micro-capteurs,micro-systemes et microdispositifs pour la

MICRO-CAPTEURS, MICRO-SYSTEMES
ET MICRODISPOSITIFS POUR LA
BIOLOGIE
 AHMED SEDDIK Bouhadjar (CEA LETI, Grenoble) : Systèmes de récupération d’énergie vibratoire
large bande (Poster)
 AZZOUZ Meriam (IEF, Paris) : Fabrication de micro-canaux enterrés dans des microstructures
vibrantes (Poster)
 BEIX Vincent (IEF, Paris) : AlN déposé par Pulvérisation Cathodique Réactive pour le transfert de
capots en vue du packaging de MEMS (Poster)
 BELKERK Boubakeur-Essedik (LGMPA, Nantes) : Nouveaux Capteurs Thermiques à Ponts Intégrés
pour la Caractérisation de Microsystèmes (Oral)
 BOUHADDA Ismail (IETR, Rennes) : Réalisation de micro-canaux sur substrats de Silicium (Poster)
 CHEN Tong (LAAS, Toulouse) : Dielectrophoretic Capture of single cell for Microwave Bio-analysis
(Poster)
 COUDOUEL Denis (IES, Montpellier) : Conception et caractérisation d’un capteur de force en
couche épaisse déposé sur acier inoxydable (Poster)
 COUTY Magdalèna (IEF, Paris) : Influence du packaging d'une microantenne implantable pour
l'Imagerie médicale par Résonance Magnétique sur ses caractéristiques (Oral)
 DETERRE Martin (IEF, Paris) : Récupération d'énergie de pression par voie piézoélectrique
optimisée (Poster)
 DJEGHLAF Lyas (LAAS, Toulouse) : Développement de Micro-capteurs électrochimique pour la
détection des ions glutamate dans la salive (Poster)
 GENDRAULT Yves (InESS, Strasbourg) : Adaptation des outils et de la méthodologie de la
microélectronique pour la conception de systèmes biologiques (Poster)
 HAMDI Feriel (IEF, Paris) : Biopuce microfluidique dédiée à l'électrofusion hautement parallélisée
(Oral)
 LEMAIRE Etienne (IMS, Bordeaux) : Micropoutres pour la Microrhéologie (Poster)
 PICOT Vincent (LAAS, Toulouse) : Outils Microfluidiques pour l’étude de l’agrégation de
l’Amyloïde-Beta (Poster)
 PINON Stéphane (LAAS, Toulouse) : Etude de filtres millimétriques accordables en technologie
microfluidique (Poster)
 ROUX-MARCHAND Thibault (IJLamour, Nancy) : Étude de la réalisation d’un thermocycleur
assisté par onde élastique de surface (Oral)
 SHAHOSSEINI Iman (IEF, Paris) : Conception et optimisation d'un micro-haut-parleur
électrodynamique en technologie MEMS (Poster)
 VERGER Aurélie (XLIM, Limoges) : Conception de micro-commutateurs MEMS RF miniatures à
nanogap pour la reconfiguration ultra rapide (Poster)
 WENGA Gertrude (IETR, Rennes) : Transistors à base de nanofils de silicium pour capteurs
biologiques (Poster)
Systèmes de récupération d’énergie vibratoire large bande
Bouhadjar AHMED SEDDIK
Université de Grenoble
Laboratoire CEA/LETI-MINATEC
17, rue des Martyrs,
38054 Grenoble
Ghislain DESPESSE
Laboratoire CEA/LETI-MINATEC
17, rue des Martyrs,
38054 Grenoble
Email : [email protected]
Résumé
Dans les systèmes de récupération d’énergie
vibratoire, la puissance récupérée décroit rapidement
lorsque la fréquence de vibration de la source n’est pas
égale à la fréquence de résonance du convertisseur, cela
est notamment le cas lorsque la source de vibration
présente une fréquence qui varie dans le temps. Pour
pallier ce problème et récupérer le maximum d’énergie
sur une large bande de fréquence, nous proposons de
réaliser une structure de conversion d’énergie dont on
peut faire varier électriquement sa fréquence de
résonance et ajuster automatiquement cette résonance
sur la fréquence de vibration de la source via un
asservissement. L’idée dans ce travail est de contrôler la
fréquence
de
résonance
d’un
convertisseur
piézoélectrique de type cantilever, en appliquant un
champ électrique constant sur les couches du bilame
piézoélectriques, dont la rigidité intrinsèque dépend du
niveau de contrainte électrique appliquée au matériau,
cette raideur variable influe directement sur la fréquence
de résonance de la structure.
1. Introduction
La diminution de la consommation des composants
électriques et l’augmentation de leurs durées de vie ont
permis l’essor d’applications mobiles sans fil. La
première solution proposée pour assurer l’alimentation de
ces composants en énergie électrique était d’utiliser des
batteries Li-Ion. Cette solution est avantageuse quand il
s’agit des applications à court terme, par contre elle
devient de plus en plus couteuse (à cause du
rechargement et du remplacement) quand il s’agit des
applications difficiles d’accès, comme par exemple dans
les roues d’une voiture ou bien pour alimenter des
capteurs implantés dans la matière, comme par exemple
pour la surveillance de l’état de béton.
Pardiso et al [1] récapitulent l’ensemble des sources
d’énergie envisageables pour remplacer les batteries à
basse puissance. On peut distinguer principalement 3
types de sources d’énergie ; l’énergie solaire, l’énergie
thermique et l’énergie mécanique (vibrations et
déformations). Chaque source est adaptée à un type
d’application donné. Dans ce papier nous allons nous
intéresser aux sources d’énergie vibratoire, cette énergie
est omniprésente et la plupart des applications réseaux de
capteur sans fils concernent des environnements riches en
vibrations mécaniques. Cette source forme une excellente
ressource énergétique pour remplacer les batteries, à
l’échelle macroscopique et microscopique. Le fait que
cette ressource soit permanente, elle permet de prolonger
la durée de vie en autonomie des dispositifs à alimenter.
Pour récupérer cette énergie vibratoire et la traduire en
énergie électrique, sont utilisés essentiellement trois
principes physiques de conversion : la conversion
électrostatique, électromagnétique et piézoélectrique [2].
La plupart des générateurs développés sont à la base
des résonateurs, ces générateurs sont conçus pour avoir
un bon facteur qualité, donc faible pertes mécaniques, par
conséquent ils se présentent comme des systèmes
sélectifs en fréquence. Cette caractéristique présente un
grand avantage quand la fréquence de vibration est égale
à la fréquence de résonance, par contre on constate une
chute importante de la puissance de sortie lorsque la
fréquence de vibration n’est plus égale à cette fréquence
de résonance, ils présentent donc un rendement optimal
uniquement lorsque leurs fréquences propres sont égales
à la fréquence de vibration. Cette solution est bien
adaptée lorsque la fréquence de vibration de la source est
connue à l’avance, avec une très grande précision, et est
très stable dans le temps, mais ce n’est pas toujours le
cas, par exemple pour les vibrations que l’on trouve sur
une voiture, un train, un avion, où les fréquences de
vibration dépendent de la vitesse d’avancement et du
régime moteur.
Dans la section suivante nous présenterons les
différentes solutions de l’état de l’art développées
jusqu’ici pour élargir la bande passante des systèmes de
récupération d’énergie vibratoire.
2. Etat de l’art
La conception d’un générateur présentant une large
bande de fréquence, de 10 à 120 Hz, parait crucial pour
des applications de type transport, où la fréquence de
vibration varie fortement dans le temps (de 30 à 120 Hz
pour un moteur de voiture en fonction de son régime). On
peut classer ces techniques de la façon suivante :
Systèmes large bande (sans contre réaction) : Il
s’agit soit d’un système multi-modes, qui peut résonner à
différentes fréquences bien déterminées, c’est le cas d’un
système composé de plusieurs cantilevers de différentes
longueurs [3], ou de plusieurs masses différentes [4] mais
cela revient à fractionner le volume disponible en
plusieurs plus petites structures dont la masse sismique,
image de l’énergie récupérable, est alors réduite. Il peut
s’agir également des systèmes avec un large pic de
résonance, lié à un facteur d’amortissement électrique
relativement important. Cette solution permet d’élargir
significativement la bande passante, mais réduit la
quantité d’énergie récupérable à la fréquence de
résonance. Cette technique est facilement réalisable, en
petites dimensions, avec des convertisseurs de type
électrostatique où le couplage électromécanique peut être
très élevé [5] (quantité d’énergie convertie par cycle par
rapport à l’énergie mécanique stockée dans la structure).
Systèmes utilisant un ajustement manuel : il s’agit de
solutions permettant d’ajuster manuellement la fréquence
de résonance du récupérateur d’énergie au moment où le
dispositif est mis en œuvre dans son application finale
afin que celle-ci corresponde exactement à celle de
l’application, cette solution permet notamment de
compenser les dispersions de fabrication. Cependant, ils
ne permettent pas de faire un ajustement en temps réel de
la fréquence de résonance. Leland et al [6], ont proposé
par exemple d’ajuster la fréquence de résonance en
ajoutant une raideur effective à la structure par
l’application d’un précontrainte mécanique axiale sur un
bilame piézoélectrique encastré-encastré. Cette action de
compression sur la poutre affecte la rigidité de la
structure et donc la fréquence de résonance du système.
Cette action a par ailleurs une influence sur les
coefficients de couplage piézoélectrique qui ont tendance
à s’améliorer avec la pression. Un ajustement de 24% de
la fréquence de résonance à été obtenu avec cette
méthode. Chella et al [8] proposent quant à eux d’utiliser
une force magnétique pour faire l’ajustement de la
fréquence de résonance. Le système qu’ils proposent est
composé de deux cantilevers couplés entre eux par une
force magnétique générée par un aimant permanant.
L’aimant peut être tourné, ce qui donne naissance à des
forces d’attraction et de répulsion qui s’appliqueront entre
les deux poutres qui composent les cantilevers
piézoélectriques récupérateurs d’énergie électrique. L’une
des deux poutres est sur un support qui peut se déplacer
en utilisant une vis ressort, ce déplacement modifie le
couplage magnétique entre les deux cantilevers et donc la
fréquence de résonance du système.
Systèmes avec adaptation active : il s’agit de
systèmes de récupération d’énergie dont on peut modifier
la valeur de leur fréquence de résonance par une action
électrique, cette action électrique peut alors être ajustée
en temps réel, via par exemple une boucle de rétroaction,
pour maintenir la fréquence de résonance sur la fréquence
de la vibration. Ce sont des systèmes qui nécessitent
souvent une source d’énergie externe. Morgan et al [7],
propose par exemple de contrôler la fréquence de
résonance en appliquant une différence de potentielle sur
les doigts de peignes inter-digités ce qui induit une force
électrostatique qui se déduit ou se rajoute à la force de
rappel (ressort) et modifie ainsi la fréquence de résonance
de la structure avec un taux de variation de 17%.
3. Description de l’approche
L’approche que nous proposons dans ce papier fait
partie de la troisième catégorie, c'est-à-dire permet
d’ajuster en temps réel la fréquence de résonance par une
action électrique sur la structure de récupération
d’énergie vibratoire. L’objectif étant d’ajuster en
permanence, via une boucle d’asservissement, la
fréquence de résonance de la structure sur la fréquence de
la source de vibration, de façon à maximiser en
permanence la puissance mécanique extraite et convertie
en énergie électrique.
Dans ce travail nous avons étudié l’interdépendance
qui existe entre le niveau de champ appliqué dans un
matériau piézoélectrique et sa raideur intrinsèque.
L’importance de l’effet du champ électrique sur la raideur
des matériaux piézoélectriques dépend du type de
matériau utilisé, de la direction et du sens de sa
polarisation électrique par rapport à la direction et le sens
du champ électrique appliqué. Nous proposons d’ajuster
la fréquence de résonance d’une structure de type
cantilever (figure-1), en ajustant la raideur intrinsèque des
couches piézoélectriques par un choix judicieux du
niveau de champ électrique statique à appliquer, ce choix
se fait grâce à un système de régulation qui permet de
faire la poursuite de maximum de la puissance produite
par le générateur.
Figure 1. Cantilever en bimorphe
La structure est composée d’une poutre en Laiton (1),
encastrée d’un coté dans un support (2) en mouvement
Y(t) et, de l’autre, encastrée dans une masse sismique (3)
libre de se déplacer. Deux couches piézoélectriques (4)
sont collées de part et d’autre des surfaces latérales du
substrat. Ces couches sont utilisées à la fois pour
convertir les déformations mécaniques en énergie
électrique et en même temps pour commander la raideur
de la structure, donc la fréquence de résonance.
4. Modélisation théorique et validation
expérimentale
Le but de cette modélisation est d’identifier les
matériaux et d’optimiser les paramètres géométriques qui
permettent d’optimiser le taux de variation de la
fréquence de résonance sans pour autant affecter le
facteur qualité de la structure, donc la capacité à extraire
l’énergie vibratoire et à maximiser la puissance électrique
de sortie.
Dans le cas général, pour déterminer la fréquence de
résonance d’une structure de type cantilever il est
nécessaire d’utiliser un calcul numérique par éléments
finis. Cependant, dans certaines circonstances, il est
toujours possible d’obtenir des approximations
satisfaisantes par calcul analytique. On peut définir la
pulsation ࣓ comme étant la racine carrée du rapport entre
la raideur et la masse effectives de la structure. Tel qu’il
est présenté dans l’équation ci-dessous :
ଷ௒ூ
߱ଶ = ሺெା଴.ଶସெ
್ ሻ௅
య
ܻ‫ = ܫ‬2ܻ௣ ‫ܫ‬௣ + ܻ௦ ‫ܫ‬௦
(1)
(2)
Yp,tp et Ys,ts représentent respectivement les modules
d’Young et l’épaisseur, du matériau piézoélectrique et du
substrat.
Ip et Is représentent respectivement les moments
quadratiques de la partie piézoélectrique et du substrat.
M représente la masse sismique.
Mb représente la masse de la poutre.
YI représente la raideur en flexion.
Etant donné que la raideur intrinsèque des matériaux
piézoélectriques dépend de la valeur et du signe du
champ électrique qui lui est appliqué, il en sera de même
pour la raideur en flexion. Après utilisation des lois qui
régit un matériau piézoélectrique soumis à une contrainte
électrique nous nous sommes arrivé à l’expression
suivante de la raideur en flexion, équation (3). Cette
équation montre que la raideur en flexion dépend des
propriétés géométries, physiques, des matériaux utilisés,
et montre aussi son interdépendance avec le champ
électrique appliqué E3.
ܻ‫= ܫ‬
௪
ଵଶ
൫ߙ൫6‫ݐ‬௦ଶ ‫ݐ‬௣ + 12‫ݐ‬௦ ‫ݐ‬௣ଶ + 8‫ݐ‬௣ଷ ൯ + ܻ௦ ‫ݐ‬௦ଷ ൯ (3)
Avec ߙ = ܻ‫ ݌‬൫1 − ‫ݍ‬31 ‫ܧ‬3 ൯ où q31 est le facteur de
piézoélasticité,
w représente la largeur.
Ce qui mène à l’expression suivante de la fréquence de
résonance :
݂௥ =
ଵ
௪
ଶగ ටସሺெା଴.ଶସெ್ ሻ௅య೛
électromécanique, d’environ 0.9. Dans la suite des calculs
nous utiliserons les propriétés de ce matériau (PZN5.5%PT)
pour
l’optimisation
des
dimensions
géométriques et la validation expérimentale.
ߛ=
ሺா೘ೌೣ ିா೘೔೙ ሻ
ா೘೔೙
. ‫ݍ‬ଷଵ
(5)
4.1 Optimisation de la géométrie
Le but de cette partie est donc de trouver les
dimensions géométriques qui respectent les contraintes
d’entrée définis tout en optimisant la puissance en sortie
du système et le taux de variation de la fréquence de
résonance.
Les contraintes d’entrée :
La fréquence de résonance souhaitée,
entre 20 et 120 Hz.
Le type des matériaux choisis et leurs
propriétés, matériau piézoélectrique et le
substrat.
Les limites de dépolarisation du
matériau piézoélectrique.
Sur la figure-2, nous présentons le taux de variation de
la fréquence de résonance lorsqu’un champ électrique
maximal est appliqué sur les deux couches
piézoélectriques d’un système cantilever (figure-1).
L’augmentation du rapport ts/tp diminue le taux de
variation de la fréquence de résonance (figure-2),
cependant, cela permet d’améliorer le facteur qualité de la
structure, le matériau de substrat est généralement un
matériau qui présente un très bon facteur qualité qui
dissipe donc moins d’énergie mécanique ce qui contribue
à l’amélioration du rendement de conversion. Un
compromis a été établi en prenant en compte ces deux
effets, nous avons décidé de fixer un rapport entre les
deux épaisseurs égale à 2 ce qui donne un taux de
variation de la fréquence de résonance théorique lorsque
on applique le champ électrique sur les deux couches
piézoélectrique de 36%.
൫ߙ൫6‫ݐ‬௦ଶ ‫ݐ‬௣ + 12‫ݐ‬௦ ‫ݐ‬௣ଶ + 8‫ݐ‬௣ଷ ൯ + ܻ௦ ‫ݐ‬௦ଷ ൯
(4)
Nous remarquons à partir de cette expression que la
fréquence de résonance dépend bien du niveau de champ
électrique appliqué. Cependant, il faut respecter les
limites de dépolarisation : le champ électrique appliqué
ne doit pas dépasser une certaine limite au risque que le
matériau perde ses propriétés piézoélectriques.
A partir de l’équation (4), nous pouvons établir un
critère de choix pour le matériau piézoélectrique à
utiliser, nous avons donc définit une figure de mérite,
donnée par l’équation (5), le meilleur matériau pour cette
application est celui qui présente le meilleur facteur ߛ.
Après un tour d’horizon sur les principaux matériaux
piézoélectriques qui existent actuellement dans le marché,
nous nous sommes rendu compte que le matériau le plus
avantageux est le PZN-PT, qui supporte un champ
électrique élevé (de -3.5 kV/cm à 25 kV/cm), qui a un
coefficient de piezoélasticité relativement important (0.55
µm.V-1) et un bon coefficient de couplage
Figure 2. Effet du rapport des épaisseurs sur le taux de variation
de la fréquence de résonance
Dans le tableau ci-dessous, nous présentons les
valeurs géométriques retenues pour la réalisation de la
structure.
Dimensions géométriques
et propriété physiques
Masse sismique (acier):
Lm x w x Hm
Masse volumique
Substrat (cuivre jaune):
L x w x ts
Masse volumique
Ys
Couches piézoélectriques :
L x w x tp
Masse volumique
d31
Yp
valeurs
10 x 10 x 10 (mm3)
7750 (kg/m3)
25 x10 x 0.6 (mm3)
7750 (kg/m3)
110 GPa
25 x10 x 1.2 (mm3)
8850 (kg/m3)
2950 (pC/N)
25.61 (GPa)
Tableau 1. Dimensions géométriques et propriétés physiques
Sur la figure ci-dessous, figure-3, nous présentons la
tension électrique générée par la première couche
piézoélectrique en fonction de la fréquence de vibration
pour 5 différents niveaux de champ électrique statique
appliqués sur la deuxième couche piézoélectrique. Le
taux atteint dans ces conditions est de 13%, un taux de
variation de la fréquence de résonance encore plus
important peut être obtenu en appliquant le même champ
électrique sur la deuxième couche piézoélectrique.
Figure 3. Résultats théorique de l’effet du champ électrique dans le
piézoélectrique sur la fréquence de résonance de la structure
4.2 Résultats expérimentaux
Pour valider les résultats théoriques précédemment
discutés, nous avons réalisé un cantilever avec les
dimensions calculées dans la partie théorique. Un taux de
variation de la fréquence de résonance de 11% a été
obtenu pour un champ électrique compris entre 0 et 8
kV/cm. La figure-4 montre les résultats obtenus
expérimentalement, il s’agit de la tension électrique
générée par la première couche piézoélectrique pour cinq
différents niveaux de champ électrique statique appliqués
sur la deuxième couche piézoélectrique.
Figure 4 Résultats théorique de l’effet du champ électrique dans le
piézoélectrique sur la fréquence de résonance de la structure
5. Conclusion
Dans ce travail, une nouvelle approche pour le réglage
de fréquence de résonance a été discutée et validée par
des études théoriques et expérimentales. Les résultats
obtenus montrent la faisabilité de réaliser un système de
réglage de la fréquence de résonance en utilisant
l’interdépendance entre le niveau de champ appliqué dans
un matériau piézoélectrique et sa raideur intrinsèque. La
présente étude montre également la possibilité de régler la
fréquence de résonance d'un cantilever jusqu'à 36%, en
utilisant le matériau piézoélectrique PZN-5.5%PT. Il est
tout à fait possible d’ajouter un système auxiliaire
permettant de faire le réglage du niveau de tension
électrique à appliquer dans le matériau piézoélectrique
afin caller la fréquence de résonance à la fréquence de
vibration. Cette technique peut être utilisée aussi bien
pour des systèmes de récupération d’énergie que pour des
amortisseurs actifs nécessitant un fonctionnement sur une
large bande de fréquence.
6. Références
[1] J.Paradiso, T.Starner, Energy Scavenging for Mobile
Wireless Electronics, IEEE Pervasive.Comput, (2005) 18-27.
[2] S,P.Beeby, M,J.Tudor, N.White, Energy harvesting
vibration sources for Microsystems applications, Meas.
Sci. Technol. 17 (2006) R175–R195.
[3] S. Shahruz, Design of mechanical band-pass filters for
energy scavenging, J. Sound. Vib. 292 (May) (2006) 987–998.
[4] S. Roundy, E. S. Leland, J. Baker, E. Carleton, E. Reilly,
and P. K. Wright, Improving power output for vibration-based
energy scavengers, Pervasive. Comput. 4 (1) (2005) 28–36.
[5] G. Despesse, J-J. Chaillout, T. Jager, J.M Léger,
A.Vassilev, S.Basrour and B.Charlot, High damping
electrostatic system for vibration energy scavenging, in: Proc.
SoC-EUSAI, (2005) 283-286.
[6] E. S. Leland and P. K. Wright, Resonance tuning of
piezoelectric vibration energy scavenging generators using
compressive axial preload, Smart Mater. Struct. 15 (5)
(September) (2006) 1413–1420.
[7] B. Morgan, R. Ghodssi, Vertically-Shaped Tunable MEMS
Resonatrs, J. Micrelectromech. Syst. 17 (1) (2008) 85-92.
[8] V-R. Chella, M. G. Prasad, Y. Shi and F. T. Fisher, A
vibration energy harvesting device with bidirectional
resonance frequency tenability, Smart. Mater. Struct. 17
(2008).
Fabrication de micro-canaux enterrés dans des microstructures vibrantes
Mériam Azzouz1 , Mehdi Ammar 1, Claire Smadja2, Elisabeth Dufour-Gergam1
1, Université paris sud 11
Institut d’Electronique Fondamentale /CNRS
15 rue Georges Clemenceau
91405 Orsay cedex
2, Université paris sud 11
Faculté de pharmacie de Chatenay Malabry/LPNSS
5, rue J.B. Clément
92296 Chatenay-Malabry
[email protected]
Nous présentons ici des résultats préliminaires
concernant le procédé de fabrication d’un
microcapteur de masse pour la détection ultra-sensible
et spécifique de peptides ou protéines. L’objectif est de
réaliser un biocapteur utilisant la très haute sensibilité
des micro-poutres résonantes en silicium monocristallin
et la spécificité de greffage et de reconnaissance à
l’aide de nanoparticules.
Dans notre cas, le fluide à analyser circule à
l’intérieur de canaux creusés dans la poutre vibrante
grâce à un système micro-fluidique, tandis que le
résonateur est maintenu dans une enceinte sous vide.
L’innovation apportée par notre groupe est d’envisager
un greffage biomoléculaire de protéines liées à des
nanoparticules, à l’intérieur des canaux : ce greffage
permettra une meilleure détection des marqueurs
biologiques en augmentant à la fois la spécificité et la
sensibilité, la nanoparticule jouant le rôle d’amplificateur
de masse.
1. Introduction
Les micro-poutres en silicium sont particulièrement
adaptées pour la détection ultra-sensible de masse. Il a
effectivement été montré que l’on pouvait détecter sous
vide des variations de masse ultimes : 10-21g avec ce type
de microdispositif [1]. C’est notamment le cas lorsque
les poutres sont utilisées comme des microrésonateurs.
La fréquence de résonance fR d’un résonateur mécanique
dépend de sa constante de raideur k et de la masse
k
m
en absence
d’amortissement. L’adsorption d’espèces chimiques ou
biologiques modifie cette raideur et augmente la masse.
La fréquence de résonance est donc modifiée ainsi que le
facteur de qualité Q dans le cas d’adsorption d’entités
biologiques sur les surfaces. . Pour augmenter la
sensibilité du capteur, la masse du résonateur doit donc
être la plus faible possible, ce qui implique l’utilisation de
résonateur micromécanique de type « pont » ou « poutre »
de très faibles dimensions et d’épaisseur submicronique
tout en présentant une valeur du facteur de qualité élevée.
Amplitude
fR =
Amplitude
effective du résonateur :
Le silicium est ainsi un matériau particulièrement adapté
de par ses propriétés de dureté et de viscoélasticité.
Mais, les interactions en biologie nécessitent la
présence d’une phase liquide, ce qui est particulièrement
défavorable
aux
performances
de
sensibilité,
l’amortissement visqueux faisant chuter le facteur de
qualité des structures de manière considérable. Afin de
coupler la sensibilité et la spécificité de la mesure, l’idée
innovante, inspirée des travaux d’une équipe américaine
[2] (figure 1), est de développer une structure vibrante
dont le fluide d’intérêt passe à l’intérieur de la poutre en
silicium dans des canaux hermétiques permettant de
travailler sous vide afin de s’affranchir des problèmes
d’amortissement mécanique des structures et de maintenir
des valeurs élevées de facteurs de qualité.
Pour permettre une détection spécifique, la surface des
canaux est fonctionnalisée de manière à permettre le
greffage d’anticorps, dirigés contre la protéine d’intérêt,
elle même reconnue par un complexe anticorps-particules
magnétiques. Les nanoparticules jouent alors le rôle
d’amplificateur de masse. Ces nanoparticules sont
préalablement mises en contact avec le sang, l’urine ou la
salive puis concentrées dans le fond de l’éprouvette par un
aimant. Le surnageant est alors évacué et les billes sont
rincées.
Frequency
Frequency
Figure 1. Micro-poutre avec micro-canaux enterrés [2]
2. Procédé de fabrication de microcanaux en
silicium
Pour réaliser un micro-résonateur avec un système
de bio-reconnaissance in-situ, la création de microcanaux est nécessaire. Pour cela, nous utilisons le
procédé de gravure DRIE (Deep Reactive Ion Etching)
dans un bâti STS, la profondeur du canal étant fixée à
quelques micromètres (figure 2). Le mélange gazeux
utilisé est constitué de SF6 et C4F8. Le procédé
innovant que nous utilisons nous permet d’enterrer les
canaux dans la profondeur de la poutre afin de ne
laisser qu’une ouverture émergente de toute petite
section en surface. Il sera alors plus facile de reboucher
l’ouverture dans ce cas afin de rendre les canaux
étanches. C’est pourquoi, le procédé de gravure se
décompose en deux temps : une première étape permet
l’obtention d’un profil de gravure anisotrope (200sccm
de C4F8 et 450sccm de SF6 pendant 2min), ensuite, les
flancs sont passivés en élaborant un film de
groupement CxFy de type téflon (200sccm de C4F8
pendant 30s) et enfin, l’étape de gravure se termine par
une étape de gravure isotrope constituant la véritable
étape de gravure des canaux ( 45sccm de O2 et
450sccm de SF6).
Cet exemple concluant du point de vue du procédé ne
l’est cependant que partiellement au niveau de la qualité
de la structure. Les polymères sont en effet des matériaux
relativement élastiques induisant des raideurs mécaniques
très limitées.
Aussi, nous avons entrepris de reboucher les
l’ouvertures avec un matériau inorganique. La technique
du spin coating n’est donc que difficilement utilisable.
De nombreux essais ont été réalisés par évaporation
sous vide. Cette technique, très directive, permet de
diriger la croissance sur les flancs de cavités lorsque le
substrat est incliné [3] Nous avons notamment effectué
des croissance de silicium. Mais, nous nous sommes
heurtés à un problème de contamination. En effet, lorsque
l’échantillon est incliné, les vitesses de croissance sont si
faibles que les dépôts sont très rapidemment pollués en
oxygène si l’on ne prend pas soin de travailler en
ultravide. Malgré une pression de 10-7 mbar dans notre
cas, le silicium déposé est en fait de la silice, matériau qui
pourrait être incompatible avec la suite du procédé de
fabrication de la micropoutre.Une autre technique de
croissance peut également être utilisée si la silice s’avère
être un matériau utilisable dans notre procédé global de
fabrication. Il s’agit de la PECVD (Plasma Enhanced
Chemical Vapor Deposition). Nous avons utilisé pour
cette étape un bâti STS et pour des conditions de dépots
haute frequence.
Les résultats obtenus sont présentés figure 4.
Figure 2 : image MEB d’un substrat de Si après gravure
d’un réseaux de lignes de largeur variant de 2µm à 15µm
Afin de reboucher les trous à la surface des canaux
et en assurer l’herméticité, plusieurs procédés ont été
mis en œuvre.
Le premier d’entre eux a été l’utilisation d’une résine
(AZ4562), étalée à la surface de la plaquette par spincoating (figure 3). La tension superficielle du liquide
est telle que la résine ne pénètre pas à l’intérieur des
cavités lorsque celles-ci ne sont pas trop étroites.
L’ouverture superficielle est donc comblée sans que le
canal ne soit lui-même rebouché.
Figure 4 : image MEB de cavité rebouchée par un dépôt
de SiO2 par PECVD
Malgré des temps de croissance relativement longs, il ne
nous a pas été
permis d’obtenir des tranchées
parfaitement rebouchées sans que le canal ne soit
entièrement comblé.
Nous avons donc choisi de mettre en œuvre un nouveau
procédé disponible au laboratoire : le transfert de film [4].
Le principe de la technique de transfert consiste à
déposer le film à transférer sur un substrat donneur
présentant une couche d’un matériau de faible adhésion en
surface. Le substrat donneur est ensuite collé (utilisation
de colle photosensible compatible avec une étape
d’alignement extrêmement précis) à un substrat receveur.
Lors du transfert, la force d’adhésion entre le substrat
donneur et le substrat receveur étant plus importante que
celle entre le film à transférer et la couche faible adhésion,
le film est transféré sur le substrat receveur (figure 5).
Figure 3 : Cliché MEB montrant la présence de résine en
surface des canaux pour différentes largeurs d’ouverture
Couche de faible adhésion
Substrat donneur
Lithographie
BCB
film
collage
Substrat
receveur
Figure 7 : Cliché MEB montrant une cavité rebouchée
par un film d’alumium tranféré.
3- Fonctionnalisation chimique de la surface
des canaux
transfert
Subtstrat receveur avec le
film
Subtstrat donneur
Figure 5 : Principe du tranfert de film sur un
substrat microstructuré.
Le substrat receveur est dans notre cas un substrat de
silicium micro-structuré avec des canaux Les motifs à
transférer sont en aluminium déposé sur le substrat
donneur par évaporation sous vide. L’épaisseur de ces
motifs est de l’ordre de 1µm (figure 6) La couche de
faible adhésion est en téflon [5]. La colle photosensible
est du BCB.
Les canaux enterrés dans les poutres en silicium doivent
être greffés à l’aide d’anticorps spécifiques reconnus par
des nanoparticules elles-mêmes recouvertes d’antigènes
dirigés contre ces protéines. Afin de permettre le meilleur
ancrage des anticorps sur la surface des canaux, celle-ci
est préalablement silanisée afin de générer des
groupements carboxyles en surface.
Ainsi, dans notre cas, la fonctionnalisation de surface
consiste à greffer à la surface du silicium un alkylesilane
et de créer des groupements carboxyliques au bout de la
chaîne carbonée (figure 7). Ce procédé permet de générer
un lien covalent entre les fonctions amines des protéines
et la surface des canaux.
La réaction se déroule en phase liquide en utilisant un
alkyletrichlorosilane (7-octenyltrichlorosilane) dilué dans
du chloroforme un solvant organique respectivement dans
les proportions 1 : 600 en volume sous atmosphère
anhydre pour empêcher la polymérisation du silane [6]. Le
silane présentant une double liaison en bout de chaîne
carboné, une réaction d’oxydation du groupe vinylique
terminal est réalisée par un mélange de permanganate de
potassium (KMnO4) et de métapériodate de sodium
(NaIO4) [7].
Figure 6 : image d’un substrat après un transfert de
motif d’aluminium de 1mm x 1mm
Des motifs d’Al ont ainsi pu être transférés sur un
substrat présentant des tranchées en silicium (figure 7)
Nous avons pu mettre en évidence que la largeur des
tranchées ne devait pas être supérieure à 6µm pour éviter
le rebouchage des canaux induit par le fluage du BCB
durant l’étape de scellement à 250°C durant 1h. La facilité
de mise en œuvre et la reproductibilité du procédé font
que cette technologie transfert a été retenue pour la suite
du procédé de fabrication.
Figure 7 : Procédé de silanisation et d’oxydation de substrat
de silicium ou de silice
Une étude de greffage en condition statique a été
réalisée à différentes températures. Ces mêmes
conditions ont été reproduites sous flux dans des canaux
de silicium de largeur beaucoup plus importante que
ceux précédemment décrits dans la première partie de
cet article. En effet, l’efficacité de greffage est
caractérisée en XPS. Le diamètre du spot d’analyse
étant de 400 µm, la largeur du canal est fixée à 1 mm.
Un couvercle en PDMS a été soudée sur la surface de
silicium afin de rendre le canal suffisamment étanche
pour l’écoulement sans que le collage ne soit pas
permanent afin de rendre accessible la surface de
silicium au spot XPS. Une photographie de la puce
microfluidique est présentée figure 8.
Cette dernière étape de greffage d’anticorps sur ce
type de surface est actuellement en cours d’étude au
laboratoire.
4- Conclusion
Figure 8 : cliché d’une puce microfluidique constitué d’ un
canal de silicium recouvert d’un capot en PDMS pour
quantifié l’efficacité de greffage de groupements
carboxyles en XPS
Les conditions optimales obtenues en mode
statique et en dynamique correspondent à une
température d’échantillon de -10°C. Les conditions
expérimentales sont données dans le tableau 1.
Mode
silanisation
de Dynamique
Temperature
Statique
20
10
20
CHCl3
CHCl3
CHCl3
Cette étude permet le développement d’un
laboratoire sur puce pour de la détection spécifique en
biologie. La particularité du dispositif proposé résidant
dans la préservation d’un milieu protecteur pour les
entités biologiques tout en ayant un système de détection
ultrasensible implique la création d’un système de
micro-fluidique implanté dans la structure de la biopuce. Les résultats préliminaires prometteurs de greffage
chimique permettent de valider la fonctionnalisation de
surface à l’intérieur de canaux scellés. La fabrication de
canaux et les différentes tentatives de scellement
présentées permettent désormais l’élaboration du microresonateur de type poutre par une succession d’étapes de
présentées dans cette article.
(°C)
solvant
Remerciements
Tableau 1 : recapitulatif des conditions de silanisation
Les spectres XPS obtenus dans ces conditions avec
le système VG 220i WL,(avec source de photons X
AlKα à 1486.5 eV) sont présentés figure 9a et 9b.
Ces travaux font l’objet d’une collaboration avec Arnaud
Etcheberry (Institut Lavoisier de Université de Versailles SaintQuentin en Yvelines) pour les analyses XPS et de la Centrale
technologique Universitaire (Université Paris Sud 11) pour les
techniques de salle blanche.
