CN111787850A - 具有电容式压力传感器的压力感测 - Google Patents

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Abstract

公开了一种电容式压力传感器(10)，其包括：膜(21)，其包括第二电极(23)，所述膜在空间上通过腔体(20)与衬底(11)间隔开，所述衬底包括与所述第二电极相对的第一电极(13)；以及中央支柱(22)，其从所述膜延伸到所述衬底，使得腔体是包围所述中央支柱的环形腔体；还公开了一种包括这种电容式压力传感器的侵入性医学仪器以及制造这种电容式压力传感器的方法。

Description

具有电容式压力传感器的压力感测
技术领域
本发明涉及电容式压力传感器，其包括：通过腔体在空间上与衬底隔开的膜，在所述衬底中或上的第一电极以及在所述膜中或上的与所述第一电极相对的第二电极。
本发明还涉及用于插入患者体内的医疗仪器，例如包括这种电容式压力传感器的导管。
本发明另外还涉及用于制造这种电容式压力传感器的方法。
背景技术
医学诊断在现代社会中的作用越来越重要。例如，久坐的生活方式，饮食和生活方式的选择(例如饮酒和吸烟)给医学保健提供者确保人们终生保持健康带来越来越大的压力。例如，这涉及管理此类个体的心血管疾病风险，例如心绞痛、心脏梗塞和中风。
为此，医师可以使用一系列诊断仪器，例如扫描仪器(MRI、CT等)或(微创)医学仪器，例如导管等，以诊断和定位患者的心血管系统中的特定异常情况以解决这种异常。当需要精确地确定诸如狭窄的异常位置时，使用微创医学仪器是特别有利的，使得在医学流程中在正确的位置执行诸如放置支架的医学流程以纠正异常。众所周知，这样的医学流程可以用相同的侵入性医学仪器或分开的侵入性医学仪器来执行。
为了查明异常的位置，医学仪器可以配备有传感器，所述传感器直接或间接地感测患者的心血管系统内(例如静脉或动脉中)异常的存在。例如，在狭窄的情况下，传感器可以包括一个或多个压力传感器，所述压力传感器沿着医学仪器的伸长方向在仪器尖端处分布，所述压力传感器感测患者的心血管系统内的特定位置处的血压。狭窄等病变的一个常用指标是分数血流储备(FFR)，其可以如下地近似：FFR≈PD/PA，其中，PD是病变的远端的压力，PA是病变的近端的压力。
当在这种医学仪器上提供一个或多个压力传感器以插入患者体内时，一个特殊的挑战是压力传感器必须非常小从而适配在医学仪器上，并且不妨碍医学仪器的插入和通过患者的心血管系统。这通常要求压力传感器的尺寸(例如直径)要远低于1mm。
用于此类应用的一类特别有希望的压力传感器包括电容式微机械压力传感器，例如电容式微机械压力传感器。这样的压力传感器通常包括悬置在腔体上的柔性膜，所述膜包括电极，所述电极与在腔体底部(即衬底)的另一电极相对。膜上的压力限定了膜朝向衬底的变形程度，其改变了相对电极之间的(平均)距离。这改变了由在空间上分离的相对电极形成的电容器的电容，可以通过在电极之间提供电势差来测量该电容。
在WO2013/072803A1中公开了这种电容式压力传感器的示例，其中公开了一种预塌陷的电容式微机械换能器单元，其包括具有第一电极的衬底和具有第二电极的膜。所述单元具有外部区域和内部区域，在所述外部区域处，所述膜被安装到所述衬底，所述内部区域在所述外部区域内部或被所述外部区域围绕。所述膜在定位于所述内部区域内的所述第一塌陷环形区域中塌陷到所述衬底。通过以这种塌陷模式操作电容式微机械换能器单元，与以非塌陷模式操作的压力传感器单元(例如，US 2011/0198966A1中公开的超声压力传感器单元)相比，所述单元的灵敏度得以提高。
然而，已经发现，对于至少一些以塌陷模式操作的电容式微机械压力传感器单元设计，用这种单元获得的压力读数易于产生滞后效应，这损害了压力读数的准确性。这种滞后效应是通过传感器针对相同的血压取决于血压是在增加还是在降低(即在心动周期的不同阶段)给出的不同读数来表示的。当试图在患者的心血管系统内准确定位异常时，这当然是非常不希望的。
发明内容
本发明寻求提供一种电容式压力传感器，所述电容式压力传感器可以高灵敏度操作，同时在其压力读数中不易表现出滞后和漂移效应。
本发明还寻求提供一种包括这种电容式压力传感器的用于插入患者体内的医学仪器。
本发明还寻求提供一种用于制造这种电容式压力传感器的方法。
根据一个方面，提供了一种电容式压力传感器，所述电容式压力传感器包括：膜，其包括通过腔体而在空间上与衬底隔开的第二电极，所述衬底包括与所述第二电极相对的第一电极；以及从所述膜延伸到所述衬底的中心支柱，使得所述腔体是包围所述中心支柱的环形腔体。这样的电容式压力传感器可以在非塌陷模式下操作。令人惊讶地发现，通过利用中心支柱将膜的中心区域锚定至电容式压力传感器的衬底，使得在中心柱周围形成环形腔体，与以非塌陷模式工作的具有圆形腔体的电容式压力传感器相比，电容式压力传感器表现出改进的灵敏度。实际上，根据本发明实施例的电容式压力传感器的灵敏度与以(预)塌陷模式操作的电容式压力传感器的灵敏度可比，但是没有表现出滞后效应，以(预)塌陷模式操作的这样的电容式压力传感器通常受滞后效应影响。
