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Caracterización y modelado de sensores
capacitivos para aplicaciones médicas
por
M.C Daniela Díaz Alonso
Tesis sometida como requisito parcial para obtener el grado de
Doctor en ciencias en la especialidad de
Electrónica
En el
Instituto Nacional de Astrofísica,
Óptica y Electrónica
Junio 2015 Tonantzintla, Puebla
Supervisada por:
Dr. Wilfrido Calleja Arriaga. Investigador Titular del INAOE
ii
Resumen
La medición oportuna de la presión en el cuerpo humano, de manera directa, precisa
y continua; es necesaria para detectar, evitar, y/o dar tratamiento adecuado, a una gran
variedad de enfermedades relacionadas con variaciones significativas en este parámetro
fisiológico. Entre las afecciones más comunes podemos mencionar: Glaucoma,
hipertensión e hidrocefalia.
El glaucoma es un grupo de enfermedades oculares degenerativas con patogénesis
compleja y multifactorial, que a la fecha, aun no se entiende completamente. Sin embargo,
existe una relación constante y bien definida entre el aumento de la presión intraocular
(PIO) y la progresión de la enfermedad. De no ser tratada a tiempo, el nervio óptico sufre
un daño severo que conduce a una condición de ceguera irreversible. Actualmente, la
tonometría de Goldman se utiliza para medir la PIO. En esta técnica, se aplica sobre la
cornea una fuerza externa calibrada, que permite relacionar la oposición del tejido con
indicadores ópticos en el instrumento de medición, para determinar la magnitud de la PIO.
Sin embargo, los datos obtenidos no son del todo precisos, puesto que se basan en la
suposición incorrecta de que todos los individuos sujetos al estudio presentan cornea con
igual fortaleza. Adicionalmente, la tonometría solo puede llevarse a cabo en consultorios de
hospitales, y es altamente dependiente del operador, además, para mayor certeza de las
mediciones se requiere repetir el procedimiento varias veces durante el día, lo que resulta
en una técnica que altera la estabilidad emocional y que afecta las actividades cotidianas del
paciente.
La hipertensión arterial es un síndrome caracterizado por la elevación de la presión
arterial (PA), y en la actualidad, se le considera como uno de los principales problemas de
Salud Pública. La hipertensión arterial es un factor de riesgo muy decisivo para el
desarrollo progresivo de enfermedades cardiovasculares. La hidrocefalia, es la acumulación
excesiva del liquido cefalorraquídeo (LCR) en el cerebro, como resultado de la dilatación
anormal del sistema ventricular, y a su vez ocasiona una presión potencialmente perjudicial
iii
De la misma manera que en la presión intraocular, existen procedimientos y técnicas
conocidas para medir la presión arterial e intracraneal, pero de aquí muchos investigadores
y especialistas en el campo, coinciden en la necesidad de lograr un monitoreo continuo las
24 horas del día, que no solo permita la medición oportuna de la presión, sino que también
se obtengan datos en distintas condiciones de reposo y actividad, más allá del ámbito de un
hospital, para entender a profundidad la fisiología de la enfermedad.
El presente proyecto de tesis aborda el desarrollo de un sensor de presión capacitivo
en modo de contacto (TMCPS), fabricado mediante la tecnología de micromaquinado
superficial PolyMEMS INAOE®. El sensor se diseña considerando su implante en el
cuerpo humano y que opere en medios biológicos bajo un rango de presión de 1-80mmHg.
Este dispositivo integrado se modela como un capacitor de placas paralelas, el electrodo
dinámico superior (diafragma suspendido) y el electrodo inferior (fijo al substrato) están
aislados mediante una doble capa aislante/aire, para permitir el adecuado funcionamiento
dinámico en modo de contacto, sin posibilidad de cortocircuito. Toda la superficie externa
está diseñada para hacer contacto directo con el medio biológico, por lo que, el dispositivo
es recubierto con una película aislante biocompatible. Los sensores se fabrican con
diafragma de simetría circular, cuadrada y rectangular. El material estructural consiste de
películas de aluminio de 0.5µm de espesor y dimensiones espaciales que varían en un rango
de 200-400 micrómetros.
El proceso de diseño y fabricación de sensores capacitivos tipo TMCPS con
aluminio como material estructural, se desarrolló como alternativa a los sensores
capacitivos a base de polisilicio como material estructural. Esta variante permite gran
flexibilidad de diseño, fabricación y aplicaciones de los prototipos capacitivos
desarrollados con la Tecnología PolyMEMS INAOE. Además, esta tecnología es
perfectamente adecuada para desarrollar sensores de presión con etapas de manufactura a
bajas temperaturas. Este aspecto permite la integración de los sensores con un proceso
análogo de bobinas de aluminio integradas en substratos flexibles de poliimida para la
iv
Abstract
The timely measurement of pressure in the human body, directly, precisely, and
continuously, it is necessary to detect, prevent, and/or provide adequate treatment to a
variety of diseases related with significant variations in this physiological parameter.
Among the most common conditions we can mention: Glaucoma, hypertension, and
hydrocephalus.
Glaucoma is a group of degenerative eye diseases with complex and multifactorial
pathogenesis that, to date is still not fully understood. However, there is a constant and
well-defined relationship between the increase in intraocular pressure (IOP) and the disease
progression. If not treated early, the optic nerve suffers severe damage leading to a
condition of irreversible blindness. Currently, Goldman tonometry is used to measure IOP.
In this technique, a calibrated external force is applied to the cornea that relates the opposed
tissue with optical indicators on the measuring instrument to determine the magnitude of
IOP. However, the obtained data are not entirely accurate, since they are based on the
incorrect assumption that all individuals subject to the study present cornea with equal
strength. Further, the tonometry may only be performed in clinic hospitals and is highly
operator dependent; in addition; to greater certainty of measurement, it is required to repeat
the procedure several times during the day, resulting in a technique that alters the emotional
stability and affects the patient’s daily activities.
Hypertension is a syndrome characterized by elevated blood pressure (BP), and
today, it is considered as one of the major public health problems. Hypertension is a risk
factor very decisive in the progressive development of cardiovascular diseases.
Hydrocephalus is an excessive accumulation of cerebrospinal fluid (CSF) in the brain, as a
result of abnormal dilation of the ventricular system, and in turn causes a potentially
harmful pressure to the brain parenchyma; this pressure is called intracranial pressure
(ICP).
v
In the same way as in the intraocular pressure, there are well established procedures
and techniques for the measuring blood and intracranial pressure, but many researchers and
experts in the field agree on the need for continuous monitoring 24 hours a day, not only
enabling timely measurement of pressure, but also providing data under different conditions
of rest and activity beyond the scope of a hospital, to understand in depth the physiology of
the disease.
This thesis project addresses the development of a touch mode capacitive pressure
sensor (TMCPS) manufactured with the surface micromachining technology called
PolyMEMS INAOE®. The sensor is designed by considering implantation into the human
body and for an operating pressure range in biological media between 1-80mmHg. This
integrated device is modeled as a parallel plate capacitor, the upper dynamic electrode
(suspended diaphragm) and the lower electrode (fixed to the substrate) are insulating by a
double insulator/air layer to allow proper dynamic operation in contact mode, without the
possibility of short circuit. The entire outer surface is designed to make direct contact with
the biological medium, so that, the device is coated with a biocompatible insulating film.
The sensors are fabricated with circular, square and rectangular diaphragm symmetry. The
structural material is a 0.5µm-thick aluminum film and it spatial dimension varies within a
range of 200-400 microns.
