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1
Rúbia Lúcia Pereira Teixeira
USO DE POLÍMEROS NA BIOCOMPATIBILIZAÇÃO DE MICRO SENSOR DE PRESSÃO INTRAVASCULAR
Belo Horizonte
Universidade Federal de Minas Gerais
2009
2
Rúbia Lúcia Pereira Teixeira
USO DE POLÍMEROS NA BIOCOMPATIBILIZAÇÃO DE MICRO SENSOR DE PRESSÃO INTRAVASCULAR
Monografia apresentada ao Instituto de Ciências Exatas, Departamento de Físico e Engenharia Elétrica da Universidade Federal de Minas Gerais, como requisito parcial para a obtenção do título de Especialização “Latu Sensu” em Microeletrônica ênfase em Microfabricação. Orientador: Dr. Flávio Orlando Plentz Filho
Belo Horizonte
Universidade Federal de Minas Gerais
2009
3
Instituto de Ciências Exatas
Universidade Federal de Minas gerais
Monografia intitulada “Uso de polímeros na biocompatibilização de microssensor de
pressão intravascular”, de autoria da pós-graduanda, Rúbia Lúcia Pereira Teixeira,
aprovada pela banca examinadora constituída pelos seguintes professores:
______________________________________________________ Professor Orientador : Dr. Flávio Orlando Plentz Filho
______________________________________________________ Coordenador do Curso: Dr. Wagner Nunes Rodrigues
______________________________________________________ Coordenador do Programa de Pós-Graduação
Belo Horizonte, 27 de fevereiro de 2009.
Av. Presidente Antônio Carlos, 6627, Pampulha,
Belo Horizonte / MG
4
RESUMO
Este trabalho apresenta o uso de materiais poliméricos biocompatíveis na produção
de Sistemas Micro Eletro-Mecânicos (SMEM) destinados à área médica. Micro-
sensores de pressão constituem um dos inúmeros dispositivos que podem ser
fabricados com a tecnologia de MEMS. Conforto e confiabilidade são qualidades
importantes em dispositivos inclusive naqueles utilizados para fins médicos.
Parilene, o fotoresiste negativo SU-8 e o polímero condutor polipirrole são
apresentados como material base ou de encapsulamento em dispositivos invasivos,
nestes casos, por serem polímeros biocompatíveis.
Palavras-chave: microssensores, MEMS, polímeros, biocompatibilidade
ABSTRACT
This work presents the use of biocompatible polymers materials in the production of
Micro Electric-Mechanical System (MEMS) destined to the medical area. Pressure
Microsensors constitute one of the innumerable devices that can be manufactured
with the MEMS technology. Comfort and reliability are important qualities in devices
for the medical area. In this case Paryllene, photoresiste negative SU-8 and the
conducting polymer polypirrole are presents as material base or of encapsulation of
invasive devices, for being biocompatibles polymers.
Key words: Microsensors, MEM’s, polymers, biocompatible
5
LISTA DE ILUSTRAÇÕES
FIGURA 1 - Strain gauge……………………………….…………………………………….………….....…10 FIGURA 2 – Típico transdutor de pressão feito em Silício....................................................................11
FIGURA 3 - Membrana em um Micro-sensor de pressão piezoresistivo em silício..............................13
FIGURA 4 - Deformação radial e tangencial de um diafragma submetido a uma diferença de
pressão..................................................................................................................................................14
FIGURA 5 - Deformação.......................................................................................................................16
FIGURA 6 - Corpo antes e após sofrer deformação.............................................................................17
FIGURA 7 - Vetor deslocamento...................................................................................................................18
FIGURA 8 - Definição de deformação...................................................................................................20
FIGURA 9 - Deformação vs tensão, lei de Hooke................................................................................21
FIGURA 10 - Ponte de Wheatstone......................................................................................................26
FIGURA 11 - Sensibilidade S0 em função da razão de ponte B............................................................31
FIGURA 12 - Circuito elétrico da ponte de Wheatstone........................................................................33
FIGURA 13 - Escala comparativa das dimensões de micro-sensores..................................................34
GRÁFICO 1 - Projeção de mercado entre 2006 e 2011........................................................................35
GRÁFICO 2 - Projeção de mercado por grupos entre 2006 e 2011 .....................................................36
GRÁFICO 3 - Projeção de Mercado por produtos em 2006..................................................................37
GRÁFICO 4 - 20 melhores do mercado MEMS biênio 2006-2007........................................................38
FIGURA 14 - Chip do sensor de pressão montado no fio guia..............................................................40
FIGURA 15 - Vistas superior e de corte seccionado do diafragma e área ativa do piezoresistor.........41
FIGURA 16 - Representação esquemática do sensor de pressão arterial proposto.............................41
FIGURA 17 - Aorta................................................................................................................................42
FIGURA 18 - Foto do sensor de pressão CardioMEMS........................................................................42
FIGURA 19 - Monitorização da pressão intracraniana..........................................................................44
FIGURA 20 - Transdutores de pressão invasiva descartável................................................................45
FIGURA 21 - Equipamento de microdermoabrasão Dermovac Chronos..............................................46
FIGURA 22 - Urosistem DS-5600 PLUS...............................................................................................46
FIGURA 23 - Insuflador.........................................................................................................................47
FIGURA 24 - Balança Digital.................................................................................................................47
FIGURA 25 - Interesses da confiabilidade de um sensor......................................................................49
FIGURA 26 - Molécula de Polietileno: um exemplo de homopolímero.................................................60
FIGURA 27 - FEP (etileno-propileno fluoretizado): copolímero do tetrafluoroetileno e do
hexafluoropropileno...............................................................................................................................61
FIGURA 28 - TransiçõesTérmicas nos Polímeros................................................................................61
GRÁFICO 5 - Comparação entre Temperatura de transição vítrea (Tg) e Temperatura de fusão (Tm)
para materiais cristalinos, semi-cristalinos e amorfos em função do volume específico......................62
6
FIGURA 29 - Cápsula polimérica para liberação controlada de fármaco revelando cápsulas menores
no seu interior........................................................................................................................................63
FIGURA 30 - Esquema de ação de drug delivery.................................................................................64
FIGURA 31 - Estrutura geral de uma molécula de polisiloxano............................................................69
FIGURA 32 - Estrutura química do poli-cis-isopreno............................................................................70
FIGURA 33 - Estrutura química do monômero e polímero PTFE.........................................................70
FIGURA 34 - Estrutura química do monômero e polímero poliacrilato de sódio...................................71
FIGURA 35 - Estrutura Química do grupo epoxi ou glicidila.................................................................72
FIGURA 36 - Química Básica da resina NOVOLAC.............................................................................72
FIGURA 37 - Fórmulas e Estrutura Química do bisfenol-A, composto do qual SU-8 é derivado.........73
FIGURA 38 - Estrutura do Éter glicidil bisfenol A, o também chamado SU-8...................................73 FIGURA 39 - Espalhamento por rotação do fotoresiste........................................................................74
FIGURA 40 - Representação da estrutura molecular do polímero polipirrol.........................................78
FIGURA 41-Mecanismo para a formação do polímero ........................................................................78
FIGURA 42 - Comparação das estruturas do parilene N, C e D..........................................................80
FIGURA 43 - Dímero do parilene..........................................................................................................81
FIGURA 44 - Esquema do processo de deposição do parilene a partir de seu dímero.......................81
FIGURA 45 - Vista de corte do sensor de pressão de SU-8.................................................................85
FIGURA 46 - Sequência do processo de fabricação.............................................................................86
FIGURA 47 - Teste da tesoura (shear test) para investigar a adesão do parylene C em diferentes
substratos..............................................................................................................................................86
7
LISTA DE TABELAS
TABELA 1 - Especificações do sistema sensor de pressão montado em fio guia para medidas de
pressão em artérias coronárias............................................................................................................48
TABELA 2 - Sensores de pressão compensados para área médica...................................................49
TABELA 3 - Biocompatibilidade: testes de avaliação inicial ISO 10993-1...........................................53
TABELA 4 - Aplicações clínicas dos biomateriais................................................................................58
TABELA 5 - Propriedades de Polímeros..............................................................................................69
TABELA 6: Condutividade do Ppy via síntese eletroquímica para diferentes contraíons....................79
TABELA 7 - Comparação de propriedades dos polímeros de parilene com outros polímeros
biocompatíveis.......................................................................................................................................83
TABELA 8 - Propriedades térmicas, criogênicas e de vácuo dos polímeros de parilene com outros
polímeros biocompatíveis.....................................................................................................................84
8
SUMÁRIO
APRESENTAÇÃO ................................................................................................................... 9
1 MICROSSENSORES DE PRESSÃO ................................................................................. 10
1.1 Tensores ..................................................................................................................... 15 1.1.1 Tensor de deformação .......................................................................................... 15
1.2 Efeito da temperatura ................................................................................................ 24 1.3 A Ponte de Wheatstone ............................................................................................. 25
1.3.1 Ponte de balanço .................................................................................................. 26 1.3.2 Ponte de desbalanço ............................................................................................ 27
2 MOTIVAÇÃO ...................................................................................................................... 39
3 ANÁLISE MERCADOLÓGICA .......................................................................................... 34
4 APLICAÇÃO DE SENSORES DE PRESSÃO NA ÁREA MÉDICA .................................. 33
5 CARACTERÍSTICAS NECESSÁRIAS DOS SENSORES DE PRESSÃO PARA APLICAÇÃO NA ÁREA MÉDICA ......................................................................................... 48
6 MATERIAIS BIOCOMPATÍVEIS ........................................................................................ 51
7 POLÍMEROS APLICADOS À FABRICAÇÃO DE MEMS ................................................. 60
7.1 Polímeros biocompatíveis ........................................................... ............................ 69 7.1.1) SU-8 ............................................................................... Erro! Indicador não definido.
7.1.2) Ppy (Polipirrol)..........................................................................................................77 7.1.3) Parilene-C.................................................................................................................. 80 8 POLÍMEROS EM MICROSSENSORES DE PRESSÃO .................................................... 85 CONCLUSÃO ........................................................................................................................ 87
REFERÊNCIAS ..................................................................................................................... 89
ANEXOS ................................................................................................................................ 97
Anexo 1 - Normas Técnicas ............................................................................................ 97
9
APRESENTAÇÃO
A micro e nanotecnologia possibilitaram tanto a minituarização quanto a melhora de
desempenho de vários dispositivos eletro-mecânicos. Dentre eles, os sensores de
pressão para fins médicos, possibilitando maior confiabilidade, sensibilidade e
conforto ao paciente e ao profissional da saúde. Para este fim, o de dispositivos
médicos, inúmeros fatores devem ser considerados para promoção de eficiência e
segurança, principalmente se o sensor estiver em contato direto com fluídos
orgânicos como sangue, devido ao maior risco de contaminação do organismo por
exposição às substâncias utilizadas na produção do dispositivo. Por isso a escolha
dos materiais a serem utilizados exige busca por qualidades, tais como,
biocompatibilidade, baixo custo, facilidade de manuseio, etc.
Neste trabalho serão abordados a utilização de micro sensores de pressão e o uso
de polímeros como material alternativo-biocompatível para micro fabricação de
sensores de pressão em uso médico.
10
1 MICROSSENSORES DE PRESSÃO
No senso comum sensor e transdutor são sinônimos. A literatura faz uma distinção.
Um transdutor é um conversor de sinais. Transdutores de pressão convertem um
deslocamento ou deformação mecânica em estruturas elásticas, geradas por
pressão atuando na estrutura, em um sinal elétrico. Esse sinal elétrico pode ser
diretamente associado, através de uma calibração apropriada, com a pressão
exercida.
Para uso em sistemas de medição deve estar presente, juntamente com a estrutura
elástica, um elemento transdutor elétrico para converter deslocamento ou
deformação em um sinal elétrico. Isso possibilita a modificação desse sinal, através
de amplificadores, filtros ou digitalização, para armazenamento e transmissão dessa
informação.
Os primeiros transdutores de pressão elétricos, os strain gauges, filamentos
resistivos colados em membranas ou tubos que tinham sua resistência alterada com
a deformação dessas estruturas, surgiram no final da década de 30. Após os strain
gauges, foram desenvolvidos os transdutores de filmes finos e, a partir da década de
60, os transdutores baseados em semicondutores (GARCIA, 2006).
FIGURA 1 - Strain gauge
Fonte: KUPHALDT, 2004.
11
Transdutores utilizados em um sistema de medição ou controle podem ser
classificados como transdutores de entrada e transdutores de saída. Os transdutores
de entrada, chamados de sensores, convertem o sinal a ser medido em um sinal
elétrico e são empregados com a finalidade de sentir o sinal a ser medido. Os
transdutores de saída, chamados de atuadores, têm a finalidade de gerar um sinal
que possa ser compreendido pelos sentidos humanos, controlar algum dispositivo,
armazenar, registrar ou transmitir essa informação (MIDDELHOEK, 2000).
