用于长期可植入传感器和电子装置的生物相容性封装

摘要

描述了可植入医疗器件。在示例中，可植入医疗器件包括机电基板和布置在基板上的诸如压力传感器的传感器。传感器的至少一部分通过液体包覆进行封装。封装包括围绕传感器的至少一部分的成形的柔性外膜。封装还包括布置在压力传感器的至少一部分和柔性外膜之间的疏水性液体。可植入医疗器件可以是用于基于可植入医疗器件监测医疗状况或执行医疗操作的医疗系统的一部分。另外，描述了用于将传感器封装在液体包覆中的制造方法。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求于2015年3月31日提交的申请号为62/140,571的美国临时专利的权益，其在此通过引用以其整体并入，以用于全部的目的。

对在联邦政府资助的研究和发展下取得的发明权利的声明

不适用

背景

可植入医疗器件用于广泛的医疗应用。一些应用涉及监测医疗状况。其他应用涉及主动地或反应地实现特定医疗操作。

通常，可植入医疗器件具有小的形状因素，以支持在受试者(例如人类患者)中的植入。在某些医疗应用中，植入的医疗器件位于受试者的内部环境(例如，在受试者的身体内的特定器官附近)一段时间。在操作中，植入的医疗器件在该时间段内受到内部环境的各种状况的影响。这些状况可能影响植入的医疗器件的短期和长期操作。例如，内部环境的媒介物(诸如流体)可能腐蚀植入的医疗器件的部件。腐蚀会降低监测医疗状况或实现医疗操作的能力。

可植入医疗器件的封装有助于针对受试者的内部环境的状况进行防护。例如，保护层包覆可植入医疗器件以形成封装。各种材料可用于包覆。材料沉积在可植入医疗器件的外表面上以形成保护层。通常，材料在沉积后形成固体保护层。在某些医疗应用中，当可植入医疗器件被植入到受试者的内部环境中时，坚固性仍然影响可植入医疗器件的操作。

简要概述

总体上，描述了一种可植入医疗器件。在示例中，可植入医疗器件包括传感器，诸如压力传感器。传感器被配置用于在受试者内的植入。一旦被植入，传感器就受到操作环境的不同状况的影响。为了防止这些状况的负面影响，传感器被封装在液体包覆中。该封装包括围绕传感器的至少一部分的柔性外膜。柔性外膜可以包括有助于膨胀和压缩的皱褶或弯曲部。该封装还包括布置在压力传感器的至少一部分和柔性外膜之间的疏水性液体。

总体上，还描述了一种用于封装传感器的制造方法。该制造方法包括在传感器的至少一部分周围形成疏水性液体的体积。制造方法还包括在疏水性液体的自由表面上形成柔性外膜。

总体上，还描述了一种医疗系统。该医疗系统包括可植入医疗器件和计算机。通过在计算机上运行的医疗应用来分析由封装的传感器所感测的数据。医疗应用有助于诊断医疗状况，提供控制指令以执行医疗操作和/或基于所感测数据跟踪传感器的操作状态。

附图简述

图1示出了根据实施例的使用可植入医疗器件的示例医疗系统。

图2示出了根据实施例的被封装用于针对操作环境的状况进行防护的示例可植入医疗器件，其中该封装使用疏水性液体和外膜。

图3是根据实施例的将封装的可植入压力传感器和未被封装的可植入压力传感器的性能进行比较的图表。

图4示出了根据实施例的封装可植入医疗器件的一部分的示例。

图5示出了根据实施例的封装可植入医疗器件的多个部分的示例。

图6示出了根据实施例的可植入医疗器件的多层封装的示例。

图7示出了根据实施例的封装的示例表面构型。

图8示出了根据实施例的可植入医疗器件的压力传感器周围的疏水性液体的示例体积。

图9示出了根据实施例的围绕疏水性液体的体积形成的示例外膜。

图10示出了根据实施例的用于封装可植入医疗器件的示例步骤。

图11示出了根据实施例的用于封装可植入医疗器件的其它示例步骤。

图12示出了根据实施例的用于封装可植入医疗器件的另外其它示例步骤。

图13是根据实施例的用于制造被封装以针对操作环境的状况进行防护的可植入医疗器件的示例方法的流程图。

图14是根据实施例的用于制造被封装以针对操作环境的状况进行防护的可植入医疗器件的更详细方法的示例的流程图。

图15是根据实施例的用于制造被封装以针对操作环境的状况进行防护的可植入医疗器件的更详细方法的另一示例的流程图。

图16是根据实施例的用于制造被封装以针对操作环境的状况进行防护的可植入医疗器件的更详细方法的又一个示例的流程图。

图17A、图17B、图17C和图17D示出了根据实施例的表面曲率的基于十八烷的成形的示例。

详细描述

本发明的各种示例性实施例的具体细节在下面的描述中进行了阐述并在附图中进行了示出。在下面的描述或附图中没有阐明某些众所周知的技术细节，例如普通技术人员已知的方法、装置或系统，以避免不必要地模糊各种示例。相关领域的普通技术人员将理解，在不脱离本发明的范围和精神的情况下，它们可以实践所公开的主题的其他示例。

描述了用于封装可植入医疗器件的实施例。描述了制造这种被封装的可植入医疗器件的方法的实施例。此外，描述了包括被封装的可植入医疗器件的医疗系统的实施例。

总体上，可植入医疗器件代表适合于或能够植入在诸如受试者(例如人类患者)体内的操作环境中的医疗器件。一旦被植入，被植入的医疗器件相对于操作环境提供一个或更多个医疗操作。为了便于参考，“可植入医疗器件”和“被植入的医疗器件”在本文中被称为“医疗器件”。医疗器件是被植入还是可植入取决于医疗器件是否在操作环境中分别已经被植入或未被植入。因此，如果医疗器件没有被植入，则医疗器件是指可植入医疗器件。如果医疗器件已经被植入，则医疗器件也就是指被植入的医疗器件。

本文描述的是用于在操作环境中长期操作的医疗器件的封装。一方面，封装降低了来自操作环境的状况对医疗器件的负面(例如，有害的)影响。另一方面，封装还保持医疗器件的正常操作(例如，基本上不降低医疗器件的能力)。