The process for designing and manufacturing TMCPS sensors with aluminum as a
structural material was developed as an alternative to capacitive pressure sensors based on
Polysilicon as structural material. This variant allows great flexibility in design,
manufacture and application of capacitive technology prototypes developed with
PolyMEMS INAOE®. Moreover, this technology is well suited to develop pressure sensors
with low thermal budget manufacturing steps. This aspect allows the full integration of
pressure sensors with a similar process of aluminum coils fabricated on flexible polyimide
vi
A mí querido esposo Manuel y a mí adorada hija Sofía, quienes día a día me motivan para seguir adelante con su inmenso amor…
A mis padres Cuper y Daniel
A mis hermanos Arturo, Rogelio, Laura y Nel
Y especialmente a ustedes tres que siempre están en mi corazón:
vii
Agradecimientos
A Dios, por sostenerme y no dejarme caer en los momentos más difíciles…
A mi esposo y a mi hija, por alegrar mis días, por enseñarme el amor sincero, por apoyarme incondicionalmente, y porque simplemente sin ustedes no sería lo que soy…
A mis padres Cuper y Danielpor su apoyo, cariño y amor que siempre me han dado.
A mis hermanos Arturo, Rogelio, Laura y Nel por su amor, compañía y apoyo…
A mi asesor Dr. Wilfrido Calleja Arriagagracias por sus enseñanzas y sus consejos…
Al Dr. Mario Moreno Moreno por su disposición y apoyo durante este proyecto…
A mis sinodales, Dr. Luis Niño de Rivera y Oryazabal, Dr.Alejandro Díaz Mendez, Dr. Carlos Zuñiga Islas, Dr. Luis Hernández Martínez y Dr. Ignacio Zaldivar Huerta por
evaluar mi trabajo de tesis.
También quiero expresar mi gratitud a Juan Manuel Álvarez Ledesma, Manuel Escobar, Israel Medina, Oscar Aponte, Ignacio Juárez, Alfonso Cortes, Pablo Alarcón, Mauro
Landa, Adrian Itzmoyotl, Netzahualcoyotl Carlos, Leticia Tecuapetla, Armando Hernández, Víctor Aca, Marino Conde, Adriana Tepaneca, Dr. Miguel Rocha, Dr. Alejandro Díaz Sánchez. y demás técnicos de los laboratorios de Microelectrónica y LNN
del INAOE por todo su apoyo, sus consejos y disposición para culminar este proyecto de tesis durante el desarrollo experimental.
Al Departamento de Física del CINVESTAV por las facilidades otorgadas para el uso del SEM, en especial al Dr. Ángel Guillen
viii
Al Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología (CONACyT) por la beca otorgada No. 224192
A mis tres grandes amigos, Israel Vivaldo, Oscar Addiel Seseña y Fernando Quiñones porque pese a la distancia y el tiempo siempre han tenido un espacio para mí.
A mis compañeros y Amigos, Cesar Calleja Gómez, Luis Antonio Carillo, Hiram Enrique Martínez, Manolo Pérez Ramos, Adrian Tec, Ramón Báez, Carolina Rosas, Oscar Lozada, Johanny Escobar, Natiely Hernández, que hicieron de esta estadía en el INAOE,
una gran experiencia….
A la comunidad del INAOE en general y aquellos profesores que tuve el gusto de conocer…
ix
Índice
Resumen………..ii
Abstract………...iv
Dedicatoria……….vi
Agradecimientos………...vii
Índice………...ix
Lista de Acrónimos………...xii
Lista de Símbolos……….xiii
Capitulo 1. Introducción……….………...1
1.1Antecedentes………...1
1.2Motivación y Justificación………...2
1.3Objetivos………...3
1.4Organización de la tesis………..4
1.5Referencias…………...5
Capitulo 2. Sensores Biomédicos y sus aplicaciones………6
2.1Introducción………6
2.2Presión en el cuerpo humano………...6
2.2.1 Presión intraocular (PIO)………..7
2.2.2 Presión arterial o sanguínea (PA)………10
2.2.3 Presión intracraneal (PIC)………...14
2.3Sensores Biomédicos……….15
2.3.1 Sensores físicos y sus aplicaciones en Biomedicina………...15
2.4Requerimientos para sensores de Presión in vivo..………16
2.4.1 Tamaño………17
2.4.2 Rango y Precisión………17
2.4.3 Materiales y consideraciones de encapsulado……….18
2.4.4 Telemetría y circuitería electrónica……….19
2.5Estado del arte………20
2.6Resumen……….26
x
Capitulo 3. Diseño de un sensor capacitivo hermético para aplicaciones
biomédicas………...33
3.1Aspectos generales de un sensor tipo TMCPS………...33
3.2Consideraciones de diseño de un sensor tipo TMCPS para aplicaciones en modo invasivo………..………42
3.2.1 Suministro de Energía y restricciones de tamaño………...42
3.2.2 Biocompatibilidad………...44
3.3Modelado del sensor TMCPS considerando un diafragma compuesto Aluminio-Poliimida……….44
3.4Capacitancia del Sensor TMCPS………...52
3.5Resumen.………56
3.6Referencias……….57
Capitulo 4. Proceso de Fabricación de un sensor de presión TMCPS………..59
4.1Introducción………..……….59
4.2Descripción del proceso de fabricación del sensor TMCPS………..59
4.3Condiciones de depósito y grabado de la Poliimida PI-2610 de HD Microsystem…..62
4.3.1 Etapa de liberación mecánica……….65
4.3.2 Etapa de Sellado con Poliimida………...70
4.4Resumen………72
4.5Referencias………72
Capitulo 5. Caracterización eléctrica………74
5.1Introducción………..74
5.2Caracterización preliminar………..………...76
5.2.1 Mediciones de capacitancia a nivel oblea………76
5.2.2 Mediciones de capacitancia en encapsulado ………...79
5.2.3 Sistema implementado para suministrar Presión………..82
5.2.4 Circuito implementado para caracterizar la variación de capacitancia con presión……….………...84
5.3Resumen…...………..88
5.4Referencias……… 89
Capitulo 6. Conclusiones………90
6.1Conclusiones………..90
xi
Apéndice A. Diseño y Proceso de fabricación de Bobinas de Aluminio
integradas en substratos flexibles de Poliimida………..92
Apéndice B. Aplicación del Teorema de ejes paralelos para determinar
la superficie neutral en diafragmas compuestos………101
xii
Lista de Acrónimos
APCVD Depósito Químico en fase Vapor a Presión Atmosférica (Atmospheric Pressure Chemical Vapor Deposition)
APEC Asociación Para Evitar la Ceguera
ASIC Circuito Integrado de Aplicación Especifica (Application-Specific Integrated Circuit)
CVD Depósito químico en fase vapor (Chemical vapor deposition)
CPP Presión de Perfusión Cerebral (Cerebral Perfusion Pressure)
GPAA Glaucoma Primario de Ángulo Abierto
GPAC Glaucoma Primario de Ángulo Cerrado
HI Hipertensión Intracraneal
IC Circuitos Integrados (Integrated Circuit)
IICP Presión Intracraneal Idiopática (Idiopathic Intracraneal Pressure)
LCR Líquido Cefalorraquídeo
MEMS Sistemas Micro Electro Mecánicos (Micro Electro
Mechanical System)
MICS Servicios de Comunicación de Implantes Médicos (Medical Implant Communication Service)
PA Presión Arterial
PS Presión Sanguínea
PIO Presión Intraocular
PIC Presión Intracraneal
RF MEMS Sistemas Micro Electro Mecánicos para aplicaciones de Radio Frecuencia
SAR Razón de Absorción Específica (Specific Absorption Rate)
TMCPS Sensor de Presión Capacitivo en Modo de Contacto (Touch Mode Capacitive Pressure Sensor)
xiii
Lista de Símbolos
a ½ de la longitud lateral de un diafragma cuadrado [m]
Atouch Área de contacto del diafragma con el electrodo inferior aislado [m]
C Capacitancia del diafragma [F]
CS Capacitancia del sensor [F]
Cpo Capacitancia del sensor a presión cero [F]
D Rigidez de Flexión [Pa·m3]
D1 Rigidez de flexión del material inferior en un diafragma [Pa·m3]
D2 Rigidez de flexión del material superior en un diafragma [Pa·m3]
Dcomp Rigidez de Flexión Compuesta [Pa·m3]
d Separación inicial entre los electrodos del diafragma [m]
deff Separación efectiva en un TMCPS considerando un material aislante
intermedio[m]
E Modulo de Young [Pa]
E1 Modulo de Young de Aluminio [Pa]
E2 Modulo de Young de Poliimida [Pa]
