可用于颅内压力监测的柔性压力传感器

1.本发明涉及压力传感器，特别是涉及一种可用于颅内压力监测的柔性压力传感器。


背景技术：

2.大部分的脑部病变比如颅内出血、脑肿瘤、脑脓肿等都是会引起颅内血压变化的，而颅内压力的大小是医生临床诊断并提出准确治疗方案的重要依据。颅内压的监测能够及时的将患者的情况反映给医生。但是颅内压力与大气压不同，属于微小压力，并不容易监测。
3.在实际的临床中一般有四种监测颅内压力的方法：(a)脑室法(b)硬脑膜下隙、蛛网膜下腔插管法(c)硬脑膜外法(d)腰椎穿刺法。其中脑室法测量是最准确的测量方法，精确度最高也是最早开始使用的，一直以来被称为颅内压监测的“黄金标准”(gold standard)。将接有压力检测传感器和引流装置的导管植入患者颅内，利用脑室外引流来实现颅内减压的目的。但是现在的压力监测器件大多使用硅基传感器，生物兼容性差，在进行导管外部封装时适形性一般，风险极高，容易造成患者的颅内感染以及周围脑组织的损伤。用于颅内压力监测的压力传感器的加工精度有较高的要求，成本高昂，同时在生物封装上也存在一定的难度。
4.需要说明的是，在上述背景技术部分公开的信息仅用于对本技术的背景的理解，因此可以包括不构成对本领域普通技术人员已知的现有技术的信息。