在示例中，医疗器件包括应该针对操作环境的状况进行防护的操作部件(例如，传感器)。操作部件相对于操作环境提供医疗器件的一个或更多个操作。为此，至少在操作部件周围形成封装。例如，封装是生物相容性的和密封的并且包括疏水性液体和外膜。疏水性液体至少围绕操作部件，并且包括例如油，诸如硅油或植物油。反过来，外膜围绕疏水性液体的自由表面并且是无孔和柔性的。例如，外膜使用聚合物材料，诸如硅树脂、聚对二甲苯(例如聚对二甲苯-C或D)、聚酰亚胺或薄金属。

因为外膜是无孔的并且由于液体是疏水性的，所以操作部件对操作环境的有害的媒介物(例如，诸如水的流体)的暴露被减少。例如，直接接触被延迟或基本消除一段时间。因此，封装保护操作部件免受操作环境的状况的负面影响。

因为外膜是柔性的并且液体被使用，所以医疗器件的适当操作被保持。例如，操作部件包括压力传感器。由于柔性封装，封装内的压力与封装外部上的压力之间的差基本上可以忽略不计。压力差(如果有的话)不会过度影响压力传感器感测封装外部的压力的灵敏度。因此，封装不会降低医疗器件关于压力感测的能力。

图1示出了支持多个医疗应用的示例医疗系统100。例如，医疗系统100监测医疗状况。监测包括收集与操作环境有关的医疗数据，例如与患者的医疗状况有关的医疗数据。监测还包括分析医疗数据以诊断医疗状况。在另一示例中，医疗系统100实现医疗操作以帮助医疗状况或帮助抵抗医疗状况。

总体上，医疗系统100包括医疗器件110和计算机120。医疗器件110包括各种部件。一些部件可以植入到诸如人类患者的受试者130体内。这些部件从该部件被植入的操作环境收集医疗数据，和/或在操作环境中实现医疗操作。例如，可植入部件包括传感器、致动器、电气部件、电子部件、机械部件和承载这些部件的基板中的任何一种。其他部件不一定植入受试者130体内。这些部件支持植入部件的操作。例如，不可植入部件提供可植入部件与计算机120之间的接口，对一些可植入部件提供电力，和/或与医疗系统100的操作者(例如，对受试者130进行操作的医生)的操作者接口。与计算机120的接口支持将数据从可植入部件到计算机120的传输和/或从计算机120对可植入部件的操作的控制。不可植入部件的示例包括有线和/或无线数据端口、电源、电源端口、数据线、电力线、手柄和/或导管。

在某些医疗应用中，医疗器件110被植入受试者130体内一段时间，并在该一段时间内受到操作环境的影响。该一段时间的长度取决于医疗应用，且可以在一天到几个月甚至几年之间变化。期望的是医疗器件110在该一段时间内适当的操作。封装医疗器件110支持适当的操作。如下图进一步所示，封装可以保护至少一些或全部的可植入部件。反过来，保护可植入部件包括封装部分或整个可植入部件。

计算机120代表分析医疗相关数据和/或控制医疗相关操作的前端(head end)。在示例中，计算机120包括存储器、处理器和用户输入/输出设备(例如，显示器、键盘、鼠标等)。由医疗器件110收集的数据被提供给存储器。可以使用任何合适的存储器，例如RAM和/或ROM存储器。存储器托管由处理器执行的医疗应用。可以使用任何合适的处理器，例如一般的中央处理单元(CPU)。用户界面(UI)在输入/输出设备(例如，显示器)中的一个上可用，以与医疗应用连接。可以使用任何合适的尺寸和/或类型的任何合适的显示器来提供UI。UI使得医疗系统100的操作者能够与医疗应用连接。

医疗应用提供各种医疗相关功能。例如，医疗应用基于由医疗器件110收集的数据来促进医疗诊断122，通过医疗器件110指导医疗操作124和/或识别医疗器件110的操作状态126。

在示例中，医疗诊断122识别受试者130的医疗状况。医疗应用存储医疗数据和医疗状况之间的相关性。基于由医疗器件110收集的数据(例如，来自被植入的传感器的感测的数据)，医疗应用根据相关性识别医疗状况。医疗应用在计算机120的UI上输出医疗状况作为医疗诊断122的一部分。此外，医疗应用存储医疗器件110的校准数据。校准数据用于调整收集的数据，使得从调整的数据生成医疗诊断122。例如，校准数据专用于医疗器件110的传感器。在这种情况下，校准数据取决于传感器和保护传感器的封装(例如，形成封装的任何柔性外膜和疏水性液体)。校准数据可以通过在开发环境中的测试来开发并由医疗器件110的制造商提供。

在示例中，医疗操作124控制医疗器件110的部分或全部部件的操作。医疗应用存储控制指令或通过UI向操作者提供对这些操作的控制。该控制可以响应医疗诊断122。例如，医疗应用存储医疗状况和要执行的操作之间的相关性。因此，医疗应用自动选择特定的一组控制指令，通过UI向操作者推荐操作，和/或经由UI从操作者接收控制指令。控制指令从计算机120传送到医疗器件110，从而实现期望的操作。例如，医疗器件110的传感器可以重新定位在受试者110体内的另一个位置和/或可以增加感测数据的速率。

在示例中，操作状态126识别医疗器件110是否在操作环境中适当地操作。操作状态126可以是专用于医疗器件110的特定部件(例如，专用于特定传感器)，或者可以表示整体状态。例如，医疗应用存储识别传感器的操作寿命的时间段。医疗应用基于植入日期和时间段检测到操作寿命已经过期。在这种情况下，医疗应用在UI上显示传感器已经变得有缺陷的操作状态。在另一个例证中，医疗应用跟踪由传感器收集的数据的变化。如果变化具有超过阈值的斜率(例如，变化是相对较大的步进变化)，则医疗应用显示传感器已变得有缺陷。这是因为变化量表示正确感测数据的失败。

因此，可以将医疗器件110植入受试者130体内。与医疗器件110通信的计算机120可以提供对受试者130的医疗状况的诊断、当医疗器件110被植入在受试者130体内时对医疗器件110的操作控制以及医疗器件110的操作状态。医疗器件110在被植入受试者130一段时间内时的适当操作取决于保护医疗器件110免受操作环境的状况的影响的封装。

在例示中，考虑医疗器件110包括压力传感器的示例。在该示例中，将医疗器件110植入到受试者130中，以在诸如心脏、眼睛、脑和/或膀胱的器官中进行连续的内部体液压力监测。监测用于诊断健康或疾病的进展。疾病的例子包括再狭窄、高血压、心力衰竭、青光眼、颅内高压和尿失禁。监测可以长期延长，例如延续一年的时间段。虽然遥测技术存在于某些应用中，但是无法在该长时间段内提供足够的精度和准确度，除非压力传感器被适当封装。例如，除了传感器，由于从电子装置故障到灵敏度和偏移漂移的各种原因，已知没有压力传感器在身体内持续运行超过一个月。这两种漂移都是由压力传感器表面上积聚的生物材料引起的，这会改变压力膜的机械性能。

