Sensor Piezoel
´
ectrico con Geometr
´
ıa Lineal para
Tomograf
´
ıa Optoac
´
ustica: Implementaci
´
on y
Caracterizaci
´
on El
´
ectrica.
B. Abadi
∗
, L. Ciocci Brazzano
∗†
, P. Sorichetti
∗
y M. G. Gonz
´
alez
∗†1
∗
Universidad de Buenos Aires, Facultad de Ingenier
´
ıa,
Grupo de L
´
aser,
´
Optica de Materiales y Aplicaciones Electromagn
´
eticas (GLOMAE)
Paseo Col
´
on 850, C1063ACV, Buenos Aires, Argentina
†
Consejo Nacional de Investigaciones Cient
´
ıficas y T
´
ecnicas, (CONICET)
Godoy Cruz 2290, C1425FQB, Buenos Aires, Argentina
1
mggonza@fi.uba.ar
Abstract—This paper presents the implementation and
electric characterization of a broadband piezoelectric
polymer sensor with linear geometry based on a thin film of
polyvinylidene fluoride. The electrical impedance of the sensor
was measured as a function of frequency, and it was found
that the polymer was practically not altered by the sensor
fabrication process. Also, the sensor frecuency response with
a transimpedance amplifier was measured. Due to the high
electrical capacitance of the device, a large reduction of the
system broadband was found.
Resumen— En este trabajo se presenta la implementaci
´
on y
caracterizaci
´
on el
´
ectrica de un sensor polim
´
erico piezol
´
ectrico
de banda ancha con geometr
´
ıa lineal, basado en una pel
´
ıcula
delgada de fluoruro de polivinilideno. Se midi
´
o la impedancia
el
´
ectrica del sensor en funci
´
on de la frecuencia, encontr
´
andose
que el pol
´
ımero pr
´
acticamente no fue alterado por el proceso
de fabricaci
´
on del sensor. Adem
´
as, se estudi
´
o la respuesta en
frecuencia del sensor con un amplificador de transimpedancia,
observ
´
andose una marcada reducci
´
on del ancho de banda del
sistema debida a la elevada capacitancia del dispositivo.
I. INTRODUCCI
´
ON
Dentro del
´
area de im
´
agenes biom
´
edicas la t
´
ecnica op-
toac
´
ustica (OA) ha logrado gran relevancia, siendo la to-
mograf
´
ıa optoac
´
ustica (TOA) una de sus aplicaciones m
´
as
importantes. Toda configuraci
´
on OA posee tres elementos
esenciales: una fuente de excitaci
´
on lum
´
ınica, un sistema de
detecci
´
on para la captura de las se
˜
nales ultras
´
onicas y un
sistema de procesamiento de los datos para la obtenci
´
on
de la imagen [1]. En el modo de excitaci
´
on pulsada, el
objeto bajo estudio es iluminado por un l
´
aser que emite
pulsos de luz monocrom
´
atica de baja energ
´
ıa (en el rango
de microJoules) con una duraci
´
on t
´
ıpica de algunos nanose-
gundos. En el caso de TOA, los perfiles de presi
´
on gene-
rados por la excitaci
´
on
´
optica son captados con sensores
que rodean la zona de inter
´
es. En comparaci
´
on con la
formaci
´
on de im
´
agenes ecogr
´
aficas por ultrasonido (IEU),
las amplitudes de las se
˜
nales OA son relativamente bajas
pero su contenido espectral es amplio, abarcando frecuencias
desde varias decenas de kHz hasta un centenar de MHz
para estructuras a escala microm
´
etrica. Por lo tanto, en esta
y otras aplicaciones similares, y para garantizar una gran
calidad en la imagen obtenida, se requieren sensores de alto
desempe
˜
no, o sea, sensores con gran ancho de banda, con
elevada resoluci
´
on espacial y alta sensibilidad.