Sensores de Pressão fabricados através da tecnologia de Sistemas Micro Eletro-
Mecânico (MEMS) são mecanicamente semelhantes aos sensores de pressão
tradicionais, porém, produzidos em escala micrométrica (JIN, 2002).
O elemento elástico mais empregado para a transdução de pressão é o diafragma. A
deformação do diafragma pode ser detectada por sensores resistivos (strain gauges
ou extensômetros), capacitivos ou indutivos. No caso de sensores resistivos, o
circuito utilizado para detecção das variações de resistência é a ponte de
Wheatstone. Os melhores exemplos de sensores de pressão passíveis de
integração com a microeletrônica são os sensores capacitivos e os piezoresistivos.
FIGURA 2 – Típico transdutor de pressão feito em Silício
(a) vista por baixo, (b) vista de cima, (c) ponte de Wheatstone e (d) vista do corte transversal
Fonte: BAO, 2000
12
A figura 2 mostra o princípio de fabricação de um típico transdutor de pressão
piezoresistivo feito em silício. A figura 2(a) mostra a visão de fundo do sensor.
Usando máscaras de SiO2 ou Si3N4 na região da moldura faz-se a cavidade por
corrosão anisotrópica com solução aquosa de KOH. Como a bolacha possui
orientação 100 e as bordas da janela corroída são ao longo das direções <110> do
cristal de Si, as paredes laterais da cavidade estão no plano 1,1,1. Já que o ângulo
entre as paredes laterais 1,1,1 e o fundo (100) é igual a 54,74°, o fundo da
cavidade, o diafragma, fica √2d menor que a janela aberta por corrosão (onde d é a
profundidade da cavidade). A figura 2(b) mostra a vista de cima do chip. À direita do
diafragma estão quatro piezoresistores formados por difusão de boro ou implantação
iônica em substrato tipo n, a metalização para interconectar os resistores na ponte
de Wheatstone e os 4 “pads” ligando suprimento de energia e sinal de saída. A
figura 2(c) mostra a ponte de Wheatstone que deve ser formada ao conectar os
quatro piezoresistores. E, por fim, a figura 2(d) mostra o corte transversal ao longo
da linha AA’.
O silício monocristalino apresenta efeito piezoresistivo quando convenientemente
dopado. A condutividade pode ser dada por:
Onde:
ρ = resistividade
µn = mobilidade de elétrons
µp = mobilidade de buracos
n= concentração de elétrons
p= concentração de buracos
E a condutividade dos portadores majoritários para o material tipo p
A piezo-resistividade é a propriedade dos materiais que caracteriza a dependência
da resistividade elétrica com a deformação mecânica. Essa propriedade é causada
13
pela variação da mobilidade e da densidade de cargas livres nos materiais. O efeito
piezoresistivo no Si muda o valor da resistividade com o strain aplicado.
A figura 3 mostra uma estrutura elástica em forma de membrana, também chamada
de diafragma.
FIGURA 3 - Membrana em um Micro-sensor de pressão piezoresistivo em silício
Na membrana o centro sofre maior deflexão, enquanto que a região central das
arestas sofre a maior tensão mecânica. Assim, é possível relacionar a variação de
resistência (que pode ser medida por um circuito em ponte) com a tensão mecânica
aplicada. A vantagem é que a resistência sofre uma variação bem maior do que um
condutor ôhmico simples, aumentando a sensibilidade e reduzindo a área do sensor.
Em engenharia é comum a utilização das propriedades mecânicas Módulo de Young, Relação de Poisson e Módulo de Rigidez para caracterizar o sólido.
Módulo de Young: ou Módulo de Elasticidade (E), é definido como a relação entre o
estresse uniaxial e a deformação na mesma direção do estresse aplicado a um
corpo:
14
εij = Tensor de deformação.
A Relação de Poisson (ν) é definida como a razão entre a deformação na direção
de um estresse uniaxial com a deformação normal a esse estresse.
O Módulo de Rigidez (G) relaciona a deformação tangencial com o estresse
tangencial.
A deformação radial e tangencial de um diafragma submetido a uma diferença de
pressão está apresentada na figura a seguir:
FIGURA 4 - Tensão radial e tangencial de um diafragma submetido a uma diferença de pressão.
Fonte: FRANÇA, 2007.
Como observado essas três importantes propriedades mecânicas - Módulo de
Young, Relação de Poisson e Módulo de Rigidez – estão relacionadas aos tensores,
15
o que desencadeia a necessidade de melhor apresentá-los e em especial o que vem
a ser um tensor de deformação.
1.1 Tensores
Um tensor “é um conjunto de números ou funções que obedecem a certas regras de
transformação em uma mudança de coordenadas” (BORG,1963). Podemos
representar propriedades físicas, como: massa, velocidade, aceleração ou
propriedades mecânicas e elétricas de um dado objeto. Segundo Borg (1963) os
tensores podem ser classificados em tensores de ordem zero, ordem 1 e ordem 2,
de acordo com a transformação no eixo de rotação. Um tensor de ordem zero é
escalar, é uma quantidade independente da rotação dos eixos. Exemplos: trabalho,
pressão, módulo isotrópico de elasticidade, densidade. Tensores de ordem 1 são
vetoriais e são definidos como quantidades que possuem magnitude e direção, tal
como o vetor força. Já tensores de ordem 2 são chamados propriamente de
tensores, são tridimensionais e representados por matriz. Exemplos: estresse,
tensão e matriz inercial de um corpo.
1.1.1 Tensor de deformação
Segundo Garcia (2006) é possível entender o tensor de deformação levando-se em
conta que qualquer tipo de deformação em um sólido elástico pode ser representada
pela composição de dois tipos de deformação básica: a contração ou alongamento
puro, também denominada de deformação normal unitária e a deformação
tangencial pura ou tangencial unitária.
16
FIGURA 5 - Deformação
a) Deformação normal (contração)
b) Deformação tangencial
Fonte: GARCIA, 2006.
Uma forma de representar os tensores é através da convenção proposta por
Einstein, conhecida como Somatória de Einstein - Einstein’s summation (BORG,
1963). A somatória de Einstein é uma maneira mais simples e conveniente para a
manipulação matemática de equações tensoriais (GARCIA, 2006).
Na representação de Einstein, os índices de uma expressão que são repetidos
indicam que uma somatória deve ser feita atribuindo os valores indicados aos
índices. O índice que se repete é chamado índice de cópia, os índices que não se
repetem são chamados de índices livres. Dessa maneira, as expressões mostradas
abaixo que relacionam o campo elétrico e densidade de corrente em um material
anisotrópico,
podem ser representadas através de uma somatória:
Utilizando a representação de Einstein, a equação (1.2) será dada por:
(1.1)
(1.2)
a) b)
17
para i = 1, 2, 3. As equações (1.1), (1.2) e (1.3) são equivalentes. Na equação (1.3) a
somatória está subentendida.
Pode-se exemplificar um tensor de deformação considerando o ponto p em um
corpo inicialmente sem deformação e o ponto P, no mesmo corpo, que sofre uma
deformação em um determinado momento. Com relação a um mesmo eixo, o ponto
p está localizado na coordenada xi (i = 1, 2, 3) do corpo não deformado e o ponto P na coordenada Xi (i = 1, 2, 3) do corpo deformado, conforme mostrado na Figura 6
(LAI, 1993).
FIGURA 6 - Corpo antes e após sofrer deformação.
Fonte: GARCIA, 2006
Considere agora um ponto q(xi + dxi) e um ponto Q(Xi + dXi) separados por uma
distância infinitesimal ds e dS de p e P respectivamente, conforme mostrado na
Figura 7:
(1.3)
18
FIGURA 7 - Vetor deslocamento.
Fonte: GARCIA, 2006.
As distâncias ds e dS podem ser definidas como:
A partir das equações acima, tem-se que:
Considerando agora
Substituindo (1.5) em (1.4), considerando i i i u =X −x e desenvolvendo a relação,
tem-se que:
(1.4)
(1.5)
(1.6)
19
sendo que
Para gradientes de deslocamento ui,j muito menores que a unidade, pode-se
desconsiderar o produto entre eles. Assim, (1.8) é dada por:
Os componentes de εij se referem ao tensor de deformação infinitesimal, grandeza
que é a base para todo o desenvolvimento da teoria da elasticidade linear. As
equações determinadas por (1.9) são conhecidas como equações de deformação-
deslocamento ou cinemática.
Deformação tangencial - é nula nas extremidades atingindo um máximo positivo no
centro.
ε T = 3 . P. R2 . (1 – υ2) / 8 . t2. Е
Deformação radial – tem módulo máximo nas bordas e no centro sendo negativa nas
bordas e positiva no centro.
ε R = _ 3 . P. R2. (1 – υ2) / 4 . t2. Е
Onde:
- P é a diferença de pressão
- R é o raio do diafragma
- υ é o coeficiente de Poisson
- t é a espessura do diafragma
- Е módulo de elasticidade ou módulo de Young.
(1.7)
(1.8)
(1.9)
(1.10)
(1.11)
20
Considere agora a barra representada na figura 8. Um fio fino está preso a essa
barra, mas separado dela por limitadores colocados nas extremidades. O fio está
esticado e preso pelos limitadores, e seu comprimento é l.
FIGURA 8 - Definição de deformação. Fonte: FRANÇA, 2007.
A barra, que inicialmente estava sem carga, recebe então uma carga em sua
posição central e se deforma como mostra a figura. O fio, consequentemente,
também se deforma axialmente, e passa a ter um comprimento . A
deformação, por definição, é
Mesmo deformações muito pequenas são medidas com o uso de extensômetros
(strain gauges). E a tensão é então calculada com a lei de Hooke,
Como fundamentado por França (2007), na lei de Hooke a constante de
proporcionalidade entre a tensão e a deformação é o módulo de elasticidade,
também conhecido como módulo de Young, E. Assim, a lei de Hooke estabelece
uma relação linear entre a tensão e a deformação, linearidade que não se mantém à
medida em que a deformação atinge altos valores. Em um diagrama tensão-
deformação típico, a lei de Hooke só é válida na região elástica de tensão, na qual o
carregamento é reversível. Acima do limite elástico, o material começa a se
comportar irreversivelmente na região denominada de deformação plástica, onde a
lei de Hooke não mais se aplica.
(1.12)
(1.13)
21
FIGURA 9 - Deformação vs tensão, lei de Hooke.
Fonte: FRANÇA, 2007.
A deformação do extensômetro é medida por variação da sua resistência elétrica na
medida em que ele compõe parte de um circuito eletrônico.
Considere então um condutor metálico com propriedades uniformes e que tenha
resistência R. A resistência elétrica do condutor é calculada de (após Lord Kelvin,
em 1856)
onde é a resistividade do condutor (também chamada de resistência específica,
isto é, uma propriedade do material condutor), L é o comprimento do condutor e A é
a área de seção transversal do condutor. Aplicando-se uma carga a este condutor,
de tração ou compressão, sua resistência sofrerá uma mudança em função das
variações nas dimensões do comprimento e da área, além da variação da
resistividade do material, dada a sua dependência com a deformação mecânica,
propriedade fundamental dos materiais chamada de efeito piezoresistivo.
(1.14)
22
Se diferenciarmos a equação anterior e dividirmos todos os termos por R obteremos
Note que esta equação relaciona variações de resistência elétrica do condutor com
variações de resistividade (o chamado termo piezoresistivo), com a deformação axial
do condutor εa = dL/L e com a variação da área de seção transversal A.
Assim, se a variação de resistividade do condutor é pequena, estando ele sob carga
ou não, pode-se pensar em medir a deformação de um condutor metálico medindo-
se a variação de sua resistência elétrica, estando ele sem carregamento ou com
carregamento.
Vejamos então como a deformação axial e a variação da área transversal se
relacionam. O termo dA/A pode ser escrito:
onde é a deformação transversal (ou lateral) do condutor.
Quando o material está sob carregamento unidimensional, a sua seção transversal
pode variar. Isto é, o material está sob carregamento axial e lateral, o qual é definido
por (dD/D). A razão entre as deformações transversal e axial é o chamado módulo
de Poisson, , como visto anteriormente. O módulo de Poisson, da mesma forma
que a resistividade e que o módulo de elasticidade, é uma propriedade do material
do condutor:
(1.15)
(1.16)
(1.17)
23
Desta forma, então, relacionamos a variação de resistência elétrica do condutor com
a deformação axial:
Assumindo-se que a área A seja proporcional ao quadrado do diâmetro D do
condutor e sabendo-se que uma variação relativa no diâmetro está relacionada com
uma variação relativa no comprimento L através do coeficiente de Poisson ν
(característico do material e válido para a região de deformações elásticas),
proposto pelo cientista francês Siméon Denis Poisson (1781-1840), pela expressão
pode-se verificar que
Portanto a variação relativa da resistência é dada por
Nota-se, com esta expressão, que a mudança na resistência elétrica é devida à
variação no comprimento e na área (fator dimensional), e ao efeito piezoresistivo
(1.19)
(1.18)
(1.20)
(1.21)
24
(fator microestrutural; deve-se a distorções elásticas da rede cristalina do material)
ocorridos no condutor.