本文描述了医疗器件110的封装，其中封装在操作环境中尽可能长地保持压力传感器(以及类似地，医疗器件110的其他部件)的准确度。封装保护传感器的压力膜和部分医疗器件110的电路免受操作环境的影响。因此，这些部件不与体液直接接触。然而，封装是柔性的，使得压力膜可以适当地偏转以感测环境压力。

在示例中，封装使用大约100000厘沲(cSt)(10^-1m²/s)运动粘度的硅油和约24.92μm(约9.8×10^-4英寸)厚的聚对二甲苯-D外膜来保护压力传感器和电路。实验上，这种封装在77℃(170.6°F)盐水中显示6周的良好性能，超过原始传感器灵敏度的99％。根据Arrhenius方程，活化能为-0.6eV(-9.6×10^-20J)，该实验寿命对应于在37℃(98.6°F)盐水中约二十一个月的预期寿命。因此，通过适当的设计，封装可以保留原始的压力传感器灵敏度而不偏移。

图2示出了具有诸如医疗器件110的压力传感器的压力传感器210的被封装的医疗器件200的示例。封装可以类似地应用于医疗器件的其他部件，包括例如其他类型的传感器(例如，超声传感器，光传感器)、致动器、电气部件、电子部件、机械部件和承载这些部件的基板。通常，封装代表密封的生物相容性封装，其保护相应的部件不受操作环境的状况的影响。该封装阻止了操作环境中的媒介物(例如，受试者身体内的污染物)到达相应的部件，同时仍然能够进行相应的部件的适当操作。因此，该封装适合于相应的部件的长期植入。

如所示，压力传感器210(和其他相关的电子装置)使用液体包覆进行封装。液体包覆包括围绕压力传感器210的液体240的体积220和围绕体积220的外膜230。

在示例中，液体是良好的生物相容性液体，其阻止操作环境的腐蚀性媒介物与压力传感器210(和受保护的电子装置)直接接触。例如，液体包括疏水性液体，诸如生物相容性油(例如硅油或植物油)，其排斥水，从而排斥水中的引起腐蚀的酸性和碱性组分。排斥腐蚀性媒介物防止腐蚀在长期植入物制中导致故障。液体还保护压力传感器(和受保护的电子装置)免受来自操作环境的涂覆和生物包覆。涂覆和随后的生物包覆反而将出现在封装上，从而将最小化影响压力传感器(和受保护的电子装置)的正确操作或灵敏度。

在示例中，外膜230是由生物相容性聚合物材料(例如硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属)制成的无孔柔性膜。外膜230是高度柔性和/或可变形的，使得压力传感器210的机械和电子部件与通常围绕植入物的生物化合物分离。因为生物污垢的组织具有低的杨氏模量，所以即使在生物涂覆之后，外膜230也将会变形。

液体的体积220和外膜230不会在封装的内部和外部之间产生实质性的压力差。因此，对于压力传感器210的任何机械换能元件的适当功能被保持。例如，跨过外膜230的约零的压力差意味着体积220内的压力基本上等于外膜230外部的压力。以这种方式，在操作期间，封装对于压力传感器210“不可见”，而是保护压力传感器210用于长期植入。

封装的柔性是通过材料选择和/或几何设计来实现的。例如，在体积220中使用选自运动粘度范围为0.45～100000cSt(45×10^-8～10^-1m²/s)的运动粘度的硅油。硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属沉积在体积220的外部自由表面上，以形成厚度在1至100μm(3.9×10^-5至3×10^-3英寸)之间变化的无孔的柔性膜(例如，外膜)。此外，外膜230的曲率可以被设计成通过显著地减小或消除压力差来维持压力传感器210的压力功能。曲率设计的示例结合图7、图8和图9进一步描述。

在示例中，封装还包括刚性装配件，例如保护罩250。刚性装配件表示由生物相容性金属合金和/或聚合物制成的刚性结构。合金和/或聚合物可以使用硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属来耐腐蚀的和/或被保护以防止腐蚀。刚性装配件250的不同配置是可能的。一个示例配置是外部配置。在该示例中，刚性装配件250包含压力传感器210、液体240的体积220和外膜230。另一个示例配置是内部配置。在该示例中，刚性装配件250布置在体积220内并且包含压力传感器210(或包围压力传感器210的一部分，例如压力膜)。在两个例示中，刚性装配件250的外表面包括孔252。这些孔允许液体流动，从而避免影响压力传感器210的功能。孔252的尺寸取决于配置。通常，由于体积220内的液体的运动粘度，外部配置的孔252小于内部配置的孔252。

图3是三个医疗器件的实验结果的图表。每个医疗器件包括压力传感器。称为对照器件的医疗器件之一的压力传感器未被保护。第二医疗的压力传感器用如结合图2所述的液体包覆封装保护。液体包覆封装使用约20cSt(2×10^-5m²/s)运动粘度油的硅油和约7.81μm(约3.1×10^-4英寸)厚度的聚对二甲苯-C外膜。第三医疗器件的压力传感器利用替代的封装进行防护。替代的封装不使用任何液体体积。相反，聚对二甲苯-C直接沉积在压力传感器上以形成约7.81μm(约3.1×10^-4英寸)的保护层。医疗器件的性能表示压力传感器对压力的相对灵敏度。相对灵敏度是针对对照器件的灵敏度进行评估的。这三种医疗器件遭受一系列的压力。所感测的压力被收集。

如所示，对照器件感测的压力在水平轴上示出。该压力在500至1000毫巴(7.25至14.5磅力/平方英寸-psi)之间变化。每个对照器件感测到的压力在垂直轴上示出。如所示，对照器件的相对灵敏度为“1”，且以实线示出。相比之下，第二医疗器件(使用液体包覆的器件)的相对灵敏度与对照器件的相对灵敏度(约1.0055)基本相同，如基本上与实线重叠的点线所示。特别地，在500毫巴(7.25psi)的情况下，相对于对照器件的偏移量约为-10.0771毫巴(-0.146psi)，且平均值为-8.70毫巴(-0.1262psi)。第三医疗器件(使用直接沉积物的器件)的相对灵敏度为约0.8152，如虚线所示，虚线具有与实线的偏移。特别地，在500毫巴(7.25psi)的情况下，相对于对照器件的偏移量约为-46.76毫巴(-0.68psi)，且平均值为-92.96毫巴(-1.34psi)。

