JP2021515887A - 容量性圧力センサを用いる圧力検出 - Google Patents

Abstract

第２の電極に対向する第１の電極１３を含む基板１１からキャビティ２０によって空間的に分離された第２の電極２３を含む膜２１と、前記キャビティが中央柱を囲む環状キャビティであるように、前記膜から前記基板に延在する中央柱２２とを有する容量性圧力センサ１０が開示されている。また、このような容量性圧力センサを有する侵襲性医療器具及びこのような容量性圧力センサを製造する方法も開示される。

Description

本発明は、キャビティによって基板から空間的に分離された膜と、前記基板内又は前記膜上の第１の電極と、前記第１の電極に対向する前記膜内又は前記膜上の第２の電極とを有する容量性圧力センサに関する。

本発明は、さらに、このような容量性圧力センサを含むカテーテルのような患者に挿入する医療器具に関する。

本発明は、さらに、このような容量性圧力センサの製造方法に関する。

現代社会における医療診断の役割は、ますます重要性を増している。例えば、座りっぱなしの生活習慣、食事並びに飲酒及び喫煙のような生活習慣の選択は、人々が生涯にわたって健康でいられることを保証するために、ヘルスケア提供者に増大された圧力をかける。これは、例えば、このような個人における狭心症、心筋梗塞及び脳卒中のような心血管疾患のリスクを管理することを含む。

この目的のために、医療従事者は、患者の心血管系における特定の異常に対処するためにこのような異常を診断及び位置特定するために、走査装置（ＭＲＩ、ＣＴ等）又は（低）侵襲医療機器、例えばカテーテル等のような幅広い診断装置を使用してもよい。低侵襲医療機器の使用は、異常を是正するためのステントの配置等のような医療処置が正しい位置で実行されるように、例えば狭窄のような異常の位置が正確に決定される必要がある場合に特に有利である。それ自体よく知られているように、このような医療処置は、同じ侵襲的医療器具を用いて又は別個の侵襲的医療器具を用いて実行されてもよい。

異常の位置を正確に示すために、医療機器は、患者の心血管系内、例えば静脈又は動脈内の異常の存在を直接又は間接的に感知するセンサを備えてもよい。例えば、狭窄の場合、センサは、患者の心血管系内の特定の位置の血圧を感知する、器具先端の医療器具の細長方向に沿って配された１つ以上の圧力センサを含んでもよい。狭窄のような病変の一般的に使用されるインジケータは、血流予備量比（ＦＦＲ）であり、これは、ＦＦＲ〜ＰＤ／ＰＡと近似されてもよく、ここでＰＤは病変の遠位側の圧力であり、ＰＡは病変の近位側の圧力である。

患者への挿入のためにこのような医療機器に１つ以上の圧力センサを提供する場合の特定の課題は、圧力センサが医療機器に適合し、患者の心血管系を通る医療機器の挿入及び通過を妨げないようにするために非常に小さくなければならないということである。
これは、典型的には、圧力センサの寸法（例えば直径）が１ｍｍを大きく下回ることを必要とする。このような用途のための圧力センサの特に有望なクラスは、容量性マイクロマシン圧力センサのような容量性マイクロマシン圧力センサを含む。このような圧力センサは、典型的には、キャビティの上に懸架された可撓性膜を有し、膜は、キャビティの床、すなわち基板におけるさらなる電極と対向する電極を有する。膜における圧力は、基板に対する膜の変形の程度を規定し、これは、対向電極間の（平均）距離を変化させる。これは、空間的に分離された対向電極によって形成されるキャパシタの静電容量を変化させ、静電容量は、電極を挟んで電位差を提供することによって測定されることができる。

このような容量性圧力センサの一例は、ＷＯ２０１３／０７２８０３Ａ１に開示されており、この中では、第１の電極を有する基板と第２の電極を有する膜とを有する事前崩壊（pre-collapsed）容量性マイクロマシントランスデューサセルが開示される。セルは、膜が基板に取り付けられた外側領域と、外側領域の内側又は外側領域に囲まれた内側領域とを有する。膜は、内側領域内に配置された第１の崩壊環形状領域内で基板に対して崩壊される。このような崩壊モードで容量性マイクロマシントランスデューサセルを動作させることにより、セルの感度は、ＵＳ２０１１／０１９８９８６６Ａ１に開示された超音波圧力センサセルのような、非崩壊モードで動作する圧力センサセルと比較して、改善される。

しかしながら、崩壊モードで動作する少なくともいくつかの容量性マイクロマシン圧力センサセルの設計に対して、このようなセルで得られる圧力測定値は、ヒステリシス効果を受けやすく、圧力測定値の精度を損なうことがわかっている。このようなヒステリシス効果は、血圧が増加しているか又は減少しているかに応じて、すなわち、心周期の異なる相の間に、同じ血圧に対して異なる測定値を与えられたセンサによって表現される。もちろん、これは、患者の心臓血管系の中で正確に異常を位置特定しようとする場合に、非常に望ましくない。

本発明は、圧力測定値においてヒステリシス及びドリフト効果を示す傾向が少なく、高感度で動作されることができる容量性圧力センサを提供しようとする。

本発明はさらに、このような容量性圧力センサを有する患者への挿入用の医療器具を提供しようとする。

本発明はさらに、このような容量性圧力センサの製造方法を提供しようとする。

一態様によると、第２の電極に対向する第１の電極を含む基板からキャビティにより空間的に分離された第２の電極を含む膜と、前記キャビティが中央柱を包む環状キャビティであるような前記膜から前記基板まで延在する中央柱とを有する容量性圧力センサが提供される。このような容量性圧力センサは、非崩壊モードで動作してもよい。驚くべきことに、前記膜の中央領域を、中央柱の周囲に環状キャビティが形成されるような前記中央柱を有する前記容量性圧力センサの前記基板に固定することにより、前記容量性圧力センサは、非崩壊モードで動作される円形キャビティを有する容量性圧力センサと比較して、改善された感度を示すことが判明した。実際、本発明の実施形態に従った容量性圧力センサの感度は、（事前）崩壊モードで動作される容量性圧力センサの感度と同等であるが、（事前）崩壊モードで動作されるこのような容量性圧力センサが典型的に被るヒステリシス効果を示さない。

好ましくは、前記キャビティは、前記中央柱によって規定される内縁及び対向する外縁を有し、前記内縁及び対向する外縁は実質的に同じ高さを有し、このような幾何学的配置に対して、前記容量性圧力センサが最適な性能を示すことがわかっている。この文脈では、用語「実質的に同じ高さ」は、以下でより詳細に説明されるように、前記キャビティが犠牲材料の平面部分のリリースから形成されてもよいという事実を指す。理解されるように、結果として得られるキャビティの内縁及び外縁のそれぞれの高さは、したがって、このような平面犠牲層を堆積させるのに使用される堆積技術の厚さ制御の限界以上には変化しない。

