Projeto e análise numérico-experimental de sensor MEMS implantável para dispositivos auditivos

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ENGENHARIA MEC ˆANICA

Andr´e Loch Gesing

DISSERTAC¸ ˜AO DE MESTRADO

PROJETO E AN ÁLISE NUM ÉRICO-EXPERIMENTAL DE SENSOR MEMS IMPLANT ÁVEL PARA DISPOSITIVOS

AUDITIVOS

Orientador: Prof. J úlio Apolinário Cordioli, Dr. Eng. Florianópolis

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AUDITIVOS

Dissertação submetida ao Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica para a obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Mecânica. Orientador: Prof. J úlio Apolinário Cordioli, Dr. Eng.

Coorientador: Prof. Stephan Paul, Dr. Eng.

Coorientador: Prof. F´abio Durante Pe-reira Alves, DC

Florian´opolis 2017

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UFSC. Loch Gesing, Andr´e

Projeto e análise numérico-experimental de sensor MEMS implantável para dispositivos auditivos / André Loch Gesing ; orientador, J úlio Cordi-oli ; coorientador, Stephan Paul; coorientador, Fábio Alves - FlorianópCordi-olis, SC, 2017.

234 p.

Dissertação (mestrado) - Universidade Federal de Santa Catarina, Centro Tecnológico. Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica.

Inclui referˆencias

1. Engenharia Mecânica. 2. Vibrações e ac ústica. 3. Dispositivos auditi-vos. 4. MEMS. 5. Acelerômetro. I. Cordioli, J úlio. II. Paul, Stephan. III. Alves, Fábio. IV. Universidade Federal de Santa Catarina. Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica. V. Projeto e análise numérico-experimental de sensor MEMS implantável para dispositivos auditivos.

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AUDITIVOS

Esta Dissertação foi julgada aprovada para a obtenção do T´ıtulo de “Mestre em Engenharia Mecânica”, e aprovada em sua forma final pelo Programa de Pós-Graduação em Engenharia Mecânica.

Florian´opolis, 25 de Maio de 2017.

Prof. Jonny Carlos da Silva, Dr. Eng. Coordenador

Prof. J ´ulio Apolin´ario Cordioli, Dr. Eng. Orientador

Prof. Stephan Paul, Dr. Eng. Coorientador

Prof. F´abio Durante Pereira Alves, DC Coorientador

Banca Examinadora:

Prof. Andr´e Avelino Pasa, Dr. Eng.

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Agradeço primeiramente aos meus pais, Bernardo e Rogenia, cujos exemplos de força e dedicação me fizeram compreender o orgu-lho em empreender jornadas novas e me desafiar. Através deles, nas palavras “Hay que endurecerse, pero sin perder la ternura jamás” encontro sentido pleno.

Agradeço aos Professores J úlio Apolinário Cordioli e Stephan Paul, pela suas orientações e considerações durante toda essa pes-quisa. Uma relação entre orientador e aluno apresenta comumente seus altos e baixos, uma relação na qual momentos de tensão e von-tade de romper barreiras se alternam continuamente, porém da qual in úmeros frutos e muita evolução são retirados. Ao fim desse processo é com orgulho que o resultado é apresentado.

Agradeço ao Prof. Fabio Alves da Post Graduate Navy School, por compartilhar sua experiência de vida e em micro-fabricação co-nosco para o desenvolvimento de um trabalho que visa a melhoria da qualidade de vida do brasileiro. Sem ele, estar´ıamos ainda perdidos sem o seu senso(r) direcional.

Agradeço aos amigos no laboratório, com os quais muito aprendi e muito (demais mesmo) debati. Esses momentos - entre dis-cussões filosóficas, pol´ıticas, partidas de tênis de mesa, congressos, disciplinas, um horário semana de futebol do laboratório e diversos bares - tornaram esses dois anos extremamente plenos, dos quais mui-tos amigos pretendo levar para a vida. Não é fácil, para mim, suportar um presidente como o Temer e um congresso retrógrado, nesse mo-mento. Porém, creio que ainda mais dif´ıcil é ter que me ouvir todos os dias falando deles.

Agradeço, por fim, a Camilla Rampinelli, cujo exemplo e força me inspiraram e me inspiram a continuar ao máximo lutando para renovar o mundo. Suas conversas, conselhos e simples presença me ajudaram a evoluir, me posicionar, compreender e, o mais importante, ser mais feliz.

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O desenvolvimento de um sensor implantável para implante coclear e aparelho auditivo é uma atividade que pode afetar diretamente até 5% da população mundial com deficiência auditiva. Diante de tal necessidade, diversos autores analisaram numericamente e ex-perimentalmente diferentes tecnologias de transdução com o obje-tivo do desenvolvimento de um sensor implantável para dispositi-vos auditidispositi-vos. Nenhum transdutor, no entanto, obteve sucesso in-tegral cumprindo todos os requisitos para a aplicação em análise. Neste estudo é projetado e analisado numérico-experimentalmente um sensor do tipo acelerômetro piezoelétrico produzido com técnicas de fabricação de sistemas microeletromecânicos (microelectromechani-cal systems - MEMS). Cinco diferentes estruturas desses sensores fo-ram analisadas numericamente através do método de elementos fi-nitos em modelo multi-f´ısico, tendo sindo a metodologia da modela-gem numérica pré-validada com dados da literatura. As performan-ces dos sensores de diferentes geometrias foram melhoradas através de implementação de técnicas de otimização multi-objetivo e objetivo simples. Protótipos de dimensões 2 mm × 2 mm e 4 mm× 4 mm foram produzidos através de fabricação multi-usuário de MEMS com camada de nitreto de alum´ınio de 0,5 µm de espessura. A resposta de carga e de ru´ıdo dos protótipos foram caracterizados experimental-mente e comparadas com as predições numérica e anal´ıtica respectiva-mente. A modelagem numérica de um dos sensores de 2 mm×2 mm, quando considerado acoplado à cadeia ossicular da orelha média em um ponto cirurgicamente viável, resultou nas seguintes caracter´ısticas para o sistema: largura de banda de 0,8 kHz a 9,5 kHz para n´ıvel de pressão sonora superior a 50 dB; sensibilidade de 67,4 dB em 1 kHz e relação sinal ru´ıdo igual a 50 dB em 1 kHz com consumo estimado de 0,03 mW. As caracter´ısticas aferidas são similares às dos sensores implantáveis atuais, o que indica a viabilidade desta tecnologia para o desenvolvimento de implantes cocleares e aparelhos auditivos total-mente implantáveis.

Palavras-chave: Implante coclear. Acelerˆometro. MEMS.

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The development of an implantable sensor for cochlear implant and hearing aid is a highly important task which may affect directly up to 5% of world population which present hearing losses. Due to this necessity, different authors analyzed numerically and experimentally different transducer technologies aiming to develop an implantable sensor for hearing devices. No transducer, however, has yet had suc-cess fulfilling the requirements of an ideal sensor. In the present study a microelectromechanical system (MEMS) piezoelectric accelerome-ter is projected and then analyzed numerically and experimentally. Five different structural formats of this sensor were analyzed nume-rically via the finite element method in a multi-physics model. The numerical methodology was validated using data presented in litera-ture. Sensor’s performance was improved via different optimization techniques. Prototypes with characteristic dimension equals to 2 mm and 4 mm were produced in a multi user MEMS piezoelectric fabrica-tion system, in which a 0.5 µm aluminium nitride layer is deposited. Charge response and noise were measured experimentally for each prototype. A 2 mm by 2 mm prototype, when considered coupled to the ossicular chain in the middle ear, resulted in the following per-formance characteristics: 800 Hz to 9.5 kHz bandwidth when 70 dB sound pressure level is applied, sensitivity equals to 78.6 dB at 1 kHz, signal to noise ratio equals to 50 dB at 1 kHz and power estimated as 0.03 mW. These characteristics are similar to the ones by current implantable sensors, which points to the feasibility of a MEMS piezo-electric accelerometer as solution to the implantable sensor.

