valores de capacitancia similares. Se realizaron

mediciones de capacitancia realizando barridos desde -2.5 hasta 2.5V (figura 5.4a); a

excepción del dado D2 y el dado D1, las variaciones de capacitancia en función del

variación de voltaje se encuentran en el orden de ±5x10-15

F. Sin embargo, cuando se

realice la etapa de caracterización final, se realizaran mediciones en el sistema completo

a presión cero a cada estructura para tomar el valor de capacitancia de referencia. El

comportamiento es similar en todas las estructuras, la tabla 5.2 muestra la capacitancia

promediada para cada estructura.

Figura 5.5. Mediciones de capacitancia a nivel oblea.

Tabla 5.2 Porcentaje de estructuras funcionales del chip CPS-DDA1

Estructura Valor promedio de

capacitancia

Variación nominal de

capacitancia con el Voltaje

AO* 1.92pF ±5fF

AS+ 1.9pF ±4fF

BO 2.2pF ±5fF

BS 2pF ±6fF

CO 2.8pF ±6fF

CS 2.8pF ±5fF

DO 3.3pF ±5fF

DS 3.1pF ±4fF


79

EO 3.3pF ±4fF

ES 3.3pF ±5fF

FO 3pF ±5fF

FS 3pF ±4fF

GO 3pF ±5fF

GS 3.1pF ±5fF

LO 3.8pF ±5fF

*AO – hace referencia a la estructura A con configuración en open (terminación –O)

+AS – hace referencia a la estructura A con configuración en short (terminación –S), ver

figura 3.13. Nota: Todas las estructuras en el chip CPS-DDA que tienen la misma etiqueta

(A-L) y difieren por -S u -O tienen las mismas dimensiones [5.1].

Estos valores de capacitancia están por debajo de los valores obtenidos teóricamente

para todas las estructuras. Este efecto puede deberse a variaciones en el proceso de

fabricación, principalmente a que la película dieléctrica intermedia entre ambos

electrodos (Óxido de silicio CVD) tiene un espesor mayor al diseñado, o incluso que el

espesor del material de sacrificio (Poliimida) también tuvo un incremento en espesor. En

el panorama menos alentador, se podría considerar que el material de sacrificio no fue

removido en su totalidad. Sin embargo, si éste fuera el caso, la poliimida tiene una

constante dieléctrica de 2.9 superior a la del aire; por lo tanto, si hubiese residuos de

poliimida debajo del diafragma, inherentemente la capacitancia seria mayor a la

obtenida analíticamente.

5.2.2 Mediciones de capacitancia en encapsulado

Las mediciones eléctricas previas de capacitancia en los dispositivos arrojaron

información del rendimiento y funcionalidad en más de un 80% de las estructuras

medidas, además sirvieron para monitorear los dados que contenían el mayor número de

estructuras funcionales, con la finalidad de seleccionar 3 dados del proceso para ser

empaquetados en un DIP de 24 terminales; por cada dado se alambraron 11 estructuras,

como se muestra en la figura 5.6.


80

(a) (b)

Figura 5.6. Dispositivos sensores encapsulados. (a) Empaquetado de sensores de presión en DIP de 24

terminales. (b) Alambrado de estructuras.

Los dados se cortaron de manera individual con el uso de un lápiz de diamante. La

selección se realizo a partir de la tabla 5.1, considerando los dados D4, D10 y D15,

puesto que presentan una funcionalidad del 100% y se encuentran en zonas distintas de

la oblea, esto permite cuantificar el efecto de las variaciones del proceso de fabricación.