References
figure 9a : spectre XPS du pic du C1s d’un canal de silicium
temoin (en bleu), silanisé à 20°C (en rouge) silanisé à -10°C
(en vert)
80
70
60
50
Si témoin
40
coups/s
Si après oxydation
Si avant oxydation
30
292,5
291,5
290,5
289,5
288,5
287,5
286,5
285,5
284,5
283,5
20
282,5
énergie de liaison (eV)
figure 9b : spectre XPS du pic du C1s d’un substrat de
silicium temoin (en noir), silanisé en mode statique (en
jaune) et oxydé (en rouge)
Ainsi, comme nous pouvons l’observer, la quantité
de groupements carbonés générés dans les deux cas
est très importante et optimisée pour le greffage
biologique.
[1] Y. T. Yang, C. Callegari, X. L. Feng, K. L. Ekinci, and M. L.
Roukes, “Zeptogram-Scale Nanomechanical Mass
Sensing“, Nano Lett., 2006, 6, 4, 583
[2] T. Burg, M. Godin et al, “Weighing of biomolecules, single
cells and single nanoparticles in fluid“, Nature 2007, 446,
1066
[3] A. Kanda et al, simple and controlled frabrication of
nanoscale gaps unsing double-angle evaporation, Physica
E 29 (2005) 707–711
[4] S Brault S., Dufour-Gergam E., Desgeorges M, "Procédé et
dispositif diapositif;encapsulation de microstructures",
brevet n° 0855357 du 01/08/2008.
[5] S Brault • O. Garel • G. Schelcher • N. Isac, F. Parrain • A.
Bosseboeuf • F. Verjus • M. DesgeorgesE. Dufour-Gergam,
MEMS packaging process by film tranfer using an antiadhesive layer, Microsystem Technologies,16, 7, July 2010
[6] S. R. Wasserman, Y.-T. Tao, G. M. Whitesides “Structure
and Reactivity of Alkylsiloxane Monolayers Formed by
Reaction of Alkyltrichlorosilanes on Silicon Substrates“,
Langmuir 1989, 5, 1074
[7] N. Faucheux, R. Schweiss, K. Lützow, C. Werner, T. Groth
“Self-assembled monolayers with different terminating
groups as model substrates for cell adhesion studies“,
Biomaterials 25 (2004) 2721
AlN déposé par Pulvérisation Cathodique Réactive pour le transfert de capots en
vue du packaging de MEMS
V. BEIX1,2
1
Université Paris Sud 11
E. Dufour-Gergam
Institut d’Electronique Fondamentale
UMR 8622 CNRS
15, rue Georges Clemenceau
91405 Orsay Cedex
2
KFM Technology
F. Verjus
11 Avenue de Norvège
91140 Villebon sur Yvette
Email : [email protected]
Résumé
Nous présentons ici une étude concernant les propriétés
de films minces d’AlN réalisés en pulvérisation réactive en
vue de maîtriser le procédé de transfert de ce matériau. Des
applications liées au packaging et plus particulièrement au
wafer-level-packaging de MEMS sont plus particulièrement
visées. Ainsi, les propriétés mécaniques, optiques et
électriques sont caractérisées et ce pour différentes
conditions de croissance.
(Figure 1). Les micro-dispositifs sont alors recouverts de
capots qui doivent permettre de protéger les structures
tout en assurant une atmosphère contrôlée et des
connexions électriques, fluidiques ou optiques avec
l’extérieur.
Cavité micro-usinée
MEMS
1. Introduction
Le packaging d'un micro-dispositif a pour objectif de le
protéger mécaniquement, chimiquement et thermiquement
et de garantir la stabilité et la fiabilité de ses
performances. Il est ainsi non seulement une étape clef
dans le bon fonctionnement de la structure mais c’est aussi
un élément important dans le coût de revient global du
micro-dispositif fonctionnel. En effet, les différentes
étapes technologiques associées et les tests de fiabilité
peuvent représenter jusqu’à 90% du coût final du produit
fonctionnel [1]. Il est alors d’autant plus important de
protéger les structures dès le tout premier stade de l’étape
d’encapsulation.
En micro-électronique, les premières étapes de
packaging interviennent généralement une fois que les
micro-dispositifs réalisés de manière collective sur un
substrat aient été découpés et isolés les uns des autres.
Lorsqu’il s’agit de micro-dispositifs électromécaniques
(MEMS), l’étape de découpe devient une étape
extrêmement agressive qui génère beaucoup de
défaillance voire de destruction. En effet, ces dispositifs
présentent un grand nombre de parties désolidarisées du
substrat, parties mécaniquement très fragiles et très
facilement déformables. Il faut donc que ceux-ci soient
protégés avant l’étape de découpe. Cette étape est
communément appelée « Wafer Level Packaging (WLP)»
Figure 1. Schéma d'un dispositif encapsulé
Les capots de protection peuvent être réalisés en
utilisant différents procédés de fabrication. Trois grandes
familles se distinguent : l'encapsulation multi-tranche, par
couche sacrificielle, et par transfert de films.
2. Présentation
d'encapsulation
des
procédés
2.1 Encapsulation multi-tranche
Ce procédé consiste à souder (soudure directe,
anodique, joint eutectique) ou coller (polymère adhésif) le
substrat de scellement, dans lequel des cavités sont
réalisées, sur le substrat qui contient le ou les dispositifs.
Cette technologie présente l'avantage d'être
relativement rapide à réaliser, et de ne manipuler le
substrat supportant le dispositif qu’à l’étape de soudure du
capot protecteur, et non lors de la confection de ce capot.
En contre partie, elle rencontre quelques limitations.
Une des plus importantes est le passage des connexions
électriques entre l’intérieur et l’extérieur de la cavité. De
plus, au final, le substrat de scellement recouvre
totalement la surface du substrat présentant les dispositifs
à encapsuler. Il est ainsi impossible de réaliser des capots
de protection sur un nombre limité d’entre eux et ainsi de
localiser le packaging. La nature du capot est
principalement le verre ou le silicium.
2.2 Encapsulation par couche sacrificielle
L'encapsulation par couche sacrificielle consiste à
élaborer le capot de manière localisée en utilisant des
procédés conventionnels de dépôts et de gravure de films
minces [2]. Dans ce cas, la couche sacrificielle et la
couche située sous la structure vibrante doivent être de
même nature. De plus, le capot doit être percé de trous
afin de pouvoir accéder au film à éliminer. Cette étape de
gravure est relativement longue et donc peu adaptée aux
grandes surfaces. Ces différents points font que peu de
structures sont packagées de cette manière à grande
échelle. Par contre, le point positif de ce procédé est la
grande flexibilité quant à la nature du matériau constituant
le capot.
2.3 Encapsulation par transfert de films
Le principe du procédé de transfert de films (figure 3),
consiste à préformer le capot d’encapsulation sur un
substrat (moule) autre que celui supportant les microdispositifs (accepteur). Sur le substrat moule, un
empilement en relief de couches est réalisé. Le capot est
déposé sur une couche à adhésion contrôlée. A la suite
d’un traitement adapté, le capot est soudé à la surface
active (soudure eutectique, polymère,…) et le substrat
moule est alors séparé du capot. [3]
substrat sans mixage de technologies avec celle de
fabrication du capot. Les deux technologies sont
totalement disjointes, ce qui rend le procédé
d’encapsulation compatible avec un grand nombre de
filières technologiques jusqu’à maintenant incompatibles
en termes de température, contamination ou topologie.
De plus, il faut noter la réutilisation possible du substrat
moule des capots protecteurs, un encombrement
d’encapsulation minimisé, la possibilité de faire une
encapsulation isolée sur un substrat ou une encapsulation
globale, la liberté de choix du matériau et de la forme des
capots.
Il s’agit ici de développer un procédé d’encapsulation
par transfert de films en assurant un environnement
contrôlé du micro-dispositif et un passage de connexions
dans le capot lui-même. Une des étapes importantes pour
bien remplir ce challenge, repose sur le choix du matériau
constituant ce même capot. Cette étude préliminaire sur
l'encapsulation hermétique s'intéresse aux propriétés du
capot mais ne traite pas de la soudure hermétique. Il doit
ainsi présenter des propriétés mécaniques intéressantes
(résister à un différentiel de pression, ne pas s'affaisser …)
tout en étant de nature isolante. Pour des facilités de mise
en œuvre du procédé, l’épaisseur du capot doit également
être limitée à quelques micromètres pour rester
compatible avec les techniques classiques d’élaboration
de films en micro-électronique.
Le nitrure d'aluminium (AlN) non piézo-électrique
est retenu comme matériau potentiellement intéressant
car il possède un module d’Young de l'ordre de 300
GPa, une dureté voisine de 20 GPa [6] et parce qu'il
peut être classé parmi la famille des isolants électriques.
Pour des proportions en azote supérieures à 25%, la
résistivité est toujours supérieure à 105Ω.cm et elle
augmente très légèrement avec la proportion en azote
[5]. L'AlN présente aussi l'avantage d'être quasitransparent dans le visible (transmittance supérieure à
50% entre 500 et 1000nm) [7]. Un transfert
d'information entre le dispositif et l'extérieur est ainsi
possible optiquement.
3. Etude de l’influence des paramètres de
croissance sur les propriétés de l’AlN
3.1 Les paramètres de croissance du film d'AlN
Figure 2. Procédé d’encapsulation par transfert de films
Contrairement à la technique d’encapsulation par des
couches sacrificielles, cette méthode permet de réaliser le
micro-dispositif jusqu’à l’étape ultime de la libération du
Le dépôt de nitrure d'aluminium est réalisé par
pulvérisation cathodique réactive à partir d'une cible
d'aluminium dans la co-pulvérisation cathodique
magnétron DENTON. Le gaz utilisé pour la décharge est
un mélange de composition variable d'argon (Ar) et
d'azote (N2).
Les dépôts sont effectués sur des substrats de quatre
pouces de diamètre.
Les caractéristiques des conditions de croissance sont
résumées dans le tableau 1.
Grandeurs physiques
Courant de pulvérisation
Puissance de pulvérisation
Pression résiduelle
Pression partielle de gaz
Proportion en azote
Valeurs
1,5 A
~ 600 W en mode DC
3.10-6 mbar
[ 4 ; 25 ] µbar
1/3 ; 2/3 ; 3/3
Tableau 1. Conditions de dépôt d'AlN
4. Caractérisations des films minces obtenus
4.1 Vitesse de dépôt de l’AlN
La vitesse de dépôt est une grandeur importante dans
le choix du matériau et la technique de dépôt utilisée. Elle
influe naturellement sur le temps de dépôt (à épaisseur
fixe) et donc sur le coût de fabrication de cette étape. Elle
influe également beaucoup sur la structure et la
composition des films en fixant les flux de matière
déposée.
La mesure de l'épaisseur d'AlN déposée sur les
échantillons est déterminée soit par une mesure de marche
grâce au profilomètre mécanique (DEKTAK 3030) et
optique (M3D) soit par une mesure optique grâce à
l’ellipsomètrie Plasmos SD 2300. Les mesures ont été
systématiquement réalisées sur plusieurs substrats
élaborés dans des conditions identiques. Dans tous les cas,
la dispersion des valeurs est inférieure à 10%. Les
épaisseurs mesurées avec ces différents appareils
coïncident quelque soit la technique de caractérisation
utilisée. Les valeurs en ellipsométrie concordent
notamment avec celles obtenues en profilométrie
mécanique ce qui semblerait dire que la valeur de l’indice
optique de l’AlN obtenu correspondrait bien à celui
attendu.
L'influence de la vitesse de dépôt en fonction de la
pression avec les trois proportions différentes en azote
1/3, 2/3 ,3/3 est illustrée figure 3.
taux de pulvérisation de l’argon est supérieur à celui de
l’azote (sa masse atomique est plus élevée). Le nombre
d’atomes d’aluminium pulvérisés est donc plus grand dans
le premier cas. Lorsque la pression totale augmente, la
dissociation de la molécule d’argon semble moins efficace
et le nombre d’ions argon créés dans la décharge diminue
en affectant ainsi la vitesse de croissance. Aux fortes
valeurs de pression, la vitesse de croissance devient ainsi
invariante du mélange gazeux utilisé.
Pour notre procédé, qui nécessite des vitesses de
croissance relativement élevées pour pouvoir obtenir des
épaisseurs de plusieurs micromètres en un temps
raisonnable, nous favoriserons donc la croissance à
relativement basse pression et un mélange de Ar/N2 de 3
pour 1.
4.2 Composition du film
Dans le but de connaitre la proportion des éléments
présents dans la couche d’AlN et vérifier sa
stœchiométrie, la spectrométrie en énergie (EDS : Energy
Dispersive Spectrometry) est utilisée. Les analyses
réalisées sur le microscope HITACHI 3600N ont été
effectuées sur des échantillons correspondant à deux
proportions d’azote (1/3 et 2/3). Dans les deux cas, la
proportion atomique en azote et en aluminium sont
sensiblement identiques à 2% près. La proportion en
argon quant à elle est inférieure à 1%.
4.3 Résistivité électrique de l’AlN
L’AlN est un semi-conducteur à fort gap et qui peut
être utilisé comme un isolant électrique [5]. Nous avons
voulu vérifier cela pour l’ensemble de nos films. Dans
tous les cas, aucune mesure 4 pointes n’a pu être réalisée,
l’échantillon étant insuffisamment conducteur pour
pouvoir injecter un courant. Des caractérisations
électriques complémentaires seront effectuées afin de
pouvoir connaitre les différentes caractéristiques de notre
matériau (I(V), C(V) ...).
4.4 Détermination des propriétés mécaniques
4.4.a Détermination de la contrainte mécanique du film
d’AlN
Figure 3 : Influence de la vitesse de dépôt de l'AlN en
fonction de la pression totale
La vitesse la plus importante est obtenue pour la
composition la plus riche en argon. Dans ce cas, elle
diminue d’ailleurs de manière très importante avec la
pression totale de gaz alors qu’elle est quasi-invariante
pour les deux compositions les moins riches. Ainsi, il est
conforme à ce que nous pouvions attendre. En effet, le
En vue de notre application concernant le transfert de
capot en AlN pour le packaging de micro-dispositifs, il
est nécessaire de contrôler avec soin les propriétés
mécaniques du film déposé. Celui-ci doit en effet
présenter une épaisseur de plusieurs micromètres et être
ensuite transférable d’un substrat à un autre en contrôlant
l’adhérence et la tenue mécanique des capots.
La contrainte mécanique des films déposés dans les
mêmes conditions que précédemment est déterminée en
mesurant le changement de courbure du substrat avant et
après dépôt à partir de la formule de Stoney (1).
avec σ : la contrainte interne du matériau
Rpre : le rayon de courbure du substrat avant dépôt
Rpost: le rayon de courbure du substrat après dépôt
E : le module d’Young
ν : le coefficient de Poisson
ts: l'épaisseur du substrat
tf: l'épaisseur du film déposé.
Les rayons de courbure des substrats sont déterminés
par profilométrie mécanique (DEKTAK 3030) ou à l’aide
d’un profilomètre optique à balayage laser (FSM500).
Les mesures ont été systématiquement réalisées à
plusieurs endroits sur un même échantillon et sur plusieurs
substrats élaborées dans des conditions identiques. Dans
tous les cas, la dispersion des valeurs est inférieure à
±30MPa. Les résultats de mesures sont reportés sur la
figure 4.
Figure 4 : Influence de la contrainte interne en fonction
de la pression totale du dépôt
La contrainte interne dans le film est fortement
dépendante de la pression. Elle est généralement en
tension aux faibles valeurs de pression puis en
compression aux valeurs plus élevées. L’énergie des
atomes de la couche d’AlN en construction est totalement
dépendante de la valeur de la pression et est d’autant plus
faible que la pression est élevée. La texture des films. A
haute pression, les atomes peuvent être quasi thermalisés.
C’est d’ailleurs dans ce cas que les variations de
contraintes avec la pression sont les moins sensibles. La
texture des films en est ainsi également affectée.
Il est intéressant d’observer que l’on peut obtenir une
contrainte proche de zéro, si le dépôt est réalisé sous une
pression dans l'enceinte de 6µbar et avec une proportion
en azote de 1/3 et de 7 µbar pour une proportion de 2/3.
4.4b Mesure de micro-indentation
Pour réaliser des mesures de micro-indentation,
une force est exercée à l’aide d’une pointe qui pénètre
dans le matériau à la surface de l’échantillon. Cette charge
et la décharge qui en suit, engendre des déformations qui
permettent de notamment déterminer le module d'Young
du matériau étudié.
Les mesures ont été menées sur l'appareil CSM microindentation sur une couche de 4µm d'épaisseur réalisée à
une pression de 8µbar pour une proportion de 2/3 d'azote.
Le module d'Young mesuré est de l’ordre de 150 GPa, ce
qui est une valeur basse comparée à celle rapportée
couramment dans la littérature (~300GPa) [4]. Une des
raisons entrevue est la remise à la pression atmosphérique
entre plusieurs cycles de croissance pour obtenir une
épaisseur importante.
5. Conclusions
Nous souhaitons étudier le procédé de report de capots
en AlN pour des applications de packaging de MEMS. Il
est ainsi absolument indispensable de maîtriser un certain
nombre de ses propriétés, celles-ci variant de manière
significative avec les conditions de croissance du
matériau. Une des premières difficultés est de pouvoir
déposer le matériau de manière suffisamment rapide pour
rendre l’élaboration possible de films de plusieurs
microns. A faible pression (6µbar) et pour une proportion
de 1/3 d’azote dans le gaz de décharge, une vitesse
d’environ 1,2µm/heure a pu être obtenu. Dans ces
conditions, le matériau reste isolant et les contraintes
mécaniques sont relativement faibles. Le module d’Young
du matériau semble deux fois plus faible que celui attendu
mais des mesures complémentaires sont en cours.
Ainsi, les propriétés de l’AlN obtenu dans ces
conditions semblent totalement compatibles avec le
procédé de transfert de films. Nous avons ainsi pu
démarrer les toutes premières étapes associées.
Références
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using high aspect ratio microfabrication techniques”, Microsyst
Technol vol.13, p.85–95, 2007
[2] A. J. Gallant and D. Wood, “Surface micromachined
membranes for wafer level packaging”, Journal of
Micromechanics and Microengineering 15, p.47-52, 2005
[3] C.T. Pan, “Selective low temperature microcap packaging
technique through flip chip and wafer level alignment”, Journal
of Micromechanics and Microengineering 14, p.522-529, 2004
[4] V. Mortet, O. Elmazria, M. Nesladek, “Study of Aluminum
Nitride/Freestanding Diamond Surface Acoustic Waves
Filters”, Diamond and Related Materials, 12, (2003)
723-727.
[5] O.J. Gregory, A.B. Slot, P.S. Amons, E.E. Crisman, “High
Temperature Strain Gauges Based on Reactively Sputtered AlNx
Thin Films”, Surface and Coatings Technology, 88,
(1996) 79-89.
[6] V. Mortet, M. Nesladek, K. Haenen, " Physical properties of
polycrystalline aluminium nitride films deposited by magnetron
sputtering" , Diamond and Related Materials 13 (2004) 1120–
1124
[7] C. Ciberta, F. Tétardb, P. Djemiab, "Mechanical and
physicochemical properties of AlN thin films obtained by pulsed
laser deposition", Superlattices and Microstructures 36 (2004)
409–416
Nouveaux Capteurs Thermiques à Ponts Intégrés pour la Caractérisation de
Microsystèmes
Boubakeur-Essedik BELKERK
Université Nantes
Laboratoire LGMPA
Rue Christian Pauc
BP 90604, 44306, Cedex 3
Email :[email protected]
Résumé
Cet article présente de nouveaux capteurs thermiques
à ponts intégrés pour la caractérisation de matériaux et
éléments constitutifs de Micro et Nanosystèmes. Ces
capteurs, constitués de résistances électriques
thermosensibles, permettent de mesurer des évolutions
ultra-rapides de température induites par des générations
de chaleur localisées dans le temps et l’espace sur la
surface des systèmes étudiés. Les échelles de temps
considérées vont de quelques dizaines de Nanosecondes à
quelques centaines de microsecondes. Les dimensions des
zones thermosensibles sont de quelques µm à dizaines de
µm. Nous présentons dans ce qui suit le principe de la
mesure de conductivité thermique de films minces ainsi
que des exemples d’architecture de capteurs. Quelques
résultats numériques mettant en évidence leur grande
sensibilité sont également présentés. Enfin, deux mesures
de conductivité ont été réalisées sur un substrat de
silicium(Si) et sur un film d’oxyde de silicium (SiO2)
déposé sur un substrat en silicium.
1. Introduction
La conductivité thermique des couches minces est une
propriété fondamentale particulièrement importante pour
les dispositifs microélectroniques de fortes puissances et
les systèmes thermiques micro et nano échelle. La
capacité de conduire la chaleur est souvent le facteur
limitant qui détermine le fonctionnement de ces
dispositifs. En outre, la conductivité thermique d’une
couche mince peut être très différente de celle du matériau
massif en raison de sa microstructure, présentant des
défauts. Par conséquent, la mesure de la conductivité
thermique est une étape critique pour concevoir ou
analyser les dispositifs microélectroniques et les systèmes
thermiques.
Des nombreuses méthodes de mesures de la conductivité
thermique[1.2.3] des couches minces[11] ont été présentées
dans la littérature, nécessitant chacune des conditions
particulières, adaptées à la nature des matériaux en
couches minces analysés. Citons en particulier le mode
stationnaire[4] et le mode transitoire[5], qui se
différencient par la dépendance temporelle de la source
de chaleur appliquée. La technique stationnaire est une
technique directe de mesure de la conductivité
thermique[6]. Quant à la technique transitoire, elle est
basée sur des modèles de la diffusion thermique dans les
couches minces. Il y a deux catégories de technique
transitoire, l’une est dans le domaine fréquentiel[7.8] et
l’autre dans le domaine temporel[9.10].
Le capteur proposé ici repose sur l’intégration d’un
pont de Wheatstone à la surface de l’échantillon et sur le
suivi temporel de sa tension de déséquilibre lors d’une
variation de température localisée. La technique présente
donc un double avantage. D’une part, l’extraction de la
conductivité thermique est relativement facile et rapide
par rapport à la technique fréquentielle. D’autre part,
l’intégration du capteur sur l’échantillon facilite
l’équilibrage du pont.
2. Principe de fonctionnement
Les microcapteurs thermiques utilisés ici sont
constitués de rubans métalliques thermosensibles,
configurés en pont de Wheatstone. Ces éléments peuvent
être déposés sur le système à caractériser, ou sur un
support adapté permettant de recevoir la substance à
analyser (figure 1).
L’un au moins de ces rubans, le microruban, a des
dimensions micrométriques et joue à la fois le rôle
d’échauffement et de capteur : relié à une générateur
d’impulsion de tension, il permet de créer localement une
excitation thermique, induisant ainsi un déséquilibre du
pont de Wheatstone.
La mesure consiste donc à analyser l’évolution cette
tension de déséquilibre du pont ΔV ( V   .U .T / 4 ),
qui est proportionnelle à l’écart de température entre le
microruban et les macrorubans ( T ), à la tension
appliquée (U) et au coefficient de température (  ).
Système
Commutation
µruban RT
Sonde
Différentielle
Échantillon
Oscilloscope
numérique
Macroruban
R
Figure 1. Dispositif expérimental pour mesurer la
conductivité thermique de couches minces
3.
Evaluation numérique des capteurs
La structure du capteur a été étudiée afin d’avoir à la
fois une homogénéité de la puissance thermique au niveau
du microruban et d’assurer également l’équilibre du pont.
Ce travail a été réalisé avec le logiciel de simulation
Comsol Multiphysics basé sur la méthode des éléments
finis. L’étude est basée sur le couplage d’un modèle
électrique considéré bidimensionnel avec un modèle de
diffusion thermique considéré tridimensionnel. Dans ce
couplage, l’entrée du modèle thermique est définie
comme étant la puissance électrique (QJ) générée par effet
joule dans le modèle électrique alors que l’entrée de ce
dernier est définie par la température (T) obtenue à partir
du modèle thermique. La figure 2 illustre les relations de
passage entre chaque modèle. σ, ρ, cp, et λ sont
respectivement la conductivité électrique, la masse
volumique, la capacité calorifique et la conductivité
thermique.
Densit
Kg.m-3
Specific heat
J.Kg-1.K-1
Thermal conductivity
W.m-1.K-1
Si
2330
711
148
SiO2
Al2O3
SiC
Si3N4
2200
3965
3216
3100
730
730
690
700
1.4
35
490
20
Tableau1. Propriétés thermo-physiques des substrats
utilisés pour la simulation électrothermique.
Dans la simulation électrothermique, nous avons étudié
la variation de la tension de sortie du pont de Wheatstone
(V-V0) en fonction du temps pour différents types de
substrats (Si, SiO2, SiC, Al2O3 et Si3N4). Cette étude est
illustrée sur la figure 4 avec l’utilisation des données
présentées dans le tableau 1. Les échantillons étudiés ont
comme dimensions 25mm x 25mm x 2mm.
Modèle thermique
Modèle électrique
Substrat Si
Substrat SiO2
V-V0 [V]
Substrat Al2O3
T
 (T )   0 /(1   (T  T0 ))
  cp
10
0
T
    T   QJ
t
10
QJ   V 2
Dans cette étude, le rapport entre la longueur et la
largeur du ruban métallique est pris égal à 10 ; l’épaisseur
de métal considérée est de 80 nm. Les simulations
montrent que l’échauffement au niveau du macroruban est
négligeable devant celle du microruban. De même, un
rapport 100 est pris en compte entre les dimensions du
microruban et celles des macrorubans.
Un tel rapport de dimension permet de localiser
l’échauffement au niveau du microruban, comme le
montrent les simulations (figure 3).
25
-5
10
-4
L’étude de la sensibilité de mesure de la conductivité
thermique est montrée dans la figure5, pour un film
diélectrique de 1 µm d’épaisseur déposé sur un substrat en
silicium avec une puissance d’excitation de 0.8W. Nous
remarquons que la température au niveau du microruban
diminue, par la décroissance du confinement de la
chaleur, avec l’augmentation de la conductivité thermique
de la couche diélectrique.
Microruban
Macroruban
10
Cond. Thermique=1 W/(m.K)
Cond. Thermique=10 W/(m.K)
Cond. Thermique=50 W/(m.K)
Cond. Thermique=150 W/(m.K)
3
2
T-T 0 [K]
T-T0 [K]
10
Figure 4. Etude de la tension de sortie pour
différents types de substrats
10
15
-6
temps [s]
Figure 2. Relations de passage entre chaque modèle
20
Substrat SiC
Substrat Si3N4
10
5
10
1
0
0
1
2
3
temps [s]
4
5
x 10
-4
Figure 3. La température du microruban et macroruban
pour un substrat en silicium
10
0
10
-8
10
-7
temps [s]
10
-6
10
Figure 5. Etude de la sensibilité de mesure de la
conductivité thermique.
-5
6. Conclusion
4. Réalisation pratique
Les capteurs présentés ci-dessus ont été réalisés sur une
couche de silice d’épaisseur 80 nm déposée sur un
substrat de silicium.
Les capteurs sont en aluminium, déposé par pulvérisation
puis structuré par photolithographie (figure 6). Si les
macrorubans sont correctement définis, le microruban
présente une légère diminution de ses dimensions,
induisant un léger déséquilibre du pont à considéré lors
des mesures des propriétés thermiques de l’échantillon.
Capteur
7µm
Cet article présente un nouveau type de capteur pour
mesurer les propriétés thermiques des couches minces
pour une large gamme d’échelle de temps et une réponse
du signal important. Le capteur est composé de rubans
métalliques configurés en pont de Wheatstone entièrement
déposés à la surface de l'échantillon. La méthode proposée
peut fournir à la fois la conductivité, la diffusivité et/ou
chaleur spécifique sur un domaine de temps entre
quelques centaines de nanosecondes à quelques centaines
de microsecondes avec une profondeur de sonde comprise
entre 10 nm et 100 µm. Ce capteur a été modélisé par une
simulation par MEF Comsol Multiphysiques puis réalisé
et utilisé pour mesurer la conductivité thermique d’une
part de silicium massif et d’autre part d’oxyde de silicium
de 500 nm d’épaisseur déposé sur un substrat de silicium.
Références
Microruban
600µm
(a)
(b)
Figure 6. Architecture d’un capteur de conductivité
thermique réalisé par photo-lithogravure
5. Résultats expérimental
La figure 7 (a) montre les résultats de mesure et de
simulation de la conductivité effective d’un substrat
silicium. Pour ce substrat, la conductivité thermique est
estimée à 140 W.m-1.K-1. La figure 7 (b) présente les
résultats de mesure et de simulation de la conductivité
effective d’un film d’oxyde de silicium d’épaisseur 500
nm déposé sur un substrat de silicium. Pour cette couche
mince, nous avons obtenu une conductivité thermique
effective de 1.37 W.m-1.K-1. Les valeurs de la conductivité
thermique obtenues ci-dessus sont de même ordre de
grandeurs que celles présentées dans la littérature avec
l’utilisation de la méthode 3ω[12].
0.13
1.05
Signal Expérimental
Modèle 3D-Substrat
1
0.12
0.95
0
T*=T/T
m ax
0.11
V-V [V]
Signal Expérimental
Modèle
0.1
0.09
0.9
0.85
0.8
0.08
0.75
2
4
6
temps [s]
8
(a)
2
10
x 10
-6
4
6
temps [s]
8
x 10
-7
(b)
Figure 7. Résultats de mesure (a) de silicium massif et
(b) de SiO2 en couche mince
[1] Y.S. Ju, K. Kurabayashi and K.E. Goodson, "Thermal
characterization of anisotropic thin dielectric films using
harmonic Joule heating", Thin Solid Films 339 (1999) pp160164
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microelectronic devices by thermoreflectance microscopy",
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measurement of polyaniline", Journal of Applied Physics 101,
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Thin Films Using 3w Method", International Journal of
Thermophysics 25 (2004) pp.
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conductivity and interface resistance of metallized natural and
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[12] M.Lee, D.G. Cahill, T.H. Allen, "Thermal conductivity of
a-Si:H thin film" Physical Review B 50 (1994), pp 6077-6081.
Réalisation de micro-canaux sur substrats de Silicium
I. BOUHADDA, O. DE SAGAZAN, F. LE BIHAN.
IETR/Groupe microélectronique – UMR6164
Campus Beaulieu – Bat 11b
35042 Rennes Cedex
Email : [email protected]
Une méthode de micro-fabrication pour la réalisation de
canaux micro-fluidiques est présentée dans cet article. Cette
méthode est basée sur le micro-usinage de surface (gravure
de la couche sacrificielle et rebouchage), compatible avec
une technologie TFT (thin film transistor) sur des substrats en
verre (T <600°C). Cette technique ne nécessite pas
d’équipement de gravure profonds, ce qui la rend plus simple
par rapport à d’autres méthodes de micro-fabrication et
présente l’avantage d’intégrer directement et sans collage le
micro-canal au substrat.
1. Introduction
Dans le domaine de la micro-fluidique, les structures
les plus essentielles dans les systèmes sont les microcanaux. Leurs intérêts et leurs différentes applications
sont diverses comme pour des colonnes de séparation
pour différentes types de chromatographie [1], pour des
échangeurs thermiques avec des microréacteurs [2], pour
le refroidissement des puces électroniques (microcaloducs) [3,4] ou pour des connecteurs entre les
systèmes
micro-fluidiques
(micro-valve,
microréacteurs…) et de capteurs [5]. Ces micro-canaux sont
réalisés soit sur des substrats dits « durs » comme le
silicium et le verre, soit sur des substrats dits « mous »
comme les polymères : PDMS (Poly Di-Méthyle
Siloxane), PC (Poly Carbonate) ou PMMA
(polyméthacrylate de méthyle) par plusieurs techniques de
micro-fabrication : micro-usinage [6], collage (bonding)
[7] ou d’autres techniques basées sur des phénomènes
physiques comme la migration des atomes [8,9]. Associés
avec des microcapteurs, ils permettent de réaliser des
« labs on chip » pour l’analyse biomédicale.
2. Méthode de fabrication des micro-canaux
Le procédé de fabrication utilisé dans cette étude
comporte cinq étapes (figure 2). La première étape
consiste à déposer une couche sacrificielle « d’oxyde de
silicium SiOx» (figure 2-a) par pulvérisation cathodique
radiofréquence sur un wafer de silicium. Les wafers
utilisés dans cette étude sont des wafers de silicium
monocristallin faiblement dopé de type N. La
caractéristique recherchée pour l’oxyde est d’avoir une
vitesse de gravure élevée dans une solution HF (acide
fluorhydrique) à 2%. Une étude d’optimisation d’oxyde a
été faite. Les paramètres de dépôt d’oxyde de silicium par
pulvérisation cathodique radiofréquence sont : un débit
d’argon de 40 sccm, une puissance de 200 watts à
température ambiante, une pression de dépôt variable
(2.10-3 mbarr, 5.10-3 mbarr, 10-2 mbarr). Différents essais
de dépôt reportés dans le tableau 1 et la figure 1, ont
permi d’obtenir une vitesse de gravure élevée.
Pression (mbarr)
5.10-3
2.10-3
10-2
Vitesse de gravure
0.65
0.90
1.25
(µm/mn)
Table 1. Résultats d’effet de la pression de dépôt sur la
vitesse de gravure d’oxyde de silicium
1,3
1,2
V it esse de gra vure
µ m( /m n)
Résumé
1,1
1,0
0,9
0,8
0,7
0,6
-3
2,0x10
4,0x10
-3
6,0x10
-3
-3
8,0x10
1,0x10
-2
Pression de dépôt (mbarr)
Figure 1. Effet de la pression sur la vitesse de gravure
On remarque que la vitesse de gravure d’oxyde de
silicium augmente lorsque la pression de dépôt augmente.
Cela s’explique par le fait que l’oxyde de silicium devient
mois dense lorsque la pression de dépôt augmente. La
pression optimisée est de 10-2 mbarr.
La deuxième étape consiste à déposer une couche du
nitrure de silicium d’épaisseur 100 nm (figure 2-b) par
LPCVD (Low Pressure Chemical Vapour Deposition) à
600°C en présence de silane (SiH4) comme source de
silicium et l’ammoniac (NH3) comme source d’azote.
Cette couche joue un rôle de protection pour la couche du
dessous. En l’occurrence, cette couche doit avoir une
bonne tenue mécanique pour permettre la création du
canal lors de gravure l’oxyde de silicium (étape 4).
et ammoniac ont été testés. Les plaques sont enfin
clivées pour visualisation des micro-canaux au MEB.
Aluminium
Nitrure de
Silicium
2-a
2-b
Oxyde de Silicium
(a)
2-c
Nitrure de Silicium
2-d
Silicium
Oxyde de Silicium
Oxyde de
Silicium
2-e
Nitrure de
Silicium
(b)
Figure 3. Image MEB des micro-canaux
réalisés par cette méthode
Figure 2. Les étapes de fabrication des micro-canaux
La troisième étape consiste à créer des ouvertures sur
la couche du nitrure de silicium par photolithographie et
gravure R.I.E (Reactive Ion Etching) (figure 2-c).
La quatrième étape est la gravure de la couche
sacrificielle, soit l’oxyde de silicium, dans une solution
de HF à 2%. La largeur des canaux dépend du temps de
gravure. La dernière étape consiste à reboucher les
ouvertures. Dans ce travail différent matériaux de
rebouchage comme l’aluminium déposé par évaporation
thermique (figure 3-a) et le nitrure de silicim déposé par
PECVD (plasma Enhanced Chemical Vapour
Deposition) (figure 3-b) à 150°C en mélangeant le silane
3. Ecoulement des fluides dans les microcanaux
L’écoulement d’un fluide dans les micro-canaux est
régi par l’équation de stokes (1) :
r
r
r
−∇p + η .∆v + ρ .f = 0
Où p est la pression,
ρ
(1)
est la masse volumique,
η
r
est la viscosité dynamique, f l’ensemble des forces
r
extérieures volumiques s’exerçant sur le fluide et v la
vitesse du fluide. Cet écoulement est caractérisé par un
faible nombre de Reynolds, défini comme le rapport entre
les forces d’inerties et les forces visqueuse, Re<<1 par le
fait que les forces d’inerties sont négligeables devant les
forces visqueuses. La figure (4) présente une simulation
par le logiciel COMSOL Multiphysics sur le champ de
vitesse dans un micro-canal. La vitesse est nulle sur les
bords du micro-canal, elle augmente jusqu'à la mi-hauteur
où elle atteint un maximum ensuite elle diminue jusqu’à
devenir nulle au bord (figure5).
aux autres méthodes de micro-fabrication. Sa réalisation
s’effectue à des températures <600°C ce qui la rend
compatible sur des substrats de verre. Cette méthode est
basée sur la gravure d’une couche sacrificielle, l’oxyde
de silicium dans le cadre de cette étude et le rebouchage
(nitrure de silicium et aluminium par exemple). Ces
micro-canaux peuvent être utilisés dans plusieurs
domaines comme les analyses chimiques ou biologiques.