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Figura 2.1 Anatomia da orelha humana. . . 43

Figura 2.2 Anatomia da orelha m´edia . . . 44

Figura 2.3 Representação anatômica de audição normal . 46 Figura 2.4 Representação de uma perda neurossensorial . 46 Figura 2.5 Esquema de um aparelho auditivo t´ıpico. . . 47

Figura 2.6 Implante coclear moderno t´ıpico. . . 48

Figura 2.7 Esquema de sensores implant´aveis . . . 50

Figura 2.8 Componentes do Carina . . . 53

Figura 2.9 Posicionamento do Carina . . . 53

Figura 2.10 Esquema do acelerˆometro piezoresistivo . . . 54

Figura 2.11 Prot´otipo de acelerˆometro piezoresistivo . . . 55

Figura 2.12 Sensor capacitivo de deslocamento . . . 56

Figura 2.13 Acelerˆometro capacitivo MEMS . . . 57

Figura 2.14 Aparelho Esteem . . . 58

Figura 2.15 Acelerˆometro piezoel´etrico MEMS reportado em li-teratura . . . 59

Figura 2.16 Limites da audic¸˜ao humana . . . 62

Figura 2.17 Representação de um acelerômetro por um sistema de um grau de liberdade . . . 64

Figura 2.18 Acelerˆometro piezoresistivo . . . 66

Figura 2.19 Sequência de fabricação de um MEMS simples. 71 Figura 2.20 Dois exemplos de MEMS atuais. . . 72

Figura 2.21 Exemplos de acelerˆometros de viga . . . 74

Figura 2.22 Exemplos de acelerˆometros trampolim . . . 75

Figura 2.23 Acelerˆometro piezoel´etrico MEMS anular. . . 76

Figura 2.24 Acelerˆometro trampolim alternativo . . . 77

Figura 2.25 Acelerˆometros de viga alternativos. . . 77

Figura 2.26 Acelerˆometros alternativos . . . 78

Figura 2.27 Acelerˆometro modelado analiticamente . . . 79

Figura 2.28 Acelerˆometros piezoel´etricos em MEF . . . 80

Figura 2.29 Sensor piezoel´etrico como fonte de carga . . . 80

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Figura 2.33 Solução pareto local e global em otimização . . 84

Figura 2.34 Esquema do algoritmo gen´etico . . . 87

Figura 3.1 Metodologia geral do trabalho . . . 90

Figura 4.1 Modelo de acelerˆometro de PZT . . . 94

Figura 4.2 Resposta de carga da viga de Kollias et al. e ob-tido numericamente nesse trabalho para raz˜ao de massas igual a 1,8 . . . 95

Figura 4.3 Resposta de carga da viga de Kollias et al. e ob-tido numericamente nesse trabalho para raz˜ao de massas igual a 4 . . . 96

Figura 4.4 Simulac¸˜ao de estruturas simples. . . 96

Figura 4.5 Vistas do acelerˆometro anular . . . 99

Figura 4.6 Representação do acelerômetro de viga . . . 99

Figura 4.7 Representação do acelerômetro trampolim . . . 100

Figura 4.8 Acelerˆometro com vigas hexagonais . . . 101

Figura 4.9 Representação do acelerômetro modelo LVA . . 102

Figura 4.10 Geometria simplificada . . . 102

Figura 4.11 Modelos simplificados desenvolvidos em MEF 104 Figura 4.12 Tensão mecânica em três modos de vibração de um acelerômetro do tipo trampolim . . . 104

Figura 4.13 Carga elétrica em três modos de vibração de um acelerômetro do tipo trampolim . . . 105

Figura 5.1 Sequência de etapas implementadas no processo de otimização . . . 107

Figura 5.2 Exemplos de resposta de carga por aceleração 113 Figura 5.3 Recomendações de posicionamento de estruturas no chip. . . 114

Figura 5.4 Evolução da relação carga vs frequência natural da otimização m-GA do acelerômetro anular . . . . 117

Figura 5.5 Evolução de F1do acelerômetro anular através de DE e GA. . . 118

Figura 5.6 Solução pareto do acelerômetro anular por m-GA, e soluções ótimas por GA e DE. . . 118 Figura 5.7 Evolução da otimização do acelerômetro de viga

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Figura 5.8 Conjunto solução ótima do acelerômetro de viga

por m-GA, GA e DE . . . 121

Figura 5.9 Resposta de carga dos acelerˆometros de viga otimi-zados. . . 121

Figura 5.10 Carga el´etrica em trˆes modos do sensor viga . . 122

Figura 5.11 Acelerˆometros de viga otimizados . . . 123

Figura 5.12 Evolução da relação F1vs fnna otimização do ace-lerômetro trampolim através de DE e GA . . . . 124

Figura 5.13 Conjunto solução ótima do acelerômetro trampo-lim . . . 124

Figura 5.14 Acelerˆometros trampolim otimizados . . . 126

Figura 5.15 Evolução da otimização do acelerômetro de vigas hexagonais através de DE e GA . . . 126

Figura 5.16 Soluções ótimas do acelerômetro de vigas hexago-nais por m-GA, GA e DE . . . 127

Figura 5.17 Acelerˆometros hexagonais otimizados . . . 128

Figura 5.18 Evolução da otimização do acelerômetro de vigas paramétricas através de DE e GA . . . 129

Figura 5.19 Conjunto solução ótima do acelerômetro com vigas paramétricas . . . 129

Figura 5.20 Acelerˆometros alternativo LVA otimizado . . . . 131

Figura 6.1 Soluc¸˜oes pareto dos modelos por m-GA . . . 133

Figura 6.2 Soluções pareto de acelerômetros otimizados para dimensão máxima de 2 mm . . . 134

Figura 6.3 Disposição dos protótipos em um chip . . . 134

Figura 6.4 Sequência de máscaras de fabricação . . . 137

Figura 6.5 Esquema de acelerˆometro completo . . . 138

Figura 6.6 Modelo 2-D axissim´etrico do sensor An406 . . . 138

Figura 6.7 Modelo 3D completo do acelerˆometro An406. . 138

Figura 6.8 Projeto do acelerˆometro An406. . . 138

Figura 6.9 Modelos num´ericos completos . . . 138

Figura 6.10 Projeto do prot´otipo An216 . . . 139

Figura 6.11 Modelo completo do acelerˆometro An216 . . . 139

Figura 6.12 Carga por acelerac¸˜ao dos cinco modelos comple-tos . . . 140

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perimental . . . 143 Figura 7.4 Esquema de medição . . . 144 Figura 7.5 Protótipo em placa na fase experimental . . . 145 Figura 7.6 Montagem do Shaker, trave e vibrômetro laser . 146 Figura 7.7 Coerência das medições da resposta de carga por

aceleração dos protótipos modelo An410 . . . 147 Figura 7.8 Carga dos protótipos modelo An410 . . . 147 Figura 7.9 Coerência das medições da resposta de carga por

aceleração dos protótipos An406. . . 149 Figura 7.10 Carga por aceleração dos sensores An406 . . . 149 Figura 7.11 Coerência da carga do sensor Hx407 . . . 151 Figura 7.12 Carga por aceleração do sensor Hx407 . . . 151 Figura 7.13 Coerência de carga do sensor An220 . . . 152 Figura 7.14 Carga por aceleração do sensor An220 . . . 153 Figura 7.15 Coerência da medição de carga por aceleração do

protótipo An216 da placa B3 . . . 154 Figura 7.16 Carga por aceleração do sensor An216 . . . 154 Figura 7.17 Densidade espectral do sensor An410 . . . 157 Figura 7.18 Densidade espectral do sensor An406 . . . 157 Figura 7.19 Densidade espectral do sensor Hx407 . . . 158 Figura 7.20 Densidade espectral do sensor An220 . . . 158 Figura 7.21 Densidade espectral do sensor An216 . . . 159 Figura 8.1 Pontos cirurgicamente viáveis para um AATI . 162 Figura 8.2 Modelo de orelha média desenvolvido no LVA 162 Figura 8.3 Acelerância em alguns pontos operáveis da cadeia

ossicular da orelha média . . . 163 Figura 8.4 Aceleração no ponto IPT para diferentes NPS . 164 Figura 8.5 Relação sinal ru´ıdo sob diferentes n´ıveis de pressão

sonora . . . 165 Figura 8.6 Circuito de medic¸˜ao adaptado para duas fontes de

carga . . . 166 Figura 8.7 Tens˜ao el´etrica em diferentes pontos do circuito de

amplificação . . . 167 Figura C.1 Sequência de fabricação PiezoMUMPS . . . 194

(23)

primeira bateria de análise . . . 205 Figura E.2 Conjunto solução ótima do acelerômetro anular da

segunda bateria de an´alise . . . 205 Figura H.1 Carga nos eletrodos externos do acelerˆometro A na

placa B2 . . . 225 Figura H.2 Carga nos eletrodos internos do acelerˆometro A na

placa B2 . . . 225 Figura I.1 Coerência da medição de carga do protótipo An410

da placa B1 . . . 229 Figura I.2 Resposta de carga do acelerˆometro An410 da placa

B1 . . . 229 Figura I.3 Coerência da medição de carga do protótipo An410

da placa B5 . . . 232 Figura I.12 Carga do acelerômetro An406 da placa B5 . . . . 232 Figura I.13 Coerência da medição do Hx407 na placa B1 . . 233 Figura I.14 Carga do acelerômetro Hx407 da placa B₁ . . . . 233 Figura I.15 Coerência da medição do Hx407 na placa B₄ . . 233 Figura I.16 Carga do acelerômetro Hx407 da placa B4 . . . . 234 Figura I.17 Coerência da medição do Hx407 na placa B5 . . 234 Figura I.18 Carga do acelerômetro Hx407 da placa B5 . . . . 234

