【《Ⅰ型小尺寸MEMS压阻式压力传感器设计案例》4300字】

Ⅰ型小尺寸MEMS压阻式压力传感器设计案例目录TOC\o"1-3"\h\u28060Ⅰ型小尺寸MEMS压阻式压力传感器设计案例 1271221四周固支薄膜设计 1300342压敏电阻设计 3190652平面与厚度设计 6嵌入式压阻传感器需要做微型化以封装到直径为350-550μm的医疗导丝中，这对器件的平面尺寸提高了要求，尤其在宽度方向上需要进行多重考虑。我们通过膜片设计与压阻布局优化，并采用半桥结构，既实现了平面宽度缩小，又保证了传感器的性能。下面，本论文从对感压薄膜和压敏电阻的设计等方面进行展开分析，确定了膜片尺寸、压阻位置、掺杂浓度等关键参数。1四周固支薄膜设计压力传感器的有效图形区由压敏电阻、感压膜片、密封空腔和电极引线组成，其中感压膜片的面积占据了最大的比重，在保证传感器灵敏度与线性度等性能的前提下，为了能尽可能得减小器件平面尺寸，我们采用了边长为100μm的方形薄膜。原因有以下两点：一，我们采用了顶硅为1μm，埋氧层为1μm，底硅为475μm的N型（100）晶面的SOI（SilicononInsulation）晶圆，薄的顶硅层可以增大感压膜片的纵横比，这样可以采用面积更小的感压膜，对于生理血压范围内敏感的硅膜片，这个比率大约为1:100。虽然可以制备更薄的隔膜以获得更高的灵敏度，但在膜片受力偏转过程中中心的拉伸引入了非线性行为，因此需要避免；二，对于压阻膜片来说同样值得注意的是，对于边长低于50μm的感压膜，感压膜内的布朗运动增加了可忽略不计的噪声，在50μm长度情况下，噪声大约为几个μmHg。因此，我们采用微加工技术制备出纵横比为1:100的方形感压薄膜。与圆形和矩形膜片相比，方形膜片具有更高的应力分布和更好的面积利用率。此外，还应考虑高厚长比和布朗运动引起的噪声，特别是当边长减小到50μm时，因此采用尺寸为100μm×100μm的正方形薄膜作为压敏膜。硅的弹性模量E=170GPa，泊松比μ=0.278，破坏应力σ=7E18N/m2，考虑到实际工作中需要过载保护，最大许用应力为1.8E18N/m2。为了防止薄膜破裂，应对压力敏感膜片的抗压能力进行冗余设计，此次薄膜最大应力需小于20%的1.8E18N/m2。利用Timoshenko的薄板弯曲理论研究了小挠度下方形膜片的应力分布，如下，式中，p、u、E、A、H、w分别为平均压力、泊松比、杨氏模量、边长、厚度和最大法向位移与厚度之比：方形薄膜的弹性曲面在小挠度下的微分方程：∂4ω∂x4+2𝜈∂4ω在周边固支情况下，具有边界条件：ωx=±A2=0;(∂ω∂xωx=±A2=0;(∂ω∂y得到了方形膜片在周围固支情况下受力后的变形公式：w=0.0159p(1−u2)方形薄膜在小挠度下变形量与相对载荷的微分方程，如下：pa4EH4=71.3Ｗ0H+31.1(当最大挠度与薄膜厚度之比为小量时，薄膜工作在线性区域，薄膜形变量可以近似地由为公式（2.7）的第一项来表示，相应地，第二项表示薄膜形变较大时的情况，图1显示了相对载荷与膜片变形的关系函数曲线。图STYLEREF1\s3.SEQ图\*ARABIC\s11相对载荷与膜片变形的关系曲线FigureTherelationcurvebetweenrelativeloadanddiaphragmdeformation为了保证设计的硅压阻式压力传感器在压力量程范围内具有良好的线性度，应该使膜片在压强范围内w≤30%H，此时性能表现出良好的线性，因此在设计压强下，挠度最大值应该等于或小于膜厚的三分之一，且比例越小，传感器线性度越高，不过过薄的膜片会带来噪声污染，增加工艺难度以及降低器件成品良率等问题。