因此，实验室实验表明，用液体包覆保护的压力传感器的性能基本上不会降低。诸如在压力传感器上直接沉积保护层的其它包覆方法可以显著降低性能。

图4示出了使用液体包覆的另一个封装的例子。尽管图2的示例示出了压力传感器的整个包覆，但图4的示例示出了压力传感器410的一部分的液体包覆系统400。该部分液体包覆系统400可类似地应用于医疗器件的其它类型的传感器或可植入部件。

如所示，压力传感器410包括压力端口412，例如通过压力传感器410的外表面的孔口。压力膜位于压力端口412周围、相邻于压力端口、在其附近或内部。因此，压力端口412允许压力膜的机械变形。机械变形与压力端口412周围的环境压力成比例。压力传感器410根据机械变形感测到该压力。

在示例中，部分液体包覆400涉及仅在压力传感器的一部分周围形成保护封装。该部分包含压力端口412。因此，诸如疏水性液体的液体体积420围绕压力端口412和压力传感器410的液体通过压力端口412填充的其它区域。例如，液体沉积在压力传感器410上的压力端口412周围，或者相反地，压力传感器410浸入压力端口412周围的液体中以形成体积。在体积420的自由表面周围形成无孔、柔性的外膜430。例如，硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属沉积在体积420上以形成外膜430。

压力传感器410的其余部分，例如未被部分液体包覆400保护的部分，不需要、但也可被保护。在示例中，类似的液体包覆单独地应用于其余部分。在另一个示例中，保护层直接沉积在其余部分上。例如，保护层使用硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属而形成。

图5示出了包括多个可植入部件的示例医疗器件组件500。总体上，如图2所示的全液体包覆，或如图4所示的部分液体包覆可以单独应用于每个可植入部件。可选地或者附加地，液体包覆也可以共同地应用于两个或更多个可植入部件，使得该单个液体包覆保护两个或更多个可植入部件。

如所示，医疗器件组件500包括压力传感器510和超声传感器550。可以类似地使用和保护其他类型的传感器和可植入部件。在示例中，液体包覆被施加到压力传感器510。该液体包覆包括液体540(例如疏水性液体)的体积520，其完全或部分地围绕压力传感器510。液体包覆还包括外膜530，例如在体积520的自由表面周围由硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属形成的外膜。

可以通过使用单独的液体包覆来类似地封装超声传感器550。例如，诸如疏水性液体的液体580的体积560完全或部分地围绕超声传感器550。在体积560的自由表面周围使用硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属形成外膜570。

液体包覆的体积、尺寸、几何形状、材料类型、液体粘度和/或其他性质在两种液体包覆中不必相同、但也可相同。例如，可以应用液体的最佳运动粘度和外膜的最佳厚度来形成取决于相应传感器的功能性的液体包覆。通常，最佳性表示使液体包覆对相应传感器的适当功能的影响最小化或降低到可接受阈值的某个值。

图6示出了医疗器件的可植入部件610的多层液体包覆。例如，可植入部件610包括布置在基板和相关联的电路上的压力传感器(和/或类似的其它传感器类型、电气的、电子的或机械的部件)。通常，多层液体包覆包括嵌套在另一种液体包覆中的内部液体包覆等，直到外部液体包覆层。

如所示，第一液体包覆层由液体625的体积620和外膜630形成。体积620完全或部分地包含可植入部件610。外膜630形成在体积620的自由外表面上。

第二液体包覆层完全或部分地围绕第一液体包覆层形成。例如，第二液体包覆层包括液体645的体积640和外膜650。体积640具有由第一液体包覆层的外膜630限定的内周。体积640还具有由第二液体包覆层的外膜650限定的外周。第二液体包覆层的液体645布置在内周和外周之间。因此，当两个嵌套的液体包覆层整体一起察看时，外膜630表示分离两个体积620和640的内膜。液体包覆层的这种嵌套可以被重复，直到外膜690。

尽管图6示出了同心球形层，但其他类型的分层和几何形状同样也适用。例如，每个层可以具有与另一层的几何形状和中心不同的特定几何形状和中心。此外，体积不需要相同，但可以是相同的。类似地，液体不需要相同但可以相同。外膜的厚度和/或材料不需要相同，但也可以是相同的。在示例中，对于每层使用不同疏水性液体或这种液体的运动粘度和不同基于材料的外膜。层多样性允许每个层被设计用于保护可植入部件610免受操作环境的特定状况的影响。例如，第一液体包覆层针对酸性媒介物进行防护，而第二液体包覆层针对操作环境的碱性媒介物进行防护。

图7示出了包括液体包覆的封装组件700的示例表面构型。虽然结合所示的表面构型描述了压力传感器710，但是封装类似地保护医疗器件的其它类型的传感器和/或可植入的部件。

总体上，封装保护压力传感器免受长期暴露于操作环境的状况的影响，从而避免在长期时间段内的感测故障。多种环境状况导致感测故障。例如，压力传感器的电气部件的腐蚀导致感测故障。离子在操作环境中是造成腐蚀的原因。如上文所述，液体的疏水性防止腐蚀。此外，生物污垢不利地影响压力传感器的灵敏度和偏移漂移。封装外膜的形状和尺寸保护免受生物污垢的影响。外膜的形状和尺寸形成封装的表面构型，其可被设计成针对生物污垢等进行防护。

如所示，压力传感器710用疏水性液体740的体积720包覆。通过在体积720的外表面周围沉积硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属来形成外膜730。外膜730相对于其封闭体积的外部具有凹曲率。凹度通过设计选择并通过制造方法来实现。通过设计，制造环境和操作环境可以有不同的温度。如果制造温度小于操作温度，预期疏水性液体740在操作环境中膨胀。在这种情况下，表面构型可以被设计为凹形。该凹度允许外膜730在操作中弯曲而不是膨胀。相反，如果制造温度高于操作温度，则表面构型可以设计和制造为凸的。

各种制造技术可用于实现表面构型的期望曲率。如所示，柱(post)被添加到封装中。例如，柱742、柱744、柱746和柱748附接到压力传感器710。柱表示由刚性生物相容性材料制成的臂(arm)。柱的一端布置在例如压力传感器710的外表面上。在示例中，柱通过生物相容性环氧树脂附着到外表面。另一端从压力传感器710的外表面向外延伸。

