Corso di Laurea Magistrale in Ingegneria Biomedica
Tesi di Laurea Magistrale
Sviluppo di un elettrodo intramuscolare
3D a film sottile
Relatori:
Prof. Ing. Silvestro Micera
Ing. Annarita Cutrone
Contro-Relatore:
Candidato/a:
Prof. Ing. Giovanni Vozzi
Irene Naselli
nché arriva uno sprovveduto che non lo sa e la inventa Albert Eistein
Alla mia strampalata ma tanto amata famiglia. Vi voglio bene
Indice
Sommario iii
Introduzione iv
1 Elettrodi muscolari 1
1.1 Elettrodi non invasivi super ciali . . . 2
1.2 Elettrodi impiantabili epimisiali . . . 5
1.3 Elettrodi impiantabili intramuscolari . . . 7
2 Progettazione dell'elettrodo 16 2.1 Anatomia della zampa posteriore del ratto . . . 17
2.1.1 Gastrocnemio . . . 17
2.1.2 Soleo . . . 18
2.1.3 Tibiale Anteriore . . . 18
2.2 Geometria dell'elettrodo . . . 20
2.2.1 Maschere litogra che . . . 22
2.3 Inserimento e posizionamento dell'elettrodo. . . 24
2.3.1 PCB per il ssaggio . . . 25
3.1 Microfabbricazione . . . 26
3.2 Memorizzazione delle alette . . . 31
3.3 Packaging dell'elettrodo . . . 32
4 Caratterizzazione del prototipo 33 4.1 Caratterizzazione meccanica . . . 33
4.2 Caratterizzazione elettrica . . . 35
4.3 Caratterizzazione elettrochimica . . . 37
4.3.1 Fattori di variabilità dei dati . . . 39
Conclusioni 41
Bibliogra a 42
Sommario
Nel presente lavoro di tesi, è stato realizzato un elettrodo intramuscolare a lm sottile caratterizzato da una geometria tridimensionale che permetta di ampliare l'area campionata e di assicurare un adeguato ancoraggio all'interno del muscolo.
Dopo una ricerca delle delle tipologie di elettrodi attualmente impiegate e del-le dimensioni anatomiche del ratto, su cui l'edel-lettrodo sarà validato, sono state progettate le maschere litogra che necessarie per i successivi processi di mi-crofabbricazione. L'elettrodo è stato quindi fabbricato e saldato ad una PCB appositamente progettata per la connessione con i dispositivi esterni. In segui-to, sono state eettuate la caratterizzazione elettrica per misurare la resistenza ohmica (probe tester), la caratterizzazione meccanica (Instron) per testare la forza di rottura a trazione e la caratterizzazione elettrochimica (Gamry) per valutare l'impedenza dell'elettrodo.
Sviluppi futuri prevedono test ex vivo ed in vivo per veri carne le prestazioni.
Introduzione
Negli ultimi anni, le interfacce tra i dispositivi elettronici e l'ambiente biologico stanno assumendo un ruolo sempre più rilevante. Attualmente, le più diuse sono di tipo elettrico, ovvero in grado di convertire le correnti ioniche biologiche in correnti elettriche. Si distinguono interfacce neurali e muscolari, a seconda del sito di impianto e del segnale decodi cato, rispettivamente EEG ed EMG. Le interfacce muscolari sono impiegate non soltanto in ambito diagnostico e terapeutico (e.g. Functional Electrical Stimulation [1], trattamento del dolore [2], [3]) ma anche per analisi cinematiche [4], indagini biomeccaniche [5] e per il controllo di protesi [6], [7].
Con le moderne protesi si mira, in particolare, a ripristinare le funzioni motorie e sensoriali in amputati, in pazienti con lesioni midollari o aetti da miopatie e malattie degenerative. Tra i principali obiettivi vi è la possibilità di riuscire a garantire una certa naturalezza dei movimenti, evitando l'aaticamento del paziente. Ciò richiede il reclutamento dei soli muscoli necessari a compiere il gesto desiderato.
Inizialmente, nelle protesi mioelettriche venivano adoperati esclusivamente elet-trodi super ciali, i cui più grandi vantaggi risiedono nella non invasività e nell'ampia area campionata. Tuttavia, con tali elettrodi il segnale si rivela poco robusto [8] ed è spesso necessario un riposizionamento. Negli ultimi anni, l'attenzione si è spostata verso l'utilizzo di elettrodi impiantabili che, rispetto agli elettrodi super ciali, presentano una maggiore a dabilità del segnale ed un'alta selettività [9], [10]. Si riesce infatti ad isolare il segnale proveniente anche da una singola bra e a stimolare soltanto le bre di interesse.
Particolare attenzione va posta agli innovativi elettrodi intramuscolari IMES (Implantable MyoElectric Sensors) che vengono inseriti all'interno del muscolo
ceramico insieme all'hardware necessario per la comunicazione wireless, sono però caratterizzati da un'elevata rigidezza e risultano poco complianti durante le contrazioni muscolari.
Un'interessante alternativa, in termini di essibilità, potrebbe essere costituita dai moderni elettrodi a lm sottile che hanno già trovato largo spazio nel campo delle interfacce neurali. Recenti studi hanno mostrato risultati promettenti anche per elettrodi muscolari. Si tratta comunque di geometrie bidimensionali che richiedono un intervento chirurgico per assicurare un adeguato ancoraggio all'interno del muscolo.
L'elettrodo intramuscolare a lm sottile proposto nella presente tesi riprende la geometria 3D dell'elettrodo intraneurale SELINE [11] per poi estenderla alla struttura muscolare, in modo da garantire non solo una distribuzione nello spazio dei siti attivi, incrementando l'area campionata, ma anche un adeguato ancoraggio al muscolo che permetta di evitare importanti spostamenti durante la contrazione.
Capitolo 1
Elettrodi muscolari
Il segnale elettromiogra co (EMG) viene acquisito mediante appositi elettrodi muscolari. Si tratta di interfacce passive in grado di convertire le correnti ioni-che biologiioni-che in correnti elettriioni-che, per mezzo di reazioni redox sulla super cie dell'elettrodo [12].
Esiste un'ampia varietà di elettrodi muscolari, la cui scelta è legata alle caratteristiche desiderate, quali la biocompatibilità, il grado di selettività, di invasività, di essibilità e longevità. Si possono individuare tre grandi cate-gorie di elettrodi in relazione al sito di impianto: super ciali, epimisiali ed intramuscolari [13]. Una più grossolana suddivisione prevede la loro classi -cazione a seconda dell'invasività: non invasivi, tra cui si annoverano solo gli elettrodi super ciali (SEs, Super cial Electrodes), ed invasivi o impiantabili (IEs, Implantable Electrodes).
Nel seguente capitolo verranno illustrate in dettaglio le diverse tipologie, di cui saranno esposti i principali vantaggi e limiti.