Define-se, finalmente, o Fator Gauge (K), que é a sensibilidade do extensômetro à
deformação
o que permite, sendo conhecido o seu valor, e medindo-se dR/R, calcular-se a
deformação relativa ε.
O valor da sensibilidade de extensômetros comerciais é fornecido pelo fabricante e
varia entre 1,85 e 2,15. No caso de metais o fator de gauge K deve-se
essencialmente à variação geométrica e no Silício majoritariamente à variação da
resistividade.
O termo pode ser expresso como π1E (Doebelin, 1990), onde
π1 ≡ coeficiente piezoresistivo longitudinal, podendo ser positivo ou negativo, e
E ≡ módulo de elasticidade.
1.2 Efeito da temperatura
Além da tensão mecânica, também a temperatura age sobre a resistência elétrica,
sendo importante sua consideração no uso de extensômetros.
A variação da resistência do extensômetro em função da temperatura (T) é
decorrente de quatro efeitos (Dally, Riley, McConnell, 1984):
(1.22)
25
a) a sensibilidade K [Ω/Ω/m/m] do ERE - Extensômetro de Resistência Elétrica
(strain-gage) - muda com a temperatura,
b) a grade do ERE sofre uma expansão ou contração (ΔL/L = α1ΔT),
c) a estrutura onde está colado o ERE expande-se ou contrai-se (ΔL/L = β1ΔT),
d) a resistência do ERE varia (ΔR/R = γ1ΔT).
1.3 A Ponte de Wheatstone
Segundo Leuckert (2000), a ponte de Wheatstone é um circuito que, além de ser
capaz de comparar impedâncias (resistências, capacitâncias e indutâncias), também
pode ser utilizado para medir suas variações relativas.
Existem 3 tipos de arranjos de ponte de Wheatstone. Quanto maior for a quantidade
de resistores aplicados, maior será a sensibilidade do circuito.
Arranjos:
¼ de ponte: 1 resistor
½ ponte: 2 resistores
ponte completa: 4 resistores
Seu circuito é mostrado na Figura 11 e compõe-se de quatro impedâncias
equivalentes Zi (i = 1, 2, 3 e 4). A ponte é excitada nos terminais “a” e “d” por uma
fonte de tensão ou corrente, alternada ou contínua, apresentando uma diferença de
potencial “e” entre estes terminais. Os terminais “c” e “b” são denominados saída da
ponte e a tensão “eo” entre eles é denominada tensão de saída. A ponte assim
construída apresenta dois divisores de tensão independentes (Z1 + Z2 e Z3 + Z4),
denominados ramos da ponte. As impedâncias Zi, dispostas de forma simétrica, são
denominadas braços da ponte.
26
FIGURA 10 - Ponte de Wheatstone.
Fonte: LEUCKERT, 2000
A ponte de Wheatstone pode ser utilizada na forma de ponte de equilíbrio ou ponte
de desbalanço. Registro de eventos dinâmicos, caso em questão, são realizados
pelo circuito ‘ponte de desbalanço’.
1.3.1 Ponte de balanço
Segundo Leuckert (2000), quando na utilização do circuito faz-se a compensação da
variação de uma impedância pelo ajuste do valor de outra impedância conhecida,
mantendo-se nula a tensão de saída, o circuito é chamado de ponte de comparação,
de balanço ou de nulo. A condição de balanço, ou equilíbrio, só ocorre se e
somente se
(1.25)
27
ou seja, quando a razão das impedâncias do ramo da esquerda é igual à razão das
impedâncias do ramo da direita. Pode-se notar que desta forma consegue-se
comparar a impedância Z2 com a impedância Z1, conhecendo-se a razão entre Z3 e Z4
que leva a ponte ao equilíbrio, assim como comparar Z3 com Z4, conhecendo-se a
razão entre Z2 e Z1 (BORCHARDT, 1995).
Uma vez que há a necessidade de ajustar-se uma ou mais impedâncias de modo a
ter-se a tensão de saída igual a zero, este tipo de ponte não se presta para a
medição de eventos dinâmicos (BORCHARDT; CAUDURO, 1994).
1.3.2 Ponte de desbalanço
As pontes de desbalanço servem para medir variações relativas que ocorrem em
suas impedâncias equivalentes através da medição da variação da tensão de saída
por unidade da tensão de excitação. Pelo fato de independer de ajustes, é ideal para
registro de eventos estáticos e dinâmicos. Na prática, estas variações de
impedâncias podem ocorrer em um só dos elementos da ponte, simultaneamente
em dois elementos ou, ainda, simultaneamente nos quatro elementos da ponte. No
primeiro caso a ponte denomina-se de “ponte de um elemento ativo” ou “1/4 de
ponte” ou “ponte tipo 1/4”. No segundo caso “ponte de dois elementos ativos”, “1/2
ponte” ou “ponte tipo 1/2”, e no terceiro caso “ponte de quatro elementos ativos”,
“ponte inteira”, “ponte completa” ou ainda “ponte tipo 1/1”. A apresentação do
desenvolvimento de uma equação geral para a ponte de Wheatstone, do tipo
desbalanço, é dada a seguir. Esta equação é válida para qualquer amplitude e sinal
da variação da impedância dos transdutores, que pode ocorrer simultânea e
independentemente em cada um dos quatro braços da ponte (CAUDURO, 1992,
BORCHARDT; CAUDURO, 1994, BORCHARDT, 1995).
Observando-se o circuito da ponte, Figura 11, nota-se que o sinal de saída eo é uma
função das impedâncias Zi e da tensão de excitação e, ou seja,
onde definem-se os parâmetros B1 e B2, chamados de razões de ponte, por:
(1.26)
28
Admitindo-se que o medidor da tensão de saída não carregue o circuito, isto é, que
não flua corrente entre os terminais “c” e “b”, pode-se determinar a tensão eo através
da diferença das tensões eba e eca, isto é, eo = eba - eca:
e portanto,
Para variações independentes e finitas ΔZi nas impedâncias Zi, pode-se conseguir
uma expressão geral para uma variação da tensão de saída em relação à tensão de
excitação da ponte:
Se estas variações ocorrem em torno do balanço, isto é, para eo = 0 e lembrando
que Z1 Z3 = Z2 Z4, tem-se
Evidenciando-se Z1 Z3 no numerador, Z1 no primeiro termo do denominador, Z3 no
segundo termo, e usando a definição do parâmetro razão de ponte, ou seja,
(1.27)
(1.28)
(1.29)
(1.30)
(1.31)
29
a equação acima pode ser transformada em
Onde
Definindo-se Ze como uma impedância equivalente de uma ponte 1/4, tem-se para a
variação relativa de Ze a seguinte expressão:
A sensibilidade inicial da ponte é dada por
assim como para a sensibilidade geral tem-se
Onde
(1.32)
(1.33)
(1.34)
(1.35)
(1.36)
(1.37)
30
Se os desbalanços forem pequenos, tendendo para infinitesimais, S tenderá para S0.
Portanto é conveniente expressar S da forma
onde o coeficiente δ representa o desvio de linearidade de S em relação a S0. Pode-
se notar que δ é função somente de α, β e γ:
Com isto, a função que relaciona a variação do sinal de saída adimensional de uma
ponte com as variações de suas impedâncias em torno do balanço pode ser escrita
na forma
Esta equação é a função de transferência geral de uma ponte de desbalanço. A
sensibilidade inicial S0 da ponte de desbalanço é função apenas do parâmetro B,
razão entre as impedâncias equivalentes de um mesmo ramo. Observando-se o
gráfico da função S0 = f (B), na Figura 13, obtido a partir da equação (1.36) nota-se
que seu valor é máximo em B = 1 e vale
(1.38)
(1.39)
(1.40)
(1.41)
31
FIGURA 11 - Sensibilidade S0 em função da razão de ponte B.
Fonte: LEUCKERT, 2000.
Verifica-se também que esta função não tem uma variação acentuada em torno de B
= 1 e é simétrica em relação a este ponto, isto é, apresenta a mesma saída para B =
x e B = 1/x. Com isto, na prática, B não necessita ser rigorosamente igual a 1, mas
deve ser ajustado num valor não muito afastado deste ponto.
Na maioria dos casos práticos B = 1 e (ΔZi/Zi) << 1. Nestas condições tem-se α = β =
0 e δ = γ. Portanto,
Ainda de acordo com LEUCKERT (2000), considerando-se que normalmente os
circuitos ponte do tipo 1/2 ou do tipo inteiro usados em transdutores são
configurados de modo que as impedâncias que apresentam variações em sentidos
contrários são montadas no mesmo ramo de forma a maximizar o sinal de saída
(1.42)
(1.43)
32
(levam a α = β = γ = 0), estas pontes apresentam não-linearidades
consideravelmente menores que suas equivalentes do tipo 1/4.
Finalmente, pode-se verificar através da equação (1.35) que de acordo com as
posições das impedâncias Zi na ponte e os sentidos de suas variações, o parâmetro
ΔZe/Ze pode ser mínimo ou máximo, permitindo assim que a saída da ponte possa
ser insensibilizada ou maximizada na detecção de variações de grandezas físicas
representadas pelas impedâncias Zi (Borchardt, 1995).
Para o caso dos extensômetros, as impedâncias Zi são resistores, cujas resistências
variam com a deformação da superfície à qual os mesmos estão colados. Sendo Zi
± ΔZi = Ri ± ΔRi e lembrando da equação em que ΔRi/Ri = Kεi, considerando-se o
Fator Gage (K) constante, pode-se relacionar a tensão de desbalanço de uma ponte
que contenha extensômetros com as deformações εi, conforme a expressão (1.44).
Como argumenta França (2007) é importante entender que, antes de tudo, o
extensômetro é um resistor. Opera como um resistor independentemente do material
do qual é feito, se metálico ou semi-condutor; da sua forma construtiva, se fio
metálico ou chapa; se feito de fio, este pode ser redondo ou oval, etc, etc. E as
formas dos extensômetros podem ser muitas, dependendo da aplicação a que se
destinam. Para sua operação ele é colado ao material que será carregado estática
ou dinamicamente, mas passa também a ser um elemento resistor de uma ponte de
Wheatstone.
A Figura 14 ilustra uma ponte de Wheatstone, com o extensômetro sendo um dos
resistores. A voltagem de alimentação é Ei. A voltagem lida nos bornes indicados é
Eo. Já dEo é a variação de voltagem devido à variação dR da resistência do
extensômetro (resultante de carga aplicada ao material). Este tipo de circuito é um
exemplo do tipo denominado de 1/4 de ponte, pois um extensômetro substitui
somente uma das resistências.
(1.44)
33
FIGURA 12 - Circuito elétrico da ponte de Wheatstone.
Fonte: FRANÇA, 2007.
2 MOTIVAÇÃO
A grande motivação para a fabricação de micro-sensores é o baixo custo para
produzi-los, comparado às técnicas que não são as da micro-fabricação (também a
robustez e confiabilidade). Numa mesma lâmina de Si podem-se produzir centenas
ou mesmo milhares de micro-sensores. A dimensão de micro-sensores pode variar
de fração de μm até da ordem de mm (SWART, 2002).
34
FIGURA 13 - Escala comparativa das dimensões de micro-sensores.
Fonte: SWART, 2002.
JIN (2002) explicita que algumas das vantagens da escala micro envolvem redução
do tamanho, rapidez de resposta, baixa inércia, diminuição de volume, fabricação
em massa e compatibilidade com processos para Circuito Integrado (CI). Micro-
sensores de pressão são intensamente pesquisados para possibilitar maior
eficiência (sensibilidade, reprodutibilidade, miniaturização elevada) e acessibilidade
do produto final. Segundo Garcia (2002) referindo-se a micro sensores de pressão
piezoresistivos “um sensor desse tipo possui aplicações em áreas muito distintas, como
exemplo a indústria automobilística (sensor para a injeção eletrônica), indústria química
(controle de pressão em um processo químico), instrumentação médica, agricultura,
indústria aeronáutica e aeroespacial, máquinas, entre outras”.
3 ANÁLISE MERCADOLÓGICA Yole Développement é uma das empresas de consultoria mais conceituadas no
mundo. Possui sede na França. Segundo os dados da Yole Développement, o
mercado de sensores em MEMS continua em expansão. Como mostra a projeção
de 2006 a 2011, o crescimento na produção de sensores de pressão não deve ser
bombástico, mas sim, uniforme e tendencioso.
