基于硅 MEMS 技术的高灵敏度微型光纤法布里-珀罗压力传感器🎛️📡

[1]李文豪,贾平岗,王军,等.基于硅MEMS技术的高灵敏度微型光纤法布里-珀罗压力传感器[J].光子学报,2024,53(05):154-162.

撰写者：Keruone

日期： 🗓️2025-3-15

基于硅 MEMS 技术的高灵敏度微型光纤法布里-珀罗压力传感器🎛️📡

0. 题目分析🧐📖

我们从题目中能够读到什么？

设计对象：压力传感器
使用技术：
- 硅MEMS技术（用于制作）
  - MEMS是Micro Electro Mechanical Systems（微机电系统）的缩写，具有微小的立体结构（三维结构），是处理各种输入、输出信号的系统的统称。
  - MEMS 设备不仅仅是单一的传感器，而是一个完整的微机电系统，可以完成信号的感知、转换、处理和响应，所以被统称为“处理各种输入、输出信号的系统”。
  例子：
  - 输入信号：MEMS 设备可以接收物理世界的各种信号，比如压力、加速度、角速度、温度、光、电场等。例如，MEMS 传感器可以检测外部环境的变化（如加速度传感器感知运动）。
  - 输出信号：MEMS 设备可以将这些物理信号转换为电信号、机械动作或其他形式的信号。例如，MEMS 陀螺仪会输出电信号，传输给处理单元。
    
    MEMS原理
- 法布里-珀罗干涉（用于检测压力）
  - 光纤法布里-珀罗干涉技术利用光纤中的法布里-珀罗腔（Fabry-Perot Cavity）来检测压力变化（透镜是用来将光束聚合，形成干事）。当外界压力作用于光纤时，法布里-珀罗腔的长度或折射率会发生变化，导致光程差的变化（影响干涉），导致干涉光谱的移动。通过分析干涉光谱的变化，可以精确测量压力。
  - 这种技术具有高灵敏度、抗电磁干扰和适用于恶劣环境等优点，常用于高精度压力测量。
  例子：
  - 输入信号：外界压力作用于光纤，导致法布里-珀罗腔的光学特性发生变化。
  - 输出信号：干涉光谱的移动被检测并转换为电信号，用于压力测量。
    
    法布里-珀罗谐振腔工作原理1
    法布里-珀罗谐振腔工作原理2
- 光纤（传输信息）
设备特点：高灵敏度、微型

1. 摘要分析✍️📄

本文所作工作：

设计制备一种微型化光纤法布里-珀罗传感器
采用激光精细切割技术对传感器单元进行独立分离
搭建了信号解调实验平台，并对传感器的感压特性进行了详尽测试

传感器性能（在 0~50 kPa 的压力范围内）：

传感器的压力灵敏度可达到18.5 nm/kPa
最大非线性度为 0.47%
重复性为 0.18%
迟滞为 0.18%

除上述特点外，发现还具有可批量制造、体积小、灵敏度高、电磁兼容、生物兼容以及稳定性强的特点。

专有名词解析：

SOI：全称为Silicon-On-Insulator，即绝缘衬底上的硅，该技术是在顶层硅和背衬底之间引入了一层埋氧化层。

BF33玻璃：高硼硅bf33玻璃。玻璃有种特性，被高能辐射后会发出电磁辐射，这种性能被称为荧光反应。荧光取决于材料的纯度、结构特性、辐射的能量和激发波长，比起钠钙玻璃，高硼硅的荧光现象远远低于钠钙平板玻璃。所以在某些成分检测或是生物领域，要减少荧光影响，则需要选择BF33。较好的光学性能让它广泛应用于精密仪器（光学滤光片）、半导体技术（晶片，显示玻璃）、医学技术、生物工程、光学、光电子学、光子学以及分析设备等领域。