可选地，在杆内的两端之间存在一个或更多个孔750。孔750当存在于杆内时，允许疏水性液体通过杆流动。

不管是凹的还是凸的表面构型是基于疏水性液体的运动粘度和柱的张力表面产生的。例如，当疏水性液体内的凝聚力弱于对两个柱的粘附力时，在两个柱之间发生凹弯月面。相反，当疏水性液体内的凝聚力比对两个柱的粘附力强时，会发生凸弯月面。一旦实现了所需的弯月面，则沉积硅树脂、聚对二甲苯-C、聚对二甲苯-D、聚酰亚胺和/或薄金属以围绕疏水性液体的自由表面和杆的暴露端。在图7的示出中，表面构型包括四个凹的弯曲部。每个凹的弯曲部发生在两个相邻的柱之间。

也可以使用其他制造技术。这样的技术不需要使用柱。例如，将熔融温度介于沉积温度和操作温度之间的固体材料加入到疏水性液体720的体积720。聚对二甲苯-C和/或聚对二甲苯-D沉积在疏水性液体740的体积720和固体的表面上。在示例中，固体至少包括十八烷，并具有约29℃(84.2°F)的熔融温度。相比之下，聚对二甲苯-C和/或聚对二甲苯-D的沉积温度为约21℃(69.8°F)。操作温度(例如体温)约为37℃(98.6°F)。因此，在制造封装期间，十八烷(或具有相似熔融性质的另一种固体)沉积在压力传感器710的外表面上。然后，疏水性液体740的体积720被添加并使用外膜730进行包覆。在操作中，操作温度导致十八烷的熔化。疏水性液体移动以占据释放体积，导致外膜730的弯曲。在该制造技术的特定说明中，作为固体的十八烷可以通过任何方法模塑或成形，以随后可能位于疏水性液体740的体积720池中。随后涂覆外膜730。在操作中(例如，植入人体内的封装组件700)，封装组件700的温度升高到操作环境的温度(例如，达到人体的温度)。温度升高导致固体十八烷熔化并与疏水性液体740混合。结果是原位包覆的液体体积仍然具有设计的表面构型。在图17A、图17B、图17C和图17D中进一步示出了基于十八烷的成形的示例。

其他表面构型也可用于针对生物污垢进行防护。例如，在外膜中诱导皱褶，例如褶皱或折皱。当操作温度大于制造温度时，皱褶允许疏水性液体的膨胀。不同的制造技术也可用于诱导皱褶。例如，也可以使用十八烷。在另一示例中，封装在模具中制造。模具的表面包括皱褶。在又一个示例中，外膜730被退火超过制造外膜730的材料的屈服强度，随后将退火的膜冷却至更低的温度。

图8示出了医疗器件的压力传感器810的示例封装组件800，其中封装包括用于外膜的一部分的凹的弯曲部。在这个例子中，德克萨斯州奥斯汀的Freescale半导体有限公司提供的MPL115A1微型串行外设接口(SPI)数字气压计由液体包覆保护。

封装组件800示出了保护电子装置免受水蒸气或其他污染物的腐蚀的设计选择。为此，一种方法是在操作中改变压力传感器810所暴露于的化学环境，而不是依赖于屏障。这通过将电子装置置于疏水性液体(例如硅油)中以降低传感器的环境中的水蒸气的饱和极限来实现。在硅油中，在37℃(98.6°F)，水蒸气的饱和极限约为百万分之350(ppm)。硅油优于硅树脂，因为虽然二者都排斥液体水，但只有油排斥水蒸气，同时水蒸气朝向硅树脂中的不可避免的缺陷吸取。聚对二甲苯的目的之一是将油包覆，使其保持在其需要处于的地方。膜可以由多种材料组成，只要包覆膜足够柔韧，可以阻止腐蚀性化学和/或生物媒介物，是生物相容性的，并且是机械可靠的。

如所示，该气压计的压力传感器810布置在(例如，焊接到)诸如印刷电路板(PCB)的机电基板820上。通常，机电基板820可以不必须是生物相容性的。在示例中，机电基板820包括无线通信电路元件、功率管理电路元件、信号处理电路元件、功率收集电路元件或一组导电线中的一个或更多个。电线830的端部也被焊接到机电基板820上。电线830将压力传感器810与医疗器件和/或医疗系统的不可植入部件电耦合。

将压力传感器810浸入不可压缩的30000cSt(3×10^-2m²/s)硅油840中，并且如下图进一步所示，通过化学气相沉积(CVD)聚对二甲苯进行包覆。这导致油封装没有气泡并被聚对二甲苯气密密封。硅油840围绕压力传感器810的压力端口812。通过设计，硅油840的形状是凹形的，使得即使环境温度变化并导致油量变化，聚对二甲苯将弯曲而不是拉伸膨胀。

在油浸之前，进行脱气。例如，使用低运动粘度稀释剂，例如低运动粘度己烷，进行脱气。己烷(或适用的其他用户稀释剂)填充压力端口812内的亲水性空隙，然后扩散并被油替代，大大加速了脱气过程。此外，在脱气期间，临时防护件被放置在机电基板820上，使得当气泡破裂时，油不会飞溅在机电基板820上的电线附近。脱气后，传感器面朝下保持在聚对二甲苯沉积室中。高运动粘度硅油不会形成液滴，数小时也不会脱落。

为了实现凹曲率，硅树脂柱852用环氧树脂粘合到压力传感器810的自由表面。另一个硅树脂柱854也用环氧树脂粘合到机电基板820的自由表面、与压力传感器810的硅树脂柱852相对。此外，硅油840具有高的运动粘度，使得硅油840可以在足够长的时间被倒挂并且不会下落，以便聚对二甲苯可以涂覆在硅油840的自由表面上。保持压力传感器810的取向、硅树脂柱852和硅树脂柱854的位置和尺寸以及硅油840的高运动粘度导致凹曲率。

尽管图8示出了两个柱，不同数量的柱也可以被使用。另外，这两个柱不需要具有相同的尺寸或材料。同样，柱(无论是两个还是更多个)可以分布在其他位置。例如，两个柱可以附接到压力传感器810或机电基板820。

图9示出了结合图8描述的封装的外膜910。特别地，厚的聚对二甲苯用作与生物分子的隔离屏障，以避开压力传感器(例如，压力传感器810)的直接生物污垢。外部聚对二甲苯上的生物污垢最小，且将不会因表面积较大而影响压力传递。

