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 : bouhadjar.ahmed-seddik@cea.fr

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 :

= . (1)

= 2 + (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.

=

6 + 12 + 8 + (3)

Avec = !1 − #31%3 où q31 est le facteur de

piézoélasticité, w représente la largeur. Ce qui mène à l’expression suivante de la fréquence de

résonance :

'( = ) *

. +6 + 12 + 8 +

(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 ,. 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

électromécanique, d’environ 0.9. Dans la suite des calculs nous utiliserons les propriétés de ce matériau (PZN-5.5%PT) pour l’optimisation des dimensions géométriques et la validation expérimentale.

, = -./01-.23-.23

. # (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%.

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

valeurs

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

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 Smadja

2, Elisabeth Dufour-Gergam

1

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

meriam.azzouz@u-psud.fr

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 : 10-21

g 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

effective du résonateur : m

kfR = 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.

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

Am

plit

ud

e

Frequency

Am

plit

ud

e

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 micro-

canaux 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).

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 spin-

coating (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 3 : Cliché MEB montrant la présence de résine en

surface des canaux pour différentes largeurs d’ouverture

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 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 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.

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 : Cliché MEB montrant une cavité rebouchée

par un film d’alumium tranféré.

3- Fonctionnalisation chimique de la surface

des canaux

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 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

Substrat donneur

Couche de faible adhésion

film

BCB

Substrat receveur

Subtstrat receveur avec le film

Subtstrat donneur

collage

transfert

Lithographie

permanent afin de rendre accessible la surface de

silicium au spot XPS. Une photographie de la puce

microfluidique est présentée figure 8.

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 de

silanisation

Dynamique Statique

Temperature

(°C)

20 10 20

solvant CHCl3 CHCl3 CHCl3

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.

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)

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.

Cette dernière étape de greffage d’anticorps sur ce

type de surface est actuellement en cours d’étude au

laboratoire.

4- Conclusion

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 bio-

puce. 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 micro-

resonateur de type poutre par une succession d’étapes de

présentées dans cette article.

Remerciements

Ces travaux font l’objet d’une collaboration avec Arnaud

Etcheberry (Institut Lavoisier de Université de Versailles Saint-

Quentin en Yvelines) pour les analyses XPS et de la Centrale

technologique Universitaire (Université Paris Sud 11) pour les

techniques de salle blanche.

References

[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 anti-

adhesive 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

20

30

40

50

60

70

80

282,5283,5284,5285,5286,5287,5288,5289,5290,5291,5292,5

énergie de liaison (eV)

co

up

s/s

Si après oxydation

Si avant oxydation

Si témoin

AlN déposé par Pulvérisation Cathodique Réactive pour le transfert de capots en

vue du packaging de MEMS

V. BEIX1,2

1Université Paris Sud 11

E. Dufour-Gergam

Institut d’Electronique Fondamentale

UMR 8622 CNRS

15, rue Georges Clemenceau

91405 Orsay Cedex

2KFM Technology

F. Verjus

11 Avenue de Norvège

91140 Villebon sur Yvette

Email : vbeix@kfm-technology.com

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.

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). 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.

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 des procédés

d'encapsulation

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.

MEMS Cavit é micro - usin é e

MEMS Cavit é micro - usin é e

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 micro-

dispositifs (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]

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

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 quasi-

transparent 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

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 Valeurs

Courant de pulvérisation 1,5 A

Puissance de pulvérisation ~ 600 W en mode DC

Pression résiduelle 3.10-6

mbar

Pression partielle de gaz [ 4 ; 25 ] µbar

Proportion en azote 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.

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

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

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 micro-

indentation 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

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Micromechanics and Microengineering 15, p.47-52, 2005

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Filters”, Diamond and Related Materials, 12, (2003)

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[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

Email :boubakeur.belkerk@univ-nantes.fr

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 ( 4/.. TUV ),

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 ( ).

Figure 1. Dispositif expérimental pour mesurer la

conductivité thermique de couches minces

Boubakeur-Essedik BELKERK

Université Nantes

Laboratoire LGMPA

Rue Christian Pauc

BP 90604, 44306, Cedex 3

µruban RT

Macroruban

R

Sonde

Différentielle

Système

Commutation

Oscilloscope

numérique

Échantillon

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.