Les perspectives sont diverses. En particulier, le
« challenge » et l’objectif de ce travail sera d’intégrer
ces micro-canaux dans des dispositifs électroniques
(transistors à effet de champ à micro-canaux) pour des
applications de détections chimiques (capteur de PH) ou
biologiques.
Références
Figure 4. Simulation d’écoulement d’un liquide
dans un micro-canal
-7
6,0x10
-7
P ositio n su r l'a xe Z (m )
5,0x10
-7
4,0x10
-7
3,0x10
-7
2,0x10
-7
1,0x10
0,0
0,0
-3
2,0x10
-3
4,0x10
-3
6,0x10
-3
8,0x10
-2
1,0x10
-2
1,2x10
Vitesse d'écoulement (m/s)
Figure 5. Profil de la vitesse d’écoulement suivant l’axe Z
4. Conclusion et perspectives
Cet article présente une méthode de réalisation de
micro-canaux qui est caractérisée par sa simplicité car
elle contient peu d’étapes technologiques par rapport
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Dielectrophoretic Capture of single cell for Microwave Bio-analysis
Tong CHEN1, 2
CNRS ; LAAS ; 7 avenue de colonel Roche, F31077 Toulouse Cedex 4, France
2
Université de Toulouse ; UPS, INSA, INP, ISAE ;
UT1, UTM, LAAS ; F-31077 Toulouse Cedex 4,
France
D.DUBUC1, 2, K.GRENIER1, 2
M.POUPOT3, J.J.FOURNIE3
3
INSERM, U563, CRCT, Toulouse,
France
1
Email: [email protected]
Abstract
This paper presents techniques and associated microtechnologies for living single cell analysis. It consists of the
dielectrophoretic (DEP) single cell capture and high
frequency (HF) electromagnetic sensor. We successfully
demonstrated the trapping of cells array thanks to
dielectrophoretic force. Next step will be dedicated to the
improvement of the trapping efficacy in order to trap only one
single cell and the dielectric characterization of cells thanks to
microwave signals.
1. Introduction
Nowadays the microfluidic and lab-on-chips
technology have grown rapidly in the biological and
medical fields [1] as well as the interaction between
microwave signals and biological substances [2].
Microwave sensing is indeed highly challenging for
biological detection [3-4], as it presents the attractive
advantages of being contact less, non invasive if power is
kept at very low level, label-free (no marker is required to
enable the detection). It has been demonstrated that HF
detection is compatible with a lab-on-a-chip approach to
discriminate the pathological state of cells. Thanks to
band stop filter architecture, noticeable contrasts on both
resonant frequency (7%) and amplitude (2.1dB) have
been achieved between dead and alive cells suspensions
[4].
The previous studies used a large number of cells and
generated ensemble averaged values to describe cellular
characteristics [4]. Furthermore, single cell study enables
molecular profiling of an individual cell within critical
populations. By recognizing the difference between a
group of cells and a single cell, it could help to
understand and reach early diagnostic of diseases such as
cancer. Hence, this paper presents our researches focused
on single cell analysis.
Trapping zone
PDMS channel
Microwave
DEP
integrated
electrodes
Figure 1. The schematic of the coplanar trapping
electrodes with 40µm height chamber
Today, it exists several techniques to capture single
cell, for example, optical tweezers, magnetic trap, etc [5].
Here, we developed devices that consist of microfluidic
channel and coplanar capture electrodes, which trap cells
thanks to positive dielectrophoretic force. Figure 1
illustrates the device, where the width of the trapping
electrode was 10 µm and the gaps between the electrodes
were 15 µm.
2. Theory
The dielectrophoresis (DEP) is a molecular interaction
phenomenon occurring for a polarizable particle in a nonuniform electric field.
-V
-V
+V
+V
Figure 2. Dielectrophoresis (A) The left panel shows
the particles in the uniform electric field without net
force (B) The right panel shows the net force
experienced in the non-uniform electric field.
The force in Figure 2, where an induced dipole is
acted on by a non-uniform electric field, is given by [6]
Fdep = 2πεmR3Re [CM (ω)] ‫|׏‬E|2 (1)
Where εm is the permittivity of the medium
surrounding the particle, R is the radius of the particle, ω
is the radian frequency of the applied field, and E is the
applied vector electric field. The Clausius-Mossotti
factor (CM) is a frequency dependent value given by the
relation between the polarizability of the particle and the
medium in which it is suspended and its sign determines
whether the particle experiences positive or negative
DEP force.
In our experiments, the cells experienced the
positive DEP force.
3. Simulations
relative permittivity of 75, for a conductivity of 0.75 S/m.
The DEP force was then about 20 µN (cf.fig2), which is
strong enough to attract the cells passing over the
electrodes. Finally, by adjusting the velocity and
concentration of the medium, it is possible to trap no
more than one cell at a same time. In this work, we have
succeeded to trap cells array from which the microwave
bio-analysis can be consequently envisioned.
4. Experimental
The device is fabricated using a conventional microfabrication technology. First, 2 µm thick photoresist was
spin-coated on the quartz wafer (Fig3.a). After a
photolithographic step (Fig3.b), 250 Å Ti and 300 nm Au
were evaporated onto the photoresist (Fig3.c), and then
the lift-off technique were carried out with acetone
(Fig3.d) to define the metallization.
In figure 2, we present the result of simulation of the
electric field distribution. Commercial finite element
software COMSOL Mutilphysics 4 (COMSOL
Mutilphysics, Sweden) was used to simulate the electric
field in the chamber, which gradient dominates the
positive DEP force presented in this work.
(a)
Figure 3. The process of the device
(b)
The microchannel presented a height of 40 µm and
was made by polydimethylsilane (PDMS, Sylgard 184,
Dow Corning), which is replicated from a silicon mold.
Then the microfluidic chamber surface is chemically
modified to become hydrophilic in order to allow the
liquid to penetrate into the channel more easily. Finally,
the PDMS chip was treated by plasma O2 and reported on
the substrate, which supported the metal lines (Fig3.e).
Figure 2. The electric field and DEP force simulation (a)
The electric field strength around the trapping electrode
(b) DEP force 20µm above the trapping electrode
according the X coordinate
For modeling, we used data from Voldman’s
reference [7], medium’s electrical conductivity of 0.01
S/m, its relative permittivity of 80 and all particles as
cells with a density of 1071 kg/m3, a cell’s cytoplasmic
Figure 4. The schematic of the experiment
Lymphoma cells suspended in sucrose/deionized
water medium were considered. The trapping electrodes
were polarized with 10V 5MHz signal. A 10µl droplet of
the medium was injected by a syringe pump with a flow
rate of 18µl/min. Movies of the suspended cells in the
microchamber were performed thanks to a microscopy
camera (Infinity3, Lumenera Corporation). Figure 4
illustrates the schematic of the experiment.
(b)
5. Results and Discussion
Cells
Figure 6. The amount of the trapped cells with flowrate of
10µl/min and 20µl/min (a) Concentration 0.1 million/ml. (b) 1
million/ml.
Fluid
Figure 5. Cells trapped on the electrodes with the
concentration of 0.1 million/ml
We have performed DEP characterization of
lymphoma cells with two different concentrations
(0.1million/ml and 1million/ml) and each suspension was
tested with varying flowrates (10µl/min and 20µl/min).
We have successfully trapped cells in the expected
position (cf.fig5) and repeated the test several times.
Figure 6 shows the amount of cells trapped with the
different concentrations and flowrates depending on the
test number.
(a)
For the 0.1 million/ml concentration, the average
amount of trapped cells was 2,4 and 2,8 for flowrates of
10µl/min and 20µl/min, respectively . More cells were
trapped with the concentration of 1 million/ml. The
average amount was 10,7 and 14,7 , respectively for the
two flowrates.
6. Conclusions and perspectives
We have presented an HF-based device, which
integrates both cell trapping and bio-analysis .We
successfully demonstrated the trapping of cell array
thanks to dielectrophoretic force. Next step, we will be
dedicated to the improvement of the trapping efficacy for
only one single cell and the dielectric characterization of
cells thanks to microwave signals.
References
[1]G.M.Whitesides, “The origins and the future of
microfluidics” Nature, vol. 442, pp. 368-373, July 2006
[2] A. Vander Vorst, A. Rosen, Y. Kotsuka, “RF/Microwave
Interaction with Biological Tissues”, IEEE Press, WileyInterscience, 2006
[3] S. Seo, T. Stintzing, I. Block, D. Pavlidis, M. Rieke, and P.
G.Layer, “High frequency wideband permittivity
measurements of biological substances using coplanar
waveguides and application to cell suspensions”, 2008
IEEE MTT-S Int.Microwave Symp. Dig, pp. 915-918, June
2008
[4] Katia Grenier, David Dubuc, Paul-Emile Poleni, “Resonant
based Microwave Biosensor for Biological Cells
Discrimination”, IEEE, 2010.
[5] J. Nilsson, M. Evander, B. Hammarstrom, T. Laurell ,
“Review of cell and particle trapping in microfluidic
systems”, Analytica Chimica Acta 649 (2009) 141–157.
[6] T.B.Jones. “Electromechanics of Particles”. Cambridge
University Press, Cambridge, 1995.
[7] Adam Rosenthal,Brian M.Taffa and Joel Voldman,
“Quantitative modeling of dielectrophoretic traps”, Lab
Chip, 2006, 6, 508–515.
Conception et caractérisation d’un capteur de force en couche épaisse déposé sur
acier inoxydable
Denis COUDOUEL
Université Montpellier II
Laboratoire MITEA – UMR 5214
Place Eugène Bataillon
34095 Montpellier Cedex 5
Alain GIANI
Université Montpellier II
Laboratoire MITEA – UMR 5214
Place Eugène Bataillon
34095 Montpellier Cedex 5
Email : [email protected]
Résumé
La sérigraphie est une technique d’impression de
composants électroniques en couche épaisse. Elle a été
développée initialement pour des substrats tel que l’alumine
(Al2O3). Nous avons adapté cette technique pour la
fabrication de jauges de déformation directement déposées
sur acier inoxydable. En effet, l’acier offre des propriétés
mécaniques bien meilleures, notamment sa ténacité et sa
limite élastique importante, qui en font un matériau optimal
pour la mesure de force.
Ce papier traite du procédé de fabrication mis en œuvre
pour le dépôt, le séchage et le recuit des jauges de
déformation sur acier, et leur caractérisation.
1. Introduction
La technologie couche épaisse employée pour des
capteurs de force ou de pression piézorésistifs utilise
typiquement un substrat en alumine (Al2O3) car c’est le
standard de cette technologie [1][3]. Toutefois l’alumine
n’est pas optimal pour les applications utilisant des
éléments piézorésistifs car son module élastique est élevé
et sa résistance mécanique plutôt faible. Ce qui limite
considérablement les contraintes mécaniques mesurables
à environ 100MPa. L’acier offre de meilleurs propriétés
mécaniques compatibles avec la fabrication d’un capteur
de force. En effet, l’utilisation de l’acier permet
d’atteindre de très grandes contraintes élastiques et par
conséquence une plus grande étendue de mesure. Dans ce
cas, la réponse du dispositif sera limitée par la défaillance
mécanique de la couche épaisse et non plus celle du
substrat [2].
Nous exposerons dans un premier temps la procédure
expérimentale adoptée, tout d’abord la fabrication des
dispositifs par sérigraphie puis leur méthode de
caractérisation. Enfin, les résultats obtenus seront
présentés et discutés.
2. Procédure expérimentale
La fabrication d’une jauge de déformation en couche
épaisse nécessite plusieurs niveaux d’impression utilisant
des encres différentes à chaque étape. Cette technique de
fabrication particulière de composants électroniques est
décrite dans la suite.
Nous introduirons ensuite la procédure mis en œuvre
pour la caractérisation des éléments piézorésistifs obtenus
servant de jauge de déformation.
2.1 Procédé de fabrication
La sérigraphie est une technique d’impression. Elle
permet de déposer sur un substrat des pâtes ou encres
ayant des propriétés électriques particulières ;
diélectrique, conductrice ou résistive. La combinaison de
plusieurs couches de circuit imprimé permet la
fabrication de composants électriques individuels ou de
circuits fonctionnels complets.
Les pâtes utilisées sont des pâtes dites « minérales ».
Elles sont composées d’une phase minérale permanente
et d’une phase organique temporaire servant de véhicule.
La phase minérale comprend un matériau actif qui
confère les propriétés électriques, un dopant pour
modifier les propriétés physico-chimiques et des liants
minéraux. La phase organique est composée d’un liant
organique pour les propriétés rhéologiques de l’encre et
des solvants pour assurer la cohésion de la couche après
séchage.
La pâte est placée sur un écran souple qui se déforme
au passage d’une raclette. Les motifs présents sur le
masque sont imprimés sur le substrat comme illustré sur
la figure 1.
Figure 1. Processus de sérigraphie
Chaque étape de sérigraphie nécessite un traitement
thermique, celui-ci commence par un séchage de la
couche déposée à 150°C entre 10 min et 20 min qui
permet l’évaporation des solvants présents dans la pâte et
enfin une cuisson à 850°C pendant 10 min selon le cycle
de température de 60 min pour la solidification du verre
et le scellement de la couche.
La fabrication de nos jauges de déformations a
nécessité six étapes d’impression. La première couche
déposée est une pâte diélectrique Heraeus GPA 2008038. Celle-ci permettant d’isoler électriquement les
couches supérieures du substrat en acier inoxydable.
Après le dépôt de cette première couche, celle-ci est
séchée et recuite selon la procédure décrite
précédemment. En suivant la même démarche, deux
autres couches d’encre diélectrique sont sérigraphiées,
séchées et recuites. Cela permet d’obtenir une isolation de
l’acier sans artefact dû à un défaut d’impression et
d’avoir une surface de diélectrique relativement plate.
Suivant la même méthode, nous déposons une pâte
conductrice Heraeus C1076SD. Ensuite vient le dépôt de
la pâte piézorésistive Heraeus R8241DG entre les
conducteurs, elle est séchée et recuite comme
précédemment. Enfin une couche diélectrique
d’overglaze Dupont est déposée sur les résistances,
séchée et recuite cette fois à 550°C pendant 1 min pour
un cycle de température de 20min. Le résultat obtenu est
illustré sur la figure 2.
avons utilisé le principe du cantilever illustré sur la
figure 3 [4].
y
z
x
w
h
Jauge de
déformation
Il s’agit d’une poutre rectangulaire fixée d’un coté et
dont l’autre côté est en porte-à-faux. Une longueur L0 de
la poutre est suspendue et une force F est appliquée à son
extrémité à l’aide de masses. La déformation ε en point x
de la poutre est donnée par la relation suivante :
M GF (x)
E
Iy
Contact
(>10µm
d’épaisseur)
Overglaze
y ⋅ M GF ( x )
E⋅Iy
( 2)
r
: Moment selon l’axe Oz (N.m)
: Module d’Young (N.m²)
: Moment d’inertie (m4)
Le moment M GF (x) s’écrit :
b)
Piézo-résistance
(>20µm d’épaisseur)
x
F
Figure 3. Poutre suspendue
ε ( x, y ) = −
a)
L0
M GF ( x) = F ( L0 − x)
(3)
Le moment quadratique Iz nous donne :
Diélectrique (>70µm d’épaisseur)
Iy =
Substrat
c)
Figure 2. a) Photo d’une jauge sérigraphiée sur
alumine sans overglaze. b) Photo d’une jauge
sérigraphiée sur acier inoxydable 304 avec overglaze.
c) Schéma en coupe d’une jauge sérigraphiée
∫∫
S
y 2 dy ⋅ dz =
w ⋅ h3
12
(4)
En substituant les expressions 3 et 4 à l’expression 2,
la déformation ε au niveau de la jauge de déformation
sérigraphiée s’écrit :
6 ⋅ F ( L0 − x)
ε ( x, h / 2) =
(5)
E ⋅ w⋅ h2
2.2 Méthode de caractérisation
Une jauge de déformation piézorésistive est
caractérisée par son facteur de jauge. Ce facteur jauge,
noté k, correspond au rapport entre la variation relative de
sa résistance et la déformation qu’elle subit :
k=
∆R
∆R
ε
R
(1)
R : Variation relative de la résistance
ε : Déformation subie par la résistance
La déformation ε correspond à l’allongement relatif de
la longueur de la jauge, ε = ∆l l . Afin de mesurer le
facteur de jauge de la couche épaisse résistive, nous
L’expression 5 peut être utilisée pour calculer la
déformation subie par la jauge en connaissant la
géométrie de la poutre et la force appliquée à son
extrémité. En plaçant la jauge dans le sens de la
déformation appliquée et en mesurant la variation de sa
résistance, il est possible d’en déduire son facteur de
jauge.
2.3 Montage électronique
Le montage électronique utilisé pour la mesure des
variations de résistance des jauges est un pont de
Wheatstone en quart de pont alimenté en tension avec un
amplificateur d’instrumentation AD620 ayant un gain de
Gain=450. La sortie du montage est connectée à un
multimètre agilent 3440a relié à un ordinateur pour le
traitement des données.
R1
R2
VE
Gain
Vs
R3
Rj
Figure 5. Variation de résistance d’une jauge
sérigraphiée sur acier en fonction de sa déformation
Figure 4. Pont de Wheatstone utilisé pour les mesures
Sur la figure 4, la résistance notée Rj est la résistance
correspondant à la jauge de déformation à caractériser.
Les autres résistances sont des résistances de précision,
elle sont prises tel que R1= R2= R3=Rj. En présence d’une
déformation, la tension Vs en sortie du montage sera :
V s = V E ⋅ G ain .
∆R j
4⋅Rj
(6)
D’après les relations 1, 5 et 6, le facteur de jauge vaut
alors :
4 ⋅ Vs
4 ⋅ Vs
1
E ⋅w⋅h
⋅
=
.
G ain ⋅ V E ε ( x, h / 2) G ain ⋅ V E 6 ⋅ F ( L0 − x )
(7 )
C’est en s’appuyant sur cette relation que l’on déduit
la valeur du facteur de jauge des jauges sérigraphiées.
3. Résultats
Nous avons effectué des sérigraphies sur alumine et
acier inoxydable 304 dans les mêmes conditions afin de
pouvoir comparer les résultats obtenus sur acier à ceux
sur alumine qui est le substrat standard pour la
technologie couche épaisse.
La figure 5 et 6 montre un résultat de la variation de
résistance des jauges sérigraphiées sur acier et sur
alumine.
Figure 6. Variation de résistance d’une jauge
sérigraphiée sur alumine en fonction de sa
déformation
Les jauges sérigraphiées aussi bien sur acier que sur
alumine présentent une bonne linéarité sur notre plage de
mesure de ±250µε. Les facteurs de jauge obtenus sur
acier 304 sont similaires à ceux mesurés sur alumine.
Nous avons effectué des mesures sur 3 échantillons
d’acier et 3 échantillons d’alumine. Nous obtenons des
facteurs de jauges compris entre 10 et 13.
La dépendance en température des jauges est présenté
sur la figure 7. Les échantillons d’acier et d’alumine ont
été placées dans une enceinte thermostatée. Nous avons
ensuite relevé la valeur des résistances des jauges
sérigraphiées pour différentes températures. Les relevés
sont effectués après 20 min d’attente pour chaque palier
de température.
acier
alumine
acier
11750
alumine
acier
alumine
11500
9250
Résistance (Ω)
k=
2
9000
8750
8500
8250
8000
20
30
40
50
60
70
80
90
100
110
Température (°C)
Figure 7. Résistances des jauges sérigraphiées en
fonction de la température
Pour décrire la variation des résistances des jauges en
fonction de la température, nous prenons un modèle au
première ordre de la forme :
R = R0 ⋅ (1 + α ⋅ T )
R0
α
T
Références
(7 )
[1] A. Canali, L. Malavasi, B. Morten and M. Prudenziani,
"Strain sensitivity in thick-film resistors", IEEE
Transactions on Components, Hybrid and Manufacturing
Technology 3 (1980) pp 421-423.
: Résistance à 0°C (Ω)
: Coefficient de variation thermique (°C-1)
: Température de la résistance (°C)
Les résultats sont synthétisés dans le tableau suivant :
substrat
acier
acier
acier
alumine
alumine
alumine
R0 (Ω)
8812,109
8979,182
11403,303
8170,296
11559,379
8572,131
Tableau 1 : Résultats de la
température des jauges
capteurs de force à jauges de déformation sérigraphiées
sans altérer les performances de celles-ci.
α (°C)
2,4E-4
2,5E-4
2,3E-4
1,2E-5
1,3E-5
1,5E-5
caractérisation
[2] C. Jacq, T. Maeder, S.Martinerie, G. Corradini, E. CarreñoMorelli and P. Ryser, "Analyse of thick film strain resitors
on stainless steel and ceramic substrates", 4th European
Microelectronics and Packaging Symposium (2006).
[3] K. I. Arshak, F. Ansari and D. Collin, "Analyse of thick film
strain resitors on stainless steel and ceramic substrates", Int.
J. Electronics 76 (1994) pp 365-376.
en
La valeur résistive R0 d’une jauge est fonction de ses
dimensions. Les résistances sérigraphiées utilisées lors de
cette mesure n’avaient pas toutes la même forme, elles
ont donc des valeurs résistives R0 différentes. Lorsque les
jauges sérigraphiées avaient mêmes dimensions, nous
avons constaté que leur valeur résistive n’était pas
influencée par la nature du substrat.
Par contre, nous observons que les coefficients de
variation thermique sont 20 fois plus élevés sur
acier que sur alumine passant de coefficients proches de
1,3.10-5 °C-1 à des coefficients de l’ordre de 2,5.10-5 °C-1.
Cette dégradation des performances peut être attribuée à
des coefficients de dilatation thermique différents pour
les deux substrats. En effet, l’alumine a un coefficient de
dilatation thermique égale à 7ppm/°C tandis que pour
l’acier celui-ci vaut 9.4ppm/°C. Les pâtes à sérigraphiées
étant développées pour être déposées alumine, leur
coefficient de dilatation thermique est très proche de celui
de l’alumine. Ainsi, il y a plus de contraintes générées
dans la couche épaisse sérigraphiée sur acier que sur
alumine [5]. Cela explique la plus grande dépendance en
température des couches sérigraphiées sur de l’acier.
4. Conclusions
L’utilisation de l’acier inoxydable comme substrat
alternatif pour la sérigraphie de couches épaisses a été
présenté dans ce papier. Une comparaison des
caractéristiques obtenues entre les résistances déposées
d’une part sur acier et d’autre part sur alumine et utilisées
comme jauges de déformation a été faite. Les
performances des jauges sérigraphiées sur acier sont
similaires aux performances sur alumine en dehors du fait
que l’acier permet d’appliquer des contraintes bien plus
importante. Par contre, la dépendance en température des
jauges déposée sur acier est bien plus importante. En
présence de variation de température, un montage
électronique en demi-pont permettrait une compensation
en température. L’acier inoxydable peut être utilisé
comme alternative à l’alumine pour la fabrication de
[4] A K. I. Arshak, F. Ansari, D. McDonagh and D. Collin,
"Development of a novel thick-film strain gauge sensor
system", Meas. Sci. Technol. 8 (1997) pp 58-70.
[5] Y. Zheng, J. Atkinson, R. Sion and Z. Zhang, "A study of
some production parameter effects on the resistancetemperature characteristics of thick film strain gauges", J.
Phys. D: Appl. Phys. 35 (2002) pp 1282-1289.
Influence du packaging d’une micro-antenne implantable dédiée à l’Imagerie
médicale par Résonance Magnétique (IRM) sur ses caractéristiques
Magdalèna COUTY,
Elisabeth DUFOUR-GERGAM
Institut d’Electronique Fondamentale (IEF)
UMR 8622 - CNRS/Université Paris Sud 11
Bât.220 91405 Orsay Cedex
Michael TATOULIAN
Laboratoire du Génie des Procédés Plasmas et
Traitements de Surface (LGPPTS) EA3492
Chimie ParisTech 75005 Paris
Email : [email protected]
Résumé
Une solution permettant d’obtenir des images de très
haute résolution et extrêmement bien localisées par Imagerie
médicale par Résonance Magnétique (IRM), outre
l’utilisation de champs magnétiques très intenses, consiste à
utiliser des antennes miniaturisées implantées au centre de la
zone d’intérêt. Cela permet notamment d’augmenter le
rapport signal à bruit. Généralement, les micro-antennes
présentent des connections électriques filaires, ce qui est peu
adapté à l’implantation. Nous présentons ici un design
d’antennes auto-résonantes, sans fil, appelées aussi
Résonateurs Multi-tours à Lignes de Transmission (RMLT) et
réalisées grâce aux technologies de micro-fabrication ─
micromoulage du cuivre sur substrat polymère flexible ─
combinées aux traitements de surface par procédés plasmas.
Leur utilisation nécessite une étape finale de packaging
permettant le confinement du champ électrique tout en
assurant la biocompatibilité du dispositif. Nous avons
étudié l’influence de l’épaisseur du revêtement (PDMS
dans
notre
cas)
sur
les
caractéristiques
électromagnétiques de l’antenne : fréquence de
résonance F0 et facteur de qualité Q, à vide (air) et en
charge (fantôme d’agarose saline). Nous avons mis en
évidence l’effet de la géométrie et démontré qu’à
environ 330µm, les valeurs de F0 et Q sont communes
pour les deux milieux puis restent constantes.
1. Introduction
La recherche dans le domaine des neurosciences se base
principalement sur des modèles établis sur le petit animal,
notamment pour la détection des tumeurs au stade précoce
et les maladies neurodégénératives telles que la maladie
d’Alzheimer. Dans ce cadre, l’Imagerie par Résonance
Magnétique (IRM), une technique de diagnostic puissante
et fiable qui utilise le principe de Résonance Magnétique
Nucléaire (RMN), peut être utilisée pour visualiser in vivo
le cerveau du petit rongeur. L’obtention d’images de très
haute qualité à l’échelle miniature requiert un fort Rapport
Signal sur Bruit (RSB) ainsi qu’une résolution spatiale
élevée (voxel de faible dimension), tout en conservant un
temps d’acquisition suffisamment court.
Généralement, ceci implique l’utilisation de champs
magnétiques très intenses, rendant souvent les équipements
IRM très chers et peu accessibles. Une autre solution
consiste à améliorer la sensibilité de l’antenne
radiofréquence utilisée pour la détection. Cette
amélioration est rendue possible notamment par la
réduction de la taille de l’antenne : d’une part, la quantité
de tissus analysée par l’antenne se trouve réduite, ce qui
diminue le bruit induit par l’échantillon ; et d’autre part,
le couplage magnétique entre l’antenne et l’échantillon
devient plus fort, ce qui augmente la quantité de signal
détecté par voxel [1].
En particulier, les limites de miniaturisation imposées
par la structure des antennes classiques ont pu être
franchies grâce au développement de designs originaux
de résonateurs monolithiques rendant ainsi possible
l’implantation d’antennes in vivo sans connections
filaires. Nous avons déjà développé le procédé de
fabrication de ce type d’antennes au sein de l’équipe [2].
Dans cet article, nous présentons le design ainsi que le
procédé de fabrication des antennes et l’étape finale de
packaging nécessité par son implantation, puis nous
étudions l’influence de cette dernière sur les
caractéristiques électromagnétiques de l’antenne :
fréquence de résonance F0 et facteur de qualité Q.
2. Principe du Résonateur Multi-tours à
Lignes de Transmission
Le Résonateur Multi-tours à Lignes de Transmission
(RMLT) est une structure auto-résonnante composée d’un
enroulement conducteur (cuivre dans notre cas) réalisé sur
les deux faces d’un substrat diélectrique (Figure 1),
constituant l’inductance et la résistance équivalentes. Le
substrat diélectrique permet une distribution continue de la
capacité, par propagation dans les lignes de transmission,
remplaçant ainsi l’emploi de composants discrets, inadapté
à cette échelle de dimensions. Les fentes reliant les tours
sont positionnées de manière diamétralement opposée de
part et d’autre du diélectrique afin de générer un champ
magnétique non nul à l’extérieur du circuit.
greffer des fonctions amines (─NH2) et rendre ainsi la
surface plus hydrophile. Une étude sur l’évolution des
modifications de surface dans le temps en fonction de la
durée et du milieu de stockage après traitement ont fait
l’objet d’un précédent article [4].
Figure 1. Résonateur Multi-tour à Lignes de
Transmission.
Pour réaliser des images à haut champ magnétique B0,
grâce à la résonance magnétique des protons de l’eau, la
fréquence de résonance des RMLT doit être égale à la
fréquence de Larmor 0 du noyau d’hydrogène.
0 

B0  299MHz pour B0  7Tesla
2
avec  le rapport gyromagnétique caractéristique du noyau.
Les caractéristiques géométriques présentées dans le
Tableau 1 ont été déterminées par simulation numérique
afin d’atteindre cette fréquence pour deux types d’antennes
avec un nombre de tours de 6 ou 7 et un diamètre compris
entre 5 et 6mm, mais présentant des rapports largeur de
piste (w) sur distance entre deux pistes (esp) différents. Ce
facteur rend compte du confinement électromagnétique du
champ au sein du composant. Les tissus cérébraux
possèdent une haute permittivité qui induit, en raison du
couplage diélectrique avec l’antenne, un shift de la
fréquence de résonance et une dégradation du facteur de
qualité.
Géométrie
w (µm)
esp (µm)
w/esp
Type A
Type B
88
118
40
110
2,20
1,07
Tableau 1. Caractéristiques géométriques des RMLT
pour l’imagerie 1H à 7Tesla.
3. Procédé de fabrication des RMLT
Les RMLT sont fabriqués sur substrat polymère par
micromoulage du cuivre, impliquant des étapes de
métallisation et de lithographie.
3.1 Choix du substrat
L’utilisation d’un substrat souple, comme un film
polymère rend l’antenne flexible, ce qui assure un meilleur
couplage avec l’échantillon en cas d’utilisation surfacique et
réduit l’aspect invasif en cas d’implantation.
Les propriétés électriques du substrat sont un critère
essentiel. En particulier, une faible valeur de tangente de
perte (tan δ) permet d’obtenir un Q élevé. Dans notre cas,
nous avons focalisé notre étude sur l’utilisation du
FluoroEthylènePropylène (FEP) Téflon® qui présente une
tangente de perte de 3.10-4 à 1 kHz et un Q attendu de
l’ordre de 120. .
3.2 Prétraitement de la surface par plasma
Les polymères fluorés comme le FEP Téflon® ont des
propriétés hydrophobes bien connues [3] qui engendrent
généralement des problèmes liés à la faible adhérence du
métal sur la surface. Le substrat doit donc être
préalablement soumis à un traitement plasma N2/H2 afin de
3.3 Micromoulage du cuivre
Les RMLT sont ensuite fabriqués sur le FEP Téflon®
en salle blanche [2] en utilisant le procédé de
micromoulage du cuivre, dont les étapes technologiques
sont décrites en Figure 2.
 Métallisation par
pulvérisation cathodique
10nm titane + 100nm cuivre
 Photolithographie
moule en résine photosensible
épaisse 20µm
 Dépôt électrolytique
de cuivre
épaisseur 10µm
 Dissolution du moule et
gravure humide de la
sous-couche métallique
Figure 2. Etapes technologiques du procédé de
micromoulage du cuivre.
Ce procédé est réalisé sur les deux faces du substrat,
avec une étape d’alignement lors de la photolithographie de
la seconde face (Figure 3).
Piste déposée sur la face
inférieure vue par
transparence
Piste déposée sur la face
supérieure
Figure 3. Image au microscope optique des pistes du
résonateur multi-tours
Les antennes fabriquées (Figure 4) doivent ensuite être
packagées en les enrobant d’un matériau diélectrique en vue
de confiner le champ et ainsi limiter le couplage diélectrique
avec les tissus et de permettre leur implantation in vivo.
pendant une durée effective de 5s et à une puissance de 2W
[4].
On effectue ensuite un dépôt de PDMS par spin-coating
à 2500tr/min, d’une épaisseur de 23µm d’après la
calibration, soit une épaisseur légèrement supérieure à deux
fois l’épaisseur des spires, dans le but de remplir
complètement les inter-spires. La Figure 6 est une image
par microscopie électronique d’une coupe de ce dépôt : on
observe effectivement un bon remplissage de l’inter-spire
ainsi qu’une surface de dépôt plane.
Figure 4. Antennes fabriquées sur FEP Téflon®.
PDMS
Piste de
cuivre
4. Etape finale de packaging PDMS
4.1 Choix du matériau de packaging
FEP Téflon®
Le
matériau
d’enrobage
choisi
est
le
PolyDiMéthylSiloxane (PDMS), élastomère transparent
dont les propriétés de biocompatibilité – au moins à court
terme – sont bien connues [5]. Sa permittivité  est de 2,65
à 1MHz et il possède une faible tangente de perte (tan  =
1.10-3 à 100kHz). De plus, sa préparation est simple et bien
maîtrisée.
4.2 Calibration de l’épaisseur de PDMS
Le PDMS est préparé grâce à un kit commercial
Sylgard®184 avec un ratio oligomère/réticulant : 10/1 en
masse afin d’obtenir un module de Young le plus bas
possible [6] et de conserver une flexibilité élevée en vue de
l’implantation. Il est déposé en couche mince par spin
coating puis recuit en étuve pendant 30min à 95°C. Nous
avons effectué une calibration de l’épaisseur des couches
obtenues dans ces conditions en fonction de la vitesse de
rotation (Figure 5) qui s’est avérée cohérente avec les
épaisseurs reportées dans la littérature [7].
épaisseur PDMS (µm)
250
vitesse = accélération (constante)
t = 90s
200
150
100
50
0
500
1000
1500
2000
2500
110µm
3000
Vitesse de rotation (tr/min)
Figure 5. Calibration de l’épaisseur de PDMS en fonction
de la vitesse de rotation.
4.3 Caractérisation du dépôt de PDMS
Afin d’augmenter l’adhérence entre l’antenne et le
revêtement PDMS, la surface est préalablement soumise à
un traitement plasma à basse fréquence (70kHz) sous
atmosphère He/O2:50/50 à une pression de 0,6mbar
Figure 6. Vue en coupe par microscopie électronique de
la couche de PDMS sur un RMLT.
5. Effet du packaging des RMLT sur F0 et Q
Nous avons étudié l’effet du packaging avec le PDMS,
notamment en fonction de son épaisseur et de la géométrie
de l’antenne sur les caractéristiques électromagnétiques de
celle-ci : fréquence de résonance F0 et facteur de qualité Q,
et ce, dans deux milieux de mesure différents : à vide, c’està-dire dans l’air, et en charge dans un fantôme d’agarose
saline modélisant la conductivité des tissus cérébraux.
L’objectif de cette étude est de déterminer l’épaisseur de
revêtement permettant d’obtenir en charge une fréquence
de résonance de 299MHz et un facteur de qualité supérieur
à 60.
Pour cela, nous avons augmenté progressivement
l’épaisseur du revêtement à l’aide de feuillets PDMS de
20µm préparés par spin coating sur un autre support puis
collés sur chaque face de l’antenne après activation de la
surface par plasma O2. A chaque incrément, la
caractérisation des RMLT a été réalisée selon une méthode
inductive, avec une boucle en cuivre de diamètre 1,4cm et
un analyseur de réseau E5061A (Agilent Technologies) [8].