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Tabela 2.1 Aparelhos auditivos e implantes cocleares . . . 49 Tabela 2.2 Principais sensores implantáveis. . . 51 Tabela 2.3 Performance de sensores implantáveis . . . 60 Tabela 2.4 Requisitos de um sensor implantável . . . 63 Tabela 2.5 Performance de acelerômetros . . . 69 Tabela 2.6 Propriedades de materiais piezoelétricos. . . 73 Tabela 4.1 Frequências naturais de estrutura retangular . . . . 97 Tabela 4.2 Frequências naturais de estrutura triangular . . . . 97 Tabela 5.1 Opções no código m-GA em Matlab . . . 110 Tabela 5.2 Opções no código GA implementado em Matlab 111 Tabela 5.3 Opções no código DE em Matlab . . . 111 Tabela 5.4 Limites dos parâmetros do acelerômetro anular . 115 Tabela 5.5 Parâmetros de malha selecionados . . . 116 Tabela 5.6 F1e fndos sensores anulares . . . 119 Tabela 5.7 Dimensões dos acelerômetros anulares . . . 119 Tabela 5.8 O acelerômetro de viga por m-GA, DE e GA . . . . 122 Tabela 5.9 Dimensões dos acelerômetros de viga otimizados 123 Tabela 5.10 Acelerômetro trampolim por m-GA, DE e GA . . . 125 Tabela 5.11 Dimensões dos acelerômetros trampolim . . . 125 Tabela 5.12 Acelerômetro hexagonal por m-GA, GA e DE . . . 127 Tabela 5.13 Dimensões dos acelerômetros com vigas hexagonais

otimizados. . . 128 Tabela 5.14 Resultados dos acelerˆometros modelo LVA

otimiza-dos por m-GA, DE e GA . . . 130 Tabela 5.15 Dimensões dos acelerômetros LVA otimizados . . 130 Tabela 5.16 Comparação dos resultados obtidos com m-GA, GA

e DE de todos os modelos de acelerômetro analisa-dos . . . 131 Tabela 6.1 Caracterização dos protótipos . . . 135 Tabela 6.2 Dimensões dos protótipos anulares . . . 136 Tabela 6.3 Dimensões do protótipo hexagonal . . . 136 Tabela 6.4 Performance dos protótipos . . . 140 Tabela 7.1 Protótipos em cada placa montada . . . 143

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Tabela 7.4 Sensibilidade de carga do sensor Hx407 . . . 152 Tabela 7.5 Sensibilidade de carga do sensor An220 . . . 153 Tabela 7.6 Sensibilidade de carga do sensor An216 . . . 155 Tabela 7.7 Parâmetros utilizados na predição da densidade

es-pectral de ru´ıdo interno dos sensores . . . 156 Tabela 8.1 Comparac¸˜ao de performance dos sensores

implantá-veis e protótipo desenvolvido no LVA . . . 168 Tabela 8.2 Comparação de performance com os pré-requisitos

de um sensor implantável . . . 169 Tabela E.1 Parâmetros da análise do m-GA - I . . . 203 Tabela E.2 Parâmetros da análise do m-GA - II . . . 204 Tabela E.3 Otimização m- GA do sensor anular . . . 204 Tabela F.1 Limites do acelerômetro de viga . . . 209 Tabela F.2 Limites do acelerômetro trampolim . . . 209 Tabela F.3 Limites do acelerômetro hexagonal . . . 210 Tabela F.4 Limites do acelerômetro LVA . . . 211 Tabela F.5 Limites do acelerômetro anular de 2 mm . . . 211 Tabela F.6 Limites do acelerômetro trampolim de 2 mm . . . . 212 Tabela F.7 Limites no acelerômetro hexagonal de 2 mm . . . . 212 Tabela G.1 Parâmetros fixos na análise de malha. . . 217 Tabela G.2 Dimensões da análise de malha do acelerômetro

anu-lar . . . 217 Tabela G.3 Análise de malha do acelerômetro anular . . . 218 Tabela G.4 Dimensões na análise do acelerômetro de viga . . 218 Tabela G.5 Análise de malha do acelerômetro de viga . . . 219 Tabela G.6 Dimensões do acelerômetro trampolim . . . 219 Tabela G.7 Análise de malha do acelerômetro de trampolim 219 Tabela G.8 Parâmetros do acelerômetro hexagonal . . . 220 Tabela G.9 Análise de malha do acelerômetro hexagonal . . . 220 Tabela G.10 Dimensões analisadas do acelerômetro LVA . . . 221 Tabela G.11 Análise de malha do acelerômetro com vigas

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AASI Aparelho de amplificação sonora individual AATI Aparelho auditivo totalmente implantável

AlN Nitreto de alum´ınio

DDP Diferenc¸a de potencial

DE Differential evolution

DRIE Deep reactive ion etching DSP Digital signal processor

IBGE Instituto Brasileiro de Geografia e Estat´ıstica

IC Implante coclear

ICTI Implante coclear totalmente implant´avel

GA Genetic algorithm

LVA Laboratório de vibrações e ac ústica MEF Método de elementos finitos MEMS Microelectromechanical systems MOGA Multi-objective genetic algorithm NPS N´ıvel de pressão sonora

NSGA-II Non-dominated sorting genetic algorithm version 2

OM Orelha m´edia

OMS Organização mundial da sa úde PCB Printed circuit board

PiezoMUMPS Piezoelectric Multi-User MEMS Processes PVDF Poli-fluoret de vinilideno

PZT Titanato zirconato de chumbo

RF R´adio-frequˆencia

RIE Reactive ion etching

RMS root mean square

Si Sil´ıcio

SNR Signal to noise ratio

SOI Silicon on insulator

SUS Sistema ´unico de sa ´ude

UFSC Universidade Federal de Santa Catarina

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mms Massa s´ısmica

keq Constande de rigidez equivalente

c Constante de amortecimento

x(t) Deslocamento da massa s´ısmica y(t) Deslocamento da moldura

Ÿ0 Amplitude de aceleração da moldura

ω Frequˆencia angular

ωn Frequˆencia natural em rad/s

j N ´umero imagin´ario

ξ Fator de amortecimento estrutural

Z0 Amplitude do deslocamento relativo entre moldura e massa s´ısmica

Y0 Amplitude do deslocamento da moldura

σp Tensor de tensão mecânica D Vetor de indução elétrica

E Vetor campo el´etrico

S Tensor deformação mecânica

e Tensor de constantes piezoel´etricas a campo el´etrico constante

f Frequˆencia

E M´odulo de Young do material

ρ Densidade do material

e33 Coeficiente piezoelétrico longitudial e31 Coeficiente piezoelétrico transversal qp Carga elétrica do sensor piezoelétrico up Tensão elétrica no sensor piezoelétrico Rp Resistência elétrica no sensor piezoelétrico Cp Capacitância elétrica no sensor piezoelétrico

Up Tensão elétrica por aceleração no sensor piezoelétrico g Aceleração gravitacional

Qp Carga elétrica por aceleração no sensor piezoelétrico ˜Uamp Tensão na sa´ıda de um amplificador de

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trans-Cf Capacitância elétrica do capacitor do amplificador Rf Resistência elétrica do resistor do amplificador

ŸA Amplitude da densidade espectral de aceleração equi-valente ao ru´ıdo

κ_B Constante de Boltzman, igual a 1,3807·10−23J/K

T Temperatura

Q Fator de qualidade

η Fator de dissipação capacitiva fn Frequência natural do sensor

SQ Sensibilidade de carga do acelerômetro en Ru´ıdo que o circuito impõe ao transdutor Fi(x) Função custo ou objetivo

hj(x) Restrições de igualdade da otimização gk(x) Restrições de desigualdade da otimização nv N úmero de variáveis na otimização G Geração da otimização

Px,G População da geração G Gmax N úmero máximo de gerações

bL Limites inferiores das variáveis da otimização bU Limites superiores das variáveis da otimização NP Tamanho da população

yi,G Vetor base na otimizac¸˜ao do algoritmo evolutivo dife-rencial

vi,G Vetor mutação do algoritmo evolutivo diferencial r1 e r2 Índices aleatórios na mutação do algoritmo evolutivo

diferencial

Cr Crossover

xi,G Vetor target ui,G Vetor trial

dA ´Area dos eletrodos

Dms Diˆametro da massa s´ısmica

Wm Largura da membrana

LPE Comprimento da camada externa de material pie-zoel´etrico

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zoel´etrico

Wms Largura da massa s´ısmica Lms Comprimento da massa s´ısmica

Wv Largura da viga

Lv Comprimento da viga

θv ˆAngulo da viga hexagonal

Wv1 Largura no in´ıcio da viga na aresta que se conecta `a moldura

Wv2 Largura no meio da viga

Wv3 Largura no fim da viga, aresta na massa s´ısmica Lv1 Comprimento da parte inicial da viga

Lv2 Comprimento da segunda parte da viga QpI Carga nos eletrodos internos

dAI Área dos eletrodos internos QpE Carga nos eletrodos externos dAE Área dos eletrodos externos F1 Primeira função objetivo F2 Segunda função objetivo

Lmalha Comprimento de elemento de malha

δfn Variação na fnna análise de malha

δQp Variação de Qpna análise de malha

SQE Sensibilidade de carga dos eletrodos externos de um sensor

SQI Sensibilidade de carga dos eletrodos internos de um sensor

ŸA,E Densidade espectral de aceleração equivalente ao ru´ıdo elétrico nos eletrodos externos de um sensor, por predição anal´ıtica

ŸA,I Densidade espectral de aceleração equivalente ao ru´ıdo elétrico nos eletrodos internos de um sensor, por predição anal´ıtica

CE Capacitˆancia dos eletrodos externos de um sensor CI Capacitˆancia dos eletrodos internos de um sensor