技术实现要素：

5.本发明的主要目的在于克服上述背景技术的缺陷，提供一种可用于颅内压力监测的柔性压力传感器。
6.为实现上述目的，本发明采用以下技术方案：
7.一种可用于颅内压力监测的柔性压力传感器，包括压力敏感薄膜、上层内电极、下层内电极、柔性包裹封装层、上层外电极以及下层外电极，所述上层内电极与所述下层内电极分别设置于所述压力敏感薄膜的上下两侧，所述柔性包裹封装层形成将所述压力敏感薄膜、所述上层内电极与所述下层内电极包裹在内的密闭空腔，所述上层外电极与所述下层外电极分别设置于所述柔性包裹封装层的上下两侧，所述柔性包裹封装层的上部和下部分别设置有导电孔，所述上层内电极通过所述柔性包裹封装层的上部的导电孔连接所述上层外电极，所述下层内电极通过所述柔性包裹封装层的下部的导电孔连接所述下层外电极；所述柔性压力传感器的外表面覆盖有生物兼容性材料层。
8.进一步地：
9.所述压力敏感薄膜为聚二甲基硅氧烷pdms与多壁碳纳米管mwcnt混合材料。
10.所述压力敏感薄膜是将多壁碳纳米管超声分散得到的分散液与pdms单体超声分散得到的分散液充分混合，加入固化剂固化得到。
11.所述柔性包裹封装层为fep材料。
12.所述生物兼容性材料层为聚对二甲苯。
13.所述压力敏感薄膜的上表面形成有金字塔形微结构的突起阵列。
14.所述金字塔形微结构的外表面进行了镀金处理。
15.所述金字塔形微结构的外表面具有镀铬层和覆盖在所述镀铬层上的镀金层。
16.所述上层内电极、所述下层内电极、所述上层外电极以及所述下层外电极为铜箔，所述导电孔填充导电银浆。
17.所述柔性压力传感器整体弯曲后封装为环状。
18.本发明具有如下有益效果：
19.本发明提供了一种柔性的可用于颅内压力监测的压力传感器，其封装结构设计具有高生物兼容性，方便置于导管的内壁或者外壁，与颅内周围组织交互温柔，降低感染风险和其他损伤。作为柔性的压力监测器件，其与传统的压力传感器相比具有更好的生物兼容性以及封装适形性。在优选的方案中，采用聚二甲基硅氧烷掺杂多壁碳纳米管纳米材料的压力敏感薄膜、薄膜表面形成金字塔形微结构，可以大幅度的提高器件监测灵敏度。在进一步优选的方案中，还在金字塔形微结构的外表面进行镀金处理，一方面能够提高器件的导电性，加强薄膜和内电极之间的接触导通，另一方面可以降低薄膜和电极之间的粘弹特性，加快器件的响应速度。本发明能够更高效、安全、准确地监测患者的颅内压力，并有利于降低颅内压力引流导管的生产制备难度，也便于进行相关植入式医疗器械的应用。
附图说明
20.图1为本发明一种实施例中的压力敏感薄膜的制备流程图。
21.图2为本发明一种实施例中带有金字塔微结构的压力敏感薄膜示意图。
22.图3为本发明一种实施例中的压力敏感薄膜与上、下层内电极的结构示意图。
23.图4为本发明一种实施例的柔性压力传感器的封装截面示意图。
24.图5为本发明一种实施例的柔性压力传感器封装为环状的示意图。
25.图6为本发明一种实施例的柔性压力传感器在低压区的特性图。
26.图7为本发明一种实施例的柔性压力传感器的最小分辨率及响应时间图。
具体实施方式
27.以下对本发明的实施方式做详细说明。应该强调的是，下述说明仅仅是示例性的，而不是为了限制本发明的范围及其应用。
28.需要说明的是，当元件被称为“固定于”或“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者间接在该另一个元件上。当一个元件被称为是“连接于”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或间接连接至该另一个元件上。另外，连接既可以是用于固定作用也可以是用于耦合或连通作用。
29.需要理解的是，术语“长度”、“宽度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明实施例和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。
30.此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多该特征。在本发明实施例的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。
31.参阅图2至图4，本发明实施例提供一种可用于颅内压力监测的柔性压力传感器，包括压力敏感薄膜5、上层内电极1、下层内电极6、柔性包裹封装层4、上层外电极2以及下层外电极7，所述上层内电极1与所述下层内电极6分别设置于所述压力敏感薄膜5的上下两侧，所述柔性包裹封装层4形成将所述压力敏感薄膜5、所述上层内电极1与所述下层内电极6包裹在内的密闭空腔，所述上层外电极2与所述下层外电极7分别设置于所述柔性包裹封装层4的上下两侧，所述柔性包裹封装层4的上部和下部分别设置有导电孔，所述上层内电极1通过所述柔性包裹封装层4的上部的导电孔连接所述上层外电极2，所述下层内电极6通过所述柔性包裹封装层4的下部的导电孔连接所述下层外电极7；所述柔性压力传感器的外表面覆盖有生物兼容性材料层。
32.在优选的实施例中，所述压力敏感薄膜5为聚二甲基硅氧烷pdms与多壁碳纳米管mwcnt混合材料。
33.如图1所示的制备流程，在优选的实施例中，所述压力敏感薄膜5是将多壁碳纳米管超声分散得到的分散液与pdms单体超声分散得到的分散液充分混合，加入固化剂固化得到。
34.在优选的实施例中，所述柔性包裹封装层4为fep材料。
35.在优选的实施例中，所述生物兼容性材料层为聚对二甲苯。
36.参阅图2至图4，在优选的实施例中，所述压力敏感薄膜5的上表面形成有金字塔形微结构51的突起阵列。
37.在更优选的实施例中，所述金字塔形微结构51的外表面进行了镀金处理。
38.在更优选的实施例中，所述金字塔形微结构的外表面具有镀铬层和覆盖在所述镀铬层上的镀金层3。
39.所述上层内电极1、所述下层内电极6、所述上层外电极2以及所述下层外电极7为铜箔，所述导电孔填充导电银浆。
40.参阅图5，在一个实施例中，所述柔性压力传感器整体弯曲后封装为环状。