Después de encapsular los dados D4, D10 y D15, se realizó una rutina de caracterización

de capacitancia para valorar el efecto del empaquetado en los dados. Se empleó el

sistema de caracterización de Semiconductores Keithley Modelo 4200-SCS y el Test

Fixture 16442A HP, como se ilustra en la figura 5.7. Los resultados obtenidos se

muestran en la tabla 5.3 y la figura 5.8

Figura 5.7. Encapsulado montado en text fixture 16442A para realizar la caracterización eléctrica


81

Figura 5.8. Mediciones en el dado D4 a las estructuras BO y CO antes y después de empaquetado en

DIP de 24 terminales

Tabla 5. 3 Mediciones de capacitancia en D4, D10 y D15

Estructura Capacitancia medida en

D4 Capacitancia medida en

D10 Capacitancia medida en

D15

OBLEA DIP OBLEA DIP OBLEA DIP

AO 1.88pF 5Pf 2pF 4.5pF 1.85pF 5.2pF

AS 1.8pF 5pF 1.9pF 5.1pF 1.8pF 5.3pF

BO 2.1pF 4.4pF 2.2pF 4.5pF 2.2pF 4pF

BS 2pF 4pF 2.3pF 4.3pF 2.1pF 4.2pF

CO 2.8pF 4.8pF 2.7pF 4.4pF 3pF 5.5pF

CS 2.8pF 4.8pF 3pF 5.4pF 3pF 5.5pF

DO 3.2pF Sin medición 3.3pF Sin medición 3.5pF Sin medición

DS 3.15pF Sin medición 3.3pF Sin medición 3.5pF Sin medición

EO 3.1pF Sin medición 3.3pF 5.1pF 3pF Sin medición

ES 3pF Sin medición 3.3pF 5.1pF 3.1pF Sin medición

FO 3pF 3.6pF 3.5pF Sin medición 2.9pF 3.6pF

FS 3pF 3.5pF 3.4pF Sin medición 3pF 3.2pF

GO 2.7pF 4.1pF 3.2pF 4.5pF 3.2pF 4.1pF

GS 2.5pF 4pF 3pF 4.5pF 3pF 4.1 pF

LO 3.8pF 4.4pF 3.8pF 4.2pF 3.8pF 4.5pF

Estos resultados muestran que el empaquetamiento de los dispositivos conduce a un

incremento en la capacitancia de todas las estructuras. Estos efectos se atribuyen a

capacitancias parasitas relacionadas con la etapa de alambrado (bonding): longitud y


82

sección transversal de los alambres, y la constante dieléctrica del material usado para el

empaquetado, así como el espaciamiento y número de alambres entre los alambres. Éste

incremento para la mayoría de las estructuras oscila alrededor del 50% de su valor

nominal.

5.2.3 Sistema Implementado para suministrar presión

Se ha implementado un sistema de caracterización de presión como se muestra en la

figura 5.9

Figura 5.9. Configuración del sistema de Caracterización de Presión

(a) (b)

Figura 5.10. Instrumentos de medición en sistema de caracterización.

a) Controlador Volumétrico de Presión AVC-1000. b) Manómetro Digital DPG4000 6

Se utiliza un controlador volumétrico de presión de la marca HEISE HVC-1000 como el

mostrado en la figura 5.10(a). Este instrumento sirve para ajustar de manera precisa la

presión suministrada al sistema en una configuración neumática completamente cerrada,


83

entre sus principales características destacan su rango de presión desde vacio hasta

1000Psi (0Torr-51.715x103Torr) y su resolución de 0.00025psi (0.01Torr). Éste

instrumento está diseñado para operar en dos modos: Modo de Venteo y Modo de

Prueba. Cuando el sistema neumático se encuentra en el Modo de Venteo, figura 5.11(a),

la válvula de balance del instrumento se abre, esto permite liberar la presión mediante el

desfogue del gas. Mientras que en el modo de Prueba, figura 5.11(b), la válvula de

balance se cierra en el sistema neumático para mantener la presión y poder realizar las

mediciones del dispositivo. Adicionalmente se cuenta con un pistón cilíndrico que

permite ajustar finamente la presión en este modo [5.2]. 7

(a) (b)

Figura 5.11. Configuración neumática del HVC-1000

(a) Modo de Venteo. (b) Válvula Modo de Prueba

Para obtener la lectura de la presión en el sistema, se conecta un manómetro digital de

la marca OMEGA como el mostrado en la figura 5.10(b), su rango de lectura es de 0-

1000psi con una resolución de 0.001psi (0.05Torr) [5.3]

Para cubrir con el esquema de medición necesaria presentado en la figura 5.2. Se

muestra en la figura 5.12 el sistema para suministrar presión de manera controlada en

un rango de 0-100mmHg con pasos de 1mmHg.