Figure 2. Relations de passage entre chaque modèle

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).

0 1 2 3 4 5

x 10-4

0

5

10

15

20

25

temps [s]

T-T

0 [

K]

Microruban

Macroruban

Figure 3. La température du microruban et macroruban

pour un substrat en silicium

Densit

Kg.m-3

Specific heat

J.Kg-1

.K-1

Thermal conductivity

W.m-1

.K-1

Si 2330 711 148

SiO2 2200 730 1.4

Al2O3 3965 730 35

SiC 3216 690 490

Si3N4 3100 700 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.

10-6

10-5

10-4

100

temps [s]

V-V

0 [V

]

Substrat Si

Substrat SiO2

Substrat Al2O

3

Substrat SiC

Substrat Si3N

4

Figure 4. Etude de la tension de sortie pour

différents types de substrats

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.

Figure 5. Etude de la sensibilité de mesure de la

conductivité thermique.

10-8

10-7

10-6

10-5

100

101

102

103

temps [s]

T-T

0 [K

]

Cond. Thermique=1 W/(m.K)

Cond. Thermique=10 W/(m.K)

Cond. Thermique=50 W/(m.K)

Cond. Thermique=150 W/(m.K)

Modèle électrique

Modèle thermique

))(1/()( 00 TTT

2

JQ V

p J

Tc T Q

t

T

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.

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]

.

Figure 7. Résultats de mesure (a) de silicium massif et

(b) de SiO2 en couche mince

6. Conclusion

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

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characterization of anisotropic thin dielectric films using

harmonic Joule heating", Thin Solid Films 339 (1999) pp160-

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a-Si:H thin film" Physical Review B 50 (1994), pp 6077-6081.

(a) (b)

7µm

600µm

Microruban

Capteur

2 4 6 8 10

x 10-6

0.08

0.09

0.1

0.11

0.12

0.13

temps [s]

V-V

0 [V

]

Signal Expérimental

Modèle 3D-Substrat

2 4 6 8

x 10-7

0.75

0.8

0.85

0.9

0.95

1

1.05

temps [s]

T*=

T/T

ma

x

Signal Expérimental

Modèle

(a) (b)

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 : ismail.bouhadda@univ-rennes1.fr

Résumé

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 micro-canaux. 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 (micro-caloducs) [3,4] ou pour des connecteurs entre les systèmes micro-fluidiques (micro-valve, micro-réacteurs…) 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 (µm/mn)

0.65 0.90 1.25

Table 1. Résultats d’effet de la pression de dépôt sur la vitesse de gravure d’oxyde de silicium

2,0x10-3 4,0x10-3 6,0x10-3 8,0x10-3 1,0x10-20,6

0,7

0,8

0,9

1,0

1,1

1,2

1,3

Vite

sse

de

gra

vure

(µm

/mn)

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).

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

et ammoniac ont été testés. Les plaques sont enfin clivées pour visualisation des micro-canaux au MEB.

(a)

(b)

Figure 3. Image MEB des micro-canaux

réalisés par cette méthode

3. Ecoulement des fluides dans les micro-canaux

L’écoulement d’un fluide dans les micro-canaux est

régi par l’équation de stokes (1) :

. . 0p v fη ρ−∇ + ∆ + =rr r

(1)

Où p est la pression, ρ est la masse volumique, η

est la viscosité dynamique, fr

l’ensemble des forces

extérieures volumiques s’exerçant sur le fluide et vr

la

Silicium

Oxyde de Silicium

Nitrure de Silicium

2-a

2-b

2-c

2-d

2-e

Aluminium

Nitrure de Silicium

Oxyde de Silicium

Oxyde de Silicium

Nitrure de Silicium

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).