好ましくは、前記第２の電極は、前記第１の電極とアラインされた（aligned）連続電極である。これは、特に、前記第２の電極が接地電極として動作され、前記第１の電極が感知電極として動作される場合に、前記第２の電極が外部の静電妨害からの前記第１の電極の最適な遮蔽を提供するように、前記容量性圧力センサの精度を向上させることができる。前記第２の電極は、代わりに、環状キャビティにアラインした環状電極であってもよく、このようなシナリオでは、より効果的ではない遮蔽を提供する。

前記容量性圧力センサが非崩壊モードで動作可能であるために、前記膜は、典型的には、典型的な血圧で前記膜の一部が前記容量性圧力センサの基板上に崩壊しないような寸法である。例えば、前記容量性圧力センサの（絶対的な）崩壊圧力Ｐcollapseは、真空に対応するＰ＝０バールで、１．７バール＜Ｐcollapse＜２．３バールの範囲であってもよい。崩壊圧力が１．７バールより低い場合、生体内圧力感知中に崩壊が起こる可能性があり、崩壊圧力が２．３バールより高い場合、前記容量性圧力センサの感度が著しく低下される可能性がある。

この目的のために、前記膜は、０．８乃至２．０ミクロンの範囲の厚さを有し、２０乃至２００ミクロンの範囲の直径を有してもよい。疑義を避けるために、前記膜の（外側の）直径は、前記容量性圧力センサの環状キャビティの外縁、すなわち、前記基板から前記中央柱に遠位にある前記膜まで延在する前記環状キャビティの縁上の２つの直径方向に対向する点の間の距離として規定される。このとき、崩壊圧力Ｐcollapseは、Ｔは膜厚、Ｈは環状キャビティの高さ、Ｄは膜の直径であるとして、Ｐcollapse〜Ｔ³ ×Ｈ／Ｄ⁴によってスケールすると留意され、そこから、本発明の実施形態がこれらのパラメータの開示された範囲に必ずしも限定されないように、前記容量性圧力センサのための望ましい崩壊圧力を維持するために、膜の寸法及び環状キャビティの高さが、調整された方法で変化させられてもよいとわかる。代わりに、容量性圧力センサが非崩壊動作モードで動作されてもよい所望の崩壊圧力Ｐcollapseを達成するために、Ｔ、Ｈ、Ｄの間のトレードオフが行われてもよい。

前記容量性圧力センサの感度を最適化するために、前記環状キャビティは、５０乃至５００ｎｍの範囲、好ましくは１００乃至４００ｎｍの範囲の高さ（Ｈ）を持ち、前記高さは、前記膜が実質的に平面である場合に、前記容量性圧力センサの前記基板から前記膜までの距離として規定される。

いくつかの実施形態では、前記容量性圧力センサは、前記膜を取り囲むリムをさらに有し、前記リムは、前記膜の厚さより大きな更なる厚さを持つ。このようなリムは、前記膜の厚さが前記キャビティの形成に続いて減少される場合、すなわち犠牲材料の除去と、最小限の厚さの安定した膜を得るために、前記犠牲材料が前記キャビティから抜かれた開口のその後のシーリングとによって形成されてもよい。このようなプロセスでは、前記リムは、この領域外のシーリング材料が残って前記リムを規定するように、前記膜領域の上からのみ前記シーリング材料を選択的に除去することによって形成される。このようなリムは、薄膜にさらなる構造的支持を加えてもよく、すなわち、前記膜を安定化させてもよい。

好ましい実施形態では、前記リムは、前記リムが前記外縁よりも前記中央柱からさらに除去されるように、前記環状キャビティの外縁に対して横方向に変位される。すなわち、前記膜と前記膜を取り囲む前記リムとの間には、平面的な環状領域が形成される。驚くべきことに、前記リムが前記キャビティの外縁に対して横方向に変位される場合に、経時的な前記容量性圧力センサの感度のドリフトが大幅に減少されることがわかった。これは、経時的に及び使用中に、汚れ粒子及び他の沈着物のような汚染が前記リムの内縁に集まるという事実により説明されることができ、前記リムが前記環状キャビティの外縁と位置合わせされる場合に、このような粒子に前記膜の外縁に集まらせ、これによって前記膜の特性、例えば膜共振周波数を変化させる。前記リムを横方向に変位させることにより、このような汚染に対する収集領域が前記膜と前記リムの間に提供され、前記膜の性能が、前記膜領域外のこのような汚染収集により経時的に大幅に安定である。少なくともいくつかの実施形態では、前記リムは、２乃至５ミクロンの範囲の幅を持つ。

前記基板は、さらに、前記容量性圧力センサで生成されたセンサ信号を処理するように適合された回路装置と、電源ワイヤを受けるために前記回路装置に導電的に結合された一対の端子とを有してもよい。前記回路装置、例えばＡＳＩＣ等は、前記容量性圧力センサ自体が可能な限り小さく保たれることができるようにデジタル化及び／又は増幅のような前記センサ信号のいくつかの（前）処理を実行してもよい。このような信号処理回路なしで、前記容量性圧力センサの物理的な寸法は、前記センサ信号がユーザコンソール等に伝達されるワイヤの長さによって制限され、このようなワイヤ上の信号損失は、前記容量性圧力センサによって生成される信号の初期信号強度が、処理可能な残留センサ信号が信号損失の後に前記ユーザコンソールによって受信されるように十分であることに影響する。結果的に、前記基板内に信号処理回路装置を含めることは、前記センサ信号がより弱くなる可能性があること、すなわち、前記容量性圧力センサがより小さくなる可能性があることを保証する。前記容量性センサ信号のフォームファクタをさらに低減するために、前記回路装置は、基板１１が別個の信号端子を必要とせず、２つの電源ワイヤへの接続のみを必要とするように、処理されたセンサ信号で電源を変調するようにさらに構成されていてもよい。

別の態様によれば、上で説明したように、本明細書に記載される実施形態のいずれかによる容量性圧力センサを有する器具先端を持つ患者に挿入する医療器具が提供される。
このような医療器具、例えば低侵襲医療器具は、容量性圧力センサの改善された動作安定性及び感度から利益を得て、したがって、患者の心血管系内の血圧を正確に決定するために、例えば狭窄のような異常又は病変を決定するために使用されてもよい。第１の実施形態のセットでは、このような異常は、初期位置において前記容量性圧力センサで第１の測定を実行し、（例えば、前記医療器具の前記患者内への挿入の程度を変更することによって）前記容量性圧力センサを変位させ、例えば、前記初期位置及び変更された位置においてそれぞれ感知された圧力からＦＦＲを決定するように、前記変更された置で前記容量性圧力センサで更なる測定を実行することにより決定されてもよい。