Plusieurs groupes de deux à trois antennes ayant
exactement la même géométrie ont reçu un premier dépôt
de PDMS, comme décrit en section 4.3, puis l’épaisseur a
été augmentée par collage de feuillets. Afin de vérifier que
le revêtement PDMS ne subit pas d’effet lorsqu’il est placé
régulièrement dans le gel d’agarose, une antenne de chaque
groupe a servi de témoin et n’a été caractérisée que dans
l’air. En outre, au sein d’un même groupe, nous avons une
bonne reproductibilité.
5.1 Influence de l’épaisseur de PDMS et du
diamètre
Dans tous les cas, lorsque l’épaisseur de PDMS
augmente, on observe une diminution non linéaire de F0 à
vide (Figure 7) due à la permittivité de l’élastomère, plus
élevée que celle de l’air. Cet effet est plus important lors du
dépôt des premiers microns, au contact direct des spires. A
partir de 260µm, F0 devient constante ce qui signifierait que
le champ électrique ne se propagerait pas au-delà de cette
distance au sein du PDMS. Il serait alors totalement confiné
par le revêtement.
Dans les deux cas, les valeurs de Q sont proches de 100.
5.3 Influence du milieu du mesure
370
5,4mm
5,5mm
F0 à vide (MHz)
360
350
340
330
320
0
50
100
150
200
250
300
épaisseur de PDMS (µm)
La figure 9 nous montre que les valeurs de F0 sont
systématiquement plus faibles dans l’agarose saline que
dans l’air (Figure 9) en raison du couplage diélectrique
important avec le milieu conducteur. En milieu
électriquement conducteur, cette valeur augmente avec
l’épaisseur de PDMS. Ainsi, plus le revêtement de matériau
diélectrique sur l’antenne est épais, plus le couplage
diélectrique est faible. On observe ainsi une convergence
vers une fréquence commune aux 2 milieux (ici 305MHz)
pour une épaisseur de PDMS de 280µm. La variation est
qualitativement la même pour les deux rapports w/esp, mais
quantitativement plus importante pour le rapport
w/esp=2,20 ce qui est cohérent avec le fait que dans ce cas,
le couplage intrinsèque est également plus important. .
Figure 7. Variation de F0 à vide en fonction de l’épaisseur de
PDMS pour 2 antennes de type B.
Pour une épaisseur d’environ 260µm de PDMS sur
chaque face de l’antenne, la diminution non linéaire de F0 à
vide est de 9% et 13% respectivement pour les rapports
w/esp=1,07 et 2,20 (Figure 8).
370
F0 à vide (MHz)
300
280
260
240
220
200
180
160
0
50
100
150
200
250
300
350
400
épaisseur PDMS (µm)
Figure 9. Variation de F0 dans l’air et dans l’agarose en fonction
de l’épaisseur de PDMS pour w/esp=2,20.
5.2 Influence du rapport w/esp
w/esp=2,20
w/esp=1,07
360
320
F0 (MHz)
Pour les mêmes paramètres w et esp, lorsqu’on
augmente le diamètre, F0 diminue. La variation de F0 à vide
en fonction de l’épaisseur de PDMS reste quantitativement
la même, la courbe étant tout simplement translatée vers les
plus basses fréquences. Aussi, on peut déduire que pour
obtenir une valeur de F0 à vide de 300MHz constante à
partir de 260µm, il faut que le RMLT présente une valeur
de F0 sans revêtement de 346 ± 1MHz.
Lorsque l’épaisseur de PDMS augmente, la valeur de Q
diminue de 10% maximum à 200µm, mais reste tout de
même excellent pour l’imagerie (supérieur à 80). Nous
n’avons pas observé d’influence du diamètre sur la valeur
de Q.
air
agarose
340
350
Comme pour F0, les valeurs de Q sont
systématiquement plus faibles dans l’agarose saline que
dans l’air. Celui-ci augmente de manière linéaire jusqu’à une
valeur d’environ 80 pour une épaisseur de PDMS de
330µm (Figure 10), puis reste constant. Cette variation
s’explique par les mêmes raisons que celle de F0. La même
variation a été observée pour le rapport w/esp=1,07, mais
avec une pente plus faible pour la partie linéaire dans le cas
d’épaisseurs inférieures à 330µm.
100
340
80
330
60
Q
320
0
50
100
150
200
250
épaisseur de PDMS (µm)
Figure 8. Variation de à vide en fonction de l’épaisseur de
PDMS pour les rapports w/esp=1,07 et 2,20.
Cette différence peut s’expliquer par un confinement
plus important des lignes de champ en présence de
diélectrique entre les spires lorsque celles-ci sont plus
rapprochées. Des cartes de champ sont en cours de
réalisation pour vérifier cette hypothèse.
air
agarose
40
20
0
0
50
100
150
200
250
300
350
400
épaisseur PDMS (µm)
Figure 10. Variation de Q dans l’air et dans l’agarose en
fonction de l’épaisseur de PDMS pour une antenne de type A.
6. Conclusion
Nous avons étudié l’effet de l’épaisseur de l’enrobage
contrôlé des RMLT avec le PDMS sur leurs
caractéristiques. La valeur de F0 à vide diminue de manière
non linéaire lorsque l’épaisseur de PDMS augmente. Cette
variation est quantitativement plus importante lorsque les
spires sont resserrées. Q à vide diminue de manière linéaire
de 10% au maximum (pour 200µm de PDMS sur chaque
face), mais reste excellent pour l’imagerie. F0 et Q en
charge sont systématiquement plus bas qu’à vide en raison
du couplage diélectrique avec le milieu conducteur, mais
augmentent avec l’épaisseur de PDMS, qui confine les
lignes de champ et limite ce couplage, jusqu’à une valeur
commune pour les deux milieux à forte épaisseur de PDMS
(280µm pour F0 et 330µm pour Q).
Les valeurs obtenues sont extrêmement encourageantes
car elles permettent sans aucun doute d’obtenir des images
IRM de bonne qualité. Cependant, les épaisseurs mises en
jeu sont relativement importantes ce qui risque d’entrainer
une rigidité de l’antenne difficilement compatible avec leur
implantation. Des séquences d’imageries in vivo sont
programmées très prochainement afin de tester leurs
performances directement sur le cerveau du rat.
Remerciements
Nous adressons nos sincères remerciements à Sylvain
MASSEY, post-doctorant au LGPPTS de Chimie
ParisTech, pour sa collaboration, notamment en ce qui
concerne les traitements de surface par procédé plasma.
Références
[1] M. Poirier-Quinot, "Microscopie locale par résonance
magnétique chez l’homme et le petit animal à l’aide
d’antennes miniatures en cuivre ou en céramique
supraconductrice", Thèse de l’Université Paris XI (2004)
pp.29-38.
http://www.u2r2m.u-psud.fr/u2r2m/Theses/
Marie_Poirier_Quinot/Marie_Poirier_Quinot_These.pdf
[2] M. Woytasik, J-C. Ginefri, J.-S. Raynaud, M. Poirier-Quinot,
E. Dufour-Gergam, J.-P. Grandchamp, O. Girard, P. Robert,
J.-P. Gilles, E. Martincic: "Characterization of flexible RF
microcoils dedicated to local MRI", Microsystem
Technologies 13 (2007) pp 1575-1580.
[3] F.D. Egitto, L.J. Matienzo, "Plasma modification of polymer
surfaces for adhesion improvement", IBM J. Res. Develop.,
38 (1994) pp. 423-439, 1994.
[4] M. Couty, E. Dufour-Gergam, M. Tatoulian: "Etude du
procédé de fabrication sur support souple de micro-antennes
implantables pour l’Imagerie médicale par Résonance
Magnétique˝, Proceedings JNRDM 2010, p54.
[5] M. Liu, J. Sun, Y. Sun, C. Bock, Q. Chen:
"Thickness-dependent mechanical
polydimethylsiloxane membranes˝,
properties
of
J. Micromech.
Microeng. 19 (2009) DOI: 10.1088/0960-1317/19/3/035028
(4pages).
[6] A. Mata, A. J. Fleischman, S. Roy: "Characterization of
Polydimethylsiloxane (PDMS) Properties for Biomedical
Micro/Nanosystems˝, Biomedical MicroDevices 7 (2005)
pp.281-293.
[7] D. Fuard, T. Tzvetkova-Chevolleau, S. Decossas, P. Tracqui, P.
Schiavone: "Optimization of poly-di-methyl-siloxane (PDMS)
substrates for studying cellular adhesion and motility”,
Microelectronic Engineering 85 (2008) pp.1285-1293.
[8] J.-C. Ginefri, E. Durand, L. Darasse: "Quick
measurement of nuclear magnetic resonance coil
sensitivity with a single-loop probe”, Review of
Scientific Instruments 70 (1999) pp.473
Récupération d’énergie de pression par voie piézoélectrique optimisée
Martin DETERRE, Elie LEFEUVRE et Elisabeth DUFOUR-GERGAM
Université Paris Sud 11
Laboratoire IEF – UMR 8622 CNRS
15, rue Georges Clemenceau
91405 Orsay Cedex
Email : [email protected]
Résumé
Cet article présente une méthode de récupération
d’énergie pour alimenter des microsystèmes autonomes, et
plus particulièrement des systèmes médicaux implantables.
Un diaphragme muni d’un matériau piézoélectrique est
disposé au contact d’un fluide soumis à des variations de
pressions régulières tel que le sang. Une optimisation de
l’extraction de la charge générée piézoélectriquement, basée
sur l’application d’une tension contrôlée, est proposée,
modélisée analytiquement et validée expérimentalement. Dans
le régime considéré, l’énergie récupérée est proportionnelle à
l’amplitude de la tension appliquée.
1. Introduction
Les récentes avancées en matière de microfabrication
et de biotechnologies permettent dorénavant le
développement d’une grande variété de systèmes
miniaturisés implantables à des fins de monitoring, de
diagnostic ou de traitement. Ces progrès font croitre les
besoins des praticiens et patients pour ces systèmes
miniaturisés, car ils permettent des procédures
d’implantation moins invasives, plus de confort, des
performances accrues, et souvent ouvrent l’accès à des
nouveaux types de diagnostics et traitements.
Dans la plupart des cas, ces dispositifs nécessitent une
source d’énergie afin d’alimenter les éléments actifs, tels
des capteurs ou transmetteurs, tout en conservant leur
caractère miniaturisé. Les technologies de piles et
batteries réalisent régulièrement des progrès importants,
mais ces sources d’énergie ont de plus en plus de
difficultés à suivre le rythme de miniaturisation des
éléments actifs sans altérer significativement la durée de
vie des systèmes considérés. Une approche alternative
consiste à récupérer l’énergie disponible dans
l’environnement ambiant. Mais traditionnellement, les
dispositifs de récupération produisent une quantité
d’énergie limitée car le gisement d’énergie ambiante
récupérable est faible, et cette difficulté a limité les
premières applications de ce type de source d’énergie.
Cependant, les récentes évolutions en matière de gestion
énergétique des circuits électroniques conjuguées aux
progrès de la miniaturisation réduisent toujours plus la
consommation des capteurs et des systèmes miniaturisés.
En parallèle, les performances et rendements des
récupérateurs d’énergie s’améliorent, ce qui ouvre cette
voie à un nombre grandissant d’applications, dont les
systèmes implantables. En outre, l’abondance de l’énergie
dissipée par le corps humain motive le développement
d’un composant capable d’en récupérer une partie.
L’énergie générée par le corps humain est présente en de
nombreux endroits et sous de nombreuses formes :
dissipation de chaleur, accélération, contractions
musculaires, mouvement des articulations, coups de talon,
etc… De nombreuses sources d’énergie au niveau du
corps humain sont présentées par Starner [1, 2]. A titre
d’exemple, certains niveaux de puissance atteignables y
ont été estimés à des valeurs d’environ quelques watts
pour la chaleur corporelle, un watt pour la respiration et
un watt pour la pression sanguine. Quelques applications
commerciales d’appareils alimentés par le corps humain
ont déjà été développées, comme les lampes de poche que
l’on secoue, les montres à remontage inertiel ou
thermoélectriques, ou bien encore les diodes alimentées
par le talon. Une revue plus exhaustive de récupérateurs
d’énergie provenant du corps humain a été publiée par
Romero et al. [3].
2. Méthodes de récupération d’énergie pour
implants médicaux
Ce phénomène atteint maintenant le cas des
stimulateurs cardiaques, dans lequel la consommation et
la puissance théorique générée par un récupérateur
d’énergie raisonnablement dimensionné atteignent tous
deux une valeur de plusieurs dizaines de microwatts.
Goto et al. [4] ont d'ores et déjà prouvé la faisabilité de
l’utilisation d’un récupérateur pour alimenter un
pacemaker de chien. Dans leurs travaux, un mécanisme
inertiel de microgénération emprunté à une montre
SEIKO Kinetic a été encapsulé dans un boitier en
polyvinyl. Ce système est basé sur une masse excentrée
en rotation, qui transmet son énergie par l’intermédiaire
d’engrenages à un rotor générant une tension par
induction électromagnétique. Le dispositif est placé sur la
paroi atrio-ventriculaire droite du cœur de l’animal, et
bien que l’énergie extraite (13 µJ par battement) soit
inférieure à la consommation du pacemaker (50 µJ par
battement), la faisabilité du concept de pacemaker
alimenté par récupération d’énergie est envisagée.
La très large majorité des récupérateurs d’énergie
actuels sont basés sur un dispositif inertiel [5], c'est-à-dire
qui récupère l’accélération du milieu ambiant pour agir
sur une masse, dont le déplacement relatif génère de
l’électricité par l’intermédiaire d’un transducteur
piézoélectrique, électromagnétique, ou électrostatique. La
puissance récupérée dépend principalement de la
fréquence d’excitation, de son amplitude, et est toujours
proportionnelle à la masse inertielle. Si l’excitation est
concentrée sur une fréquence spécifique fixe, le
récupérateur peut être conçu pour résonner à la même
fréquence (système faiblement amorti) et bénéficier ainsi
d’une amplification mécanique pour récupérer un
maximum de l’énergie inertielle, mais reste limité par la
course de la masse. C’est pourquoi les récupérateurs
inertiels habituels sont performants uniquement pour des
applications où les excitations sont à hautes et stables
fréquences et de petites amplitudes, dans le domaine
industriel par exemple [6, 7]. Dans le cas de
l’environnement du corps humain, les excitations
proviennent de l’accélération du corps ou des organes.
Elles n’ont pas de fréquences spécifiques stables pour
lesquelles le récupérateur d’énergie peut-être optimisé de
manière résonante, et ces fréquences sont très basses
(inférieures à 10Hz) ce qui génère de grands
déplacements et n’est pas adapté à la miniaturisation. Les
générateurs existants miniaturisés adaptés au corps
humain ne sont donc pas résonnants, et ne peuvent
générer une densité de puissance supérieure à celle des
piles actuelles, comme les configurations proposées dans
les références [8, 9].
Certains dispositifs non inertiels tentent de récupérer
non pas l’accélération du corps ou des organes, mais leur
déplacement. C’est le cas des micro-générateurs de type
Seiko, qui restent trop volumineux et ne fournissent pas
assez d’énergie [4], ou du cas spécifique des générateurs
piézoélectriques montés sous les talons, fournissant eux
une grande puissance mais aux dimensions
macroscopiques. D’autres méthodes nécessitant plusieurs
points d’ancrages ont étés proposées [10, 11], mais sont
difficile à implémenter et ont un caractère invasif et
facilement inflammatoire.
pour défléchir un diaphragme souple, générant de
l’énergie s’il est couplé à un élément transducteur. Ainsi,
Clark et Mo [12] ont étudié la déflexion mécanique et
l’optimisation du dimensionnement d’une couche
piézoélectrique (illustrée Figure 1) fixée sur un
diaphragme assujetti à de telles variations de pression.
Après une étude analytique des différentes grandeurs
électriques et mécaniques du diaphragme en déflexion,
des simulations numériques donnant le rayon optimal de
la couche piézoélectrique sont présentées. Cependant,
aucune méthode d’extraction de l’énergie récupérable
calculée théoriquement n’est présentée.
Figure 1 : Diaphragme composé d’un substrat et d’une
couche piézoélectrique, d’après [12]
Dans le cas présent, la fréquence d'excitation est très
faible (entre un et deux Hertz), comparée aux fréquences
de résonance typiques concevables d’un tel système
(plutôt de l'ordre de quelques centaines de Hertz). Ainsi,
nous nous plaçons dans le cas d'une excitation quasistatique dans lequel la force d'inertie est négligeable. Ceci
diffère notablement des récupérateurs piézoélectriques
classiques, tels que ceux habituellement présentés dans la
littérature ([13] y décrit certains exemples), dans lesquels
les phénomènes de résonance (amplification mécanique)
sont primordiaux. En effet, ils permettent une
amplification de la puissance extraite, d'où leur
importance dans l'optimisation de la structure de
récupération. A titre d’exemple, des méthodes
d’optimisation de tels systèmes sont présentées dans les
références [14, 15].
3.1 Modèle analytique
3. Récupération des variations de pression
par voie piézoélectrique
Nous nous proposons ici d’étudier la récupération de
l’énergie des efforts dus aux variations de pression
sanguine pour des dispositifs implantables en milieu
sanguin. En effet, au cours du cycle cardiaque, les
mesures typiques sur patient donnent que la pression
sanguine varie avec une amplitude d’environ 20 mmHg
dans le ventricule droit, 100 mmHg dans le ventricule
gauche, et 40 mmHg dans le système artériel, dans
chaque cas à la fréquence cardiaque, soit environ 1 Hz.
Cette variation de pression peut par exemple être utilisée
Pour un récupérateur piézoélectrique modélisé par un
système masse-ressort, comme peut l’être le diaphragme
en première approximation, les équations régissant les
grandeurs électriques macroscopiques en quasi-statique
sont les suivantes :
 F = kx + αV

Q = αx − C 0V
(1)
où F représente la force appliquée par la pression sur le
diaphragme, k la raideur de ce dernier, x son déplacement,
α le couplage électromécanique, Q la charge électrique
extraite, V la tension aux bornes du piézo, et C0 sa
capacité. En éliminant la variable de déplacement de ces
équations, la charge et l’intensité extraites peuvent être
exprimées par :
α 2

F − 
+ C 0 V
k
 k

2
•
α • α
i = F − 
+ C 0  V
k
 k

Q=
et
α
(2)
(3)
De ces équations, nous pouvons élaborer une méthode
d’extraction de la charge basée sur une application forcée
de la tension V aux bornes du piézo similairement à la
conversion de type Ericsson présentée dans la référence
[14]. En choisissant une tension V au profil carré
d’amplitude V0, en phase avec le sens de variation de la
force sur le diaphragme (voir les profils du graphique du
haut de la Figure 2), la charge Q générée
piézoélectriquement lors de la variation de pression sur le
diaphragme va être extraite sous la tension V0, sans que
l’intensité qui en découle n’y soit sensible (d’après (3)).
Ainsi, la puissance récupérée est proportionnelle à
l’amplitude de la tension appliquée, dans les limites de
validité de ce modèle linéaire idéal.
En traçant le cycle énergétique Q-V de ce cycle de
conversion (Figure 3), l’énergie extraite par cycle peut
être exprimée par :
Wextraite = 2
α
k
F0V0
(4)
où F0 représente l’amplitude de la force appliquée au
diaphragme. Ceci confirme le caractère linéaire de
l’énergie récupérée en fonction de V0.
Figure 2 : Profils temporels typiques
Figure 3 : Cycle énergétique de conversion
3.2 Mesures expérimentales
Un diaphragme de 4.5 cm de diamètre, sur lequel un
matériau piézo de 2.5 cm de diamètre est disposé selon la
configuration de la Figure 1, a été soumis à une pression
variant de 0 à 50 mmHg à une fréquence de 1 Hz. Les
différents paramètres du système ont été déterminés par
des expériences préliminaires, essentiellement en
mesurant la tension générée par le piézo en circuit ouvert
(Vc.o.) et la charge extraite en court-circuit (Qc.c.).
Pour une pression appliquée de 30 mmHg, le
coefficient αF0/k (=Qc.c.) a été mesuré à environ 970 nC.
Ensuite, le système a été placé dans la configuration de
conversion décrite plus haut, et l’énergie récupérée a été
mesurée en fonction de l’amplitude de la tension
appliquée V0 (Figure 4). Le caractère linéaire de ces
résultats tend à valider le modèle analytique, dont une
régression linéaire donne une pente de 420 nW/V, ce qui
est à moins de 15% près le résultat attendu d’après
l’équation (4) et la mesure du coefficient αF0/k.
Figure 4 : Energie récupérée – mesures
expérimentales couplées à une régression linéaire.
Une étude expérimentale approfondie illustrant cette
méthode de récupération d’énergie basée sur un
diaphragme piézoélectrique soumis à des variations de
pression telles que présentes dans le corps humain sera
ultérieurement présentée.
4. Conclusions
Dans cette étude, un concept de récupération d’énergie
pour dispositifs implantables basé sur les variations de
pression en milieu sanguin appliquées à un diaphragme
piézoélectrique en régime quasi-statique a été présenté.
Une méthode associée d’extraction de l’énergie optimisée
par le contrôle de la tension a été analysée puis validée
expérimentalement.
Références
[1] Starner T 1996 Human-powered wearable computing IBM
Syst. J. 35 618–29
[2] Starner T and Paradiso J A 2004 Human generated power
for mobile electronics Low Power Electronics Design, ed C
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[3] E Romero, R O Warrington and M R Neuman, Energy
scavenging sources for biomedical sensors Physiol. Meas. 30
(2009) R35–R62
[4] Goto H, Sugiera T, Harada Y and Kazui T 1999 Feasibility
of using the automatic generating system for quartz watches as a
leadless pacemaker power source Med. Biol. Eng. Comput. 37
377–80
[5] Roundy S 2005 On the effectiveness of vibration-based
energy harvesting J. Intell. Mater. Syst. Struct. 16 809–23
[6] Stephen Roberts, Roy Freeland, Neil White,
Electromechanical Generator for Converting Mechanical
Vibrational Energy, PERPETUUM LTD., US 2010/0176664
A1, 2006
[7] Jiankang Huang, Robert C. O'Handley, David Bono, High
efficiency vibration energy harvester, Ferro Solutions, Inc., US
patent 6984902, 2006
[8] White, Robert; Savage, George and Zdeblick, Mark,
Implantable cardiac motion powered piezoelectric energy
source,Proteus Biomedical, Inc., US Patent 7729768, 2010
[9] Wen KO. H, Piezoelectric Energy Converter For Electronic
Implants, US Patent 3456134, 1969
[10] Holzer Asher, Micro-Generator Implant, Sirius Implantable
Systems Ltd, US2005256549 (A1), 2005
[11] Snaper, Alvin A., Bio-operable power source, US Patent
5431694, 1995
[12] William W. Clark and Changki Mo, Piezoelectric Energy
Harvesting for Bio MEMS Applications Energy Harvesting
Technologies 2009, Part V, 405-430, DOI: 10.1007/978-0-38776464-1_16
[13] Steven R Anton and Henry A Sodano, A review of power
harvesting using piezoelectric materials (2003–2006), Smart
Mater. Struct. 16 (2007) R1–R21 doi:10.1088/09641726/16/3/R01
[14] Elie Lefeuvre, Gaël Sebald, Daniel Guyomar, Mickaël
Lallart and Claude Richard, Materials, structures and power
interfaces for efficient piezoelectric energy harvesting, Journal
of Electroceramics, Volume 22, Numbers 1-3, 171-179, 2009,
DOI: 10.1007/s10832-007-9361-6
[15] E. Lefeuvre , A. Badel, C. Richard, L. Petit, D. Guyomar,
A comparison between several vibration-powered piezoelectric
generators for standalone systems, Sensors and Actuators A 126
(2006) 405–416
Développement de Micro-capteurs électrochimique pour la détection des ions
glutamate dans la salive
L. DJEGHLAF1 ,2,K.DIALLO1,2, J. LAUNAY1,2, P. TEMPLE BOYER1,2
1
Université de Toulouse
2
Laboratoire LAAS-CNRS/Groupe M2D
7, avenue du colonel Roche Toulouse, France
Email : [email protected]
Résumé
Ce rapport décrit les propriétés de détection des EnFETs
(Enzymatic Field Effect Transistors) pour la détection du
glutamate, Les microcapteurs EnFET étudiés sont réalisés en
se basant sur l'adaptation d'un pH-ChemFET (Chemical
Field Effect Transistors) à la détection biochimique grâce à
une couche enzymatique qui recouvre la partie sensible du
capteur. Cette couche enzymatique est fabriquée en piégeant
l’enzyme dans du PVA (poly vinyl alcool), qui est un polymère
adapté à notre application. La modélisation des capteurs
Glutamate-EnFETs est tout d'abord décrite, permettant
l'études des paramètres influents, puis le procédé de
fabrication et la caractérisation des capteurs pH-ChemFET
est présenté, afin de comparer les propriétés de la microélectrode de référence integrée en Ag/AgCl avec une électrode
commerciale similaire.
1. Introduction
L'acide glutamique et plus particulièrement son ion
associé le glutamate sont des additifs largement utilisés
dans l'agro-alimentaire car caractéristiques du gout
"umami". Cependant, leur consommation en excès peut
être responsable de troubles cérébraux entraînant sueurs,
maux de tête, perte d'équilibre, évanouissement et/ou
douleurs [1] [2]. Il devient ainsi important de
développer des techniques d'analyse des ions
glutamates. Les travaux visent ainsi le développement
de capteurs enzymatiques basés sur les transistors à effet
de champ sensibles au pH (pH-ChemFET), pour la
détection du glutamate. Ils visent à la réalisation
technologique des microcapteurs Glutamate-EnFET
(enzymatic field effect transistor), à leur modélisation et
à leur caractérisation en milieux aqueux puis dans la
salive, et enfin à leur intégration au sein d'un
masticateur électronique développé par le laboratoire
FLAVIC-INRA à Dijon.
2. Modélisation et principe de détection :
Le principe de détection est basé sur l’hydrolyse
enzymatique du glutamate. La glutamate oxydase
catalyse cette hydrolyse selon la réaction suivante :
Glutamate + O2 + H2O → Oxoglurate + H2O2 + NH3
Cette réaction enzymatique est responsable d’une
variation de pH due principalement à la production
d’ammoniac NH3 en solution. Ces variations en vont
être étudiées grâce au couple acide/base NH4+/NH3:
NH4+ + H2O ↔ NH3 + H3O+
La méthode de détection est basée sur l’utilisation de
la couche sensible (SiO2/Si3N4) du pH-ChemFET adapté
à la détection enzymatique du glutamate grâce à une
couche de poly vinyl alcool (PVA) riche en glutamate
oxydase [3]. Le système de détection sensible est décrit
selon la figure 1.
-la première zone, constituée de la couche solide en
nitrure de silicium Si3N4, considérée comme une
barrière à la diffusion des espèces en solution
-la deuxième zone, constituée de la couche enzymatique
en
PVA
est
caractérisée
par
terme
de
production/consommation des espèces biochimiques g
non nul
-la troisième zone, constituée par l’électrolyte, est
caractérisée par un terme de production /consommation
des espèces biochimiques g nul
Figure 1. Description de la structure SiO2/Si3N4
/PVA/électrolyte
Le modèle a été développé à partir des mécanismes
de diffusion des principales espèces chimiques présentes
dans le milieu d'analyse (loi de Fick) :
∂ C ( x, t )
∂ 2 C ( x, t )
=D
± ε g ( x, t )
∂t
∂ x 2 (1)
(1)
Le premier terme de l'équation 1 représente le
phénomène de la diffusion dans l'électrolyte où D est le
coefficient de diffusion des espèces chimiques étudiées.
Le deuxième terme εg(x,t) représente les phénomènes
de consommation / production enzymatique par unité de
temps, le paramètre entier ε est représentatif de l'état de
"consommation" (ε <0) ou de "production" (ε > 0) de
l'espèce chimique étudiée en fonction de la réaction
enzymatique. Comme cette réaction se produit
uniquement dans la couche de PVA, le terme g(x, t) est
supposé nul ailleurs (Figure 1). Selon l'équation de
Michaelis-Menten, g (x, t) est donné par :
g ( x, t ) = aM nenz
[ S1 ]( x, t )[ S2 ]( x, t )
[ S1 ]( x, t )[ S2 ]( x, t ) + K M
La réaction enzymatique va consommer le glutamate
pour produire l’oxoglurate et l’ammoniac qui est
responsable de l’augmentation de la basicité: plus la
consommation de glutamate est importante, plus le pH
va augmenter. De même, plus le milieu est acide, plus la
quantité d’ammoniac nécessaire à cette variation doit
être grande, et donc plus la quantité de glutamate à
consommer doit être importante (figure 4)
pH=11
(2)
Où aM est l'activité maximale pour une unité
enzymatique), nenz est le nombre d'unités enzymatique
par unité de volume de PVA, [S1](x,t) et [S2](x,t) sont
les concentrations en glutamate et oxygène dissous en
solution, et KM est la constante de Michaelis de
l'enzyme.
La figure 2 représente la diffusion du glutamate en
fonction de la distance à l’interface pour différents
temps. L’effet de consommation du glutamate dans la
couche de PVA fait apparaitre la production et la
diffusion de l’ammoniac dans l’électrolyte (figure 3).
pH=4
Figure 4. Réponse du capteur pour différentes
Valeurs du potentiel initial pH0
La figure 5 montre que l’ont peut jouer sur la
gamme de détection du glutamate en modifiant la
concentration de l’enzyme. De plus, il est important de
constater qu’à partir d'une certaine valeur de
concentration, il apparait une saturation de la détection
du glutamate.
3 nenz=1e7 cm
3 nenz=10 cm
Figure 2. Diffusion du glutamate
Figure 5. Réponse du capteur pour différentes
valeurs du nombre d’unités enzymatiques par unité
de volume
3. Conception du pH–ChemFET :
Les puces ChemFETs on été fabriquées sur des
substrats silicium d’orientation <100> de type N avec
une concentration en dopants de 1013 atm/cm3.
La couche sensible est constituée d’une bicouche
SiO2/Si3N4 de 50 nm d’épaisseur chacune, le nitrure de
silicium a été choisi en raison de ses propriétés
isolantes, de son hydrophobie et de sa sensibilité au pH.
Figure 3. Diffusion de l’ammoniac
Une couche de passivation SU8 est déposée à la fin
sur tout le substrat en laissant la zone sensible et les
contacts ouverts. La taille de la puce est de 3.5*3.5
mm2, la connexion électrique des puces sur le circuit se
-Phase 4 : injection de 0,13 ml/min de HCl à 10-1 mol/l
pendant 75 minutes, soit 10ml de HCl injecté, le pH va
passer de 10 à 2
fait par microsoudure et l’encapsulation se fait par un
"Glop Top" de silicone [4]
-Phase 5 : pas d’injection, pH constant (environ 2)
0,2
1
2
4
3
5
0,1
Vs (mV)
0,0
-0,1
-0,2
-0,3
0
2000
4000
6000
8000
10000
12000
14000
Temps ( s)
Figure 8. Evolution de la tension de source Vs du
pH-ChemFET en fonction du temps.
Figure 6. Plaquette de composants pH-ChemFETs
Figure 7. Report des puces sur circuit imprimé
4. Caractérisation, résultat et discussion:
La figure 8 montre la réponse du capteur pendant
l’expérience de titrage acido-basique. La mesure permet
de caractériser correctement les variations de pH en
accord avec la théorie. Par comparaison avec les
données de l'électrode pH commerciale, nous pouvons
donc évaluer la sensibilité du microcapteur pHChemFET à 52 mV/pH environ en bon accord avec la
loi de Nernst (Figure 9). Ces résultats valident d'ores et
déjà le procédé de fabrication de nos capteurs.
4.1. Etudes des pH-ChemFETs avec le fil
Ag/AgCl:
0,2
Nous partons de 50ml d’une solution de HCl
centimolaire, nous injectons ensuite 10ml d'une solution
de TMAH décimolaire pour passer d’un pH 2 à un pH
10, puis nous injectons 10 ml d’une solution de HCl
décimolaire pour revenir à un pH 2. Le courant drain–
source commandé par le ChemFETmètre étant de
100µA et la tension drain-source de 1.5 V, la mesure va
se faire en cinq phases :
-phase 1 : pas d’injection, pH constant (pH=2) durant 20
minutes
-Phase 2 : injection de 0,13 ml de TMAH à 10-1 mol/l
pendant 1h, soit 8 ml de TMAH injecté, le pH va passer
de 2 à 10 environ
-Phase 3 : pas d’injection, le pH reste constant(10)
pendant 20 min
S=51,72 mV/pH
0,1
Vs (mV)
Pour caractériser les pH-ChemFETs, on utilise un
banc de mesure en continu. Ce banc permet de faire des
mesures de sensibilité à l’aide d'une interface de mesure
spécifique : le ChemFETmètre. Le microcapteur pHChemFET est plongé dans une solution contrôlée par
une électrode pH commerciale, l’homogénéité du pH de
la solution étant assurée par un agitateur magnétique. Ce
banc dispose de burettes automatiques contenant un
acide fort HCl [10-1 mol/l] ou une base forte de TMAH
[10-1 mol/l], permettant d’injecter de l’acide ou de la
base afin de faire varier le pH de la solution.
0,0
-0,1
-0,2
-0,3
2
4
6
8
10
pH
Figure 9 : Sensibilité du capteur avec un fil Ag/AgCl
utilisé comme électrode de polarisation
4.2. Etudes des pH-ChemFETs avec l’électrode
intégrée en argent chloré Ag/AgCl:
Apres avoir réalisé les microélectrodes en argent, il
nous faut les chlorer pour obtenir des électrodes
Ag/AgCl intégrées, Il suffit de tremper l’argent dans
une solution de FeCl3 après un passage par un cycle de
polarisation pour le nettoyage et la désoxydation de la
couche d’argent.
l’électrode Ag/AgCl intégrée puis, nous ferons les tests
pour la détection des ions glutamates en déposant
l’enzyme glutamate oxydase sur la surface sensible du
pH-ChemFET.
-0,1
-0,2
Vs(mV)
-0,3
-0,4
Références :
-0,5
-0,6
-0,7
-0,8
0
2000
4000
6000
8000
10000
12000
14000
Temps(s)
Figure 10. Comportement de pH-ChemFET en
utilisant l’électrode intégré Ag/AgCl
[1] D. Braeken, D. Rand, A. Andrei, R. Huys, M. Spira, S.
Yitzchaik, J. Shappir, G. Borghs, G. Callewaert, et C.
Bartic, “Glutamate sensing with enzyme-modified
floating-gate field effect transistors,” Biosensors and
Bioelectronics, vol. 24, Avr. 2009, p. 2384-2389.
[2] E. McLamore, S. Mohanty, J. Shi, J. Claussen, S.
Jedlicka, J. Rickus, et D. Porterfield, “A self-referencing
glutamate biosensor for measuring real time neuronal
glutamate flux,” Journal of Neuroscience Methods, vol.
189, Mai. 2010, p. 14-22.
-0,10
S=48,23 mV/pH
[3] P. Temple-Boyer, A. Benyahia, W. Sant, M. PourcielGouzy, J. Launay, et A. Martinez, “Modelling of ureaEnFETs for haemodialysis applications,” Sensors and
Actuators B: Chemical, vol. 131, Mai. 2008, p. 525-532.
-0,15
-0,20
Vs ( mV)
-0,25
-0,30
[4] A. Benyahia, thèse de doctorat à l’Université Paul
Sabatier “Conception, réalisation et modélisation de
microcapteurs pour l'analyse biochimique Application à
la détection de l'urée,” Juin. 2010.