84

Figura 5.12. Sistema para suministrar Presión de manera controlada

5.2.4 circuito implementado para caracterizar la variación de

capacitancia con presión

Con la finalidad de caracterizar las variaciones de presión de los dispositivos se

implemento un amplificador diferencial a nivel discreto mostrado en la figura 5.13,

donde CS representa el sensor capacitivo, el cual tiene un valor nominal y una variación

de capacitancia ( C ) cuando se aplica presión sobre el diafragma, expresado en la

ecuación (5.1), Vm corresponde a una señal de entrada variante en el tiempo que se

necesita para que el capacitor se cargue y descargue generando siempre una corriente;

esta corriente circula por la resistencia R convirtiéndose en un voltaje de salida VO1.

CCC pS 0 (5.1)


85

Figura 5.13. Circuito eléctrico propuesto para la caracterización del sensor.

En general, la corriente se define como,

dt

dqi (5.2)

Debido a que nuestra capacitancia es variable, entonces dq se expresa,

dVCVdCdq SS (5.3)

Sustituyendo (5.1) en (5.3), se obtiene la corriente iC que circula por el capacitor y que

se expresa como

dt

CdV

dt

dVC

dt

dVCi m

mmC

0 (5.4)

En esta última expresión se puede considerar que la variación de la capacitancia C es

constante durante el tiempo en el que se esté realizando la medición puesto que esta

señal cambia muy lentamente, por lo tanto la expresión (5.4) se reduce a


86

dt

dVC

dt

dVCi mm

C 0 (5.5)

Entonces para las dos ramas, el voltaje de salida VO1 y VO2 están definidos como,

dt

dVCRiRV

dt

dVCCRRiV

mREFREFCREFREF

mC

02

001

(5.6)

Ajustando los valores de la constante de tiempo de la segunda rama ( REFR y REFC ) con

los valores de R y SC sin presión aplicada al diafragma, tal que VO1 = VO2 y se utiliza un

amplificador de instrumentación, el voltaje de salida total VO será nulo (para facilitar la

situación REFR fue remplazado por un potenciómetro). Por lo tanto, una vez aplicada la

presión al diafragma será posible cuantificar las variaciones en la capacitancia nominal.

Bajo estas condiciones, VO se expresa,

tfACRGdt

dVCRGV m cos20 (5.7)

El amplificador de instrumentación en esta configuración se utiliza para restar ambas

salidas de voltaje, VO1 y VO2; además, cuando existan variaciones de capacitancia, se

debe utilizar una amplificación adecuada para evitar que la salida se sature. Se realizaron

simulaciones de la etapa de amplificación con el AD620 en Multisim. La ganancia en el

amplificador AD620 se modula con el valor de la Resistencia externa Rg, mediante la

expresión en la figura 5.14 [5.4]. Esta simulación tiene como objetivo verificar que las

conexiones, alimentación y funcionamiento del circuito amplificador sean efectivos. Los


87

resultados muestran que colocando a la entrada del AD620 (pin 2) una señal senoidal

con una amplitud pico a pico, Vpp =4mV, se obtiene a la salida una señal con una

amplitud pico a pico Vpp=400mV; por lo tanto el circuito está funcionando

correctamente, puesto que la resistencia que determina la ganancia, RG, tiene un valor

tal, que la salida arroja una ganancia de 100.

Figura 5.14. Simulación de la etapa de amplificación con el amplificador de Instrumentación

AD620AN

Una vez que se fija una ganancia de 500 a la salida del amplificador de instrumentación; la

expresión (5.7) es utilizada para conocer la variación ΔC como se muestra a continuación

fARG

VC

20

(5.8)

Por lo tanto, para medir variaciones en el orden de femto Faradios, se deben elegir

adecuadamente, la frecuencia y amplitud de la señal de entrada. La Resistencia R debe tener

un valor suficientemente grande para permitir que el tiempo τ=RC se encuentre en un


88

rango en el que pueda ser obtenida la medición. El inconveniente principal, se debe a que

cuando se emplean amplificadores operacionales, se debe limitar el uso de resistencias con

valores muy grandes, ya que propician que se produzca ruido térmico debido a la agitación

térmica de los electrones en el conductor, tal como sucede en este caso. Por lo tanto, ya que

es necesario utilizar un filtro adicional a la entrada de los amplificadores operaciones para

cada rama de VO que garantice que el ruido térmico sea mínimo, se requiere un análisis

detallado para seleccionar el tipo de filtro que presente las características adecuadas, que

garantice que en la etapa de caracterización final no existan factores externos que

modifiquen el valor de ΔC excepto la presión.

