人體內特殊部位的壓力，是監測人體各種嚴重甚至致命的醫學狀態的關鍵診斷參數，包括顱內、腹腔內和肺動脈高壓等。商用的植入式傳感器在測量壓力方面提供了較好的準確性和穩定性，但在患者康復後需要手術切除，以避免感染和其他的風險。可溶解在生物體液環境中的傳感器（或生物可吸收的傳感器）可避免此類手術的需要，但目前的設計大多涉及硬接線連接，無法在臨床壽命內提供定量測量。
日前，美國西北大學Rogers教授帶領的團隊研製了一種基於無源電感電容諧振電路的生物可吸收無線壓力傳感器，其結構布局和材料組合克服了這些缺點。該傳感器經過優化設計，靈敏度最高可達到200 kHzmmHg−1，解析度可達到1mmHg。使用Si3N4膜和天然蠟封邊的包封方法，可實現在體內長達4天的穩定工作。相關工作以「Bioresorbable Wireless Sensors as Temporary Implants for In Vivo Measurements of Pressure」發表在《Advanced Functional Meterials》。
圖1：用於體內壓力測量的臨時植入式生物可吸收無線傳感器
工作機理：
圖2:可吸收、被動、無線壓力傳感器的原理圖、電路圖、工作原理和動物模型應用。a）具有柔性和固定電極的平行板電容器的結構示意圖，以產生與壓力相關的電容C。b） LC諧振傳感器與無線讀出系統的等效電路。c） 顱內壓無線傳感示意圖基於與外部讀出線圈耦合的植入LC諧振傳感器。d） 信號轉換過程的流程圖。
其工作原理基於諧振電路(LC電路)的無線壓力傳感器。可變形的導電膜將周圍流體的壓力轉化為機械響應。將這種薄膜與固定電極配對形成平行板電容器，進而將這種彎曲變形轉化為電容的變化（如圖2所示）。而電容的變化還會導致電路的諧振頻率發生變化，這可以通過與外部天線的無線耦合來檢測。
工藝過程：
圖3:可生物吸收被動式無線壓力傳感器的製造工藝、結構設計和性能。a） 在製造傳感器的各個步驟中收集的光學顯微照片。b） 分解圖裝置示意圖。c） 組裝的示意圖，傳感器突出顯示電容器上的壓力感應窗口。d） 校準曲線：體外測量和壓力作為時間的函數。
這些裝置的結構包括線圈感應器和電容傳感器，並用絕緣層作為隔水屏障。首先，採用雷射切割鎂箔，製作螺旋線圈感應器（100µm厚；圖3a）和電容器組件（底部電極250µm；間隔100µm），將雷射切割的鋅箔（2µm）夾在兩層聚乳酸-羥基乙酸共聚物(PLGA)（每層5µm）之間，然後熱壓，加工出頂部的柔性電極（圖3a，中心）。然後進行電容式傳感器的組裝：用堪地裡拉蠟（一種生物相容性蠟）連接底部電極和間隔棒，並通過用乙酸乙酯蒸汽處理PLGA底層的底表面來粘附上電極，以提高與間隔棒的粘合性。最後使用導電蠟（鎢粉和堪地裡拉蠟的混合物）將線圈與傳感器電連接，產生LC諧振電路（圖3a）。在上電極上層壓一層Si3N4（2µm）的獨立膜，並在傳感器周圍塗覆一層生物相容性蠟（≈500µm），完成製造。
工作性能：
Si3N4和蠟製作的生物可吸收的生物體液隔膜可在體內穩定運行4天。系統試驗表明，所得傳感器的性能可達到商用植入式傳感器的響應水平，與用於監測顱內壓力升高值（ICP）的臨床標準設備相當。
圖4: 在大鼠模型上無線測量顱內壓。a） 傳感器橫截面示意圖，顯示其位於穿過顱骨的毛刺孔上，以便與顱內空間內的液體耦合。b） 縫合手術部位前植入傳感器的圖像。c） 擠壓動物兩側的過程示意圖。d） 植入後1d、2d和4d使用生物可吸收無線傳感器測量ICP，1d使用商用有線傳感器進行相應測量。為了將機械損傷和感染等健康風險降至最低，在1d後取出有線商用ICP傳感器。
該裝置的一個關鍵特徵是所有組成材料都是可生物溶解的。圖4顯示了37℃下磷酸鹽緩衝鹽水中的相關化學和物理過程：鎂和鋅與水反應形成可溶氫氧化物，導電蠟中的鎢在水中氧化生成可溶性酸，氮化矽與水反應生成矽酸和氨，PLGA水解為乳酸和乙醇酸並溶解，而生物相容性蠟在體內降解緩慢。
圖4壓力傳感器在37°C 生理鹽水中的降解（溶液每2天更新一次）。
亮點小結：
Rogers團隊研製的傳感器完全由生物可吸收材料構成，在一定時間段內可穩定運行，但最終完全溶解在生物體液中，從而避免了商業同類產品所需的提取手術。用於傳感的無源LC諧振機制實現無電池操作，傳感器結構簡單。改進壓力相關電容器的設計，即增加空氣腔的體積和減少寄生電容，可以達到臨床應用所需的精確度和精密度。
全文連結：
https://onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/adfm.202003754
作者：WSL 來源：高分子科學前沿
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