Низкий

Apr 25, 2024

Научные отчеты, том 13, Номер статьи: 1644 (2023) Цитировать эту статью

1487 доступов

1 Альтметрика

Подробности о метриках

Исследование новых имплантируемых медицинских устройств — одна из наиболее привлекательных, но сложных областей биомедицины. Проектирование и разработка достаточно небольших устройств, работающих в среде in vivo, является сложной задачей, но успешная инкапсуляция таких устройств еще более сложна. Стандартные методы с использованием стекла и титана слишком дороги и утомительны, а эпоксидная или силиконовая герметизация подвержена проникновению воды, а кабельные вводы являются наиболее частой точкой отказа. В этом документе описан универсальный и простой метод надежной герметизации печатных плат, обеспечивающий соответствие стандарту ISO10993. Пресс-форма из ПВДФ, состоящая из двух частей, была обработана на обычном 3-осном обрабатывающем центре. Затем плату с герметичным вводом поместили в форму и в форму под давлением закачали эпоксидную смолу для заполнения полости. Наконец, биосовместимость была дополнительно улучшена за счет инертного полимерного покрытия P3HT, из которого можно легко приготовить чернила. Биосовместимость инкапсулянтов оценивали согласно ISO10993. Срок службы представленного раствора по сравнению с силиконовой заливкой и эпоксидной заливкой оценивали путем погружения в фосфатно-солевой буферный раствор при температуре 37 ° C. Предложенный метод показал превосходящие результаты по сравнению с ПДМС и простой заливкой эпоксидной смолой.

В последние годы значительная часть исследований в области биомедицины была направлена ​​на разработку и прототипирование имплантируемых медицинских устройств, в первую очередь биосенсоров и приводов (т.е. нейростимуляторов). В коммерческих имплантируемых устройствах наиболее распространенными материалами, используемыми для инкапсуляции, являются стекло и титан из-за их чрезвычайно низкой водопроницаемости и биосовместимости1. Однако изготовление таких герметичных корпусов является утомительным и дорогостоящим2, особенно для небольших серий прототипов, предназначенных для исследовательских целей.

Однако наличие герметичного (или близкого к герметичному) и биосовместимого материала, инкапсулирующего устройство, решает лишь половину проблемы. За некоторыми исключениями, все имплантируемые медицинские устройства требуют кабельных вводов для воздействия чувствительных элементов на окружающие ткани или для подачи сигналов электрической стимуляции. Наиболее важной проблемой является изоляция электроники от внешней среды. Простые конструкции, в которых устройство герметизировано кабелями без какой-либо защиты от проникновения жидкости, подвержены воздействию жидкости на электронику. Это может быть ограничено тщательным выбором конструкции и моделированием методом конечных элементов, которое позволяет обнаружить виды отказов, такие как трещины и расслоения3.

Обзорная статья автора. Ан и др.2 предоставляют обзор различных процессов и материалов, которые используются или могут быть использованы для производства медицинских устройств. Неорганические материалы (такие как Al2O3, SiO2) в основном основаны на ALD — «атомно-слоевом осаждении» и/или CVD — «химическом осаждении из паровой фазы», ​​— которые дороги и малодоступны, особенно для мелкомасштабного прототипирования или даже одноразовых прототипов. Длительные испытания показали, что тонкое покрытие из ПДМС4 не обеспечивает достаточной защиты от влаги без так называемого уплотнения из ПДМС, которое осуществляется с помощью CVD-покрытия парилена. успешное соединение, которое ограничивает применение голыми интегральными схемами) и инкапсуляция LCP (жидкокристаллический полимер), требующая термического соединения, включая приложение давления. PDMS обычно наносится двумя способами: центрифугированием для тонких слоев и заливкой для толстых слоев.

Многие текущие исследования имплантируемых устройств прибегают к простой заливке PDMS, прямому распылению или нанесению покрытия кистью5,6,7 полностью собранных устройств. Хотя это самый простой метод, который также обеспечивает мягкую, не травмирующую поверхность имплантата, он имеет недостаток, заключающийся в очень высокой водопроницаемости, примерно на два порядка выше, чем у эпоксидных смол8. Кроме того, создание герметичных проходных соединений из силикона является очень сложной задачей из-за очень низкой поверхностной энергии и, следовательно, адгезии к другим материалам9. Механическое напряжение гибкого ввода также может привести к преждевременному выходу из строя, особенно при использовании полимеров, которые могут иметь низкую поверхностную энергию. Если требуется надежное соединение стекла/металла/полимера, обычно необходимо использовать специальные клеи или грунтовки. Однако при этом вводятся химические вещества, которые могут нанести вред биосовместимости устройства. Сочетание высокой паропроницаемости и низкой адгезии к подложке приводит к образованию пузырьков воздуха на поверхности инкапсулированной электроники, где вода может конденсироваться и впоследствии вызывать преждевременный выход из строя7,10. В цифровых электронных схемах присущая цифровым коммуникационным шинам невосприимчивость к току утечки может позволить работать с некоторым количеством жидкости, присутствующей на плате, даже если это сократит срок службы устройства из-за коррозии. Однако чувствительные аналоговые схемы с входами с высоким импедансом могут серьезно пострадать от небольшого тока утечки. Любые токи утечки также напрямую приводят к увеличению энергопотребления и, следовательно, к сокращению срока службы батареи. Также распространены поломки из-за коррозии печатной платы или компонентов7. В некоторых исследованиях также используется упаковка стеклянных флаконов с последующей заливкой горлышка эпоксидной смолой11, что ограничивает форму устройства.