36
GRÁFICO 2 - Projeção de mercado por grupos entre 2006 e 2011
Uma segunda empresa de consultoria bem conceituada mundialmente é a
WTC/iSuppli, em Munique. De acordo com a WTC, em termos de aplicações de
MEMS, os sensores de pressão automotivos são dominantes. Contudo, elevou-se
de maneira significativa o mercado de dispositivos de infraestruturas em telecom e
aplicações biomédicas.
Como mostrado no gráfico abaixo, sensores de pressão e fluxo posicionam-se em 2º
lugar dentre as produções em MEMS. As aplicações industriais e automotivas
“abocanham” grande parte dos rendimentos.
0
500
1000
1500
2000
2500
2006 2007 2008 2009 2010 2011
Inkjet head
Pressure Sensors
Silicon Microphones
Accelerometers
Gyroscopes
MOEMS
MEMS µdisplay
Microfluidics
RF MEMS
µ-fuel cells
Emerging MEMS
37
GRÁFICO 3 - Projeção de Mercado por produtos em 2006.
Fonte: Yole Développement.
No boletim de jun/2008, “Yole Estimations”, no ranking das 20 empresas top, os
dados podem sugerir, dentre outros, tendência no crescimento do comércio mundial
de dispositivos micro-eletromecânicos destinados à área médica. Expectativa
justificada pelo aumento da fatia de mercado dirigida a empresas que possuem
participação importante nesses dispositivos.
Um exemplo é a empresa Silex que em 2006 ocupava a 10º colocação dentre as
maiores vendas em MEMS sobe, em 2007, para 4ª posição.
38
GRÁFICO 4 - 20 melhores do mercado MEMS biênio 2006-2007. Fonte: Yole Développement. Ainda de acordo com a Yole Développement, 50% do faturamento são devidos à
microfabricação. “Sua participação na fabricação dos dispositivos para o mercado de
telefonia móvel e aplicações médicas está abastecendo o crescimento”.
A partir desses dados é possível apontar motivos que ajudam a explicar uma menor
expansão de sensores para uso médico:
• gama de testes que assegurem proteção ao ser humano, visto que será o
hospedeiro do dispositivo;
• trâmites legais para autorização de uso e comercialização do produto
biocompatibilizado;
• custo sobretudo desse tempo que em outros setores não se faz necessário.
39
Apesar desses aspectos pouco atraentes, faz-se necessário o estudo desses
dispositivos como uma forma de, através de esforço tecnológico, promover a
redução dos altos índices de problemas cardiovasculares no Brasil e no mundo.
Monteiro (2000) apresenta uma agenda da saúde pública no Brasil com “aumento
intenso e generalizado da obesidade e o progressivo envelhecimento da população”.
E aponta que “as modificações da estrutura etária da população brasileira explicam
por que algumas enfermidades”, como as doenças cardiovasculares, “podem
aumentar sua importância no perfil de morbidade do país mesmo quando sua
incidência na população exposta se apresenta estabilizada ou mesmo declinante”.
Sem descartar o papel importante da informação e prevenção de doenças do
aparelho circulatório, os altos custos - humano e material - utilizados tanto para
diagnosticar precocemente quanto na tentativa de amenizar problemas crônicos já
instaurados, justificam pesquisas nessa área.
Segundo Baal (2007) as aplicações biomédicas já são a segunda maior área de
aplicação para as tecnologias MEMS depois da automotiva. MEMS em medicina é
caracterizado por diversas aplicações e nichos de mercado (tanto in vivo como in
vitro). O principal desafio para os dispositivos médicos será identificar nichos com
suficiente potencial de mercado para justificar o longo e oneroso processo de
desenvolvimento.
4 APLICAÇÃO DE SENSORES DE PRESSÃO NA ÁREA MÉDICA
Micro-sensores de pressão são encontrados em dispositivos para medida de
pressão sanguínea, pressão gastrointestinal, pressão intra-ocular, pressão de
assento (paraplégicos), pressão intracraniana, em dispositivos de dermo-abrasão,
equipamentos como controladores de infusão, insufladores, ventiladores
respiratórios, balanças digitais, etc.
De acordo com CARRARETO, os transdutores mais modernos para medida invasiva
de pressão sanguínea, apresentam-se em um conjunto de sistema de interface
40
líquida e transdutor, de uso único e descartável. Ao serem comercializados,
geralmente fazem parte de um kit que contém todo o material necessário para ser
ligado ao cateter. Nele, o diafragma do sensor é isolado do sistema líquido (que
entra em contato com o paciente) devido à presença de uma membrana isolante.
Esta membrana possui características elásticas que permitem a transmissão da
variação da pressão para o diafragma do transdutor. Um dispositivo assim permite
um melhor isolamento entre o transdutor e a linha de medição, com diminuição dos
riscos de infecção. A tecnologia de fabricação dos semicondutores permitiu a
fabricação deste conjunto por um preço razoável, facilitando o seu descarte. Um
outro tipo de transdutor existente é o intravascular em que o sensor fica direto no
cateter, dentro do vaso. São mais dispendiosos.
Exemplos de sensores de pressão médicos:
a) proposta feita por Kalvesten (1998) de sensor para medida de pressão sanguínea
dentro da artéria coronária:
FIGURA 14 - Chip do sensor de pressão montado no fio guia.
Fonte: KALVESTEN, 1998.
41
FIGURA 15 - Vistas superior e de corte seccionado do diafragma e área ativa do piezoresistor.
Fonte: KALVESTEN, 1998.
Segundo MAEOKA (2006), que apresentou o desenvolvimento de um sensor para medir
pressão arterial de forma invasiva, utilizando técnica de telemetria passiva, em que a
pressão se relaciona de forma direta com a variação na fo (freqüência de ressonância) do
conjunto.
FIGURA16 - Representação esquemática do sensor de pressão arterial proposto.
Fonte: MAEOKA, 2006.
b) Tratamento endovascular de aneurisma da aorta toráxica.
42
FIGURA 17 - Aorta
a) Esquema mostrando aorta torácica normal.
b) Um aneurisma de aorta torácica.
c) Uma endoprótese inserida no interior do aneurisma.
Fonte: SCUR, 2006.
O sensor de pressão é inserido junto à endoprótese, com auxílio de um dispositivo
de disparo, o que possibilita a averiguação da pressão intra-saco aneurismático
desde o momento da inserção até um acompanhamento ao longo prazo.
FIGURA 18 - Foto do sensor de pressão CardioMEMS. Fonte: SCUR, 2006.
O sensor de pressão em questão possui dimensões aproximadas de 30 x 35 mm.
Sua construção se dá em várias camadas; a mais externa, feita de silicone, envolve
43
completamente o sensor e representa o único componente que entra em contato
com o paciente. Um capacitor é formado na estruturação das camadas. Espirais na
primeira e na última camada formam componentes de indução no circuito elétrico.
Ao introduzir corrente no sensor, observa-se oscilação energética a qual irá variar
em certa freqüência. Alterações na freqüência ressonante serão em proporção direta
à força aplicada à superfície do sensor. Assim sendo, a pressão no interior do saco
aneurismático pode ser transmitida ao sensor.
Permite-se a comunicação, sem utilização de fios, entre o sensor e o sistema
eletrônico. Isso se deve à presença do indutor na composição do sensor, sendo
possível à acoplagem eletromagnética ao sensor e a indução de corrente no circuito
(SCUR, 2006).
c) monitoramento de pressão intracraniana – PIC
A pressão intracraniana é superior à pressão atmosférica e é a combinação de
várias pressões, sendo as mais importantes a pressão intravascular (pressão
sangüínea no interior dos vasos), a pressão tissular (pressão intersticial do tecido
cerebral) e a pressão LCE (pressão de produção e reabsorção do líquido
cefalorraqueano). Segundo CARLOTTI JR. (1998), o valor normal da PIC é de até
15 mmHg, e, de maneira geral, as medidas terapêuticas são iniciadas quando a
pressão ultrapassa 15-20 mmHg. Valores entre 20 a 40 mmHg são considerados
moderadamente elevados, e acima de 40 mmHg, gravemente elevados. A PIC,
muitas vezes, está elevada nos pacientes com traumatismo crânioencefálico e,
quando ela se mantém acima de 60 mmHg, é quase sempre fatal.
De acordo com GIUNO (2003), os monitores atualmente disponíveis permitem o
registro da pressão através de dreno ventricular acoplado a um transdutor externo
(ex. qualquer monitor de pressão invasiva), transdutor na ponta de um eletrodo ou
por tecnologia de fibra óptica.
44
FIGURA 19 - Monitorização da pressão intracraniana.
Fonte: GIUGNO, 2003.
Dreno (cateter) ventricular acoplado a um transdutor de pressão externo: são
transdutores de pressão invasiva acoplados na drenagem ventricular externa em
contato com a coluna de líquido (liquor). Podem ser recalibrados a qualquer
momento. A obstrução do dreno impossibilita ou torna o registro impreciso. O
transdutor externo deve ser mantido num ponto de referência fixo, em relação à
cabeça do paciente, para não ocorrer erros de medida.
Eletrodo com transdutor ou cateter de fibra óptica na ponta: tem o transdutor
posicionado internamente no crânio. São calibrados previamente à inserção e não
podem ser recalibrados (sem cateter ventricular associado). Conseqüentemente, há
um risco para a ocorrência de erros de medição (drift), especialmente se a
monitorização for feita por diversos dias.
45
FIGURA 20 - Transdutores de pressão invasiva descartável.
Fonte: Politec
d) Para medida de pressão intraocular (IOP), CHEN (2006) afirma que o principal
componente do sensor IOP são as paredes dos tubos. Como o sensor é desenhado
para ser implantado dentro do olho para medida direta de IOP, o encapsulamento é
necessário para garantir total funcionalidade após implantação.
e) Sensor de pressão gastrointestinal
Com 2,9 milímetros de comprimento, sensor gastrointestinal detecta má circulação
sangüínea no estômago. A medida indireta é realizada através de um hidrogel
sensível às alterações de acidez (pH) do estômago acoplado a um microssensor de
pressão. Quando o gás flui pelo estômago e atinge a membrana permeável do
aparelho, que esconde um reservatório com bicarbonato, tem início uma reação
química que faz o pH cair. O hidrogel começa a se movimentar em resposta à
reação química. Como o espaço é reduzido, o sensor consegue medir a pressão na
região de forma precisa. Segundo os primeiros testes, o sensor pode ser facilmente
introduzido no estômago por um cateter a partir do orifício nasal. Os experimentos
também mostraram que nenhuma parte do aparelho é destruída pelo suco gástrico,
composto altamente ácido (AGÊNCIA FAPESP, 2005).
f) Equipamentos de microdermoabrasão. A microdermoabrasão é indicada para
finalidades estéticas multidisciplinares. É registrada a presença de sensores de
pressão em equipamento de microdermoabrasão para ajuste de fluxo de cristais e
da intensidade do vácuo (SBCD, 2007).
46
FIGURA 21 - Equipamento de microdermoabrasão Dermovac Chronos.
Fonte: BIOSET, 2007.
g) Controladores de infusão. Na prática da cistometria, faz-se faz-se inserção de um
cateter vesical conectado a um transdutor de pressão e uma seringa de infusão por
uma torneira de três vias, na cúpula da bexiga para estudo urodinâmico.
FIGURA 22 - Urosistem DS-5600 PLUS Versão 4.52.
Fonte: Divina providência.
47
h) Em insufladores, equipamento usado em operações laparoscópicas (em que
sondas são inseridas no abdômen do paciente por meio de pequenos orifícios
produzidos pelo cirurgião) para controlar o fluxo de dióxido de carbono (CO2)
injetado nas cavidades abdominais.
FIGURA 23 - Insuflador.
Fonte: INTERLABS
Medição de pressão sem contato direto (o sistema de medição de pressão é
incorporado às mangueiras de circulação do líquido, evitando bloqueio ou depósito
de resíduos no sensor de pressão)
i) Até mesmo em balanças digitais pode ser encontrados sensores de pressão “de
alta capacidade e sensibilidade”.
FIGURA 24 - Balança Digital
j) Em misturadores de ar. Segundo Ferreira (2006), a função do misturador é regular
a percentagem de oxigênio na mistura de gases, que será administrada ao paciente.
Os percentuais possíveis situam-se entre 100% (oxigênio puro) e 21% (porcentagem
de oxigênio existente no ar ambiente). Um microprocessador é utilizado para
controlar a mistura dos gases que seguem para um reservatório interno, consistindo
de duas válvulas solenóides, um sensor de pressão diferencial e um restritor de
fluxo.