e1 Distancia desde la superficie neutral del diafragma compuesto hacia la parte
inferior del diafragma [m]
e2 Distancia desde la superficie neutral del diafragma compuesto hacia la parte
superior del diafragma [m]
εaire Constante dieléctrica del aire
εd Constante dieléctrica del material aislante εo Permitividad dieléctrica del vacío [F/m]
G Ganancia en el Amplificador de instrumentación
h Espesor del diafragma [m]
h1 Espesor de la película de aluminio[m]
h2 Espesor de la película de Poliimida [m]
iC Corriente en el sensor capacitivo [A]
LS Inductancia de la bobina Integrada con el Sensor capacitivo [H]
xiv
Ptouch Presión de contacto [mmHg/Torr]
r Radio de un diafragma circular
Si Silicio
td Espesor del material dieléctrico [m]
Vm Señal de entrada variante en el tiempo [V]
V0 Voltaje de salida en amplificador [V]
ν Coeficiente de Poisson
ω Desplazamiento del diafragma [m]
ωmax Deflexión máxima del diafragma [m]
ω(p) Desplazamiento del diafragma en función de la presión aplicada[m]
Operador biharmónico
ΔC Variación de capacitancia [F]
1
Capítulo 1
Introducción
1.1 antecedentes
Los Sistemas Micro Electro Mecánicos (MEMS, por sus siglas en ingles), son la
integración de dispositivos mecánicos (sensores y actuadores) con tecnologia de circuitos
integrados en un mismo substrato, se caracterizan por tener dimensiones en escala de los
micrómetros. Inicialmente, la tecnologia MEMS fue basada en silicio con procesos de
fabricación que utilizan Micromaquinado de Volumen y Micromaquinado Superficial. Sin
embargo, otros materiales tales como, vidrios, cerámicos y polímeros han sido adaptados
para esta tecnologia. Algunas ventajas de los dispositivos MEMS son su tamaño reducido,
peso ligero, bajo consumo de energía y alta funcionalidad en comparación con los
dispositivos convencionales. Además, la tecnología MEMS ofrece la reducción de costos
en su proceso de manufactura, debido a sus técnicas de procesamiento por lotes, de manera
similar que en el desarrollo de circuitos integrados semiconductores (IC) [1.1]. En las
primeras etapas, los dispositivos MEMS demostraron ser una revolucionaria tecnología en
diversos campos del dominio de la física, tales como, Mecánica (sensores de presión,
acelerómetros, y giroscopios), Microfluídica (boquillas de inyección de tinta), Acústica
(micrófonos), RF MEMS (conmutadores y resonadores) y Óptica (microespejos) [1.2].
Gradualmente, la tecnología MEMS ha demostrado dar soluciones únicas y ofrece la
posibilidad de desarrollar dispositivos innovadores, no solo en la industria automotriz y
aeroespacial, por mencionar algunas; sino que actualmente, los dispositivos MEMS han
penetrado en el campo de la medicina, principalmente con el desarrollo de BioMEMS y
MEMS para aplicaciones biomédicas. En el proceso, los ingenieros biomédicos se han
comprometido activamente en el diseño, desarrollo, y la utilización de materiales,
dispositivos, sensores y técnicas para la investigación clínica, así como el diagnóstico y
tratamiento de pacientes [1.3]. En este aspecto, los polímeros son altamente atractivos para
aplicaciones biomédicas por que ofrecen biocompatibilidad, y bajo costo; además, pueden
2
1.2 Motivación y Justificación
Muchas de las enfermedades pueden ser controladas con el uso de medicamentos si
son diagnosticadas antes de que el daño al órgano, tejido o mecanismo de control sea
irreversible. La solución ideal de tratamiento exige el monitoreo continuo de los parámetros
fisiológicos de interés [1.4], lo que implica una medición las 24 horas del día con el uso de
sensores biomédicos que puedan ser implantados en el cuerpo humano. Esto permitiría la
detección oportuna de cualquier enfermedad, el seguimiento y tratamiento adecuado, y por
último, sería posible evitar el deterioro definitivo de algún órgano del cuerpo humano.
Aunque investigadores y clínicos en el campo médico, reconocen la necesidad de un
esquema de medición permanente de la presión en pacientes con afecciones ligadas a este
parámetro, actualmente no existe un dispositivo confiable y eficaz, que presente un proceso
de fabricación sencillo y de bajo costo que permita que sea practico; y que al mismo tiempo
ofrezca una gran estabilidad y operación a largo plazo para la medición de la presión dentro
del cuerpo humano.
En este contexto, el presente proyecto doctoral, se enfoca a la realización de un
sensor mecánico, diseñado y orientado a medir la presión Intraocular en medios biológicos
mediante un esquema totalmente invasivo. Este dispositivo fue diseñado con un esquema
capacitivo que considera una cavidad hermética y dinámica, cuyas capacidades de
integración se basan en técnicas de micromaquinado superficial mediante la tecnología
PolyMEMS INAOE®. De manera preliminar ha sido reportado el uso de películas de
Polisilicio para definir al elemento sensor (diafragma suspendido). Los resultados
mostraron que los diafragmas fabricados con películas de 2µm de polisilicio son flexibles y
mecánicamente estables [1.5]. Actualmente, la tecnología PolyMEMS INAOE® demuestra
ser lo suficientemente productiva para traspasar sus horizontes y desarrollar sensores de
presión incorporando películas de aluminio, como elemento estructural, y materiales como
poliimida, que en conjunto establecen un proceso de fabricación con etapas de manufactura
a bajas temperaturas <400°C. Todo esto, habilita la integración completa con un sistema de
3
1.3 Objetivos
El principal objetivo del presente proyecto de tesis es la fabricación y
caracterización eléctrica y mecánica de un sensor de presión absoluto
para operar en un rango de 1-80mmHg, y que tendrá como aplicación
principal la medición de presión en medios biológicos (Presión
intraocular, Presión sanguínea, Presión intracraneal)
A fin de alcanzar el objetivo se deben desarrollar los siguientes objetivos particulares:
a) Explorar la integración de películas de Aluminio, y materiales como resinas y
Poliimida con las principales etapas de manufactura de la tecnología de
micromaquinado superficial PolyMEMS INAOE®, para culminar con el desarrollo
de un proceso de fabricación de bajo costo y de menor complejidad.
b) Desarrollar una rutina de sellado hermético con Poliimida, que permita que el
dispositivo sensor pueda operar con una cavidad interna sellada que no se afecte por
el fluido biológico.
c) Considerando el diseño preliminar de estructuras capacitivas para medir presión;
modelar el efecto mecánico en el comportamiento de los diafragmas suspendidos,
cuando se incorpora un material adicional de cubierta y protección anticorrosión.
d) Implementación de un circuito electrónico a nivel discreto que permita evaluar las
variaciones de capacitancia en los dispositivos
e) Implementación de un sistema adecuado para suministrar presión de manera
4
1.4 Organización de la tesis
La redacción de la tesis está organizada de la siguiente manera:
En el capítulo 2 se presentan una introducción general a los aspectos médicos más
importantes relacionados a la medición de la presión en el cuerpo humano. Además, se
detallan aspectos importantes de sensores biomédicos y sus principales aplicaciones. Por
último, se concluye el capitulo presentando el estado del arte de prototipos de sensores
biomédicos aplicados a la medición de la presión intraocular, la presión sanguínea y la
presión intracraneal.