5.3 Resumen

En este capítulo se presentaron los resultados de la caracterización preliminar para obtener

valores de capacitancia en los dispositivos sensores sin presión aplicada. Existen

variaciones en la magnitud de capacitancia diseñada en un porcentaje del 30%, lo que da

resultados de capacitancia total de ~3pF, este cambio en capacitancia está asociada con

variaciones en el proceso de fabricación, principalmente con modificaciones en el espesor

del material dieléctrico y material de sacrificio después de llevarse a cabo el proceso de

fabricación. Se puede mejorar la capacitancia total de la estructura, si se sustituye el

material aislante (óxido de silicio CVD) por otro material con mejor constante dieléctrica y

que permita un depósito de material más uniforme. El empaquetado de los dispositivos

origina un incremento en la capacitancia debido a efectos parásitos asociado con la etapa de

alambrado, longitud de los cables y material dieléctrico del encapsulado. Sin embargo, esta

etapa de empaquetado es necesaria solo para obtener la sensitividad del sensor. Si es

posible integrar el sensor con un sistema de telemetría, estos efectos parásitos no afectarían

el desempeño del sensor. El sistema implementado para suministrar presión permite aplicar

presiones en un rango de 0 a 1000psi (0-51715mmHg) con una resolución de 0.05mmHg.

Este sistema permitirá desarrollar más adelante la caracterización final de los sensores

TMCPS en un rango de presión de 0-100mmHg y también podrá ser empleado para otras

aplicaciones relacionadas con un ambiente controlado de presión. Se presentó la propuesta


89

de un circuito amplificador para detectar variaciones de capacitancia en el orden de femto

farads, aunque todavía se tienen que mejorar las condiciones de filtrado en los

amplificadores operacionales, esta propuesta brinda ventajas para la caracterización final en

comparación con algunos esquemas previamente reportados. La primera es que este circuito

permite medir la capacitancia nominal y su variación sin la necesidad de implementar un

circuito adicional; y la segunda y más importante es que, aunque existen cambios en la

capacitancia nominal debido al empaquetado y por variaciones de proceso, el esquema de

medición del circuito propuesto no se ve afectado, debido a que este circuito está enfocado

a medir principalmente las variaciones en capacitancia, y la capacitancia nominal solo la

utiliza de referencia para acoplar la otra rama en el circuito.

5.4 Referencias



[5.2] Datasheet AVC-1000 Ashcroft User’s Guide

http://www.ashcroft.com/datasheet_pdf/upload/datasheet-test-avc-1000-3000.pdf

[5.3] Datasheet DPG4000 Omega, very high accuracy Digital pressure gauge.

http://www.omega.com/pressure/pdf/dpg4000.pdf

[5.4] Datasheet Analog Device AD620, Low Cost, Low power Instrumentation amplifier.

http://users.ece.utexas.edu/~valvano/Datasheets/AD620.pdf

90

Capítulo 6

Conclusiones y trabajo futuro

6.1 Conclusiones

1. Se presenta un sensor de presión del tipo TMCPS para ser usado en aplicaciones

biomédicas que considera implantarse en el cuerpo humano para medir presión en

medios biológicos. Esto es posible debido a la capa de protección de poliimida que

cubre la estructura completa del sensor y que presenta completa biocompatibilidad.