48
5 CARACTERÍSTICAS NECESSÁRIAS DOS SENSORES DE PRESSÃO PARA APLICAÇÃO NA ÁREA MÉDICA
Como ressaltado por SALITERMAN (2006), sensores de pressão para área médica
podem operar tanto dentro como fora de um sistema vivo; podem ser colocados na
ponta de um cateter ou fazer do cateter um fio guia. O sucesso do encapsulamento
desses dispositivos encontra-se relacionado ao avanço tecnológico e é etapa
fundamental para biocompatibilidade, funcionalidade de interfaces, confiabilidade e
modelagem.
Segundo SCHNAKENBERG (2004), na área médica alguns pontos devem ser
observados para os micro-sensores de pressão. Principalmente no caso de
sensores de pressão invasivos, é essencial tamanho reduzido e baixo peso. Para se
obter alto sinal-ruído é importante proximidade física dos sensores e também leitura
fora do circuito. Para sistemas implantáveis são necessários dispositivos de baixo
consumo.
Seguindo as orientações de KALVESTEN(1998), algumas considerações em termos
de dimensões de um sensor para medida de pressão nas artérias do coração
devem ser observadas. A tabela a seguir condensa tais informações:
TABELA 1
Especificações do sistema sensor de pressão montado em fio guia para medidas de pressão em artérias coronárias.
Fonte: KALVESTEN, 1998.
Por sua vez, em destaque na FREESCALE SENSORS (2007) duas famílias de
sensores de pressão de aplicação médica podem ser comparadas pela tabela 2.
49
TABELA 2
Sensores de pressão compensados para área médica
Fonte: FREESCALE SENSORS, 2007. Ainda segundo FREESCALE SENSORS (2007), a confiabilidade em sensores de pressão depende da atenção a aspectos relevantes relacionados a seguir.
FIGURA 25 - Interesses da confiabilidade de um sensor.
Fonte: Motorola
50
PRAMANIK (2006) alerta que, para aplicações biomédicas, além da sensibilidade e
efeito da temperatura, a razão sinal-ruído também deve ser considerada como um
importante fator de “design”. Observa que o coeficiente de pieizoresistência e
temperatura (TCPR), a sensibilidade (S) e a razão sinal-ruído (SNR) variam
diferentemente com a concentração da dopagem, o comprimento do piezoresistor e
a espessura do diafragma.
Em busca de material adequado para sensores neurais ZHU (2007) afirma que a
exigência por um material com flexibilidade mecânica elevada, compatibilidade com
técnicas de fabricação de filmes finos, com baixa perda dielétrica, e estabilidade
térmica, mecânica, e química fizeram do polímero uma escolha atrativa para o
substrato e o material de encapsulamento, possibilitando sensores neurais mais
versáteis e mais robustos.
Como o “design” e a fabricação de um micro-sensor de pressão dependem de sua
aplicação, o desenvolvimento de um micro-sensor de pressão para ser utilizado pela
indústria demanda uma infra-estrutura muito onerosa, um grande esforço em P&D,
altos investimentos, com altos riscos de insucesso. Este é um fato histórico na área
de componentes microeletrônicos. Tratando-se de micro-sensor de pressão de
aplicação médica, ou seja, estreitando ainda mais a faixa de aplicação, os
investimentos tornam-se ainda mais acentuados. Por isso o uso de materiais já
aprovados para uso médico, pode ser uma alternativa para diminuição de custos.
Na esfera micro/nano a opção por cada material tende a gerar produtos diferentes
até pela síntese escolhida. Um aumento de eficiência no processo de fabricação e
até mesmo de desempenho do dispositivo está na decisão quanto aos materiais
utilizados. As aplicações desejadas implicarão na busca por rotas alternativas para
otimização do dispositivo de forma a propiciar adequação de tempo, custo,
rendimento e funcionalidade.
O uso de material biocompatível depositado na forma de filme fino é uma alternativa
para proteger o organismo de um ser vivo (tecidos, fluidos) frente ao contato com o
dispositivo micro eletromecânico.
51
6 MATERIAIS BIOCOMPATÍVEIS
Etimologicamente, biocompatibilidade é a compatibilidade ou harmonia com
sistemas vivos. O conceito de biocompatibilidade sofre alterações à medida que se
encontra cada vez mais propenso à “invasão” no corpo humano. Além desse
aspecto, o tempo de contato com o organismo vivo, a definição da parte do
organismo que estará exposta ao dispositivo e a função do dispositivo são fatores
que precisam ser considerados para adequação da biocompatibilidade.
Alguns dos maiores problemas de dispositivos médicos implantados, segundo
WILLIAMS(1998), tem sido causados por enganos quanto aos dados de
transmissibilidade e compatibilidade. É intuitivamente óbvio que um dispositivo
médico implantado não deva causar qualquer dano ao receptor por intenção ou por
acidente. Segundo WILLIAMS(1998) a biocompatibilidade pode ser considerada
como a habilidade para desempenhar uma resposta apropriada ao receptor em uma
situação específica.
A biocompatibilidade dos materiais é avaliada por testes in vitro (em laboratório) e
testes in vivo (em animais e testes clínicos). DAGUANO (2007) afirma que “Os testes
in vitro podem não representar a situação real. Contudo, eles podem promover alguns tipos
de resultados preliminares relacionados à interação entre o material e o corpo biológico, de
forma rápida e eficiente, minimizando a necessidade de testes em animais...”
A Organização Internacional de Padrões (ISO) possui testes para dispositivos
médicos com número de série 10993. Alguns títulos desses testes são mencionados
abaixo. Esta listagem, obtida de wiki/ISO_10993 “Avaliação biológica de dispositivos
para saúde”, apresenta na seqüência o ano de (re)publicação:
• Parte1: Avaliação e ensaios (2003);
• Parte 2: Exigências do bem-estar animal; (2006)
• Parte 3: Testes para genotoxicidade, carcinogenicidade e toxicidade
reprodutiva (2003);
• Parte 4: Seleção de testes para interações com o sangue(2002/Amd 1:2006);
• Parte 5: Testes para citotoxidade in vitro (1999);
52
• Parte 6: Ensaios de efeitos locais após a implantação (2007);
• Parte 7: Esterilização residual de óxido de etileno (1995);
• Parte 8: Seleção e qualificação de materiais de referência para ensaios
biológicos (2000);
• Parte 9: Sistema para identificação e quantificação de potenciais produtos de
degradação (1999);
• Parte 10: Ensaios de irritação e hipersensibilidade retardada (2002/Amd 1:
2006);
• Parte 11: Testes para toxicidade sistêmica (2006);
• Parte 12: Preparação de amostra e materiais de referência (avaliação
somente em inglês) (2002);
• Parte 13: Identificação e quantificação dos produtos de degradação de
dispositivos médicos poliméricos (1998);
• Parte 14: Identificação e quantificação dos produtos de degradação de
cerâmicas (2001);
• Parte 15: Identificação e quantificação dos produtos de degradação de metais
e ligas (2000);
• Parte 16: Concepção dos estudos toxicocinéticos dos produtos de
degradação e das substâncias lixiviáveis (1997);
• Parte 17: Métodos de estabelecimento dos limites toleráveis das substâncias
lixiviáveis nos dispositivos médicos utilizando um meio de avaliação dos
riscos saúde (2002);
• Parte 18: Caracterização química dos materiais (2005);
• Parte 19: Caracterização físico-química, morfológica e topográfica de
materiais (2006).
• Parte 20: Princípios e métodos para testes de imunotoxidade de dispositivos
médicos (2006).
A tabela 3 apresenta os efeitos biológicos, no que tange à toxicidade, que devem ser
observados nos testes de avaliação inicial de acordo com a organização
internacional de padrões ISO 10993-1.
54
Há de se observar que ocorrem três categorias de dispositivo médico: dispositivos
de superfície, dispositivos introduzidos com comunicação externa e dispositivos
implantáveis. Outros dois fatores importantes na biocompatibilidade dizem respeito
ao local de contato do dispositivo com o organismo e também ao tempo em que se
dá esse contato (menor que 24 horas, entre 24 horas e 30 dias ou maior que 30
dias). De acordo com a categorização, uns e outros parâmetros de toxicidade
deverão ser avaliados.
Nos Estados Unidos diversos órgãos reguladores são atuantes no desenvolvimento
de dispositivos médicos. Dentre eles: FDA (Food and Drugs Administration), que faz
parte do Departamento Americano de Saúde e Serviços Humanos; o CDRH (Center
for Devices and Radiological Health); ODE (Offices of Device Evaluation ) e o OIVD
(In Vitro Diagnostic Device Evaluation).
No Brasil a Associação Brasileira de Normas Técnicas, ABNT, e a Agência Nacional
de Vigilância Sanitária, ANVISA, são os principais sistemas de regulação de
dispositivos médicos e sua comercialização. Segundo a ANVISA, o setor "produtos
para saúde" (PS) engloba 4 grupos:
• materiais de uso em saúde: luvas, cateteres, seringas, stents, próteses, etc.
• equipamentos de uso em saúde: marcapassos, bisturis eletrônicos, bombas
de cobalto, etc.
• produtos para diagnóstico in vitro: meios de cultura, kits, etc.
• materiais para uso em educação física, embelezamento ou correção
estética.
Com relação a "implantes cardiovasculares", A ABNT internalizou duas normas ISO
(NBRISO5840:1999 e NBRISO7199:1998). Os códigos e títulos dessas normas,
bem como as ISO e ASTM - entidade normatizadora American Society for Testing
and Materials - estão relacionados no ANEXO 1.
Como fundamentado por Williams (1998), um material biocompatível ideal deve ser
atóxico, não irritante, hipoalergênico, não-carcinógeno, não-trombogênico e assim
por diante, para não haver interação entre o biomaterial e o organismo do paciente.
55
Provavelmente nenhum biomaterial será 100% ideal, pois cada um é responsável
por uma reação local ou geral no sistema fisiológico como reações ao corpo
estranho e respostas inflamatórias generalizadas no corpo humano.
A compatibilidade com o sangue é considerada como aspecto diferenciado da
compatibilidade devido à particularidade das reações ocorrentes entre o sangue e o
material utilizado.
Segundo DURRANT (citado por CARDOSO, 2002) os materiais biocompatíveis
devem relacionar-se com os componentes sanguíneos de forma a não induzir o
processo de coagulação o que pode ocasionar danos severos ao paciente
submetido a esse procedimento. O sangue é um fluido heterogêneo, composto de
elementos celulares, como os glóbulos vermelhos, brancos e as plaquetas, os quais
são suspensos no plasma. As plaquetas ou trombócitos contém Adenosina Difosfato
(ADP), serotonina, histamina, glicogênio e outros materiais, podendo ativar a
tromboplastina, substância envolvida no mecanismo da coagulação (GUYTON,1996
citado por CARDOSO, 2002). Aproximadamente 55% do sangue é constituído pelo
plasma, onde estão contidas também proteínas de coagulação, enzimas e fatores
que atuam de forma seqüencial na cascata de coagulação (GUYTON,1996 citado
por CARDOSO, 2002).
Quando o sangue entra em contato com a superfície de biomateriais, ocorre nesta
superfície uma rápida absorção de proteínas plasmáticas. Quando a ruptura do vaso
sanguíneo é muito pequena, o que ocorre igualmente com numerosas perfurações
vasculares em todo o corpo a cada dia, é desencadeado um conjunto de reações
que conduzirão à transformação final do fibrogênio em fibrina e à formação de um
tampão plaquetário (GUYTON,1996 citado por CARDOSO, 2002).
Essas reações são muito importantes para a vida, mas induzem muitos problemas
no tratamento dos pacientes portadores de dispositivos intravasculares. A trombose
é um trauma nas células endoteliais da parede venosa causada por aderência das
plaquetas, as quais podem levar à formação de coágulo e bloquear a circulação do
sangue. Em casos de trombose pela inserção de cateter, a veia pode disseminar
uma bactéria, e junto com a tromboflebite pode levar à embolia sistêmica.
56
Os fatores que influenciam o desenvolvimento da flebite incluem à técnica de
inserção do dispositivo intravascular, condição do paciente, condição da veia;
compatibilidade; tipo de pH da medicação, filtração não efetiva, calibre, tamanho,
comprimento e material do cateter.
Passando à análise dos materiais biocompatíveis, estes podem ser metálicos,
cerâmicos, poliméricos ou compósitos. Podem ser classificados ainda em naturais
ou sintéticos. Como exemplos de metais biocompatíveis temos o Titânio, o Nióbio e
ligas como Ti-4Al-7Nb e Ti-4Al-6V. Segundo CORDAS (2006), os materiais
metálicos implantados num organismo vivo estão expostos à ação corrosiva do meio
fisiológico, cuja agressividade é comparável à da água do mar, normalmente
aumentando no caso de traumas cirúrgicos, ou infecciosos, devido à presença de
microorganismos. Em condições normais, contudo, dada à passividade das atuais
ligas usadas, a velocidade de corrosão é muito baixa. Entre os produtos da
degradação destes materiais podem encontrar-se partículas metálicas de tamanhos
variados e íons metálicos, os quais podem formar sais ou complexos com elementos
ou moléculas presentes no meio biológico.