En el capítulo 3 se detallan los aspectos y consideraciones de diseño más
importantes. Así mismo, se presenta el análisis por Elementos Finitos usando un software
con licencia CoventorWare para modelar el comportamiento mecánico de sensores de
presión que incluyen diafragmas compuestos por dos materiales distintos.
En el capítulo 4 se describe el trabajo experimental realizado en las distintas etapas
del proceso de fabricación.
En el capítulo 5 se detallan los aspectos generales de la metodología de medición
para realizar la caracterización eléctrica los dispositivos. Además, se presentan los
resultados obtenidos durante la caracterización preliminar.
Finalmente en el capítulo 6 se presentan las conclusiones derivadas de la tesis y se
5
1.5 referencias
[1.1] Madou, M. (1997). “Fundamentals of Mcrofabrication”, CRC Press.
[1.2] Bourne, M. (2007). “A Consumer’s Guide to MEMS & Nanotechnology”, Bourne Research LLC, 1st edition.
[1.3] Harsanyi G. (2000). “Sensors in Biomedical Applications: Fundamentals, Technology and Applications”, CRC Press.
[1.4] Leonardi, M., Leuenberger, P., Bertrand, A. Bertsch, and P. Renaud. (2004). “First steps toward noninvasive intraocular pressure monitoring with a sensing contact lens,” Investigative Ophthalmologhy & Visual Science, Vol. 45, No. 9, pp. 3113–3117.
[1.5] Díaz-Alonso, D. (2010) “Fabricación y Caracterización de estructuras para monitorear presión, Tesis de Maestria, INAOE Electrónica.
[1.6] Rendón-Nava, A. E., Díaz-Méndez, J. A., Nino-de-Rivera, L., Calleja-Arriaga, W., Gil-Carrasco, F., & Díaz-Alonso, D. (2014). “Study of the Effect of Distance and Misalignment between Magnetically Coupled Coils for Wireless Power Transfer in Intraocular Pressure Measurement”. The Scientific World Journal, Vol. 2014, Article ID 692431, 11 pages.
6
Capítulo 2
Sensores Biomédicos y sus aplicaciones
2.1 Introducción
En el siglo XX, la innovación técnica y tecnológica ha progresado a un ritmo tan
acelerado que se ha impregnado en casi todos los aspectos de nuestras vidas. Este aspecto
es más evidente en el campo de la medicina. Con innovaciones tecnológicas casi continuas
que han conducido a la atención médica, profesionales de la ingeniería se han involucrado
íntimamente en muchas empresas médicas. Como resultado, la disciplina de la ingeniería
biomédica se ha convertido en un medio de integración para dos profesiones dinámicas: la
medicina y la ingeniería electrónica [2.1]. El campo de la ingeniería biomédica incluye
muchas nuevas áreas: biomecánica, biomateriales, modelado fisiológico, simulación y
control, entre otras. Una de las partes más importantes de la ingeniería biomédica es la de
sensores biomédicos, que permiten la detección de procesos biológicos y su conversión a
señales. Desde un punto de vista fisiológico, la presión en el cuerpo humano es un
parámetro crítico en muchos diagnósticos clínicos. En este contexto, han sido realizados
muchos esfuerzos para desarrollar sensores de presión MEMS que sean adecuados y
faciliten un monitoreo continuo de la presión en el cuerpo humano (intraocular, sanguínea,
e intracraneal) y que permiten evaluar y diagnosticar a tiempo cualquier enfermedad con la
finalidad de dar una mejor calidad de vida a los pacientes. En este capítulo se abordaran los
aspectos más relevantes de la medición de presión en el cuerpo humano (intraocular,
sanguínea e intracraneal); además, se detallan los antecedentes que conciernen el desarrollo
de sensores biomédicos.
2.2 Presión en el cuerpo humano
El cuerpo humano está compuesto por múltiples órganos los cuales cumplen funciones
especificas para el adecuado funcionamiento del organismo y la salud de la persona, los
7
sistemas; aparato circulatorio, aparato digestivo, sistema inmunológico, aparato
respiratorio, entre otros. El cuerpo se ve afectado tanto por condiciones al interior del
organismo como por su entorno, entre este hecho se encuentra la presión. En este capítulo
se abordan las principales presiones que pueden ser medidas en el cuerpo humano y que a
menudo proporcionan indicadores médicos valiosos; entre las que destacan: la presión
arterial o sanguínea, la presión intraocular, y la presión intracraneal.
2.2.1 Presión intraocular
La Presión intraocular (PIO) se mantiene constante mediante el equilibrio que existe
entre la producción y eliminación de líquido en la parte anterior del ojo,
denominado humor acuoso. Si la circulación del humor acuoso es normal, éste entra al
ojo desde el cuerpo ciliar a través de las cámaras del ojo y sale por la red trabecular y el
canal de Schlemm, como se ilustra en la figura 2.1(b). En estos casos la PIO oscila entre
10-21 milímetros de mercurio (mmHg) [2.2]. Cuando se produce una alteración
modificando la circulación del humor acuoso y no se llega a producir la compensación
de salida por falla en el mecanismo de drenaje, figura 2.1(c), aumenta la presión dentro
de la cavidad ocular y nos encontramos ante un cuadro de hipertensión ocular que
clasificaremos como un tipo de glaucoma, de acuerdo con la tabla 2.1 [2.3].
Tabla 2.1 Clasificación de los tipos de Glaucoma
Presión característica Tipo de Glaucoma
10 mm Hg Congénito
>21 mm Hg Baja tensión o Normatensional
30-45 mm Hg Primario de Angulo Abierto (GPAA)
45-60 mm Hg Primario de Angulo Cerrado (GPAC)
Aunque los investigadores y clínicos en el campo reconocen la necesidad de un
seguimiento continuo en los pacientes con glaucoma, ningún método esta todavía
disponible [2.4]. El diagnostico del glaucoma se basa principalmente en la medición de
la PIO por tonometría, el aspecto de la papila, el estado de la capa de las fibras nerviosas
y la campimetría [2.5]. En un ambiente clínico, la tonometría de Schiotz (Indentación) y
8
son los dos métodos generalmente utilizados, existiendo además la tonometría de
no-contacto (aire). La tabla 2.2 presenta una comparación entre estos métodos [2.6].
(a)
(b) (c)
Fig. 2.1 Cuerpo ciliar. (a) Ubicación del cuerpo ciliar en el globo ocular. (b) Circulación del
humor acuoso en un ojo normal. (c) Circulación del humor acuoso en un ojo afectado por
glaucoma
Tabla 2.2 Métodos utilizados para la tonometría.