I SEs vengono applicati sulla cute, in corrispondenza del muscolo da esaminare. Si tratta generalmente di dischi aventi circa 4 mm di diametro [14], realizzati in diversi materiali: argento (Ag), cloruro di argento (AgCl), oro (Au), platino (Pt), carbonio (C) [15]. Possono essere suddivisi in dry e wet [16]. I primi, sono costituiti da metalli conduttori posti a diretto contatto con la pelle; gli elettrodi wet, invece, prevedono uno strato di idrogel o di spugna, saturata con soluzioni elettrolitiche, tra il metallo e la pelle ( g. 1.1).
Figura 1.1: Esempi di elettrodi super ciali dry (a e c) e wet (b ed e) [16]
I SEs vengono anche classi cati in elettrodi polarizzabili e non polarizza-bili, in base al loro comportamento elettro-chimico. Gli elettrodi polarizzabili si comportano come dei capacitori: quando sottoposti ad una certa tensione, non danno il via ad un usso di carica ma si assiste soltanto un cambio della distribuzione della carica. Il platino e l'oro sono tra i materiali che mostrano un comportamento quasi idealmente polarizzante, di conseguenza non vengono usati per la registrazione del segnale EMG poiché minimi spostamenti, dovuti alle contrazioni, si traducono in artefatti da movimento non trascurabili. Per acquisire segnali miogra ci è preferibile usare, invece, materiali non polarizza-bili che hanno un comportamento principalmente ohmico. Gli elettrodi in Ag-AgCl, all'interno della categoria degli elettrodi non polarizzabili, hanno esibito le migliori caratteristiche in termini di basso rumore e alta stabilità. [17].
L'impedenza dei SEs può variare tra 1 kΩ, per elettrodi wet, ed 1 MΩ, nel caso di elettrodi dry di ridotte dimensioni. É comunque preferibile usare elettrodi più piccoli, seppur rumorosi, per non andare incontro ad una rilevante perdita di informazioni.
Gli elettrodi super ciali possono essere usati in con gurazione monopo-lare o bipomonopo-lare. Nel primo caso, un elettrodo viene posizionato sulla pelle in corrispondenza del muscolo ed il secondo è postoin un punto neutro. La con gurazione bipolare prevede invece l'utilizzo di due elettrodi collocati ad una certa distanza lungo la bra muscolare e di un terzo elettrodo collegato a massa.
Figura 1.2: Array bidimensionale di elettrodi super ciali [18]
Negli ultimi anni, sono stati realizzati an-che elettrodi super ciali multicanale ( g.1.2), ad array lineare [19] o bidimensionale [18], e a lm sottile [20], con l'obiettivo di ricava-re informazioni spaziali circa la propagazione dei potenziali d'azione delle bre muscolari e la relativa topologia. Gli elettrodi multicana-le hanno trovato recenti applicazioni, inoltre, nel controllo di protesi [21].
Uno dei maggiori limiti degli elettrodi super ciali è la loro ridotta seletti-vità: in fase di stimolazione, ad esempio, non è garantito il raggiungimento di una precisa risposta muscolare relativa ad una o poche unità motorie; durante la fase di recording dell'EMG, si assiste ad un cross-talk tra i segnali desiderati e l'attività elettrica dei muscoli vicini [22], che degrada la qualità del segna-le, soprattutto nei muscoli più profondi. Anche il tessuto adiposo sottostante l'elettrodo costituisce un ostacolo: l'adipe difatti opera come un volume con-duttore ed agisce da ltro passa basso, con una selettività che varia in base alla distanza [14]. Un ulteriore svantaggio legato all'uso di elettrodi super ciali è la stretta dipendenza dell'a dabilità dal posizionamento: piccoli spostamenti, seppur contenuti, comportano dierenti risposte o rilevamenti del segnale [23]. I SEs sono inoltre sensibili alle condizioni ambientali e al cambio di impedenza della pelle durante la giornata [22].
Poiché non richiedono nessun intervento chirurgico, tuttavia, gli elettrodi super ciali sono ampiamente impiegati sia per la stimolazione muscolare sia il recording del segnale EMG a scopi diagnostici [24], in protesi mioelettriche (Ottobock, i-Limb), esoscheletri robotici [25], [26] FES (Functional Electrical Stimulation) [27], per riabilitazione ed indagini neuromuscolari [28].
(a) Protesi di mano (b) Elettrodi super ciali
Figura 1.3: Protesi mioelettrica controllata tramite SEs (Touch Bionics iLimb [29])
Figura 1.4: Esoscheletro di arto: SEs per l'ottimizzazione dei parametri di controllo [30]
Gli elettrodi epimisiali rientrano nella categoria degli elettrodi impiantabili o invasivi, poiché necessitano di un intervento chirurgico per l'inserimento: vengono infatti suturati all'epimisio, vicino al punto motore del muscolo. So-no costituiti da una struttura siliconica contenente uSo-no o più dischi in Pt-Ir (platino-iridio), la cui è area compresa tra i 10 e i 100 mm2 ( g. 1.5).
L'impedenza per bassi correnti (AC, 1 MHz) è di circa 2-5 kΩ ma, spesso, la funzionalità degli elettrodi epimisiali è garantita anche per valori di molto superiori ed inferiori, correlati alle dimensioni dell'elettrodo. Si comincia, co-munque, a sospettare di un eventuale danneggiamento se l'impedenza è minore di 500 Ω o maggiore di 500 kΩ.
Si trovano, in genere, in con gurazione bipolare che sembra assicurare sia una maggiore selettività sia un migliore reclutamento [31]. Tuttavia, sono state realizzate neuroprotesi anche con elettrodi epimisiali monopolari.
Figura 1.5: Elettrodi epimisiali: monopolare (sinistra), bipolare (destra) [32]
In una più moderna con gurazione multicanale ( g.1.6), non ancora testata su uomo, gli elettrodi sono costituiti da un foglio di polimmide (PI). La PI mostra caratteristiche meccaniche simili ai tessuti molli, di conseguenza non vi apporta danni considerevoli [33].
Figura 1.6: Elettrodi epimisiali a lm sottile. In nero, i siti attivi, interconnessi come nello schema a sinistra. In bianco,i fori per la sutura [33]
Alcuni studiosi [33] hanno realizzato un primo prototipo di elettrodo a lm sottile impiegato per il recording e avente una larghezza di 4 mm, una lunghezza di circa 31 mm e dei siti attivi in platino con un'area pari a circa 2 mm2, interconnessi
per ottenere delle acquisizioni bipolari . Rispetto ai SEs, gli elettrodi epimi-siali risultano più a dabili, in termini di qualità del segnale acquisito e selettività. Inoltre, essendo ssati in una
determina-ta posizione, vanno incontro ad un incapsulamento brotico, attivato dai tes-suti con cui entrano a contatto, che ne riduce lo spostamento, senza alternarne di molto l'e cienza. Lo spessore del tessuto cicatriziale risulta, comunque, inferiore nel caso degli elettrodi epimisiali rispetto agli elettrodi impiantabili a lo [34], suggerendo che i tessuti circostanti attivino una risposta in ammato-ria minore e ne permettano una migliore integrazione. La capsula, inoltre, fa sì che l'elettrodo sia sottoposto a bassi stress meccanici, aumentandone la longe-vità [31]. Alcuni studi, hanno difatti dimostrato la funzionalità degli elettrodi epimisiali per ben 16 anni [35]. Tuttavia, non essendo molto essibili e ben ancorati, non riescono a seguire il muscolo durante la contrazione, causando stress meccanici al tessuto circostante [36], notevolmente ridotti nel caso di strutture essibili a lm sottile.