优选地，所述腔体具有由所述中央支柱限定的内缘和相对的外缘，所述内缘和相对的外缘具有基本相同的高度，因为已经发现对于这种几何布置而言电容式压力传感器表现出最佳性能的。在本文中，术语“基本上相同的高度”是指如下事实：腔体可以由牺牲材料的平面部分的释放形成，这将在下面更详细地解释。可以理解，所得到的腔体的内缘和外缘的各自高度因此将变化不超过用于沉积这种平面牺牲层的沉积技术的厚度控制的限制。
优选地，所述第二电极是与所述第一电极对齐的连续电极。这可以提高电容式压力传感器的准确度，特别是在第二电极用作接地电极且第一电极用作感测电极的情况下，使得第二电极可提供对第一电极的最佳屏蔽而免受外部静电干扰。替代地，所述第二电极可以是与所述环形腔体对齐的环形电极，在这种场景下，其提供较不有效的屏蔽。
为了使电容式压力传感器能够以非塌陷模式工作，通常将膜的尺寸确定为使得在典型的血压下，膜的一部分不塌陷到电容式压力传感器的衬底上。例如，电容式压力传感器的(绝对)塌陷压力P塌陷可以在1.7巴<P塌陷<2.3巴的范围内，其中P＝0巴对应于真空。如果塌陷压力低于1.7Bar，则在体内压力感测期间可能发生塌陷，而如果塌陷压力高于2.3bar，则电容式压力传感器的灵敏度可能显著降低。
为此，膜可具有在0.8-2.0微米范围内的厚度和在20-200微米范围内的直径。为了避免疑问，将膜的(外)直径定义为电容式压力传感器的环形腔体的外缘上两个沿直径相对的点之间的距离，即，从衬底延伸到膜的环形腔体在中心柱远端的边缘。在这一点上，应注意的是，塌陷压力P塌陷根据P塌陷～T3*H/D4而定，其中T是膜厚度，H是环形腔体的高度，并且D是膜直径，从其可以看出，可以以协调的方式改变膜的尺寸和环形腔体的高度，以便为电容式压力传感器维持理想的塌陷压力，从而本发明的实施例不必限于这些参数的所公开的范围。替代地，可以在T、H和D之间进行折衷，以实现期望的塌陷压力P塌陷，在其处，电容式压力传感器可以以非塌陷操作模式工作。
为了优化电容式压力传感器的灵敏度，环形腔体的高度(H)在50-500nm的范围内，优选地在100-400nm的范围内，其中，高度被定义为当膜基本上是平面时从衬底到电容式压力传感器的膜的距离。
在一些实施例中，所述电容式压力传感器还包括围绕膜的边缘，所述边缘具有大于所述膜厚度的另外的的厚度。当在形成腔体之后减小膜厚度(即通过去除牺牲材料)时，并随后密封从中将牺牲材料从腔体中抽出的开口以获得最小的厚度的稳定的膜，可以形成这种边缘。在这种方法中，通过仅从膜区域上方选择性地去除密封材料来形成边缘，使得该区域之外的密封材料保留并限定边缘。这样的边缘可以为薄膜增加更多的结构支撑，即可以使薄膜稳定。
在优选的实施例中，所述边缘相对于环形腔体的外缘横向地移位，使得边缘比所述外缘从所述中央支柱进一步移开。换句话说，在膜和围绕膜的边缘之间形成平坦的环形区域。令人惊讶地发现，在边缘相对于腔体的外缘横向移位的情况下，电容式压力传感器的灵敏度随时间的漂移大大减小。这可以通过以下事实来解释：随着时间的流逝并且在使用期间，诸如灰尘颗粒和其他沉积物的污染物在边缘的内缘聚集，当边缘与环形腔体的外缘对齐时，引起此类颗粒在膜的外缘上聚集，从而改变膜的特性，例如膜的共振频率。通过横向地移动边缘，在膜与边缘之间提供了用于这种污染的收集区域，使得由于这种污染物聚集在膜区域之外，所以膜的性能随着时间的推移更加稳定。在至少一些实施例中，边缘的宽度在2-5微米的范围内。
衬底可以还包括电路装置，所述电路装置适于处理利用所述电容式压力传感器生成的传感器信号。以及导电地耦合到电路装置的一对端子，用于接收电源线。诸如ASIC等的电路装置可以执行传感器信号的一些(预处理)处理，例如数字化和/或放大，使得电容式压力传感器本身可以保持尽可能小。如果没有这样的信号处理电路，则电容式压力传感器的物理尺寸会受到(一个或多个)导线长度的限制，传感器信号将通过导线的长度传送到用户控制台等，因为此类导线上的信号损耗表明，电容式压力传感器产生的信号的初始信号强度足以使用户控制台在信号丢失后接收到可处理的剩余传感器信号。因此，在衬底中包括信号处理电路装置确保了传感器信号可能较弱，即电容式压力传感器可能较小。为了进一步减小电容传感器信号的形状因子，电路装置还可以适于利用处理后的传感器信号来调制电源，使得衬底11不需要单独的信号端子并且仅需要连接到两个电源线。