如所示，通过CVD涂覆硅树脂、聚对二甲苯-C和/或聚对二甲苯-D。将涂层施加到硅油(例如硅油840)的自由表面上，并且可选地施加到医疗器件的其它可植入部件的自由表面。这些其它可植入部件包括柱(例如，柱852和柱854)、机电基板(例如，机电基板820)和电线(例如电线830)的端部。

图10示出了用于封装医疗器件的可植入部件1010的制造过程1000，其中封装使用液体包覆。可植入部件1010包括传感器、致动器、电气部件、电子部件、机械部件或承载这些部件的基板中的一个或更多个。在示例中，将可植入部件1010脱气。一经脱气，疏水性液体沉积在可植入部件1010的自由表面上以形成体积1020。如所示，体积1020包含整个可植入部件1010。然而，疏水性液体可以可替换地仅沉积在自由表面的一部分上，使得体积1020部分地包含可植入部件1010。外膜1030围绕体积1020的外周形成。例如，聚合物材料通过CVD在外周上沉积以形成无孔且柔性的外膜1030。

该制造技术可以重复应用以产生多个液体包覆层。此外，制造技术可以包括诱导外膜1030的特定表面构型。

图11示出了用于液体包覆的示例制造过程1100。所示的过程使用铸造模具1110。将模具1110脱气。模具1110的表面涂覆有聚合物材料以产生膜1120。表面可以包括皱褶，使得皱褶在膜1120中被诱导。

医疗器件的可植入部件1130被脱气并放置在模具1110中。将疏水性液体倒入模具1110中以在可植入部件1130周围产生体积1140。体积周边的一部分由膜1120界定。周边的剩余部分是自由的。在剩余部分上沉积相同或不同的聚合物材料以形成第二膜1150，使得膜1120和膜1150密封体积1140和可植入部件1130。

此后，从模具1110中除去由膜1120、膜1150和疏水性液体的体积1140形成的封装。该封装包含可植入部件1130。膜1120和膜1150表示封装的外膜。

该制造技术可以重复应用以产生多个液体包覆层，或者可以仅用于包覆可植入部件1130的一部分。此外，制造技术可以包括诱导外膜的其它特定表面构型。

图12示出了用于液体包覆的示例制造过程1200。所示的过程使用模具聚合物袋1210。聚合物袋1210通过CVD由聚合物材料形成，并且包括开口。聚合物袋1210被脱气。医疗器件的可植入部件1220被脱气并通过开口放置在聚合物袋1210的内部。疏水性液体也通过开口倒入聚合物袋1210中，以在可植入部件1220周围产生体积1230。体积1230可以对应于(例如，基本上等于)或小于聚合物袋1210的内部体积。体积周边的一部分由聚合物袋1210界定。周边的剩余部分是自由的。相同或不同的聚合物材料通过开口沉积在疏水性液体上(例如，沉积在体积1230的自由表面上)以产生膜1240并密封体积1230和可植入部件1220(例如以封闭开口)。封装由聚合物袋1210、膜1240和疏水性液体的体积1230形成。聚合物袋1210和膜1240表示封装的外膜。

可以重复地应用该制造技术以产生多个液体包覆层，或者可以仅用于包覆可植入部件1220的一部分。此外，制造技术可以包括诱导外膜的特定表面构型。

图13示出了用于封装医疗器件的可植入部件的示例制造方法1300，其中封装使用液体包覆。可植入部件包括商业现货(COTS)传感器、致动器、电气部件、电子部件、机械部件或承载这些部件的基板中的一个或更多个。为了清楚的说明，关于制造方法，传感器被描述为可植入部件的示例。此外，制造方法的所述步骤可以以任何顺序进行。

制造方法的步骤1302包括在传感器的至少一部分的周围形成疏水性液体的体积。该部分包括传感器的操作部件，该操作部件应被保护免遭操作环境的状况以使传感器正常运作。例如，在压力传感器的情况下，该部分包括压力端口。体积也可以扩展到覆盖或围绕整个传感器，而不是限于部分。不同的制造技术可用于形成体积。如图10、图11和图12所示，这些技术包括将疏水性液体直接沉积在传感器的至少一部分上，将传感器放置在体积中并将疏水性液体倒入体积中和/或将传感器放置在已经含有疏水性液体的体积中的任何一种。步骤1302还可以包括对传感器的至少一部分进行脱气和/或诱导疏水性液体体积的自由表面的特定曲率设计。诱导曲率设计可以通过使用柱和/或十八烷材料来进行。

制造方法的步骤1304包括形成柔性外膜。该膜形成在体积的自由表面上。在体积围绕整个传感器的情况下，膜可以围绕整个体积延伸以同样围绕整个传感器。在体积仅围绕传感器的部分的情况下，膜形成在体积的自由表面上，其中该自由表面不与传感器的该部分直接接触。外膜也可以围绕传感器的其余部分延伸。例如，外膜可以形成与传感器的其余部分直接接触的保护层。不同的制造技术可用于形成柔性外膜。如图10、图11和图12所述，这些技术包括通过CVD、经由模具涂覆和密封和/或密封聚合物袋来在疏水性液体体积的自由表面上沉积聚合物材料中的任何一种。步骤1304还可以包括使柔性膜脱气(例如，当使用模具或聚合物袋时)和/或诱导特定曲率设计。诱导曲率设计可以通过使用柱、十八烷材料、模具皱褶和/或退火和冷却柔性外膜来进行。

可以重复制造方法的上述步骤以产生传感器的多层液体包覆。类似地，可以在包含在医疗器件内的多个传感器(或其它可植入部件)上重复这些步骤。制造方法还可以包括额外的步骤。在示例中，形成刚性装配件，并将其添加到封装内部或外部，以用于额外的保护。

图14示出了用于封装可植入部件的制造方法1400的示例。在该示例中描述的步骤可以用作图13的示例制造方法的子步骤。

制造方法1400的步骤1402包括对传感器的至少一部分进行脱气。例如，将传感器保持在特定取向(例如，倒置)，并且使用低运动粘度气体，例如己烷，进行脱气。

制造方法1400的步骤1404包括将传感器的至少脱气部分放置在疏水性液体的溶液中。例如，一旦脱气完成，则传感器完全或部分(例如，传感器的部分)浸入溶液中。可替代地，将疏水性液体直接倒在传感器(或传感器的部分)上。一旦传感器完全或部分就位，疏水性液体就形成完全或部分围绕传感器的体积。