Método de Tonometría Ventajas y Desventajas
Tonometría de Indentación (Schiotz)
-Requiere de Anestesia -Abrasión corneal
-La repetición de lecturas puede reducir la PIO (efecto
tonográfico)
Tonometría de Aplanación (Goldmann)
-Accesorio de lámpara de hendidura
-Permite mediciones mas exactas
-Requiere de anestesia y fluoresceína sódica
Tonometría de no-contacto -No requiere anestesia -Instrumento de alto costo
9
Sin embargo, el método de Goldmann se ha convertido en el procedimiento estándar
para la medición de la PIO, puesto que es considerado como exacto y preciso entre las
técnicas de tonometría existentes. Esta técnica utiliza un aparato especial denominado
lámpara de hendidura donde se coloca el tonómetro, ver figura 2.2. Debido a que este
instrumento de medición tiene contacto directo con el ojo, la anestesia tópica es
necesaria junto con un medio de contraste llamado fluoresceína. El material de contraste
permite que el doctor busque las irregularidades de la superficie del ojo [2.7]. La
medición de la PIO requiere una fuerza que aplane el ojo; la superficie de aplanación
tiene un diámetro de 3.06 mm situado en el centro de un cilindro plástico. La cantidad de
la fuerza en el cilindro se controla con precisión y se puede leer en una escala colocada
en la perilla del equipo. De esta manera, la PIO es obtenida de la relación que existe
entre la fuerza y el área de contacto [2.8]. Una de las principales desventajas de los
tonómetros de aplanación es la propagación de infecciones si los dispositivos no están
esterilizados adecuadamente. Además de que una porción de humor acuoso puede ser
desplazado durante la medición. Por último, mientras se mide la PIO real, la tonometría
de aplanación no puede realizar un monitoreo continuo, lo cual es su limitación más
importante [2.4]. De hecho, la única forma de obtener datos sobre el comportamiento de
la PIO, es repetir las mediciones muchas veces al día, lo que permite sólo una
estimación aproximada, además de ser un procedimiento muy incomodo para los
pacientes. Más aún, se debe considerar que algunas variables pueden afectar las
mediciones: la rigidez de la cornea puede sobrestimar la PIO; lágrimas pueden
subestimar la medición y alto astigmatismo corneal pueden causar grandes desviaciones
[2.8].
10
2.2.2 Presión arterial o sanguínea
La presión sanguínea es la presión ejercida por la sangre circulante sobre las paredes de
los vasos sanguíneos, y constituye uno de los principales signos vitales. La presión de la
sangre disminuye a medida que la sangre se mueve a través de arterias, arteriolas, vasos
capilares, y venas [2.9], ver figura 2.3; el término presión sanguínea generalmente se
refiere a la presión arterial, es decir, la presión en las arterias más grandes que forman
los vasos sanguíneos que toman la sangre que sale desde el corazón. Los valores de la
presión sanguínea se expresan en milímetros de mercurio (mmHg), a pesar de que
muchos dispositivos de presión vascular modernos ya no usan mercurio.
Figura 2.3 Distribución de la sangre en las diferentes partes del sistema circulatorio [2.9].
La presión arterial varía durante el ciclo cardíaco de forma semejante a una función
11
máximo de la curva de presión en las arterias y que ocurre cerca del principio del ciclo
cardiaco durante la sístole o contracción ventricular; la presión arterial diastólica es el
valor mínimo de la curva de presión (en la fase de diástole o relajación ventricular del
ciclo cardíaco), este mecanismo es ilustrado en la figura 2.4. La presión media a través
del ciclo cardíaco se indica como presión sanguínea media; la presión del pulso refleja la
diferencia entre las presiones máxima y mínima medidas [2.10]. Los modelos suelen
indicar un rango que va desde los 0 mmHg a los 300 mmHg (que es rango de la presión
arterial medible en los humanos), existiendo modelos que permiten medir sólo hasta los
260 mmHg. Para la mayoría de las personas sanas, la presión sistólica varía entre 90 y
120 mmHg, mientras que la presión diastólica normal varía entre 60 y 80 mmHg.
Figura 2.4 Mecanismo de la presión Arterial.
La medición de la presión arterial es el examen médico más común para un diagnostico
clínico completo. El control de la presión arterial, es en gran parte responsable de una
disminución significativa en ataques al corazón y muertes cerebrovasculares en las
últimas tres décadas [2.11]. La tabla 2.3 muestra los valores normales en la presión
arterial en adultos, así como algunos rangos de medición que pueden conducir a mayores
12
Tabla 2.3 Clasificación de la Presión arterial de acuerdo con la corporación “American Heart
Asocciation” [2.11].
Clasificación de la Presión arterial Sistólica
mmHg (Alta)
Diastólica
mmHg (Baja)
Normal Menor que 120 y Menor que 80
Pre-hipertensión 120-139 o 80-89
Hipertensión (Etapa 1) 140-159 o 90-99
Hipertensión
(Etapa 2)
160 o mayor o 100 o mayor
Crisis Hipertensa
(Requiere atención médica inmediata)
Mayor que 180 o Mayor que 110
Los aparatos de medición de la presión arterial o sanguínea se encuentran entre las
herramientas de diagnóstico más antiguas. La medición de la presión arterial, debida
al flujo sanguíneo, es decir la presión sistólica (de contracción del corazón, o de
bombeo) y de presión diastólica se realiza convencionalmente utilizando la técnica de
Korotkoff mediante esfigmomanómetros de mercurio o aneroide [2.12]. El
esfigmomanómetro consiste en un brazalete (también llamado brazal) que es inflado con
una perilla manual, o cualquier otro dispositivo que bombee aire, inflando el brazalete
hasta que oprime el brazo, como se ilustra en la figura 2.5. La presión dentro del
brazalete se mide mediante un manómetro que indica la presión sanguínea. El
manómetro y el brazalete se encuentran unidos por una correa de goma. La opresión del
brazo se eleva hasta que, por oclusión, cesa el tránsito de sangre por la arteria
braquial (denominada también arteria humeral) en su fosa cubital; esta oclusión ocurre a
unos 250 mmHg aproximadamente [2.10]. La perilla, o dispositivo de bombeo, posee
una válvula de purga (o válvula de aeración o en algunos casos válvulas Check) que
permite descender la presión del brazalete de una forma controlada. La colocación del
estetoscopio en la arteria braquial permite auscultar los intervalos de audición de los
13
Figura 2.5 Método de auscultación manual para medir la presión arterial sistólica y diastólica [2.9]
Existen también los aparatos automáticos (denominados esfigmomanómetros digitales)
que poseen un brazalete ajustable a la muñeca, al brazo o incluso a un dedo. El
funcionamiento básico de este tipo de esfigmomanómetro es similar: posee su brazalete
y su manómetro; a veces incorpora un compresor eléctrico para inflar el brazalete. El
brazalete dispone en su interior de sensores que no solo son capaces de medir la presión
estática, sino que incluyen un proceso de filtrado electrónico apropiado para detectar las
ondas de presión causadas por el efecto Korotkoff (sonidos de Korotkoff), permitiendo
conocer el intervalo de presión diastólica y sistólica. Este método de medición se
conoce como oscilométrico [2.1]. Por regla general, suelen medir la presión arterial
media. Cuanto más distal es el punto de medida de la tensión arterial, mayor es la
influencia de la vasoconstricción periférica sobre los resultados de la medición. Estos
instrumentos también contienen una pequeña computadora que cuenta con memoria y
reloj. El brazalete dispone además en su interior de sensores capaces de detectar los
sonidos de Korotkoff, permitiendo conocer el intervalo de presión diastólica y sistólica.