本文选取0-180KPa的动态压力范围，该压力范围涵盖了人体正常的血压波动，我们采用的这款SOI晶圆顶硅层厚度为1um，在该压力范围内，膜片挠度最大值与膜厚之比小于5%，足够满足小变形理论。2压敏电阻设计根据上述公式（1.6），影响传感器灵敏度S的主要因素包括剪切压阻系数和纵向应力与横向应力之差，这些因素决定了压阻元件的设计和布置。周边固支的方形膜片的应力分布方程：σx=-EH2(1−ν2)(∂2ωσy=-EH2(1−ν2)(∂2根据上式计算得到方形膜片上各点的应力分布，应力最大处位于膜片边缘的中心处。为了获得剧烈的应力变化以得到高的灵敏度，压阻条应放在膜片边缘的中心。不过，由于制备过程中存在光刻或刻蚀、腐蚀误差，如果压敏条距离边缘过近会导致压阻位置发生错位，甚至不在膜内，失去压阻效应。为了避免工艺误差引起的压阻失效，应该将力敏电阻条中心安排在距离边缘边长2%~7%的位置处，一般来说，大尺寸膜片取小值，小尺寸膜片取大值。如果距离过远，如10%，15%时，与2.5%相比，传感器灵敏度会分别下降40.7%和55.9%，而当距离膜片20%时，灵敏度会衰减为零。因此，对于本文中的小尺寸方形膜，我们把压阻条放置在距离边缘5%的地方。由于P型硅的压阻系数比N型高，我们采用在n型（100）衬底上注入硼离子制备P型压敏电阻。当掺杂浓度在3~8×1018cm-3之间时，灵敏度温度系数和零度偏移都相对较小,如图1.3所示。图STYLEREF1\s3.SEQ图\*ARABIC\s12π44、TCS、TCR与有效掺杂浓度的关系Figure1.2Therelationshipbetweenπ44在SOI顶硅层进行离子注入，通过离子注入仿真软件SRIM，模拟了注入能量为30kev，不同注入剂量下离子掺杂浓度的变化，在1050℃温度下退火10min条件下呈现抛物线分布。从图1.2可以看出高离子注入计量产生高的离子浓度，并且在距表面400nm深度下离子浓度减小至忽略不计。考虑到离化激活率为90%左右，因此选取1.7×1014cm-2的注入剂量，退火激活后得到所需的掺杂浓度为7×1018cm-3。注入薄层深度为300-400nm，这也是PN结所在位置，离子注入区为P型，衬底为N型，通过本身的空间电荷区及施加反向偏压实现电学隔离。图STYLEREF1\s3.SEQ图\*ARABIC\s13不同注入剂量下的掺杂浓度FigureDopingconcentrationatdifferentinjectiondoses在MEMS领域，常用方块电阻表征半导体材料的掺杂浓度。对于任意长、宽、高分别为L、W、t的三维半导体材料而言，其电阻定义为： (1.8)将上式变形后，形式如下： R=ρLWt=由上式可知，电阻的阻值与两个部分有关，一是方块电阻Rs=ρt，薄膜的厚度与电阻率可以通过前置工艺进行确定，并且在设计电阻尺寸时难以改变；二是LW，设计者可以定义电阻的长度与宽度，从而得到目标阻值。方块电阻Rs的大小与样品尺寸无关，单位为Siements/sq，也写为Ω/sq，用于膜层测量，又被称为薄层电阻。方块电阻最主要的优点就是与测量方块的面积无关，因此可以方便地表征掺杂水平。因此，确定了方块电阻后，当施加电压为3V，单个电阻为2-4kΩ时，流经每个电阻的电流为1~2mA。电桥的功耗通常为几十毫瓦，满足单晶硅单位表面积最大功耗的要求，根据下面公式可得力敏电阻单位面积功耗如式（8）所示：P=I2RWL=I2ρSL在式（8）中，I、ρ、S、W分别是流过电阻器的电流、电阻率、横截面积和电阻器的宽度。此时功耗P=0.9-1.2，<5μW/μm2，完全满足功耗要求，因此确定本文中压敏电阻阻值为2kΩ。对照半导体物理学硅中杂质掺杂浓度与电阻率的关系表，可以得知，当硼离子掺杂浓度在6-8×1018cm-3范围内，电阻率为0.8-2×10-2（Ω·cm）。