制造方法1400的步骤1406包括在疏水性液体体积的表面上沉积聚合物材料。例如，聚合物材料包括硅树脂、聚对二甲苯-C或聚对二甲苯D中的一种或更多种，并通过CVD沉积。

制造方法1400的步骤1408包括诱导特定曲率设计。在示例中，通过将柱的端部附接到传感器(和/或支撑机电基板)上的位置并且通过使用特定的疏水性液体和用于柱的材料来实现期望的弯月面来诱导曲率设计。在另一个示例中，在添加疏水性液体之前，十八烷材料沉积在传感器的至少一部分上，使得疏水性液体围绕十八烷材料。在又一个示例中，在沉积聚合物材料之前，将十八烷材料附加地或可选地沉积在疏水性液体的自由表面上，使得该聚合物材料沉积在十八烷材料而不是疏水性液体上。曲率设计可以在步骤1402之后和步骤1404之前，在步骤1404之后而在步骤1406之前，和/或在步骤1406之后中的任一情形下进行诱导。

图15示出了用于封装可植入部件的制造方法1500的示例。在该示例中描述的步骤可以用作图13的示例制造方法的子步骤。

制造方法1500的步骤1502包括在模具的表面上沉积聚合物材料。例如，聚合物材料包括硅树脂、聚对二甲苯-C或聚对二甲苯-D中的一种或更多种。模具包括腔。用聚合物材料涂覆腔的表面以形成膜。

制造方法1500的步骤1504包括将传感器的至少一部分放置在模具内。例如，传感器完全或部分(例如，传感器的部分)插入模具的腔中。

制造方法1500的步骤1506包括向模具中加入疏水性液体。例如，疏水性液体被倒入模具中并且完全或部分地围绕放置的传感器。

制造方法1500的步骤1508包括在疏水性液体的自由表面上沉积附加的聚合物材料。例如，自由表面位于由疏水性液体形成的体积的外周。外周被定位成远离在步骤1502中形成的现有膜并定位成朝向模具的腔的开口。聚合物材料不需要与步骤1502中使用的聚合物材料相同但可以与步骤1502中使用的聚合物材料相同。沉积导致第二膜，其与现有膜共同地密封疏水性液体和传感器(完全或部分取决于步骤1504中的传感器放置)。两个膜和疏水性液体形成液体包覆封装。

制造方法1500的步骤1510包括从模具中去除封装。例如，封装通过模具的形式从腔中排出。一旦被去除，不同的精加工可被应用于封装，例如去除多余的沉积材料。

制造方法1500的步骤1512包括诱导特定曲率设计。在示例中，曲率设计是由皱褶引起的。例如，聚合物沉积在其中的腔的表面也包括皱褶。通过将聚合物材料沉积在腔的表面上，这些皱褶被转移到在步骤1502中产生的膜。

图16示出了用于封装可植入部件的制造方法1600的示例。在该示例中描述的步骤可以用作图13的示例制造方法的子步骤。

制造方法1600的步骤1602包括形成具有开口的聚合物袋。例如，使用聚合物材料通过CVD在袋状的模具上形成袋。聚合物材料包括硅树脂、聚对二甲苯-C或聚对二甲苯-D中的一种或更多种。

制造方法1600的步骤1604包括将传感器的至少一部分放置在聚合物袋内。例如，传感器完全或部分(例如，传感器的部分)通过开口插入聚合物袋中。

制造方法1600的步骤1606包括向聚合物袋中加入疏水性液体。例如，疏水性液体通过开口被倒入聚合物袋中并且完全或部分地围绕放置的传感器。

制造方法1600的步骤1608包括密封聚合物袋。例如，通过经由开口将聚合物材料沉积在疏水性液体的自由表面上来密封开口。聚合物材料不需要与步骤1602中使用的聚合物材料相同，但可以与其相同。

制造方法1600的步骤1610包括诱导特定曲率设计。在示例中，曲率设计是由皱褶引起的。例如，聚合物袋的表面被制造成包括皱褶。这些皱褶是通过将聚合物袋退火超过下面的聚合物材料的屈服强度并将退火的聚合物袋冷却至更低的温度而产生的。退火和冷却可以在如步骤1604中的传感器的部分的放置、如步骤1606中的疏水性液体的添加和/或如步骤1608中的聚合物袋的密封之前或之后进行。

图17A、图17B图17C和图17D示出了表面曲率的基于十八烷的成形的示例。图17A示出了成形的步骤1710，其中压力传感器被放置在开面外壳中并被油覆盖。碗状十八烷固体片(或某个其他所需的弯曲部)放置在压力传感器的顶部上。图17B示出了成形的另一步骤1720，其中沉积聚对二甲苯-C或聚对二甲苯-D以至少覆盖十八烷固体片。沉积发生在约21℃(69.8°F)的室温下。图17C示出了成形的另一步骤1730，其中在压力传感器被封装并植入人体之后，十八烷固体片在约37℃(98.6°F)的体温下熔化。液体十八烷是疏水性液体。这产生聚对二甲苯外膜的碗状形状。图17D示出了成形的另一步骤1740，其中油和液体十八烷在较高的升高温度下膨胀，但是聚对二甲苯外膜不被拉伸。相反，直至比在不使用十八烷的情况下可能的更高的温度极限，聚对二甲苯外膜弯曲。

对于数值示例，假设压力传感器封装具有3mm×3mm(0.12英寸×0.12英寸)的面积的面积和1mm(0.39英寸)的高。压力传感器腔为1mm³体积(6.1×10^-5立方英寸)，居中。因此，如果压力传感器膜被浸没，则大约有8mm³(4.9×10^-4立方英寸)的硅油。假设具有抛物面碗，基础半径R＝lmm(0.39英寸)，高度h＝0.2mm(0.078英寸)，因此，十八烷碗的体积是简单的积分，结果是松弛(slack)体积是碗可以携带的体积的两倍。V_松弛＝πhR²。硅油和十八烷的热膨胀系数约为0.1％/℃。

十八烷熔化时的体积膨胀是20％。因此，松弛体积应减少到原始值的大约80％。插入值，V’_松弛≈0.8*πhR²≈0.5mm³(3x10^-5立方英寸)。油的体积加十八烷(液体)的体积为8.3mm³(5×10^-4立方英寸)。因此，十八烷提供总液体体积的6％的松弛。这相当于值大约60℃(108°F)的温度膨胀，而不会拉伸聚对二甲苯，仅使之弯曲。