Figure 4. Simulation d’écoulement d’un liquide

dans un micro-canal

0,0 2,0x10-3 4,0x10-3 6,0x10-3 8,0x10-3 1,0x10-2 1,2x10-2

0,0

1,0x10-7

2,0x10-7

3,0x10-7

4,0x10-7

5,0x10-7

6,0x10-7

Pos

ition

sur

l'ax

e Z

(m

)

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

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

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Dielectrophoretic Capture of single cell for Microwave Bio-analysis

Tong CHEN1, 2 1CNRS ; LAAS ; 7 avenue de colonel Roche, F-

31077 Toulouse Cedex 4, France 2Université 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

3INSERM, U563, CRCT, Toulouse, France

Email: tchen@laas.fr

Abstract

This paper presents techniques and associated micro-technologies 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.

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 non-uniform electric field.

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.

+V

-V -V

+V

Microwave DEP integrated electrodes

Trapping zone

PDMS channel

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

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.

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

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 micro-

fabrication 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.

Figure 3. The process of the device

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 4. The schematic of the experiment

(a)

(b)

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.

5. Results and Discussion

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.

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. 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

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[7] Adam Rosenthal,Brian M.Taffa and Joel Voldman, “Quantitative modeling of dielectrophoretic traps”, Lab Chip, 2006, 6, 508–515.

(a)

(b)

Cells

Fluid

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 : coudouel@ies.univ-montp2.fr

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 2008-038. 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.

a) b)

c)

Figure 2. a) Photo d’une jauge sérigraphiée sur alumine sans overglaze. b) Photo d’une jauge sérigraphiée sur acier inoxydable 304 avec overglaz e. c) Schéma en coupe d’une jauge sérigraphiée

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 :

)1(ε

RR

k∆

=

RR∆ : 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, ll∆=ε . Afin de mesurer le

facteur de jauge de la couche épaisse résistive, nous

avons utilisé le principe du cantilever illustré sur la figure 3 [4].

Figure 3. Poutre suspendue

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 :

)2()(

),(y

GF

IE

xMyyx

⋅⋅

−=ε

)(xMGF : Moment selon l’axe zO

r (N.m)

E : Module d’Young (N.m²)

yI : Moment d’inertie (m4)

Le moment )(xMGF s’écrit :

)3()()( 0 xLFxMGF −=

Le moment quadratique Iz nous donne :

)4(12

32 hw

dzdyyIS

y⋅=⋅= ∫∫

En substituant les expressions 3 et 4 à l’expression 2,

la déformationε au niveau de la jauge de déformation sérigraphiée s’écrit :

)5()(6

)2/,(2

0

hwE

xLFhx

⋅⋅−⋅

=ε

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

x

y

z

h

x

L0

F Jauge de déformation

w

Substrat

Diélectrique (>70µm d’épaisseur)

Piézo-résistance (>20µm d’épaisseur)

Contact (>10µm d’épaisseur) Overglaze

multimètre agilent 3440a relié à un ordinateur pour le traitement des données.

Figure 4. Pont de Wheatstone utilisé pour les mesur es

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 :

)6(4

.j

jainEs R

RGVV

⋅∆

⋅=

D’après les relations 1, 5 et 6, le facteur de jauge vaut

alors :

)7()(6

.4

)2/,(

14

0

2

xLF

hwE

VG

V

hxVG

Vk

Eain

s

Eain

s

−⋅⋅⋅

⋅⋅

=⋅⋅

⋅=

ε

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 5. Variation de résistance d’une jauge sérigraphiée sur acier en fonction de sa déformatio n

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.

20 30 40 50 60 70 80 90 100 1108000

8250

8500

8750

9000

9250

11500

11750

Rés

ista

nce

(Ω)

Température (°C)

acier aluminealumine acier acier alumine

Figure 7. Résistances des jauges sérigraphiées en fonction de la température

VE

Vs

R1 R2

R3 Rj

Gain

Pour décrire la variation des résistances des jauges en fonction de la température, nous prenons un modèle au première ordre de la forme :

)7()1(0 TRR ⋅+⋅= α

R0

: Résistance à 0°C (Ω)

α : Coefficient de variation thermique (°C-1) T : Température de la résistance (°C)

Les résultats sont synthétisés dans le tableau suivant :

substrat R0 (Ω) α (°C)

acier 8812,109 2,4E-4 acier 8979,182 2,5E-4 acier 11403,303 2,3E-4

alumine 8170,296 1,2E-5 alumine 11559,379 1,3E-5 alumine 8572,131 1,5E-5

Tableau 1 : Résultats de la caractérisation en température des jauges

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

capteurs de force à jauges de déformation sérigraphiées sans altérer les performances de celles-ci.