Materiais como zircônia (ZrO2), dióxido de titânio (TiO2), fosfatos de cálcio e as
vitrocerâmicas de sílica/fosfato de cálcio, são exemplos de biocerâmicas que
apresentam uso muito difundido atualmente. De acordo com ALMEIDA FILHO
(2007) as biocerâmicas de fosfato de cálcio, dentre elas a hidroxiapatita, estão
sendo pesquisadas e cada vez mais utilizadas em procedimentos para reconstrução
e recomposição tecidual, devido às suas características e propriedades,
principalmente biocompatibilidade, osteocondutibilidade, osteoindutibilidade
intrínseca e, ainda, por sua semelhança estrutural, química e física com a matriz
mineral óssea.
Os polímeros constituem uma classe de materiais muito diversificada. A origem da
palavra polímero remete ao seu significado (poli = muitas; meros = partes).
SOLOMONS (2001, p. 398) define polímeros e seus termos derivativos:
57
Polímeros são compostos que consistem em moléculas muito grandes, feitas de muitas subunidades repetidas. As subunidades moleculares que são usadas para sintetizar os polímeros são chamadas de monômeros e as reações através das quais os monômeros são unidos são chamadas de reações de polimerização.
Como verificado em AZEVEDO (2007), o uso de polímeros naturais tem sido de vital
importância para o avanço das ciências e apresenta várias vantagens como ser de
fácil obtenção, ser biocompatível, biodegradável e, no geral, leve. Os
polissacarídeos, como uma classe de macromoléculas naturais, são geralmente
derivados de produtos agrícolas ou de crustáceos. Celulose e goma são exemplos
de biopolímeros antigos, enquanto que a quitina e a quitosana são exemplos de
biopolímeros obtidos recentemente. Polietileno, politetrafluoretileno, poliéster e
silicone são exemplos de polímeros biocompatíveis artificiais.
Como utilizado por BARBOSA (2006) um material compósito é formado por uma
mistura ou combinação de dois ou mais, micro ou macro constituintes que diferem
entre si na forma e na composição química e que, na sua essência, são insolúveis
uns nos outros. O objetivo de se produzir materiais compósitos está na obtenção de
propriedades superiores ou melhores em alguns aspectos relativamente às
propriedades de cada um dos seus componentes. Pode-se também definir
compósito como o material que resulta da associação de um ou vários materiais de
reforço e um de ligação ou matriz, sem que se produza uma reação química entre
eles. A associação entre o polímero PVDF-TrFE e a cerâmica titanato de bário é um
compósito. O polímero PVDF-TrFE é usado na medicina para obter imagens de
ultra-som e também na agropecuária para medir o teor de gordura no leite. O
titanato de bário é usado em sensores de impacto em airbags. O compósito foi
desenvolvido para produção de membrana de regeneração óssea. Já compósitos de
ZrO2 com adições de 20% de Al2O3 são utilizados como implantes odontológicos.
A tabela 4 apresenta alguns exemplos de materiais biocompatíveis, aplicações
médicas e características gerais.
58
TABELA 4
Aplicações clínicas dos biomateriais
Fonte: KAWACHI, 2000.
É necessário observar critérios para se adotar um material. A caracterização das
condições de operação a que será submetido o referido material é um critério
relevante. Igualmente importante é realizar um levantamento das propriedades
requeridas para tal aplicação e saber como esses valores foram determinados e
quais as limitações/restrições quanto ao uso dos mesmos.
Uma segunda consideração a ser feita na escolha do material refere-se ao
levantamento sobre o tipo de degradação que o material sofrerá em serviço. A
59
despeito da função social do desenvolvimento de um dispositivo médico, a
consideração mais convincente talvez seja, provavelmente, a econômica.
Segundo SOARES (2005) dada a diversidade de produtos enquadrados sob o rótulo
"biomateriais" houve a necessidade de se identificar grupo ou produtos com
relevância econômica, médica ou social. Para tal, utilizou-se priorização feita pela
ANVISA que considerou gastos públicos; gastos privados; variações dos preços
segundo a revista Simpro e dados de Comércio Exterior entre 2000 e 2004.
Considerando os itens de maior impacto em cada grupo, os maiores gastos são com
as áreas cardiovascular (variando de 56 a 80 %), seguido pela ortopedia (de 36 a
20%). Na área cardiovascular cerca de 58% dos gastos corresponde a
equipamentos biomédicos (cardioversores, cardiodesfibriladores e marcapassos),
seguido por próteses endovasculares (“stents”) e válvulas cardíacas,
correspondendo a, respectivamente, 22 e 4% dos gastos de um hospital de
cardiologia. No caso dos stents, há uma tendência clara de aumento do uso de
stents recobertos com fármacos (drug-eluting stents), com custo cerca de 4 vezes
superior aos stents convencionais e produzido por grandes empresas multinacionais.
Não foram encontradas patentes brasileiras na área de stents.
60
7 POLÍMEROS APLICADOS À FABRICAÇÃO DE MEMS
Como visto, polímeros são materiais orgânicos constituídos por macromoléculas que
podem ser formadas por mais de mil unidades monoméricas. Segundo NGUYEN
(2002) o processo de formação dos polímeros é provocado quimicamente por uma
substância conhecida como iniciador ou fisicamente por fótons, pressão ou
temperatura.
Em uma reação de polimerização cada monômero reage para formar cadeias
lineares ou uma rede tridimensional de cadeias poliméricas. Se o polímero é
derivado de uma única espécie de monômero ele é chamado de homopolímero. Já a
polimerização de duas ou mais unidades monoméricas distintas resulta em um
copolímero.
FIGURA 26 - Molécula de Polietileno: um exemplo de homopolímero.
Fonte:CEFET RS.
61
FIGURA 27 - FEP (etileno-propileno fluoretizado): copolímero do tetrafluoroetileno e do
hexafluoropropileno.
Fonte: Coleparmer
Os polímeros existem em duas formas básicas: amorfa e microcristalina. O grau de
cristalinidade de um polímero pode ser dado por:
De acordo com Nguyen (2002), as macromoléculas em um material polimérico têm
diferentes tamanhos e, desse modo, não há temperatura de fusão fixa para os
polímeros e sim faixas de temperaturas extremas. Diversas faixas de temperatura
existem no processo de derretimento de um material polimérico.
FIGURA 28 - TransiçõesTérmicas nos Polímeros
62
Contudo, há duas temperaturas características do polímero: as temperaturas de
transição vítrea (Tg) e a de decomposição/fusão (Tm). Durante a temperatura de
transição vítrea o material perderá sua rigidez, mas ainda mantém sua forma
contínua. Aumentando a temperatura, maiores danos ocorrerão e o plástico perderá
sua forma contínua. Acima da temperatura de transição vítrea, o polímero torna-se
derretido e pode ser moldado à máquina ou por gravação quente. Esta temperatura
pode ser ajustada misturando um emoliente com o polímero original. Acima da
temperatura de decomposição/fusão, o polímero começa a degradar e perde sua
funcionalidade.
GRÁFICO 5 - Comparação entre Temperatura de transição vítrea (Tg) e Temperatura de fusão (Tm)
para materiais cristalinos, semi-cristalinos e amorfos em função do volume específico.
Segundo SALITERMAN (2005) a elevação da temperatura acima da temperatura de
transição vítrea abaixa o módulo de Young com a transformação do material de vidro
frágil a borracha elástica consistente. Na transição, aparecem propriedades mistas,
incluindo creep, que é a mudança na forma sob ação de uma carga constante, e
stress-relaxation, que significa redução do stress (tensão) exigida para manter o
strain (esforço). Polímeros verdadeiros podem sofrer mais de uma transição
enquanto polímeros amorfos e cristalinos comportam-se diferentemente.
63
Muitos polímeros são compatíveis ao sangue e tecidos orgânicos. Micromáquinas
desses materiais podem realizar dispositivos microfluidicos implantáveis para
aplicações como a de liberação controlada de fármacos (“drug delivery”).
FIGURA 29 - Cápsula polimérica para liberação controlada de fármaco revelando cápsulas menores
no seu interior.
** Alguns fármacos atuam melhor quando liberados em sítios específicos do corpo. Eles podem ser
introduzidos em cápsulas que são desenhadas para se romper apenas num determinado ponto, em
resposta ao meio. Esta cápsula pode conter não apenas fármacos como também outras cápsulas
contendo outros fármacos a serem liberados em outra parte do corpo.
a)
64
FIGURA 30 – Esquema de ação de drug delivery
a) Esquema do reservatório em difusão do dispositivo de liberação controlada de fármaco.
b) Esquema da matriz monolítica de difusão do dispositivo de liberação controlada de fármaco.
c) Esquema da biodegradabilidade do dispositivo de liberação controlada de fármaco.
Fonte: Sigmaaldrich
As técnicas de processamento de polímeros, de acordo com VARANDAN (2006)
incluem fotopolimerização, polimerização fotoquímica e polimerização à vácuo. A
polimerização pode ser estimulada por bombardeamento de elétrons, ou iniciada por
irradiação ultravioleta ou polimerização assistida por micro ondas. Estes processos
são amplamente utilizados também para processamento e cura de filmes poliméricos
finos e espessos em componentes eletrônicos baseados em Si.
Segundo VARANDAN (2006), existem dois tipos de polímeros empregados nas
micromáquinas (MEMS) poliméricas: polímeros estruturais e polímeros de sacrifício.
Os polímeros estruturais são normalmente polímeros curáveis a UV tendo como
principais constituintes a uretana acrilato, epóxi acrílico e acriloxisilano. Possuem
baixa viscosidade e são facilmente processados através de equipamento automático
ou por métodos manuais sem a necessidade de adição de solventes ou
aquecimento para reduzir a viscosidade. Têm excelente flexibilidade e resistência
b)
c)
65
tanto química quanto a fungos, solventes e água. Strain gauge poliméricos e
capacitores poliméricos são exemplos de aplicação dos MEMS poliméricos.
A lei de Hooke descreve o comportamento de um sólido elástico ideal:
σ = E e
onde:
σ stress elástico (força/unidade de seção transversal)
E módulo de Young do material
e strain linear (Δ comprimento/comprimento inicial)
Segundo Bower (citado por SALITEMAN, 2005) existem cinco caminhos em que os
polímeros podem desviar de seu comportamento ideal:
1) Dependência do tempo de resposta. As relaxações que levam ao
comportamento visco-elástico são resultantes de vários tipos de movimentos
moleculares. Há uma dupla dependência: tempo e temperatura. O princípio
de superposição de Boltzman considera que “o strain observado em um
momento depende de todo o histórico de stress até aquele tempo e cada
passo mudado no stress faz uma contribuição independente ao strain
naquele tempo”. Essas contribuições adicionais dão o strain total observado;
2) Yield ou não cobertura de strain na remoção do stress. Yield envolve uma
deformação irreversível quando cessa o mecanismo de deslizamento de
moléculas sobre outras.
3) Não-linearidade de resposta. Polímeros verdadeiros podem ser não-lineares
mesmo em pequenos strains.
4) Grande strain sem fraturas. Polímeros podem provocar fratura dúctil com
yield macroscópico, ou fraturas frágeis sem ele. O último inclui iniciação à
rachadura e propagação. Materiais grossos sob condições de strain plano
66
podem formar uma região chamada craze antes da rachadura. Fissura pode
ocorrer sob stress elástico suficientemente grande, mesmo se nenhuma
rachadura macroscópica está presente. Além disso, a fissura é fortemente
afetada pela presença de líquidos ou gases como pode ser encontrado em
dispositivos LOC (Lab-on-chip). O strain crítico para a fissura é diminuído
proporcionalmente ao aumento da solubilidade do líquido circunvizinho
(fissura ambiental);
5) Resposta anisotrópica.
Ainda de acordo com SALITERMAN (2005), os polímeros têm propriedades
dielétricas, propriedades condutoras e propriedades de condução iônica. Por
possuírem elevada resistência elétrica são utilizados como isolantes em aplicações
elétricas e como materiais dielétricos para dispositivos como os capacitores. Podem
apresentar outras propriedades elétricas tais como ferroeletricidade (capacidade
para adquirir um dipolo elétrico permanente), piezoeletricidade (interação entre seus
estados de stress ou strain e o campo elétrico através deles); fotoeletricidade
(exposição à luz pode torná-lo condutor).