代わりに、前記医療器具は、前記侵襲性医療器具の細長方向に沿って配された複数の前記容量性圧力センサを有してもよく、異なる位置でのこのような圧力測定は、同時に、すなわち、前記医療器具の先端に沿った異なる位置における容量性圧力センサを使用して、実行されてもよい。

さらに別の態様によると、容量性圧力センサを製造する方法において、基板を提供するステップと、前記基板上に第１の電極を形成するステップと、犠牲材料のアニュラス（annulus）を前記基板上に堆積するステップと、前記アニュラス上に第２の電極を形成するステップと、膜材料を前記アニュラス上に堆積し、これによって前記アニュラスの中央キャビティを充填するステップと、前記アニュラスを露出するように前記膜材料に開口形成するステップと、環状キャビティを形成するように前記開口を通して前記犠牲材料を除去するステップと、前記開口を更なる材料で塞ぐステップとを有する方法が提供される。この方法において、前記膜を前記容量性圧力センサの前記基板に固定する前記中央柱が、前記犠牲材料の除去前に形成され、安定かつ再現可能な製造工程が得られることを保証する。

好ましくは、前記方法は、さらに、少なくとも前記容量性圧力センサの膜を規定する前記膜材料の領域上にエッチング停止層を堆積するステップと、前記開口を塞ぐ場合に、前記エッチング停止層を前記更なる材料で覆うステップと、前記エッチストップ層上で終了する前記領域から前記更なる材料を選択的に除去し、これによって前記領域の周囲に前記更なる材料のリムを形成するステップとを有する。これは、プロセスの後端において前記膜が薄くされるので、例えば0.8乃至1.5ミクロンの範囲の厚さを持つ薄膜が正確に形成されることができることを保証する。以上説明したように、前記膜の周囲にこのように形成されたリムは、前記容量性圧力センサの動作中に前記膜を安定化させるのをさらに補助することができる。

特に好ましい実施形態では、前記領域は、前記膜と前記リムとの間に隙間（clearance）が形成されるように、例えば２乃至５ミクロンの量で、前記犠牲材料のアニュラスの外縁を越えて横方向に延在する。以上説明したように、これは、前記膜の外周部ではなく、この隙間に集まる汚染による前記容量性圧力センサの感度の経時的なドリフトを抑制することを援助する。

さらに好ましくは、前記方法は、前記アニュラスを露出するように前記膜材料に開口形成する前に、前記エッチング停止層を担持する前記膜材料の上に保護層を堆積するステップを更に有する。これは、前記保護層で一時的に前記膜層の厚さを増加することにより前記膜層を補強し、前記保護層は、前記犠牲材料が前記キャビティを形成するようにリリースされる場合に前記膜層がゆがむ又はねじれることから保護する。これは、特に、比較的薄い膜、例えば、２ミクロン以下の厚さを持つ膜を有する膜に関連しており、このような保護層の提供は、製造工程の歩留まりを大幅に向上させることができる。

本発明の実施形態は、添付の図面を参照して、非限定的な例としてより詳細に説明される。

一実施形態による超音波圧力センサの断面図を概略的に示す。 好ましい実施形態による超音波圧力センサの製造方法を概略的に示す。 別の実施形態による超音波圧力センサの断面図を概略的に示す。 さらに別の実施形態による超音波圧力センサの断面図を概略的に示す。 一実施形態による超音波圧力センサの一部の電子顕微鏡画像を示す。 例示的な実施形態に従って患者に挿入するための医療器具を概略的に示す。 超音波トランスデューサの断面図を概略的に示す。

図面は単なる概略図であり、縮尺通りに描かれていないことを理解されたい。同じ又は類似の部品を示すため、図面を通して同じ参照番号が使用されることも理解されたい。

図１は、本発明の一実施形態による容量性圧力センサ１０の断面図を概略的に示す。
容量性圧力センサ１０は、マイクロマシニングされたものであってもよく、例えばＣＭＵＴであってもよい。少なくともいくつかの実施形態では、以下でさらに詳細に説明するように、容量性圧力センサ１０は、非崩壊モードで動作可能である。疑義を避けるために、非崩壊モードは、圧力感知中に容量性圧力センサ１０の可撓性膜２１が容量性圧力センサ１０の基板１１に接触しないモードとして定義される。容量性圧力センサ１０の基板１１は、典型的には、キャビティ２０によって可撓性膜２１から分離される。本発明の少なくともいくつかの実施形態によると、キャビティ２０は、可撓性膜２１の中央領域を超音波圧力センサ１０の基板１１に恒久的に取り付ける中央柱２２の周りの環状キャビティである。

第１の電極１３は、基板１１上に存在し、可撓性膜２１上の第２の電極２３によって対向されており、第２の電極２３は、いくつかの実施形態では、環状の第２の電極２３が環状キャビティ２０とアラインするような、環状の形状であってもよい。しかしながら、図１では、第２の電極２３は、連続的な又は円形の電極である。このような連続電極は、超音波圧力センサ１０の使用中、特に、第１の電極１３が感知電極として使用され、第２の電極２３が参照電極又は接地電極として使用される場合、第１の電極１３が第２の電極２３によって媒体からの静電干渉から効果的に遮蔽されるように、第１の電極１３のより効果的な遮蔽を提供する。言い換えれば、第２の電極２３の領域は、前記第１の電極の領域に向かってキャビティ２０の上に投影される場合に、実質的に前記第１の電極の領域全体を含む。第１の電極１３と第２の電極２３との間の短絡回路を防止するために、第１の電極１３は、薄い誘電体層１５で覆われていてもよく、及び／又は第２の電極２３は、薄い誘電体層２５で覆われていてもよい。第１の電極１３が薄い誘電体層１５で覆われる場合、第１の電極１３は基板１１内（に埋め込まれている）と見なされてもよく、第２の電極２３が薄い誘電体層２５で覆われる場合、第２の電極２３は可撓性膜２１内（に埋め込まれている）と見なされてもよい。このような実施形態では、薄い誘電体層１５は、基板１１とは異なる材料であってもよく、薄い誘電体層２５は、可撓性膜２１とは異なる材料であってもよく、すなわち、これらの誘電体層は、必ずしも、それぞれ基板１１及び可撓性膜２１の少なくとも一部と同じ材料ではないことが理解されるべきである。中央柱２２は、第１の電極１３に関連する中央領域において、連続又は閉じた第２の電極２３の中央領域と一致する前記膜の中央領域を基板１１に恒久的に取り付ける。