Desde el punto de vista de la respuesta en frecuencia,
hay dos tipos de sensores ultras
´
onicos: resonantes y de
banda ancha (no resonantes) [2]. Dadas las caracter
´
ısticas
del contenido espectral de las se
˜
nales OA, para la obtenci
´
on
de las im
´
agenes se requieren sensores de banda ancha. En la
actualidad, una de las tecnolog
´
ıas usadas en TOA emplea e-
lementos piezoel
´
ectricos polim
´
ericos. Esta tecnolog
´
ıa posee
relativamente bajo costo de implementaci
´
on y se puede
aplicar f
´
acilmente para mediciones altamente sensibles. En-
tre los materiales polim
´
ericos se puede encontrar al fluoruro
de polivinilideno (PVDF) y sus copol
´
ımeros que presentan
gran inter
´
es debido a que sus propiedades f
´
ısicas los hacen
muy
´
utiles para aplicaciones biom
´
edicas [2]. Por otro lado,
desde el punto de vista geom
´
etrico, los sensores usados en
TOA pueden ser identificados como: de peque
˜
na apertura
(sensor puntual) o de gran apertura (sensor extenso). Para
conseguir una buena resoluci
´
on angular y discriminaci
´
on en
distancias, es conveniente el uso de sensores de gran apertura
[3].
En este trabajo se presenta la implementaci
´
on y carac-
terizaci
´
on el
´
ectrica de un sensor extenso para TOA, basado
en una pel
´
ıcula delgada de PVDF con una zona activa de
detecci
´
on semejante al de una l
´
ınea. El trabajo est
´
a organi-
zado de la siguiente manera, en la secci
´
on II se presentan las
principales propiedades f
´
ısicas del material polim
´
erico usado
y se detallan los pasos seguidos para la construcci
´
on del
sensor. En la secci
´
on III se detalla el esquema experimental
implementado para la medici
´
on de la capacitancia del sensor
en funci
´
on de la frecuencia y se muestran los resultados
obtenidos. Dado que en la mayor
´
ıa de las aplicaciones
OA los sensores piezoel
´
ectrico son usados en combinaci
´
on
con un amplificador de transimpedancia, en la secci
´
on IV,
se presenta la medici
´
on y el an
´
alisis de la respuesta en
frecuencia del conjunto. Finalmente, en la
´
ultima secci
´
on,
se presentan las conclusiones de este trabajo.
II. SENSOR POLIM
´
ERICO PIEZOEL
´
ECTRICO TIPO L
´
INEA
A. Caracter
´
ısticas de una pel
´
ıcula delgada de PVDF
El PVDF es un material flexible, est
´
a disponible como
pel
´
ıcula delgada, tiene un gran ancho de banda en fre-
cuencia, y su valor de impedancia ac
´
ustica est
´
a pr
´
oximo
Revista elektron, Vol. 1, No. 2, pp. 53-57 (2017)
ISSN 2525-0159
53
Recibido: 18/10/17; Aceptado: 06/11/17
a los del agua y los tejidos biol
´
ogicos, en las frecuen-
cias de inter
´
es. Estas propiedades lo hacen muy
´
util para
aplicaciones biom
´
edicas, donde estas ventajas compensan
ampliamente sus limitaciones, por ejemplo las elevadas
p
´
erdidas diel
´
ectricas y mec
´
anicas, y los relativamente bajos
coeficientes piro- y piezoel
´
ectrico [2].
Las caracter
´
ısticas del PVDF y sus copol
´
ımeros han
sido extensamente estudiadas, destac
´
andose que sus ventajas
son relevantes para transductores de recepci
´
on de ultra-
sonido [4]. En particular, los efectos de los procesos de
relajaci
´
on diel
´
ectrica y mec
´
anica tienen un fuerte impacto
en el comportamiento de un sensor polim
´
erico. Para un
correcto modelado de los dispositivos, es necesario conocer
las propiedades el
´
ectricas y mec
´
anicas del material en un
amplio rango de frecuencias y temperaturas [5].
Como se mencion
´
o en la introducci
´
on, el sensor imple-
mentado en este trabajo se basa en una pel
´
ıcula delgada de
PVDF. Durante la fabricaci
´
on, la pel
´
ıcula es estirada y luego
polarizada mediante la aplicaci
´
on de un campo el
´
ectrico
en la direcci
´
on perpendicular de la misma. Usualmente se
adopta una terna ortogonal de referencia, donde la direcci
´
on
de estiramiento en el plano del film se toma como eje de
referencia 1, y la direcci
´
on de polarizaci
´
on como eje de
referencia 3 (normal a la pel
´
ıcula). Suponiendo simetr
´
ıa en
el plano (ejes 1 y 2), se puede adoptar una aproximaci
´
on
unidimensional. Bajo una excitaci
´
on arm
´
onica de frecuencia
angular ω y a temperatura constante, el comportamiento
electromec
´
anico de la muestra puede describirse a trav
´
es
de dos ecuaciones [6]
S(ω) = s
33
(ω) T (ω) + d
33
(ω) E(ω) (1)
D(ω) = d
33
(ω) T (ω) + ε
F
33
(ω) E(ω), (2)
donde D(ω) es el campo desplazamiento el
´
ectrico, S(ω) la
deformaci
´
on mec
´
anica, T (ω) la tensi
´
on mec
´
anica y E(ω)
el campo el
´
ectrico. El coeficiente s
33
(ω) es la compliancia
el
´
astica a campo el
´
ectrico constante, ε
F
33
(ω) la permitividad
diel
´
ectrica compleja en la condici
´
on mec
´
anicamente libre
(T (ω) = 0) y d
33
(ω) el coeficiente piezoel
´
ectrico.