Références

[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.

[2] C. Jacq, T. Maeder, S.Martinerie, G. Corradini, E. Carreño-

Morelli 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.

[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 resistance-temperature 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 : magdalena.couty@u-psud.fr

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.

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.

MHzB 2992

00

pour TeslaB 70

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 88 40 2,20

Type B 118 110 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

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].

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).

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.

Piste déposée sur la face

inférieure vue par

transparence

Piste déposée sur la face

supérieure

Figure 4. Antennes fabriquées sur FEP Téflon®.

4. Etape finale de packaging PDMS

4.1 Choix du matériau de packaging

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].

500 1000 1500 2000 2500 30000

50

100

150

200

250

ép

ais

se

ur

PD

MS

(µ

m)

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

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 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’est-

à-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

vitesse = accélération (constante)

t = 90s

FEP Téflon®

PDMS

110µm Piste de

cuivre

le champ électrique ne se propagerait pas au-delà de cette

distance au sein du PDMS. Il serait alors totalement confiné

par le revêtement.

0 50 100 150 200 250 300320

330

340

350

360

370

F0 à

vid

e (

MH

z)

épaisseur de PDMS (µm)

5,4mm

5,5mm

Figure 7. Variation de F0 à vide en fonction de l’épaisseur de

PDMS pour 2 antennes de type B.

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.

5.2 Influence du rapport w/esp

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).

0 50 100 150 200 250

320

330

340

350

360

370

F0 à

vid

e (

MH

z)

épaisseur de PDMS (µm)

w/esp=2,20

w/esp=1,07

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.

Dans les deux cas, les valeurs de Q sont proches de 100.

5.3 Influence du milieu du mesure

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. .

0 50 100 150 200 250 300 350 400160

180

200

220

240

260

280

300

320

340

F0 (

MH

z)

épaisseur PDMS (µm)

air

agarose

Figure 9. Variation de F0 dans l’air et dans l’agarose en fonction

de l’épaisseur de PDMS pour w/esp=2,20.

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.

0 50 100 150 200 250 300 350 4000

20

40

60

80

100

Q

épaisseur PDMS (µm)

air

agarose

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

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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

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Magnétique , Proceedings JNRDM 2010, p54.

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polydimethylsiloxane membranes , J. Micromech.

Microeng. 19 (2009) DOI: 10.1088/0960-1317/19/3/035028

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[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 : martin.deterre@u-psud.fr

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.

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 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’un e 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 quasi-

statique 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

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 :

−=+=

VCxQ

VkxF

0αα

(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 :

VCk

Fk

Q

+−= 0

2αα (2)

et ••

+−= VC

kF

ki 0

2αα (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 :

002 VFk

Wextraite

α= (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

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[3] E Romero, R O Warrington and M R Neuman, Energy

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[4] Goto H, Sugiera T, Harada Y and Kazui T 1999 Feasibility

of using the automatic generating system for quartz watches as a

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76464-1_16

[13] Steven R Anton and Henry A Sodano, A review of power

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1726/16/3/R01

[14] Elie Lefeuvre, Gaël Sebald, Daniel Guyomar, Mickaël

Lallart and Claude Richard, Materials, structures and power

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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

1Université de Toulouse 2 Laboratoire LAAS-CNRS/Groupe M2D

7, avenue du colonel Roche Toulouse, France

Email : ldjeghla@laas.fr

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 micro-électrode 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 (1)

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) :

2

2

( , ) ( , )( , )

C x t C x tD g

t x

∂ ∂ ε∂ ∂

= ± x t (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 :

1 2

1 2

[ ]( , )[ ]( , )( , )

[ ]( , )[ ]( , )M enzM

S x t S x tg x t a n

S x t S x t K=

+ (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).

Figure 2. Diffusion du glutamate

Figure 3. Diffusion de l’ammoniac

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)

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.

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.