2. El esquema de fabricación del sensor se basa en la tecnología PolyMEMS INAOE

considerando solo tres materiales: Aluminio, Poliimida y óxido de silicio CVD, este

aspecto simplifica el procedimiento de fabricación. Además, se muestra que esta

tecnología es perfectamente adecuada para desarrollar sensores de presión con etapas

de manufactura a bajas temperaturas. Este aspecto permite la integración de los

sensores con un proceso análogo de bobinas de aluminio integradas en substratos

flexibles de poliimida

3. La sensitividad ΔC/ΔP de un sensor de presión capacitivo es su figura de mérito más

importante. Cuando se incorpora el efecto de la cubierta de protección en una

aproximación de diafragma compuesto, se desarrolla el modelado matemático que

ajusta bien el comportamiento mecánico cuando se considera en el diseño una

cavidad herméticamente sellada con una capa de protección de poliimida de 1.5um de

espesor.

4. Debido a que la estructura del sensor se diseña considerando capacitancias

adicionales, con valores de capacitancia establecidas por el área de traslape entre los

soportes del diafragma y el electrodo inferior, con tan solo manipular el área de

traslape es posible aumentar o disminuir la capacitancia total en la estructura del

sensor.

5. El diseño, modelado y fabricación permite desarrollar sensores de presión para

aplicaciones que requieren rangos de presión diferentes a los propuestos en este

Capítulo 6 Conclusiones

91

proyecto de tesis, esto se logra con tan solo modificar las dimensiones de los

diafragmas.

6. La etapa de liberación mecánica desarrollada, muestra que la película de poliimida

utilizada como material de sacrificio, puede ser removida de manera efectiva. Esto

fue comprobado analizando la estabilidad mecánica y desplazamiento de los

diafragmas. Sin embargo, el tiempo de grabado utilizando grabado seco en RIE con

plasma de oxígeno es muy largo, y podrían permanecer residuos en el interior de la

cavidad. Para mejorar las condiciones resultantes y disminuir el tiempo de grabado de

la poliimida, podría ser necesario incluir en el grabado pequeñas cantidades de gas

que contenga Flúor; que resulte en una mezcla de gases eficaz para remover

completamente cualquier residuo que pudiera permanecer debajo del diafragma.

7. La etapa de sellado con poliimida se efectúa post-liberación, los resultados

experimentales mostraron que no se presentan efectos de colapso durante esta etapa.

Este procedimiento permite obtener una cavidad herméticamente sellada para

desarrollar sensores de presión absoluta.

8. Las mediciones experimentales de capacitancia preliminar presentan variaciones

conforme a las tolerancias en el diseño, principalmente considerando variaciones en

el proceso de fabricación y el empaquetamiento de los dados. Sin embargo, la

variación es aceptable y permite continuar con la caracterización final.

9. El sistema de presión implementado tiene un amplio rango de presión 0-1000psi, lo

cual lo habilita para ser utilizado en otras áreas con aplicaciones diferentes donde se

requiere un ambiente de presión controlado

10. El proceso de diseño y fabricación de sensores capacitivos tipo TMCPS con aluminio

como material estructural, se desarrolló como alternativa a los sensores capacitivos a

base de polisilicio como material estructural. Esta variante permite gran flexibilidad

de diseño, fabricación y aplicaciones de los prototipos capacitivos desarrollados con

la Tecnología PolyMEMS INAOE.

Capítulo 6 Conclusiones

92

Los resultados obtenidos durante el desarrollo de este proyecto de tesis doctoral, han sido

presentados en conferencias internacionales y en una revista internacional que se enlistan a

continuación:

Diaz-Alonso, D., Quiñones-N, F.J., Zuñiga-Islas, C., Molina, J., Hidalga, J.,

Linares, M., Rosales, P., Torres-Jacome, A., Reyes, C. and Calleja, W. (2011).

“Fabrication of PolySilicon Microstructures using the PolyMEMS INAOE

Technology”, In World Congress in Mechanism and Machine Science IFToMM

2011, Guanajuato, Mexico, pp. IMD123-1-IMD123-5.

Quiñones, F., Diaz, D., Torres, A., Molina, J., Hidalga, J., Zuñiga, C., Rosales, P.,

Reyes, C., Hernandez, L., Linares, M., Moreno, M., Escobar, M., Carlos, N.,

Alarcon, P. and Calleja, W. (2011). “Estudio de esfuerzos mecánicos residuales

sobre monitores integrados e el chip PolyMEMS V-INAOE, In Procedding

IBERCHIP 2011, Bogota, Colombia, pp. 1-4.