2. 引言分析📚🔬

2.1. 应用背景

应用场景：
- 在临床诊疗和微创手术过程中，对生物体内的压力进行有针对性的测量，可以为医生提供必要的诊断信息，提供决策支持和指导治疗。
以前设备的缺陷：
- 然而传统的电子传感器往往体积太大，会增加体内测量风险，造成二次感染，同时测量精度也会受到其他医疗设备引起的电磁干扰的影响，不能适用于现代化的医疗领域
我们设备的优点：
- 光纤式传感器因其能有效避免电磁干扰，且体积小、精度高、生物兼容性强等优点

2.2. 光纤压力传感器发展

光纤压力传感器发展与应用

LINDSTROM L H 于 1970 年提出了第一个医用光纤压力传感器［10］。在此后的 50 多年来，越来越多的人开始重视小型化光纤传感器在医疗环境中的应用［11］。近年来，商业化的光纤医疗传感器已进入一定规模的市场，其中具有代表性的是加拿大 FISO 公司生产的微型光纤传感器，可用于监测左心室压、颅内压等参数，实验证明该传感器不会对人体造成任何伤害［12， 13］。除此之外，研究人员也对微型光纤法珀压力传感器在医疗领域中的应用开展了一系列工作［14］。GUO Xu 等［15］将一块 1.2 μm 厚的 SiO2膜片热粘合到外径为 125 μm的蚀刻光纤的端面形成法珀干涉仪，实现了 12.4 nm/kPa 的静压灵敏度。PODUVAL R K 等［16］将 3 μm 厚的压敏隔膜粘接在平凸微透镜远端形成密闭的法珀腔，实现模拟血管内微压测量，该传感器检测精确至0.11 mmHg 的压力变化。LI Tianliang 等［17］在光纤端面制作微型气泡作为法珀腔，且在光纤内刻蚀布拉格光栅实现温度解调，实现微创手术压力检测，该传感器灵敏度为 8.93 nm/kPa。

但是本文认为，这些年发展设计的传感器都有一个问题：依赖于手工制作技术的传感器不适合批量生产，这阻碍了商业化应用。

这也正是本文所采用的设计制作方法:相比于单一制备的微型传感器，利用 MEMS 技术不仅可以满足小体积特征，同时实现了批量化生产，提高了传感器的一致性。
（也有前人验证可行性，并成功商业化）

3. 传感器设计（法布里-珀罗）🏗️🎛️

3.1. 传感器系统组成

整个传感器系统由带有法珀腔的压力传感器元件和解调系统组成。

当外界压力变化时敏感膜片在外界压力的作用下发生变形，进而导致法珀腔的长度发生变化，通过光纤将信号传输到解调系统，进而确定外部压力的变化。

3.2 传感器原件结构

传感器原件结构

*金色应为凹槽底部溅射金属薄膜

组成：
- 由单晶硅、BF33 玻璃以及多模光纤构成
- 传感器的法珀腔由刻蚀后的单晶硅与 BF33 玻璃真空阳极键合形成
- 刻蚀后的单晶硅作为压力敏感膜片
制作工艺：
- 利用 MEMS技术批量制备了由硅晶圆形成的法珀腔阵列；其次基于飞秒切割技术，分离外径仅有 400 μm 的单个传感头；最后通过显微镜下的微位移平台将多模光纤与传感器的法珀腔和敏感膜片中心对准粘接
使用原理：
- 法布里-珀罗干涉（详见上文，已在题目中分析）
  
  由于介绍者与介绍目标对象均非光电相关专业，此处具体原理不细讲
传感器需求与参数
- 光纤法珀传感器需要具备小尺寸、高灵敏度以及一定的压力量程
- 数值模拟仿真分析结果如下
- 可以发现：
  - 随着厚度的增加，灵敏度逐渐下降，但压力范围逐渐上升
  - 随着半径的增加，灵敏度逐渐上升，但压力范围逐渐下降
- 所以综合考虑选择了如下参数

参数	符号	数值
膜片半径/um	r	175
膜片厚度/um	h	4
传感器直径/um	d	400
传感器长度/um	l	220
传感器压力范围/kPa	P	0~50
传感器长度/nm/kPa	S	20