当業者によって容易に理解されるように、第１の電極１３及び第２の電極２３は、環状キャビティ２０（及び、存在する場合には薄い誘電体層１５及び／又は２５）によって分離されたキャパシタの対向するプレートを規定し、このキャパシタのキャパシタンスは、これらの対向する電極間の距離によって規定される。したがって、膜２１は、可撓性であるので、可撓性膜２１にかかる圧力の変化は、可撓性膜２１の曲げ又は撓みの程度の変化により、これらの電極間の距離を変化させる。前記キャパシタのキャパシタンスの関連する変化は、対向電極１３，２３を挟んで電位差を印加することによって測定されてもよく、そこから可撓性膜２１上の圧力が導出されてもよい。これ自体既知なので、これは、簡潔さのためだけに更には説明されない。

インビボ圧力センサとして動作可能な容量性圧力センサ１０に対して、このような容量性圧力センサ１０を用いる患者の血圧測定における前述のヒステリシス効果を回避するために、例えば重度の高血圧の場合には２００ｍｍＨｇまで又はそれを超える典型的な収縮期血圧にさらされる間に、可撓性膜２１は、容量性圧力センサ１０の基板１１上に崩壊しないことが好ましい。当業者によって直ちに理解されるように、このような血圧は、血圧が決定される周囲圧力に対して表現され、典型的には、このような周囲圧力に対する超過を表現する。理論に縛られることを望まないが、このようなヒステリシス効果は、崩壊の間に可撓性膜２１が基板１１に固着することに起因し、したがって、圧力の低下、例えば血圧の降下が可撓性膜２１に及ぼされると、可撓性膜２１のリリースを遅延すると考えられる。

この目的のために、容量性圧力センサ１０は、可撓性膜２１が前記容量性圧力センサの基板１１上に崩壊する（周囲）圧力Ｐcollapseが以下の範囲、すなわち、Ｐ＝０が真空に対応するとして、１．７バール＜Ｐcollapse＜２．３バールであるような寸法にされる。可撓性膜２１の崩壊圧力が１．５バール以下である場合、容量性圧力センサ１０の使用中に可撓性膜２１が基板１１上に崩壊するリスクが増大し、一方、前記可撓性膜の崩壊圧力が３．０バール以上である場合、容量性圧力センサ１０の感度が不十分となる可能性がある。例示的な実施形態では、可撓性膜２１の崩壊圧力Ｐcollapseは約１．７バールである。

可撓性膜２１の所望の崩壊圧力を達成するために、可撓性膜２１は、典型的には、２０乃至２００ｐｍ（ミクロン）の範囲の外径Ｄを持ち、好ましくは、５０乃至１５０ｐｍの範囲の外径Ｄを持つ。可撓性膜２１の厚さＴは、可撓性部材２１が前述の外径Ｄを持つ場合、好ましくは０．８乃至２．０ｐｍの範囲にある。前述の寸法を持つ可撓性膜２１が容量性圧力センサ１０の基板１１上に崩壊することを回避するために、環状キャビティ２０のギャップ高さＨは５０乃至５００ｎｍの範囲にあり、好ましくは１００乃至４００ｎｍの範囲にある。ギャップ高さＨが５０ｎｍ未満の場合には、可撓性膜２１の崩壊圧力が１．５バール未満となる可能性があり、一方、ギャップ高さＨが５００ｎｍより大きい場合には、容量性圧力センサ１０の感度が不十分となる可能性がある。
可撓性膜２１の内径、すなわち中央柱２２の幅Ｗは、可撓性膜２１に所望の可撓性を与えるために、好ましくは０．０５Ｄ＜Ｗ＜０．３Ｄとなるように選択される。もちろん、以前に説明したように、容量性圧力センサ１０の前述の寸法は、本発明の教示から逸脱することなく、例えば、Ｐcollapse〜Ｔ³×Ｈ／Ｄ⁴の関係に基づいて、他の寸法が使用されてもよいようにスケーラブルであることが理解されるべきである。さらに、アプリケーションの領域に応じて、前述の寸法の他の比率は、例えば、容量性圧力センサ１０が、可撓性膜２１に対する異なる崩壊圧力が考えられうるような超音波トランスデューサとして動作可能である場合として考えられるかもしれない。

超音波圧力センサ１０は、任意の適切な様式で、すなわち、任意の製造方法で製造されてもよく、前記製造方法において、環状キャビティ２０が、第１の電極１３及びオプションの誘電体層１５が形成された基板１１上の犠牲材料の環状部分によって規定され、
その後、オプションの誘電体層２５及び第２の電極２３が、結果として生じる構造体の上に形成されてもよく、次いで、可撓性膜２１の形成が続き、その間に、中央柱２２の形成と、環状キャビティ２０を形成するための前記犠牲材料のその後のリリースと、前記犠牲材料がリリースされた１つ以上の開口のシーリングとが実現されてもよい。このような１つ以上の開口を封止するのに使用されるシーリング材料は、可撓性膜２１の厚さの一部を形成してもよく、この場合、可撓性膜２１は、前記犠牲材料のリリース時にその目標厚さの一部に対してのみ形成され、残りの厚さは前記シーリング材料の堆積によって提供される。

しかしながら、これは、このような容量性圧力センサに対する一般的に展開される製造戦略であるが、この戦略の欠点は、特に、容量性圧力センサ１０が生体内圧力センサとして動作可能であるような実施形態において、環状キャビティ２０を形成するための前記犠牲材料のリリース時に、可撓性膜２１が１ｐｍ以下の部分的な厚さを持つことである。このような容量性圧力センサ１０がウエハ上に多数（数万個）形成される場合に、このようなウエハ上の容量性圧力センサ間の崩壊圧力の大きなばらつきを生じ、これが、製造工程の歩留まりを低下し、各容量性圧力センサが、崩壊圧力（又は超音波トランスデューサの崩壊電圧）が所望の仕様内にあることを保証するように確認されなければならないので、後処理のチェックを増加することがわかっている。