En la gran mayor
´
ıa de las aplicaciones se conecta el
sensor directamente a un amplificador de transimpedancia.
En el caso ideal, la impedancia de entrada del mismo es
nula [7], por lo tanto, el campo el
´
ectrico E(ω) se anula y
la ec. (2) toma una forma m
´
as simple
D(ω) = d
33
(ω) T
3
(ω). (3)
En un material piezoel
´
ectrico los fen
´
omenos el
´
ectricos y
mec
´
anicos se encuentran estrechamente relacionados. Los
par
´
ametros intensivos en las condiciones mec
´
anicamente li-
bre y bloqueada (deformaci
´
on nula, S(ω) = 0) se relacionan
a trav
´
es de la siguiente ecuaci
´
on [11]
ε
F
33
(ω) − ε
B
33
(ω) = d
33
(ω)
2
/s
33
(ω). (4)
donde ε
B
33
(ω) es la permitividad diel
´
ectrica compleja en la
condici
´
on mec
´
anicanicamente bloqueada.
Suponiendo que en el dominio temporal no hay retardo
entre la deformaci
´
on mec
´
anica y la polarizaci
´
on, se puede
establecer la siguiente relaci
´
on el dominio de las frecuencias
Libre Bloqueada
Par
´
ametro valor Par
´
ametro valor
ε
∞
F
27.85 pF/m ε
∞
B
27.76 pF/m
α
F,H
,α
F,L
0.5, 0.46 α
B,H
, α
B,L
0.5, 0.4
∆ε
F,L
33
15.03 pF/m ∆ε
B,L
33
15.03 pF/m
∆ε
F,H
33
68.97 pF/m ∆ε
B,H
33
66.31 pF/m
τ
0
L
0.2 s τ
0
H
140 ns
β 0.68 σ
33
7.7 µC/cm
2
TABLA I: Valores a 300 K de los par
´
ametros
electromec
´
anicos de una pel
´
ıcula delgada de PVDF
reportados en [8]
d
33
(ω) = σ
33
· s
33
(ω), (5)
donde σ
33
es la densidad superficial de carga de polarizaci
´
on
que bajo esta hip
´
otesis, y dentro del rango de frecuencias
relevantes, es una constante real [8]. Esto permite escribir
d
33
(ω) en funci
´
on de las permitividades el
´
ectricas
d
33
(ω) = [ε
F
33
(ω) − ε
B
33
(ω)]/σ
33
. (6)
De acuerdo a [5] los valores medidos para la permitividad
diel
´
ectrica, ε(ω), en las condiciones libre y bloqueada,
pueden ser bien ajustados en el dominio espectral mediante
la superposici
´
on de dos procesos de relajaci
´
on, ambos
descriptos por funciones de Havriliak-Negami (HN) [9],
una con una constante de tiempo de baja frecuencia y otra
de alta frecuencia. El modelo de relajaci
´
on de HN es una
modificaci
´
on emp
´
ırica del modelo de relajaci
´
on de Debye
(sistema con un polo simple), que contempla la asimetr
´
ıa
y el ancho de la curva de dispersi
´
on diel
´
ectrica. Es un
modelo que surgi
´
o para describir la relajaci
´
on diel
´
ectrica de
algunos pol
´
ımeros mediante la adici
´
on de dos par
´
ametros
exponenciales al modelo de Debye. En el modelo HN, la
permitividad compleja se puede expresar como
ε(ω) = ε
∞
+
∆ε
(1 + (iτ
0
ω)
α
)
β
, (7)
donde ε
∞
es el valor de la permitividad a altas frecuencias,
∆ε y τ
0
la intensidad y tiempo caracter
´
ıstico de la relajaci
´
on,
respectivamente, y α y β son los par
´
ametros de forma que
describen la asimetr
´
ıa y ensanchamiento de la relajaci
´
on.