Ÿref Densidade espectral de aceleração medida com o ace-lerômetro de referência

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ŸIPT Aceleração normal à superf´ıcie no ponto IPT da cadeia ossicular

QOM,pE Resposta de carga dos eletrodos externos do sensor An220 implantado na OM

QOM,pI Resposta de carga dos eletrodos internos do sensor An220 implantado na OM

˜UOM,final Resposta de tens˜ao amplificada final do sensor aco-plado `a cadeia ossicular

˜UOM,sum Resposta de tens˜ao somada do sensor acoplado `a ca-deia ossicular

˜UOM,pE Resposta de tens˜ao amplificada dos eletrodos externos do sensor acoplado `a cadeia ossicular

˜UOM,pI Resposta de tens˜ao amplificada dos eletrodos internos do sensor acoplado `a cadeia ossicular

ÿ(t) Aceleração da moldura

¨z(t) Acelerac¸˜ao relativa entre massa s´ısmica e massa s´ısmica

z(t) Deslocamento relativo entre massa s´ısmica e moldura ¨x(t) Acelerac¸˜ao da massa s´ısmica

φ ˜Angulo de fase

cE Tensor elasticidade de material piezoel´etrico a campo

el´etrico constante

eS Tensor de constantes piezoelétricas a deformação

cons-tante

eS Tensor de constantes dielétricas a deformação

cons-tante

eE Tensor de constantes piezoel´etricas a campo el´etrico

constante

e Tensor de constantes piezoel´etricas a campo el´etrico constante

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1 INTRODUÇ ÃO . . . 35 1.1 MOTIVAÇ ÃO . . . 35 1.2 ESTADO DA ARTE . . . 38 1.3 OBJETIVOS . . . 40 1.3.1 Objetivo Geral . . . 40 1.3.2 Objetivos Espec´ıficos . . . 40

1.4 ORGANIZAC¸ ˜AO DO TRABALHO . . . 41

2 CONCEITUAÇ ÃO TE ÓRICA . . . 43

2.1 ORELHA HUMANA E PATOLOGIAS AUDITIVAS . . . 43

2.1.1 A orelha humana . . . 43 2.1.2 Patologias auditivas . . . 45

2.2 DISPOSITIVOS AUDITIVOS . . . 46

2.2.1 Aparelho de amplifica¸c˜ao sonora individual . . . 46 2.2.2 Implante coclear . . . 47 2.2.3 Dispositivos auditivos implant´aveis . . . 48

2.3 SENSORES IMPLANT ´AVEIS . . . 49

2.3.1 Estado da arte dos sensores implant´aveis . . . 50

2.3.1.1 Microfone subcutˆaneo . . . 52 2.3.1.2 Sensores instalados na cadeia ossicular da orelha m´edia . 53

2.3.2 Performance dos sensores implant´aveis atuais . . . 59 2.3.3 Requisitos para sensores implant´aveis . . . 61

2.4 ACELER ˆOMETROS . . . 63

2.4.1 Acelerômetro piezoresistivo . . . 65 2.4.2 Acelerômetro capacitivo. . . 66 2.4.3 Acelerômetro piezoelétrico . . . 67 2.4.4 Compara¸cão da performance dos acelerômetros . . . 68

2.5 ACELER ˆOMETROS PIEZOEL ´ETRICOS MEMS . . . 69

2.5.1 Processos de fabrica¸c˜ao de MEMS . . . 70 2.5.2 Materiais e processos MEMS para fabrica¸c˜ao de

senso-res piezoelétricos . . . 71 2.5.3 Geometrias de acelerômetros piezoelétricos MEMS . . . . 73 2.5.4 Modelagem de acelerômetros piezoelétricos MEMS . . . 78 2.5.5 Circuito de amplifica¸cão . . . 79 2.5.6 Predi¸cão do ru´ıdo do sensor . . . 82

2.6 OTIMIZAÇ ÃO . . . 83 2.7 ALGORITMOS DE OTIMIZAÇ ÃO . . . 85

(34)

4 MODELO NUM ´ERICO . . . 93

4.1 DESENVOLVIMENTO E VALIDAC¸ ˜AO DO MODELO

NUM ´ERICO . . . 93

4.2 GEOMETRIAS ANALISADAS E RESPECTIVOS

MO-DELOS NUM ´ERICOS . . . 98

4.3 DESENVOLVIMENTO DE MODELOS SIMPLIFICADOS 101

5 OTIMIZAC¸ ˜AO . . . 107

5.1 ALGORITMOS DE OTIMIZAC¸ ˜AO . . . 108

5.1.1 Algoritmo gen´etico multi-objetivo . . . 109 5.1.2 Algoritmo gen´etico . . . 110 5.1.3 Algoritmo evolutivo diferencial . . . 111

5.2 DEFINIÇ ÃO DA FUNÇ ÃO OBJETIVO . . . 112 5.3 RESTRIÇ ÕES E LIMITES . . . 113 5.4 DEFINIÇ ÃO DE PAR ÂMETROS DA MALHA NO

MO-DELO NUM ÉRICO . . . 115 5.5 RESULTADOS DO PROCESSO DE OTIMIZAÇ ÃO . . . 116

5.5.1 Acelerômetro anular . . . 117 5.5.2 Acelerômetro de viga . . . 120 5.5.3 Acelerômetro trampolim . . . 123 5.5.4 Acelerômetro com vigas hexagonais . . . 125 5.5.5 Acelerômetro modelo LVA . . . 129 5.5.6 Compara¸cão da performance entre os sensores ótimos . 131 6 FABRICAÇ ÃO . . . 133

6.1 SELEÇ ÃO PARA FABRICAÇ ÃO . . . 133 6.2 CONFECÇ ÃO DAS M ÁSCARAS PARA FABRICAÇ ÃO . 136 6.3 SIMULAÇ ÃO DE MODELO COMPLETO . . . 136

7 AN ´ALISE EXPERIMENTAL . . . 141

7.1 PREPARAÇ ÃO DOS PROT ÓTIPOS . . . 141 7.2 RESPOSTA DE CARGA . . . 144

7.2.1 Metodologia Experimental . . . 144 7.2.2 Resultados das medi¸c˜oes de carga el´etrica . . . 145

7.3 RU´IDO INTERNO . . . 155

7.3.1 Predi¸c˜ao da densidade espectral do ru´ıdo interno . . . 155 7.3.2 Resultados experimentais . . . 156 8 AN ´ALISE DA PERFORMANCE . . . 161

8.1 LARGURA DE BANDA E RELAÇ ÃO SINAL RUÍDO . . . 161 8.2 SENSIBILIDADE E CONSUMO . . . 164

8.3 COMPARAC¸ ˜AO COM O ESTADO DA ARTE E COM

(35)

9.1 CONCLUS ˜OES . . . 171 9.2 ETAPAS FUTURAS . . . 173

REFER ÊNCIAS . . . 175 AP ÊNDICE A -- Equacionamento de acelerômetros . . . 185 AP ÊNDICE B -- Modelo matemático do efeito piezoelétrico . . . . 189 AP ÊNDICE C -- Processo de fabrica¸cão PiezoMUMPS . . . 193 AP ÊNDICE D -- Códigos implementados em matlab . . . 197 AP ÊNDICE E -- Análise de parâmetros do m-GA . . . 203 AP ÊNDICE F -- Restri¸cões e limites dos acelerômetros . . . 209 AP ÊNDICE G -- Análise de malha . . . 217 AP ÊNDICE H -- Posi¸cão do laser na análise experimental . . . 225 AP ÊNDICE I -- Resultados experimentais . . . 229

(36)

(37)

1 INTRODUC¸ ˜AO

1.1 MOTIVAC¸ ˜AO

O desenvolvimento de sensores implantáveis para aparelhos auditivos totalmente implantáveis (AATI) e implantes cocleares total-mente implantáveis (ICTI) é uma tarefa importante que pode afetar diretamente a qualidade de vida de milhões de deficientes auditivos em todo o globo. Pessoas com perdas auditivas severas têm de enfren-tar questões como preconceito, salários menores e maiores custos com sa úde, aumentando ainda mais as dificuldades impostas pela perda auditiva.

A perda auditiva pode ser classificada em diferentes tipos, sendo a mais comum a neurossensorial, caracterizada por danos nas células ciliadas na cóclea (ZENG et al., 2008). Para perdas neurossensori-ais leves e moderadas faz-se o tratamento através da utilização de relhos de amplificação sonora individual (AASI). Sendo esse um apa-relho totalmente externo ao usuário, geralmente posicionado de modo retro-auricular, que não requer qualquer procedimento cir úrgico para aplicação. Esse sistema funciona através de um conjunto formado por microfone, um processador digital de sinais (digital signal processor -DSP) e um alto-falante, no qual o sinal sonoro, captado pelo micro-fone é condicionado no DSP e então aplicado no canal auditivo ex-terno através de um alto-falante. Quando a perda auditiva é severa ou profunda, no entanto, o tratamento recomendado costuma ser a realização de uma operação para instalação de um implante coclear (IC). Tradicionalmente um IC é um sistema composto por um mento externo, onde está localizado um microfone e o DSP, e um ele-mento interno implantado com um feixe de eletrodos posicionado na cóclea. Seu funcionamento geral ocorre da seguinte maneira, no mi-crofone acontece a conversão da pressão sonora em sinal elétrico, esse sinal é condicionado no DSP e transmitido via rádio-frequência (RF) para o elemento interno, sendo então o sinal aplicado nas proximida-des das terminações nervosas na cóclea através do feixe de eletrodos. Restitui-se assim parcialmente a sensação de audição do paciente im-plantado.