-0,35
-0,40
-0,45
-0,50
2
3
4
5
6
7
8
9
10
pH
Figure 11 : Sensibilité du capteur avec l’électrode
intégré Ag/AgCl utilisé comme électrode de
polarisation
La figure 10 montre des résultats obtenus avec
l’électrode intégrée Ag/AgCl, L’allure de la courbe suit
bien l’évolution du pH (quoique qu'une instabilité de
mesure ait eu lieu en début d'expérience…) et la réponse
est linéaire (figure 11). Ces résultats sont presque
comparables à ceux obtenus avec le fil Ag/AgCl. On
trouve une sensibilité de 48.23 mV/pH, ces résultats
sont encourageants et valident le procédé de fabrication
de nos capteurs.
Conclusion et perspectives:
Dans ce rapport, nous avons présenté le modèle pour
les capteurs enzymatiques Glutamate-EnFET, modéle
élaboré à partir des équations physico-chimiques
relatives à la réaction enzymatique, aux équations acidobasiques, aux équations de diffusion et à la réponse
potentiométrique du capteur. Ce modèle a permis
d’étudier la compréhension des phénomènes mis en jeu,
d’étudier l’influence de différents paramètres, et de
prévoir le comportement du capteur glutamate-EnFET.
Pour la partie expérimentale, les premiers résultats
obtenus avec le fil Ag/AgCl valident le procédé de
fabrication de nos capteurs avec une sensibilité au pH
de 52 mV/pH. L'accent est maintenant mis sur
l'amélioration de la sensibilité du capteur en utilisant
Adaptation des outils et de la méthodologie de la microélectronique pour la
conception de systèmes biologiques
Yves GENDRAULT
Université de Strasbourg
Laboratoire InESS – UMR 7163 CNRS
ENSPS - Parc d’Innovation - Boulevard Sébastien Brant
BP 10413 - 67412 ILLKIRCH
Email : [email protected]
Résumé
La biologie synthétique est une science issue du
rapprochement entre les biotechnologies et les sciences pour
l’ingénieur. Elle tend à créer des organismes nouveaux par
une combinaison rationnelle d’éléments biologiques
standardisés qui sont découplés de leur contexte naturel. Le
travail présenté dans ce papier se focalise sur les aspects liés
à la conception ex-vivo des biosystèmes, étape qui a été
identifiée comme indispensable dans le processus de synthèse
mais qui n’existe pas à l’heure actuelle. Nous montrons ici
que les processus biologiques peuvent être modélisés comme
certaines fonctions électroniques, et en particulier des portes
logiques. Par cette analogie, il semble qu’une adaptation des
méthodes de CAO de l’électronique à la biologie synthétique
soit prometteuse. Le travail est illustré à l’aide d’une simple
régulation génétique, qui est le mécanisme de base de la
biologie synthétique.
1. Introduction
Le domaine de la biologie synthétique est une
extension de la biotechnologie, avec le but ultime d’être
capable de concevoir et construire des systèmes
biologiques fabriqués. Ceux-ci ont pour but de traiter
l’information, de manipuler les éléments chimiques, de
produire de l’énergie, de fournir de la nourriture et de
maintenir et améliorer la santé humaine et notre
environnement [1].
Les débouchés de ce domaine sont multiples. Ils vont
de la santé avec la biothérapie (des biosystèmes
permettant de soigner ou de réguler une partie du corps
humain défaillante pourraient être intégrés à des patients),
à l’écologie (des biosystèmes pourraient palier à des
catastrophes écologiques comme des marées noires).
Nous avons par exemple, le développement d’un
capteur d’arsenic biologique [2]. Celui-ci est capable de
faire varier le pH de la solution dans laquelle il est
introduit, en cas de présence d’arsenic. Un tel système
permet d’éviter des tests longs et couteux, car un simple
test pH suffit alors. Un moniteur biologique a aussi été
réalisé à l’aide de bactéries [3]. Dans ce projet, les pixels
sont remplacés par des cellules émettrices de lumière,
pouvant être commandées par des impulsions électriques.
Enfin, un biosystème capable de cibler et de détruire des
cellules cancéreuses chez E. coli, bactérie abondante chez
l’être humain, a été envisagé[4].
Ces exemples proviennent d’équipes qui ont participé
à l’iGEM (international Genetically Engineered Machine
competition) [5]. Ce concours est une compétition
internationale de biologie synthétique entre étudiants du
premier cycle universitaire, réalisée par le MIT. Son but
est la construction de Biobricks, c’est-à-dire des morceaux
d’ADN synthétique, qui, une fois assemblés, permettent
de créer des biosystèmes [6].
La conception de nouveaux systèmes biologiques
répond à une démarche rigoureuse et méthodique :
l’assemblage hiérarchique de sous-systèmes dans un
organisme support conduit à la réalisation de nouvelles
fonctions biologiques. Cette démarche est très semblable à
celle utilisée en microélectronique, où l’assemblage
hiérarchique de transistors sur du silicium conduit à la
réalisation d’une fonction électronique.
Aujourd’hui, il n’existe pas, pour la biologie
synthétique, de démarches systématiques de conception
comparables à celles utilisées depuis des dizaines
d’années déjà dans le domaine de la microélectronique.
Notre travail intervient dans la mise en place de ce flot de
conception pour la biologie synthétique. La première
étape consiste en l’élaboration d’une bibliothèque de
modèles de sous-fonctions biologiques (régulation
génétique, portes logiques, oscillateurs, ...), à l’image de
celles qui sont proposées par les fonderies
microélectroniques pour l’élaboration. Cette bibliothèque
permettra de simuler des systèmes biologiques
synthétiques conçus par assemblage manuel de sousfonctions.
Dans un premier temps, nous allons voir les
adaptations nécessaires, à réaliser sur le flot de conception
de la microélectronique pour le rendre compatible avec
les contraintes de la biologie. Ensuite, nous présentons
l’analogie qui peut être faite entre mécanismes
biologiques et logique numérique, par le biais du
mécanisme de synthèse de protéine. Enfin, dans la partie
modélisation, nous expliquons les différents niveaux
d’abstraction utilisés pour simuler les biosystèmes en
axant principalement cette partie sur le modèle basniveau.
2. Flot de conception
Dans cette partie, une méthode pour concevoir des
biosystèmes,
basée
sur
celle
employée
en
microélectronique va être détaillée. Celle-ci peut être
subdivisée en quatre étapes schématisées Figure 1.
Figure 1. Flot de conception pour un biosystème
Comme les mécanismes biologiques peuvent être
décrits de manière abstraite par des fonctions logiques,
nous nous calquons sur le flot de conception des circuits
numériques. Partant du cahier des charges d’un
biosystème, la première étape consiste à réaliser une
description haut-niveau de ce système. Ensuite, une
synthèse logique est faite à partir de cette description.
Celle-ci est possible grâce à l’analogie entre les
mécanismes biologiques et les portes logiques, présentée
partie 3. L’étape suivante utilise la base de données du
Registry of Standard Biological Parts [6], afin de
transformer le circuit logique en Biobricks. Cette étape,
automatisée dans le cas de la synthèse de circuits
électronique
numériques,
est
encore
réalisée
manuellement en biologie.
Enfin les dernières étapes correspondent à la validation
du biosystème par des simulations bas-niveau et des
analyses post-conception. Ces différentes étapes reposent
sur un design kit efficace [7][8], comprenant les fonctions
biologiques utilisables, leurs caractéristiques, leur schéma
logique et les Biobricks correspondantes et les modèles
sous plusieurs niveaux d’abstraction (présentés partie 4).
son utilisation dans la réalisation de portes logiques.
Néanmoins, d’autres mécanismes et d’autres portes
élémentaires ont déjà été validés [8][9].
Le mécanisme biologique de la synthèse des protéines
se déroule en deux étapes principales : la transcription de
l’ADN, présent au niveau des gènes, en ARN messager et
la traduction de l’ARN messager en une protéine.
Pour amorcer la transcription d’un gène, le mécanisme
a besoin de reconnaitre une molécule, nommée activateur,
qui va venir se fixer en début du gène. Celle-ci peut être
une protéine ou un complexe protéique (Figure 2). En
présence de cet activateur, la transcription débutera et la
synthèse de la ou des protéine(s) codée(s) sur le gène se
fera. En l’absence de celui-ci, il ne se passera rien.
Une autre protéine, ou un autre complexe protéique
peut aussi venir se fixer en début du gène. Celui-ci
s’appelle le répresseur (Figure 2). Il va avoir l’effet
inverse de l’activateur, c’est-à-dire qu’il va empêcher la
transcription du gène, s’il est présent. Il est dominant par
rapport à l’activateur et si les deux sont présents, le gène
ne sera pas synthétisé.
Figure 2. Schéma d’un gène
En résumant ce mécanisme de synthèse dans une table
de vérité, ayant pour entrées l’activateur (A) et le
répresseur (R), et pour sortie l’état du gène concerné et la
protéine (X), le tableau Figure 3.a) est obtenu.
3. Analogie entre mécanismes biologiques et
logique numérique
Contrairement à la microélectronique, où les porteurs
de l’information sont les électrons, en biologie
synthétique, nous nous intéresserons aux protéines qui
jouent ce rôle. Celles-ci sont les espèces chimiques à la
base du fonctionnement de la cellule. Elles sont utilisées
par différents mécanismes au sein de la cellule : la
synthèse (mécanisme de production), la dégradation
(mécanisme de destruction), la combinaison, etc ...
Pour réaliser des fonctions logiques biologiques, il va
falloir utiliser ces différents mécanismes. Certaines
fonctions biologiques spécifiques peuvent avantager la
conception, mais la plupart du temps il faut adapter les
mécanismes existants afin d’arriver à la fonction logique
souhaitée.
Chaque mécanisme est une brique de base que nous
pouvons combiner à d’autres pour arriver à une fonction
plus complexe (la protéine synthétisée par une brique sert
à activer la suivante). Dans cette partie, il sera décrit
uniquement le mécanisme de la synthèse des protéines et
Figure 3. a)Tableau de vérité pour la synthèse d’un
gène et b) Schéma de la porte logique NOT-IF
Cette table de vérité correspond à l’opérateur logique
d’inhibition qui se traduit en électronique par une porte
logique NOT-IF, représentée Figure 3.b). Cette porte
correspond à l’équation logique (1).
X  A R
(1)
L’opérateur d’inhibition est un opérateur universel, c'està-dire qu’il permet de réaliser toutes les autres fonctions
logiques à partir de combinaison de celle-ci. Mais pour
certaines fonctions logiques, comme la porte AND, il est
plus
simple
d’utiliser
d’autres
mécanismes
biologiques [8][9][10][11].
4. Modélisation
Partant du principe que les mécanismes biologiques
peuvent être représentés par des opérateurs logiques, nous
calquons leur modélisation sur celle des composants
électroniques numériques. En microélectronique, il existe
plusieurs
niveaux
d’abstraction,
ou
plusieurs
représentations d’un système. Les représentations hautniveau traduisent la fonction du composant dans un
langage spécifique et les représentations bas-niveau se
basent sur la physique du composant. A chaque niveau
d’abstraction correspond une approche de modélisation
différente.
La nécessité de posséder plusieurs modèles sous
différents niveaux d’abstraction vient de l’utilisation de
ceux-ci. Il est intéressant de se servir des modèles hautniveau (permettant des simulations rapides), pour valider
le concept d’un système et ils permettent, par
l’intermédiaire des outils de CAO, de faire de la
conception top-down des systèmes. Les modèles basniveau sont utilisés quant à eux, pour prédire précisément
le comportement du système. Mais c’est surtout la
possibilité de les utiliser conjointement qui présente un
intérêt, pour pouvoir simuler rapidement des systèmes
avec des niveaux de détails différents en fonction du
besoin (partie sensible ou pas, déjà validée ou pas, ...).
Pour sa facilité à utiliser plusieurs niveaux d’abstractions
nos modèles sont développés en VHDL et VHDLAMS [12].
En biologie synthétique, une modélisation à différents
niveaux d’abstraction présente le même intérêt. Dans cette
partie nous ne traiterons, à titre d’exemple, que du
mécanisme de synthèse de protéine. Pour ce mécanisme
simple, le modèle haut-niveau se résume par
l’équation (1). Dans la suite, seul le modèle bas-niveau de
type « flot de données » sera traité, mais d’autres variantes
et d’autres niveaux d’abstraction existent [8][9].
4.1 Modèle bas-niveau de la synthèse des
protéines
Tous les mécanismes biologiques reposent sur des
équations chimiques liant les différentes espèces
chimiques en jeu. Ces équations chimiques peuvent être
transformées en équations différentielles ordinaires
(Ordinary Differential Equation : ODE) ce qui permettra
de les incorporer facilement dans un modèle compact
exploitable par les simulateurs électroniques. Ainsi pour
la synthèse des protéines, nous obtenons deux équations,
(2) et (3), correspondant aux deux étapes de ce
mécanisme.
ARNm 

t
ktr
  K
p 1   X p
  p
 




np




 d mARNm  ARNm  (2)
L’équation (1) correspond à la transcription de l’ADN
en ARNm et se base sur l’équation de Hill [13]. Elle fait
intervenir les différentes protéines Xp, dont la
concentration s’écrit [Xp], intervenant dans la régulation
de l’expression génétique (l’activateur et le répresseur).
Elle dépend aussi des paramètres suivants : ktr, constante
de la cinétique de transcription ; Kp, la constante de Hill
représentant la force de l’activateur ou du répresseur ; np,
le coefficient de Hill (positif pour l’activateur et négatif
pour le répresseur) ; et dARNm, le coefficient de dégradation
de l’ARNm.
L’équation (3) défini la deuxième partie de la synthèse,
à savoir la traduction de l’ARNm en protéine P. Nous y
retrouvons les paramètres suivants : ktl, la constante de la
cinétique de traduction et dP, le coefficient de dégradation
de la protéine P. Avec ces deux équations, la synthèse des
protéines est correctement modélisée.
P
 ktl  ARNm   d P  P
t
(3)
Supposons un système avec un seul activateur A et un
répresseur R. En résolvant (3) en statique, on trouve que
la concentration de P est proportionnelle à celle d’ARNm.
En faisant de même sur l’équation (2), on remarque que la
seule condition pour que la concentration d’ARNm soit
non-nulle, est que la concentration de R soit nulle. Dans
ce cas, la concentration d’ARNm varie directement
avec A. Ainsi, on a bien la proposition logique « P est
synthétisée en présence de A et en absence de R ».
Les avantages d’un tel modèle sont multiples, comme
la simulation à temps continu qui permet de savoir à un
instant t donné la concentration exacte de chaque espèce,
mais aussi l’évolution temporelle des quantités. Tout cela
permet à ce modèle d’être très précis et de donner
l’évolution du système de manière très proche de la
réalité.
Il présente aussi des inconvénients, comme le fait de
contenir des expressions complexes pour chaque
mécanisme. A chaque fois, au moins une ODE est utilisée
et il faut la résoudre à chaque simulation, ce qui en fait un
modèle relativement long à simuler. L’autre principal
inconvénient de ce modèle est qu’il repose sur des flots de
données (modèle de type schéma-bloc), ce qui oblige à
inclure dans le modèle des équations supplémentaires,
pour calculer l’évolution des concentrations d’entrée. Par
conséquence, un bloc ne peut pas avoir d’effet sur sa
propre entrée. Cela revient, en électronique, à imposer des
conditions sur les impédances d’entrée et de sortie de
chacun des sous-blocs. En biologie, ces conditions ne sont
pas nécessairement respectées. Par exemple, l’utilisation
d’une protéine activatrice dans le processus de synthèse,
favorise sa dégradation. Plus le gène est actif, plus la
concentration de cette protéine diminue, et nous ne
pouvons pas tenir compte de ce phénomène avec le
modèle « flot de données ».
4.2 Résultats de simulation
Nous allons présenter les résultats de simulation du
modèle bas-niveau de la porte NOT-IF, présentée dans la
partie 3. Ce modèle utilise les équations vues
précédemment avec seulement deux protéines
régulatrices : A qui joue le rôle d’un activateur et R qui
joue le rôle d’un répresseur. On obtient les simulations
figure 4.
Figure 4. Résultats de simulation pour le modèle basniveau d’une porte NOT-IF biologique
Ces simulations confirment le comportement logique
de ce mécanisme. Par des méthodes équivalentes, d’autres
mécanismes et d’autres portes logiques ont pu être
modélisés et simulés [7][8][9].
5. Conclusion
Comme nous avons pu le voir dans ce papier, la
biologie synthétique est un domaine en plein essor, mais
nécessite des connaissances dans plusieurs autres
domaines, dont, bien évidemment, la biologie moléculaire
pour ce qui est de la réalisation des systèmes mais aussi
les sciences pour l’ingénieur, et en particulier de la
microélectronique, pour ce qui est de la conception de
ceux-ci.
Comme nous l’avons montré dans ce papier,
l’adaptation des outils et de la méthodologie employés en
microélectronique semble possible, et pourra être utilisée
dans la conception automatisée de biosystèmes
complexes. Ainsi cette nouvelle science peut tirer parti
des 60 ans d’expérience de la microélectronique dans la
conception de systèmes.
Une fois les bases posées, les prochains travaux dans
ce domaine concernent l’extraction des paramètres de
biosystèmes fonctionnels, servant à la validation des
modèles, (afin de faire correspondre ceux-ci aux systèmes
réels) ou l’automatisation de certaines taches comme la
recherche de Biobricks, correspondant aux fonctions
logiques voulues.
Références
[1] D. Endy, "Foundations for engineering biology", Nature,
438 (Novembre 2005) pp 449–453.
[2] J. Aleksic, F. Bizzari, Y. Cai et al., "Development of a novel
biosensor for the detection of arsenic in drinking water.",
Synthetic Biology, IET, 1 (Juin 2007) pp 87–90.
[3] "A Bio-screen", http://2009.igem.org/Team:Valencia/home.
[4] F. Reza, K. Chandran, M. Feltz et al., "Engineering novel
synthetic biological systems.", Synthetic Biology, IET, 1
(Juin 2007) pp 48–52.
[5] Massachusetts Institute of Technology, "international
genetically
engineered
machine
competition",
http://2010.igem.org/.
[6]
"Registry
of
standard
biological
parts",
http://partsregistry.org/.
[7] M. Madec, C. Lallement et al. "Synthetic biology and
microelectronics: a similar design flow", Circuits and
Systems and TAISA Conference, (2009) pp 1–4.
[8] M. Madec, C. Lallement, Y. Gendrault, and J. Haiech,
"Design methodology for synthetic biosystems", Mixed
Design of Integrated Circuits and System, (2010) pp 621626.
[9] Y. Gendrault, M. Madec, C. Lallement, and J. Haiech,
"Multi-abstraction modeling in synthetic biology", Applied
Sciences in Biomedical and Communication Technologies
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Principles,
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and
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2007) pp 53–58.
Biopuce microfluidique dédiée à l’électrofusion hautement parallélisée
Feriel HAMDI1, 2, Olivier FRANCAIS2, Marion. WOYTASIK1, Lluis M. MIR3, 4, Elisabeth
DUFOUR-GERGAM1, Bruno LE PIOUFLE2
1
Univ Paris-Sud, CNRS, Laboratoire IEF – UMR 8622, 15 rue Georges Clemenceau 91405
Orsay Cedex
2
ENS Cachan, CNRS, Laboratoire SATIE – UMR 8029, 61 av du Pdt Wilson
94235 Cachan Cedex
3
CNRS, UMR 8203, Institut Gustave-Roussy, PR2, 114 av Edouard Vaillant, 94800 Villejuif
4
Univ Paris-Sud, UMR 8203, PR2, 114 av Edouard Vaillant, 94800 Villejuif
Email : [email protected]
Résumé
Cet article présente le développement autour d’une
biopuce microfluidique dédiée à la fusion de deux types
cellulaires de manière hautement parallélisée pour
l’obtention d’hybridomes utilisables dans le cadre de la
thérapie des maladies du cancer. Le processus de fusion est
initié par des impulsions électriques appliquées à des cellules
appariées dans des pièges microfluidiques. Le papier
présente la stratégie utilisée pour la capture et l’appariement
des cellules avant l’électrofusion en combinant forces
fluidiques et électriques. Ce principe peut être hautement
parallélisé dans le but de remplir l’objectif qui est la
production d’un grand nombre de cellules hybrides. Le
procédé de microfabrication de la biopuce est décrit et
s’appuie sur un substrat en verre, des électrodes en or, une
structure microfluidique en SU8 et un scèllement en PDMS.
Les premiers résultats expérimentaux qui sont présentés
confirment l’efficacité du microsystème proposé pour le
piégeage, l’appariement et la fusion de cellules.
Pour effectuer le protocole de fusion entre deux
cellules distinctes, trois étapes sont mises en place au sein
de la biopuce :
i) Piégeage des cellules en flux dans le canal
microfluidique afin de les isoler.
ii) Appariement des cellules deux à deux.
iii) Initiation du processus de fusion par l’utilisation
d’impulsions électriques tout en maintenant le contact
entre les cellules.
Le processus de fusion est déclenché par une
perméabilisation de la membrane cellulaire lorsque son
potentiel transmembranaire (différence de potentiel entre
l’intérieur et l’extérieur de la cellule) dépasse 0.3V en
valeur typique [2]. Lors de la récupération de leur
intégrité, il est possible de faire fusionner deux
membranes cellulaires mises en contact et ainsi d’obtenir
une cellule hybride contenant le matériel génétique des
deux cellules initiales. Les valeurs usuelles des impulsions
électriques utilisées afin d’obtenir cette perméabilisation
sont de quelques kV/cm pour des durées de quelques
100µs [3].
1. Introduction
2. Conception de la biopuce
L’électrofusion in vitro d’une cellule dendritique et
d’une cellule cancéreuse formant ainsi un hybridome dans
le but de combiner leurs fonctions et leur matériel
génétique est une des nouvelles techniques investiguées
pour l’immunothérapie du cancer. En effet, les
hybridomes produits massivement constitueraient un
vaccin qui pourrait être réinjecté in vivo pour déclencher
le système immunitaire du patient [1]. Actuellement,
l’électrofusion se fait avec un faible rendement (25% au
mieux) et de manière anarchique (hybridomes multi
nucléaires) dans des cuves macroscopiques en raison du
manque de contrôle précis du champ vu par les cellules et
de leur position. L’approche miniaturisée développée dans
cette étude offre la possibilité d’améliorer ce rendement
par le contrôle des différentes étapes amenant à une
électrofusion, ce qui permet d’envisager une haute
parallélisation du nombre de fusions en vue d’une
production massive de cellules hybrides.
Le principe ici présenté pour apparier deux cellules au
sein d’un réseau microfluidique est dérivé d’un
microsystème originalement dédié au mélange de gouttes
[4]. Il s’appuie sur des forces principalement
hydrodynamiques qui peuvent être couplées à des effets
électriques (forces de Di-éléctrophorèse) par l’ajout
d’électrodes au sein du réseau [5]. Des simulations
électriques et fluidiques ont été effectuées pour vérifier le
bon fonctionnement des motifs développés.
2.1 Simulations fluidiques
Avec la réduction des dimensions, et donc dans le
domaine de la microfluidique, le nombre de Reynolds, qui
caractérise la nature de tout écoulement fluidique, tend à
être très faible. Les écoulements sont donc laminaires [6].
De ce fait, les particules suivent les lignes de flux sans
subir de tourbillon. En insérant des obstacles dans un
écoulement, ceux-ci vont permettre de capturer une
cellule suivant une ligne de flux les traversant. Sur la
figure 1.A, un exemple d’obstacles est présenté. Chaque
élément de capture contient une ouverture qui, après
capture d’une cellule, voit une reconfiguration de la
cartographie des lignes de flux (Figure 1.B). Ainsi, si les
pièges sont occupés, les cellules les contournent pour
passer aux suivants. La simulation de la vitesse de flux
prend en compte le modèle incompressible de NavierStokes avec un fluide ayant les propriétés de densité et de
viscosité de l’eau.
L’appariement se fait alors en trois étapes suivant ce
déroulement :
i) Les cellules de type A sont capturées
fluidiquement dans une première zone de piégeage
(cf. figure 1)
ii) Le flux est inversé entrainant les cellules de type
A dans une deuxième zone de piégeage, en face de la
1ère, zone utilisée pour d’appariement et la fusion.
iii) Les cellules de type B sont alors injectées afin
d’être placées en zone 2.
2
2
1
1
2
2
2
1
1
1
Comparaison
des vitesses
30µm
Figure 2: Simulation Comsol© du profil de la vitesse
de flux sur une ligne horizontale contenant les pièges
2.2 Simulations électriques
Après le placement des cellules, vient l’étape de
fusion. Des électrodes en or sont prévues de part et
d’autre de la zone d’appariement afin d’y appliquer le
champ électrique permettant leur fusion par l’utilisation
d’impulsions d’électroperméabilisation d’amplitude de 2 à
3 kV/cm et d’une durée de 100 µs.
La figure 3 montre un exemple de répartition du
champ électrique obtenu.
Zone d’appariement
fluidique
Changement des
lignes de vitesse
1.a)
Electrode pour
la fusion
Piège fluidique
Figure 3: Simulation Comsol© du champ électrique
dans la zone de capture
1.b)
Figure 1: Simulation Comsol© de la vitesse de flux
induite par les pièges fluidiques. En blanc, les lignes
de flux. 1.a) avant la présence de cellules, 1.b) en
présence de cellules.
Les pièges constituant des résistances plus élevées à
l’écoulement du fluide, la vitesse de flux y est diminuée.
Cependant, cette vitesse ne doit pas être trop faible en
comparaison avec celle des flux environnants afin que
des cellules y passent quand même. La figure 2
représente la comparaison des vitesses sur la ligne
horizontale rouge de la figure 1.a. Les dimensions des
pièges ont été choisies de sorte à avoir un ratio des
vitesses de flux de 7 (Figure 2) ce qui est suffisant pour
piéger des cellules.
Les propriétés du milieu biologique utilisé ici sont une
conductivité σ de 1 S/m et une constante diélectrique
relative de 80. Afin que la tension vue par les cellules soit
maximisée, la résistance Rm du milieu doit être très
grande en comparaison avec celle du générateur. En
considérant :
Rm= l / (σ x S)
avec l la distance entre les deux électrodes et S la section
de passage du courant, donc reliant les deux électrodes.
Cette section peut être associée au produit entre la hauteur
du canal microfluidique (h) et la largeur des électrodes en
regard (w).
Avec les dimensions suivantes : réseau microfluidique
de hauteur h=25µm, largeur finale des électrodes
w=10µm et une distance entre électrodes de l = 50µm, la
résistance électrique vue par une paire d’électrodes vaut
100 kΩ. Ceci est bien plus élevé que la résistance interne
des générateurs (50 Ω). Néanmoins, la mise en parallèle
d’un grand nombre d’éléments de fusion diminuera
d’autant cette résistance ce qui sera alors un facteur
limitant.
Cependant, la dissipation d’énergie dans le milieu
cellulaire peut laisser penser que l’élévation de
température correspondante pourrait être létale pour les
cellules. Nous avons donc estimé l’élévation de
température maximale.
2.3 Estimation de l’échauffement maximal
Afin d’avoir une estimation de l’impact du pulse de
fusion sur l’échauffement du milieu, nous avons établi un
modèle électrique simple traduisant le comportement
thermique du système (figure 4) :
faible, et de durée limitée, cela n’affecte pas la viabilité
des cellules.
3. Procédé de fabrication
La fabrication de la puce microfluidique est basée sur
un procédé de photolithographie classique. Du verre est
utilisé comme substrat du microsystème pour assurer la
transparence et ainsi avoir un suivi facilité en temps réel
de l’opération de fusion. Le réseau microfluidique est en
SU8 avec une épaisseur de 25µm. Les différentes étapes
de fabrication sont résumées en figure 5.
a. Métallisation :
Au
Cr
Verre
b. Photolithographie :
Résine
S1805
Electrodes
Masque
c. Gravure puis retrait de la résine:
Figure
4:
Circuit
électrique
équivalent
du
comportement thermique d’un système miniaturisé
d. Dépôt de SU8:
SU8
e. Photolithographie :
Canaux
En s’appuyant sur les analogies thermiques/électrique,
les correspondances suivantes sont faites :
Tension  Température T
Courant  Pertes Joule Electriques (PJ)
Rth  Résistance thermique traduisant l’effet de
conduction thermique ou de refroidissement
Cth  capacité thermique traduisant le régime
transitoire (charge)
On retrouve alors l’équation globale du comportement
thermique du milieu biologique localisé entre les deux
électrodes comme étant :
PJ = m C ∂T/∂t + refroidissement thermique
où m est la masse du fluide et C la capacité calorifique du
milieu (4186 Joule/kg.K pour l’eau).
Le régime établi correspond à un équilibre entre
l’échauffement du milieu sous l’impulsion électrique et
l’évacuation du flux thermique par conduction au sein de
la biopuce. Nous avons dans un premier temps négligé la
conduction du milieu pour se mettre dans le pire cas.
Ainsi, le comportement thermique du milieu peut se
calculer simplement à l’aide de l’équation de la chaleur
qui devient :
PJ = σ.E2.V = m.C.∂T/∂t …. (1)
avec V le volume du fluide soumis au champ électrique E.
Comme la masse m du fluide vaut m = V.ρ (où ρ est la
masse volumique), on alors un échauffement :
ΔT = (σ E2 / (ρ C)) Δt
En se plaçant dans le cas d’un pulse
d’électroperméabilisation dans de l’eau tel que : C =
4200J.kg-1.K-1, ρ = 103/m3, σ = 1S/m, E = 2kV/cm et Δt =
100µs, on trouve :
ΔT = 0.95°C.
Donc l’échauffement maximal qui pourrait être ressenti
par les cellules est inférieur à 1°C. Cette hausse étant très
f. Développement de la SU8 :
Figure 5: Schéma récapitulatif du processus de
fabrication
La première étape pour la fabrication de la biopuce
est le micro-usinage des électrodes. L’or est choisi
comme
matériau
conducteur
par
souci
de
biocompatibilité. Après dépôt d’une couche de Cr/Au
(25nm/150nm) par pulvérisation cathodique (Figure
5.a), une étape de photolithographie standard avec de la
S1805 (Figure 5.b) déposée à 1000 rpm pendant 30 sec
est réalisée et permet alors la gravure de l’or puis du
chrome par voie chimique (Figure 5.c).
Dans les systèmes microfluidiques classiques, du
PDMS structuré compose les canaux [7]. Cependant,
cette méthode ne permet pas un alignement précis (2 à 3
µm) avec les électrodes. Pour assurer un bon
alignement, les structures microfluidiques de la biopuce
(canaux et pièges fluidiques) sont fabriquées en utilisant
de la résine Epoxy SU8-2025.
Pour cela, la SU8 est étalée à 2800 rpm pendant 30
secondes pour obtenir une épaisseur de 25µm (Figure
5.d). La phase de recuit se fait en trois étapes : 3min à
65°C, 15mn à 95°C puis 3min à 65°C. L’insolation suit
cette étape, et les mêmes paliers de recuit sont appliqués
une seconde fois (Figure 5.e). La résine est ensuite
développée et figée par un recuit de 2h à 175°C (Figure
5.f). La figure 6 présente le résultat de fabrication des
structures fluidiques.
Figure 8: Résultat des 3 étapes du piégeage
microfluidique des cellules, ordre chronologique de
gauche à droite.
Figure 6: Vues au Microscope Electronique à Balayage
des pièges fluidiques
Le packaging de la biopuce est effectué par le collage
d’une membrane en PDMS sur la structure fluidique en
SU8. Pour cela, la silanisation de la résine photosensible
SU8 est effectuée en phase liquide avec du (3aminopropyl)triméthoxysilane (APTMS). Après la
silanisation, les deux surfaces (SU8 silanisée et PDMS)
sont activées par plasma O2 (30mW à 300mTorr pendant
20s) avant leur mise en contact pour scellement. Le
microsystème ainsi fabriqué est représenté en figure 7.
Après le placement des cellules, 1 à 8 impulsions
électriques sont appliquées en utilisant un Cliniporator™
(IGEA, Carpi, Italie) exposant les cellules à une tension
d’environ 2kV/cm d’amplitude durant 100µs.
La figure 10 montre les cellules pendant l’application
de l’impulsion de champ électrique. La cellule située dans
l’axe du champ voit sa membrane se perméabiliser (effet
de flou) alors que la cellule située en dehors de l’axe du
champ préserve son contraste. Les tests de caractérisation
sont en cours.
Connexions
électriques
Figure 9: Cellules appariées sous
d’impulsions électriques pour la fusion
Connexions
fluidiques
application
5. Conclusion
Capot en
PDMS
Substrat
en verre
Figure 7: Biopuce scellée et connectée
4. Premiers tests biologiques de
positionnement et électrofusion
Des B16F10 (cellules de mélanome de souris) à la
concentration de 106 cellules/ml dans du MEM (Minimum
Essential Media) ont été utilisées pour les tests
biologiques. Durant ces premiers tests, un seul type
cellulaire a été utilisé pour l’analyse du placement
cellulaire dans les pièges fluidiques. Les cellules ont été
injectées dans la biopuce grâce à un pousse seringue
permettant le contrôle des vitesses d’écoulement ainsi que
leur direction. Les cellules ont été appariées en utilisant
différents pièges fluidiques et en suivant les 3 étapes
précédemment décrites (Figures 8 et 9).
Les premiers résultats concernant le développement
d’une biopuce dédiée à l’électrofusion ont été présentés
dans cet article. Le protocole de fabrication par
photolithographie de la puce microfluidique, permettant
d’obtenir des structures en SU8 sur verre associées à des
électrodes fines en or, a été développé.
Un principe de piégeage microfluidique a été présenté,
réalisé et testé avec des cellules biologiques. Les
simulations effectuées lors de la phase de conception du
microdispositif sont en accord avec les tests de placement
cellulaire.
La quantification des résultats en termes
d’électrofusion cellulaire sur ces nouvelles structures est
en cours d’étude.
Remerciements
Ce travail a été effectué grâce au support financier du
PRES Universud, CNANO’Ile de France et de l’ANR
PNANO Nanopulsbiochip.
Références
[1] U. Trefzer and al, “Tumour-dendritic hybrid cell
vaccination for the treatment of patients with malignant
melanoma: immunological effects and clinical results”,
Vaccine 23 (2005) 2367–2373.
[2] G. Mottet, “Conception et réalisation d’un bio-microsystème
basé sur la diélectrophorèse et l’électrofusion en vue de
l’immunothérapie du cancer” ; thèse de Doctorat soutenue
en Septembre 2009, SATIE, ENS de Cachan.
[3] J. Villemejane, “Etude des effets d’impulsions électriques
ultra-courtes sur des cellules vivantes”, thèse de Doctorat
soutenue en Juillet 2010, SATIE, ENS de Cachan.
[4] Olivier Francais, Alain Ayina, Julien Villemejane, Lionel
Rousseau, Lluis Mir et Bruno Le Pioufle, “High Density
Cell Microarray Based on Dielectrophoresis Traps Induced
by a Matrix of Singularities”, Microtas09, Novembre 2009,
Jeju Corée, Accepté
[5] O. Reynolds, “An experimental investigation of the
circumstances which determine whether the motion of water
shall be direct or sinuous, and of the law of resistance in
parallel channels”, Philosophical Transactions of the Royal
Society, vol. 174, 1883, p. 935–982
[6] Y. Bai and al, “A double droplet trap system for studying
mass transport across a droplet-droplet interface”, Lab on
chip, DOI: 10.1039/b925133b, January 2010
[7] T. Fujii and al, “PDMS-based microfluidic devices for
biomedical applications”, Microelectronic Engineering,
Volumes 61-62, July 2002, pp. 907-914
Micropoutres pour la Microrhéologie
Etienne Lemaire, Mohamed Youssry, Benjamin Caillard, Isabelle Dufour
Université de Bordeaux
Laboratoire IMS – UMR 5318 CNRS
351 cours de la libération, 33405 Talence cedex
Email : [email protected]
Résumé
Les micropoutres résonantes en silicium s’avèrent être des
microrhéometres pouvant analyser la viscosité et la masse
volumique de fluides sur une plage de fréquence plus élevée
que celle obtenue par un rhéomètre classique. Le spectre de
vibration de la poutre immergée dans un milieu liquide est
mesuré optiquement et/ou électriquement au moyen de
piézorésistances. Des mesures de résonance des poutres en
milieu liquide ont été faites pour différentes géométries et
différents types de liquide. Des données rhéologiques sont
ensuite calculées à partir des mesures de résonances. Ensuite
il est possible d’établir un rhéogramme haute fréquence du
fluide étudié.