Estos par
´
ametros de forma son ambos n
´
umeros positivos
y su producto es siempre menor que 1 [9]. El proceso de
Debye corresponde al caso α = β = 1.
Los valores de los par
´
ametros de este modelo en las
condiciones libre y bloqueada obtenidas en [8] figuran en la
tabla I.
B. Implementaci
´
on del sensor
Un esquema del sensor construido se muestra en la Fig.
1. Se parti
´
o de un rect
´
angulo de 150 mm
2
de film de
PVDF de 25µm de espesor. Se denomina cara anterior
del film a aquella que se encuentra del lado de donde
provienen las ondas ac
´
usticas generadas en la muestra. Uno
de los electrodos del PVDF, la cara posterior, se encuentra
metalizada con aluminio. Por otro lado, el electrodo de la
cara anterior se realiz
´
o con pintura de plata, consiguiendo
una superficie rectangular de 24 mm de largo y 700 µm de
ancho. De esta forma, se construy
´
o un sensor con geometr
´
ıa
Revista elektron, Vol. 1, No. 2, pp. 53-57 (2017)
ISSN 2525-0159
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PINTURA DE PLATA
A
AA’
A’
PVDF
METALIZADO DEL PVDF
LACA AISLANTE
ACRÍLICO
Fig. 1: Esquema (no a escala) del sensor. Vista superior
(izquierda) y corte transversal AA
0
(derecha).
lineal. Las dimensiones del electrodo sobre la cara anterior
del sensor fueron escogidas en base a los siguientes criterios:
i) que su
´
area activa se asemeje a una l
´
ınea; ii) maximizar la
sensibilidad; iii) minimizar la capacitancia. El
´
ultimo punto
influye fuertemente sobre la respuesta en frecuencia del
sensor cuando es usado en conjunto con un amplificador
de transimpedancia, como sucede en la mayor
´
ıa de las
aplicaciones. Este tema se desarrolla en la secci
´
on IV. La
cara posterior se peg
´
o con laca acr
´
ılica aislante sobre una
de las caras de un bloque de acril
´
ıco (substrato) de 30 mm x
30 mm x 10 mm. Se utiliz
´
o acr
´
ılico como sustrato dado que
su impedancia ac
´
ustica caracter
´
ıstica es similar a la del agua
y el PVDF [10]. De esta manera se reducen las reflexiones
indeseadas en la cara posterior del film, que suelen introducir
grandes perturbaciones en la se
˜
nales de presi
´
on captadas [2].
Para extraer la se
˜
nal generada por el sensor se utiliz
´
o un
conector BNC est
´
andar. La conexi
´
on con la cara posterior
se realiz
´
o con pintura de plata, mientras que para la cara
anterior se us
´
o un cable de cobre esmaltado de 100 µm de
di
´
ametro, tal como se muestra en la Fig. 1. Para mejorar el
acople entre el film y la muestra se suele usar agua o gel de
ecograf
´
ıa, que pueden afectar las propiedades del PVDF. Por
este motivo se recubri
´
o toda la cara anterior del sensor con
una fina capa (< 1 mm) de laca acr
´
ılica aislante transparente.
Una fotograf
´
ıa del dispositivo implementado se presenta en
la Fig. 2.
III. CARACTERIZACI
´
ON EL
´
ECTRICA
Se caracteriz
´
o el
´
ectricamente el sensor utilizando varios
sistemas de medici
´
on. En primera instancia, se determin
´
o la
Fig. 2: Fotograf
´
ıa del sensor.
capacitancia compleja del sensor en un conjunto de frecuen-
cias discretas utilizando un medidor LCR de mano (GW-
Instek LCR 961). Esto permiti
´
o verificar que no hubiera
cortocircuito entre los electrodos y obtener una primera
estimaci
´
on de la capacitancia en funci
´
on de la frecuencia.
A continuaci
´
on se midi
´
o la capacitancia en un amplio rango
de frecuencias (10 Hz a 10 MHz).
La medici
´
on entre 10 Hz y 100 KHz (rango de bajas
frecuencias) se llev
´
o a cabo con el esquema que se en-
cuentra en la Fig. 3. Se utiliz
´
o un puente capacitivo activo,
esquematizado en la Fig. 4, como interfaz de conexi
´
on
entre el sistema de medici
´
on y el sensor bajo prueba. El
amplificador Lock-In (Stanford Research SR810) gener
´
o
la se
˜
nal de exitaci
´
on y se utiliz
´
o para determinar los valores
de m
´
odulo y fase de la se
˜
nal de salida de la interfaz de
medici
´
on. Los amplificadores utilizados en la interfaz activa
son operacionales ultra r
´
apidos con entrada FET (LH0032),
a fin de lograr una alta impedancia de entrada.