根据另一个方面，提供了一种用于插入患者体内的医学仪器，所述医学仪器具有仪器尖端，所述仪器尖端包括根据如上所述的本文所描述的实施例中的任一个的电容式压力传感器。这种医学仪器(例如微创医学仪器)受益于电容式压力传感器的改进的操作稳定性和灵敏度，因此可用于准确确定患者心血管系统内的血压，例如确定异常情况或诸如狭窄的病变。在第一组实施例中，可以通过在初始位置处使用电容式压力传感器执行第一测量，移动电容式压力传感器(例如，通过改变将医学仪器插入患者体内的程度)并且利用在改变的位置处的电容式压力传感器执行另外的测量，例如，以根据分别在初始位置和改变的位置中感测到的压力来确定FFR。
替代地，医学仪器可以包括沿着侵入性医学仪器的伸长方向分布的多个所述电容式压力传感器，使得可以同时执行不同位置的这种压力测量，即，利用沿着医学仪器尖端的不同位置中的电容式压力传感器。
根据又一个方面，提供了一种用于制造电容式压力传感器的方法，包括：提供衬底；在所述衬底上形成第一电极；在所述衬底上沉积牺牲材料的环；在所述环上形成第二电极；在所述环上沉积膜材料，从而填充所述环的中心腔体；对所述膜材料进行开口以暴露所述环；通过所述开口去除所述牺牲材料以形成环形腔体；并且用另一材料插塞所述开口。在该方法中，在去除牺牲材料之前形成将膜锚定到电容式压力传感器的衬底的中央支柱，这确保了获得稳定且可重复的制造过程。
优选地，所述方法还包括在膜材料的至少限定电容式压力传感器的膜的区域上沉积蚀刻停止层；当插塞所述开口时，用另外的材料覆盖蚀刻停止层；并且选择性地从终止于蚀刻停止层的所述区域中去除所述另外的材料，从而围绕所述区域形成所述另外的材料的边缘。这确保了当在该方法的后端使薄膜变薄时，可以精确地形成例如厚度在0.8-1.5微米范围内的薄膜。如上所述，如此围绕所述膜形成的边缘可进一步帮助在所述电容式压力传感器的操作期间稳定所述膜。
在一个特别优选的实施例中，所述区域横向地延伸超过牺牲材料的所述环的外缘，例如，超过2-5微米，使得在所述膜与所述边缘之间形成空隙。如上所述，这有助于抑制电容式压力传感器的灵敏度随时间的漂移，这是由于污染物聚集在该空隙上而不是膜的外部边缘上。
更优选地，所述方法还包括在对所述膜材料进行开口以暴露所述环之前，在承载蚀刻停止层的膜材料上沉积保护层。这通过利用保护层临时增加其厚度来增强膜层，当释放牺牲材料以形成腔体时，所述保护膜保护了膜层免于翘曲或屈曲。这对于相对薄的膜尤其重要，例如厚度为2微米或更小的膜，其中提供这样的保护层可以显著提高制造工艺的产量。
附图说明
参考附图，通过非限制性示例的方式更详细地描述本发明的实施例，其中，
图1示意性地示出了根据一个实施例的超声压力传感器的截面图；
图2示意性地示出了根据优选实施例的制造超声压力传感器的方法；
图3示意性地示出了根据另一实施例的超声压力传感器的截面图；
图4示意性地示出了根据又一实施例的超声压力传感器的截面图；
图5描绘了根据实施例的超声压力传感器的一部分的电子显微镜图像；
图6示意性地示出了根据示例实施例的用于插入患者体内的医学仪器；
并且
图7示意性地描绘了超声换能器的截面图。
具体实施方式
应该理解的是，附图仅是示意性的，并且未按比例绘制。还应该理解，贯穿附图，使用相同的附图标记来表示相同或相似的部分。
图1示意性地示出了根据本发明实施例的电容式压力传感器10的截面图。电容式压力传感器10可以是微机械的，例如可以是CMUT。在至少一些实施例中，电容式压力传感器10可以在非塌陷模式下操作，如将在下面进一步详细说明的。为了避免疑问，将非塌陷模式定义为在压力感测期间电容式压力传感器10的柔性膜21不接触电容式压力传感器10的衬底11的模式。电容式压力传感器10的衬底11通常通过腔体20与柔性膜21分开。根据本发明的至少一些实施例，腔体20是围绕中心柱22的环形腔体，所述中心柱永久地将柔性膜21的中心区域附接到超声压力传感器10的衬底11。
第一电极13存在于衬底11上并且与柔性膜21上的第二电极23相对，第二电极23在一些实施例中可以是环形的，使得环形的第二电极23与环形腔体20对齐。但是，在图1中，第二电极23是连续或圆形电极。这样的连续电极在使用超声压力传感器10期间提供了对第一电极13的更有效的屏蔽，特别是在其中第一电极13用作感测电极并且第二电极23用作参考电极或接地电极的情况下，使得第二电极23有效地屏蔽了第一电极13免受来自介质的静电干扰。换句话说，当第二电极23的区域在腔体20上朝着第一电极的区域投影时，其基本上包括第一电极的整个区域。为了防止第一电极13和第二电极23之间的短路，第一电极13可以被薄的介电层15覆盖和/或第二电极23可以被薄的介电层25覆盖。在第一电极13被薄介电层15覆盖的情况下，第一电极13可以被认为(嵌入)在衬底11中，并且第二电极23被薄介电层25覆盖的情况下，第二电极23可以认为(嵌入)在柔性膜21中。应当理解，在这样的实施例中，薄介电层15可以与衬底11具有不同的材料，而薄介电层25可以与柔性膜21具有不同的材料，即，这些介电层不必分别与衬底11和柔性膜21的至少一部分是相同的材料。中央支柱22在与第一电极13相关联的中央区域中将膜的中央区域永久地附接到衬底11，所述中央区域与连续或闭合的第二电极23的中央区域重合。