Polímeros dielétricos têm strengths na faixa de 20-50 kV/mm, que é de 2 a 10
vezes maiores que cerâmicas e vidros e centenas de vezes maior que metais e ligas
condutores. A resistividade de polímeros orgânicos pode ser de 1012 a 1018 ohms. A
constante dielétrica ou permissividade relativa de um polímero é definida como
ε = V0 / V
onde V0 é a diferença de potencial que poderia existir entre duas placas se elas
carregassem uma carga livre fixa por unidade de área na ausência do dielétrico. V é
a diferença de potencial real na presença do dielétrico, ou melhor, em função da
polarização molecular na presença de um campo elétrico.
Polímeros condutores elétricos são normalmente isolantes quando puros, mas
quando reagem com um agente oxidante ou agente redutor podem apresentar alta
67
condutividade e habilidades fotônicas, aproximando aos níveis de metais e
semicondutores.
No tocante às vantagens do uso de polímeros em MEMS, como apresentado por
VARADAN (2006), características que os fazem particularmente atrativos são
maleabilidade, conformabilidade, facilidade de deposição de filmes-finos finos e
espessos, comportamento de semicondutor e até metálico em polímeros seletos,
uma possibilidade de escolha de estruturas moleculares extensamente diferentes e
a possibilidade também de efeitos piezoelétrico e piroelétrico na cadeia lateral
polimérica.
Ainda de acordo com VARADAN (2006), para diversos dispositivos MEMS, é
necessário que os polímeros apresentem condutividade e possivelmente
propriedades piezoelétrica ou ferroelétrica. Para que polímeros sejam usados em
MEMS poliméricos, eles devem possuir o seguinte:
• Forte adesão interfacial entre as várias camadas poliméricas;
• Módulos elásticos apropriados para agüentar as deformações exigidas por
MEMS;
• Excelente estabilidade em todas as dimensões;
• Estabilidade ambiental em longo prazo.
Para MEMS como os dispositivos microfluidicos, os polímeros entram como
substrato. Segundo NGUYEN (2002) por serem dispositivos relativamente grandes,
devido aos longos microcanais e ao volume de amostra requerida, que não podem
ser demasiadamente pequenos, na produção em larga escala o fator custo do
substrato assume papel importante. Além do custo, existe uma larga escala de
polímeros com química de superfície diferente. Assim, a escolha do material pode
ser costurada por aplicações. Como materiais baratos, os polímeros podem ser
usados diretamente como materiais mecânicos. Suas propriedades químicas e
elétricas são interessantes para a detecção física, química e bioquímica. Membranas
e matrizes poliméricas são amplamente utilizadas na escala macro para a separação
de DNA e de proteínas.
68
Citando BECKER (2000), a comercialização da tecnologia de micro sistemas precisa
de métodos de fabricação de baixo custo que são possíveis para produção em larga
escala. Particularmente quanto a aplicações como seqüenciamento de DNA ou
diagnósticos clínicos, dispositivos disponíveis em um substrato biocompatível estão
em maior demanda. Estes dispositivos freqüentemente necessitam de grande área
superficial para processamento paralelo massivo de amostras wx1 ou micro canais
de comprimento longo para melhor desempenho de análise. A mesma tendência
pode ser encontrada nos microssistemas óticos, onde as aplicações w2x do medidor
de ondas tendem a ser comparativamente grandes com dispositivos de diversos
centímetros de comprimento. Contrastando com substrato de silício, vidro ou quartzo
que ainda são usados na maioria dos sistemas microfuidicos, os polímeros oferecem
uma variedade de vantagens:
• Gama de propriedades materiais e relacionadas à química de superfícies
disponíveis, para aperfeiçoar o substratao de acordo com a aplicação;
• Tecnologias apropriadas da microfabricação para uma grande variedade de
geometrias: retangular, arredondado, alta razão de aspecto, etc…;
• Baixa condutibilidade para o bombeamento electrocinético ou a separação
eletroforética;
• Material de baixo custo para fabricação em grandes volumes – necessário
para dispositivos descartáveis;
• Facilidade de fabricação devido aos métodos da réplica;
• Possibilidade de densidades de embalagem mais elevadas dos elementos
micro-estruturais, que podem ser observados nas tendências de paralelização
maciça de funções em MEMS;
• Obtenção de área de superfície ativa mais elevada por unidade de área
superficial do substrato. Isto é particularmente importante para aplicações
químicas ou bioquímicas como os microreatores w4x, os micromisturadors, as
colunas cromatográficas w5x ou os concentradores w6x do DNA;
• Produção elevada sistemas de fluxo contínuos devido ao aumento das seções
transversais por unidade de área do substrato, alternativamente menor
pressão do fluxo de retorno à pressão constante.
69
A tabela 5 lista as propriedades de alguns polímeros típicos, usados em MEMS.
TABELA 5
Propriedades de Polímeros
Fonte: Fundamentals and apllication of microfluids, cap 3, seccion 3.2.2 Polymers.
7.1 Polímeros biocompatíveis
Não há uma classe única de polímeros biocompatíveis. No contexto da
biocompatibilidade incluem-se as classes de polímeros:
• Polisiloxanos
• Poliolefinas
• Poliacrilatos
Polisiloxanos
FIGURA 31 - Estrutura geral de uma molécula de polisiloxano.
Fonte: Silaex
70
Características gerais:
• alta estabilidade química
• altas resistência térmica e elétrica;
• baixa tensão superficial
• boa lubricidade
• resistência ao intemperismo
• não biodegradável
• Podem ser utilizados como materiais precursores
Poliolefinas
Borracha natural vulcanizada, usado em micro tubos.
FIGURA 32 - Estrutura química do poli-cis-isopreno.
Fonte: Silaex
Outros conhecidos poliolefínicos são o polietileno (PE) e o politetrafluoreteno (PTFE)
– conhecido como teflon. A elevada resistência química é característica comum.
FIGURA 33 - Estrutura química do monômero e polímero PTFE. Fonte: UFSC
71
Materiais perfluorados (fluoração máxima) tendem a ser lipofóbicos e hidrofóbicos,
porém muito fluorofílicos.
As principais vantagens do sistema para adesão de poliolefínicos são a
instantaneidade, a cura à temperatura ambiente e o leque de substratos adequados.
Poliacrilatos
FIGURA 34 - Estrutura química do monômero e polímero poliacrilato de sódio.
Fonte: UFSC
O poliacrilato de sódio seco, quando misturado com água, forma um gel: ligações de
hidrogênio entre a água e o polímero permitem ao poliacrilato de sódio "aprisionar"
800 vezes o seu peso em água.
Dentre os polímeros biocompatíveis utilizados em MEMS três serão objeto de
apreciação: SU-8, polipirrol(ppy) e parilene-C.
7.1.1) SU-8
SU-8 é um resiste negativo, ou seja, um material sensível em que a radiação UV
induz uma polimerização cruzada. Nesse processo grupos funcionais são
transformados de um material de baixo peso molecular a uma rede altamente
concatenada, de alto peso molecular, que torna a resina menos solúvel.
A primeira formulação do fotoresiste SU-8 foi realizada pela IBM (US Patent No.
4882245) no ano de 1989. O primeiro uso do SU-8 em fotolitografia de filme espesso
ocorreu no ano de 1995.
O resiste SU-8 possui estrutura química baseada na resina epóxi
72
FIGURA 35 - Estrutura Química do grupo epoxi ou glicidila.
Epoxi é um prefixo relacionado à estrutura 1,2-epoxi, ponte formada por um átomo
de oxigênio ligado a dois outros átomos, freqüentemente de carbono, já ligados de
alguma maneira. Uma resina epoxi é formada por moléculas que contém um ou mais
grupos 1,2-epoxi.
O SU-8 pode ser considerado como um éter glicidílico polifuncional derivado de
Novolac bis-fenol-A. É fotossenssibilizado com o sal triaryl sulfonium (Cyracure UVI
from Union Carbide) e fabricado pela Shell Chemical e conhecido como EPON®
Resina SU-8.
FIGURA 36 - Química Básica da resina NOVOLAC.
73
FIGURA 37 - Fórmulas e Estrutura Química do bisfenol-A, composto do qual SU-8 é derivado.
A denominação SU-8 é pouco explorada. Sabe-se que “8” refere-se ao número de
grupos epóxi na unidade de repetição do polímero e acredita-se que “S” faça
referência ao fabricante Shell Chemicall e “U” à Union Carbide
FIGURA 38 - Estrutura do Éter glicidil bisfenol A, o também chamado SU-8.
O SU-8 é um resiste para filme espesso ou ultra-espesso e apresenta alta resolução
e mecanismo de ação CAR (Chemistry Ampliphication Resist).
O processo de amplificação química pode ser representado por: AG hν AH + G Δ A- + H+ + G H+ + p-poli poli-OH + H+ (reação de desproteção)
C15H16O2 ou (CH3)2C(C6H4OH)2
74
onde AG é o gerador de ácido sensível à radiação, H+ é o próton que é regenerado
depois de cada reação de desproteção, p-poli é o polímero protegido e poli-OH é o
produto polimérico solúvel.
Pela absorção de um fóton (hν), a molécula de AG é convertida em um ácido forte
(AH). O aquecimento (Δ) do filme a uma temperatura adequada promove a liberação
do próton (H+) que é a espécie que provoca a reação de desproteção desejada.
Após cada reação de desproteção o próton (H+) é regenerado ficando disponível
para reações subseqüentes. É nesse sentido que se configura a natureza de
amplificação do sistema.
Por simples espalhamento sobre substrato rotatório, esquematizado na figura 39,
obtém-se espessuras de até 200 μm. A baixa absorção ótica do SU-8 na região
próxima do UV possibilita razões de aspecto da ordem de 14:1. Sua funcionalidade
aromática e matriz altamente polimérica fazem com que ele seja térmica e
quimicamente estável.
FIGURA 39 – Espalhamento por rotação do fotoresiste.
75
O SU-8 é biocompatível, de recente e promissora utilização na produção de
sensores, além de capacidade de auto-planarização durante o pré-cozimento.
Por se tratar de resina tipo epoxi, apresenta ótima adesão à maioria das superfícies.
Devido a esse fato é de difícil retirada o que o torna muito útil para aplicações nos
dispositivos em que o resiste é o material permanente. Seu baixo peso molecular,
antes da polimerização, lhe confere elevado contraste e solubilidade em grande
variedade de solventes orgânicos tais como acetato de éter metílico de
propilenoglicol, gama-butirolactona ou metil iso-butil cetona.
Como existem várias séries de SU-8 com variações de viscosidade e solvente
utilizado, a obtenção da espessura desejada vai depender da série de SU-8
escolhida além da velocidade de rotação no substrato.
SU-8, série 3000, foi desenvolvido para micromáquinas e outras aplicações da
microeletrônica em que se deseja uma imagem espessa com estabilidade química e
térmica. SU8-300 é uma formulação melhorada do SU8 e SU8 -2000 e foi
desenvolvido para melhorar a adesão e reduzir o estresse de recobrimento. A faixa
de viscosidade do SU8-3000 permite obter filmes com espessura de 4 a 120 μm com
um recobrimento simples.
O processo de deposição do SU-8 envolve cerca de oito etapas:
A primeira etapa – Adesão. Esta etapa relaciona-se ao uso de um promotor de
adesão, o HDMS (hexadimetilsiloxano) que reage com a superfície do substrato
tornando-a hidrofóbica.
A segunda etapa - Cobrimento rotatório. É o espalhamento do resiste no substrato,
visualizável pela figura 39.
A terceira etapa - Cozimento Leve. Envolve o aquecimento com bom controle
térmico (95°C) e posterior resfriamento até que não mais se observe enrugamento
após ser colocado sobre placa quente
Quarta etapa – Exposição. O SU-8 é normalmente exposto com radiação UV
convencional (350nm – 400nm). Há recomendação do principal fabricante para o
uso da linha i (365nm). Pode ser exposto por feixe de elétrons ou raio-X.
76
Quinta etapa – Cozimento Pós-Exposição. Aquecimento para promoção da imagem
latente. A não visualização da máscara após esta etapa indica exposição e/ou
temperatura insuficientes.
Sexta etapa - Desenvolvimento. Nessa etapa utiliza-se o revelador com agitação
forte para obtenção de alta razão de aspecto e filme espesso. O uso de banho
ultrassônico ou megassônico é útil para o desenvolvimento das vias ou buracos fora
do fotoresiste.
Sétima etapa - Enxágue e Secagem. A lavagem é realizada com revelador e com
álcool isopropílico. A secagem com ar ou nitrogênio filtrados e pressurizados.
Oitava etapa- Cozimento Intenso ou Cura. É o aquecimento a uma temperatura mais
elevada (rampa de temperatura entre 150°C e 200°C) que o cozimento leve. O
tempo de cura varia com o tipo de processo de cura e da espessura do filme
A título de ilustração, estão esquematizadas a seguir algumas propriedades do filme
de SU-8, série 3000, após cozimento intenso (cura) a 150°C por 30 minutos, de
acordo com sugestão da Microchem Corporation.