Essa configuração de IC com microfone e DSP externos tem sido utilizada desde a década de 80 com sucesso para o tratamento de per-das neurossensoriais (ZENG et al., 2008). Porém existem diversos

(38)

pro-blemas para o usuário com a utilização de tais dispositivos, sendo em geral decorrentes da necessidade de um elemento externo nesses sis-temas. Entre essas questões inconvenientes destaca-se, por exemplo: desconfortos de origem visual por causa de preconceito, complicações na prática de esportes ou mesmo em atividades rotineiras que de-mandam contato com água e necessidade de constante manutenção e perdas (especialmente no caso de crianças). Tendo em vista essas restrições, recentemente propôs-se o desenvolvimento de dispositivos auditivos totalmente implantáveis, ICTI e AATI (BRIGGS et al., 2008; COHEN, 2007) como alternativa para o futuro. Esses dispositivos im-plantáveis superariam essas questões incomodas dos aparelhos tra-dicionais. Para o desenvolvimento de tal aparelho implantável um ponto crucial é o avanço nos estágios atuais de performance dos sen-sores implantáveis. Tal desenvolvimento do sensor implantável está ainda em estágios iniciais no mundo inteiro, por exemplo, o primeiro trabalho significativo na área é somente de 2007 (PARK et al., 2007), e a conclusão do estudo é exatamente ressaltando a necessidade de maio-res avanços nessa área afim de garantir os pré-requisitos de tal sensor implantável. Alguns trabalhos mais recentes (SACHSE et al., 2013;YIP et al., 2015) fizeram importantes avanços nesse desenvolvimento, porém ainda há muito campo para avanço até os que se consiga um transdu-tor que cumpra os pré-requisitos de performance de um sensor para dispositivo auditivo implantável.

De acordo com dados da organização mundial da sa úde (OMS) em 2015 eram mais de 360 milhões de pessoas com algum tipo de perda auditiva no mundo - que poderiam se beneficiar com o de-senvolvimento de dispositivos auditivos implantáveis - sendo que a maior parcela desses deficientes auditivos se localizava em pa´ıses sub-desenvolvidos ou em desenvolvimento (ORGANIZATION, 2015). Essa maior ocorrência em nações pobres acontece pois, a população de baixa renda nesses pa´ıses em geral trabalha sob piores condições, tem menos acesso à prevenção e aos cuidados médicos, vitais para a manutenção de uma vida saudável (TEFILI et al., 2013). Logo, com a incapacidade financeira para compra e manutenção de próteses ade-quadas, a perda auditiva afeta drasticamente a qualidade de vida das pessoas mais carentes economicamente. É importante notar que a falta de recurso financeiro tende a agravar a deficiência auditiva, por falta de cuidados médicos. A perda, por sua vez, tende a reduzir a média salarial do deficiente (HONEYCUTT et al., 2003), o que obviamente re-duz novamente o escasso recurso financeiro dispon´ıvel ao indiv´ıduo. Portanto, caso não haja intervenção do sistema único de sa úde (SUS)

(39)

nessa situação, o ciclo se mantém, impedindo o cidadão de melho-rar sua qualidade de vida. Em vistas dessa situação, em 1999 o SUS passou a fornecer gratuitamente próteses auditivas, ou seja, AASI e IC. No entanto, entre 1999 e 2013 somente 2,8 mil pessoas receberam o benef´ıcio. Ou seja, mais de 2,6 milhões de brasileiros considerados completamente surdos não tem opção de tratamento satisfatório rela-cionado a sua necessidade cobertos pelo SUS, já que o implante coclear é justamente a solução recomendada para a maioria dos casos de sur-dez (TEFILI et al., 2013).

Para vislumbrar-se a importância de trabalhos na área de apa-relhos auditivos é importante compreender-se uma caracter´ıstica do mercado atual de dispositivos auditivos. Somente cerca de 10% da necessidade global de aparelhos auditivos é atendida pela capacidade atual das empresas do ramo (HONEYCUTT et al., 2003). Em implantes co-cleares, além dessa alta procura para pouca oferta, esse mercado é al-tamente concentrado em três principais empresas, sendo que a maior delas, a Cochlear Coorporation, controla cerca de 70% das vendas (ZENG et al., 2008). Logo, em uma economia de mercado, a alta demanda por um produto com pouca competição tende a elevar o preço de tal. Esse comportamento fez com que em 2012, o valor pago pelo SUS por um aparelho para implante coclear por exemplo, era de R$ 44.000,00 de-vido às limitad´ıssimas opções alternativas no mercado. O custo total da operação para instalação do IC, pelo SUS, era de R$ 46.000,00 em 2012. Em contraste, nesse mesmo ano no Brasil, o salário m´ınimo era de somente R$ 616,00, sendo o salário médio do trabalhador com car-teira assinada meros R$ 1.345,00. Logo, cuidados e tratamentos para deficiências auditivas são deixados de lado por falta de recursos fi-nanceiros para tal pela população de baixa renda. Como resultado no SUS, esse alto custo dos aparelhos faz com que menos pessoas sejam atendidas com o mesmo recurso disponibilizado ao SUS, reduzindo novamente a qualidade de vida de pessoas prejudicadas financeira-mente.

A qualidade de vida de milhões de pessoas pode ser, portanto, melhorada através do desenvolvimento de um sensor implantável para ICTI e AATI. Essa necessidade é real em n´ıveis nacional e mun-dial, porém, salienta-se que os pa´ıses sub-desenvolvidos possam ser os mais beneficiados com tal ação, já que estão neles a população mais propensa a não ter acesso à prevenção e a tratamentos médicos. De-vido ao limitado n úmero de estudos na área, é de fundamental im-portância que um maior n úmero de pesquisas sejam desenvolvidas nesse setor, como meio de afetar positivamente diretamente a quali-dade de vida mundial.

(40)

1.2 ESTADO DA ARTE

Sensores implantáveis devem atingir uma série de parâmetros de performance para a aplicação de maneira segura e satisfatória em ICTI e AATI, como faixa dinâmica, largura de banda, tamanho, massa e biocompatibilidade. Na literatura apresentam-se duas categorias bem definidas de sensores implantáveis para ICTI e AATI, são elas os microfones subcutâneos e os sensores instalados na cadeia ossicular da orelha média, cada qual com suas caracter´ısticas prós e contras.

Microfones subcutâneos, em geral capacitivos, são utilizados pela sua alta sensibilidade e baixo ru´ıdo, resultado de uma tecnologia bem estabelecida. O AATI comercial CarinaTM_{, por exemplo, utiliza} um microfone capacitivo subcutâneo posicionado na porção posterior do pavilhão externo da orelha (JENKINS et al., 2007). Já o protótipo de AATI denominado TICA utiliza um microfone subcutâneo instalado sob a pele no canal auditivo externo (ZENNER; LEYSIEFFER, 2001). Ape-sar das claras vantagens dessa tecnologia, a performance do microfone subcutâneo quando implantado, apresenta alguns aspectos negativos. Por exemplo, após a cirurgia existe uma alta taxa de infecções derma-tológicas, decorrentes do processo de cicatrização em torno do sensor. O microfone é, também, sens´ıvel a ru´ıdos do corpo como mastigação e toques à cabeça. Logo, esse fenômeno causa a elevação do con-sumo do DSP devido à necessidade de intensivo condicionamento para correção do sinal, fazendo com que seja necessário recarregar-se a bateria regularmente. Por fim, a sensibilidade do microfone é variável com o tempo, devido principalmente a variações na espessura da pele sobre o microfone (JENKINS et al., 2007; PULCHERIO et al., 2014). Como resultado de tais fatores, poucos trabalhos recentes vêm seguindo essa linha de ação, apesar de que o aparelho Carina se mantém atualmente como uma alternativa de mercado.