如本领域技术人员将容易理解的那样，第一电极13和第二电极23限定了由环形腔体20(以及(一个或多个)薄的介电层15和/或25，如果有的话)隔开的电容器的相对板，其中该电容器的电容由这些相对的电极之间的距离定义。因此，由于膜21是柔性的，所以由于柔性膜21的挠曲或弯曲的程度的改变，柔性膜21上的压力的变化导致这些电极之间的距离改变。可以通过在相对的电极13、23之间施加电势差来测量电容器的电容的相关变化，由此可以导出柔性膜21上的压力。由于这本身是众所周知的，因此仅出于简洁起见将不再进一步说明。
对于可用作体内压力传感器的电容式压力传感器10，优选的是，柔性膜21在暴露于典型的收缩压例如在严重高血压的情况下多至或超过200mm Hg的收缩压期间不塌陷到电容式压力传感器10的衬底11上，以避免在使用这种电容式压力传感器10测量患者的血压时出现上述滞后效应。如本领域技术人员将立即理解的那样，这样的血压是相对于在其下确定血压的环境压力表示的，并且通常表示比这样环境压力高出来的压力。不希望受理论的束缚，据信这种滞后效应可能是由于柔性膜21在塌陷期间粘附到衬底11上而导致的，从而在降低施加在柔性膜21上的压力(例如血压下降)时延迟了柔性膜21的释放。
为此，电容式压力传感器10被定尺寸为使得柔性膜21个塌陷到电容式压力传感器的衬底11时的(环境)压力P塌陷在于以下范围：1.7bar<P塌陷<2.3bar，其中，P＝0bar对应于真空。如果柔性膜21的塌陷压力为1.5bar或更小，则在使用电容式压力传感器10的过程中，柔性膜21塌陷到衬底11上的风险增加，而如果柔性膜的塌陷压力为大于或等于3.0bar，则电容式压力传感器10的灵敏度可能不足。在一个示例实施例中，柔性膜21的塌陷压力P塌陷为大约1.7bar。
为了获得柔性膜21的期望的塌陷压力，柔性膜21通常具有在20-200μm(微米)范围内的外径D，优选地在50-150μm范围内的外径D。当柔性构件21具有上述外径D时，柔性膜21的厚度T优选在0.8-2.0μm的范围内。为了防止具有前述尺寸的柔性膜21塌陷在电容式压力传感器10的衬底11上，环形腔体20的间隙高度H在50-500nm的范围内，优选在100-400nm的范围内。如果间隙高度H小于50nm，则柔性膜21的塌陷压力可能低于1.5bar，而如果间隙高度H大于500nm，则电容式压力传感器10的灵敏度可能不足。柔性膜21的内径，即中央支柱22的宽度W优选地被选择为使得0.05D＜W＜0.3D，以便赋予柔性膜21其期望的柔性。当然，如先前所解释的，应当理解，电容式压力传感器10的前述尺寸是可缩放的，使得可以使用其他尺寸而不背离本发明的教导，例如基于关系P塌陷～T3*H/D4。此外，取决于应用领域，可以设想上述尺寸的其他比率，例如其中电容式压力传感器10可操作为超声换能器，从而预期针对柔性膜21的不同的塌陷压力。
可以以任何合适的方式来制造超声压力传感器10，即，任何制造方法，其中，环形腔体20由在形成有第一电极13和任选的介电层15的衬底11上的牺牲材料的环形部分限定，之后，可以在所得结构上方形成任选的介电层25和第二电极23，然后形成柔性膜21，在此期间可以实现中心柱22的形成并随后将牺牲材料释放到形成环形腔体20并密封一个或多个开口，通过所述一个或多个开口释放牺牲材料。用于密封这样的一个或多个开口的密封材料可以形成柔性膜21的厚度的一部分，在这种情况下，柔性膜21仅在释放牺牲材料时才形成为其目标厚度的一部分，而剩余厚度由密封材料的沉积来提供。
然而，尽管这是用于这种电容式压力传感器的普遍部署的制造策略，但是该策略的缺点(特别是在电容式压力传感器10可以用作体内压力传感器的实施例中)是，在牺牲材料被释放到以形成环形腔体20时，柔性膜21的部分厚度远小于1μm。已经发现，在晶片上大量(成千上万)形成这种电容式压力传感器10的情况下，这会导致这种晶片上的电容式压力传感器之间的塌陷压力的较大变化，这降低了制造的成品率并且增加了后处理过程的检查，由于必须检查每个电容式压力传感器以确保其塌陷压力(或超声换能器的塌陷电压)在所需的规格范围内。
在制造这样的电容式压力传感器(以及电容式换能器)中，尤其是要大幅度减少形成电容式压力传感器的晶片上的这种电容式压力传感器之间的塌陷压力变化的一个重要见解是：在释放牺牲材料以便形成环形腔体20之前，将电容式压力传感器10的柔性膜21形成其全部厚度，使得柔性膜21在释放牺牲材料期间更鲁棒地地抵抗翘曲或弯曲，所述翘曲或弯曲导致这种电容式压力传感器的塌陷压力(或塌陷电压)发生变化。这将借助于图2进一步详细解释，其中示意性地描绘了该制造过程的示例实施例的各个过程步骤。