41.与传统的压力传感器相比，本发明实施例提供的可用于颅内压力监测的柔性压力传感器的封装结构设计具有更好的生物兼容性以及封装适形性，方便置于导管的内壁或者外壁，与颅内周围组织交互温柔，降低感染风险和其他损伤。在优选的实施例中，采用聚二甲基硅氧烷掺杂多壁碳纳米管纳米材料的压力敏感薄膜、薄膜表面形成金字塔形微结构，可以大幅度的提高器件监测灵敏度。在进一步优选的实施例中，还在金字塔形微结构的外表面进行镀金处理，一方面能够提高器件的导电性，加强薄膜和内电极之间的接触导通，另一方面可以降低薄膜和电极之间的粘弹特性，加快器件的响应速度。本发明能够更高效、安全、准确地监测患者的颅内压力，并有利于降低颅内压力引流导管的生产制备难度，也便于进行相关植入式医疗器械的应用。
42.以下进一步描述本发明具体实施例。
43.本发明使用的压力监测器件的基本原理是压阻效应，当材料监测到压力时会引起
器件的形变，从而改变器件的电阻，将其转换成响应的受力。器件所使用的材料均为柔性材料，具有优秀的弯曲拉伸特性的同时，有具有极高的生物兼容性。
44.(1)压力敏感材料的制备
45.pdms(聚二甲基硅氧烷)具有良好的生物兼容性，但是其本身为绝缘性材料。为了让其具有良好稳定的导电性，向pdms中加入多壁碳纳米管导电纳米材料。利用细胞粉碎机超声处理得到多壁碳纳米管的分散液，与通过超声处理制得的pdms单体分散液充分混合，再加入固化剂形成导电混合物，最终得到具有导电性的压力敏感材料。压力敏感材料的制备过程大致如图1所示。
46.(2)压力敏感薄膜及其微结构的制备
47.为了提高敏感材料的灵敏度以及监测范围，使用压力敏感材料制备具有金字塔微结构的压力敏感薄膜。当有压力作用在压力敏感薄膜上时，金字塔形微结构所产生的形变最大，测量电阻值变化也是最明显的，提高了传感器的灵敏度。
48.制备时，首先利用湿法刻蚀技术，在硅片上刻蚀出边长长度为50微米的金字塔形微结构，将步骤(1)得到的导电混合物倾倒在具有微结构的硅片上，使用匀胶机制得厚度0.5mm的导电压力敏感薄膜5，表面具有金字塔形微结构51，如图2所示。
49.如图3所示，压力敏感薄膜5与上下两层内电极1、6形成“三明治”结构，内电极例如为25μm厚的铜箔，中间层为压力敏感薄膜5。当有压力作用时，“三明治”结构会发生弯曲，中间层的压力敏感薄膜5在压力作用下电阻发生大幅度的变化，通过相应的电信号测量即可得到压力值。
50.(3)微结构表面处理
51.在金字塔形微结构51的外表面进行镀金处理。具体可采用电子束蒸镀。镀金处理一方面能够提高器件的导电性，加强薄膜和电极之间的接触导通；另一方面可以降低薄膜和内电极之间的粘弹特性，加快器件的响应速度。较佳地，先镀10nm的铬金属，然后再镀50nm的金金属，能够获得更好的依附特性。
52.(4)器件封装
53.在器件的外表面采用fep材料进行包裹封装，形成柔性包裹封装层4，保证器件能够在液体环境下稳定工作，并且具有良好的生物兼容性。fep材料的柔性包裹封装层4也具有很好的柔韧性，并且杨氏模量小于人体肌肉的杨氏模量，不会划伤肌肉组织。将“三明治”结构置于fep材料的柔性包裹封装层4之间，柔性包裹封装层4挖出圆形通孔并使用导电银浆2填充，将传感器的内电极1、6引出到外侧，与设置在柔性包裹封装层4外侧的外电极2、7(如微米级导电铜胶带)相连。可通过使用热压机将两侧的fep材料粘结在一起来形成密闭的空腔，达到密封压力敏感薄膜5以及内电极1、6的目的。封装截面图如图4所示。
54.在用fep材料整体封装后的压力传感器外表面再沉积一层聚对二甲苯，使整个器件良好的生物兼容性，可植入颅内进行压力测量。聚对二甲苯是一种性能优越的聚合物，具有很强的电绝缘性、化学惰性、抗渗透能力和抗水解性，同时具备良好的生物兼容性，是一种很理想的生物兼容性封装材料。
55.由于使用的所有材料均为柔性，故整体封装后的压力传感器可以进行大角度的弯曲。在一个实施例中，将压力传感器封装为环状，如图5所示，长度仅为7mm，可以根据需要置于医用橡胶导管的内壁或外壁。
56.实际指标测试
57.线性性测试：
58.图6示出实施例的柔性压力传感器在低压区特性。临床指标中《2.00kpa是正常生理范围，处在2.00kpa—2.70kpa属于轻度颅内压增高，处在2.70kpa—5.50kpa属于中度颅内压增高，当颅内压变化超过5.50kpa时则属于中度颅内压增高，需要临床医生的紧急救治。根据这个标准测试本发明的器件，可以从图五中看到器件在0—10kpa内有良好的线性监测特性，满足作为颅内压力监测器件的使用要求。
59.响应特性以及压力分辨率：
60.图7示出实施例的柔性压力传感器的最小分辨率及响应时间。利用重物移除实验检测器件的响应特性，放置重量为2.03g(底面直径为11.52mm)的纽扣电池，柔性压力传感器能够明显感知，计算得到压力值为195pa左右，对边现有的临床医学检测判断颅内压升高的标准，能够符合监测标准。同时查看柔性压力传感器的压力响应时间，使用lcr电桥在med(采样时间为90ms)模式下进行测试，传感器的响应时间小于200ms，是完全能够满足医学测量条件的。
61.本发明可用于颅内压力测量的柔性压力传感器较之传统的硅基压力传感器有更好的生物交互特性，应用于颅内(植入式)压力监测器械中更安全。该柔性传感器的封装结构设计解决了植入式的柔性器件应用问题，能够根据器械的不同外形需求进行适形性设计。其封装方便、简易并且易于批量加工，在微型器件应用领域有广阔的前景，在医疗器械领域有着很大的优势。本发明提出的柔性器件应用方案能够极大的提高微型柔性器件的利用率，便于实现集成化，同时也能够应用于各类植入式医疗器械。
62.本发明的背景部分可以包含关于本发明的问题或环境的背景信息，而不一定是描述现有技术。因此，在背景技术部分中包含的内容并不是申请人对现有技术的承认。
63.以上内容是结合具体/优选的实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，其还可以对这些已描述的实施方式做出若干替代或变型，而这些替代或变型方式都应当视为属于本发明的保护范围。在本说明书的描述中，参考术语“一种实施例”、“一些实施例”、“优选实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。尽管已经详细描述了本发明的实施例及其优点，但应当理解，在不脱离专利申请的保护范围的情况下，可以在本文中进行各种改变、替换和变更。