このような容量性圧力センサ（及び容量性トランスデューサ）の製造、及び特に前記容量性圧力センサが形成されたウエハを横切るこのような容量性圧力センサ間の崩壊圧力の変動を劇的に低減するための重要な洞察は、容量性圧力センサ１０の可撓性膜２１が、可撓性膜２１が前記犠牲材料のリリースの間に曲げ又は撓みに対してより強固であるように環状キャビティ２０を形成するために前記犠牲材料のリリースの前に完全な厚さに形成されることであり、前記曲げ又は撓みは、このような容量性圧力センサの崩壊圧力（又は崩壊電圧）の変化を引き起こす。これは、この製造工程の例示的な実施形態の様々なプロセスステップが概略的に描かれている図２の助けでさらに詳細に説明される。

ステップ（ａ）において、第１の電極１３は、典型的には、容量性圧力センサ１０を制御する回路素子を含むＡＳＩＣウエハのようなウエハの一部を形成する基板１１上に形成される。このようなウエハの提供は、それ自体はよく知られており、したがって、簡潔さのためだけに、さらに詳細には説明されない。しかしながら、基板１１内に信号処理回路（図示せず）の存在のため、容量性圧力センサ１０は、例えば１００ミクロン以下の全体寸法にまで、効果的に小型化されることができることに留意することが重要である。このような小型化は、容量性圧力センサ１０を含む医療器具が電源の変調として電源ワイヤ上で接続されたユーザコンソール等に対するセンサ読み取り値の通信を容易にする回路を含むことによってさらにサポートされてもよく、容量性圧力センサ１０を持つチップは、専用センサ信号端子が省略されてもよいので、２つの電源端子のみを必要とする。本発明の典型的な実施形態による容量性圧力センサ１０に対して、いくつかの初期信号処理、例えば増幅及び／又はデジタル化なしに、前記医療器具を通って延在するワイヤを通ってユーザコンソールに成功裏に輸送されるには弱すぎる前記センサ信号の強度が、ｐＦ領域内に又は以下にあることを仮定すると、基板１１におけるこのようなＡＳＩＣの存在なしで、容量性圧力センサ１０をこのような程度まで小型化することは可能ではないことに留意されたい。

ステップ（ａ）は単一の電極１３の形成を描いているが、実際には、このような空間的に分離された電極の多くが、前記ウエハ上に同時に形成され、各電極が、その上に形成される別個の容量性圧力センサ１０に対応することがさらに理解されるべきである。第１の電極１３は、任意の適切な導電性材料で作成されてもよい。第１の電極１３は、例えば第１の電極１３の導電性や応力特性を調整するために、このような材料の単一の層又は異なる電極材料の複数の層で作成されてもよい。例示的な実施形態では、第１の電極１３は、ＡｌＮｄ（アルミニウム／ネオジム）の層とＷＴｉ（タングステン／スズ）の層とを有し、これは、特に低応力の電極を生じる。

オプションのステップ（ｂ）では、第１の電極１３を持つ基板１１の表面（すなわちウエハ表面）が、誘電体材料１５の薄層で覆われ、第１の電極１３を電気的に絶縁する。任意の適切な誘電体材料が、この層に対して使用されてもよく、この層は、任意の適切な堆積技術、例えば、原子層堆積（ＡＬＤ）又は（プラズマ強化）化学気相堆積（（ＰＥ）ＣＶＤ）を使用して堆積されてもよい。このような材料の例は、窒化ケイ素（ＳｉＮ）及び二酸化ケイ素（ＳｉＯ₂）を含む。特に有利な実施形態では、ＳｉＯ₂層は、ＴＥＯＳの堆積及びその後の化学分解によって形成されてもよく、これは、非常に低い欠陥密度、すなわち少ないピンホールを持つ高密度誘電体層をもたらし、これによって優れた電気絶縁を提供する。

ステップ（ｃ）では、犠牲材料の環状部分１７が、形成され、例えば、結果として得られる構造体上に堆積される。環状部分１７は、形成されるべき環状キャビティ２０を規定し、そのようなものとして、典型的には、環状キャビティ２０の所望の高さに等しい高さ、例えば、５０乃至５００ｎｍの範囲内の高さ、例えば、１００乃至４００ｎｍの範囲内の高さに形成される。前記犠牲材料の１つ以上のフィンガ１７'は、環状部分１７から横方向に延在し、以下でより詳細に説明されるように、製造工程の後の段階で前記犠牲材料にアクセスしてリリースするのに使用される。前記犠牲材料は、好ましくは、エッチングの容易さのためにＡｌＮｄであり、この材料に対して多くのエッチングレシピが容易に利用可能である。しかしながら、モリブデン（Ｍｏ）、Ａｌ／Ｍｏ層スタック及びＡｌＣｕのような代替犠牲材料も考えられるかもしれないが、このような代替材料の除去は、ＡｌＮｄの除去ほど簡単ではない。

オプションのステップ（ｄ）では、さらなる誘電体層２５が、ステップ（ｃ）の後に得られた構造体の上に形成される。任意の誘電体層１５について先に説明したものと同じ材料が、さらなる誘電体層２５に対して使用されてもよく、再びＴＥＯＳが特に好ましい。その後、第２の電極２３は、ステップ（ｅ）において形成され、そのために、第１の電極１３について以前に説明されたような材料、例えば、特に好ましい実施形態ではＷＴｉ／ＡｌＮｄ層スタックが、企図され得る。第１の電極１３及び第２の電極２３のいずれかに存在する場合、ＷＴｉ層は、典型的には、このような層スタックにおいて環状キャビティ２０に近位に（すなわち、対向して）配置される。先に説明したように、第２電極２３は、好ましくは、円形形状のような連続的な又は閉じた構造を持つが、代替的な形状、例えば環状の第２の電極２３も企図され得る。ステップ（ｅ）に示されるように、このような閉じた第２の電極２３が形成される場合、第２電極２３の中央部が、中央柱２２の基部内に下がる又は沈むかもしれない。これは、容量性圧力センサ１０の性能に実質的に影響を与えない。

ステップ（ｆ）において、可撓性膜２１は、可撓性膜２１がＳｉＮ、ＳｉＯ₂、ＴＥＯＳなどの層スタックとして形成される場合に、任意の適切な材料又は材料の組み合わせを用いて、例えばＡＬＤ又は（ＰＥ）ＣＶＤを用いて、その完全な目標厚さまで堆積される。ＳｉＮが、機械的特性の点から、特に好ましい。このステップの間に、可撓性膜２１の中央が、先に説明したように容量性圧力センサ１０の基板１１上に固定されるように、中央柱２２の形成も完了される。少なくともいくつかの実施形態では、可撓性膜２１の厚さは、先に説明したように、０．８乃至２．０ｐｍの範囲である。