在步骤(a)中，第一电极13被形成在衬底11上，所述衬底通常形成晶片的部分，例如ASIC晶片，其包括用于控制电容式压力传感器10的电路元件。这种晶片的设置本身是众所周知的，因此仅出于简洁起见不再进一步详细说明。然而，重要的是要注意，由于在衬底11中存在信号处理电路(未示出)，电容式压力传感器10可以被有效地小型化，例如整体尺寸远小于100微米。可以通过包括便于将传感器读数传送到用户控制台等的电路来进一步支持这种小型化，包括电容式压力传感器10的医学仪器通过电源线被连接到所述用户控制台等，作为对功率的调制，使得携带电容式压力传感器10的芯片仅需要两个电源端子，因为可以省略专用的传感器信号端子。注意，如果在根据本发明的典型实施例的电容式压力传感器10中，在衬底11中不存在这样的ASIC，则不可能将电容式压力传感器10小型化到这种程度。传感器信号的强度位于pF域之内或之下，所述信号太弱而无法在没有某些初始信号处理(例如放大和/或数字化)的情况下通过延伸穿过医学仪器的导线成功地传输到用户控制台。
还应当理解，尽管步骤(a)描述了单个电极13的形成，但是在现实中，许多这样的空间上分离的电极同时形成在晶片上，每个电极对应于将在其上形成的单独的电容式压力传感器10。第一电极13可以由任何合适的导电材料制成。第一电极13可以由这种材料的单层或不同电极材料的多层制成，例如以调节第一电极13的导电和应力特性。在示例实施例中，第一电极13包括AlNd层(铝/钕)和WTi层(钨/锡)，这产生了特别低应力的电极。
在任选的步骤(b)中，衬底11的承载第一电极13的表面(即晶片表面)被介电材料15的薄层覆盖，以将第一电极13电绝缘。任何适合的介电材料都可以用于该层，可以使用任何适合的沉积技术来沉积该材料，例如原子层沉积(ALD)或(等离子体增强的)化学气相沉积((PE)CVD)。这种材料的示例包括氮化硅(SiN)和二氧化硅(SiO2)。在特别有利的实施例中，可以通过TEOS的沉积和随后的化学分解来形成SiO2层，这导致具有非常低的缺陷密度(即，很少的针孔)的高密度介电层，从而提供优异的电绝缘性。
在步骤(c)中，牺牲材料的环形部分17被形成(例如沉积)在所得的结构上。环形部分17限定了要形成的环形腔体20，因此通常形成为等于环形腔体20的所需高度的高度，例如50-500nm范围内的高度，例如在50-500nm的范围中的高度，例如，在100-400nm的范围中的高度。牺牲材料的一个或多个指状物17'从环形部分17侧向延伸，其用于在制造过程的稍后阶段访问和释放牺牲材料，这将在下面更详细地说明。牺牲材料由于其易于蚀刻而优选地为AlNd，对于该材料容易获得许多蚀刻配方。然而，也预期替代的牺牲材料，例如钼(Mo)，Al/Mo层堆叠和AlCu，尽管去除此类替代材料并不像去除AlNd那样简单。
在任选的步骤(d)中，在步骤(c)之后得到的结构上方形成另外的电介质层25。可以将与先前针对任选的介电层15所述的材料相同的材料用于所述另外的介电层25，再次特别优选TEOS。此后，在步骤(e)中形成第二电极23，对于第二电极23，可以考虑如先前针对第一电极13所述的材料，例如在特别优选的实施例中的WTi/AlNd层堆叠。如果存在于第一电极13和第二电极23中的任一个中，则WTi层通常被布置为在这样的叠层中靠近环形腔体20(即，面对环形腔体20)。如前所述，第二电极23优选地具有连续或封闭的结构，例如圆形，但是也可以预期替代的形状，例如环形的第二电极23。如步骤(e)所示，在形成这样的闭合的第二电极23的情况下，第二电极23的中央部分可凹陷或沉入中央支柱22的底部。这不会实质性地影响电容式压力传感器10的性能。
在步骤(f)中，在将柔性膜21形成为层堆叠的情况下，例如SiN，SiO2和TEOS，使用任何合适的材料或材料的组合，例如使用ALD或(PE)CVD将柔性膜21沉积至其全部目标厚度。SiN因其机械性能而特别优选。在该步骤期间，中央支柱22的形成也完成，使得柔性膜21的中心锚定到电容式压力传感器10的衬底11上，如前面所描述。在至少一些实施例中，柔性膜21的厚度在0.8-2.0μm的范围内，如前面所描述。
在步骤(g)中，在步骤(f)中沉积的膜层的中心区域上方沉积蚀刻停止层27。选择第一组实施例中的蚀刻停止层27的横向尺寸，以使得蚀刻停止层27的边缘与牺牲材料部分17的外缘对齐。然而，在一组备选实施例中，蚀刻停止层27的边缘位于该外缘之外，如将在下面进一步详细说明的。蚀刻停止层27可以由对用于蚀刻氮化硅的典型蚀刻配方有抵抗力的任何材料或用于密封或堵塞一个或多个开口的任何其他材料制成，牺牲材料部分17通过所述一个或多个开口从柔性膜21下方释放，将在下面更详细地描述。例如，蚀刻停止层27可以是Al/Mo合金层，但是其他合适的蚀刻停止材料对于本领域技术人员将是显而易见的。
在步骤(h)中，在步骤(g)之后得到的结构上形成保护层26。例如，这可以是SiO2层，SiN层或由这些材料的组合形成的层(堆叠)。该保护层用于临时增加柔性膜21的厚度，使得在释放牺牲材料部分17以形成环形腔体20时，柔性膜21不易翘曲或弯曲。应当理解，该策略不必限于形成具有环形腔体20的电容式压力传感器或换能器，而是可以部署在具有相对薄的柔性膜21的任何类型的电容式压力传感器或换能器的制造中，例如具有约2μm或更小的厚度的柔性膜。