Gli elettrodi epimisiali sono attualmente impiegati per il controllo di pro-tesi mioelettriche [37], seppur richiedano un alto consumo di energia [38], per la stimolazione neuromuscolare [36], per trattamenti terapeutici [39] e per studiare la biomeccanica e la cinematica dei movimenti, prevalentemente su animali [40].
Elettrodi ad ago
Gli elettrodi ad ago sono stati impiegati per la prima volta, per il recording del segnale EMG, intorno agli anni '30 [41]. Sono poi state introdotte nuove con gurazioni (e.g. quadripolare [42], macro-elettrodi [43]) ma tra le tipologie maggiormente adoperate si annoverano, ad oggi, gli elettrodi ad ago mono-polari ( MNE, Monopolar Needle Electrodes) e concentrici (CNE, Concentric Needle Electrodes).
Gli elettrodi monopolari hanno un calibro che spazia dai 26 ai 31 Gauge, ossia un diametro che varia da 0.45 mm a 0.2 mm. Vengono realizzati spesso in acciaio inox e ricoperti da materiale isolante (generalmente Te on), ad ec-cezione della parte terminale che costituisce il sito di recording o stimolazione. L' estremità libera ha una forma conica ed un'area compresa tra 0.1 mm2 e 0.5
mm2 ( g. 1.8), mentre la lunghezza può variare dai 12 ai 75 mm [44].
L'impe-denza assume valori diversi in base alla frequenza di utilizzo: da qualche kΩ, se si lavora con decine di kHz, a circa 1 MΩ correlata a frequenze dell'ordine degli Hz [45].
Figura 1.7: MNE con elettrodi super ciali per il riferimento e la massa [46]
Essendo monopolari, è necessario l'utilizzo di un elettrodo super ciale come riferimento e di un terzo elet-trodo, posto ad un certa distanza da entrambi, per la massa [47] ( g.1.7). E' in genere preferibile evitare tale con gurazione e preferire un'acquisi-zione bipolare.
Gli elettrodi ad ago concentrici sono costituiti invece da un core attivo, iso-lato per evitare il corto circuito con la cannula esterna che funge da riferimento ( g. 1.8). I materiali più impiegati per il lo interno, avente un diametro di circa 1 mm, sono platino ed Argento. La cannula è generalmente in acciaio inox ed ha un diametro che spazia tra 0.35 mm e 0.7 mm.
Figura 1.8: In basso, MNE; in alto, CNE [48]
La parte terminale dell'elettrodo ha una forma el-lissoidale con un'area compresa tra 0.02 mm2 e 0.1
mm2 [49] e un'inclinazione di circa 15 gradi, che ne
limita il campo di pick-up: l'elettrodo registra o tra-smette informazioni principalmente nella direzione in cui il lo e la cannula sono smussati.
L'elettrodo concentrico è caratterizzato da un'im-pedenza molto più elevata rispetto all'MNE.
In questa con gurazione, tuttavia, viene meno la necessità di un elettrodo su-per ciale di riferimento per cui si utilizza solo l'elettrodo a massa. Inoltre, poiché il riferimento e la parte attiva sono molto vicini, il CNE reietta meglio il segnale di modo comune rispetto al monopolare ed il segnale risulta più sta-bile, seppur venga rilevata una minore ampiezza del segnale acquisito a causa sia della ridotta area sensibile che della direzionalità del sito [50]. Un'ulterio-re dieUn'ulterio-renza consiste nel disagio percepito dal paziente: più intenso nel caso degli CNE, probabilmente legato al maggiore diametro ed alla mancanza del rivestimento in Te on che permette all'elettrodo monopolare di inserirsi più agevolmente nel tessuto. La scelta della tipologia è pertanto guidata dal tipo di misurazione desiderata e dai costi (i CNE raggiungono il triplo del prezzo degli MNE).
Gli elettrodi ad ago vengono tuttora adoperati per indagini di breve durata su uomo. Non necessitano di intervento chirurgico, sono facili da inserire e rimuovere ed hanno una buona selettività. Riescono a rilevare l'attività dei muscoli più profondi ma se non vengono correttamente posizionati possono creare dei danni alle strutture circostanti di diametro minore quali vasi, nervi e bre [51]. Infatti, essendo rigidi, non riescono a seguire il muscolo durante l'accorciamento e possono spostarsi durante le contrazioni più forti, creando disagi al paziente [52].
Sono quindi utilizzati per impianti acuti della durata di qualche ora, con scarse probabilità di ripetibilità dovute al tipo di elettrodo, all'ampli catore impiegato ed anche a dierenti posizionamenti nel muscolo: piccoli scostamen-ti possono modi care l'ampiezza e l'area del segnale, già alterascostamen-ti dalla sola presenza dell'ago [53].
Principalmente usati per il recording del segnale EMG, possono anche essere impiegati per stimolare una singola o più unità motorie per volta e per quei muscoli innervati da nervi profondi, il cui accesso risulta operoso [54].
Elettrodi a lo
Gli elettrodi a lo sottile ( ne wire electrodes) sono stati proposti per la prima volta da Basmajian e Stecko [55] negli anni '60. Nella loro originale con -gurazione bipolare, sono costituiti da due li, uno attivo e l'altro usato come riferimento, aventi un diametro di circa 250 µm e isolati con Nylon o Te on che conferiscono al lo la rigidezza richiesta per l'inserimento. Le parti terminali vengono de-isolate, chimicamente o per combustione, per liberare circa 2 mm di lo che andranno a costituire il sito attivo. Le estremità sono poi piegate ad uncino, per favorire l'ancoraggio al muscolo e seguirne il movimento durante la contrazione( g. 1.9).
Figura 1.9: Elettrodi a lo sottile inseriti in un ago cannula per l'impianto [55]
Poiché, al contrario degli elettro-di ad ago, non possono essere ripo-sizionati, richiedono un training per l'inserimento che, se non eettuato correttamente, può indurre a fratture dell'elettrodo stesso [56]. La rimozio-ne, invece, risulta piuttosto semplice in quanto è su ciente applicare una lieve pressione, difatti non è raro che si veri chi accidentalmente.
Ad oggi, gli elettrodi a lo vengono fabbricati con li multistrand che garan-tiscono una maggiore durata. Sono state successivamente proposte numerose varianti con diversi materiali (leghe di platino, argento) e dierenti dimensioni: i più piccoli, raggiungono anche i 25 µm. Alcune con gurazioni multicanale prevedono più di due siti attivi [57], [58] per aumentare la densità spaziale degli elettrodi, il cui segnale è estremamente localizzato. Gli elettrodi a lo sottile hanno permesso infatti di rilevare l'attività di una singola bra durante forti contrazioni, grazie alla selettività dovuta alle ridotte dimensioni [59], [60].