ステップ（ｇ）では、エッチング停止層２７が、ステップ（ｆ）で堆積された膜層の中央領域の上に堆積される。第１の実施形態のセットにおけるエッチング停止層２７の横方向の寸法は、エッチング停止層２７の縁が犠牲材料部分１７の外縁とアラインするように選択される。しかしながら、代替的な実施形態のセットでは、エッチング停止層２７の縁は、以下でさらに詳細に説明されるように、この外縁の外側にある。エッチング停止層２７は、以下でより詳細に説明するように、犠牲材料部分１７が可撓性膜２１の下からリリースされる前記１つ以上の開口を封止する又は塞ぐために使用される窒化ケイ素又は任意の他の材料をエッチングするのに使用される典型的なエッチングレシピに耐性を示す任意の材料で作られてもよい。例えば、他の好適なエッチング停止材料が当業者には直ちに明らかであろうが、エッチング停止層２７は、Ａｌ／Ｍｏ合金層であってもよい。

ステップ（ｈ）では、保護層２６が、ステップ（ｇ）の後に得られた構造体の上に形成される。これは、例えば、ＳｉＯ₂層、ＳｉＮ層、又はこれらの材料の組み合わせで形成された層（スタック）であってもよい。この保護層は、環状キャビティ２０を形成するための犠牲材料部分１７のリリース時に、可撓性膜２１が、曲げにくい又は撓みにくいように、可撓性膜２１の厚さを一時的に増加させるために使用される。この戦略は、必ずしも環状キャビティ２０を持つ容量性圧力センサ又はトランスデューサの形成に限定されるものではなく、比較的薄い可撓性膜２１、例えば約２ｐｍ以下の厚さを持つ可撓性膜を持つ任意のタイプの容量性圧力センサ又はトランスデューサの製造に展開され得ることが理解されるべきである。

ステップ（ｉ）では、１つ又は複数の開口２８が、例えばそれ自体公知であるような適切なマスク等を使用して、可撓性膜２１を形成するために堆積された層を通してエッチングされる。１つ以上の開口２８は、典型的には、容量性圧力センサ１０の環状キャビティ２０を規定する領域の外側でこの層を通って延在し、前記犠牲材料のフィンガ１７'まで延在する。代わりに、開口２８は、容量性圧力センサ１０の中央柱２２に形成されてもよい。これらの１つ以上の開口２８を通して、犠牲材料部分１７及び１７'は、基板１１と容量性トランスデューサ１０の可撓性膜２１との間に環状キャビティ２０を形成するために、任意の適切なエッチングレシピを使用して除去される。

ステップ（ｊ）では、１つ以上の開口２８は、例えばＳｉＮ等のシーリング材料２９で塞がれる。シーリング材料２９は、典型的には、先に堆積された保護層２６がこのシーリング材料によっても覆われるように、前記ウエハの全領域にわたって堆積される。シーリング材料２９は、任意の適切な方法で、例えば、非限定的な例として、ＡＬＤ又は（ＰＥ）ＣＶＤを使用して、堆積されてもよい。

次に、ステップ（ｋ）において、シーリング材料２９及び保護層２６は、任意の適切なエッチングレシピ又はエッチングレシピの組み合わせを用いて、容量性圧力センサ１０の中央領域において選択的に除去され、このエッチングステップは、エッチング停止層２７上で終了する。それ自体よく知られているように、このような選択的エッチングは、適当なマスク等を用いて実行されてもよい。このステップでは、可撓性膜２１の厚さは、目標の厚さまで減少される。容量性圧力センサ１０の結果として得られた構造は、前記可撓性膜の周囲のリム３１の形成により特徴付けられ、これは、可撓性膜２１をさらに安定化させうる。上面図では、可撓性膜２１は、可撓性膜２１を取り囲むこのようなリム３１内に置かれることを見られる。図２には示されないが、このようなリム３１は、さらに、可撓性膜２１上の張り出し部（すなわち、断面図では逆Ｌ字形）を有してもよく、この張り出し部は、上で説明されたように、前記可撓性膜の厚さを減少させるために異方性エッチングレシピが使用される場合に形成されてもよい。

最後に、ステップ（ｌ）において、エッチング停止層２７は、任意の適切な方法で、例えば適切なエッチングレシピを使用して、可撓性膜２１から除去され、その後、前記ウエハは、個々の容量性圧力センサ１０又はこのような圧力センサのアレイを形成するためにダイシングされてもよい。前述したプロセスステップは、すべて適度に低い温度、すなわち４００℃以下で実行されてもよく、これによって基板１１内のＡＳＩＣを破壊から保護するという点で共通している。この製造方法の特に有利な点は、容量性圧力センサ１０が非常に薄く保たれることができ、これにより、非常に微細な低侵襲器具、例えば患者の心臓血管系に挿入するためのカテーテルに対する統合を容易化することである。いくつかの実施形態では、容量性圧力センサ１０は、約７０ミクロンの厚さを有してもよく、これは、例えば犠牲エッチングステップを用いてセンサが形成されたＡＳＩＣウエハ（すなわち、基板１１）を薄くすることによって達成されてもよい。

明示的には示されないが、さらなる変形例では、保護層は、個別化の前又は後に、容量性圧力センサ１０の上に、例えばコーティング又はスプレー等により、形成されてもよい。このような保護層は、容量性圧力センサ１０を汚染から保護し、及び／又は患者を電気ショックから保護するために、ＰＤＭＳのようなシリコーン、パリレン、ポリブタジエンゴム、又はＴＰＸ若しくはＰＥＴ箔のような箔、又はこのような材料の組み合わせのような生体適合性のある電気絶縁材料で作られてもよい。

図３は、可撓性膜２１の周囲の特徴的なリム３１によって決定されることができる、図２の製造工程を用いて形成された容量性圧力センサ１０に対する変形例を示す。この実施形態では、可撓性膜２１は、さらに、容量性圧力センサ１０の床又は基板１１から離れる方向に中央柱２２から延在する突出部３３を有する。このような突出部３３は、前記犠牲材料の環状部分１７が中央柱２２を通って延在する開口を通ってリリースされるときに形成されてもよく、この後に、この開口は、上で説明したように封止され、これは、中央柱２２の上に特徴的なＴ字形の突出部３３をもたらす。