总的来说，通过精确的模拟和分析，选择适合的敏感膜片和结构参数，以满足生物体内监测对小尺寸、高灵敏度和一定压力量程的需求。这为未来开发更精确、更可靠的光纤医疗监测设备奠定了基础。

4. 传感器制备（MEMS）🏭🔬

传感器制备流程

*Silicon 硅

*Oxide 氧化物

*Photoresist 光刻胶

*Gold 金

*Glass BF33玻璃

1）在 SOI 片厚度为 20 μm 的顶层硅面上匀胶进行光刻和显影，得到法珀腔的掩膜图形。150 ℃坚膜后经过刻蚀机将得到的掩膜图形深硅刻蚀 16 μm。此时刻蚀深度作为传感器法珀腔的初始腔长，剩余厚度为4 μm 的硅则作为传感器的敏感膜片，如图 3（a）~（b）所示；
2）使用直流磁控溅射技术在刻蚀后的硅表面溅射一层金膜，而后通过丙酮溶液将图形之外多余的光刻胶剥离去除，只留下腔内的金属作为反射薄膜，如图 3（c）~（d）所示；
3）将刻蚀好的硅面与厚度为 200 μm 的双抛 BF33 玻璃送入阳极键合机真空键合，在 4 寸键合片上形成密闭的真空法珀腔阵列，如图 3（e）所示；
4）最后将键合好的晶圆送入深硅刻蚀机，反方向刻蚀掉 SOI 晶圆的衬底层与埋氧层，只留下带有法珀腔的顶层单晶硅作为敏感膜片，此时键合片总厚度达到 220 μm，如图 3（f）~（g）所示。

此外，单个传感器的制备还需包括三个步骤，分别是激光切割、光纤集成以及封装

传感器的制备其它三个步骤

利用 MEMS 技术制备的光纤法珀腔可以实现批量化生产，并且具有体积小、一致性高、制备简单、稳定性强等优点。传感器法珀腔批量化制备在 4 寸晶圆后，单个传感器的制备还需包括三个步骤，分别是激光切割、光纤集成以及封装。首先使用超声氮射流辅助激光切割芯片，实现传感器单元分离如图 4（a）所示，此时单个传感器整体外径为 400 μm，高度为 220 μm，且切割表面平整光滑，无明显熔融物；通过紫外胶将分离后的传感头在显微镜下的微位移平台与多模光纤对准粘接固化如图 4（b）所示；最后，戴上外径为 500 μm 的聚酰亚胺套管进行封装保护，该套管同时满足柔软、生物兼容、小体积等特征如图 4（c）所示；传感器无封装实物图和传感器光谱图如图 4（d）-（e）所示。

传感器其它步骤

传感器光谱图

类似正弦函数忽上忽下的情况，其实恰与前文光强公式相对应。这个特性也正是我们进行压力检测的依据
-> 可以很明显的观察到谱线随间距L的变化。

5. 传感器测试🧪📊

5.1 解调方法

腔长匹配法：从光源发出一束光，经过光纤耦合器到达法珀腔中，再此发生多次反射并产生干涉。
- 根据前文提到的原理，当有压力作用于压力传感器时，间距L会发生形变导致距离变化，因此对应的产生干涉的光的频率也会发生相应变化，此时，光中自然而然就携带了关于腔长的信息（结合前文的公式，相当于携带了压力的信息）。
- 那么如何将信息解调出来？通过光纤耦合器的另一端的 SMA 光纤接头接入光学模块内部。SMA 光纤接头照射出来经过凹面镜（真的时凹面镜吗？）的整型，圆形光斑被整形成一段线性光并聚集照射在光楔上。
- 那此时，显然，只有光楔某段高度与原来腔长的距离L成一定关系时，才能看到明显的光（在光楔的内部能够构成等厚干涉，会在对应位置出现干涉信号的光强最大值）。
- 最后，再通过图像传感器将干涉光信号转化成模拟信号，再经过后续解调电路的处理来解算出腔长 -> 等价于计算出压力