Per garantire una maggiore longevità e permettere impianti di durata su-periore, è stata successivamente presentata una con gurazione a lo avvolto in una singola elica (coiled wire electrodes) [61]. La parte centrale dell'elettrodo viene isolata, avvolta e pretensionata, lasciando scoperta l'estremità, piegata ad uncino, che costituirà il sito attivo. Un'ulteriore modi ca prevede l'avvolgi-mento di due li conduttori in una doppia elica, anch'essi isolati ad eccezione delle estremità, di cui solo una è generalmente piegata ad uncino. La struttura elicoidale riesce a tollerare alti stress dinamici sia in trazione che in compres-sione, soddisfacendo quindi l'esigenza di una maggiore resistenza dell'elettrodo durante l'attraversamento dei tessuti, pur assicurando una opportuna essibi-lità durante le contrazioni. Per evitare micro-spostamenti all'interno del mu-scolo, alcuni ricercatori hanno in seguito proposto l'inserimento di un albero in polipropilene, avente diversi ardiglioni passivi, all'interno della cavità for-mata dalla doppia elica [62], a cui viene ssato tramite trattamenti termici o chimici( g. 1.10).
Figura 1.10: Elettrodi avvolti a doppia elica con ancora in polipropilene [62]
Indipendentemente dalla tipologia, l'inserimento dell'elettrodo all'interno del muscolo avviene mediante un ago cannula, dai 21 ai 27 Gauge, usato esclu-sivamente per il posizionamento: dopo aver raggiunto il sito di impianto, la cannula viene estratta dal muscolo lasciandovi l'elettrodo ancorato.
Figura 1.11: Strumenti per la procedu-ra di l'inserimento dell'elettrodo a lo nel muscolo guidata con sonda [63]
Per raggiungere la zona di impian-to ottimale che permetta di utilizzare le minime correnti e di ottenere i miglio-ri miglio-risultati è stata suggemiglio-rita una proce-dura che prevede, inizialmente, l'inseri-mento di una sonda che stimola il mu-scolo in diverse zone. Una volta ottenuta la risposta desiderata, una guaina ester-na viene fatta scivolare sulla sonda che, tramite un'apposita rientranza, permet-te l'allineamento della punta della guaina con l'estremità della sonda. Si procede con l'estrazione della sonda per poi in-serire l'elettrodo all'interno di un carrier che viene in lato nella guaina, sino a rag-giungere il sito di impianto. A tal punto, viene rimosso prima il carrier e successi-vamente la guaina, lasciando l'elettrodo nella posizione desiderata ( g. 1.11).
Gli elettrodi a lo mostrano i valori di impedenza più bassi tra tutte le ca-tegorie di elettrodi muscolari: alla frequenza di 1 KHz, l'impedenza raggiunge qualche centinaia di Ohm [63]. Inoltre, il corretto posizionamento ottenibile senza la necessità di un intervento chirurgico è uno dei cavalli di battaglia degli elettrodi a lo. La loro selettività è paragonabile a quella degli epimisiali [64] e si rivela piuttosto alta rispetto agli elettrodi super ciali [65], [66]. Tuttavia, un importante svantaggio degli IEs, ed in particolare degli elettrodi a lo, rispetto ai SEs è la ridotta area campionata. Per aumentare il numero di siti attivi, generalmente vengono inseriti più elettrodi all'interno della cannula che però si posizionano nel muscolo in maniera randomica, con geometrie scarsamente ripetibili. Ciò costituisce un freno per l'utilizzo di elettrodi intramuscolari in dispositivi che richiedano parecchi DOF o in muscoli di grandi dimensioni.
Sono comunque stati impiegati per il recording dell'attività miogra ca in studi biomeccanici [67], [68], in dispositivi protesici [64] e per la stimolazione elettrica muscolare [69], [70], [1].
Elettrodi a lm sottile
Negli ultimi anni sono stati sviluppati degli innovativi elettrodi intramuscolari a lm sottile e multicanale (multichannel thin lm electrodes), ottenuti tramite processi di microfabbricazione.
La prima proposta, ispirata agli elettrodi neurali LIFE a lm sottile [71], prevede un supporto di polimmide su cui sono realizzati i siti attivi in pla-tino, le tracce ed i pad in oro [72]. Il più recente prototipo ha 12 siti per il recording, aventi un'area di circa 5 µm2 e 3 siti attivi, con un'area di circa
1.1 mm2, per la stimolazione. La parte attiva dell'elettrodo ha una lunghezza
di circa 2 cm ed una larghezza di 420 µm. La lunghezza totale dell'elettrodo raggiunge invece i 6.8 cm ( g. 1.12). Al contrario della precedente variante, il cui inserimento avveniva mediante una procedura chirurgica, il nuovo design prevede un lamento guida largo 100 µm che viene ssato all'interno di un ago cannula da 25 Gauge (diametro interno 220 µm). Il metodo di impianto non è dettagliatamente documentato ma si suppone che l'inserimento sia simile a quello precedentemente descritto per gli elettrodi a lo.
Figura 1.12: Elettrodo intramuscolare a lm sottile in PI [73]
La parte terminale dell'elettrodo è poi connessa ad un adattatore in FR4 su cui è montato un connettore per la comunicazione con i dispositivi esterni ( g. 1.13).
Figura 1.13: Elettrodo inserito nell'ago cannula e saldato al connettore [72]
L'impedenza alla frequenza di 1 kHz è di circa 10 kΩ per i siti di re-cording e 1 kΩ per i siti di stimo-lazione. L'elettrodo è stato validato con successo su uomo ed impiegato per la diagnosi ed il trattamento del tremore.
Un altro gruppo di ricerca ha in-vece realizzato un substrato in polidimetilsilossano (PDMS) per micro-aghi in acciaio inossidabile [74], posizionati in modo che siano perpendicolari al piano dell'elettrodo. Sono stati testati, su gatto, elettrodi con aghi aventi dierenti dimensioni. La larghezza dell'albero di ogni ago è compresa tra i 230 µm e i 480 µm. La larghezza degli ardiglioni spazia dai 790 µm ai 1170 µm. Gli aghi con albero minore hanno esibito una migliore adesione e gli ardirglioni più piccoli hanno facilitato l'inserzione. Le tracce sono costituite da PDMS conduttivo ed hanno una lunghezza di 24 mm, una larghezza di 500 µm ed uno spessore di 100 µm. I pad sono quadrangolari, con un lato di 2 mm ( g. 1.14). L'elettrodo è progettato per avere un'alto campionamento spaziale: ricopre infatti l'intero muscolo.
Figura 1.14: Elettrodo intramuscolare a lm sottile in PDMS [74]
L'impedenza misurata alla frequenza di 1 kHz risulta inferiore ai 10 KΩ. Allo stato attuale, non è stato testato su uomo.
Gli elettrodi a lm sottile garantiscono l'alta selettività tipica degli intra-muscolari pur orendo una migliore essibilità e, quindi, un minor disagio per il paziente. L'elevato numero di siti attivi vi apporta, inoltre, una maggiore densità spaziale degli elettrodi a lo mentre la geometria prede nita permette la ripetibilità delle misure. Rappresentano dunque un'interessante alternativa ai classici elettrodi muscolari, degna di essere approfondita.