La medici
´
on entre 30 KHz y 10 MHz (rango de altas
frecuencias) se realiz
´
o con el esquema que se muestra en
la Fig. 5. En este caso se utiliz
´
o un generador de se
˜
nales
(GW-Instek 830), un osciloscopio (Tektronix TDS210) para
la captura de las se
˜
nales y una interfaz de medici
´
on pasiva
tipo puente capacitivo, similar al de la Fig. 4, pero sin los
amplificadores. En ambos esquemas experimentales, para el
control de los instrumentos y procesamiento de los datos,
se utilizaron programas implementados en el entorno de
programaci
´
on HP VEE.
Como paso previo a las mediciones se realiz
´
o la cali-
braci
´
on del sistema mediante dos capacitores patr
´
on, de
p
´
erdidas despreciables, C
ref 1
y C
ref 2
, que cumplen la
siguiente condici
´
on
C
ref 1
< |C
x
| < C
ref 2
. (8)
A partir del esquema de medici
´
on mostrado en la Fig. 4
se pueden plantear las siguientes ecuaciones
V
g
(w)
V
1
=
C
x
(w)
C
3
(w)
+ 1 (9)
V
g
(w)
V
2
=
C
2
(w)
C
1
(w)
+ 1. (10)
Revista elektron, Vol. 1, No. 2, pp. 53-57 (2017)
ISSN 2525-0159
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De las ecs. (9) y (10), se desprende que
C
x
(w) = [
V
2
(w)
V
1
(w)
(
C
2
(w)
C
1
(w)
+ 1) − 1]C
3
(w). (11)
En las Figs. 6 y 7 se muestran las mediciones de la parte
real (C
0
(ω)) e imaginaria (C
00
(ω)) de la capacitancia com-
pleja del sensor. El error cuadr
´
atico medio de la medici
´
on
es menor a 0.3 pF, tanto para C
0
(ω) como para C
00
(ω).
En las mismas figuras tambi
´
en se muestran los valores de
capacitancia calculados a partir de la permitividad diel
´
ectrica
del PVDF y la geometr
´
ıa del sensor (suponiendo placas
paralelas) para los casos mec
´
anicamente libre y bloqueada
C
F
y C
B
, respectivamente. Puede observarse que las ca-
racter
´
ısticas el
´
ectricas del PVDF no fueron apreciablemente
afectadas durante la construcci
´
on del sensor. Adem
´
as, los
valores medidos se corresponden adecuadamente con los
obtenidos por c
´
alculo. Se destaca que la condici
´
on de
contorno del pol
´
ımero del sensor no es ni libre ni bloqueada.
Fig. 3: Esquema de medici
´
on de la capacitancia a bajas
frecuencias (10 Hz - 100 Hz). SBP: sensor bajo prueba.
C
x
C
3
C
2
C
1
V
1
Vg
V
2
Entrada B
Lock in
Entrada A
Lock in
Referencia
Lock in
OPA
OPA
Fig. 4: Interfaz de medici
´
on a bajas frecuencias (10 Hz -
100 Hz), con C
1
, C
2
y C
3
las capacitancias internas y C
x
la capacitancia a determinar.
Generador
Interfaz de
medición
Osciloscopio
Digital
PC
V
2
V
1
SBP
Fig. 5: Esquema de medici
´
on de la capacitancia a altas
frecuencias (30KHz-30MHz). SBP: sensor bajo prueba
IV. RESPUESTA EN FRECUENCIA DEL SENSOR CON
AMPLIFICADOR DE TRANSIMPEDANCIA
En la mayor
´
ıa de las aplicaciones se conecta el sensor
a un amplificador de transimpedancia. En esta secci
´
on se
Fig. 6: Parte real (C
0
(ω)) de la capacitancia. C
x
(ω):
sensor, C
F
(ω) y C
B
(ω): calculadas usando modelo HN y
par
´
ametros de la Tabla I.