Sensores implantados na cadeia ossicular da orelha média cap-tam a sua vibração, que é produzida pela onda de pressão sonora incidindo sobre a membrana timpânica. A instalação do transdutor através dessa abordagem evita a captação de interferências de ru´ıdos do corpo, e mantém a utilização de elementos auditivos naturais tais quais pavilhão auditivo externo e meato ac ústico externo. A comple-xidade da cirurgia, no entanto, é mais elevada em comparação ao sen-sor subcutâneo, e o espaço reduzido dispon´ıvel na cavidade da orelha média e na superf´ıcie dos oss´ıculos são obstáculos a essa abordagem. Mesmo assim, diversos trabalhos têm optado por seguir esse cami-nho, em geral utilizando técnicas de fabricação de sistemas

(41)

microe-letromecânicos (microelectromechanical systems, MEMS) para redução das dimensões dos sensores. Park et al. (PARK et al., 2007) produziu um acelerômetro MEMS piezoresistivo com boa sensibilidade entre as frequências de 900 Hz e 7 kHz, porém o alto consumo (>1 mW) e o alto n´ıvel de ru´ıdo interno impossibilitaram a utilização desse sensor em dispositivos implantáveis. Zurcher et al. (ZURCHER et al., 2007) e Young et al. propuseram um acelerômetro MEMS capacitivo, o qual quando acoplado ao umbo na orelha média resultou em sensibilidade limitada entre 2 kHz e 4 kHz quando avaliados experimentalmente, com o consumo desses sensores variando em torno de aproximada-mente 4,5 mW. Esse valor foi, no entanto, considerado elevado demais para um ICTI (ZENG et al., 2008), limitando sua aplicação. Ko et al. (KO et al., 2009) e Sachse et al. (SACHSE et al., 2013) apresentaram um sen-sor de deslocamento capacitivo MEMS, ambos acoplados ao umbo na orelha média. Da análise da performance o sensor de Sachse se destacou, apresentando largura de banda de 500 Hz a 5 kHz para n´ıvel de pressão sonora (NPS) superior a 40 dB, resultado esse supe-rior ao obtido por outros métodos, porém não há informações quanto ao consumo desse sensor. Recentemente, em 2013, Beker et al. ( BE-KER et al., 2013) relatou a simulação e fabricação de um acelerômetro piezoelétrico MEMS de 4 mm de largura fabricado com titanato zir-conato de chumbo (PZT) em sil´ıcio, porém os resultados iniciais não foram promissores e não foram encontrados outros trabalhos do autor relacionados ao tema até o presente momento. Em 2015 Yip et al. (YIP et al., 2015) apresentou um transdutor de força piezoelétrico que ob-tinha caracter´ısticas de performance superiores, em parte, aos outros estudos até o momento. A largura de banda do acelerômetro MEMS piezoelétrico é 200 Hz a 10 kHz e o consumo é de somente 0,01 mW, ou seja, duas ordens de grandeza menores que os sensores capaciti-vos e piezoresisticapaciti-vos. A relação sinal ru´ıdo do sensor de Yip (YIP et al., 2015), no entanto, é um pouco inferior aos trabalhos desenvolvidos com sensor capacitivo, especialmente o sensor de deslocamento de Sa-chse (SACHSE et al., 2013). Dentre os trabalhos reportados os resultados de Yip são os mais promissores relacionando largura de banda e con-sumo, com a ressalva de uma relação sinal ru´ıdo um pouco inferior. Porém pouqu´ıssimos detalhes construtivos do sensor são apresenta-dos pelo autor tanto em artigo (YIP et al., 2015) quanto em sua tese (YIP, 2013).

Conclui-se que, dentre os pouqu´ıssimos estudos existentes, nenhum transdutor implant´avel obteve sucesso integral cumprindo todos os requisitos de um sensor implant´avel ideal para ICTI e

(42)

AATI. Dentre as tecnologias analisadas (capacitivo, piezoresistivo e piezoelétrico), o transdutor de força piezoelétrico desenvolvido por Yip (YIP et al., 2015; YIP, 2013) e o sensor de deslocamento capaci-tivo de Sachse (SACHSE et al., 2013) apresentam caracter´ısticas superi-ores para a aplicação em um dispositivo auditivo implantável, e pa-recem ser os único próximo de atingi-las. Porém os poucos detalhes construtivos de Yip dispon´ıveis limitam a replicação dos resultados e a confiança nas conclusões, assim como a ausência de consumo do sensor de Sachse. Fica claro, da análise do estado da arte, o amplo espaço dispon´ıvel para aprimoramento da performance dos sensores implantáveis atuais, e a grande necessidade da realização de mais es-tudos na área.

1.3 OBJETIVOS

1.3.1 Objetivo Geral

O objetivo geral deste trabal é realizar um ciclo de desen-volvimento de um acelerômetro piezoelétrico produzido através de técnicas de fabricação de MEMS, avaliando ao fim seu desempenho em relação às especificações de projeto estabelecidas e a outros senso-res implantáveis reportados em literatura.

1.3.2 Objetivos Espec´ıficos

Os objetivos espec´ıficos estabelecidos s˜ao:

• Desenvolver um modelo numérico de acelerômetro pie-zoelétrico pelo método de elementos finitos (MEF) e pré validá-lo com dados da literatura,

• Realizar a otimização da performance do acelerômetro através de diferentes técnicas,

• Fabricar os prot´otipos com as caracter´ısticas otimizadas,

• Caracterizar experimentalmente os sensores e validar os mode-los numéricos e a predição de ru´ıdo dos protótipos,

• Avaliar numericamente a performance de um protótipo aco-plado à orelha média.

(43)

1.4 ORGANIZAC¸ ˜AO DO TRABALHO

Este trabalho ´e dividido em nove cap´ıtulos, em grande medida devido ao alto grau de inter-disciplinaridade envolvido, o qual faz com que as diversas etapas fac¸am maior sentido quando divididas de tal modo.

O Cap´ıtulo 1, a introdução, apresenta dados gerais e bases do projeto como motivação, resumido estado da arte de sensores im-plantáveis e e objetivos do trabalho.

No Cap´ıtulo 2, a conceituação teórica, é relatada toda a teoria utilizada no desenvolvimento do estudo.

O Cap´ıtulo 3 a organização do desenvolvimento do trabalho de maneira geral é apresentada, sendo neste cap´ıtulo explicados os mo-tivos para a escolha do desenvolvimento do sensor piezoelétrico em detrimento das formas capacitiva e piezoresistiva.

No Cap´ıtulo 4 é demonstrado o desenvolvimento da modela-gem numérica com método de elementos finitos e a pré-validação do modelo, sendo também apresentadas as geometrias de acelerômetro piezoelétrico MEMS estudadas no trabalho.

A aplicação de diferentes processos de otimização é apresen-tada no Cap´ıtulo 5, sendo no Cap´ıtulo 6 relaapresen-tada a fabricação dos protótipos.

No cap´ıtulo 7 são apresentados os resultados experimentais para resposta de carga e ru´ıdo dos protótipos, que culminam com a análise da performance de um sensor desenvolvido no Cap´ıtulo 8.

As conclusões do estudo e sugestões para trabalhos futuros são apresentadas no Cap´ıtulo 9.

(44)

(45)

2 CONCEITUAÇ ÃO TE ÓRICA

2.1 ORELHA HUMANA E PATOLOGIAS AUDITIVAS

2.1.1 A orelha humana

A orelha humana é um conjunto de estruturas que realiza a complexa operação de transdução da flutuação de pressão de uma onda sonora em sinais elétricos que são transmitidos ao cérebro através do nervo auditivo.

A Figura 2.1 apresenta as principais estruturas da orelha hu-mana, desde pavilh˜ao auricular at´e o nervo auditivo.

Pavilhão

auricular

Ossículos

Martelo Bigorna Estribo

Canais

semicirculares

Nervo coclear

Cóclea

Tuba auditiva

Tímpano

Lóbulo

Canal

auditivo

externo

Figura 2.1: Anatomia da orelha humana.

Adaptado de https://ouveosilencio.wordpress.com/surdez/morfologia-do-ouvido/ De maneira simplificada, a audição humana funciona através do seguinte, a onda sonora, quando incide sobre o pavilhão auricu-lar, é conduzida pelo canal auditivo até atingir a membrana timpânica (t´ımpano). Com a movimentação da membrana timpânica, a ener-gia da onda sonora é transmitida à cadeia ossicular da orelha média,

(46)

sendo essa cadeia composta pelos três menores ossos do corpo hu-mano: o martelo, a bigorna e o estribo. Este último oss´ıculo, o estribo, ao vibrar, movimenta a perilinfa na cóclea através da janela oval. Es-truturas da cóclea como membrana basilar e células ciliadas, logo, são movimentadas pelo deslocamento da perilinfa, e através de tal movi-mento ocorre a conversão da pressão fluido-dinâmica em sinal elétrico através das células ciliadas e terminações nervosas. Esse complexo funcionamento é responsável por um sistema auditivo de qualidade extremamente elevada, o qual é capaz, por exemplo de discernir tons puros de 2 Hz de diferença em torno de 1 kHz.

Às estruturas anteriores à membrana timpânica, e. g. pavilhão auricular e canal auditivo externo, denomina-se orelha externa, sendo essas estruturas parcialmente responsáveis pela nossa percepção de direcionalidade. Aos componentes localizados entre a membrana timpânica e a cóclea denomina-se orelha média, os quais são repre-sentados em detalhes na Figura 2.2.

a

b

c

d

e

f

i

g

h

j

k

l

Figura 2.2: Anatomia da orelha média, composta por (a) membrana timpânica, (b) ligamento maleolar lateral, (c) ligamento maleolar su-perior, (d) ligamento superior da bigorna, (e) o martelo, (f) bigorna, (g) cavidade da orelha média, (h) m úsculo estapedial, (i) estribo, (j) platina, (k) tuba auditiva e (l) o umbo.