Elettrodi wireless
Una nuova promettente tipologia di elettrodi intramuscolari wireless, denomi-nata IMES (Implantable MyoElectric Sensors), è stata recentemente realizzata per il recording del segnale EMG.
Figura 1.15: RFB BION®, microstimo-latore [75]
Si tratta di piccoli dispositivi (diametro 2 mm, lun-ghezza 15 mm) costituti da speci ci circuiti integrati in un singolo chip, contenuto in un case ceramico (RF BION) [76], avente 2 siti attivi in platino ( g. 1.15). Ogni sensore infatti agisce come un elettrodo intramu-scolare bipolare.
All'interno, è integrata l'elettronica necessaria per
trasmettere tramite RF (radiofrequenza) il segnale EMG, già opportunamente ltrato ed ampli cato. Anche la ricezione dei comandi e dell'alimentazione av-viene a RF attraverso una bobina esterna indossata dal paziente ( g. 1.16) [77] .
Figura 1.16: Schema sempli cato per protesi di arto controllata con IMES [75]
Vengono impiantati tramite un apposito strumento, dopo aver eettuato un'incisione sull'epimisio, sotto anestesia. Un ancoraggio comunque minimo al
muscolo sembra essere garantito dalla formazione di tessuto brotico, attorno alla singola capsula, che non impedisce la trasmissione del segnale, il quale risulta robusto ed a dabile. Oltre alla selettività tipica degli intramuscolari, gli IMES godono dei vantaggi legati all'assenza di li percutanei che causano spostamenti, infezioni e disagi al paziente, anche se risultano chiaramente piut-tosto rigidi. Essendo provvisti, come gli elettrodi a lo, di soli due siti attivi, per aumentare l'area campionata si esegue l'impianto simultaneo di un certo numero di sensori, il che ne permette l'utilizzo in protesi con più gradi di liber-tà. Sono già stati testati su uomo [78] ed utilizzati per analisi del movimento in animali [79].
Capitolo 2
Progettazione dell'elettrodo
L'obiettivo del presente lavoro di tesi è la progettazione di un elettrodo intra-muscolare che possa fornire una geometria tridimensionale ripetibile, un'alta selettività ed un ancoraggio ottimale durante la contrazione del muscolo, pur garantendo un'adeguata essibilità. Per il raggiungimento dello scopo, è stata adoperata la tecnologia a lm sottile.
Un polimero ampiamente diuso, grazie alla facilità di lavorazione, è la polimmide (PI). La PI è molto essibile e mostra un'alta biocompatibilità [80], anche in impianti a lungo termine [81], [82]. Uno dei suoi più moderni campi di applicazione è la realizzazione di elettrodi neurali (TIME [83], tf-LIFE [71], SELINE [84]) per la sostituzione dei più rigidi array di elettrodi in silicone [85]. Recentemente, tuttavia, è stato sviluppato ed impiantato su uomo anche un elettrodo intramuscolare multicanale, con risultati promettenti [73].
Pertanto, l'elettrodo in esame è stato realizzato adoperando un substrato in PI su cui sono stati depositati siti attivi, tracce e pad in oro, per la ricezione e conduzione del segnale. Il design è ispirato a SELINE, le cui proprietà mec-caniche sono state analizzate mediante modelli FEM e studi teorici [86] per poi essere validate con successo [87]. La geometria dell'elettrodo è comunque stata adattata all'anatomia della zampa posteriore del ratto, brevemente illustrata di seguito, per ottimizzarne la funzionalità durante il successivo impianto.
La zampa posteriore del ratto può essere suddivisa, come nell'uomo, in gamba superiore ed inferiore, connesse tra loro dall'articolazione del ginocchio. Ai ni di un corretto dimensionamento dell'elettrodo, sono state ricercate in lettera-tura informazioni circa l'anatomia dei muscoli della gamba inferiore coinvolti soltanto nella essione e nell'estensione della caviglia. Un ruolo predominante è svolto dai muscoli più super ciali ed estesi, quali il muscolo tibiale anteriore ed il tricipite surale ( g. 2.1). Il tricipite è a sua volta costituito dal gastroc-nemio e dal soleo, muscoli che originano in diversi punti del femore per poi inserirsi nella tuberosità calcaneare attraverso un unico tendine. Si congiunge ad essi anche l'agonista plantare, posto più in profondità ( g. 2.2).
Figura 2.1: Muscoli super ciali della gamba inferiore del ratto, vista laterale
2.1.1 Gastrocnemio
Il gastrocnemio è il muscolo più grande del polpaccio. Ore il suo contribu-to sia all'articolazione della caviglia che al ginocchio, essendo coinvolcontribu-to nella planta essione del piede e nella essione della gamba inferiore.
Figura 2.2: Muscoli della gamba inferiore del ratto, vista posteriore. Il GM è sezionato per mostrare il plantare
E' innervato da un ramo del nervo scia-tico ed ha un aspetto fusiforme. In parscia-tico- partico-lare, si compone di una testa laterale (GL, gastrocnemio laterale) e di una più ampia testa mediale (GM, gastrocnemio mediale), ben visibili in g. 2.2.
Le dimensioni dei muscoli variano con l'e-tà, il sesso e la specie del ratto ma per il GM di un ratto adulto inferiore ai 500 gr di peso si possono stimare approssimativamente una lunghezza totale del muscolo di 30 mm, una PCSA (Physiological Cross-Sectional Area) anche superiore ai 60 mm2 [88] ed un angolo
di pennazione, de nito come l'angolo compreso tra l'asse su cui agisce la forza del muscolo e l'asse su cui sono orientate le bre, di circa 21 gradi [89].
Le bre, prevalentemente veloci (tipo II), hanno una lunghezza che si aggira attorno ai 12 mm [90] e un diametro che spazia dai 50 ai 60 µm, con una CSA (Cross-Sectional Area) orientativamente sui 2900 µm2 [91].
2.1.2 Soleo
Il soleo (SO) è collocato immediatamente sotto al gastrocnemio ( g. 2.3) ed agisce anch'esso durante la planta essione. E' composto all'80% da bre lente ossidative (rosse, tipo I) che hanno dimensioni maggiori rispetto alle bre veloci sia del gastrocnemio che del tibiale: mostrano una CSA superiore ai 3100 µm2 ed un diametro di circa 70 µm [90]. Le singole bre inoltre raggiungono lunghezze superiori, no a 15 mm, ma la lunghezza totale del muscolo varia intorno ai 28 mm [92]. Anche la PCSA di tutto il muscolo risulta inferiore, generalmente minore di 7 mm2 [93].
2.1.3 Tibiale Anteriore
Il tibiale anteriore (TA) è applicato medialmente contro la tibia ( g.2.3) e late-ralmente ha i muscoli estensori delle dita (EDL, Extensor Digitorum Longus) e
dell'alluce. Origina nella porzione supero-laterale della tibia e si inserisce nelle ossa del piede. Il muscolo ha una lunghezza di circa 24 mm [94], un angolo di pennazione di 13 gradi ed una PCSA che spazia intorno ai 35 mm2,
mante-nendosi comunque inferiore ai 40 mm2. La lunghezza delle bre può superare
anche i 16 mm [92]. Oltre il 95% delle bre è di tipo veloce con una CSA che non supera i 2500 µm2 [95].