Rendon-Nava, A.E., Diaz-Mendez, J.A., Nino de Rivera, L., Calleja-Arriaga, W.,

Gil-Carrasco, F. and Diaz-Alonso, D.(2014). “Study of the Effect of Distance and


Intraocular Pressure Measurement”, The Scientific World Journal, Vol. 2014.

6.2 Trabajo futuro

Como trabajo futuro se propone:

Plantear una etapa de liberación mecánica que concluya en menores tiempos de

grabado, empleando el grabado seco en RIE con una combinación O2+CF4 para

películas de poliimida usadas como material de sacrificio.

Ensayar la inclusión de películas dieléctricas que presenten constantes dieléctricas

por encima de 3.9, que permitan incrementar el valor de la capacitancia.

Analizar los esquemas de filtrado reportados en la literatura y seleccionar el más

adecuado para poder determinar las variaciones de capacitancia.

Continuar con la caracterización final de los dispositivos TMCPS para obtener la

sensitividad ΔC/ΔP

Realizar la integración del sensor TMCPS con las bobinas de aluminio en un mismo

substrato flexible.

93

Apéndice A

Diseño y proceso de fabricación de

bobinas de aluminio integradas en

substratos flexibles de poliimida

Este apéndice presenta los conceptos más relevantes respecto al diseño y fabricación de

bobinas de aluminio integradas sobre substratos flexibles de poliimida, en el cual se

colaboró con el grupo de trabajo INAOE-ESIME IPN [A.1], [A.2] con el desarrollo de la

parte experimental que concierne el procedimiento de fabricación. A continuación se

detallan los aspectos más importantes:

En los últimos años, se han propuesto diversos implantes biomédicos inalámbricos.

La mayoría de ellos utilizan el acoplamiento magnético inductivo para alimentar un circuito

CMOS integrado en el implante. En conjunto, la ubicación del implante dentro del cuerpo

del paciente, y la posición del dispositivo lector (externo) desempeñan uno de los aspectos

más críticos, y de suma importancia para lograr la máxima potencia en la bobina del

implante. Ambas bobinas necesitan ser colocadas lo más cerca posible una de otra; además

tienen que ser paralelas entre si y sus centros necesitan ser colineales.

Para este proyecto en particular, la operación del sensor de presión se basa en la inducción

magnética acoplada entre una antena externa (dispositivo lector) y el dispositivo sensor

asociado con una bobina integrada mediante Telemetría RF (primer circuito resonante,

) [A.3]. La bobina asociada al sensor de presión capacitivo estará colocada cerca

del segundo circuito resonante ( ) ubicado en el dispositivo lector, como se ilustra en la

figura A.1. Entre ambas bobinas existirá un acoplamiento magnético inductivo, que genera

una corriente eléctrica variante en el tiempo en el circuito resonante del lector, y que a su

vez induce una corriente eléctrica en el circuito resonante del dispositivo sensor para

alimentarlo y permitirle operar, como se ilustra en la figura A.2

Apéndice A Diseño y proceso de fabricación de bobinas de aluminio

integradas en substratos flexibles de poliimida

94

Fig. A.1. Circuito equivalente del modelo eléctrico para un circuito resonante [A.3].

Una vez que las bobinas se encuentran acopladas magnéticamente, la impedancia

equivalente Zeq vista por la bobina del lector está dada por la ecuación (A.1):

)/()/1()/(1

)/(12

2

22

sSs

sr

r

req

ffjQff

ffkfLj

I

VZ (A.1)

Fig. A.2. Modelo de acoplamiento magnético entre el dispositivo lector y el sensor.