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

nenz=10 cm3

nenz=1e7 cm3

pH=4

H=11 p

fait par microsoudure et l’encapsulation se fait par un "Glop Top" de silicone [4]

Figure 6. Plaquette de composants pH-ChemFETs

Figure 7. Report des puces sur circuit imprimé

4. Caractérisation, résultat et discussion:

4.1. Etudes des pH-ChemFETs avec le fil Ag/AgCl:

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 pH-ChemFET 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.

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

-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

-Phase 5 : pas d’injection, pH constant (environ 2)

0 2000 4000 6000 8000 10000 12000 14000

-0,3

-0,2

-0,1

0,0

0,1

0,2

Vs

(mV

)

Temps ( s)

1 2 3 4 5

Figure 8. Evolution de la tension de source Vs du pH-ChemFET en fonction du temps.

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 pH-ChemFET 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.

2 4 6 8 10-0,3

-0,2

-0,1

0,0

0,1

0,2

Vs

(mV

)

pH

S=51,72 mV/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.

0 2000 4000 6000 8000 10000 12000 14000

-0,8

-0,7

-0,6

-0,5

-0,4

-0,3

-0,2

-0,1V

s(m

V)

Temps(s)

Figure 10. Comportement de pH-ChemFET en utilisant l’électrode intégré Ag/AgCl

2 3 4 5 6 7 8 9 10-0,50

-0,45

-0,40

-0,35

-0,30

-0,25

-0,20

-0,15

-0,10

Vs

( m

V)

pH

S=48,23 mV/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 acido-basiques, 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

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.

Références :

[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.

[3] P. Temple-Boyer, A. Benyahia, W. Sant, M. Pourciel-

Gouzy, J. Launay, et A. Martinez, “Modelling of urea-EnFETs for haemodialysis applications,” Sensors and Actuators B: Chemical, vol. 131, Mai. 2008, p. 525-532.

[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.

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 : yves.gendrault@iness.c-strasbourg.fr

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 sous-

fonctions.

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 bas-

niveau.

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).

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

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.

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).

RAX (1)

L’opérateur d’inhibition est un opérateur universel, c'est-

à-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 haut-

niveau 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 haut-

niveau (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 bas-

niveau 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 VHDL-

AMS [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.

ARNmd

X

K

k

t

ARNmmARNm

p

n

p

p

tr

p

1

(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.

PdARNmkt

PPtl

(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 bas-

niveau 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 621-

626.

[9] Y. Gendrault, M. Madec, C. Lallement, and J. Haiech,

"Multi-abstraction modeling in synthetic biology", Applied

Sciences in Biomedical and Communication Technologies

(ISABEL), 3rd International Symposium on, (2010) pp 1–5.

[10] B. Kramer, C. Fischer, and M. Fussenegger, "Biologic

gates enable logical transcription control in mammalian

cells", Biotechnol Bioeng., 87 (Aout 2004) pp 478–484.

[11] R. Krishnan and C. Purdy, "Circuit development using

biological components: Principles, models and

experimental feasibility", Analog IntegrCirc Sig Process, 56

(2008) pp 153–161.

[12] "Vhdl and vhdl-ams website and reference language

manuels", http://www.vhdl.org/.

[13] M. Terzer, M. Jovanovic, A. Choutko et al., "Design of a

biological half adder.", Synthetic Biology, IET, 1 (Juin

2007) pp 53–58.

Biopuce microfluidique dédiée à l’électrofusion hautement parallélisée

Feriel HAMDI1, 2

, Olivier FRANCAIS2, Marion. WOYTASIK

1, Lluis M. MIR

3, 4, Elisabeth

DUFOUR-GERGAM1, Bruno LE PIOUFLE

2

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 3CNRS, UMR 8203, Institut Gustave-Roussy, PR2, 114 av Edouard Vaillant, 94800 Villejuif

4Univ Paris-Sud, UMR 8203, PR2, 114 av Edouard Vaillant, 94800 Villejuif

Email : feriel.hamdi@satie.ens-cachan.fr

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.

1. Introduction

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.

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].

2. Conception de la biopuce

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 Navier-

Stokes 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.

1.a)

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.

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.