Figura 2.3: Schema dei muscoli della gamba inferiore del ratto, vista laterale [96]
Al ne di testare la funzionalità dell'elettrodo, è stato ritenuto opportuno progettarlo prendendo come riferimento le dimensioni del gastrocnemio. I da-ti riportada-ti, infatda-ti, portano ad escludere il soleo: il diametro maggiore delle bre [92], [97] avrebbe imposto la scelta di misure più grandi per i siti attivi, garantendo una minore selettività nell'eventuale successivo impianto dell'elet-trodo nel tibiale anteriore e nel gastrocnemio che hanno, invece, dimensioni comparabili. Inoltre, le informazioni circa l'anatomia del gastrocnemio sono più facilmente reperibili e dettagliate.
L'elettrodo intramuscolare consta di due metà specchiate, sovrapposte senza contatto per ottenere una struttura bilaterale ed unite tra loro per mezzo di un lamento passivo (ribbon) di polimmide, largo 150 µm, impiegato come guida per l'inserimento ( g. 2.4).
Figura 2.4: Schema dell'elettrodo
La sezione intramuscolare ha una lunghezza di circa 4 mm ed una larghezza di 690 µm, che permette di disporre i siti attivi, in oro, sia sulle alette che lungo l'albero principale ( g. 2.5).
Figura 2.5: Zoom della sezione intra-muscolare con siti distribuiti sull'albero centrale e sulle alette laterali
Le ali laterali rispettano le proporzio-ni già validate di SELINE: la lunghezza è pari a 480 µm e larghezza a 180 µm, con un rapporto di 8:3. La punta è smussa-ta per facilismussa-tare il posizionamento tra le bre ed evitare concentrazioni degli sfor-zi. Su ciascuna aletta, sono presenti un sito per la stimolazione ed uno per il re-cording, per assicurare una distribuzione tridimensionale.
I siti per il recording hanno una forma circolare che consente di distribuire omogeneamente gli sforzi dovuti alla contrazioni. L'area dei siti è di circa 2830 µm2, con un diametro di 60 µm, pari al diametro medio di una bra muscolare del gastrocnemio, in modo da garantire un'appropriata selettività ( g. 2.6). I
siti per la stimolazione, invece, sono stati disegnati con dimensioni superiori per poter sostenere correnti di intensità maggiore: l'area è di circa 0.01 mm2
e la forma ellittica, con asse maggiore di 160 µm ed asse minore di 80 µm.
Figura 2.6: Elettrodo inserito all'interno del GM. L'ingrandimento sui siti attivi permette di confrontarne le dimensioni rispetto alle bre (immagine su scala) [98]
I siti per il riferimento e la massa, invece, sono stati posizionati nella por-zione extramuscolare dell'elettrodo ( g. 2.4). Mantengono la forma ellissoidale dei siti di stimolazione permettendo di contenere la larghezza della parte in-termedia che ospita le tracce conduttive. L'area del sito di massa è tuttavia più ampia e pari a 0.46 mm2.
Ogni sito attivo è infatti elettricamente connesso, da una singola traccia, ad un unico sito connettore (pad) posto nella zona terminale dell'elettrodo ( g. 2.7).
Figura 2.7: Schema della porzione extramuscolare: si possono osservare i siti connettori (pad), le tracce conduttive ed il sito per la massa
Le tracce hanno una lunghezza che spazia intorno ai 20 mm, una larghezza di 15 µm, pari alla distanza tra due tracce (risoluzione minima consentita dal produttore della maschera litogra ca). I pad sono distanziati di 700 µm tra i
centri, per non creare cortocircuiti durante la fase di saldatura ai li esterni, ed hanno una forma quadrangolare, con lato di 200 µm. Gli angoli sono stati smussati, per evitare concentrazioni degli sforzi. A sua volta, ciascun pad sarà collegato tramite un connettore al dispositivo esterno, fornendo un singolo canale di input/output del segnale.
Due fori di sutura, aventi un diametro di 500 µm, sono stati collocati a ridosso della parte centrale dell'elettrodo, per ssare la porzione intramusco-lare al muscolo, ed in corrispondenza della zona distale, che sarà suturata all'epimisio.
La profondità dell'elettrodo, circa 12 µm, è dettata dai minimi spessori ot-tenuti durante i processi di microfabbricazione, in modo da ridurne l'ingombro.
2.2.1 Maschere litogra che
Per trasferire la geometria desiderata allo strato di PI sono state progettate (AutoCAD) le maschere litogra che, realizzate successivamente in vetro e cro-mo (Frontrange Photomask). Poiché per i processi litogra ci le due maschere dovranno essere perfettamente sovrapposte, sono stati inseriti dei marker di allineamento. In particolare, la prima maschera, che viene impiegata sul primo strato di PI per liberare le zone attive (pre-lift o), prevede due semplici croci quadrate ai lati del wafer ( g. 2.8). La seconda maschera viene utilizzata per liberare i siti ed i pad dallo strato di isolamento elettrico, fornito dal secondo strato di polimmide. In essa, i marker sono costituiti da quattro quadrati pieni complementari alle croci ( g. 2.9).
Le maschere sono state ideate per ottenere, da uno stesso wafer, più va-rianti dell'elettrodo in esame. In particolare, sono presenti una con gurazione simmetrica ed una asimmetrica. Per ognuna di esse, è stata disegnata una versione caratterizzata da una maggiore lunghezza del ribbon passivo da 5 a 9 mm ( g. 2.10), al ne di analizzare quale delle diverse direzioni di inserimento, correlate quindi a dierenti lunghezze del ribbon, potrà essere considerata la migliore da un punto di vista chirurgico e biomeccanico.
Inoltre, per testare la qualità dell'ancoraggio e l'eettivo vantaggio della distribuzione nello spazio 3D, la maschera è dotata del disegno di due elettrodi bidimensionali per tipologia (simmetrica ed asimmetrica), che saranno impian-tati nell'arto controlaterale in modo da valutare le dierenze con la struttura tridimensionale fornita dall'elettrodo con alette ( g. 2.10 (a)(d)).
(a) Simmetrico 3D (b) Asimmetrico 3D (c) Simmetrico 2D (d) Asimmetrico 2D
La procedura di inserimento dell'elettrodo è stata ripresa dall'elettrodo intra-neurale SELINE.
Inizialmente, viene eettuata una contenuta incisione sulla cute e sui sot-tostanti strati connettivali (epimisio e perimisio), in corrispondenza del sito di impianto. L'elettrodo viene poi inserito all'interno del muscolo tramite un ago da sutura, a cui è collegato con dei li di sutura per mezzo del ribbon ( g. 2.11a). Dopo aver interamente collocato la porzione centrale dell'elettro-do nel muscolo, si procede con una parziale estrazione dell'elettrodell'elettro-do in modell'elettro-do da consentire alle alette di inserirsi tra le bre e raggiungere la con gurazione aperta ( g. 2.11b).