在实验室实验中，MPL115A1微型SPI数字气压计以类似于结合图8和图9所述的封装的方式被封装。使用约30000cSt(3×10^-2m²/s)的硅油和约26.64μm(0.001英寸)厚度的聚对二甲苯-D外膜用于封装。传感器输出10位压力和温度数据，并在77℃(170.6°F)烘箱过夜以21℃(69.8°F)、37℃(98.6°F)和45℃(113°F)加热传感器干燥后，捕获校准数据。校准使用来自传感器本身的校准常数来估量输出压力，调整到与原始压力和温度输出的线性关系以及恒定偏移量。发现封装传感器的压力灵敏度与未修改传感器的压力灵敏度基本相同。还发现封装的传感器具有快速的阶跃响应，基本上类似于未修改的传感器的阶跃响应。

另外，针对加速浸泡试验研究了各种压力传感器。对照传感器未被涂覆且在67℃(152.6°F)盐水中一天后如预期地发生故障。其他传感器用聚对二甲苯-C(PA-C)或聚对二甲苯-D(PA-D)而不用油涂覆。其余的传感器用30000cSt(3×10^-2m²/s)硅油封装并用聚对二甲苯-C或聚对二甲苯-D包覆。所有器件在其被浸泡的温度下在空气中过夜受到热应力，以确定由于升高的温度与浸泡在盐水中的隔离灵敏度和偏移漂移。结果在表1中总结。

表1

据发现，由于含指数约为-0.61eV(-9.6×10^-20J)的Arrhenius关系，大约每10℃(18°F)使聚对二甲苯的加速因子加倍。还发现，PA-C的较厚的层在试图达到更快的加速因子时将经受不住更高的温度，因此，器件相反用PA-D封装，这是由于其更高的玻璃化转变温度，因此盐水试验可以更快速且有效地确定在37℃(98.6°F)下的寿命。

使用PA-D的持续最长同时保持足够灵敏度和偏移的器件是“油+26.64μm PA-D”，其在77℃(170.6°F)下持续六周，相当于37℃(98.6°F)下二十一个月。此时观察到气泡，这可能是由于聚对二甲苯与PCB基板的分层，导致真空过程中的空隙体积，其被穿透膜的空气填充。没有观察到泄漏。

器件“油+24.92μm PA-D”在第三周的获得信号方面显示不稳定，此时注意到用于研究该器件的电线已经掉到盐水下面，导致腐蚀。这些电线可能不存在于最终器件中，因此它们不会被淹没，但到第四周则无法得到稳定的信号。因此，由于这个原因，认为电子装置出现故障。然而，器件“～13.17μm PA-D 1”可能在第五周在膜上遭到分层，与以下保持一致：观察到灵敏度攀升至约“1”且然后即使电线从未被淹没信号也变得不稳定且在下一周无法获得。

还发现脱气是有利的并且允许在没有油的情况下适当地浸没器件并且防止腔中的气泡形成，从而防止盐水与膜接触。

在实验室实验中，另一压力传感器在97℃(206.6°F)的5000cSt(5×10^-3m²/s)硅油中浸泡之前没有被修改，也没有给出一个热团(regiment)，因为水饱和极限在升高的温度下增加。在97℃(202.6°F)下，水的饱和极限约为1000-1500ppm。第一周后，诱发的传感器的偏移量很小，这大概是由于热处理。然而，偏移和灵敏度在接下来的几周没有变化。该结果证实硅油对压力传感器没有意义上的危害。

对于假设不可压缩液体的压力传感器，推导出油上聚对二甲苯(parylene-on-oil)封装的压力换能效率模型“η”。通过数学推导，“η”被认为是其中“c₁”是压力传感器的膜的体积压力顺应性，以及“c₂”是外部柔性膜的体积压力顺应性。通常，其中“a”是相应的半径(用于圆形膜，而另一个尺寸用于其他几何形状)，且“t”是膜的厚度。因此，增加有效的外半径对“c₂”有很大的影响，使得很容易在外膜上获得足够大的体积压力顺应性(例如“η≈1”)，使得压力换能的损失可以忽略不计，并且尽管“c₂”的分数变化可能很大，只要“c₂”与“c₁”相比仍然很大，则大外膜上的组织积累也将导致“η”值的忽略不计的漂移。

也可以估计对生物污垢的灵敏度。通常，较大的外部膜意味着对于相同厚度的生物污垢，对灵敏度的影响小于压力传感器被聚对二甲苯直接覆盖的情况。换句话说，在用油上聚对二甲苯封装的情况下，灵敏度漂移预计为零。可能有些难以辨别压力读数的变化是由于灵敏度漂移还是实际的压力变化引起的情况。在这种情况下，重要的是要理解，灵敏度漂移可能看起来像大的偏移漂移，这取决于相对于压力传感器室内的恒定压力的用于测量的典型值。

可以估计可容忍灵敏度漂移的上限。考虑使用压力传感器监测血压的示例。与大气相比，平均血压约为100mmHg(1.93psi)。通常，这种血压监测可能需要1mmHg(0.0193psi)的分辨率。因此，即使忽略偏移漂移，灵敏度漂移也必须至多为1％。因此，用于消除生物污垢的多个重新校准和/或方案可能无法实现这种严格的公差。相反，机械地消除灵敏度漂移的外膜可能是一种稳健的有效的解决方案。

在模拟中，压力传感器用10μm(3.9×10^-4英寸)PA-D油上聚对二甲苯液体包覆封装，在一侧上产生方形膜，这是塑料封装的占用面积。油上聚对二甲苯封装的压力传感器有效地表现出无灵敏度下降或灵敏度漂移。相比之下，仅聚对二甲苯封装的压力传感器在干净时表现出58％的灵敏度，并且在100μm(3.9×10^-3英寸)的生物污垢下降至47％(即灵敏度漂移为18％)。虽然发现生物污垢会由于纤维胶囊的收缩力而引起压力，但是这对油上聚对二甲苯中的灵敏度漂移是不会有影响的。

利用通过CVD直接在油上的聚对二甲苯沉积，对可植入压力传感器的油上聚对二甲苯封装可以延长这些传感器的寿命。硅油抑制传感器环境中的含水量，且聚对二甲苯包覆油而无任何气泡。由于外膜的表面积增加，厚的聚对二甲苯的保护益处可以被使用，而不会牺牲灵敏度。增加的表面积也可能减少生物污垢引起的灵敏度漂移。

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