Figure 3: Simulation Comsol© du champ électrique

dans la zone de capture

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

2

1 1

30µm

Comparaison

des vitesses

Changement des

lignes de vitesse

1 1 1

2

2 2 2

Piège fluidique

Electrode pour

la fusion

Zone d’appariement

fluidique

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) :

Figure 4: Circuit électrique équivalent du

comportement thermique d’un système miniaturisé

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/m

3, 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

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.

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

Résine

S1805

Verre

Masque

Au

SU8

Cr

b. Photolithographie :

e. Photolithographie :

a. Métallisation :

c. Gravure puis retrait de la résine:

f. Développement de la SU8 :

d. Dépôt de SU8:

Electro

des

Can

au

x

5.f). La figure 6 présente le résultat de fabrication des

structures fluidiques.

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 (3-

aminopropyl)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.

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).

Figure 8: Résultat des 3 étapes du piégeage

microfluidique des cellules, ordre chronologique de

gauche à droite.

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.

Figure 9: Cellules appariées sous application

d’impulsions électriques pour la fusion

5. Conclusion

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

Substrat en verre

Capot en PDMS

Connexions électriques

Connexions fluidiques

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 : etienne.lemaire@ims-bordeaux.fr

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.

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 Sigma-Aldrich 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 (au-dessus 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.

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 hors-plan.

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 celles-

ci 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

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,

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).

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-à-dire 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 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 3CNRS ; LCC ; 205, route de Narbonne, 31077 Toulouse France

Email : vpicot@laas.fr

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 amyloïde-beta, 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 (8-Anilino-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 6[A]=3/4Co

Solution 7[A]=Co/2

Solution 8[A]=Co/4

Solution 2[A]=0

Solution 1[A]=Co

Solution 4[A]=2Co/3

Solution 5[A]=Co/3

Solution 2[A]=0

Solution 1[A]=Co

Solution 3[A]=Co/2

Solution 2[A]=0

Solution 1[A]=Co

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’AB14-23 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

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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

1 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

Daouda Lamine DIEDHIOU3,4

3Université Européenne de Bretagne, France 4Université de Brest ; CNRS, UMR 3192

Lab-STICC, 6 avenue Le Gorgeu, CS 93837,

29238 Brest cedex3

Email : spinon@laas.fr

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 RF-

IDROFIL. 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 (Micro-

Electo-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 hyperfréquence-

microfluidique, 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. 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.

Figure 2 : Coupe transversale de la structure étudiée

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 au-

delà de 20 GHz. Nous avons considéré alors le pire des

cas en prenant tang(δ) égal à 0,1.

(a)

(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

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.

4. Réalisation

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.

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.

Figure 6 : Technique de laminage pour réaliser des

canaux microfluidiques.

Figure 7 : Vue en coupe du substrat en dentelle

réalisé.

4.2 La réalisation des lignes de transmission

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

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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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 : Thibaut.Roux-Marchand@ijl.nancy-universite.fr

Résumé

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.

1. Introduction

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].

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-

Figure 1. Exemple de dispositif à onde élastique de surface

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.

1.2 Interaction onde/liquide

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

Figure 2 : Interaction entre l'onde de Rayleigh et un

liquide

λ Onde élastique de surface

Substrat piézoélectrique

IDT

θR

Substrat piézoélectrique

IDT

Liquide

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.

1.3 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.

Figure 3. Rendement de la réaction de PCR en fonction de la viscosité (% volumique de glycérol d ans 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

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

0% 10% 20% 30% 40% 50%Ren

dem

ent

de

la

réac

tion

% volumique de glycérol dans un mélange Eau/Glycérol

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

Figure 4. Photographie de la migration de l'ADN dan s

le gel d'agarose

Figure 5. Densité de brins d'ADN en fonction de la puissance d'irradiation avec en bleu, les échantill ons de références et en rouge, ceux irradiés pour une durée d’irradiation de deux minutes

Figure 6. Densité de brins d'ADN en fonction du tem ps d'irradiation avec en bleu, les échantillons de références et en rouge, ceux irradiés pour une puissance de 25dB m

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

Nous avons mis en évidence que les ondes élastiques de surface de type Rayleigh ne sont pas destructrices vis-à-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

02468

1012

20 25 28 31

Den

sité

(b

rins

/mm

²)

x 104

Puissance d'irradiation (dBm)

Ref

Irr

0123456

1' 2' 3' 5' 7'

Den

sité

(b

rins

/mm

²)

x 104

Temps d'irradiation (mn)

RefIrr

10 6 8 4 2

9 7 5 3 1

Figure 7. Micro-Système en cour de développement

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.