1. Introduction
Un résonateur est une structure mécanique conçue
pour vibrer à une fréquence de résonance particulière. Ils
peuvent être fabriqués à partir d'une gamme de matériaux
monocristallins avec des dimensions micrométriques en
utilisant des procédés de micro-usinage différents.
Ici, le résonateur est une micropoutre, gravée dans le
silicium, de taille micrométrique, encastrée à une
extrémité et libérée à l’autre. La fréquence de résonance
d’un tel dispositif doit être extrêmement stable, lui
permettant d'être utilisé comme capteur résonant [1,3].
Celui-ci est conçu de telle sorte que la fréquence
propre du résonateur soit fonction du paramètre mesuré.
Pour provoquer un changement de fréquence de
résonance, le paramètre mesuré modifie généralement la
rigidité, la masse, ou la forme du résonateur. Dans les
milieux liquides, les propriétés du fluide, à savoir la
densité et la viscosité, vont influencer le comportement
dynamique de la structure. La densité provocant
essentiellement une diminution de la fréquence de
résonance et la viscosité essentiellement une
augmentation de l’amortissement du système mécanique
résonant [2].
Le résonateur mécanique est un système actif qu’il
faut mettre en mouvement au moyen d’un système
d’actionnement, et il faut dans le même temps détecter les
vibrations de la structure. Le signal de mesure des
vibrations détectées correspond à la sortie du système, ce
signal est également renvoyé à la partie d’actionnement
après une comparaison de phase (circuit PLL) ou une
amplification. Ce système bouclé incluant détection et
actionnement est appelé oscillateur. Il permet de suivre
avec précision une fréquence et une phase données du
système mécanique et d’en observer la dérive. Ce
principe est par exemple utilisé dans les
microaccéléromètres [4].
Les paramètres généralement étudiés dans le cas des
capteurs résonants sont la fréquence de résonance et le
facteur de qualité associés. Quand un microlevier, autre
nom donné aux micropoutres, est placé dans une
atmosphère de gaz, et a fortiori dans un liquide, le facteur
de qualité n'est pas aussi élevé que celui obtenu dans le
vide. La fréquence de résonance comme le facteur de
qualité sont réduits de quelques pour cent dans les gaz, et
très sensiblement dans les liquides.
En milieu gazeux, une couche mince sensible à une
espèce chimique particulière peut être déposée sur la
structure afin d'en faire un capteur spécifique [5]. Le
matériau sensible adsorbe les molécules cibles, ajoutant
une petite masse à la couche mince, réduisant ainsi la
fréquence de résonance de la structure. La détection
d’espèces chimiques est rendue possible grâce à un
résonateur mécanique disposant d’un facteur de qualité
élevé, permettant la détection fine du décalage de la
résonance.
La réduction de la valeur du facteur de qualité est due
à la dissipation d'énergie. Lors de l'immersion d’une
micropoutre dans un liquide, les pertes énergétiques sont
bien plus prononcées qu’en milieux gazeux. Pour un
microlevier actionné en mode hors-plan, le facteur de
qualité peut passer de 1000 à 10 lors de la transition entre
l’air et un milieu liquide [6].
L’actionnement d’une micropoutre selon des modes
dans le plan permet de réduire l’importance des pertes en
milieu liquide pour retrouver un facteur de qualité assez
élevé. Dans le cas d’un actionnement latéral dans le plan,
un facteur de qualité supérieur à 60 peut être atteint dans
l’eau [7].
Dans les milieux liquides la réduction du facteur de
qualité est liée à l’augmentation de l’amortissement due à
la viscosité. On peut donc lier le facteur de qualité, ainsi
que la fréquence de résonance à une valeur de densité et
de viscosité. Un modèle analytique a été développé pour
cela [8]. Un autre modèle a été aussi proposé. Il permet
pour chaque couple d’amplitude et de phase, donné par
une mesure à l’aide d’une détection synchrone, de
calculer une valeur de viscosité et de densité pour chaque
fréquence [9]. Cette méthode permet théoriquement
d’obtenir le comportement rhéologique « haute
fréquence » d’un fluide (notamment la viscosité et la
densité). Il suffit pour cela, de mesurer très précisément le
spectre de résonance mécanique d’un microlevier de
géométrie parfaitement connue, immergée dans le fluide à
caractériser.
En rhéologie linéaire, on peut identifier le
« comportement » de fluides en appliquant de petits
mouvements oscillatoires sur le liquide au moyen, par
exemple, d’un rhéomètre rotatif cône-plan. Le
microlevier immergé dans un liquide, applique lui aussi
de petits déplacements oscillatoires dans le liquide. Il peut
donc être considéré comme un microrhéomètre. Le but
d’un tel appareil est de mesurer, entre autres, la viscosité
ou la densité à différentes fréquences du mouvement
oscillatoire appliqué au fluide. On inspecte alors la
densité ou la viscosité dynamique sur une plage de
fréquence.
Des mesures de résonance en milieu liquide ont été
faites pour différentes géométries de poutres et pour
différents liquides. Nous avons pu obtenir une estimation
de la densité et de la viscosité dynamique sur une large
plage de fréquence supérieure au kilohertz.
Le procédé de fabrication des poutres inclut une
piézorésistance au niveau de l’encastrement de chaque
poutre dont les variations de résistivité sont
proportionnelles à l’amplitude des déplacements. Afin de
pouvoir réduire le bruit de mesure électroniquement, les
microleviers sont fabriqués par paire, chacune des poutres
comportant une piézorésistance. Seule une des deux
structures est libérée. Le microlevier non libéré
correspond alors à une impédance de référence.
Ci-après nous pouvons avoir un aperçu des structures
fabriquées (cf. Figure 1). L’actionnement de celle-ci est
électromagnétique (force de Laplace apparaissant dans la
piste qui fait le contour de la poutre, en présence d’un
champ magnétique créé par un aimant). La poutre libérée
est alors susceptible de se déplacer dans la direction horsplan.
2. Matériel et Méthodes
2.1 Protocole
Les liquides utilisés pour les mesures sont : l’eau
distillée, le dodécane, et des huiles silicones. La viscosité
de ces huiles est indiquée par le fournisseur SigmaAldrich pour une température de 25°C et mesurée par nos
soins avec un rhéomètre classique à la température de
19°C. La masse volumique de ces liquides est indiquée à
1000 kg.m-3, excepté le dodécane dont la masse
volumique est 750kg.m-3. Les mesures de résonance de
poutres dans ces liquides ont été faites à la température de
19°C. Les mesures de résonance ont été faites au moins
deux fois afin de vérifier et garantir la reproductibilité des
résultats obtenus.
2.2 Outils
2.2.1 Micropoutres utilisées.
Les microleviers utilisés sont conçus en collaboration
avec le LAAS à Toulouse. La fabrication des structures se
fait au sein de la salle blanche du LAAS. Le procédé de
fabrication utilise des wafers SOI afin de contrôler
précisément l’épaisseur du microlevier fabriqué grâce à
l’épaisseur de la couche de silicium superficielle (audessus de la couche de silice enterrée). Cette épaisseur est
fixée à 20µm. Les autres dimensions de la poutre
diffèrent selon les quatre géométries utilisées (A, LL,HL,
LH).
Poutres:
A
LL
HL
LH
Longueur (m)
5.00E-04
2.81E-03
8.40E-04
1.44E-03
Largeur (m)
1.00E-04
1.00E-04
1.00E-04
2.85E-04
Epaisseur (m)
2.00E-05
2.00E-05
2.00E-05
2.00E-05
Table 1. Dimensions des quatre géométries de poutres
fabriquées au LAAS à Toulouse.
Figure 1. Exemple de microleviers fabriqués au LAAS à
Toulouse. Une structure est libéré l’autre non.
L’application d’un courant alternatif sur la piste
d’actionnement fait vibrer la poutre à la fréquence de ce
signal alternatif. Le résonateur micropoutre est ainsi
fabriqué.
2.2.2 Mesures au Vibromètre.
Afin de caractériser les modes de vibration des
micropoutres, nous utilisons un vibromètre laser. Il s’agit
du MSA-500 Micro-System Analyzer de Polytec.
Le principe de mesure est basé sur l’interférométrie.
Un faisceau laser, réfléchi sur la structure vibrante,
interfère avec un faisceau de référence cohérent, ayant
parcouru un chemin optique équivalent. Les décalages de
phases dus à l’effet Doppler subi par le faisceau de
mesure lors de la réflexion sur la surface vibrante, vont se
traduire après interférence par une modulation d’intensité.
Cette dernière transporte l’information relative à la vitesse
de la structure vibrante. Une transformée de Fourier de
l’enveloppe du signal optique résultant nous donne le
spectre de vibration en vitesse de la structure. Le spectre
en déplacement peut ensuite être obtenu par une
intégration numérique du signal précédent.
Le vibromètre utilisé est capable de mesurer amplitude
et phase d’un déplacement dynamique hors plan avec une
résolution picométrique sur une gamme de fréquence de
1Hz à 24 MHz. Nous l’avons utilisé jusqu'à la centaine de
kilohertz.
2.2.3 Mesure piézorésistive.
L’objectif des mesures en milieu liquide est que cellesci soient intégrables à un système fluidique. Pour
répondre à ce besoin, les poutres disposent d’une mesure
piézorésistive du déplacement. Comme indiqué au
paragraphe 2.2.1, les microleviers sont fabriqués par
deux, une structure étant libérée, l’autre non. La structure
non libérée, identique à sa voisine mise à part son
épaisseur, connait le même environnement électrique et
fluidique que celle-ci. Cette structure fixe connaît les
mêmes couplages que son homologue, elle est donc une
bonne impédance de référence ne mesurant que le bruit.
La mesure différentielle soustrait le bruit capté par le
microlevier libéré grâce à l’impédance de référence. On
utilise pour cela un montage en demi-pont de
Wheatstone. Une électronique d’amplification récupère et
amplifie le signal à la sortie du pont. A la sortie d’une
détection synchrone, nous obtenons un spectre gain/phase
traduisant en partie les modes de résonance mécanique de
la poutre actionnée.
2.3 Modèle : mécanique vers rhéologie.
Nous sommes capables de calculer, à l’aide du modèle
développé dans [2,9], la densité et la viscosité dynamique
d’un fluide. Ce calcul nécessite une mesure du spectre de
vibration de la poutre immergée dans le fluide visqueux.
Le modèle n’est pas décrit ici, nous nous centrons
uniquement sur le système de mesure dans son ensemble.
Néanmoins, ce modèle requiert entre autre la
détermination fine du déplacement et de la phase dans un
intervalle de fréquence, ainsi qu’un certain nombre de
paramètres statiques, comme les dimensions, la masse, ou
encore la déflexion statique de la poutre.
3. Résultats
dans cinq milieux différents : l’air, l’huile silicone de 10
et 20 cP, le dodécane, puis l’eau distillée (cf. figure 3).
Figure 3. Spectres de vibrations d’une poutre LH, mesurés
électriquement dans l’air, puis au vibromètre dans cinq
milieux différents : air, huile silicone de 10 et 20 cP,
dodécane, puis eau distillée.
La mesure piézorésistive ne permet pas pour l’instant
d’observer la résonance de nos microleviers dans les
liquides. En effet entre l’air et le liquide, le pic de
résonance mécanique perd plus de 15dB, or cette perte de
signal plonge le pic de résonance dans le bruit lors d’une
mesure électrique en milieu liquide (cf. figure2). Sur la
figure 3 les différents pics mesurés font état du
changement de densité ou/et de viscosité du milieu. Par
exemple, l’eau et le dodécane ont des viscosités très
proches, leurs pics respectifs sont alors décalés en
fréquence à cause de leurs différences de masse
volumique.
Le traitement des amplitudes et phases mesurées en
milieu liquide (données de la figure 3) par le modèle
analytique d’estimation de la viscosité et de la densité
dynamique (cf.[9]) a été fait. Le résultat donne un
comportement en densité et en viscosité en fonction de la
fréquence (cf. figure 4).
De manière à évaluer nos outils de détection de la
vibration des poutres, nous avons comparé les spectres
obtenus autour de la résonance pour une même poutre de
type A (cf. figure 2).
Figure 2. Spectres de vibrations d’une même poutre A,
mesurés électriquement dans l’air, puis au vibromètre.
Nous constatons que les deux pics de résonance observés
ont une fréquence de résonance et un facteur de qualité
comparable, bien que pas exactement similaire.
Néanmoins les valeurs comme l’allure générale des deux
spectres sont totalement différents.
Par la suite nous avons mesuré au vibromètre et
électriquement les pics de résonance d’une poutre LH,
Figure 4. Estimation de la densité et de la viscosité à l’aide du
modèle [9], avec une poutre LH, immergée dans l’eau, le
dodécane, et deux huiles silicones de viscosité 10 et 20 cP.
Les liquides semblent classés par ordre de densité, or
seul le dodécane a théoriquement une masse volumique
différente de 750kg.m-3, les autres liquides ont une
densité de 1000kg.m-3. Les viscosités annoncées sont ici
approchées par la mesure. Sur la figure 4, la viscosité des
huiles silicones comme de l’eau est mesuré à leurs valeurs
théoriques à quelques centipoises (cP) près. Seule la
viscosité du dodécane est ici sous estimée par la mesure,
sa viscosité étant de 1,5cP.
Tous ces liquides sont théoriquement Newtonien, c'est-àdire que leur viscosité comme leur densité est constante
quelle que soit la fréquence. Dans ces mesures ce n’est
pas tout à fait le cas. Cependant il faut aussi prendre en
compte le fait qu’il n’existe aucune mesure de référence
de viscosité et de densité à ces fréquences.
4. Discussions
Des différences entre les mesures électriques, réalisées
grâce aux piézorésistances, et les mesures effectuées au
vibromètre ont été constatées. Par ailleurs la puce
complète sur laquelle se trouve la micropoutre a été
caractérisée électriquement, nous donnant des éléments
de réponse sur ces différences. Les couplages capacitifs et
inductifs entre le circuit d’actionnement et celui de
détection sont la principale cause des différences
observées dans le spectre. Un modèle compensant ces
couplages est à l’étude. Un autre problème survient sur la
mesure électrique : une anti-résonance, observable sur la
figure 3, apparait pour certaines positions relatives de la
microstructure et de l’aimant appliquant le champ
magnétique nécessaire à l’actionnement. Ce problème n’a
pas été encore résolu.
La mesure au vibromètre est la plus fiable et permet
de mesurer avec la précision requise l’amplitude et la
phase des déplacements du microlevier dans son milieu.
C’est donc les données provenant de ce type de mesure
qui sont pour l’instant traitées avec le modèle analytique
d’analyse rhéologique (cf. [9]).
Les résultats montrés ici dans la figure 4 ne présentent
pas d’incohérence majeure. La densité du dodécane par
exemple, est assez bien estimée avec une erreur plutôt
faible. Sa viscosité moyenne est estimée à moins de 0,5cP
près, ce qui est convenable dans le milieu de la rhéologie.
Ces résultats sont donc très encourageants.
Néanmoins ce modèle est intolérant au bruit et aux
incertitudes sur les paramètres utilisés. Des travaux
actuellement menés montrent que seuls deux pour cents
d’erreurs sur un des paramètres suffisent à introduire
jusqu’à mille pour cent d’erreur sur le résultat. Nous
sommes actuellement en train de chercher à calibrer le
modèle et de réduire les erreurs sur les paramètres afin
d’augmenter la précision et la justesse des valeurs
calculées. Les mesures présentées profitent déjà de
certaines améliorations, notamment sur la détermination
d’un paramètre statique important. Cependant un travail
conséquent d’optimisation reste à faire afin d’obtenir des
mesures de rhéologie dynamique très fiables.
5. Conclusions
Il a été démontré qu’une micropoutre en silicium
résonant en milieu liquide pouvait estimer correctement la
viscosité et la densité de fluides sur une plage de
fréquence plus élevée que celle obtenue par rhéomètrie
classique. Les mesures réalisées analysent la masse
volumique et la viscosité du dodécane, de l’eau distillée,
et d’huiles silicones de 10 et 20cP. La mesure estime
correctement leurs propriétés de fluides Newtoniens sur
une plage de fréquence allant de 2500 à 5500 Hz.
Cependant afin de réduire l’erreur sur la mesure et de
pouvoir conclure sur le caractère Newtonien ou non de
certains fluides à haute fréquence, un calcul d’erreurs
ainsi que des optimisations sont en cours.
Dans le même temps, la mesure doit pouvoir être
intégrable. Pour cela une mesure électrique fiable et
valide doit continuer à être mise en place et améliorée à
partir de la mesure actuelle de piézorésistance. Outre
l’intégration et l’automatisation, cela permettrait de
surmonter un inconvénient de la mesure optique :
l’impossibilité de réaliser des mesures dans des milieux
opaques.
Remerciements
Ces travaux sont soutenus par l'Agence Nationale de
la Recherche (projet n°ANR-08-NANO-004), par CPER
Pôle 4N Nanosciences en Aquitaine (GP 206-action
216/1) et par le Conseil Régional d'Aquitaine (projet
MicRhéo-Aquitaine 2009-1102001). Nous remercions
tous les collaborateurs du projet, et plus particulièrement
Liviu Nicu, Daysuke Saya et Fabrice Mathieu du
laboratoire LAAS à Toulouse pour la fabrication des
puces micropoutres ainsi que pour la réalisation de
l’électronique de mesure associée.
Références
[1] S. Beeby, G. Ensell, M. Kraft and N. White, "MEMS
Mechanical Sensors", Artech House, Inc. (2004) pp 97-104.
[2] N. Belmiloud, "Microrhéomètre sur silicium pour chimie
haut débit", Université Bordeaux 1 (2008) pp 52-58.
[3] S. Li, L. Fu, J.M. Barbaree and Z.-Y. Cheng, "Resonance
behavior of magnetostrictive micro/milli-cantilever and its
application as a biosensor", Sensors and Actuators B 137
(2009) pp 692–699.
[4] M. Aikele, K. Bauer, W. Ficker, F. Neubauer, "Resonant
accelerometer with self-test", Sensors and Actuators A 92
(2001), pp 161-167.
[5] I. Voiculescu, M.E. Zaghloul, "Electrostatically Actuated
Resonant Microcantilever Beam in CMOS Technology for
the Detection of Chemical Weapons", IEEE Sensors Journal,
vol. 5, no. 4, (2005) pp 641-648.
[6] C. Vanˇcura, I. Dufour, S.M. Heinrich, F. Josse and A.
Hierlemann, "Analysis of resonating microcantilevers
operating in a viscous liquid environment", Sensors and
Actuators A 141 (2008) pp 43–51.
[7] L.A. Beardslee, A.M. Addous,S.M. Heinrich, F. Josse and I.
Dufour, " Thermal Excitation and Piezoresistive Detection
of Cantilever In-Plane Resonance Modes for Sensing
Applications", Journal of microelectromechanical systems,
vol. 19, no4 (2010) pp. 1015-1017.
[8] M. Youssry, N. Belmiloud, B. Caillard, C. Ayela, C. Pellet
and I. Dufour, "A straightforward determination of fluid
viscosity and density using microcantilevers: from
experimental data to analytical expressions", Sensors &
Actuators (2011) [Accepted paper].
[9] N. Belmiloud, I. Dufour, A. Colin, L. Nicu, "Rheological
behavior probed by vibrating microcantilevers", Appl. Phys.
Lett. 92, 041907 (2008).
Outils Microfluidiques pour l’étude de l’agrégation de l’Amyloïde-Beta
Vincent PICOT1,2, Pierre JOSEPH1,2, Peter FALLER2,3, Antoine MARTY1,2
1
2
CNRS ; LAAS ; 7 avenue du colonel Roche, F-31077 Toulouse Cedex 4, France
Université de Toulouse ; UPS, INSA, INP, ISAE ; UT1, UTM, LAAS ; F-31077 Toulouse
Cedex 4, France
3
CNRS ; LCC ; 205, route de Narbonne, 31077 Toulouse France
Email : [email protected]
Résumé
La maladie d’Alzheimer est un enjeu important dans nos
sociétés, les mécanismes à l’origine de cette maladie sont
encore méconnus. L’un d’eux, l’agrégation de la protéine
l’amyloïde-beta, semble jouer un rôle important. Cet article
propose l’utilisation d’un système microfluidique, basé sur
l’utilisation de gradient de concentration, afin de mieux
connaître cette réaction.
1. Introduction
Le vieillissement de nos sociétés provoque une
augmentation du nombre de personnes atteintes de
maladies neuro-dégénératives telles que la maladie
d’Alzheimer ou de Parkinson. Comme les mécanismes à
l’origine de ces maladies sont encore méconnus et les
traitements peu efficaces, les personnes atteintes
nécessitent un suivi et une prise en charge importante de
la part de leurs proches ou d’organismes spécialisés.
Face à ce constat, des recherches sont menées pour
mieux appréhender les mécanismes de développement
de ces maladies et pour trouver des traitements
efficaces.
Dans le cas de la maladie d'Alzheimer, il semblerait
que l'une des causes soit l'agrégation d'une protéine,
l’amyloïde-beta (AB) [1]. Cette dernière s’agrège au
niveau des neurones et forme des plaques
extracellulaires et ces agrégats provoquent la mort
neuronale. De nombreuses études, s’appuyant sur des
méthodes classiques de la biochimie, ont permis de
montrer que de multiples facteurs influaient sur le
mécanisme d'agrégation (concentration en amyloïdebeta, pH, présence d'ions métalliques, température,
propriétés des surfaces).
La réalisation d'un criblage des différentes
conditions réactionnelles à l'aide de moyens
conventionnels nécessite un temps de préparation
important, des réactifs en grande quantité et
d'importants moyens d'analyse. Au vu de ces différents
aspects, une approche de type laboratoire sur puce
semble pertinente. En effet, la miniaturisation et
l'intégration des systèmes fluidiques permettent de
réaliser, rapidement et simplement, un grand nombre de
solutions avec des compositions variées, ce qui en fait
un outil adapté à l'étude de l'agrégation. De plus, le
faible volume de ces composants permet de réduire la
quantité de réactifs. Cet article propose un outil
microfluidique adapté à l'étude de l'agrégation de l'AB.
2. Quelques études sur l’AB
La maladie d’Alzheimer est due à deux mécanismes
d’agrégation qui sont liés : un mécanisme intracellulaire
mettant en jeu la protéine tau et un extracellulaire
concernant l’AB. Il semble que le mécanisme
d’agrégation de l’AB soit la cause de l’agrégation de la
protéine tau, qui serait à l’origine de la mort neuronale.
L’AB est une protéine de 38 à 42 acides aminés, elle
provient de la décomposition d’une protéine membranaire
(APP) par des enzymes. L'agrégation de cette dernière va
provoquer la formation de plaques séniles à la surface ou
autour des neurones. Pour arriver à la formation de ces
plaques, les agrégats d’AB passent par de nombreuses
étapes (Erreur ! Source du renvoi introuvable.).
Figure 1 : schéma présentant le mécanisme
d’agrégation de l’AB (reproduit d’après [1])
Les premières étapes de la réaction sont les plus
importantes, les composés alors formés sont les plus
toxiques pour les neurones. Or ces étapes sont encore
méconnues car le nombre d’intermédiaires de réaction est
important et aucun n’est prédominant par rapport aux
autres. En revanche, la formation des proto-fibrilles et
fibrilles est bien connue. Les différentes études
s’intéressent donc aux premières étapes de la réaction.
Une des approches classique pour appréhender ces
premières étapes est l’utilisation de molécules
fluorescentes telles que la thioflavine T, ou le ANS (8Anilino-1-naphthalenesulfonique). Ces molécules ont la
particularité de venir se fixer sur les agrégats dès qu’ils
atteignent une certaine taille. Cette méthode de suivi
permet d’obtenir des informations sur la cinétique de la
réaction mais aucune sur la morphologie des agrégats [2].
Cette technique peut être couplée avec d’autres méthodes
qui permettent de remonter à la structure des agrégats
(l’AFM, le TEM [3]) et de connaître les interactions
qu’ils ont avec leurs milieux (Spectroscopie IR,
diffraction RX [4]). Toutes ces études ont permis de
montrer l’impact du milieu sur la cinétique de
l’agrégation, sur la structure des fibrilles, et leur
organisation.
Une autre façon d’étudier cette réaction est
l’utilisation de systèmes microfluidiques, deux méthodes
peuvent être envisagées : soit une approche discrète en
utilisant des gouttes [5], soit une approche continue [6]
en étudiant l’agrégation directement dans le flux. Meier et
al. [5] ont étudié l’effet des interfaces sur l’agrégation de
l’AB. Pour cela, ils ont utilisé un système produisant des
gouttes, où la solution contenant l’AB est en contact avec
un fluide porteur (Figure 2). Afin de modifier les
propriétés de surface, ils ont changé le surfactant contenu
dans le fluide porteur. Ils ont observé que ce changement
modifie la répartition des agrégats à l’intérieur des gouttes
et le temps d’agrégation. En effet, en utilisant comme
surfactant le fluorocarbone les agrégats se forment à la
périphérie de la goutte et le temps typique est de 10
heures tandis qu’avec Rf-OEG3 les agrégats sont répartis
uniformément dans la goutte et le temps typique est de
100 heures. Il faut comparer ces temps typiques avec une
interface air/eau où l’agrégation se produit après environ
20heures. Ces travaux permettent de montrer
l’importance des surfaces dans l’étude de l’agrégation de
l’AB, et proposent un système de criblage nécessitant peu
de réactif et capable de tester de nombreuses conditions
expérimentales.
Figure 2 : Schéma de principe d’un système pour la
génération de gouttes (reproduit d’après [5])
Lee et al. [6] proposent d’étudier l’agrégation de l’AB
dans
des
canaux
réalisés
en
polymère
(polydimethylsiloxane, PDMS) (Figure 3). Pour cela ils
viennent greffer à la surface de verre un germe d’AB.
Cette fonctionnalisation va permettre de faire croître des
fibrilles à la surface du verre. A l’aide de ce système, ils
testent différentes conditions expérimentales et montrent
leurs influences sur le mécanisme d’agrégation. Afin de
caractériser les agrégats, deux méthodes ont été utilisées :
la fluorescence à l’aide de la ThT et la microscopie à
force atomique (AFM) pour définir la morphologie des
agrégats. Cette étude a montré que certaines molécules
permettent d’inhiber ou de favoriser l’agrégation de l’AB,
et que les ions métalliques n’ont pas tous le même effet
sur l’agrégation. En revanche ce système ne permet pas
de tester en parallèle de nombreuses conditions
expérimentales. En effet les différentes solutions sont
toutes injectées et préparés indépendamment, ce qui
demande donc un travail de préparation relativement
lourd et proche des méthodes d’étude conventionnelles.
Cet article est tout de même intéressant car il montre un
moyen d’utiliser la fonctionnalisation de surface pour
étudier l’agrégation de l’AB. En combinant cette
approche avec l’utilisation d’un gradient de
concentration, il est alors possible de cribler rapidement
différentes conditions pour un réactif et de déterminer
dans quelle mesure la concentration des différents réactifs
influe sur la réaction.
Figure 3 : Schéma présentant le système et la méthode
de greffage d’un germe d’AB (reproduit d’après [6])
3. Conception et Résultats
Les puces microfluidiques présentées dans cette partie
sont réalisées en PDMS, fabriquées à l’aide d’un moule
en SU8 obtenu par photolithographie, selon la technique
classique de lithographie douce. Elles sont scellées par
une lame en verre collée par activation de surface à l’aide
d’un plasma O2 [7].
Afin de réaliser un criblage des conditions
d’agrégation, des systèmes microfluidiques générant des
gradients de concentration ont été réalisés en s’inspirant
des travaux de Jeon et al. [8]. En partant de deux
solutions : une solution contenant une molécule A à une
concentration Co et une solution sans cette molécule,
générer un gradient de concentration revient à réaliser une
gamme de solution de concentration en A comprise entre
0 et Co. Pour réaliser cet échantillonnage avec un système
microfluidique une solution est préparée à partir des deux
solutions mères, puis ces trois solutions sont recombinées
pour former quatre solutions et ainsi de suite jusqu’à
obtenir le nombre de sorties désirées (figure 4).
Solution 1
[A]=Co
Solution 1
[A]=Co
Solution 1
[A]=Co
Solution 1
[A]=Co
Solution 2
[A]=0
Solution 3
[A]=Co/2
Solution 4
[A]=2Co/3
Solution 6
[A]=3/4Co
Solution 7
[A]=Co/2
Solution 2
[A]=0
Solution 5
[A]=Co/3
Solution 2
[A]=0
Solution 8
[A]=Co/4
Solution 2
[A]=0
Figure 4 : Diagramme présentant le principe de
fonctionnement du système de gradient. Dans
ce cas les proportions de mélange sont de 50/50
et permettent d’obtenir un gradient linéaire.
L’architecture du système est la même que celle
présentée sur le diagramme de la Erreur ! Source du
renvoi introuvable.4. La forme du gradient de sortie
(linéaire, logarithmique) est déterminée par la valeur des
résistances fluidiques de chaque branche du système.
Afin de simplifier la conception, le choix a été fait de
travailler avec un gradient linéaire à 9 sorties (figure 6.a),
dans ce cas la valeur de la résistance doit être la même
pour chaque branche d’un même niveau. Le mélange
dans le système se fait uniquement par diffusion car à ces
échelles les écoulements sont laminaires. Les deux
solutions vont couler dans un serpentin (figure 5.c) d’une
longueur L qui doit être supérieure à la longueur de
diffusion typique sur la largeur du canal, définie par
Ldif=w²v/D où w est la largeur du canal, v la vitesse
moyenne du fluide et D le coefficient de diffusion de la
molécule à mélanger. Le système a été dimensionné pour
que le débit maximal de sortie (somme des débits des
sorties) soit égal à 15µl/min (figure 5.a) afin d’avoir une
vitesse d’écoulement compatible avec l’observation
d’agrégats dans le flux. Suite aux premières expériences
avec l’AB (Amyloïde-beta 1-42 constitué de 42 acides
aminés), la conception du système a dû être revue. En
effet lorsque la protéine est injectée dans le système elle
commence à s’agréger, se colle aux parois, obstrue
partiellement les canaux et perturbe donc le
fonctionnement du système (modification locale de la
résistance fluidique qui implique une modification des
concentrations de sortie) (figure 5.d). De plus avec ce
système, il est difficile de déterminer l’instant initial de
l’agrégation. Il a donc été décidé de modifier ce design en
lui intégrant un système fluidique permettant le
déclenchement de l’agrégation (figure 6). Ce nouveau
design a été dimensionné de la même manière que celui
de la génération précédente
Figure 5 : a) Dessin du système microfluidique. b)
Evolution de l’intensité lumineuse en fonction de la
sortie, ce graphique a été réalisé suite à un expérience
avec de la fluorescéine injecté dans l’une des entrée et de
l’eau dans l’autre, la mesure de l’intensité s’est fait par
analyse d’image avec Image J. c) photo d’un serpentin
servant à mélanger deux solution, à droite arrive une
solution de fluorescéine et à gauche de l’eau dé-ionisée
d) Photo d’un agrégat perturbant le fonctionnement du
système.
Pour étudier les conditions d’agrégation dans ce
nouveau système, le peptide utilisé a été remplacé par
une protéine modèle, l’AB 11-28, fragment du peptide
AB 1-42 comprenant les acides aminés 11 à 28. Cette
protéine a la particularité, d’avoir une cinétique
d’agrégation lente et un déclenchement de l’agrégation
nécessitant l’ajout d’un autre élément : ici le déclencheur
choisi est le zinc(II) [9]. Le suivi de l’agrégation se fait
par imagerie de fluorescence (microscope Zeiss
Observer) à l’aide de la ThT (C=15µM). Les conditions
expérimentales sont présentées sur la figure 6. Les
expériences se déroulent de la manière suivante : la puce
est d’abord mise sous vide pendant 20 minutes (pour
limiter la formation de bulles lors du remplissage
ultérieur). Elle est ensuite remplie avec du tampon
HEPES (C=100mM, pH=7.6) à l’aide d’un générateur de
pression (Fluigent) et laissée pendant 10 minutes afin de
chasser les bulles d’air pouvant être piégées. Ensuite
l’écoulement est arrêté et la solution tampon est
remplacée par les solutions contenant l’AB, le zinc(II) et
la ThT, ces solutions sont alors injectées dans le système
comme présenté sur la figure 6.a. Ces expériences ont
permis d’observer des agrégats, certain en forme de
fibrilles dans les puces microfluidiques (figure 6). En
revanche l’aspect cinétique de l’agrégation n’a pas encore
été étudié précisément.
Figure 6 :a) Schéma du système microfluidique avec la
composition des différentes solutions d’entrée. b)
Caractéristique expérimentale du gradient de sortie :
injection de fluorescéine dans l’une des entrées,
mesure par fluorescence des concentrations en sortie.
c) photographie d’agrégats dans le réservoir 5. d)
photographie d’agrégats dans le réservoir 4.
4. Conclusion et Perspectives
Ces travaux ont montré qu’il est possible de générer
des gradients de concentration stables et reproductibles à
l’aide d’outils microfluidiques, et que ces outils sont
adaptés au suivi de l’agrégation de l’AB, qui joue un rôle
majeur dans le développement de la maladie d’Alzheimer
est n’est encore que partiellement compris.
Pour l’agrégation, il est envisagé d’utiliser d’autres
marqueurs fluorescents tels que l’ANS ou le BIS-ANS
qui permettent de détecter la formation des petits agrégats
(oligomères), et donc d’obtenir de nouvelles informations
sur la cinétique de cette réaction. De plus, le suivi de la
cinétique d’agrégation peut être amélioré en utilisant des
systèmes plus simples ne mettant en jeu qu’une seule
condition expérimentale. Des expériences avec l’AB1423 sont en cours afin de mieux connaître les conditions
favorisant l’agrégation. L’intérêt d’utiliser ces peptides
est que leur cinétique d’agrégation est extrêmement
rapide donc les temps d’observation sont très courts, il
peut donc être envisagé de coupler deux gradients afin de
faire du criblage multi-paramètres (variations simultanées
des concentrations en AB et en ion métalliques par
exemple).
Enfin, il est envisagé de réaliser un collage réversible
de nos puces pour combiner la détection in situ actuelle
avec des mesures complémentaires (AFM ou TEM)
permettant de caractériser plus finement la structure des
agrégats.
5. Références
[1] R. Roychaudhuri, M. Yang, M. M. Hoshi, and D. B.
Teplow ‘‘Amyloid β-Protein Assembly and Alzheimer
Disease’’, Journal of Biological Chemistry 284 (2008), No. 8,
pp. 4749–4753.
[2] K. Ono, M. M. Condron, and D. B. Teplow “Structure–
neurotoxicity relationships of amyloid β -protein oligomers”
Proceedings of the National Academy of Sciences 106(2009),
No. 35, pp. 14745–14750.
[3] M. Fandrich “On the structural definition of amyloid
fibrils and other polypeptide aggregates” Cellular and
Molecular Life Sciences 64(2007), pp. 2066–2078.
[4] M. R. H. Krebs, G. L. Devlin, and A. M. Donald,
“Amyloid Fibril-Like Structure Underlies the Aggregate
Structure across the pH Range for b-Lactoglobulin”
Biophysical Journal 96 (2009), pp. 5013–5019
[5] M. Meier, J. Kennedy-Darling, S. Hoon Choi, E. M.