Donde f es la frecuencia de operación del dispositivo lector, es la inductancia de la

bobina en el lector, k es el factor de acoplamiento entre las bobinas, Qs es el factor de



95

calidad del circuito RLC del dispositivo implantado, y fs es la frecuencia de resonancia del

circuito RLC del implante. Al flexionarse una de las placas del sensor capacitivo debido a

una presión aplicada, el valor de la capacitancia en el dispositivo sensor se modifica. Lo

anterior genera que la frecuencia de resonancia del circuito RLC del implante sea diferente

al valor inicial (fs de la ecuación A.1). Estas variaciones en la frecuencia de resonancia del

circuito RLC del implante son medidas en función de la variación de la impedancia en la

bobina del dispositivo lector. El circuito que fue implementado para medir estas

variaciones, ver figura A.3, consta de un Puente de Maxwell-Wien, donde el voltaje entre

los puntos B y C es cero cuando la frecuencia de resonancia del circuito RLC del implante

es la misma que la frecuencia de operación del dispositivo lector. Si la frecuencia de

resonancia del implante cambia debido a una variación en la capacitancia , la impedancia

en la bobina del lector será distinta, tal que el voltaje entre los puntos B y C también será

diferente. Por lo tanto las variaciones de voltaje entre el punto B y C son medidos y

relacionados a una presión aplicada al sensor [A.5].

Figura A.3 Circuito de acondicionamiento de la señal en el lector.

Todo este análisis del sistema de telemetría es de suma importancia, porque se ha diseñado

una propuesta de montaje e integración de ambos elementos: Sensor de Presión y antena



96

transmisora como se ilustra en la figura A.4. Donde el sensor de presión será interconectado

eléctricamente al dispositivo inductivo (bobina) mediante técnicas de fabricación.

Figura A.4. Propuesta de montaje e integración de un circuito LCR para medición Inalámbrica de

presiones.

Como parte del desarrollo del presente proyecto se colaboró en el procedimiento de

fabricación de un arreglo de bobinas diseñadas a base de Aluminio y Poliimida. Éste

proceso de fabricación considera 2 niveles de Aluminio y 3 niveles de Poliimida. La

figura A.5 muestra la secuencia de pasos que se detallan a continuación y su patrón

geométrico se ilustra en la figura A.6:

a) Se comienza con obleas de silicio monocristalino con orientación (100) de 2” de

diámetro tipo P de resistividad 5-10 Ω-□. Las cuales se utilizan como soporte mecánico

temporal.

b) Enseguida se deposita el primer nivel de Poliimida (3 depósitos consecutivos

2000rpm, 2000rpm y 5000rpm) con un tratamiento térmico intermedio (Precocido

de Poliamida) entre cada depósito. Este nivel de poliamida se utiliza como substrato

flexible con un espesor total de 7.5µm

c) Se realiza el primer depósito de Metal mediante la evaporación de aluminio de 1µm

de espesor. Mediante técnicas de litografía se definen las pistas de la bobina.

d) Después se deposita una capa de Poliimida de 1.5µm de espesor, que servirá de

material aislante intermedio entre ambos niveles de metal, se realiza un grabado en



97

plasma de O2 para obtener una cavidad que permita el contacto eléctrico entre los

dos niveles de Metal.

e) Se deposita el segundo nivel de aluminio con un espesor de 1µm.

f) Enseguida se deposita el tercer nivel de poliamida de 1.5µm, que servirá como

cubierta de protección.

g) Por último, se retira el material de soporte mecánico (Oblea de silicio) para obtener

las bobinas desarrolladas sobre un substrato flexible y con una capa de protección,

como se ilustra en la figura A.5.

Figura A.5. Secuencia de fabricación de las bobinas integradas en un substrato flexible.



98

Figura A.6. Patrones geométricos de las bobinas fabricadas flexibles [A.1]

La figura A.7 muestra las caracterización previa para obtener las bobinas fabricadas sobre

un substrato de silicio, utilizado como soporte mecánico temporal (A.7a), y después de

retirar el substrato de silicio para quedar sobre un substrato flexible de poliimida (A.7b).

(a) (b)

Figura A.7. Patrones de aluminio desarrollados en el Laboratorio de Microelectrónica del INAOE

a) Pistas metálicas y poliimida sobre un substrato rígido de Silicio. b) Pistas metálicas sobre un

substrato flexible de Poliimida



99

Figura A.8. Pruebas de flexibilidad de los patrones de aluminio.