Fig. 7: Parte imaginaria (C
00
(ω)) de la capacitancia.C
x
(ω):
sensor, C
F
(ω) y C
B
(ω): calculadas usando modelo HN y
par
´
ametros de la Tabla I.
analiz
´
o la respuesta en frecuencia del conjunto sensor y
amplificador. En primer lugar se midi
´
o la respuesta en
frecuencia del amplificador (FEMTO HCA-100MHz-50K-
C), sin el sensor, utilizando el esquema de la Fig. 8. Para
ello se us
´
o un generador de se
˜
nales (Agilent N9310A) y un
osciloscopio digital (Agilent U2702A). El modelo circuital
m
´
as sencillo para representar al sensor estudiado es una
fuente de corriente en paralelo con un capacitor [12]. Para
emular la fuente de corriente con impedancia capacitiva,
se conect
´
o un capacitor (C
S
(ω)) de 1 pF en serie con el
generador de se
˜
nales y el amplificador (ver Fig. 8). Con este
valor de capacitancia y dado que la impedancia de salida del
generador es de 50 Ω, se tiene una buena aproximaci
´
on de
una fuente de corriente ideal capacitiva en todo el rango
de frecuencias de inter
´
es. El capacitor de 1 pF fue medido
en forma independiente hasta 200 MHz a fin de verificar
que no tuviera p
´
erdidas apreciables, ni aparezcan efectos
de inductancias par
´
asitas. En segundo lugar, se analiz
´
o el
comportamiento del amplificador con el sensor conectado a
su entrada.
Los resultados de m
´
odulo y fase para la respuesta en
frecuencia obtenidos para las mediciones con y sin sensor a
la entrada se muestran en las Figs. 9 y 10, respectivamente.
Se puede apreciar que el ancho de banda del conjunto (a 3
dB) disminuye de 110 MHz a 63 MHz, respecto del caso sin
sensor. Se observa tambi
´
en que hasta frecuencias cercanas
a 20MHz la variaci
´
on de fase es lineal con la frecuencia, lo
que implica un retardo de grupo constante.
Revista elektron, Vol. 1, No. 2, pp. 53-57 (2017)
ISSN 2525-0159
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SG
SP
SBP
C
s
OPA
OSC
Fig. 8: Esquema para la medici
´
on de la respuesta en
frecuencia del sensor con amplificador. SG: generador de
se
˜
nales, SP: divisor de potencia, C
s
: capacitor cer
´
amico de
1pF, SBP: sensor bajo prueba, OPA: amplificador
operacional, OSC: osciloscopio digital.
Fig. 9: M
´
odulo de la medici
´
on de la respuesta en
frecuencia del sensor con amplificador para el rango entre
1 MHz y 100 MHz.
V. CONCLUSI
´
ON
En este trabajo se present
´
o la implementaci
´
on de un
sensor ultras
´
onico extenso de banda ancha para ser aplicado
en sistemas OA para tomograf
´
ıa, y que se encuentra basado
en una pel
´
ıcula delgada de PVDF.
´
Este se caracteriz
´
o
el
´
ectricamente midiendo su impedancia y su respuesta en
frecuencia cuando es utilizado en conjunto con un amplifi-
cador de transimpedancia.
De la medici
´
on de la impedancia se obtuvo que el
material polim
´
erico es muy poco alterado por el proceso
de fabricaci
´
on del sensor, destac
´
andose que los valores de
los par
´
ametros caracter
´
ısticos de las relajaciones el
´
ectricas
se mantienen. Tambi
´
en se pudo ver que el comportamiento
del sensor no se corresponde a ninguna de la condiciones
extremas (libre o bloqueada), sino que parece encontrarse
en un caso intermedio.
Al analizar la respuesta en frecuencia del sensor con un
amplificador de transimpedancia, se observ
´
o que el alto
valor promedio de capacitancia del dispositivo (> 20 pF)
reduce apreciablemente el ancho de banda del conjunto. A
´
un
as
´
ı el ancho de banda el
´
ectrico del sistema superar
´
ıa al ancho
de banda de respuesta ac
´
ustica del sensor [2].
Para poder decidir si el sensor implementado es adecuado
para su uso en TOA, ser
´
a tambi
´
en necesaria la realizaci
´
on de
la caracterizaci
´
on ac
´
ustica y mec
´
anica, que ser
´
a el objetivo
de un trabajo posterior.
Fig. 10: Fase de la medici
´
on de la respuesta en frecuencia
del sensor con amplificador para el rango entre 1 MHz y
100 MHz.
AGRADECIMIENTOS
Este trabajo fue apoyado por los subsidios UBACyT
20020160100052BA de la Universidad de Buenos Aires y
PICT 2016-2204 de la ANPCyT.
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