在步骤(i)中，例如通过使用本身公知的合适的掩模等，蚀刻穿过沉积的层的一个或多个开口28以形成柔性膜21。一个或多个开口28通常在限定电容式压力传感器10的环形腔体20的区域之外延伸穿过该层，并延伸到牺牲材料的指状物17'。替代地，开口28可以形成在电容式压力传感器10的中央支柱22中。通过这些一个或多个开口28，使用任何合适的蚀刻配方去除牺牲材料部分17和17'，以便在衬底11和电容式换能器10的柔性膜21之间形成环形腔体20。
在步骤(j)中，一个或多个开口28被例如SiN等的密封材料29插塞。密封材料29通常沉积在晶片的整个区域上，使得先前沉积的保护层26也被该密封材料覆盖。可以通过任何合适的方式来沉积密封材料29，例如作为非限制性示例，使用ALD或(PE)CVD。
接下来，在步骤(k)中，使用任何合适的蚀刻配方或蚀刻配方的组合在电容式压力传感器10的中央区域中选择性地去除密封材料29和保护层26，并且该蚀刻步骤终止于蚀刻停止层27上。众所周知，可以使用适当的掩模等来执行这种选择性蚀刻。在该步骤中，将柔性膜21的厚度减小到其目标厚度。电容式压力传感器10的最终结构的特征在于在柔性膜周围形成边缘31，所述边缘可以进一步稳定柔性膜21。在俯视图中，可以看到柔性膜21凹陷在围绕柔性膜21的这种边缘31内。尽管在图2中未示出，但是这样的边缘31可以还包括在柔性膜21上方的悬垂部(即，在横截面图中为倒L形)，当使用各向异性蚀刻配方来如上所述地减小柔性膜的厚度时，可以形成该悬垂部。
最后，在步骤(l)中，以任何合适的方式，例如使用合适的蚀刻配方，从柔性膜21上去除蚀刻停止层27，之后，可以将晶片切成小片以形成各个电容式压力传感器10或这种阵列的传感器。前述工艺步骤的共同之处在于，它们均可以在适度的低温下(即，低于400℃)执行，从而保护衬底11中的ASIC免受破坏。该制造方法的一个特别的优点是，电容式压力传感器10可以保持非常薄，从而有利于集成在非常精细的微创仪器上，例如用于插入患者心血管系统的导管。在一些实施例中，电容式压力传感器10可以具有大约70微米的厚度，这可以通过例如使用牺牲蚀刻步骤使在其上形成传感器的ASIC晶片(即，衬底11)变薄来实现。
尽管未明确示出，但是在另一变型中，可以在个体化之前或之后例如通过涂覆、喷涂等在电容式压力传感器10上形成保护层。这样的保护层可以由生物相容的电绝缘材料制成，例如硅酮(例如PDMS，聚对二甲苯、聚丁二烯橡胶)或箔片(例如TPX或PET箔)，或者这些材料的组合以保护电容式压力传感器10免受污染和/或保护患者免受电击。
图3示出了使用图2的制造工艺形成的电容式压力传感器10的变体，这可以由围绕柔性膜21的特征边缘31决定。在该实施例中，柔性膜21还包括突出部33，所述突出部33从中心支柱22沿远离电容式压力传感器10的地板或衬底11的方向延伸。当牺牲材料的环形部分17通过延伸穿过中心支柱22的开口释放时，可以形成这样的突起33，此后如上所述，所述开口被密封，这在中央支柱22的顶部产生了特征性的T形突起33。
图4示意性地示出了本发明的电容式压力传感器10的优选实施例。在该实施例中，边缘31从环形腔体20的外缘20a(即，从柔性膜21)侧向地移位以间隙35，间隙35的宽度C在2-5微米的范围内，例如4微米。如将容易理解的那样，可以通过调节蚀刻停止层27和蚀刻步骤中使用的掩模的尺寸来产生这样的间隙35，以减小柔性膜21的厚度，如上面借助于图2更详细地解释的那样。令人惊讶地发现，这种间隙35的引入大大改善了电容式压力传感器10在长时间内的操作稳定性。例如，发现在柔性膜21周围引入间隙35显著减小了这种压力传感器随着时间流逝所经历的灵敏度的漂移。
不希望受到理论的束缚，据信这可以通过以下事实来解释，即随着时间的推移，污染物在电容式压力传感器10的使用过程中会累积在其暴露的表面上。从图5中可以看出，这种污染物主要如箭头所示积聚在边缘31的内表面上。这样的污染可以包括诸如堆积在电容式压力传感器10的暴露表面上的患者血液中的诸如灰尘颗粒或其他固体物质的片段。在边缘31与环形腔体20的外缘对齐的情况下，这种污染物累积在柔性膜21的外周上，从而作为结果改变了柔性膜21的质量及其柔性。这导致电容式压力传感器10的灵敏度变化，从而导致上述漂移。间隙35确保大量的此类污染物累积在柔性膜21的外部，使得柔性膜21的特性在很大程度上不受影响，从而显著减小了电容式压力传感器10的灵敏度的漂移。在实验中，发现围绕柔性膜21的间隙35的引入将传感器漂移降低了至少80％以至小于2mmHg/h。