Propriedades Mecânicas do filme:
Condutibilidade térmica: 0.2 W m−1 K−1
Coeficiente de expansão térmica: 52ppm K-1
Stress elástico: 1,5 - 2,1 Mpa (dependendo da espessura da camada)
Strenght elástico: 73Mpa
Módulo de Young: 2,0 Gp
Relação de Poisson: SU-8 = 2
Temperatura de amolecimento: 200°C
Propriedades elétricas do filme:
Strenght dielétrico: 115V/μm
Resistividade superfície: 5,1E16
Resistividade volume: 1,8E16
Constante dielétrica: 3,2
77
7.1.2) PPy (polipirrol)
Polipirrol é um polímero condutor intrínseco devido à presença de ligações π
alternadas na extensão de toda a cadeia polimérica.
FIGURA 40- Representação da estrutura molecular do polímero polipirrol.
Possui diversas aplicações tecnológicas, tais como dispositivos eletrocrômicos,
sensores químicos e biológicos e sistemas avançados de bateria. É sintetizado por
via química, eletroquímica e fotoquímica.
Por polimerização química oxidativa do Ppy obtém-se um pó preto, finamente
dividido, insolúvel, onde a condutividade está na faixa de 10-15 S/cm a 10-1S/cm. Um
dos agentes oxidantes usado é o cloreto férrico (FeCl3) por produzir melhor
condutividade e apresentar alta taxa de síntese.
A equação a seguir mostra a síntese do polipirrol que tem duração de cerca de 6
horas:
4C4H5N + 9FeCl3.nH2O → (C4H3N)+4Cl- + 8 HCl + 9FeCl2.nH2O
Como agentes iniciadores da síntese do polipirrol devem ser usados ácidos fortes. O
monômero pirrol (Py) é extremamente reativo por substituição eletrofílica. Segundo
MARTINS (1998) a polimerizção do Py catalisada por ácidos envolve uma série de
reações propostas por JONES & BEEN (1977), onde o principal composto é um
trímero como pode ser observado na figura 41
78
FIGURA 41- Mecanismo para a formação do polímero.
Fonte: MARTINS (1998)
A eletropolimerização deste material é realizada através de oxidação anódica de
uma solução de pirrol (Py) e eletrólito (dopante), na qual o ânion do eletrólito é
incorporado à matriz polimérica para manter a eletroneutralidade do sistema. As
propriedades físico-químicas do material são fortemente influenciadas pelo tipo de
contraíon incorporado. Pela síntese eletroquímica oxidativa obtém-se filmes
poliméricos condutores homogêneos, cujas dimensões são limitadas pelo tamanho
do eletrodo. Segundo MARTINS (1998) a condutividade pode ser superior a 100
S/cm em condições ambientais. Uma das principais vantagens desse tipo de síntese
é a geração direta da forma condutora do Ppy, uma vez que os contraíons do
eletrólito são incorporados diretamente no material durante a síntese. A tabela 6
apresenta alguns valores de condutividade do Ppy com diferentes contraíons.
79
TABELA 6: Condutividade do Ppy via síntese eletroquímica para diferentes contraíons
Fonte: MARTINS(1998).
O estudo de polímeros condutores através da irradiação com elétrons ainda é pouco
explorado, pois este tipo de irradiação pode ter ação destrutiva sobre materiais
orgânicos e poliméricos. Filmes poliméricos podem ser, por exemplo, expostos a
elétrons durante a fabricação de dispositivos eletrônicos. Dessa forma, é de extrema
importância conhecer a dose requerida para a decomposição significativa do
material, bem como a natureza da camada orgânica resultante desta decomposição.
Segundo Kiebooms (2000), quando sintetizado em temperatura baixa,
eletroquimicamente e em condições rigorosas, o polipirrole dopado com PF6, ou
simplesmente, PPi-PF6, exibe propriedades de transporte encontrando elevada
condutividade à temperatura ambiente σ(300K) ≈ 200-500 S cm-1.
Segundo Gadre (2001) o polipirrole é um material polimérico condutor biocompatível,
portanto apropriado para várias aplicações biológicas. Sua atuação é comparável à
de metais e muito mais barato e fácil de depositar. Pesquisas dão indícios de que o
polipirrole pode vir a ser alternativa barata para o ouro.
80
De acordo com THEN(2008) o polipirrole é o mais estável dos polímeros condutores
e o mais utilizado para revestimento anti-estático, eletrônica flexível e cobertura
biocompatível. É, até então, o único polímero condutor a possuir dois estados de
oxidação metaestável dependendo do tipo do dopante e do potencial elétrico. Ele
pode existir na forma oxidada (Ppy+, condutor) ou neutra (Ppy0, não-condutor). Cada
estado tem propriedades de material únicas incluindo morfologia, condutividade
térmica e espectro de energia de absorção. THEN(2008) mostrou em seu trabalho
que o strength do potencial aplicado determina a rugosidade e a hidrofobicidade da
superfície.
7.1.3) Parilene-C
Parilene é o nome geral, dado pela Union carbide Cororation, a uma série de
polímeros, cujo membro geral, o parilene-N é o poli-para-xilileno, um material
altamente cristalino e completamente linear.
FIGURA 42 - Comparação das estruturas do parilene N, C e D.
O dímero é o precursor da produção do polímero parilene e sua qualidade é crucial
no processo de deposição.
81
FIGURA 43 - Dímero do parilene
O processo de deposição é descrito através da figura 46. O dímero di-para-xilileno,
um compostao granular e estável é vaporizado até sublimar a cerca de 150°C. O
dímero vaporizado é aquecido a 690°C e pirolisado à vácuo, quando o dímero é
clivado em duas unidades monoméricas. Na câmara de deposição os monômeros
são polimerizados espontaneamente ao entrar em contato com superfícies mantidas
abaixo de 30°C. A deposição é feita ao nível molecular numa pressão de deposição
próxima a 100 mTorr.
FIGURA 44 - Esquema do processo de deposição do parilene a partir de ser dímero.
82
A deposição de filmes de Parilene é altamente conformal. A faixa de espessura da
cobertura é de um a dez microns contudo podem ser tão finos como centenas de
angstroms.
Segundo Fortin (2001), é importante compreender o impacto da radiação UV nas
propriedades e na vida útil do polímero em ambiente de UV. O parilene não absorve
luz visível, mas absorve em comprimento de onda curto, ao lado da maior energia da
escala UV. A absortividade aumenta cerca de 300 vezes ao passar de 300nm a
200nm. Ainda de acordo com FORTIN (2001) pesquisas mostraram que a foto-
oxidação do parilene ocorre prontamente em comprimentos de onda maiores que
300nm.
Resultados de estudos biológicos da Specialty Coating Systems (SCS) avaliam o
Parilene–C como polímero biocompatível, bioestável e hemocompatível em acordo
com testes da ISO-10993. Mantem cobertura conformal ultra fina com toda a
superfície exposta. Parilene serve para recobrir dispositivos médicos implantáveis
como stents coronários. Recobre produtos médicos elásticos como cateteres sem
grande perda da flexibilidade e reduzindo o coeficiente de fricção. É usado para
proteção de componentes médicos eletrônicos da umidade, biogases e fluidos
orgânicos.
As tabelas 7 e 8 mostram as propriedades do parilene-C em que se verifica, dentre
outros, que o parilene é polímero flexível, excelente isolante térmico e um bom
isolante elétrico.
83
TABELA 7
Comparação de propriedades dos polímeros de parilene com outros polímeros biocompatíveis.
Fonte: Specialty Coating Systems (SCS)
84
TABELA 8
Propriedades térmicas, criogênicas e de vácuo dos polímeros de parilene com outros polímeros
biocompatíveis.
FONTE: Specialty Coating Systems (SCS)
85
8 POLÍMEROS EM MICRO-SENSORES DE PRESSÃO
KO (2007) em “Novel fabrication of pressure sensor with polymer material and
evaluation of its performance” apresenta a fabricação de um micro sensor de
pressão piezoresistivo essencialmente polimérico. Com cavidade e diafragma feitos
em SU-8.
Comparado a poli-Si, o SU-8 possui módulo de Young menor, o que implica em
maior strain do filme SU-8. Contudo, quanto à resolução é muito maior e nesse
trabalho de KO (2007) foi encontrado o valor de 20,88 Ω psig-1.
O sensor é produzido pelo processo inverso ao dos sensores de pressão de Si por
micromáquinas de superfície. O processo é simplificado e livre dos problemas de
“stiction”. O sensor de pressão produzido é confiável e de baixo custo.
FIGURA 45 - Vista de corte do sensor de pressão de SU-8.
Fonte: KO, 2007
O paper de CHEN(2005) “Spiral-Tube Parylene Intraocular Pressure Sensor”
apresenta o primeiro sensor de pressão passivo intra-ocular microfabricado
biocompatível. Com tecnologia de baixo custo, elevada portabilidade e de fácil
manuseio para o controle cuidadoso de pacientes com glaucoma. Feito em parilene
como material estrutural devido à sua elevada flexibilidade (Módulo de Yong ≈ 3
GPa), inércia química e biocompatibilidade.
86
O processo de fabricação começa com oxidação úmida em uma bolacha de silício.
FIGURA 46 - Sequência do processo de fabricação.
Fonte CHEN, 2005.
STIEGLITZ, em “Encapsulation of Flexible Biomedical Microimplants with Parylene
C” apresenta os primeiros resultados na modelagem de parilene com ataque com
íon reativo e investigando a adesão em diferentes substratos. Apresentna ainda
estudo de citotoxidade in vitro para o uso de parilene como material para
encapsulamento.
FIGURA 47 - Teste da tesoura (shear test) para investigar a adesão do parilene C em diferentes
substratos.
Fonte: STIEGLIT
87
CONCLUSÃO
Dispositivos microfabricados têm indicação na área médica a ser melhor
reconhecida e incentivada. A aplicação de pesquisa na fabricação desses
dispositivos tem como resultado a longo prazo: agilidade, precisão e conforto aos
pacientes. O contato entre dispositivo e organismo deve ser bem avaliado. Pela
ação adversa dos fluidos orgânicos aos corpos estranhos, faz-se necessário
conhecimento prévio do local do organismo e tempo em que o dispositivo médico
estará em contato. Neste trabalho foi possível constatar que são vários os materiais
biocompatíveis passíveis de serem utilizados na área médica. Contudo, materiais
avaliados como biocompatíveis o são para determinados fins. Os polímeros
biocompatíveis figuram como boa opção na fabricação de microssensores de
pressão sanguínea pela tecnologia SMEM’s por características tais como leveza,
baixo custo para produção em escala, facilidade de deposição de filmes-finos finos e
espessos. SU-8, polipirrole e parilene-C são polímeros biocompatíveis. Eles podem
ser utilizados como material base ou para encapsulamento. Desses três, apenas o
parilene-C é reconhecidamente hemocompatível possibilitando seu uso como
revestimento de dispositivos invasivos, de contato sanguíneo.
O SU-8 pode ser utilizado como material base, tanto para produção somente
do elemento elástico (diafragma) como também para a formação das paredes da
cavidade de um sensor de pressão. Quando ambos, parede e diafragma, são
produzidos no mesmo material polimérico, como proposto por KO (2007), o sensor
torna-se livre de problemas de colagem da membrana nas paredes da cavidade
(stiction), por aproximar os coeficientes de expansão térmica das estruturas do
dispositivo. A facilidade de deposição, compatível com a tecnologia MEM’s,
favorecem seu uso. Como material de cobertura de sensor de pressão intravascular
a utilização do SU-8 é contra-indicada uma vez que não apresenta qualidades
hemocompatíveis e também por ser mais adequado para filmes finos mais espessos.
Polipirrol é um polímero condutor cuja condutividade é fortemente alterada
com o contraíon. Tal condutividade pode ser tão elevada que tem sido cogitado a
substituto barato do ouro. É utilizado na produção de sensores e como material de
encapsulamento biocompatível. Apesar da biocompatibilidade do polipirrol, sua
hemocompatibilidade não foi confirmada.
88
O uso de parilene-C, já difundido como material de cobertura para
componentes médicos eletrônicos faz desse polímero o mais adequado para
recobrimento de um dispositivo invasivo tal como o sensor de pressão intravenoso.
Além disso pode ser utilizado como membrana. Justamente por ser hemocompatível
requer utilização de maquinário exclusivo para evitar contaminações.
Devido aos inúmeros testes a que são submetidos novos materiais para que
sejam seguramente promovidos a polímeros biocompatíveis, testes estes que
demandam alto custo - financeiro, humano e temporal – é preferível trabalhar com
materiais já consagrados na sua bio(hemo)compatibilidade.
89
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ANEXOS
Anexo 1 - Normas Técnicas Normas específicas sobre “stents” ou “non-active cardiovascular implants”
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