(a) Inserimento guidato con
ago da sutura [72] (b) Schema delle fasi di inserzione (a)e di estrazione parziale (b) [86] Figura 2.11: Procedura di inserzione dell'elettrodo nel muscolo
In g.2.12è possibile osservare la sezione del gastrocnemio al termine della procedura di inserzione dell'elettrodo.
Figura 2.12: Sezione siologica del GM a seguito dell'impianto (immagini su scala) [99]
Per evitare spostamenti, l'elettrodo è stato ssato su una PCB (Printed Circuit Board), la quale sarà suturata sull'epimisio. La PCB è stata disegnata su KiCAD in modo da fornire una piazzola in corrispondenza di ogni singolo pad dell'elettrodo.
Figura 2.13: Schema delle connessioni elet-triche tra le piazzole della PCB
Ciascuna piazzola è poi collegata elettricamente ad un'unica piazzola sulla parte opposta della PCB, adibita alla saldatura con li conduttori isolati per le connessioni esterne ( g.2.13). Le dimensioni delle piazzole della par-te inferiore della PCB sono stapar-te dettapar-te dalla geometria dell'elettrodo e dalle speci che del produttore (Cadline). Ogni piazzola ha una forma rettangolare, con una base di 0.23 mm ed un'altezza di 0.43 mm. Il passo tra due piazzole (0.7 mm) è pari al passo tra i pad dell'elettrodo. Sono stati inseriti due fori aventi un diametro di 0.5 mm in corrispondenza dei fori di sutura dell'elettrodo, necessari per ssare l'elettrodo al muscolo. Le piazzole destinate alla saldatura con i li connettori hanno dimen-sioni maggiori ed un pitch variabile tra circa 1 e 1.5 mm, per evitare cortocircuiti. Sono di forma quadrangolare, con lato pari a 0.52 mm.
L'intera PCB, rettangolare con angoli smussati, ha una larghezza di circa 0.6 mm ed una lunghezza di 1.3 mm ( g. 2.14).
Figura 2.14: PCB realizzate per ssare l'elettrodo al muscolo
Capitolo 3
Realizzazione del prototipo
Nel seguente capitolo verranno esposti i vari processi realizzativi del prototipo: le tecniche di microfabbricazione, di memorizzazione della con gurazione 3D ed il packaging nale.
3.1 Microfabbricazione
Per la microfabbricazione dell'elettrodo è stato impiegato un wafer di silicio da 3 pollici ( g. 3.1) come supporto meccanico durante i processi.
Figura 3.1: Wafer di da 3 dopo la rimozione delle impurità e dei contaminanti
Inizialmente, il wafer è stato sot-toposto ad un trattamento chimico di pulitura per rimuovere le impuri-tà ed eventuali agenti contaminanti: il wafer è stato immerso in acetone per 10 minuti, risciacquato con ac-qua deionizzata ed asciugato con aria compressa; successivamente, è stato immerso in isopropanolo per ulteriori 10 minuti, per poi procedere nuova-mente con il risciacquo e l'asciugatura.
Il secondo passo prevede la deposizione per rotazione di uno strato di polim-mide (PI2610, HD MicrosystemsTM) sul wafer, tramite tecnica di spin coating.
Il programma di rotazione consta di una prima fase alla velocità di 500 rpm per 500 ms e di una seconda fase alla velocità di 2000 rpm per 800ms. Per attivare il precursore della polimmide (PI), il wafer è stato posto su un apposito piatto riscaldato (hot plate) a 130 , per 2 minuti (soft-bake). L'intero processo è stato ripetuto per ottenere uno strato di circa 6 µm.
Successivamente, il wafer è stato sopposto ad un trattamento termico (hard-bake) in un forno statico (Carbolite) con usso di azoto in modo da limitare la combustione della PI.
Figura 3.2: Wafer dopo l'hard-bake. Si possono osservare gli eetti di dirazione dovuti allo strato di PI
Il programma è suddiviso in più fasi per evitare lo shock termico e permettere la PI di allentare le tensioni dovute al-lo spinning. A partire dalla temperatura ambiente, il wafer è stato riscaldato con una rampa di 4 /min no a 260 , alla cui temperatura il wafer è stato mantenu-to per 15 minuti. E' stata poi impostata una rampa di 2 /min no al raggiun-gimento della seconda fase di stallo della durata di un'ora, a 350 ( g. 3.2).
Per garantire la verticalità dei contorni durante la successiva fase di sputte-ring, è stata impiegata una soluzione ad alto rate di dissoluzione (LOLTM1000,
Shipley, MicropositTM). Il LOL è stato spinnato sullo strato di polimmide per
20 secondi, alla velocità di 1000 rpm, ed è stato eseguito il soft bake a 160 , per 5 minuti, che consentisse al solvente in eccesso di evaporare. In seguito, è stato deposto uno strato di fotoresist positivo (S1813, Shipley, MicropositTM)
a 4500 rpm per 30 secondi, in modo da ottenere uno spessore superiore ad 1 µm, per poi proseguire con il soft bake a 115, per 1 minuto.
La fase successiva è costituita dal processo litogra co, necessario per trac-ciare la geometria dei siti, delle tracce e dei pads (parte attiva). Il wafer è stato esposto ad UV (i-line) per 10 secondi, con una dose di 180 mJcm-2 (Karl
Suss), per poi essere sviluppato in MF-319 per 30 secondi, risciacquato con acqua deionizzata ed asciugato con aria compressa. E' stato quindi eseguito un attacco a secco con plasma di ossigeno (Gambetti, 150 W, 330mTorr) sullo
strato di PI, in modo da aumentarne la rugosità, favorendo l'adesione con lo strato metallico della parte attiva dell'elettrodo.
Un sottile strato di titanio, pari a 20 nm, è stato depositato per sputte-ring a magnetron, con plasma di Argon (150 Watt, 2 minuti) ad un vuoto di 4x10-6 Torr, per assicurare l'adesione della PI con lo strato di oro
successiva-mente sputterato a 100 Watt, per 15 min, ovvero no al raggiungimento di uno spessore di 250 nm.
Figura 3.3: Wafer isolato con PI a seguito del lift-o
Il wafer è stato successivamente immerso nella soluzione di rimozio-ne del fotoresist (1165, HD MicroSy-stem), sottoposto ad ultrasuoni per 20 minuti (T = 40 ) e lasciato in immersione per una notte (lift-o), favorendo il distacco del metallo in eccesso ( g. 3.6(a),(d), g. 3.7(a)). Per isolare l'intera super cie dell'e-lettrodo, è stato poi depositato un secondo strato di polimmide (6 µm), utilizzando i programmi di spinning,
soft-bake ed hard-bake precedentemente descritti ( g. 3.3).