Norstrom, S. S. Sisodia, and R. F. Ismagilov, “Plug-Based
microfluidics with defined surface chemistry to miniaturize
and control aggregation of amyloidogenic Peptides”
Angewandte Chemie 48(2009), pp.1487–1489
[6] J. S. Lee, J. Ryu, and C. B. Park, “High-Throughput
Analysis of Alzheimer’s β-Amyloid Aggregation Using a
Microfluidic Self-Assembly of Monomers”, Analytical
Chemistry, 8(2009), 1, No.7, pp. 2751-2759
[7] D. C. Duffy, J. C. McDonald, O. J. A. Schueller, and G.
M. Whitesides, “Rapid Prototyping of Microfluidic Systems in
Poly(dimethylsiloxane )” Analytical Chemistry 70 (1998), pp.
4974-4984
[8] N. L. Jeon, S. K. W. Dertinger, D. T. Chiu, I. S. Choi, A.
D. Stroock, and G. M. Whitesides, “Generation of Solution
and Surface Gradients Using Microfluidic Systems”
Langmuir, 16 (2000), pp.8311-8316
[9] B. Alies, V. Pradines, I. Llorens-Alliot, S. Sayen, E.
Guillon, C. Hureau, and P. Faller, “Zinc(II) modulates
specifically amyloid formation and structure in model
peptides”, JBIC Journal of Biological Inorganic Chemistry, 16
(2010), pp.333-340
Etude de filtres millimétriques accordables en technologie microfluidique.
Stéphane PINON1,2
CNRS ; LAAS ; 7 avenue du colonel Roche,
F-31077 Toulouse Cedex 4, France
2
Université de Toulouse ; UPS, INSA, INP, ISAE,
UT1, UTM, LAAS ;
F-31077 Toulouse Cedex 4, France
1
Daouda Lamine DIEDHIOU3,4
Université Européenne de Bretagne, France
4
Université de Brest ; CNRS, UMR 3192
Lab-STICC, 6 avenue Le Gorgeu, CS 93837,
29238 Brest cedex3
3
Email : [email protected]
Résumé
Cet article présente les travaux initiés au Lab-STICC et
au LAAS sur la conception de dispositifs passifs
hyperfréquences accordables sur la basse d’une approche
microfluidique ; développé dans le cadre du projet ANR RFIDROFIL. L’idée de base est d’utiliser des micros canaux
dans lesquels circulent des fluides. Ces fluides, diélectriques
dans un premier temps, sont utilisés pour perturber la
permittivité d’une structure planaire et ainsi modifier sa
fréquence de travail. En première approche, des stubs quart
d’onde et des filtres passe bande à stubs sont examinés
1. Introduction
De nombreux travaux ont été effectués sur les
dispositifs agiles et une attention particulière a été portée
sur les filtres passe bande. Ceci pour répondre aux besoins
des nouvelles générations de systèmes de communication
qui requièrent un fonctionnement multibandes. En effet
pour conserver un encombrement réduit, il est préférable
d’utiliser des dispositifs accordables plutôt que d’en
multiplier le nombre. Il existe aujourd’hui différentes
techniques pour les rendre accordables. Sans être
exhaustif nous pouvons en citer plusieurs de différentes
catégories, l’accordabilité à base de semiconducteurs,
(diodes PIN [1], varactor [2] [3]…), de MEMS (MicroElecto-Mechanical-Systems [4], [5], [6]…), ou encore de
matériaux agiles (ferromagnétique [7], ferroélectrique [8],
cristaux liquides [9]...)…
La solution proposée dans ce travail se rapproche d’un
matériau agile. Notre but est de modifier la constante
diélectrique effective d’un substrat grâce à la circulation
d’un liquide à l’intérieur d’un canal microfluidique. La
littérature sur ce sujet, couplage hyperfréquencemicrofluidique, est très peu fournie [10,11]. Mais les
avantages attendus d’une commande fluidique sont un
faible facteur de bruit (composant passif), une commande
enterrée, et la possibilité de régler les fréquences de
travail de composants ou cavités (résonateurs) 3D.
Après avoir justifié la topologie de filtre et la filière
technologique retenue pour les fabriquer, nous présentons
les résultats de simulations sous HFSS et les premières
réalisations.
2. Le choix des design
Il s’agit ici d’un travail prospectif ayant pour but de
démontrer la viabilité d’une telle approche dans un
contexte 3D. Dans un premier temps il faut cependant
valider ce type de couplage sur des filtres planaires.
2.1 Technologie du filtre
Parmi les technologies planaires les plus importantes
sont les micro-rubans, les lignes coplanaires, et la
technologie multicouche. Cette dernière alternative
associe les deux premières pour améliorer les
performances et atteindre une meilleure compacité mais
nécessite des processus technologiques plus complexes.
Nous recherchons un filtre planaire de démonstration
simple qui présente la meilleure dynamique d’accord,
nous nous sommes donc bornés aux deux premières
topologies.
(a)
(b)
Figure 1. Lignes de champs électromagnétiques, dans
les micro-rubans (a) et les lignes coplanaires (b).
Puisque l’accordabilité se fera par l’introduction d’un
fluide à l’intérieur du substrat, le principal critère est la
concentration du champ électromagnétique dans celui-ci.
Comme on peut le voir sur la figure 1 la configuration la
plus intéressante est la technologie micro-ruban (a) qui
permet d’avoir un maximum de ligne de champ électrique
à l’intérieur du substrat. Nous avons donc retenu cette
technologie pour réaliser nos filtres planaires.
2.2 Choix de la technologie microfluidique
La réalisation de canaux microfluidiques peut se faire
de différentes manières : gravure, moulage, emboutissage,
report de film sec… Toutes ces techniques impliquent
l’utilisation de matériaux spécifiques, et certains sont
incompatibles avec des applications 3D, tels que le
silicium ou le verre. Clairement les technologies
polymères apparaissent plus pertinentes malgré le nombre
de résines très important (PDMS, PMMA, PET,
PEEK…).
Parmi toutes ces résines, une d’elle présente des
propriétés intéressantes pour notre problématique : la
SU8. C’est une résine de type époxy, ses principaux
points forts sont sa photosensibilité, le fait de pouvoir
réaliser de grands rapports de forme, une très bonne
résistance chimique et physique. Il existe, de plus,
plusieurs techniques de réalisations microfluidiques
multiniveaux. Ce polymère est donc le candidat naturel
pour notre projet.
Il est bon de noter également que quelques travaux en
hyperfréquence ont déjà utilisé la SU8 comme matériau
structurant [12].
3.1 Accordabilité de la fréquence centrale
A partir du substrat structuré, nous avons modélisé un
stub microruban d’une longueur d’un quart de la longueur
d’onde de la fréquence centrale initiale. On place un canal
microfluidique en dessous de l’extrémité ouverte du stub,
c'est-à-dire là où le champ électrique est maximal. Cela
assure la meilleure dynamique d’accord. La structure dite
de référence a été dimensionnée en considérant le canal
vide.
La permittivité complexe de l’eau varie fortement avec
la fréquence et les pertes deviennent très importantes audelà de 20 GHz. Nous avons considéré alors le pire des
cas en prenant tang(δ) égal à 0,1.
(a)
3. Simulation HFSS
Une première étude nous a
montré que la
configuration microruban est le plus adaptée pour des
filtres accordables, et que la SU8 est le matériau le plus
adapté pour la réalisation des canaux. Mais l’association
des deux présente un inconvénient, la SU-8 a des pertes
diélectriques importantes avec un tang(δ) de 0,02.
Pour travailler dans un milieu proche de l’air et ainsi
réduire les pertes, nous avons choisi d’évider localement
la résine pour substituer au matériau massif, un substrat
structuré de type dentelle (figure 2). Nous présentons dans
cette partie les simulations de ces structures sous HFSS,
un simulateur électromagnétique 3D.
(b)
Figure 3 : Réponse du filtre coupe-bande (a), et une
vue de dessus du filtre (b).
Lorsqu’on remplit le canal de liquide (eau désionisée),
on modifie localement les propriétés diélectriques du
milieu. On allonge ainsi la longueur électrique du stub ce
qui provoque un décalage de la fréquence de résonance
(Fig 3) entre 30 GHz pour le canal vide et 27 GHz pour
le canal rempli d’eau désionisée, soit un décalage de 10%.
3.2 Filtre Passe bande accordable
Figure 2 : Coupe transversale de la structure étudiée
Ce filtre est obtenu à partir de stubs microruban de
longueurs différentes associés en parallèle deux à deux et
séparés par des inverseurs quart d’onde (Fig.4). Une telle
topologie présente l’intérêt de réaliser des filtres à bande
étroite. De plus les zéros de transmissions associés aux
différents stubs et encadrant la bande passante sont
indépendants, permettant ainsi d’imaginer un contrôle
simultané de la fréquence centrale et de la bande passante.
Pour cela un canal est placé à l’extrémité des stubs hautes
fréquences (HF) et basses fréquences (BF). On peut
remplir un des canaux si on souhaite changer la position
du zéro de transmission correspondant, ou bien remplir les
deux simultanément pour faire bouger l’ensemble
Figure 4 : Filtre DBR bande étroite d’ordre 4.
La figure 5 présente les réponses du filtre lorsque les
canaux sont vides (courbes rouges) et lorsqu’ils sont
remplis d’eau désionisée (courbes bleues). On note ici un
décalage important (20%) de la fréquence centrale du
filtre lorsque les deux canaux sont activés.
Figure 5 : Réponse du filtre DBR.
Figure 6 : Technique de laminage pour réaliser des
canaux microfluidiques.
Figure 7 : Vue en coupe du substrat en dentelle
réalisé.
4. Réalisation
4.2 La réalisation des lignes de transmission
Les étapes de fabrication de ces filtres sont : une
métallisation pleine plaque pour réaliser le plan de masse
de la ligne microruban, puis la structuration de la SU8 qui
se fait en 3 fois que nous allons détailler par la suite, et
une métallisation sélective sur la partie supérieure pour
réaliser les lignes du micro-ruban.
Pour réaliser un dépôt métallique sélectif il existe deux
options : le Lift-Off et la gravure chimique. A priori les
deux méthodes sont possibles, mais dans notre cas une
contrainte supplémentaire nous oblige à privilégier l’une
d’elle, la gravure.
En effet nous réalisons des filtres en micro-ruban, mais
pour des soucis de facilité et de simplicité, il est préférable
de les caractériser à l’aide d’une station sous pointe
coplanaire. Il est donc nécessaire de concevoir une zone
de transition microruban – coplanaire, et de relier le plan
de masse du premier aux deux masses du second. Pour
cela nous avons réalisé des vias : des cavités de 300µm de
coté sur toute la hauteur de la SU8 (180µm).
Pour métalliser le flan de ces trous nous devons opter
pour de la pulvérisation cathodique, qui à la différence de
l’évaporation n’est pas directionnelle. Or pour la
réalisation d’un Lift-Off il ne faut pas recouvrir les flans
de la résine, sous peine de rendre impossible sa
dissolution.
Nous effectuons donc une pulvérisation d’aluminium
sur 1µm, que nous devons protéger par une résine pour la
gravure. Un dépôt de résine par tournette n’est pas
envisageable car cela ne permet pas de recouvrir les flans.
Dans notre cas il est préférable d’utiliser un spray
4.1 Le substrat en SU8
La fabrication du substrat en dentelle commence par
un dépôt de 10 µm de SU8. Cette couche permet d’isoler
le plan de masse des fluides qui circuleront dans le canal.
Sur cette couche on structure de la SU8 pour réaliser les
murs de la dentelle sur 150 µm de haut. Puis vient l’étape
du capotage, pour ce faire on utilise la technique
développée par Abgrall et al. [13], figure 6.
Cette technique s’appuie sur le laminage. Sur un wafer
on lamine un film de PET sur lequel on vient déposer
20µm de résine, on lui fait subir un premier recuit pour
qu’elle se solidifie. Puis nous décollons le film PET, sur
lequel est enduite la résine, et nous venons le reporter par
laminage à chaud sur le wafer où il y a les murs à capoter.
Et seulement ensuite nous insolons pour ouvrir les zones
désirées. Cette méthode donne de très bons profils comme
on peut le voir sur la figure 7.
puisqu’il permet d’obtenir des dépôts conformes, et ainsi
protéger les vias.
Cette technique est en cours d’optimisation pour
obtenir les premières structures fonctionnelles.
5. Conclusions
Nous avons présenté les premiers résultats de filtres
accordables grâces à des moyens empruntés à la
microfluidique. Les simulations montrent une bonne
dynamique d’accord, on obtient un décalage en fréquence
centrale de 10% voire plus grâce à l’introduction d’eau
déionisée dans le canal. Nous décrivons également le
processus de réalisation de ces structures qui va nous
permettre de confronter les résultats expérimentaux aux
simulations.
Références
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dual-band
microstrip
interdigital
bandpass
filter
for
multistandard
communication applications,” 30th European Microwave
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[2] B. Kapilevich, “A varactor-tunable filter with constant
bandwidth and loss compensation,” Microwave Journal &
Horizon House Publications, vol. 50, pp. 106–114, April
2007.
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bandpass filter using step-impedance microstrip lines,”
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Techniques, vol. 52, pp. 1279–1283, April 2004.
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A. Pothier,
C. Champeaux,
P. Tristant,
A. Catherinot, P. Blondy, G. Tanné, E. Rius, C. Person,
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filter,” IEEE Transactions On Microwave Theory And
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capacitors for tunable filters,” John Wiley & Sons, Inc,
pp. 362–374, 1999.
[6] K. Entesari and G. M. Rebeiz, “A 12 18-ghz three-pole RF
MEMS tunable filter,” IEEE Transactions On Microwave
Theory And Techniques, vol. 53, pp. 2566–2571, August
2005.
[7] Daniel E. Oates and Gerald F. Dionne. “Magnetically
tunable superconducting resonators and _lters.” IEEE
Transactions On Applied Superconductivity, 9 : 4170_4175,
June 1999.
[8] Jayesh Nath, Dipankar Ghosh, Wael Fathelbab, Jon-Paul
Maria, Angus I.Kingon, Paul D. Franzon, and Michael B.
Steer. “A tunable combline bandpass _lter using barium
strontium titanate interdigital varactors on an alumina
substrate.” IEEE MTT-S International Microwave
Symposium Digest, pages 595_598, 2005.
[9] J. Andrew Yeh, C. Alex Chang, Chih-Cheng Cheng, JingYi Huang, and Shawn S. H. Hsu. “Microwave
characteristics of liquid-crystal tunable capacitors”. IEEE
Electron Device Letters, 26 :451_453, July 2005.
[10] I. El Gmati et al., “Liquid RF MEMS variable inductor,”
Procedia Engineering, vol. 5, p. 1380-1383, 2010
[11] R. L. Borwick III et al., “A high Q, large tuning range,
tunable capacitor for RF applications,” in Micro Electro
Mechanical Systems, 2002. The Fifteenth IEEE
International Conference on, p. 669–672, 2002
[12] A. Ismail et R. S. A. Raja Abdullah, “Micromachined Wband rectangular waveguide utilising SU-8,” International
Journal of Engineering and Technology, vol. 4, n°. 2, p.
245–252, 2007.
[13]P. Abgrall, S. Charlot, R. Fulcrand, L. Paul, A.
Boukabache, et A. Gué, “Low-stress fabrication of 3D
polymer free standing structures using lamination of
photosensitive films,” Microsystem Technologies, vol. 14,
n°. 8, p. 1205-1214, 2008.
Étude de la réalisation d’un thermocycleur assisté par onde élastique de surface
Thibaut ROUX-MARCHAND
Université Henri Poincaré
Institut Jean Lamour (I.J.L) – UMR 7198 CNRS
Boulevard des Aiguillettes B.P. 70239
54506 Vandoeuvre-lès-Nancy Cedex
Denis BEYSSEN, I.J.L
Frédéric SARRY, I.J.L
Stéphanie GRANDEMANGE, S.I.G.R.E.T.O
9 avenue de la Forêt de Haye B.P. 184
54505 Vandoeuvre-lès-Nancy Cedex
Email : [email protected]
Résumé
IDT
Les dispositifs à ondes élastiques de surface ont démontré
un certain potentiel pour la réalisation de laboratoire sur
puce. Un des principaux effets est l’échauffement d’un liquide
placé sur la trajectoire de l’onde. L’objectif de nos travaux est
de concevoir un laboratoire sur puce avec, comme principale
fonction, la duplication de brins d’ADN par cycle de
température (Polymérase Chain Reaction, PCR). Avant de
réaliser ce système, nous avons montré que les ondes
élastiques de surface ont un comportement non destructeur
vis-à-vis des espèces biologiques nécessaires à la PCR.
Nous commençons par rappeler le principe de la
génération des ondes élastiques de surface ainsi que les
différentes interactions qu’il existe avec une goutte déposée
sur la trajectoire de l’onde. Nous exposons les résultats du
comportement des ondes sur les espèces, puis nous concluons
et présentons les perspectives de nos recherches.
Digit Transducteur, IDT) en métal de périodicité λ
comme le montre la Figure 1. Connaissant la vitesse v de
l’onde élastique de surface dans le matériau
piézoélectrique, on excite l’IDT avec un signal électrique
de fréquence f = v/λ pour générer cette onde élastique.
1. Introduction
1.2 Interaction onde/liquide
L’utilisation des dispositifs à onde élastique de surface
a explosé grâce au domaine de la télécommunication. Ils
se sont révélés très efficaces pour la réalisation de filtres
passe bande ainsi que pour le traitement de signaux [1-2].
Plus récemment, ce sont au niveau des capteurs qu’ils ont
apporté leurs avantages. En effet, on peut les utiliser
comme capteur de pression, de température ou encore de
gaz avec la possibilité de les interroger à distance,
l’énergie d’alimentation étant contenue dans le signal
d’interrogation fourni par une source extérieure, à
distance du capteur [3].
Dernièrement, pour la conception de laboratoire sur
puce, il est possible d’utiliser des ondes élastiques de
surface. La première publication concernant l’utilisation
de ces ondes en tant que moyen d’actionner des gouttes
est parue à la fin des années 1980 [4]. Depuis, de
nombreux travaux ont été effectués à travers le monde
permettant d’affirmer la capacité des dispositifs à ondes
élastiques de surface à s’intégrer comme outils de travail
sur des biopuces ou laboratoires sur puce [5-8].
Il existe différents types d’ondes élastiques de surface.
Nous utilisons l’onde de Rayleigh qui permet d’interagir
avec des liquides. Elle est constituée de deux
composantes : une longitudinale et une transversale. C’est
cette dernière qui permet l’interaction avec le liquide.
L’onde de Rayleigh est fortement atténuée à l’interface
liquide/solide. En s’atténuant, elle cède son énergie au
liquide sous forme d’ondes de compression dans le
liquide suivant un angle θR appelé angle de Rayleigh
(Figure 2).
L’interaction induit, selon l’amplitude de l’onde de
Rayleigh, un écoulement interne à la goutte, un
échauffement, l’actionnement, voir l’atomisation pour de
très forte puissance de l’onde incidente. On remarque
donc la polyvalence des dispositifs à ondes élastiques de
Substrat
piézoélectrique
λ
Onde élastique de
surface
Figure 1. Exemple de dispositif à onde élastique de
surface
θR
Liquide
IDT
1.1 Les ondes élastiques de surface
Le principe de génération des ondes élastiques de
surface s’appuie sur les propriétés piézoélectriques du
matériau. On réalise des transducteurs inter-digités (Inter-
Substrat
piézoélectrique
Figure 2 : Interaction entre l'onde de Rayleigh et un
liquide
1.3 Problématique
Des thermocycleurs industriels permettant de
dupliquer des brins d’ADN par PCR existent depuis les
années 80. Ces thermocycleurs présentent l’avantage de
paralléliser de nombreuses réactions. En revanche, le
chauffage étant résistif, l’inertie thermique est grande ce
qui provoque des durées de cycles assez longs. De plus, il
a été montré qu’il est difficile de dupliquer de l’ADN
avec des liquides visqueux. La Figure 3 nous présente
l’évolution du rendement de la duplication d’ADN en
fonction de la viscosité du milieu (pourcentage
volumique de glycérol dans un mélange eau/glycérol)
pour un thermocycleur industriel. On constate qu’au-delà
d’une certaine viscosité, le rendement chute jusqu'à
s’annuler. En effet, la probabilité de rencontre des
espèces dans le milieu diminue lorsque la viscosité
augmente.
L’avantage de l’utilisation des ondes élastiques de
surfaces est que plus la viscosité du liquide augmente,
plus on le chauffe tout en effectuant un mélange interne.
Par conséquent, on augmente la probabilité de rencontre
des espèces et on améliore le rendement de la réaction de
PCR. Il est donc possible d’imaginer la duplication
d’ADN par PCR en microgoutte à des viscosités
supérieurs de celles des milieux réactionnels des
thermocycleurs. De plus, l’inertie thermique de notre
microsystème est bien plus faible que son homologue.
Les constantes de temps sont de l’ordre de 3 à 4 secondes
ce qui permettrait d’obtenir des cycles de PCR bien plus
court et donc un gain de temps non négligeable pour des
expériences typiques de 30 cycles.
Avant de réaliser un tel système, nous avons voulu
vérifier si les ondes élastiques de surface ont un
comportement destructeur vis-à-vis des espèces
biologiques nécessaires à la réaction PCR. Nous avons
donc irradié toutes les espèces puis réalisé la duplication
d’ADN par thermocycleur industriel. Dans le cas ou la
duplication serait faible, nous ciblerions chaque espèce et
déterminerions laquelle ou lesquelles sont sensibles à
l’échauffement dû aux ondes élastiques de surface.
Rendement de la réaction
surface permettant l’intégration, sur une même puce, de
plusieurs processus [9-11]. Notons que lorsque l’on
chauffe ou que l’on actionne la goutte, on observe aussi
un mélange interne.
L’objectif de notre projet est de réaliser un laboratoire
sur puce avec, comme principale fonction, la duplication
de brins d’ADN par réaction de type PCR (Polymerase
Chain Reaction). La réaction PCR consiste à effectuer des
cycles de températures. Chaque cycle s’effectue en trois
étapes : la première est la dénaturation (séparation de la
double hélice en deux monobrins) à 95°C, la seconde est
l’hybridation (fixation de l’amorce sur les monobrins qui
sert de point de départ à la duplication) entre 50 et 60°C
et la troisième est l’élongation (ajout successif des
nucléotides à partir de l’amorce avec l’aide de la
polymérase) à 72°C. On passe donc d’un double brin
d’ADN à deux doubles brins. A chaque cycle, on
multiplie par deux la quantité initiale d’ADN. A l’aide
des ondes de Rayleigh, ces températures peuvent être
atteintes avec des liquides assez visqueux, de l’ordre de
100mPa.s et en modulant l’énergie de l’onde élastique.
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
0%
10% 20% 30% 40% 50%
% volumique de glycérol dans un
mélange Eau/Glycérol
Figure 3. Rendement de la réaction de PCR en
fonction de la viscosité (% volumique de glycérol dans
un mélange Eau/Glycérol) pour un thermocycleur
Pour effectuer ces manipulations, nous avons
collaboré avec l’équipe du Professeur Becuwe (Unité de
recherche : Signalisation, Génomique et Recherche
Translationnelle en Oncologie, SIGRETO, EA 4421 –
Cancéropôle Grand Est) qui nous a fournis de nombreux
échantillons contenant les espèces nécessaires à la
réaction de PCR.
2. Procédure expérimentale
Pour générer les ondes de Rayleigh, nous utilisons,
comme matériau piézoélectrique, le niobate de lithium
(LiNbO3) de coupe Y+128° qui présente un coefficient de
couplage élevé (K² ≈ 5%) pour la direction de
propagation X. La vitesse de propagation des ondes de
Rayleigh est de 3993m.s-1 pour cette même direction. Le
motif des IDT est transféré par photolithographie en
utilisant la résine positive S1813 en effectuant un lift-off.
Le métal des électrodes est de l’aluminium déposé par
pulvérisation cathodique avec un courant continu de
0,33A et une tension de 326V, un flux d’argon de 16sccm
et une pression de 0,0032mbar. La durée de dépôt est de
200s ce qui donne une épaisseur d’aluminium de 150nm.
La longueur d’onde λ des électrodes est de 100µm. La
fréquence d’excitation est f = v / λ = 39,937 MHz. Le
taux de métalisation des IDT est de 0,5 afin de limiter les
harmoniques impaires. Le dispositif est adapté à 50Ω
pour recevoir le maximum de puissance.
Les échantillons sont constitués de brins d’ADN
MCF7 obtenuent par transcription inverse d’ARN
messagés de cellules mammaires cancéreuses, de
l’enzyme polymérase Taq, de nucléotides ainsi que de
l’amorce β-actine spécifique aux brins d’ADN à
dupliquer.
Ensuite, nous avons irradié ces échantillons d’une part
avec différentes puissances pendant un temps fixé,
d’autre part avec différentes durées à puissance constante.
Nous avons par la suite retourné les échantillons au
laboratoire SIGRETO. Des cycles de PCR « classique »
avec un thermocycleur industriel puis la quantification
par électrophorèse dans un gel d’Agarose ont été réalisés.
3. Résultats
L’électrophorèse dans le gel d’Agarose est la
migration de séquences d’ADN soumis à un champ
électrique. On y trouve deux informations importantes : la
Densité (brins/mm²)
distance de migration révèle la longueur des séquences
d’ADN dupliquées et l’intensité des empruntes nous
informe de la quantité de séquences d’ADN dupliquées.
Un exemple est présenté Figure 4. Les nombres impairs
sont les échantillons de références (mêmes conditions
expérimentales mais non-irradiées) tandis que les pairs
sont les échantillons irradiés. A gauche de la figure, on
observe une référence de taille. On remarque que toutes
les traces sont au même niveau, ce qui signifie que
l’ADN dupliquée a bien la même taille. Par ailleurs, on
constate que les empruntes sont plus ou moins intenses.
Cela révèle que la quantité d’ADN dupliqué n’est pas
forcement la même entre la référence et l’échantillon
irradié.
La Figure 5 présente les mesures de densité de brins
d’ADN pour plusieurs puissances d’irradiations avec les
échantillons de références et ceux irradiés. La durée des
expériences est de deux minutes et le volume des
microgouttes est de 20µL. On constate une certaine
différence entre les échantillons irradiés et ceux de
références : A partir de 25dBm, la densité de brins
dupliqués se stabilise. En appliquant ces puissances, nous
réalisons un certain échauffement, de l’ordre d’une
quinzaine de degré à 31dBm, ce qui provoque
l’évaporation d’un certain volume de la microgoutte. Par
ailleurs, le mélange interne doit favoriser l’adsorption des
brins d’ADN à l’interface solide/liquide. Ces deux
phénomènes contribuent à l’écart entre les échantillons
irradiés et ceux de références.
La Figure 6 présente les mesures de densité de brins
d’ADN pour différentes durées d’irradiation avec les
échantillons de références et ceux irradiés. La puissance a
été fixée à 25dBm (315mW) et le volume des
microgouttes est de 20µL. L’échauffement de la
6
5
4
3
2
1
0
x 104
Ref
Irr
1'
2'
3'
5'
7'
Temps d'irradiation (mn)
Figure 6. Densité de brins d'ADN en fonction du temps
d'irradiation avec en bleu, les échantillons de
références et en rouge, ceux irradiés pour une
puissance de 25dBm
microgoutte est de l’ordre de 5°C. Tout d’abord, on
constate que pour les échantillons de référence, la densité
diminue avec l’augmentation de la durée d’irradiation.
On peut attribuer ce phénomène à l’évaporation d’un
certain volume de la microgoutte ce qui concentre les
brins d’ADN et doit favoriser donc l’adsorption à
l’interface liquide/solide. Par ailleurs, l’écart entre les
échantillons de références et ceux irradiés est lié aux
mêmes effets que l’expérience précédente : le mélange
interne et l’échauffement de la microgoutte amplifient
l’adsorption.
On peut dire qu’à ces puissances, les ondes élastiques
ne semblent pas être destructrices vis-à-vis du milieu
réactionnel. Bien sur, une étude plus approfondie du
phénomène d’adsorption et d’évaporation doit être
réalisée.
4. Conclusion et perspectives
2
1
4
3
6
5
10
8
7
9
Densité (brins/mm²)
Figure 4. Photographie de la migration de l'ADN dans
le gel d'agarose
12
10
8
6
4
2
0
x 104
Ref
Irr
20
25
28
31
Puissance d'irradiation (dBm)
Figure 5. Densité de brins d'ADN en fonction de la
puissance d'irradiation avec en bleu, les échantillons
de références et en rouge, ceux irradiés pour une
durée d’irradiation de deux minutes
Nous avons mis en évidence que les ondes élastiques
de surface de type Rayleigh ne sont pas destructrices visà-vis des composés biologiques nécessaires à la PCR,
pour des puissances de 20 à 31dBm et des temps
d’irradiation variant de 1 à 7 minutes. Nous pouvons
donc chauffer des microgouttes avec des ondes de
Rayleigh et réaliser à court terme une réaction de type
PCR assistée par ondes élastiques. Il faudra, bien
évidemment, remédier au problème d’adsorption et
d’évaporation. Guttenberg et al. [12] ont proposé un
microsystème à base d’onde élastique de surface capable
de dupliquer des brins d’ADN par PCR. La goutte
contenant le milieu réactionnel est stabilisée dans de
l’huile ce qui limite l’évaporation et l’adsorption des
brins d’ADN. Un mélange est réalisé par les ondes
élastiques de surface ce qui permet de réduire la durée
d’un cycle à 20 secondes. Seulement 10 minutes sont
nécessaires pour réaliser 30 cycles de PCR. L’élévation
en température, elle, est réalisée par une résistance
chauffante en platine qui pourrait être remplacé par les
ondes élastiques de surface.
Nous travaillons actuellement sur un microsystème
multicouche permettant de chauffer suffisamment, par
onde élastique de surface, les microgouttes pour réaliser
une réaction de PCR. Le système, présenté Figure 7, est
constitué d’un substrat de niobate de lithium de coupe
Y+128° ainsi que d’une couche isolante électriquement et
IDT
Substrat piézoélectrique
Couche isolante d’AlN
Figure 7. Micro-Système en cour de développement
6,5
K² (%)
6
5,5
5
4,5
4
3,5
0
0,02 0,04 0,06 0,08 0,1 0,12 0,14
hk
Figure 8. Simulation du coefficient de couplage en
fonction de l'épaisseur normalisée de la couche de
nitrure d'aluminium avec un substrat de niobate de
lithium de coupe Y+128° et de direction de
propagation X, h est l’épaisseur d’AlN et k=2.π/λ.
conductrice thermiquement qui nous permet de placer
directement notre microgoutte sur les électrodes.
Nous avons choisi le nitrure d’aluminium (AlN) pour
ces propriétés thermique et isolante adéquates. La
microgoutte capte donc toute l’énergie de l’onde de
Rayleigh. Des simulations nous ont montré qu’une faible
épaisseur d’AlN ne dégrade pas notre onde mais améliore
le coefficient de couplage (Figure 8), ce qui correspond
aux simulations de Ro et al. [13]. Pour une epaisseur
d’AlN normalisée de 0,06, le coefficient de couplage
atteind 6,1%. En utilisant des IDT dont la periodicité λ est
23µm, il nous faut déposer une épaisseur d’AlN
0,06 0,06. 220
2. qui recouvre les électrodes d’épaisseur 150nm et les
protège de la microgoutte et de tout court-circuit. Ainsi, il
devrait être possible de chauffer et de mélanger nos
microgouttes afin de réaliser des cycles de PCR.
Références
[1] D. Morgan, “Surface acoustic wave filters”, Academic
press, second edition (2007)
[2] C.K. Campbell, “Surface acoustic wave devices”, Academic
press (1998)
[3] T. Aubert, O. Elmazria and M.B. Assouar, “Wireless and
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microchannels” Lab on a Chip 8 (2008) pp 1557-1567
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Applied Physics 48 (2009) 041406
Conception et optimisation d'un micro-haut-parleur électrodynamique en
technologie MEMS
Iman SHAHOSSEINI, Elie LEFEUVRE, Johan
MOULIN, Emile MARTINICIC, Marion WOYTASIK,
Elisabeth DUFOUR-GERGAM
Université Paris Sud 11
Laboratoire IEF – UMR 8622 CNRS
15, rue Georges Clemenceau
91405 Orsay France
Guy LEMARQUAND,
Romain RAVAUD
Laboratoire d’Acoustique de l’Université
du Maine – UMR CNRS 6613
Avenue Olivier Messiaen, 72085
LE MANS Cedex 9 France
Email : [email protected]
Résumé
Cet article présente une étude réalisée en vue d’élaborer
un micro-haut-parleur électrodynamique en technologie
MEMS pour objets nomades. Les objectifs sont d'obtenir une
forte intensité acoustique de 80 dB SPL à 10 cm et un
rendement dix fois supérieur à celui des micro-haut-parleurs
conventionnels. Une modélisation par éléments finis a permis
d'affiner le design du dispositif avant d'entreprendre les
étapes de microfabrication. La modélisation magnétique
montre qu'une configuration à deux aimants annulaires à
champ axial produit la distribution du champ magnétique la
plus favorable. Cette configuration magnétique est associée à
une bobine planaire optimisée. L'ensemble doit permettre
d'atteindre les performances visées.
1. Introduction
Aujourd'hui, des micro-haut-parleurs majoritairement
basés sur l'actionnement électrodynamique sont utilisés
dans les nombreux appareils électroniques portables tels
que les téléphones cellulaires, les notebooks, les
caméscopes, les appareils photo et même les consoles de
jeu portables. Pratiquement un quart du budget
énergétique de ces appareils est consommé par la chaine
de reproduction sonore. Or les appareils portables
souffrent globalement d'une trop faible autonomie, c'est
pourquoi les concepteurs cherchent par tous les moyens à
réduire la consommation de chaque fonction embarquée.
Ainsi, améliorer le rendement des micro-haut-parleurs
aurait un impact conséquent sur la durée de vie des
batteries. Si les limites ne sont pas loin d'être atteintes en
technologie classique, nous montrons dans cet article que
la technologie MEMS offre de nouvelles perspectives.
En outre, la plupart des systèmes audio embarqués ne
montrent pas une qualité sonore à la hauteur des normes
Hi-Fi. En ce sens, la réalisation de la partie mobile en
silicium au lieu de carton et de polymères présente un
grand intérêt. Les technologies MEMS permettent
notamment de réaliser des dispositifs fortement intégrés.
Ces technologies de fabrication collective offrent de plus
des coûts de fabrication attractifs. Enfin, pour donner une
idée des enjeux de ce secteur en forte croissance,
actuellement plus d'un milliard de micro haut-parleurs
sont vendus chaque année.
Dans la littérature, divers moyens d'actionnement ont
été proposés pour les micro haut-parleurs MEMS. Les
plus classiques sont les actionnements électrostatique,
piézoélectrique, et électrodynamique [1-3], mais on
trouve également des transducteurs qui reposent sur
l’effet d’électrostriction ou la dilatation thermique des
matériaux [4-5]. En technologie classique (non MEMS),
c'est l'actionnement électrodynamique qui est le plus
répondu. C'est également celui que nous avons retenu en
raison de la forte densité de puissance imposée par notre
cahier des charges. Par comparaison aux autres modes
d'actionnement, c'est aussi celui qui offre la meilleure
linéarité, critère déterminant en ce qui concerne la qualité
de reproduction sonore. Le travail présenté ici développe
en
particulier
l'optimisation
du
transducteur
électrodynamique du point de vue de son rendement, en
tenant compte des contraintes de microfabrication.
2. Architecture d'un transducteur
électrodynamique
Un actionnement électrodynamique nécessite deux
éléments principaux : un champ magnétique et un
conducteur traversé par un courant. Dans le cadre de
notre étude, le champ magnétique est créé par un
dispositif à aimants permanents et le conducteur est sous
la forme d'une bobine planaire. La force motrice de cet
actionnement, appelée force de Lorentz, provient de
l'interaction entre le champ magnétique et le courant
parcourant la bobine [1]. Le dispositif considéré se
compose ainsi d’un aimant permanent fixe et d’une
bobine planaire déposée sur une membrane plate (Figure
1). Dans ce cas, la force motrice a pour expression :
N
FLorentz = ∑ I .2π .Ri .Br ( Ri )
i =1
(1)
Avec I le courant, Ri le rayon de chaque spire de la
bobine planaire et Br la composante radiale du champ
magnétique B vu par la spire Ri. Le mouvement hors plan
de la membrane rigide, suspendue par un ensemble de
ressorts, permet de déplacer le volume d'air nécessaire
pour générer la puissance acoustique requise.