已知压阻薄层厚度为300-400nm，可以计算得到方块电阻约为350-400Ω/方块。考虑到光刻误差及刻蚀均匀性，压敏电阻宽度不应小于4um。如果电阻宽度过大会增加电阻条的长度，这对掺杂均匀性提出了高的要求；宽度过窄会使得在加工过程中增加电阻条的不均匀性，因此，取宽度为5um。将2kΩ阻值代入公式（），计算得到电阻条长度L为24μm。根据压阻条中心布置原则，故采取一折-双腿形状，单支脚尺寸为5μm×12μm（W×L），两支脚间距为5μm。在引线设计中，为了节省传感器的宽度，我们采用三个铝电极横向排列的半桥设计，将Pad单侧放置于膜片的一侧，且Pad与膜片在横向水平位置上下对齐，之后通过引线进行连接，如图1.4所示。膜片上只有一个压阻以提供电阻变化，膜外有另一个压阻以提供温度补偿，将两者通过电极引出，与片外两个阻值相等的电阻配置成惠斯通电桥。从与A1-A2一起形成的截面来看，感应薄膜应力的压敏电阻是“埋入式”的，通过PN结与顶层硅电学隔离。另一个位于薄膜外作为参考电阻，用以消除温度作用下，电阻阻值改变对线性度的影响。顶部硅和金属导线之间有一层氧化硅绝缘层，图中未显示。图中紫色区域为高掺杂浓度区域，剂量为5×1014cm-2，能量为30kev，激活后掺杂浓度为7×1019cm-2，压敏电阻通过欧姆接触区的接触孔与膜外的金属引线Al连接，在氮气氛围下450℃，保持30min，形成硅铝合金，实现欧姆接触。半桥的平面设计既实现了平面宽度缩小，又保证了传感器的性能。图STYLEREF1\s3.SEQ图\*ARABIC\s14压力传感器的结构示意图Figure1.4Sketchoftheproposedpressuresensor.2平面与厚度设计为了直观的展示小尺寸压力传感器平面尺寸与厚度尺寸对血压检测应用的影响，下图1.5展示了压力传感器嵌入到医疗导丝的情况，外环代表了导丝的内壁，半径为r，中间淡蓝色矩形为压力传感器的横截面，宽度为w，大小为2a，厚度为h，大小为2b，假设压力传感器安装导丝里面后，其四边恰好接触导丝内壁，则矩形与圆环是内接关系。图STYLEREF1\s3.SEQ图\*ARABIC\s15嵌入在医疗导丝中的压力传感器Figure1.5Pressuresensorembeddedinmedicalguidewire.根据数学函数公式，有：r2=a2+b0<a,b<r(1.12)上文提到过医疗导丝的直径为300-500μm，其内径约为240-440μm，因此压力传感器的宽度和厚度均在此范围内，并且受到勾股定理的制约，即宽度越窄，厚度相应越大，宽度越宽，厚度相应越小。当a,b与r构成直角三角形时，根据计算得到，a=b=0<b<22r<a<0<h<2r<w<2r代入计算，厚度h<160~300μm，宽度160~300μm<w<240~440μm。然而考虑到如果压力传感器按照上述内接封装，会和金属导丝内壁产生接触应力，在导丝植入过程中会产生较大的机械应力，导致器件发生碎裂；此外，通常采用低生物免疫性的聚合物将压力传感器与医疗导丝进行粘接，也需要在导丝中留有聚合物的作用空间。因此，真实的导丝封装中，压力传感器不可能以内接的形式嵌入到导丝中，通常在器件周边两侧留有20%-30%的空白，此时，厚度h<110~240μm，宽度110~240μm<w<168~352μm。这些数值虽然没那么精确，但是对后续器件的版图设计与实际加工技术具有指导意义，且随着医学治疗的精确化，更细的医疗导丝能提供更加精准的原位测试，也对压力传感器的尺寸提出了越来越高的要求，传感器的小型化将是医疗应用中的一个重要要求。因此，在传感器的平面和厚度设计方案中，除了上述对膜片和压阻的布局优化以减小器件