Adaptado de http://www.widexconnect.ca/hip/sound-hearing.php Na porção central posterior da membrana timpânica, o ponto

(47)

de conexão entre o t´ımpano e o martelo é denominado umbo. Esse é um ponto importante em se tratando de aparelhos implantáveis, pois diversos sensores implantáveis são posicionados no mesmo. Esse ponto é utilizado frequentemente por dispôr das maiores dimensões utilizáveis dentro da cavidade da orelha média e por apresentar alto n´ıvel de vibração em comparação com outros pontos da cadeia ossicu-lar. Isso permite que na fase de projeto desses transdutores trabalhe-se com dimensões um pouco superiores ás dimensões permitidas em outros pontos da cadeia ossicular, o que pode facilitar a obtenção de outros parâmetros de performance do sensor.

Às estruturas localizadas após o estribo denomina-se orelha in-terna, na qual cerca de 3,5 mil células ciliadas são responsáveis pela produção de sinal elétrico dentro da cóclea (KOEPPEN; STANTON, 2008).

2.1.2 Patologias auditivas

Denomina-se deficiência auditiva a diminuição da capacidade de percepção normal dos sinais sonoros. Sendo considerado “surdo”, o indiv´ıduo cuja audição não é funcional, ou seja, aquele cuja a audição não mais provê a capacidade ao indiv´ıduo de se comunicar de maneira satisfatória. Quando o indiv´ıduo possui audição defici-ente porém ainda funcional, denomina-se surdez parcial, seja com ou sem o uso de aparelho auditivo (BENTO et al., 2014).

Dentre as perdas auditivas, existem diferentes modos de classificação, como por exemplo, devido à origem (causa) da perda, grau de severidade da perda auditiva, faixa de frequência da perda entre outras. De acordo com a classificação pela causa da deficiência auditiva as perdas podem ser divididas em três tipos: de caráter con-dutivo, neurossensorial ou mista (quando ambas as perdas estão pre-sentes) (BENTO et al., 2014). Perdas do tipo condutiva podem ser cau-sadas por diferentes fatores, e. g. má formação do canal auditivo ex-terno, membrana timpânica ausente ou perfurada, presença de fluidos na orelha média ou cadeia ossicular deformada. Perdas do tipo neu-rossensorial são causadas por deficiências no funcionamento do nervo auditivo ou da cóclea. Mais especificamente, esta perda está ligada à morte ou funcionamento errôneo das células ciliadas internas ou ex-ternas na cóclea, lesão na cóclea ou ainda danos ao sistema neural ( DIL-LON, 2012).

A Figura 2.3 exibe uma representação de audição normal, já na Figura 2.4 é representada uma perda do tipo neurossensorial na qual

(48)

não há conexão de células ciliadas ao sistema nervoso central. A perda neurossensorial é responsável por 90% dos problemas relacionados à audição em adultos (KOEPPEN; STANTON, 2008).

Célula do gânglio espiral Membrana basilar

Célula Ciliada

Figura 2.3: Representação anatômica de audição normal. Adaptado de (WILSON, 2004) Célula do gânglio espiral Membrana basilar Célula Ciliar Orelha

média Orelha interna Sistema _nervoso central

Figura 2.4: Representação anatômica de uma perda neurossensorial.

Adaptado de (WILSON, 2004)

2.2 DISPOSITIVOS AUDITIVOS

Dispositivos auditivos são aparelhos que, basicamente, visam a restituição parcial da sensação de audição através de diferentes meca-nismos. Para perdas do tipo neurossensorial existem dois dispositivos tradicionalmente utilizados, o aparelho de amplificação sonora indi-vidual e o implante coclear.

2.2.1 Aparelho de amplifica¸c˜ao sonora individual

O aparelho de amplificação sonora individual (AASI), também chamado simplesmente de aparelho auditivo, é o dispositivo audi-tivo mais utilizado, por ser recomendado para perdas neurossenso-riais moderadas e leves, ou seja, nas quais ocorre alteração do limiar superior a 26 dB.

No AASI, apresentado na Figura 2.5, um ou mais microfones captam o sinal sonoro e o transformam em elétrico. Este sinal é então processado em um DSP, no qual algoritmos são implementados afim de adequar o funcionamento do aparelho ás necessidades do usuário. Posteriormente esse sinal é enviado a um alto-falante, o qual o

(49)

con-verte em sinal ac ústico novamente. O sinal sonoro é então direcio-nado ao canal auditivo externo do usuário através de um tubo em um molde espec´ıfico ao indiv´ıduo.

Molde Microfone Alto-falante Dispositivo de controle Bateria Tubos Processador digital de sinais

Figura 2.5: Esquema de um aparelho auditivo t´ıpico. Adaptado de (MARTINS, 2015)

2.2.2 Implante coclear

O tratamento através da cirurgia para instalação de implantes cocleares é recomendada somente para perdas neurossensoriais seve-ras ou profundas, i. e. perda com alteração do limiar superior a 71 dB., ou seja, pessoas consideradas surdas ou com perdas muito elevadas.

A Figura 2.6 apresenta o esquema de um IC moderno t´ıpico. Nesse o microfone é posicionado de modo retroauricular e capta o si-nal sonoro convertendo-o em sisi-nal elétrico. O processador de sinais posicionado junto ao microfone processa o sinal recebido de acordo com as necessidades de cada indiv´ıduo e o envia à antena externa via radio-frequência. O receptor instalado sob a pele é mantido em posição com o uso de um ´ımã permanente. Um gerador de corrente é utilizado para gerar o sinal elétrico que é então aplicado à cóclea através de um feixe de eletrodos (ZENG et al., 2008).

(50)

Feixe de

eletrodos

Microfone e

processador

de sinais

Antena

externa

Ímã e receptor

Atuador hermeticamente selado

Figura 2.6: Esquema de um implante coclear moderno tradicional. Nesse IC t´ıpico, os componentes microfone, processador de sinais e antena s˜ao externos.

Adaptado de (ZENG et al., 2008)

2.2.3 Dispositivos auditivos implant´aveis

Apesar dos aparelhos tradicionais, AASI e IC, serem ampla-mente utilizados para tratamento de perdas neurossensoriais desde a década de 80 (TEFILI et al., 2013), a utilização de tais aparelhos apre-senta uma série de desvantagens, algumas as quais são consequências da utilização de elementos externos desses dispositivos.

Por exemplo, a visibilidade de componentes do dispositivo é ainda um estigma nas sociedades atuais e pode causar desconforto em determinados eventos sociais ao usuário. O dispositivo é também vulnerável a choques mecânicos, o que é particularmente complicado no caso de crianças deficientes. A grande maioria desses aparelhos não são resistentes à água e não podem ser utilizados durante sono ou atividades f´ısicas. O elemento externo é também a principal fonte de problemas com manutenção, visto que está sujeito a quedas, manu-seio incorreto, e ao ambiente externo (COUNTER, 2008). Esse conjunto de limitações, decorrentes em grande medida da existência de

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elemen-tos externos, levaram ao desenvolvimento do conceito de dispositivos auditivos implant´aveis.

Na Tabela 2.1 são apresentados os componentes dos aparelhos tradicionais AASI e IC, e dos dispositivos implantáveis, aqui cha-mados de aparelhos auditivos totalmente implantáveis (AATI) e im-plante coclear totalmente implantável (ICTI). É importante notar que não existem ainda aparelhos comerciais ICTI, e somente dois AATIs são utilizados comercialmente. Nota-se que os dois dispositivos im-plantáveis necessitam portanto, de receptores imim-plantáveis. O enfo-que do presente trabalho é, justamente, no desenvolvimento de um sensor implantável, sendo que, existem duas abordagens principais para o desenvolvimento de sensores implantáveis que devem ser ana-lisadas: microfones subcutâneos e sensores acoplados à cadeia ossicu-lar da orelha média (CARLSON et al., 2012). O último é o enfoque deste trabalho.

Tabela 2.1: Resumo dos componentes de aparelhos implantáveis e não-implantáveis.

Componente AASI AATI IC ICTI

Receptor Mic. _subcutˆaneoMic. Mic. _subcutˆaneoMic. externo Sensor na OM externo Sensor naOM Processamento DSP DSP Antena DSP DSP receptor

Atuador Alto- Atuador Eletrodos Eletrodos

falante mecˆanico1

1: Atuador piezoel´etrico no Esteem R ₍_{CHEN et al.}_{, 2004), atuador eletromagn´etico no} Carina R ₍_{BITTENCOURT et al.}_{, 2014).}

2.3 SENSORES IMPLANT ´AVEIS

Primeiramente são apresentados os sensores implantáveis do estado da arte na Seção 2.3.1, e posteriormente os requisitos para os dois tipos de receptores implantáveis, na Seção 2.3.3.

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2.3.1 Estado da arte dos sensores implant´aveis

Uma ampla revisão bibliográfica sobre sensores implantáveis para dispositivos auditivos é apresentada por Calero et al, 2017 ( CA-LERO et al., 2016). Os sensores implantáveis para ICTI e AATI po-dem ser divididos inicialmente em duas categorias principais: mi-crofones subcutâneos e sensores instalados na cadeia ossicular da orelha média (CARLSON et al., 2012). Uma classificação dos sensores implantáveis encontrados em literatura é apresentada na Figura 2.7, apresentando essa divisão inicial e as sub-divisões posteriores. Como microfone subcutâneo tem-se unanimidade na utilização de microfone capacitivo, sendo o principal representante o microfone do dispositivo comercial CarinaR_{. Já entre os sensores instalados na cadeia ossicular}

existe certa variação, sendo os mais promissores do tipo piezoresis-tivo, capacitivo ou piezoelétrico. Dentro de cada uma dessas catego-rias os transdutores podem ainda ser classificados como acelerômetros (todos MEMS), sensor de deslocamento MEMS (capacitivo) e transdu-tor de força (Esteem).