Por regla general, suelen medir la presión arterial media. Generalmente, este tipo de
aparatos contiene un sistema auscultatorio y otro oscilométrico. El sistema auscultatorio
14
Korotkoff, mientras que los dispositivos oscilométricos analizan la transmisión de
vibración de la pared arterial.
2.2.3 Presión intracraneal
La Presión intracraneal (PIC) es la presión dentro del cráneo y por lo tanto en el tejido
cerebral y el líquido cefalorraquídeo (LCR). El cuerpo tiene varios mecanismos por los
que se mantiene estable la PIC, con variaciones en la presión del LCR que varían
alrededor de 1 mmHg (adultos) mediante cambios en la producción y la absorción de
LCR. La presión del LCR es altamente influenciada por cambios bruscos en la presión
intratorácica durante la tos (presión intra-abdominal), y la comunicación con el sistema
vascular (sistemas venoso y arterial). La PIC se mide en milímetros de mercurio
(mmHg). Los cambios en la PIC se atribuyen a los cambios de volumen en uno o más de
los constituyentes contenidos en el cráneo. La hipertensión intracraneal, comúnmente
abreviado como HI o IICP es la elevación de la presión en el cráneo. Una PIC es normal
cuando se encuentra en un rango de 7-15 mmHg [2.13]. Para valores de la PIC entre
20-25 mmHg o superiores, se requiere un tratamiento médico para reducir la PIC y no
desencadenar algún daño neurológico [2.14]. La medición de la presión intracraneal
(PIC) se considera una de las bases en la atención clínica neurointensiva moderna.
Básicamente, el parénquima cerebral es casi incompresible, encerrado en una porción de
hueso que no se expande; además es un sistema complejo con un equilibrio entre la
circulación de la sangre y el líquido cefalorraquídeo (LCR) [2.15]. Cuando se produce
una lesión cerebral traumática, hemorragia subaracnoidea, accidente cerebrovascular,
intracerebral, Hematomas o meningitis, afecta este equilibrio y la PIC aumenta. Por lo
tanto, mediante el seguimiento y la medición oportuna de la PIC, cualquier lesión
secundaria, que pudiera causar daño neurológico permanente o incluso la muerte, puede
ser detectada y tratada a tiempo [2.16]. Cuando la presión de perfusión cerebral (CPP),
obtenida sustrayendo la PIC de la presión arterial media, cae por debajo de 50 mmHg,
las consecuencias pueden ser la isquemia cerebral secundaria, hernia, y, en última
15
2.3 Sensores biomédicos
Los sensores biomédicos toman señales que representan variables médicas y
generalmente las convierten en una señal eléctrica u óptica. Por lo tanto, el sensor
biomédico sirve como una interfaz entre un sistema biológico y un sistema electrónico
[2.1]. Los sensores biomédicos se utilizan en campos de aplicaciones médicas como
dispositivos para diagnóstico y monitoreo de enfermedades. Sin embargo, una de las tareas
de investigación más importante para sensores biomédicos, también comprende el
desarrollo de sistemas de control que puedan ser implantados en el cuerpo humano; y que
sean capaces de operar continuamente por largos periodos de tiempo, con el fin de simular
la función de un órgano interno u otro mecanismo de control. Muchas enfermedades
crónicas son el resultado de la operación fallida de alguno de los sistemas de control del
cuerpo humano.
2.3.1 Sensores físicos y sus aplicaciones en Biomedicina
En general, los sensores biomédicos se clasifican respecto a los siguientes aspectos: por
el parámetro físico que miden (presión, temperatura, flujo, pH, etc.), por su función
(terapéutico, diagnostico, monitoreo, asistencia etc.), por el principio de transducción
que emplean (resistivo, capacitivo, inductivo, etc.), por el sistema fisiológico al que son
enfocados (cardiovascular, pulmonar, nervioso, etc.), por las especialidades médicas
pediatría, oftalmología, cardiología, etc.), y por los niveles de riesgo que representan.
Los sensores biomédicos son conocidos como sensores físicos aplicados a la medicina, y
son usados en aplicaciones de monitoreo, como órganos artificiales, dispositivos de
control clínico y doméstico, además están incluidos en grandes aparatos de diagnostico
para la detección y tratamiento de enfermedades. Entre sus principales aplicaciones
16
Tabla 2.4 Características de diferentes sensores en aplicaciones biomédicas.
Tipo de
sensor
Aplicación
Médica
Parámetro Fisiológico Características
Térmico
-Diagnostico
clínico y personal
-Monitoreo
Medición de temperatura en el
interior del cuerpo, superficial (piel)
y en la sangre.
-Dispositivos de bajo costo
-Pequeños
-Desechables
Mecánico
-Diagnostico
clínico y personal
-Monitoreo
Medición de la presión intraocular,
intracraneal, intra-abdominal,
sanguínea o arterial, presión en la
vejiga, flujo respiratorio, impulsos
de presión o movimiento.
-Dispositivos de bajo costo
-Pequeños
-Desechables
Ultrasónico -Monitoreo
-Escaneo Médico
-Diagnostico
Imágenes por ultrasonido,
Sonografía Doppler para medir el
flujo sanguíneo.
-Bajo costo
- Fáciles de transportar
-Alto rendimiento
Acústico Órganos
artificiales
Aparatos de ayuda auditiva
Magnético/
-Diagnostico
-Terapia
Medición de la actividad cerebral,
Resonancia Magnética Nuclear,
Imagen de rayos X, Tomografía
computarizada (CT), Tomografía
por emisión de Positrones (PET).
-Gran tamaño
-Alto costo
-Controlados por
computadora
De manera particular, este trabajo se enfoca al estudio y análisis de sensores mecánicos,
en los cuales su respuesta mecánica es consecuencia de una variación en un parámetro
fisiológico: la presión en el cuerpo humano.
2.4 Requerimientos para Sensores De Presión In Vivo
En muchos aspectos, los sensores biomédicos son similares a los que se utilizan en otros
campos de investigación, industriales o comerciales. Sin embargo, cuando su aplicación
esta relacionada con el cuerpo humano, las especificaciones de seguridad y confiabilidad
son más exigentes. Por lo tanto, cuando se consideran los requisitos para un sensor de
17
cuerpo humano (modo invasivo) para analizar in vivo o usado externamente para analizar
una muestra in vitro. Para sensores implantados, el diseño se guía por una serie de
requisitos especiales que sobrepasa a la selección inicial de un esquema de transducción de
presión [2.17]. Estos requisitos se detallan a continuación.
2.4.1 Tamaño
El tamaño del implante depende totalmente de la aplicación, y debe ser suficientemente
miniaturizado a fin de obtener la colocación apropiada del sensor en el cuerpo humano
(es decir, debe ser compatible con las técnicas de implantación y considerar las
restricciones anatómicas) y la integración con componentes de telemetría (que
aumentará aún más el impacto). Mediante el aprovechamiento de los avances en las
tecnologías de micromaquinado, se han desarrollado sensores basados en MEMS que
minimizan el impacto global y las dimensiones [2.17]. El tamaño total del sistema
completo se puede reducir mediante la combinación de sensores con circuitos integrados
de aplicación específica (ASIC) en lugar de componentes electrónicos discretos. Sin
embargo, las bobinas de acoplamiento inductivo (que son utilizadas para una adecuada
alimentación del sensor) y las baterías siguen siendo relativamente grandes e imponen
límites prácticos a una efectiva miniaturización.