Aimant
Bras de suspension
Force
Bobine
I
B
Membrane en silicium
membrane, xpic, sera donc 300 µm à la fréquence de 300
Hz.
Pour calculer les dimensions de la bobine, il faut
considérer le champ magnétique produit par les aimants
au voisinage de chaque spire. Pour cela nous avons étudié
par éléments finis quatre configurations différentes des
aimants avec un volume total de matériau magnétique
constant (Figure 2) : un aimant annulaire à champ radial,
un aimant annulaire à champ axial, deux aimants
annulaires à champ radial et deux aimants annulaire à
champ axial.
Membrane
Substrat SOI
Figure 1. Coupe schématique du micro-haut-parleur
Les rares micro haut-parleurs qui ont fait l'objet de
réalisation en technologie MEMS utilisent des matériaux
souples tels que le polyimide ou le parylène pour réaliser
la membrane et les bras de suspension [1, 6 et 7]. Ils
assurent en plus l’étanchéité entre les parties fixe et
mobile du dispositif. Cependant, les déformations d'une
telle surface émissive souple ont pour effet de détériorer
de la qualité de reproduction sonore. Pour éviter ce
phénomène et repousser tous les modes de vibration
indésirables hors de la bande passante, l'utilisation d'une
membrane plate et rigidifiée en face arrière par une série
des nervures radiales est une solution très performante
[8]. Du point de vue acoustique, le transducteur idéal est
une surface plate parfaitement indéformable. C'est ce que
l'on cherche à obtenir, tout en ayant des bras souples avec
une caractéristique de raideur aussi linéaire que possible.
Le matériau servant à réaliser la membrane doit ainsi
avoir un module de Young le plus élevé possible pour
résister à toute déformation. D'autre part, sa densité doit
être la plus faible possible pour minimiser la masse
mobile du haut-parleur, ceci afin d’augmenter le
rendement du système. En comparant le rapport du
module de Young sur la densité des différents matériaux,
l'alumine et le silicium se situent parmi les plus
intéressants. De nombreux procédés technologiques de
fabrication des MEMS sont développés pour le silicium,
ce qui en fait le meilleur candidat pour notre application.
(a)
Membrane
(b)
Membrane
(c)
Membrane
3. Dimensionnement du système
électroacoustique
Tout d'abord, le déplacement de la membrane peut
être calculé à l'aide de l'équation analytique (2), en
prenant pour intensité acoustique 80 dB SPL à 10 cm,
donnée par le cahier de charges du micro-haut-parleur, et
en considérant une bande passante de 300 Hz à 20 kHz,
qui correspond au nouveau standard pour les systèmes
audio portables.
(2)
Pacoustique = 0,27d 4 f 4 x 2pic
P est la puissance acoustique soit 12,6 µW, d le
diamètre de la membrane, ici de 15 mm, et f la fréquence
minimale de la bande passante. En considérant une telle
puissance acoustique, le déplacement crête de la
(d)
Figure 2. Configurations étudiées pour les aimants :
un aimant annulaire à champ radial (a), à champ axial
(b), deux aimants annulaires à champ radial (c), à
champ axial (d)
Au voisinage d'une spire, l'intensité du champ
magnétique varie au cours du déplacement de la
membrane. Cet effet apparaît sur les courbes représenté
Figure 3, dont l'épaisseur de trait indique la plage de
variation du champ pour une excursion de ±300 µm par
rapport à la position de repos. Ainsi, plus la courbe est
fine, plus les spires voient un champ constant au cours du
déplacement.
B (T)
(a)
B (T)
Distance (mm)
(b)
B (T)
Distance (mm)
(c)
Parmi ces résultats, la configuration à deux aimants
face-à-face avec une magnétisation axiale est la plus
intéressante car la composante radiale de champ
magnétique est la plus importante et la moins variable
avec le déplacement de la membrane (Figure 3 (d)).
Avec cette configuration, on voit qu’en approchant
des aimants par exemple de la position 2 mm à 1 mm, le
champ magnétique vu par la spire sera plus de deux fois
plus intense. Or, d'après l'équation (3) le rendement est
proportionnel au carré du champ magnétique, d'où
l’intérêt est de concentrer la bobine le plus près possible
des aimants.
i =n


Bi .li


∑
4
ρ.π .a 1 
i =1

r=
. .
4c R  M bobine + M membrane 




2
(3)
Dans cette équation, ρ est la densité de l'air, a le rayon
de la membrane, c la vitesse du son, R la résistance de la
bobine, M la masse et Bi la composante radiale du champ
magnétique vu par une spire de longueur li. Les
technologies MEMS conduisent préférentiellement à des
formes 2D, c'est pourquoi nous considérons ici une
bobine planaire. Les effets d’inter-spire et de largeur de
spires interviennent fortement sur le rendement (équation
(3)), puisqu’en fonction de la position de chaque spire la
composante radiale du champ magnétique est différente.
L'impact de ces paramètres sur le rendement a été étudié
en prenant pour contrainte une résistance de 10 Ω pour la
bobine, limite basse pour le système d’amplification
associé, et une épaisseur de cuivre de 30 µm qui constitue
la limite technologique actuelle du procédé de
micromoulage envisagé. La Figure 4 illustre la variation
du rendement du haut-parleur MEMS en fonction de la
largeur de spires pour deux inter-spires différentes, de 10
µm et 20 µm.
1,2E-4
Rendement
1,0E-4
Distance (mm)
8,0E-5
6,0E-5
4,0E-5
interspire 10 µm
2,0E-5
interspire 20 µm
B (T)
0,0E+0
(d)
0
10
20
30
40
50
60
70
Largeur de spires (µm)
Figure 4. Rendement du haut-parleur en fonction de la
largeur de spires pour une bobine de 30 µm
d’épaisseur et 10 Ω de résistance
Distance (mm)
Figure 3. Profil de la composante radiale du champ
magnétique au voisinage des aimants pour un aimant
annulaire à champ radial (a), un aimant annulaire à
champ axial (b), deux aimants annulaires à champs
radial (c), deux aimants annulaires à champ axial (d)
Cette courbe montre que le maximum du rendement
est obtenu pour des spires de 35 µm de large. Ceci
détermine la masse totale de la partie mobile du microhaut-parleur, soit 34 mg. Avec cette largeur et un interspire de 20 µm, le rendement est aux alentours de 10-4,
alors que celui des micro-haut-parleurs conventionnels
est de l'ordre de 10-5. En réduisant l’inter-spire à 10 µm,
ce qui peut poser quelques problèmes de
microfabrication, le rendement pourrait encore augmenter
de 15%.
Afin de compléter notre cahier de charges, à part du
rendement amélioré, il faut que l'intensité acoustique L
atteigne au niveau de 80 dB à une distance du
transducteur b égale à 10 cm. Le rendement r, qui est
aussi défini par le rapport entre la puissance acoustique
émise et la puissance électrique fournie au micro-hautparleur, relie ces paramètres (Eq. 4).
r=
4πb × 10 ×10
R.I 2
2
−12
LdB
10
(4)
Ceci détermine le courant électrique I qu'il faut
injecter dans la bobine, soit 115 mA. En considérant la
section de chaque spire, 35 µm par 30 µm, la densité de
courant demandée sera 110 A/mm2. Cette valeur
relativement élevée ne pose néanmoins aucun problème
thermique en raison de la bonne conductivité thermique
des matériaux et de la géométrie favorable au transfert de
la chaleur.
4. Conclusions et Perspectives
Nous avons présenté une nouvelle structure de microhaut-parleur électrodynamique en technologie MEMS
mettant à profit les propriétés du silicium, dont la raideur
importante et la légèreté favorisent le rendement et la
qualité de reproduction sonore. L'approche de conception
proposée s'appuie à la fois sur des modèles analytiques et
des modèles à éléments finis. Les résultats de simulation
montrent qu'avec la structure magnétique appropriée il
est possible d'atteindre un rendement dix fois plus
importants que celui des haut-parleurs miniatures
conventionnels. De plus, précisons que la puissance
acoustique considérée pour le haut-parleur MEMS étudié
est beaucoup plus important que celle produite par un
haut-parleur de mêmes dimensions en technologie
classique.
Les perspectives de ce travail porteront en premier
lieu sur la mise au point des étapes technologiques de
micro-fabrication du dispositif. Ces étapes sont
principalement la fabrication sur substrat SOI d’une
membrane structurée par gravure profonde en face
arrière, la libération de cette membrane et le
micromoulage d’une bobine planaire en cuivre. Après
validation de chaque étape, et caractérisation de chaque
sous-ensemble, la réalisation du dispositif final par
enchaînement des différentes étapes de microfabrication
constitue également un défi technologique.
Remerciements
Ce travail a été réalisé avec le soutien de l’Agence
Nationale de la Recherche.
Références
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for digital hearing aids” IEEE Transactions on
Biomedical Circuits and Systems (2009) Vol. 3, No. 5, pp
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microspeaker” Japanese Journal of Applied Physics
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[8] I. Shahosseini et al., “Towards high fidelity high
efficiency MEMS microspeakers” IEEE Sensors
conference (2010) pp 2426-2430.
Conception de micro-commutateurs MEMS RF miniatures à nanogap pour la
reconfiguration ultra rapide
Aurélie VERGER, Arnaud POTHIER, Cyril
GUINES, Aurelian Crunteanu, Pierre BLONDY
XLIM UMR 6172
Université de Limoges/CNRS
123, Avenue Albert Thomas
87060 Limoges Cedex
Frédéric COURTADE
CNES
18, Avenue Edouard Belin
31401 Toulouse Cedex 9
Olivier VENDIER
Thales Alenia Space
26, Avenue Jean-François Champollion
31100 Toulouse
Email : [email protected]
Résumé
Ce papier présente un concept de poutres mobiles pour
les composants RF MEMS permettant d’atteindre un temps
de commutation de 50 ns. Ces structures utilisent un design
de membranes miniatures, actionnées grâce à un
actionnement électrostatique tout en considérant un
nanogap. Les membranes mobiles sont formées d’un
assemblage multicouches de matériaux structurels qui leur
permettent d’atteindre des performances mécaniques
supérieures aux structures RF MEMS conventionnelles. En
effet, ces composants ont démontrés des fréquences de
résonances mécaniques élevées, de l’ordre de quelques MHz,
permettant ainsi d’obtenir des temps de commutation de
l’ordre de quelques dizaines de nanosecondes.
membrane tout en y ajoutant des flancs inclinés
augmentent fortement la raideur de la membrane, pouvant
ainsi atteindre des temps de commutations de l’ordre de
200 ns.
Dans ce papier, un concept de capacités commutées
miniatures RF MEMS est présenté. La membrane résulte
d’une superposition de trois couches alumine / aluminium
/ alumine. Dans cette configuration, la structure est raide
tout en gardant une faible masse. Cela résulte en une
fréquence de résonance mécanique élevée, et ainsi des
temps de commutations aussi faibles que 50 ns sont
obtenus.
30 µm
1. Introduction
Les composants RF MEMS ont un avenir prometteur.
Leur excellente linéarité et leur faible consommation font
d’eux des concurrents sérieux à la technologie des semiconducteurs. Cependant, les composants RF MEMS
souffrent encore de certaines limitations. Le temps de
commutation, généralement de l’ordre de quelques
microsecondes [1-2] est l’une d’entre elles. Ce temps
limite l’utilisation des composants MEMS pour des
applications de reconfiguration rapide.
Plusieurs études pour améliorer le temps de
commutation ont déjà été menées par l’université de San
Diego [3], l’institut de recherche XLIM [4], le laboratoire
Sandia [5] ou encore Berkeley [6]. G. Rebeiz, de
l’université de San Diego, a montré qu’en diminuant les
dimensions de la membrane, par rapport aux dimensions
généralement utilisées, des fréquences de résonance
mécaniques élevées sont obtenues, ce qui résulte en des
temps de commutations faibles. B. Lacroix, du laboratoire
XLIM, a démontré que réduire les dimensions de la
Figure 1. Image MEB d’une membrane multicouches.
2. Conception mécanique d’une structure
rapide
Le but de ce travail est d’étudier une architecture
particulière de composants MEMS possédant une
constante de raideur importante afin d’augmenter de façon
très significative la vitesse de commutation.
Pour les composants MEMS, la commutation
électrique est assurée par le déplacement de la structure
mécanique. Ce déplacement est induit par l'application
d'une force extérieure qui amène le composant à passer
d'une position à une autre. Ce déplacement ne peut pas
être instantané et prendra un certain temps. Donc, le temps
de commutation est principalement conditionné par la
conception mécanique de la membrane et le type
d'actionnement utilisé.
Pour provoquer le déplacement de la structure mobile,
un actionnement électrostatique va être utilisé. Dans ce
cas, le temps de commutation peut-être approximé par
l’équation (1) [7].
t s ≈ 3,67
Vp
2π Vapp f 0
(1)
Le temps de commutation ts dépend du rapport entre la
tension d’abaissement de la poutre Vp et la tension
d'actionnement Vapp. Cette équation est valide si la tension
d'actionnement est au moins 1,2 jusqu’à 2 fois supérieure
à la tension d’abaissement de la membrane [8]. Au final,
le temps de commutation dépend principalement de la
fréquence de résonance mécanique de la membrane f0 qui
doit être aussi élevée que possible afin d'améliorer
considérablement le temps de commutation du dispositif
MEMS.
La fréquence de résonance mécanique de la membrane
peut-être améliorée en optimisant la raideur k et la masse
effective m de la membrane comme le montre l’équation
(2).
1/2
f0 =
1 k
 
2π  m 
(2)
La raideur de la structure dépend de la géométrie de la
poutre, de ses conditions d’ancrage et des propriétés
mécaniques du matériau structurel utilisé, alors que sa
masse est principalement liée aux dimensions de la
membrane et à sa densité. Dans un premier temps, une
membrane bi-encastrée sera choisie due à sa raideur qui
est supérieure à celle d’une membrane mono-encastrée.
Ensuite, le choix des matériaux utilisés pour former la
structure de la membrane est essentiel pour améliorer la
vitesse de commutation du composant. Pour la plupart des
composants RF MEMS développés jusqu’à aujourd’hui,
l’or est le matériau le plus fréquemment utilisé pour
former la membrane. Mais, malgré ses avantageuses
propriétés électriques, l’or a un faible module d’Young
(78 GPa) et une grande densité (19.3 g.cm-3), ce qui en
fait un matériau inapproprié pour obtenir des poutres
présentant des fréquences de résonances mécaniques
élevées. Ainsi, pour notre étude, il faut considérer des
matériaux possédant un fort module d’Young et/ou une
faible densité. L’aluminium a une faible densité (2.7 g.cm3
) et il est en plus un bon conducteur. Malgré son module
d’Young peu élevé (E=70 GPa), des temps de
commutation inférieurs à la microseconde ont déjà été
montrés avec une membrane en aluminium [4]. Nous
proposons dans ce travail de rigidifier la membrane en
empilant une couche en aluminium entre deux couches
d’un autre matériau d’une grande rigidité. Notre choix se
porte sur l’alumine du à sa faible densité (3.9 g.cm-3), et à
son fort module d’Young (380 GPa). Finalement, le
composant sera formé d’une couche d’aluminium entre
deux couches d’alumine.
A partir de cette configuration, dans le but d’obtenir
des temps de commutation inférieurs à 100 ns, il est
nécessaire d’optimiser les dimensions de la membrane.
Cette optimisation, s’est faite à l’aide du logiciel de
simulation d’éléments finis ANSYS [9]. Ce logiciel
permet, pour une géométrie donnée, de connaître sa
fréquence de résonance mécanique. A partir de ce résultat
et de l’équation (1), nous pouvons en déduire le temps de
commutation correspondant, en considérant un ratio
Vp/Vapp de 1,5.
La structure retenue a une longueur de 30 µm et une
largeur de 25 µm. L’épaisseur de la membrane est fixée à
400 nm, en considérant 200 nm d’épaisseur d’aluminium,
et 100 nm d’épaisseur pour chacune des deux couches
d’alumine. Avec cette configuration, nous obtenons une
fréquence de résonance mécanique théorique de 4,8 MHz,
soit un temps de commutation de 82 ns.
Pour obtenir de faible temps de commutation, nous
avons optimisé la raideur k de la poutre. Mais comme il
est montré dans l’équation (3), cette raideur influe sur la
tension d’abaissement de la poutre. Cette tension
d’abaissement dépend aussi de la surface commune S
entre la poutre suspendue et l’électrode d’actionnement et
d’un dernier paramètre le gap, qui correspond à la
distance inter-électrodes. Nous devons optimiser au mieux
la tension d’abaissement de manière à obtenir une tension
modérée. Les surfaces mises en jeu sont petites ce qui
augmente la tension d’abaissement. Le dernier paramètre
qui peut-être optimisé est le gap. Dans les structures
MEMS classiques ce gap est de l’ordre du micromètre.
Afin d’obtenir des tensions d’actionnement raisonnables,
nous allons diminuer cette valeur de gap dans l’échelle
des nanogap et ainsi nous choisissons un gap g0 de 300
nm.
8k
(3)
V =
g 03
p
27 ε 0S
En considérant un gap d’air de 300 nm, la valeur de la
tension d’abaissement pour la structure précédente,
simulée avec ANSYS, est de 31 V en considérant une
largeur d’électrode d’actionnement de 23 µm.
3. Procédé de fabrication
Pour valider notre concept, nous avons fabriqué des
structures de test au sein même de notre laboratoire. Le
procédé de fabrication est présenté sur la figure 2.
Figure 2. Procédé utilisé pour la fabrication de microcommutateurs RF MEMS.
Dans un premier temps, un premier niveau de métal
Titane/Or/Titane (10 nm/100 nm/10 nm) est déposé par
évaporation pour former un guide coplanaire RF ainsi que
l’électrode d’actionnement. Ensuite, une couche de 200
nm d’alumine est déposée afin d’assurer un contact
capacitif. Puis, pour suspendre à terme la membrane, une
couche sacrificielle en polymère de 300 nm d’épaisseur
est déposée. Par la suite, une couche de résine est déposée
puis insolée de façon à créer des ouvertures pour délimiter
les emplacements des membranes. Les différentes couches
définissant la membrane sont déposées successivement
par ablation laser. Puis un lift-off va permettre de
conserver les structures multicouches seulement aux
emplacements souhaités. Afin de consolider les ancrages,
un dépôt de métal Titane/Or (10 nm/150 nm) est réalisé.
Finalement, la couche sacrificielle est supprimée en milieu
liquide afin de libérer les membranes qui sont ensuite
séchées avec un séchage à point critique. La figure 1
présente une structure obtenue avec ce procédé de
fabrication.
4. Caractérisations mécaniques
4.1 Mesure de la fréquence de résonance
mécanique
La fréquence de résonance mécanique a été mesurée à
l’aide du banc de mesure spécifique présenté sur la figure
3 [10]. Pour mesurer la fréquence de résonance
mécanique, le composant est placé sous vide et un signal
RF est transmis au travers. Un signal sinusoïdal basse
fréquence est utilisé pour mettre en vibration la structure
mécanique induisant une modulation du signal autour de
la porteuse RF. Un analyseur de spectre permet de
détecter cette modulation en mesurant le signal en sortie
du composant. A la fréquence de résonance mécanique de
la membrane, un maximum de modulation est détecté en
sortie du composant. Ainsi, mesurer la fréquence de
résonance mécanique consiste à détecter ce maximum de
modulation.
Figure 4. Mesure de la fréquence de résonance
mécanique pour une poutre de 30 µm de longueur.
4.2 Mesure du temps de commutation
Le temps de commutation a été mesuré avec le banc de
mesure présenté figure 5. Le signal de commande est
directement appliqué à la sortie du composant pour éviter
toute distorsion dans le temps. Le plus faible temps de
montée généré pour un signal d’actionnement de 100 V
d’amplitude est de 100 ns. Le mouvement de la poutre
dans le temps peut être détecté suivant le signal RF
réfléchi à l’entrée du composant. Ce signal réfléchi est
collecté par un circulateur et il est envoyé à un détecteur.
Le déplacement de la poutre peut être suivi avec un
oscilloscope. Un wattmètre large bande de 8 ns de
résolution temporelle complète ce montage. Les structures
MEMS ont été actionnées avec un signal bipolaire de 10
kHz et testées sous vide.
Figure 5. Banc de mesure utilisé pour la mesure du
temps de commutation.
La figure 6 montre la mesure du temps de
commutation pour une poutre de 30 µm de longueur par
25 µm de largeur. Cette structure a une tension
d’abaissement de 40 V. Nous pouvons voir que le temps
de commutation diminue quand la tension d’actionnement
augmente et ainsi, pour une tension d’actionnement de 90
V, le temps de commutation est de 50 ns.
Figure 3. Banc de mesure utilisé pour la mesure de la
fréquence de résonance mécanique.
La figure 4 montre le spectre observé pour une
membrane mesurant 30 µm de longueur. La première
harmonique correspond au signal appliqué. La seconde
harmonique est générée par la vibration de la poutre. Pour
cette structure, la fréquence de résonance mécanique est
de 4,7 MHz, ce qui est en bon accord avec la valeur
simulée (4,8 MHz).
conventionnelles. Une poutre miniature multicouches
alumine/aluminium/alumine avec un nanogap a été
utilisée. Ce dispositif a permis d’atteindre des fréquences
de résonance mécaniques aussi élevées que quelques
mégahertz et des temps de commutation aussi faible que
50 ns. Ces composants présentent un faible rapport de
capacités, ce qui peut-être amélioré avec une
configuration utilisant plusieurs membranes en parallèles.
Références
Figure 6. Mesure du temps de commutation pour une
poutre de 30 µm de longueur par 25 µm de largeur.
5. Caractérisation RF
Les performances RF de ces composants ont aussi été
mesurées. Les capacités à l’état passant et à l’état bloqué
du commutateur ont été évaluées en utilisant un circuit
équivalent avec le simulateur électromagnétique
Momentum d’Agilent [11]. L’électrode d’actionnement
est recouverte d’une couche de 200 nm d’alumine comme
diélectrique pour assurer un contact capacitif. Pour une
poutre de 35 µm de longueur, 15 µm de largeur et 400 nm
d’épaisseur, les capacités à l’état bloqué et passant sont
respectivement 16 fF et 62,4 fF, ce qui résulte en un
rapport de 3,9. La capacité parasite a aussi été évaluée en
réalisant des structures sans membrane. La valeur de cette
capacité, qui est due à la discontinuité de la ligne RF, est
ainsi évaluée à 6,9 fF. Une façon d’améliorer le contraste
et d’augmenter les valeurs des capacités dans les deux
états du commutateur est de mettre en parallèle plusieurs
membranes. Dans le cas de 3 poutres en parallèles, les
valeurs des capacités extraites sont respectivement 35 fF
et 178,5 fF pour l’état haut et l’état bas, soit un contraste
de 5,1.
Figure 7. Paramètres S21 mesurés pour des structures
composées d’une ou de trois membranes de 35 µm de
longueur.
6. Conclusions
Un nouveau concept de structure mobile pour les
composants RF MEMS a été présenté. Pour obtenir de
faible temps de commutation, les dimensions de la
membrane ont été réduites par rapport aux structures
[1] Z. J. Yao, S. Chen, S. Eshelman, D. Denniston and C.
Goldsmith, "Micromachined low-loss microwave systems",
IEEE Journal of Microelectromechanical Systems, 8 (1999)
pp 129-134.
[2] B. Mc Carthy, G. G. Adams, N. E. Mc Gruer and D. Potter,
"A dynamic model, including contact bounce, of an
electrostatically actuated microswitch", Journal of
microelectromechanical Systems 11 (2002) pp 276-283.
[3] B. Lakshiminarayanan, D. Mercier, and G. Rebeiz, "Highreliability miniature RF-MEMS switched capacitors",
IEEE Trans. Microwave Theory & Tech. 56 (2008) pp
971-981.
[4] B. Lacroix, A. Pothier, A. Crunteanu, C. Cibert, F. DumasBouchiat, C. Champeaux, A. Catherinot, and P. Blondy,
"Sub-Microsecond RF MEMS Switched Capacitors", IEEE
Trans. Microwave Theory & Tech. 55 (2007) pp 13141320.
[5] D. A. Czaplewski, G. A. Patrizi, G. M. Kraus, J. R. Wendt,
C. D. Nordquist, S. L. Wofley, M. S. Baker, and M. P. De
Boer, "A nanomechanical switch for integration with
CMOS logic", Journal of Micromechanics and
Microengineering 19 (2009).
[6] H. Kam, V. Pott, R. Nathanael, J. Jeon, E. Alon, and T.-J.
King Liu, "Design and reliability of a micro-relay
technology for zero-standby-power digital logic
applications", IEDM Tech. Dig. (2009) pp 809–812.
[7] N. S. Barker, "Distributed MEMS Transmission Lines",
Michigan PhD Dissertation (1999).
[8] G. M. Rebeiz, "RF MEMS Theory, Design and
Technology", J. Wiley & Sons (2003).
[9] Ansoft Ansys, www.ansys.com
[10] D. Mercier, A. Pothier, and P. Blondy, "Monitoring
mechanical characteristics of MEMS switches with a
microwave test bench", 4th round table on micro and nano
technologies for space, Noorwijk, Netherlands (2003).
[11] Agilent Technologies, www.agilent.com.
Transistors à base de nanofils de silicium pour capteurs biologiques
G. WENGA, A-C. SALAÜN, R. ROGEL, L. PICHON
Université de Rennes 1
IETR/ Groupe Microélectronique
Campus Beaulieu - Bât. 11B, 263 av. du Général Leclerc
35042 Rennes Cedex
Email : [email protected]
Résumé
Le premier objectif de ce travail de recherche consiste à
fabriquer des transistors à base de nanofils de silicium. Les
nanofils en silicium polycristallin sont réalisés par la
méthode des espaceurs (approche ‘’Top Down’’) à l’aide
d’une marche d’oxyde sacrificiel; cette marche est
complètement gravée après obtention des nanofils. L’objectif
final de ces travaux est d’utiliser les nanofils pour la mise de
en œuvre de capteurs à haute sensibilité pour des
applications biologiques et chimiques.
Mots clés : Nanofils de silicium, Méthode des espaceurs,
Transistor en couches minces, Biocapteurs
1. Introduction
Depuis le développement l’ ISFET (Ion Sensitive Field
Effect Transistor) en 1970 par Bergveld [1], diverses
études ont été menées afin d’améliorer et d’accroître le
champ d’application de telles structures. C’est ainsi qu’il
existe actuellement des biocapteurs capables de détecter
des mutations de l’ADN [1], ou encore des capteurs
chimiques permettant de détecter diverses molécules [2].
Parallèlement à ces études, la découverte des
nanomatériaux et plus précisément des nanofils, a permis
de constater l’importance de ces derniers dans la
réalisation des biocapteurs.
En effet, les nanofils présentent une capacité d’intégration
importante dans la réalisation des dispositifs électroniques
et une grande sensibilité à l’environnement auquel ils sont
soumis grâce à un rapport surface/volume élevé [3,4]. Ces
différents avantages font des nanofils d’excellents
candidats pour le développement de biocapteurs à haute
sensibilité [5,6]. Il existe de nos jours deux approches
permettant de réaliser les nanofils : (i) la voie "Bottom
up" [7] qui consiste à assembler des blocs élémentaires
(atomes ou molécules une par une) et (ii) la voie "Top
Down "[8] qui utilise les technologies de fabrication
habituelles de la microélectronique. Dans l’approche
« Top down » on cherche à réduire les dimensions d’un
objet jusqu’aux limites imposées par les lois de la
physique.
Cela
nécessite
l’utilisation
d’outils
lithographiques très sophistiqués, extrêmement couteux et
le plus souvent incompatibles avec une production de
masse. L’approche « Bottom up » consiste à assembler
des composants élémentaires (atomes, molécules…) afin
de former des structures plus complexes. Dans ce cas on
réduit considérablement les moyens mis en œuvre,
cependant la formation du composant intégrant les nano
objets ne se forme que durant la croissance de ce dernier,
et est incompatible avec la technologie silicium planaire
(problème de reproductibilité en termes de
positionnement et de taille).
2. Présentation de la méthode de fabrication
L’approche ‘’Top Down’’ que nous proposons ici pour
synthétiser les nanofils de silicium est la méthode des
espaceurs. Le choix de cette technique est justifié par le
fait qu’elle présente de nombreux avantages :
• Compatibilité avec la technologie de silicium
existante
• Bonne reproductibilité
• Contrôle de la taille et du positionnent des
nanofils
Tout d’abord le procédé de synthèse que nous
développons nécessite l’utilisation d’une couche
d’isolation constituée successivement d’oxyde et de
nitrure de silicium déposés par la technique CVD
(Chemical Vapor Deposition) sur un substrat de silicium.
2.1 La marche d’oxyde
Afin de réaliser le support de fabrication des nanofils,
une couche d’oxyde est déposée puis gravée par voie
sèche (gravure anisotrope) afin d’obtenir une marche donc
la verticalité est optimale (figure 1). En effet, la verticalité
Figure 1. La marche d’oxyde
de cette marche est déterminante pour la réalisation des
nanofils. L’oxyde est utilisé comme couche sacrificielle
car il peut être gravé sans effet néfaste pour les nanofils de
silicium.
2.2 La réalisation des nanofils
Une fois la marche d’oxyde réalisée, une couche de
silicium amorphe est déposée par la technique LPCVD
(Low Pressure Chemical Vapor Deposition) à 550°C à
une pression P=90Pa puis cristallisée à 600°C pendant 12
heures (Figure 2).
Figure 4. Gravure de la marche d’oxyde
Figure 2. Le dépôt de silicium polycristallin
Le silicium polycristallin non-intentionnellement dopé
ainsi déposé est ensuite gravé à l’aide d’un plasma SF6
(gravure anisotrope). Le silicium est complètement gravé
au dessus de la marche d’oxyde, les faibles résidus de
taille nanométrique qui subsistent sur les flancs de la
marche (espaceurs) constituent les nanofils de silicium
(Figure 3).
Figure 5. Structure finale d’une résistance à base de
nanofils
3. Premiers résultats
Figure 3. Création des nanofils
La marche d’oxyde est alors complètement gravée par
voie humide afin d’augmenter la surface d’échange des
nanofils (Figure 4) avec le milieu environnant.
Les nanofils sont ensuite encapsulés à l’aide d’une
couche de nitrure de silicium dans laquelle des ouvertures
sont créées afin d’y effectuer la prise des contacts
métalliques grâce à une couche d’aluminium pour les tests
électriques (figure 5).
Nos premiers travaux ont porté sur l’ajustement des
différents paramètres de gravure permettant d’effectuer la
synthèse des nanofils.
Pour la réalisation de la marche sacrificielle, nous
avons opté pour le dépôt d’une couche d’oxyde par la
technique APCVD (Atmospheric Pressure Chemical
Vapor Deposition) à 420 °C. La verticalité de la marche
(figure 6) a été obtenue grâce à l’optimisation des
paramètres de gravure tels que : la nature du gaz réactif, la
pression ainsi que la puissance de gravure. Les paramètres
retenus pour l’obtention d’une marche d’oxyde à
verticalité optimisée sont : gravure à l’aide d’un plasma
dont le CF4 est le gaz réactif pour une pression de 1mTorr
et une puissance de 100W.
Une fois les nanofils fabriqués, la marche d’oxyde est
gravée par voie humide dans une solution à base d’acide
fluorhydrique diluée à 5%. La figure 7 montre le premier
nanofil synthétisé, il s’agit d’un nanofil dont le rayon de
courbure est estimé à 120 nm.
4. Conclusions et perspectives
Figure 6. Marche d’oxyde optimisée
Figure 7. Structure d’un nanofil
La figure 8 illustre le tracé de la courbe I(V), pour un
réseau de deux nanofils en parallèle dont le rayon de
courbure est estimé à 120 nm et la longueur à 20 µm. Ces
premiers tests électriques nous permettent de constater le
caractère ohmique des nanofils fabriqués. Les résultats
obtenus sont très prometteurs pour la suite de nos travaux
qui consistent à intégrer les nanofils ainsi synthétisés dans
la mise en œuvre de transistors à effet de champ dans une
configuration ‘’bottom-gate’’ la grille est dans ce cas le
substrat de silicium fortement dopé.
Figure 8. Caractéristiques I(V) pour un réseau de
deux nanofils en parallèle
Nos premiers travaux consistent à maîtriser la synthèse
des nanofils par la méthode des espaceurs avec gravure
finale de la marche d’oxyde.
La suite de notre étude portera sur l’intégration des
nanofils dans la réalisation de transistors à effet de champ
comme éléments de canal.
Une fois les transistors à base de nanofils réalisés,
diverses améliorations porteront sur l’obtention d’une
meilleure régularité des nanofils et la diminution de la
taille des structures nanofilaires.
Différentes études devront aussi être menées afin de
maîtriser au mieux les propriétés des nanofils :
• Etude des différentes caractéristiques des
transistors ainsi réalisés
• Etude de l’effet du recuit sur le
comportement électrique des nanofils
• Etude du comportement électrique des
nanofils en fonction de la nature et du taux
de dopage
• Tests en milieux gazeux, chimiques et
biologiques.
La finalité de ce projet est d’utiliser ces transistors à base
de nanofils, pour la mise en œuvre de capteurs hautement
sensibles capables de détecter les espèces chimiques ou
biologiques. En effet, la gravure complète de la marche
d’oxyde (Figure 4) produit l’accroissement de la surface
d’échange entre les nanofils et les espèces à détecter.
Cette augmentation de la surface d’échange favorise
l’augmentation de la sensibilité des capteurs.
Remerciements
Ce travail est financé par la région Bretagne dans le cadre
du projet CAPNANO (2010-2013) ‘’Mise en œuvre d’un
capteur chimique et biologique à base de nanofils de
silicium’’
Références
[1] F. POUTHAS, ‘’Détection de molécules d’ADN sur
Transistors à effet de champ’’, Thèse de Doctorat à
l’universitéde Paris 6, 2004
[2] X-l LUO, J-J XU, W. ZHAO, H-Y CHEN, ‘’Glucose
biosensor based on ENFET doped with SiO2 nanoparticules’’.
Sensors and Actuators B 97 (2004) pp 249–255
[3] O. Demichel “Propriétés Électroniques de Nanofils de
silicium obtenus par croissance catalysée” Thèse de doctorat,
Université Joseph Fourier- Grenoble 1, 2010
[4] T. David. “Croissance guidée et caractérisations de
nanofils de silicium latéralement organisés dans une matrice
d’alumine nanoporeuse”. Thèse de doctorat, Université Joseph
Fourier- Grenoble 1, 2008
[5] Jong-in HAHM et Charles M. LIEBER ‘’Direct
ultrasensitive electrical detection of DNA and DNA sequences
variations using nanowire sensors’’, Nano Letters (2004) vol 4,
N°1 pp 51-54
[6] Zhiqiang Gao, Ajay Agarwal, Alastair D. Trigg, Navab
Singh, Cheng Fang, Chih-Hang Tung, Yi Fan, Kavitha D.
Buddharaju, and Jinming Kong ‘’Silicon nanowire arrays for
label-free detection’’. Anal. Chem. (2007)pp 3291-3297
[7] L. Ni, A-C. Salaün, R. Rogel, L. Pichon “Microdispositifs
pour les applications capteurs”. JNRDM (2009), Lyon
[8] F. Vaurette “Fabrication top-down, caractérisation et
applications de Nanofils de Silicium”. Thèse de doctorat,
Université des sciences et Technologies de Lille ,2008