在这一点上注意，尽管优选地根据上述制造方法来形成电容式压力传感器10，但是也可以预期其他制造方法。例如，可以使用公知的晶片键合技术来形成电容式压力传感器10。在这样的晶片键合技术中，了其中，将膜晶片键合到衬底晶片上，其中将腔体蚀刻到衬底中以形成电容式微机械元件，例如，在WO2016/011000A1中更详细地描述。本领域技术人员将立即理解，所述过程同样可以应用于根据本发明的实施例的电容式压力传感器10的制造。
图6示意性地示出了根据示例实施例的用于插入患者体内的医学仪器50。医学仪器50包括通常在使用医学仪器50期间插入患者体内的仪器尖端51。仪器尖端51在其表面上承载一个或多个根据本发明的任何实施例的电容式压力传感器10。在优选实施例中，一个或多个电容式压力传感器10可操作以监测患者的动脉或静脉内的局部血压。例如，可以部署这样的压力传感器来确定患者的动脉或静脉内的第一位置与第二位置之间的患者的血压的梯度，这可以指示在第一和第二位置之间存在变的窄异常，例如，病变或狭窄。
优选地，医学仪器50包括多个这样的电容式压力传感器10，其沿着医学仪器50的延伸方向L排列成阵列。在这样的阵列中，电容式压力传感器10通常在延伸方向L上在空间上彼此分开，使得电容式压力传感器10可以利用固定的尖端51同时确定患者的动脉或静脉内的多个位置中的局部血压，使得异常的位置可以与一个或多个电容式压力传感器10在尖端51上的位置相关联，跨所述尖端观察到血压的梯度，使得在确定尖端在患者的动脉静脉内51的位置时，可以精确地查明异常的位置。众所周知，尖端51在患者的静脉或动脉内的位置可以以任何合适的方式来确定，例如使用诸如X射线、超声、CT等的成像技术。
替代地，医学仪器50包括单个电容式压力传感器10，在这种情况下，在移动尖端51穿过静脉或动脉的同时，周期性地采样患者的静脉或动脉内的局部血压，使得通过确定观察到该局部压力的梯度的尖端51的位置，异常的位置可以直接与尖端51上的压力传感器的位置相关联，因为这是异常在动脉或静脉内的最可能的位置。
医学仪器50还可包括主体52，尖端51被安装在所述主体52上，金属丝53(如，主体52内的双股线)穿过所述主体延伸。如前所述，在优选实施例中，仅需要两条这样的导线53，使得传感器信号通过在电容式压力传感器10的衬底11中的ASIC添加到通过这些导线提供的功率上。导线53通常连接到一个或多个电容式压力传感器10的相应电极13、23以及相对于尖端51在侵入性医学仪器50的远端处的连接器，使得一个或多个电容式压力传感器10电容式传感器10可以连接到控制模块或用户控制台，通过该控制模块或用户控制台可以控制一个或多个电容式压力传感器10。由于这种布置本身是众所周知的，因此仅出于简洁起见不再进一步详细说明。可以说可以使用用于将一个或多个电容式压力传感器10连接到这样的控制模块的任何合适的布置。医学仪器50可以采用任何合适的形状，例如导管或导丝。由于电容式压力传感器10的紧凑性质，即具有低至70μm的高度或厚度，根据本发明的实施例的电容式压力传感器10可用于极薄的侵入性医学仪器上，例如适合直径在0.5-10mm范围内的血管的导管。例如，电容式压力传感器10可以在具有约0.3mm的典型直径的心脏应用的FFR导管上使用。
在上文中，电容式压力传感器10有利地包括围绕中心柱22的环形腔体20，所述环形腔体20将柔性膜21的中心部分永久地锚定至电容式压力传感器的衬底11。然而，应当理解，在本发明的上下文中公开的某些方面可以等同地应用于其他类型的电容式元件，例如，可操作为超声换能器的电容式换能器和/或具有圆形而不是环形腔体20的电容式换能器，即电容式换能器，其中，中心柱22已从其设计中省去。
例如，如图7中示意性地描绘的那样，可以根据前面借助图2说明的制造方法来制造诸如电容压力传感器或电容换能器的电容元件100，其中环形腔体20被圆形腔体200代替。如本领域技术人员将容易理解的，这可以通过将沉积在衬底11(即，晶片)上的牺牲材料的部分17的形状改变为圆形而不是环形来实现。由于在制造过程中包括保护层26，以这种方式制造这种电容式元件100还受益于优异的成品率，这暂时增加了柔性膜21的厚度并保护了整个晶片上的各个柔性膜在牺牲材料的释放期间免受翘曲或屈曲，从而减小了跨晶片的膜特性的变化，例如塌陷电压。这特别适合于生产电容式换能器100，例如，CMUT，具有相对薄的膜(厚度T为2μm或更小)且跨越相对较宽的腔体200(例如，直径D为100μm或更大)，即，D/T比为50或更大的电容式换能器100。
而且，在边缘31和柔性膜21的外缘(即，圆形腔体200的外缘)之间提供间隙35改善了这种电容式元件100的性能，因为这种电容式的性能元件100的性能随时间的变化较小，这是由于以下事实：累积在电容式换能器100的暴露表面上的任何污染物累积在相对于边缘31的间隙35上，而不是累积在柔性膜21的外部区域上，使得柔性膜21的操作参数，例如共振频率，不会因这种污染物的收集而实质上改变。如本领域技术人员将容易理解的那样，间隙35的设置可以改善任何电容式元件(例如电容式压力传感器或电容式换能器)的性能，而不管其腔体的形状如何。