Sensores implantáveis Microfone subcutâneo Sensor na cadeia ossicular Capacitivo _Capacitivo Piezoresistivo Piezoelétrico Carina R Acelerômetro MEMS Sensor de deslo-camento MEMS Acelerômetro

MEMS AcelerˆometroMEMS

Sensor de for¸ca (Esteem) Figura 2.7: Esquema de sensores implant´aveis divididos em microfo-nes subcutˆaneos e sensores instalados na OM.

Adaptado de (CALERO et al., 2016)

A Tabela 2.2 apresenta um resumo dos estudos mais relevantes de sensores implant´aveis para AASI e ICTI. S˜ao dois sensores

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comer-ciais (Carina R _{e Esteem} R_{), sendo os restantes estudos com prot´otipos}

testados em bancada ou ossos temporais. A grande maioria dos es-tudos focou no desenvolvimento do sensor através de modelo de parâmetros concentrados, e avaliou o protótipo instalado em ossos temporais. Os sensores apresentados na Tabela 2.2 são vistos com mai-ores detalhes construtivos nas Seções 2.3.1.1 e 2.3.1.2, sendo a perfor-mance destes comparadas na Seção 2.3.2.

Tabela 2.2: Principais sensores implantáveis para ICTI e AATI. É apre-sentado o tipo de sensor, o nome comercial ou estudo e a situação reportada.

Tipo Nome

comer-cial ou autor do estudo Status Microfone sub-cutˆaneo Carina R ₍

JEN-KINS et al., 2007) Comercializado pela Otologics(Cochlear), 110 pacientes im-plantados

Acelerˆometro pie-zoresistivo MEMS

Park et al. 2007 Prot´otipo testado em ossos temporais

Sensor de deslocamento capacitivo MEMS

Ko et al. 2009 Prot´otipo testado em ossos temporais

Sachse et al. 2013 Parˆametros concentrados e tes-tes em ossos temporais Acelerˆometro

capacitivo MEMS

Zurcher et al. 2007 e

Young et al. 2012

Prot´otipo testado em ossos temporais

Sensor

piezoel´etrico de forc¸a

Esteem R ₍_CHEN

et al., 2004) AATI comercializado por En-voy Medical, 134 pacientes im-plantados

Yip et al. 2015 Modelo de parˆametros concen-trados e testes em ossos tempo-rais

Acelerˆometro pie-zoel´etrico MEMS

Beker et al. 2013 Modelo MEF e prot´otipo tes-tado em bancada

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2.3.1.1 Microfone subcutˆaneo

O representante mais importante da utilização de microfone subcutâneo como sensor implantável é o aparelho comercial Carina R_.

Existe também um protótipo, denominado TICA, que utiliza um microfone subcutâneo instalado sob a pele no canal auditivo ex-terno (ZENNER; LEYSIEFFER, 2001). Porém os resultados apresentados não foram promissores, por esse motivo somente o Carina é ainda uti-lizado em estudos atuais.

O microfone subcutâneo capacitivo é utilizado pela sua alta sen-sibilidade e baixo ru´ıdo, resultado de uma tecnologia bem estabele-cida. Apesar das claras vantagens dessa tecnologia, a performance do microfone subcutâneo, quando implantado, apresenta alguns aspec-tos negativos. Por exemplo, após a cirurgia existe uma alta taxa de infecções dermatológicas, decorrentes do processo de cicatrização em torno do sensor. O microfone é, também, sens´ıvel a ru´ıdos do corpo como mastigação e toques à cabeça. Logo, esse fenômeno causa a elevação do consumo do DSP devido à necessidade de intensivo con-dicionamento para correção do sinal, fazendo com que seja necessário recarregar-se a bateria regularmente. Por fim, a sensibilidade do mi-crofone é variável com o tempo, devido principalmente a variações na espessura da pele sobre o microfone (JENKINS et al., 2007;PULCHERIO et al., 2014). Poucos trabalhos recentes vêm seguindo essa linha de ação, apesar de que o aparelho Carina se mantém atualmente como uma alternativa de mercado.

O aparelho Carina é composto por uma bateria, um ´ımã, um receptor de carga para recarregar-se a bateria, um DSP, um microfone subcutâneo e um atuador, conforme apresentado na Figura 2.8. O atu-ador é instalado na cavidade da orelha média para atuação na cadeia ossicular, sendo a ponta do atuador montada num furo feito a laser no corpo da bigorna (JENKINS et al., 2007). O posicionamento do Carina R, quando implantado, é apresentado na Figura 2.9. O microfone sub-cutâneo pode ser posicionado de forma retro-auricular, no topo do osso da mastoide ou ainda sobre o pavilhão auricular.

Conclui-se, portanto, que apesar de ser utilizado em um apa-relho comercial, poucos estudos vêm perseguindo a utilização de mi-crofone subcutâneo. Em grande medida isso devido a desvantagens como: o alto consumo necessário para o condicionamento do sinal me-dido, que geralmente contém ru´ıdos do corpo humano; alta taxa de infecções e alta variação da sensibilidade do microfone com alterações da espessura da pele.

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Atuador Conector IS-1 Microfone DSP Bateria Ímã Receptor de carga

Figura 2.8: O aparelho Carina utiliza um microfone subcutˆaneo e um atuador diretamente na orelha m´edia.

Adaptado de (JENKINS et al., 2007)

Microfone subcutâneo

Figura 2.9: O microfone sub-cutˆaneo do aparelho Carina pode ser posicionado de modo retro-auricular.

Adaptado de (JENKINS et al., 2007)

2.3.1.2 Sensores instalados na cadeia ossicular da orelha média Como alternativa ao microfone subcutâneo tem-se os sensores instalados na cadeia ossicular da orelha média. Essa abordagem tem sido utilizada em trabalhos mais recentes, desde 2007, em grande me-dida por sua performance não estar sujeita a algumas das desvanta-gens da utilização do microfone subcutâneo. Por exemplo, a captação diretamente na cadeia ossicular minimiza a captação de ru´ıdos de corpo, e não está sujeita a variabilidade de sensibilidade relacionada a espessura da pele. Algumas desvantagens dessa abordagem, no en-tanto, são que a complexidade na cirurgia pode ser aumentada e os procedimentos de manutenção e troca são mais complicados do que com o sensor sub-cutâneo.

O primeiro trabalho relevante, desenvolvendo um protótipo de sensor implantável para aplicação na cadeia ossicular da orelha média, é de um acelerômetro piezoresistivo MEMS desenvolvido por Park em 2007 (PARK et al., 2007). Park justifica a utilização do efeito piezo-resistivo pela baixa impedância caracter´ıstica do mesmo e pela faci-lidade do desenvolvimento de tal sensor com técnicas de fabricação de MEMS. O protótipo desenvolvido por Park apresenta dimensões iguais a 287×387×230 µm, com massa total de 166 µg. Portanto, esse protótipo cumpre os requisitos de dimensão e massa para um sensor implantável na orelha média. Apesar de ser o trabalho mais antigo abordado aqui, Park lidou com questões que outros trabalhos mais

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recentes ignoraram. Por exemplo, essas dimensões finais do sensor são obtidas somente através do desenvolvimento de um método de encapsulamento especificamente para essa finalidade. Trabalhos mais recentes, utilizando sensores MEMS, geralmente consideram apenas o sensor em open die, ou seja, sem realizar o encapsulamento. Park utiliza a deposição de uma camada epitaxial de sil´ıcio de espessura micrométrica, de acordo com esquema apresentado na Figura 2.10.

(i)

(h)

(g)

(j)

(a)

(b)

(c)

(d)

(e)

(f)

Figura 2.10: Esquema do acelerômetro: (a) substrato de sil´ıcio, (b) ca-mada de óxido de sil´ıcio, (c) caca-mada de sil´ıcio monocristalino, (d) en-capsulamento de poli-sil´ıcio, (e) selamento de camada de óxido, (f) camada de metal, (g) massa s´ısmica, (h) viga com elementos piezore-sistivos, (i) interconectores verticais e (j) furos para acesso do topo.

Adaptado de (PARK et al., 2007)

Outra questão abordada por Park (PARK et al., 2007), e que também é ignorada por outros autores, é a necessidade da utilização de conectores flex´ıveis para realizar a conexão ao acelerômetro im-plantado na cadeia ossicular sem alterar o funcionamento da mesma. Esse conector flex´ıvel desenvolvido por Park é apresentado na Fi-gura 2.11a. Através da FiFi-gura 2.11c percebe-se o tamanho extrema-mente reduzido desse sensor apresentado o acelerômetro, até o mo-mento esse é o menor protótipo de sensor para ICTI e AATI desenvol-vido.

Apesar de todas essas questões analisadas por Park, no entanto, a performance do sensor não é satisfatória. O acelerômetro MEMS