基于菲索的光纤法珀解调系统

5.2 传感器静态测试

5.2.1 测试平台

测试平台

组成：
- 右边的三样设备，用来精确控制传感器收到的压力；
- 中间的设备确保压力的检测与传感稳定且准确；
- 左边的设备检测当前对应的压力结果。

5.2.2 稳定性测试

测试方法：
- 初始压强为 0 kPa；
- 从 0 Kpa 开始，以 10 KPa 为步长，每一压力保持 60 min；
- 其中每 10 min 记录一次腔长。
测试结果：
- 在压力保持恒定的条件下，腔长漂移量小于 2 nm，相当于 0.108 kPa 压力产生形变量，具有良好的稳定性。

5.2.3 灵敏度测试

测试方法：
- 初始压强为 0 Kpa；
- 步长为 3.3 Kpa，上限 50 Kpa；
- 每次记录腔长
测试结果：
- 传感器灵敏度为 18.5 nm/kPa，与理论设计 20.0 nm/kPa基本吻合。产生的灵敏度误差由于敏感膜片刻蚀不均匀导致。对记录的压力数据进行线性拟合，得到传感器的最大非线性度为 0.47% F.S.。

5.2.4 迟滞重复性测试

测试方法：
- 初始压强为 0 Kpa；
- 步长为 3.3 Kpa，上限 50 Kpa；
- 每次记录腔长
- 以同样步长降压至 0 kPa，重复三次
测试结果：
- 传感器重复性为 0.18%，迟滞为 0.18%

5.2.5 液体环境中的温度交叉灵敏度

缘由：
- 一定程度上模拟人体环境
测试方法：
- 将传感器放入温度为 43 ℃的生理盐水中
- 以 0.5 kPa 为步长，向液体内增加压力到 5 kPa（一般人体内压力范围 0~5 kPa）
- 记录每个点数值，然后等待水温自然下降到36 ℃，水温每隔 1 ℃重复此过程
测试结果：
- 传感器在正常人体温度下的液体工作环境中初始腔长温度漂移量为 5 nm/℃，并且在此温度区间范围内传感器的压力灵敏度最大差值小于 0.4 nm/Kpa，因此人体的温度变化不会对传感器性能产生较大干扰。

6. 结论✅📌

7. 可能缺少的？ 🤔❓

没有考虑肌肉压力、其它成分压力
- 实际应用中很难说只会有液体或气体的压力吧
没有考虑受力不均匀的结果
- 怎么可能实际使用力是均匀的呢？
没有生物实际测试
- 给生物、医学使用，这些怎能没有呢？
批量制造一致性分析
- 本文最重要的一个特点就是可批量生产，但是关于此的检测相关没有，只有结论中的一句不清不楚的话
破化性测试有无？
- 商业用品总不能随随便便就坏了吧
长期稳定性与可靠性测试
- 毕竟如果能长期使用谁会希望更换过于平凡呢？
- （但也有可能考虑到生理安全、疾病传播等成为一次性用品）
在其它方面有无可能用途？
...

虽然上述有些问题确实不是一个研究型论文该有的提问，但确实也是可以考虑的

8. 什么是科研？——对科研的探讨🎓🔍

观点是我的，但是内容是让AI润色填充的

科研不是高不可攀的象牙塔，也不是只有天才才能涉足的圣地。你不一定要提出惊天动地的新理论，或者造出超越时代的黑科技，才能称之为科研。🤓✨

或许你发现了别人没注意到的现象，或许你尝试了一个从没人想到的组合，或许你用新的角度解读了已有的知识……这些都可以是科研！🔍🔄

科研的本质是探索与创新，而不是追求“震惊世界”的大突破。不要因为“自己不够聪明”或者“研究不够重大”而胆怯！😤🚀 任何一个小小的改进，任何一个灵光一现的想法，都可能是科研的种子。🌱💡

勇敢去试！大胆去想！哪怕只是迈出一小步，你也在拓展未知的边界。未来的某一天，你的探索可能会成为别人研究的基石！📚🔬💖