2. 220

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

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3,5

4

4,5

5

5,5

6

6,5

0 0,02 0,04 0,06 0,08 0,1 0,12 0,14

K²

(%)

hk

Couche isolante d’AlN

IDT

Substrat piézoélectrique

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 : iman.shahosseini@u-psud.fr

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 :

)(..2.1

iri

N

iLorentz RBRIF π

=∑= (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.

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.

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.

24427,0 picacoustique xfdP = (2)

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

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.

Figure 2. Configurations étudiées pour les aimants : un aimant annulaire à champ radial (a), à champ axi al (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.

Membrane en silicium

Substrat SOI

B

Force

I

Aimant Bras de suspension Bobine

(a)

(c)

(d)

(b)

Membrane

Membrane

Membrane

Membrane

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)

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.

2

14 .

.1

.4

..

+=

∑=

=

membranebobine

ni

iii

MM

lB

Rc

ar

πρ (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 l i. 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.

0,0E+0

2,0E-5

4,0E-5

6,0E-5

8,0E-5

1,0E-4

1,2E-4

0 10 20 30 40 50 60 70

Largeur de spires (µm)

Re

ndem

ent

interspire 10 µm

interspire 20 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

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 micro-haut-parleur, soit 34 mg. Avec cette largeur et un inter-spire 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

Distance (mm)

B (T

)

Distance (mm)

B (T

)

Distance (mm)

B (T

)

(a)

(b)

(c)

Distance (mm)

B (T

) (d)

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-haut-parleur, relie ces paramètres (Eq. 4).

2

10122

.10104

IR

br

dBL

××=−π

(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 micro-haut-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

[1] S. Je et al., “A compact and low-cost MEMS loudspeaker for digital hearing aids” IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems (2009) Vol. 3, No. 5, pp 348-358.

[2] S. H. Yi and E. S. Kim, “Micromachined piezoelectric microspeaker” Japanese Journal of Applied Physics (2005) Vol. 44, No. 6A, pp 3836–3841.

[3] P. Rangsten et al., “Electrostatically excited diaphragm driven as a loudspeaker” Sensors and Actuators 52 (1996) pp 211-215.

[4] R. Heydt, R. Kornbluh, R. Pelrine, and V. Mason, “Design and performance of an electrostrictive-polymer-film acoustic actuator” Journal of Sound and Vibration (1998) 215(2) pp 297-311.

[5] L. Xiao et al., “Flexible, stretchable, transparent carbon nanotube thin film loudspeakers” Nano Letters (2008) Vol. 8, No. 12, pp 4539-4545.

[6] Ming-Cheng Cheng et al. “A silicon microspeaker for hearing instruments” Journal of Micromechanics and Microengineering (2004) pp 859-866.

[7] Sang Choon Ko et al. ”Micromachined piezoelectric membrane acoustic device” Sensors and Actuators A 103 (2003) pp 130-134.

[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 : aurelie.verger@xlim.fr

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.

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 semi-conducteurs. 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

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 µm30 µm

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].

0app

ps fV 2π

V3,67t ≈ (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

0 m

k

2π

1f

= (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.cm-

3) 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.

3gSε 27

8kV 0

0p= (3)

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 mi cro-commutateurs 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 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).

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 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 S 21 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

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

[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, "High-reliability 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. Dumas-Bouchiat, C. Champeaux, A. Catherinot, and P. Blondy, "Sub-Microsecond RF MEMS Switched Capacitors", IEEE Trans. Microwave Theory & Tech. 55 (2007) pp 1314-1320.

[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 : gertrude.godem-wenga@univ-rennes1.fr

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 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 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).

Figure 4. Gravure de la marche d’oxyde

Figure 5. Structure finale d’une résistance à base de nanofils

3. Premiers résultats

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.

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

4. Conclusions et perspectives

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