应当注意，上面提及的实施例范例而不是限制本发明，并且本领域技术人员能够设计出许多替代实施例而不脱离所附权利要求的范围。在权利要求中，置于括号中的任何附图标记不应构成对权利要求的限制。词语“包括”不排除权利要求中列出的元件或步骤以外的元件或步骤的存在。元件前的词语“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。本发明可以借助于包括若干不同元件的硬件来实现。在枚举了若干单元的设备权利要求中，可以由同一项硬件实现这些单元中的若干。尽管特定措施是在互不相同的从属权利要求中记载的，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。

Claims (15)

1.一种电容式压力传感器(10)，包括：
膜(21)，其包括第二电极(23)，所述膜在空间上通过腔体(20)与衬底(11)间隔开，所述衬底包括与所述第二电极相对的第一电极(13)；
中央支柱(22)，其从所述膜延伸到所述衬底，使得所述腔体是包围所述中央支柱的环形腔体；其中，所述腔体(20)具有由所述中央支柱(22)限定的内缘和相对的外缘(20a)；并且
其中，所述电容式压力传感器还包括：
围绕所述膜(21)的边缘(31)，并且其中，所述边缘(31)相对于所述环形腔体(20)的所述外缘(20a)横向地移位，使得所述边缘比所述外缘从所述中央支柱(22)进一步移开。
2.根据权利要求1所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述内缘和相对的外缘具有基本相同的高度。
3.根据权利要求1或2所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述第二电极(23)具有封闭的结构。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述膜(21)具有优选地在0.8-2.0微米的范围内的第一厚度(T)。
5.根据权利要求1-4所述的电容式压力传感器(10)，所述边缘具有大于所述第一厚度的第二厚度。
6.根据权利要求1至5中的任一项所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述边缘相对于所述外缘横向地移位在2-5微米的范围内的距离。
7.根据权利要求1-6中的任一项所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述膜(21)的直径(D)在20-200微米的范围内。
8.根据权利要求1-6中的任一项所述的电容式压力传感器(10)，其中，所述环形腔体(20)的高度(H)在50-500nm的范围内，优选地在100-400nm的范围内。
9.根据权利要求1至8中的任一项所述的电容式压力传感器，其中，所述衬底(11)还包括：
电路装置，其适于处理利用所述电容式压力传感器生成的传感器信号；以及
一对端子，其被导电地耦合到所述电路装置以用于接收电源线。
10.一种用于插入患者内的医学仪器(50)，其具有包括根据权利要求1至9中的任一项所述的电容式压力传感器(10)的仪器尖端(51)。
11.根据权利要求10所述的医学仪器(50)，其中，所述医学仪器包括沿所述侵入式医学仪器的细长方向(L)分布的多个所述电容式压力传感器(10)。
12.一种用于制造电容式压力传感器的方法(10)，包括：
提供衬底(11)；
在所述衬底上形成第一电极(13)；
在所述衬底上沉积牺牲材料的环(17)；
在所述环上形成第二电极(23)；
在所述环上沉积膜材料(21)，从而填充所述环的中心腔；
对所述膜材料进行开口(28)以暴露所述环；
通过所述开口去除所述牺牲材料以形成环形腔体(20)；
利用另外的材料插塞所述开口(29)；
在所述膜材料的至少限定所述电容式换能器(10)的膜(21)的区域上沉积蚀刻停止层(27)；
当插塞所述开口时，用另外的材料(29)覆盖所述蚀刻停止层；并且
选择性地从终止于蚀刻停止层的所述区域中去除所述另外的材料，从而在所述区域周围形成所述另外的材料的边缘(31)，其中，所述区域横向地延伸超过牺牲材料的所述环的所述外缘。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，所述膜具有第一厚度，优选地在0.8-2.0微米的范围内，并且所述边缘具有大于所述第一厚度的第二厚度。
14.根据权利要求13或14所述的方法，其中，所述边缘相对于所述外缘横向地移位在2-5微米的范围内的距离。
15.根据权利要求13或14所述的方法，还包括在打开所述膜材料以暴露所述环之前，在承载所述蚀刻停止层(27)的所述膜材料上沉积保护层(26)。
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