2.4.2 Rango y Precisión
Los rangos de presión de interés, incluyendo rangos de presión anormales, para
diferentes áreas del cuerpo humano se enumeran en la tabla 2.5 y gráficamente se
presentan en la figura 2.6. Los sensores deben ser capaces de medir rangos de presión
normales y anormales, que son clínicamente relevantes en diversas condiciones y
enfermedades. Tomados en conjunto, estas presiones abarcan el rango de -10 a 200
mmHg cuando se miden en referencia a la presión atmosférica [2.17]. Comúnmente la
especificación de precisión del sensor a través de la mayoría de las aplicaciones in vivo
mencionadas en la tabla 1.5, es solo una medida con una desviación de ± 1 mmHg, o 5%
18
Figura 2.6 Rangos de presión relevantes para monitoreo y diagnostico de presión en aplicaciones
medicas.
Tabla 2.5 Parámetros relevantes en el desarrollo de sensores de presión para aplicaciones implantables
en el cuerpo humano.
Aplicación Rango de Presión
(mmHg) [Ref.] Resolución (mmHg) [Ref.] Frecuencia (Hz) [Ref.] Consideraciones de encapsulado Presión Intracraneal (PIC)
-10 a 50 [2.18] 1 [2.19] 0-30 [2.20] Integración por
shunt, catéter Presión Intraocular
(PIO)
10-21, >21 valor
anormal [2.2], [2.21]
2 [2.22], [2.23] 0-30 [2.24] Needle delivery, lentes de contacto
Presión Arterial o
Sanguínea 50-180 [2.25] 1 [2.25] 0-200 [2.25]
Catéter, stent (cánula)
Presión de la Vejiga 10-70, ~150 durante
la evacuación [2.26] 1 [2.27] 3-5 [2.28],[2.29] Catéter intrauretral
Presión
Intra-abdominal 0.2-16.2 [2.30] --- 0-15 [2.31] ---
2.4.3 Materiales y Consideraciones de encapsulado
Cuando se consideran los materiales y métodos de empaquetado para sensores de
presión implantables, se deben analizar tres aspectos importantes:
(1) La integración aceptable con el tejido humano (es decir, una baja citotoxicidad).
19
(3) La estabilidad mecánica a largo plazo del dispositivo en el medio biológico.
Debido a la inevitable respuesta del cuerpo humano contra un sensor implantado ajeno a
su naturaleza, se deben elegir materiales apropiados para tratar de limitar la
contaminación biológica y poder obtener un rendimiento en el dispositivo sensor más
confiable y a largo plazo [2.32]. La esterilización también es un factor importante
cuando se seleccionan los materiales; los dispositivos deben ser capaces de resistir los
procesos de esterilización mediante calor o químicos (por ejemplo, óxido de etileno o
plasma) [2.33], [2.34]. Además, las consideraciones adicionales para el diseño de
dispositivos también pueden beneficiar la integración [2.35]. Para sensores que se
diseñan con circuitos activos, es necesario garantizar un adecuado encapsulado
hermético para impedir la intrusión del medio biológico, y así evitar una falla en la
operación del dispositivo. Para proporcionar una hermeticidad adicional mejorar la
biocompatibilidad al sistema, es posible realizar una encapsulado secundario con una
cubierta de Parileno [2.36-2.41]. Sin embargo, para sensores que basan su operación en
diafragmas o membranas, la elección del material debe considerar la estabilidad
mecánica a largo plazo [2.42], [2.43]; ya que una cubierta adicional sobre la estructura
del diafragma reduce la sensitividad del dispositivo [2.37-2.39], [2.44-2.46].
2.4.4 Telemetría y circuitería electrónica
El diseño de la circuitería electrónica, para implantes que utilizan métodos de telemetría,
requiere un tratamiento cuidadoso considerando una serie de ventajas y desventajas que
afectan el consumo de energía, el tamaño de la antena y la frecuencia de transmisión.
Las características de radiación electromagnética deben priorizar cuidadosamente la
seguridad y el rendimiento cuando se dirigen a los retos de potencia y transmisión de
datos en el entorno in vivo. Se han establecido normas que limitan el calentamiento del
tejido y la tasa de radiación específica de absorción (SAR), [2.47], [2.48]. Una banda de
frecuencias con licencia para comunicaciones, servicio de comunicaciones de implantes
médicos (MICS), fomenta el desarrollo de sistemas de telemetría dentro de un rango de
402-405 MHz, pero estudios más recientes sugieren que funciona a una frecuencia más
20
calentamiento dieléctrico durante los exámenes de resonancia magnética (especialmente
si el implante se encuentra en una zona crítica en el cuerpo), tal que se recomienda
realizar un análisis de resonancia magnética previo a la implantación del dispositivo
[2.38].
2.5 Estado del Arte
Los primeros dispositivos MEMS para ser utilizados en la industria biomédica eran
sensores de presión arterial reutilizables en 1980. Los sensores de presión MEMS tienen la
clase más grande de aplicaciones, incluyendo presión sanguínea (PS), presión intraocular
(PIO), la presión intracraneal (PIC), presión intrauterina, y la angioplastia [2.50]. Algunos
fabricantes de sensores de presión MEMS para aplicaciones biomédicas incluyen
CardioMEMS, Freescale Semiconductors, GE Sensing, Measurement Specialties, Omron,
Sensimed AG y Silicon Microstructures, entre otros.
Debido a que los procedimientos estándares de seguimiento clínico no identifican
los picos y variaciones en la Presión intraocular (PIO), se han realizado muchos intentos de
encontrar una solución práctica y portátil para el monitoreo continuo de la PIO. Con la
miniaturización de los sensores y actuadores, se han desarrollado nuevas técnicas de
medición, entre las que destacan principalmente, los lentes de contacto con circuitos
integrados y los sensores de presión intraocular. Los primeros lentes de contacto fueron
desarrollados por Gilman y Greene [2.51], como el primer método no invasivo de medición
de la PIO. Este sistema consistía de una suave lente de contacto, en la cual se integraban
sensores de deformación. Esta lente se colocaba sobre el ángulo meridional de la unión
corneoescleral para medir los cambios angulares debido a variaciones PIO. Su principal
inconveniente surgía por la necesidad de que la lente de contacto tenía que estar moldeada
como una copia exacta de la forma del ojo en cada paciente, conduciendo a un sistema de
sensado muy costoso. Por otro lado, los sensores de presión intraocular implantables,
presentan algunas ventajas de medición, ya que son independientes de la superficie ocular y
la rigidez de la cornea. En general, estos dispositivos basan su funcionamiento en sensores
capacitivos, porque consumen menor potencia, son inmunes a las variaciones de la
21
novedoso de estos dispositivos, es que permiten desarrollar sensores implantables que
facilitan un monitoreo continuo las 24 horas. Además, las mediciones múltiples o continuas
de la PIO en pacientes con glaucoma, puede ayudar a mejorar el diagnostico, ofrecer un
mejor seguimiento y administrar el tratamiento adecuado para esta enfermedad, con la
finalidad de evitar una irreversible pérdida de la visión. Se conocen diversas técnicas para
fabricar estructuras de tipo capacitivo. Sin embargo, en el caso de sensores de presión
intraocular, no se conoce un procedimiento efectivo de fabricación. A continuación se
describen algunos prototipos de sensores de presión intraocular (sensor PIO) recientemente
reportados. Katuri et al, proponen un esquema de medición continua de la PIO que
considera un sensor de presión capacitivo para operar en un rango de 0-50 mmHg, y que
puede ser usado como parte de un circuito LC implantable conectado a una microbobina
[2.53]; este trabajo solo se enfoca a desarrollar el procedimiento de fabricación del sensor
de presión, el cual utiliza un proceso comercial conocido como PolyMUMS, que usa como
material estructural al Polisilicio. Las dimensiones del diafragma de Polisilicio son de
100µm x 100µm. Como parte complementaria, los autores proponen que el sensor PIO y la
antena deberán ser encapsulados con un polímero biocompatible conocido como parileno
antes de ser implantado. El dispositivo completo y la antena deberán mantener una forma
cilíndrica para ser montados en la periferia exterior del iris a través de un procedimiento
mínimamente invasivo, como se observa en la figura 2.7. Además, la bobina deberá ser
flexible para ser colocada en la ubicación del implante haciendo una pequeña incisión en la
cornea.