図４は、本発明の容量性圧力センサ１０の好ましい実施形態を概略的に示す。
この実施形態では、リム３１は、２乃至５ミクロンの範囲内、例えば４ミクロンの幅Ｃを持つ隙間３５によって、環状キャビティ２０の外縁２０ａから（すなわち、可撓性膜２１から）横方向に変位される。容易に理解されるように、このような隙間３５は、図２の助けで上でより詳細に説明したように、可撓性膜２１の厚さを減少させるために、エッチング停止層２７及び前記エッチングステップで使用される前記マスクの寸法を調整することによって作成されてもよい。驚くべきことに、このような隙間３５を導入することは、長期間にわたって容量性圧力センサ１０の動作安定性を大幅に改善することが分かっている。例えば、可撓性膜２１の周囲の隙間３５の導入は、このような圧力センサによって経験される経時的な感度のドリフトを有意に減少したことが判明した。

理論に拘束されることを望むことなく、これは、経時的な汚染が、使用中に容量性圧力センサ１０の露出された表面に蓄積するという事実によって説明されることができると考えられる。図５に見られるように、このような汚染は、矢印で示されるように、主にリム３１の内面に対して蓄積する。このような汚染は、例えば、容量性圧力センサ１０の露出した表面に蓄積する患者の血液中に存在する汚れ粒子又は他の固形物のようなセグメンテーションを含むことができる。リム３１が環状キャビティ２０の外縁とアラインされる場合、このような汚染は、可撓性膜２１の外周に蓄積され、これにより、結果として可撓性膜２１の質量及び可撓性（及び共振周波数）を変化させる。これは、容量性圧力センサ１０の感度の変化を引き起こし、前述のドリフトを生じる。隙間３５は、可撓性膜２１の特性がほとんど影響を受けないままであるように、このような汚染の大部分が可撓性膜２１の外側に蓄積することを保証し、これによって容量性圧力センサ１０の感度のドリフトを大幅に減少させる。実験では、可撓性膜２１の周囲の隙間３５の導入が、センサドリフトを少なくとも８０％減少して２ｍｍＨｇ／ｈ以下になることがわかった。

この点で、容量性圧力センサ１０は、好ましくは、上述した製造方法に従って形成されるが、他の製造方法も企図され得ることに留意されたい。例えば、容量性圧力センサ１０は、周知のウエハボンディング技術を用いて形成されてもよい。このようなウエハボンディング技術において、膜ウエハは、例えばＷＯ２０１６／１０１０００Ａ１に詳細に記載されるように、容量性微細加工素子を形成するために、キャビティが基板にエッチングされた基板ウエハ上にボンディングされる。このプロセスが、本発明の実施形態に従った容量性圧力センサ１０の製造にも同様に適用され得ることは、当業者には直ちに理解されるであろう。

図６は、例示的な実施形態に従った患者への挿入のための医療器具５０を概略的に示す。医療器具５０は、典型的には医療器具５０の使用中に患者に挿入される器具先端部５１を有する。器具先端部５１は、その表面において、本発明の任意の実施形態に従った１つ以上の容量性圧力センサ１０を持つ。好ましい実施形態では、１つ以上の容量性圧力センサ１０は、患者の動脈又は静脈内の局所血圧を監視するように動作可能である。
例えば、このような圧力センサは、患者の動脈又は静脈内の第１の位置と第２の位置との間の患者の血圧の勾配を決定するために配置されてもよく、これは、第１の位置と第２の位置との間の病変又は狭窄のような狭窄異常の存在を示すものでありうる。

好ましくは、医療器具５０は、医療器具５０の細長方向Ｌに沿ってアレイ状に編成された複数のこのような容量性圧力センサ１０を有する。このようなアレイでは、容量性圧力センサ１０は、典型的には、細長方向Ｌにおいて互いに空間的に分離され、容量性圧力センサ１０が、静止した先端部５１を用いて患者の動脈又は静脈内の複数の位置において局所血圧を同時に決定してもよく、異常の位置は、血圧の勾配が観察される先端部５１上の１つ又は複数の容量性圧力センサ１０の位置と関連付けられることができ、患者の動脈又は静脈内の先端部５１の位置を決定すると、前記異常の位置は、正確に示されることができる。それ自体よく知られているように、患者の静脈又は動脈内の先端部５１の位置は、任意の適切な方法で、例えば、Ｘ線、超音波、ＣＴ等の画像化技術を用いて、決定されてもよい。

代わりに、医療機器５０は、単一の容量性圧力センサ１０を有し、この場合、患者の静脈又は動脈内の局所血圧は、静脈又は動脈を通って先端部５１を移動させながら定期的にサンプリングされ、異常の位置は、この局所圧力の勾配が観察される先端部５１の位置を決定することによって、先端部５１上の前記単一圧力センサの位置と直接的に関連付けられてもよく、これは、動脈又は静脈内の前記異常の最も可能性の高い位置である。

医療器具５０は、さらに、先端部５１が取り付けられる本体５２を有してもよく、ワイヤ５３、例えばバイファイラワイヤが、本体５２内に延在する。先に説明したように、好ましい実施形態では、このようなワイヤ５３のうちの２つだけが必要とされ、前記センサ信号は、容量性圧力センサ１０の基板１１内のＡＳＩＣによって、これらのワイヤ上に供給される電力に加算される。ワイヤ５３は、典型的には、１つ以上の容量性圧力センサ１０のそれぞれの電極１３，２３に接続され、先端部５１に対する侵襲性医療器具５０の遠位端のコネクタに接続され、１つ以上の容量性圧力センサ１０は、１つ以上の容量性圧力センサ１０が制御されることができる制御モジュール又はユーザコンソールに接続されることができる。このような構成は、それ自体がよく知られているので、簡潔にするためだけのために更に詳しくは説明されない。このような制御モジュールに１つ以上の容量性圧力センサ１０を接続するための任意の適切な配置が使用されてもよいと言えば十分である。医療器具５０は、カテーテル又はガイドワイヤのような任意の好適な形状をとりうる。容量性圧力センサ１０のコンパクトな性質、すなわちわずか７０ｐｍの高さ又は厚さにより、本発明の実施形態に従った容量性圧力センサ１０は、非常に細い侵襲性医療器具、例えば、０．５乃至１０ｍｍの範囲内の直径を持つ血管内にフィットするカテーテルに対して使用されることができる。例えば、容量性圧力センサ１０は、約０．３ｍｍの典型的な直径を有する心臓用途のＦＦＲカテーテルに対して使用されてもよい。

先行する記載において、容量性圧力センサ１０は、有利には、可撓性膜２１の中央部分を前記容量性圧力センサの基板１１に恒久的に固定する中央柱２２の周りに環状キャビティ２０を有する。しかしながら、本発明の文脈で開示された特定の態様は、他のタイプの容量性要素、例えば超音波トランスデューサとして動作可能な容量性トランスデューサ、及び／又は環状ではなく円形のキャビティ２０を持つ容量性トランスデューサ、すなわち中央柱２２がその設計から省略されている容量性トランスデューサにも等しく適用され得ることが理解されるべきである。

