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Rúbia Lúcia Pereira Teixeira USO DE POLÍMEROS NA BIOCOMPATIBILIZAÇÃO DE MICRO SENSOR DE PRESSÃO INTRAVASCULAR Belo Horizonte Universidade Federal de Minas Gerais 2009

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Rúbia Lúcia Pereira Teixeira

USO DE POLÍMEROS NA BIOCOMPATIBILIZAÇÃO DE MICRO SENSOR DE PRESSÃO INTRAVASCULAR

Belo Horizonte

Universidade Federal de Minas Gerais

2009

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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

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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.

35

GRÁFICO 1 - Projeção de mercado entre 2006 e 2011.

Fonte: Yole Développement.

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.

53

TABELA 3

Biocompatibilidade: testes de avaliação inicial ISO 10993-1

Fonte: Devicelink

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”