22
Xue et al, desarrollaron un sensor de PIO implantable que consiste de una bobina inductora
fabricada de oro y un dispositivo capacitivo con un diafragma suspendido fabricado de
resina SU-8, como se ilustra en la figura 2.8. El sensor está completamente encapsulado
con la resina para aislarlo del medio biológico, además de que este material ofrece la
biocompatibilidad necesaria. Este dispositivo tiene dimensiones de 3.23mm x 1.52mm y
funciona para un rango de presión de 0-60 mmHg [2.54]. El sensor opera de manera
inalámbrica con una bobina externa. El diseño considera que la bobina externa debe estar
colocada cerca de la ceja para transmitir potencia y recibir la señal del sensor PIO
implantado. La operación del sensor se basa en detectar cambios en frecuencia de la
impedancia de fase de la bobina externa, de esta manera, la señal de la PIO es obtenida a
través del sensor implantado. Sin embargo, debido a que se necesita un buen acoplamiento
de las dos bobinas del sensor (la implantada y la externa) durante las mediciones, la
distancia de lectura solo es hasta 6mm del sensor implantado, lo que significa que la
ubicación de la bobina externa debe controlarse adecuadamente para evitar errores durante
las mediciones. Además, el procedimiento de fabricación del dispositivo requiere que
algunas etapas del proceso sean cuidadosamente probadas para una reproducción
satisfactoria.
Fig. 2.8. Esquema del sensor PIO inalámbrico [2.54].
Ganji et al, proponen un sensor de presión capacitivo basado en un diafragma de Polisilicio
con un diseño que incluye una cantidad de ranuras, como se ilustra en la figura 2.9, con el
argumento de que mejoran la respuesta mecánica y el procedimiento de fabricación [2.55].
Sin embargo, esta propuesta solo es a nivel de diseño por computadora sin considerar la
23
sugieren recubrir el sensor con un polímero para que pueda ser implantado, pero no
consideran el impacto que tendrá el sensor con este material adicional. Otra propuesta
ofrece un prototipo capacitivo para monitorear presión intraocular (PIO), que también basa
su funcionamiento en un sensor capacitivo con un diafragma circular escalonado, ver figura
2.10 [2.56]. Este tipo de estructuras mejora la sensibilidad y la linealidad en la operación
del dispositivo. No obstante, su dispositivo solo contempla el diseño a nivel de simulación
por computadora, sin considerar el procedimiento de fabricación.
Fig. 2.9. Sensor PIO ranurado [2.55].
24
Por último, en 2014 fue desarrollado por la marca comercial Semsimed´s Triggerfish un
sensor MEMS para monitorear la PIO mostrado en la figura 2.11 [2.57]. Éste consiste de
unos lentes de contacto desechables con un sensor de presión MEMS del tipo strain-gages
(medidores de deformación), y una antena integrada (en forma de anillo) en conjunto con
un microprocesador ASIC (Chip de 2mm x 2mm). El sensor MEMS incluye un anillo
externo circular integrados a medidores de deformación pasivos para medir el cambio en la
curvatura corneal en respuesta a la PIO. La antena, embebida en los lentes de contacto,
recibe la potencia desde un sistema de control externo y se la envía de manera
retroalimentada al sistema. Éste último dispositivo, parece ser la solución a los problemas
de monitoreo continuo de la presión Intraocular. Sin embargo, el método de detección no es
completamente directo, ya que los resultados de medición se basan en cambios en la
curvatura de la cornea (siendo esta una medición indirecta de la PIO), que no considera que
la curvatura de la superficie ocular y la rigidez de la cornea difieren para cada paciente en
particular.
25
La miniaturización de sensores de presión basados en silicio habilita la posibilidad de
técnicas de monitoreo de la presión arterial en modo invasivo. Lo que conlleva a un
seguimiento continuo de los impulsos de presión hemodinámicos que son generados por los
latidos del corazón. Una aproximación consiste en el sensor de presión arterial de la figura
2.12, el cual ha sido integrado en una carcasa plástica esterilizada llamada domo. Para su
funcionamiento, una cánula es alojada en una de las arterias, y un tubo traslada la presión
arterial hacia el domo en donde entra en contacto con el diafragma del sensor de presión
[2.1]. En algunas ocasiones, puede colocarse un diafragma intermedio entre la sangre y el
chip del sensor, y la cavidad entre ambos se llena con aceite de silicona. Por lo tanto, la
coagulación de la sangre y la formación de proteínas se producen en el diafragma
intermedio, el cual puede ser reemplazado periódicamente, sin afectar el desempeño del
chip del sensor.
Figura 2.12 Sensor para mediciones de Presiones hemodinámicas en aplicaciones Invasivas [2.1]
La Figura 2.13 presenta un modelo 3D de una propuesta inalámbrica para un sensor de
presión intracraneal en la punta de un catéter. El sistema consta de cuatro componentes
principales; un sensor de presión de silicio, una cápsula, un catéter e interconexiones
eléctricas [2.16]. Se implementó un sensor de presión piezoresistivo sobre un diafragma
delgado de silicio con el fin de convertir la presión en una señal eléctrica. Se utiliza una
cápsula pequeña de un polímero para empaquetar el sensor de presión. Las interconexiones
26
conectado a un transmisor inalámbrico (Fig. 2.13b). El tubo del catéter que protege las
interconexiones se desarrolla a partir de películas de poliimida flexibles. El sistema del
catéter propuesto (figura 2.13a) tiene un diámetro de 1.16mm y una longitud aproximada de
200mm.
Fig. 2.13 Sensor de Presión Intracraneal convencional en uso (izquierda). Modelo 3D del sensor inalámbrico propuesto (derecha).
2.6 Resumen
Existen grandes deficiencias en los diseños existentes de sensores biomédicos, entre las que
destacan las siguientes:
1) El proceso de implantación del dispositivo no es totalmente reversible. En caso de
falla del dispositivo o al final de tratamiento y/o control, la extracción del dispositivo
no restaura el estado original del tejido alrededor del implante, y en el peor de los casos
esta etapa no se considera profundamente.
2) Los diseños actuales de implantes de sensores PIO no han considerado ampliamente,
las limitaciones espaciales en el ojo, la complejidad quirúrgica y sobre todo la
integridad a largo plazo de los dispositivos.
3) El proceso de fabricación, en la mayoría de los casos, no se contempla
adecuadamente durante el diseño de los dispositivos, y en otros casos, involucran
procedimientos de fabricación con etapas complejas que generan costos adicionales en