Referencia

[A.1] Rendón Nava, A. (2015) “Diseño y construcción de un Microsistema de



[A.2] Rendón-Nava, A. E., Díaz-Méndez, J. A., Nino-de-Rivera, L., Calleja-Arriaga, W.,





100


692431, 11 pages.

[A.3] Fonseca, M. A., English, J. M., von Arx, M. and Allen, M. G. (2002) “Wireless

michomachined ceramic pressure sensor for high-temperature applications”. J. of

Microelectromechanical Systems 2002, Vol. 11, No.4, pp. 337-343.

[A.5] Pallas-Areny, R. and Webster, J. G. (2001) “In Signal Conditioning for Reactance

Variation Sensors”. Sensors and Signal Conditioning Second edition, John Wiley & Sons:

New York, USA, pp. 173-186.

101

Apéndice B

Aplicación del teorema de ejes paralelos

para determinar la superficie neutral en

diafragmas compuestos

El Teorema de los ejes paralelos establece que si se conoce el momento de Inercia I

respecto al eje centroidal de una figura, es posible calcular el momento de Inercia respecto

a cualquier eje paralelo al eje centroidal usando las siguientes expresiones:

Donde es el momento de inercia sobre el eje centroidal, por lo tanto lo primero que se

debe de hacer es obtener el eje centroidal en x y y, los cuales se expresan mediante las

ecuaciones (B.3) y (B.4):

A continuación se detallará el procedimiento cuando se desea obtener la superficie neutral

de un diafragma compuesto de dos materiales distintos.

Consideremos la figura B.1 que ilustra un diafragma compuesto de dos materiales distintos,

donde el espesor del materia

Apéndice B Aplicación del teorema de ejes paralelos para determinarla

superficie neutral en diafragmas compuestos

102

Figura B.1. Diafragma compuesto de dos materiales distintos

Área (m2) yi yi·Ai

i=1 A1 1.41x10-10

141x10-6

1.9881x10-14

i=2 A2 4.23x10-10

141x10-6

5.9643x10-14

Σ 5.64x10-10

-------------- 7.9524x10-14

Nota: Utilizando un eje de coordenadas en la imagen de la figura B.1, (0,0) lo ubicamos en la parte

inferior izquierda, tal que xi se toma considerando y=0 hacia la derecha hasta encontrar el centro en

cada área.

Área (m2) yi yi·Ai

i=1 A1 1.41x10-10

0.25x10-6

3.525x10-17

i=2 A2 4.23x10-10

0.75x10-6

3.1725x10-16

Σ 5.64x10-10

-------------- 3.525x10-16

Nota: Utilizando un eje de coordenadas en la imagen de la figura B.1, (0,0) lo ubicamos en la parte

inferior izquierda, tal que yi se toma considerando x=0 hacia la derecha hasta encontrar el centro en

cada área.

Los valores en las tablas anteriores, los sustituimos en las ecuaciones (B.3) y (B.4), y

obtenemos que:

Apéndice B Aplicación del teorema de ejes paralelos para determinarla

superficie neutral en diafragmas compuestos

103

Figura B.1. Ubicación del eje centroidal

A partir del eje centroidal, obtenemos los valores de e1 y e2, en este caso corresponde a

e1. Por lo tanto, tanto e1 y e2 dependen de las dimensiones de cada diafragma.

Por último, conociendo el momento de inercia respecto al eje centoridal, se es posible

conocer el momento de inercia respecto a cualquier eje paralelo al eje centroidal mediante

el teorema de las ecuaciones (B.1) y (B.2)

104

Apéndice C

Patrón geométrico del chip cps-dda

Como se menciono en el capítulo 4, el proceso de fabricación de los sensores TMCPS se

desarrolla utilizando 4 niveles de mascarillas:

Mascarilla 1- Metal 1: Se utiliza para definir los patrones del electrodo inferior.

Mascarilla 2- Materia de Sacrificio: Se utiliza para definir las ventanas y los patrones en el

material de sacrificio que sirven de soporte del diafragma.

Mascarilla 3- Metal 2: Se utiliza para definir los patrones del electrodo superior o

diafragma

Apéndice C Patrón geométrico del chip CPS-DDA

105

Caracterización y modelado de sensores capacitivos para ... · Caracterización y modelado de...

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