例えば、図７に概略的に描かれているように、容量性圧力センサ又は容量性トランスデューサのような容量性素子１００は、環状キャビティ２０が円形キャビティ２００に置き換えられる図２の助けで先行する記載において説明された製造方法に従って製造されてもよい。当業者には容易に理解されるであろうが、これは、基板１１（すなわち前記ウエハ）上に堆積された前記犠牲材料の部分１７の形状を、環形状ではなく円形形状に変更することによって達成され得る。このような容量性素子１００の製造は、また、製造工程において保護層２６を含むことによる、優れた歩留まりから利益を得て、これは、可撓性膜２１の厚さを一時的に増加させ、前記犠牲材料のリリースの間に前記ウエハを横切るそれぞれの可撓性膜を曲げ又は撓みから保護し、これにより、前記ウエハにわたる膜特性、例えば崩壊電圧の変動を低減する。これは、、例えば１００ｐｍ以上の直径Ｄを持つ、比較的広いキャビティ２００にかかる。例えば２ｐｍ以下の膜厚Ｔを持つ、比較的薄い膜を持つ容量性トランスデューサ１００、例えばＣＭＵＴＳ，すなわち５０以上のＤ／Ｔの比を持つ容量性トランスデューサ１００の製造に特に適している。

また、リム３１と可撓性膜２１の外縁（すなわち、円形キャビティ２００の外縁）との間に隙間３５の提供は、容量性変換器１００の露出した表面に蓄積するあらゆる汚れが、可撓性膜２１の外側領域ではなくリム３１に対する隙間３５に蓄積するという事実のために、このような容量性変換器１００の性能が、より小さい経時的な変動を受ける点で、このような容量性変換器１００の性能を向上させ、可撓性膜２１の動作パラメータ、例えば共振周波数は、このような汚染の収集によって実質的に変更されない。当業者には容易に理解されるであろうが、隙間３５の提供は、そのキャビティの形状に関係なく、容量性圧力センサ又は容量性トランスデューサのような任意の容量性素子の性能を向上させることができる。

上記の実施形態は、本発明を限定するのではなく例示するものであり、当業者は、添付の特許請求の範囲から逸脱することなく多くの代替実施形態を設計できることに留意されたい。請求項において、括弧の間に置かれた任意の参照符号は、請求項を限定するものとして解釈されるべきではない。「有する」という語は、請求項に記載される以外の要素又はステップの存在を排除するものではない。要素に先行する単語「ａ」又は「ａｎ」は、そのような要素の複数の存在を排除するものではない。本発明は、いくつかの別個の要素を含むハードウェアによって実現されることができる。複数の手段を列挙するデバイスクレームでは、これらの手段のいくつかが、ハードウェアの一つの同じアイテムによって具体化されることができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示すものではない。

Claims (15)

1. 容量性圧力センサにおいて、
   第２の電極に対向する第１の電極を含む基板からキャビティによって空間的に分離された前記第２の電極を含む膜と、
   前記キャビティが中央柱を囲む環状キャビティであるように、前記膜から前記基板に延在する前記中央柱と、
   を有し、
   前記キャビティは、前記中央柱によって規定される内縁及び対向する外縁を持ち、前記容量性圧力センサが、前記膜を取り囲むリムをさらに有し、"前記リムは、前記リムが前記外縁よりも前記中央柱からさらに移動されるように、前記環状キャビティの外縁に対して横方向に変位される、
   容量性圧力センサ。
2. 前記内縁及び外縁が、実質的に同じ高さを持つ、請求項１に記載の容量性圧力センサ。
3. 前記第２の電極が、閉じた構造を持つ、請求項１又は２に記載の容量性圧力センサ。
4. 前記膜が、好ましくは０．８乃至２．０ミクロンの範囲の第１の厚さを持つ、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
5. 前記リムが、前記第１の厚さよりも大きい第２の厚さを持つ、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
6. 前記リムが、２乃至５ミクロンの範囲の距離だけ前記外縁に対して横方向に変位される、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
7. 請前記膜が、２０乃至２００ミクロンの範囲の直径を持つ、求項１乃至６のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
8. 前記環状キャビティが、５０乃至５００ｎｍの範囲、好ましくは１００乃至４００ｎｍの範囲の高さを持つ、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
9. 前記基板が、
   前記容量性圧力センサで生成されたセンサ信号を処理するように構成された回路装置と、
   電源ワイヤを受けるように前記回路装置に導電的に結合された一対の端子と、
   を更に有する、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の容量性圧力センサ。
10. 請求項１乃至９のいずれか一項に記載の容量性圧力センサを有する器具先端部を持つ患者内に挿入する医療器具。
11. 前記医療器具が、前記医療器具の細長方向に沿って配置された複数の前記容量性圧力センサを有する、請求項１０に記載の医療器具。
12. 容量性圧力センサを製造する方法において、
    基板を提供するステップと、
    前記基板上に第１の電極を形成するステップと、
    犠牲材料のアニュラスを前記基板上に堆積するステップと、
    前記アニュラス上に第２の電極を形成するステップと、
    膜材料を前記アニュラスの上に堆積し、これによって前記アニュラスの中央キャビティを充填するステップと、
    前記アニュラスを露出するように前記膜材料に開口形成するステップと、
    環状キャビティを形成するように前記開口を通して前記犠牲材料を除去するステップと、
    前記開口を更なる材料で塞ぐステップと、
    少なくとも前記容量性トランスデューサの膜を規定する前記膜材料の領域上にエッチング停止層を堆積するステップと、
    前記開口を塞ぐ場合に前記エッチング停止層を前記更なる材料で覆うステップと、
    前記エッチング停止層上で終端する前記領域から前記更なる材料を選択的に除去するステップであって、これによって、前記領域の周りに前記更なる材料のリムを形成し、前記領域が、前記犠牲材料のアニュラスの外縁を超えて横方向に延在する、ステップと、
    を有する方法。
13. 前記膜が、好ましくは０．８乃至２．０ミクロンの範囲の第１の厚さを持ち、前記リムが、前記第１の厚さよりも大きい第２の厚さを持つ、請求項１２に記載の方法。
14. 前記リムが、２乃至５ミクロンの範囲の距離だけ前記外縁に対して横方向に変位される、請求項１３又は１４に記載の方法。
15. 前記アニュラスを露出するように前記膜材料に開口形成する前に、前記エッチング停止層を持つ前記膜材料の上に保護層を堆積するステップを更に有する、請求項１３又は１４に記載の方法。

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