Lo step seguente prevede la realizzazione di una maschera in alluminio (Al) che permetta di ricoprire le zone di polimmide da mantenere durante il successivo attacco a secco per liberare i siti ( g.3.6(b),(e)) e i pad ( g.3.7(b))). A tal ne, è stato evaporato termicamente l'alluminio (TecnoService) no ad ottenere uno spessore di 200 nm (1.3 mA, 10-6), su cui è stato poi deposto il
Figura 3.4: Wafer con maschera in alluminio
Il wafer è quindi stato espo-sto ad UV (i-line, 10 s) utiliz-zando la maschera post-lifto ed è stato immerso nella soluzione di sviluppo (MF-319, 30 s).
Successivamente, è stato eli-minato l'alluminio in eccesso tra-mite l'immersione del wafer in una soluzione acida di
HNO3:H3PO4:HAc:H2O=4:1:1:4,
per circa 15 min, in modo da li-berare la PI da rimuovere dalla maschera in Al ( g. 3.4).
In ne, il wafer è stato sottoposto ad un attacco a secco in plasma di ossigeno (40 sccm, 200W) per circa 1 ora e 30 minuti. La maschera in alluminio è stata quindi rimossa con l'apposita soluzione acida ( g. 3.6(c),(f), g. 3.7(c))) e gli elettrodi sono stati staccati dal wafer (peeling) con l'ausilio di una pinzetta ( g. 3.5).
(a) Elettrodo prelevato mediante una pinzetta (b) Wafer dopo il peeling di alcuni elettrodi Figura 3.5: Peeling degli elettrodi
(a) post lifto (b) maschera in
alluminio (c) post etchingdi PI ed Al
(d) post lifto (e) maschera in
alluminio (f) post etchingdi PI ed Al
Figura 3.6: Zoom sui siti attivi al susseguirsi dei processi indicati. In alto, l'elettrodo simmetrico. In basso, l'elettrodo asimmetrico
(a) post lifto (b) maschera in
alluminio (c) post etching diPI ed Al Figura 3.7: Zoom sui pads al susseguirsi dei processi indicati
Per conferire all'elettrodo la struttura tridimensionale, è stato eseguito un trat-tamento termico che deformasse le alette laterali in modo permanente. A tale scopo, è stato dapprima disegnato (Rhinoceros) uno stampo che presentasse dei fori sia in corrispondenza delle alette sia dei fori di sutura dell'elettro-do ( g. 3.8). Lo stampo è stato realizzato in ottone, con un macchinario a controllo numerico, e pulito con etanolo ed acqua.
Figura 3.8: Schema della fase di alli-neamento dell'elettrodo sullo stampo per la memorizzazione delle alette
L'elettrodo è stato quindi adagia-to sullo stampo con la faccia supe-riore rivolta verso il basso ed è stato allineato tramite dei fori sullo stam-po in corrisstam-pondenza dei fori di sutu-ra dell'elettrodo. L'elettrodo è sta-to poi ssasta-to con delle spine, aventi diametro pari ai fori di sutura. Per bloccare le alette nella
con gurazio-ne aperta, sono stati adoperati degli aghi da sutura di dimensioni più ridotte, inseriti negli appositi fori dello stampo.
Lo stampo con l'elettrodo è stato in ne posto in un forno statico (Carbolite) per un'ora, alla temperatura di 250 . Una volta terminato il trattamento, sono stati rimossi gli aghi ed è stata ottenuta la memorizzazione delle alette nella con gurazione aperta ( g. 3.9).
(a) Elettorodo asimmetrico (b) Elettrodo simmetrico Figura 3.9: Elettrodi con alette memorizzate in con gurazione aperta
Ciascuna metà dell'elettrodo è stata incollata a due PCB (Attack), a loro volta poi incollate tra loro. Ogni PCB è stata connessa elettricamente all'elettrodo con colla d'argento (Ablestick-Henkel), nella parte inferiore ad esso comple-mentare ( g. 3.10(a)). Per velocizzarne l'asciugatura, è stato eettuato un trattamento termico di 1 ora e 30 minuti, in forno a 130 . I pad della parte superiore della PCB sono stati saldati invece ai li connettori (Road Runner), come mostrato in g. 3.10(b)
(a) Saldatura tra PCB ed elettrodo (b) Saldatura tra PCB e li isolati Figura 3.10: Ingrandimento delle zone saldate alla PCB
In ne, ogni PCB è stata ricoperta con colla UV (Bondic) per garantirne l'isolamento elettrico ed evitare il contatto delle componenti metalliche con i tessuti biologici ( g. 3.11).
Figura 3.11: Elettrodo dopo il packaging nale
Capitolo 4
Caratterizzazione del prototipo
Di seguito saranno descritti i risultati delle caratterizzazioni meccaniche, elet-triche ed elettrochimiche del prototipo realizzato.
4.1 Caratterizzazione meccanica
La resistenza meccanica dell'elettrodo è stata valutata tramite delle prove a trazione (Instron). Sono stati selezionati 6 campioni, uno per ogni variante presente sulla maschera: due elettrodi corti 3D (simmetrico ed asimmetrico); due elettrodi lunghi 3D (simmetrico ed asimmetrico) e due elettrodi lunghi 2D (simmetrico ed asimmetrico).
Figura 4.1: Schematizzazione del setup per la prova di trazione [11]
Ogni campione è stato dispiegato e collegato alla cella di carico da un'estremità ed al telaio dall'altra, tramite due rispettive presse ( g. 4.2). È stata montata una cella di carico da 10 N per imporre un carico minimo di -5 N ed un carico massimo di 5 N. In ne, è stata misurata la forza a rottura per una velocità di deformazione di 10 mm/min.
In tutti i campioni, la rottura è avvenuta in corrispondenza del ribbon, probabilmente poiché privo delle tracce conduttive.
L'oro, difatti, ha un modulo elastico quasi 10 volte superiore a quello della polimmide dunque ne incrementa la rigidezza nelle parti contenenti le piste, i siti attivi ed i pad.
Sono stati ottenuti valori di forza e deformazione alla rottura dierenti, in relazione alla geometria ( g. 4.2).
(a) Elettrodi corti
(b) Elettrodi lunghi
Figura 4.2: Gra ci della forza di rottura ottenuti dalle prove di trazione
Per ogni categoria, gli elettrodi simmetrici hanno mostrato una resistenza a trazione maggiore in confronto ai rispettivi asimmetrici. L'elettrodo 2D ha lo scarto minore: la forza di rottura del simmetrico è superiore solo del 7.34% rispetto all'asimmetrico. Gli elettrodi 3D invece hanno valori più alti: la forza
dei simmetrici è maggiore del 19.94% nei lunghi e del 34.46% nei corti, in rapporto agli elettrodi asimmetrici. Inoltre, gli elettrodi lunghi, avendo una super cie più estesa, supportano deformazioni superiori. In media, la forza che porta alla rottura è di 0.87 ± 0.1 N per gli elettrodi lunghi e di 0.83 ± 0.2 N per i corti.
I valori ottenuti sono di circa un ordine di grandezza superiori alla forza stimata per l'inserimento dell'elettrodo nel muscolo. Alcuni ricercatori, a tal proposito, hanno dimostrato che la forza di inserimento di un'interfaccia neu-rale, tramite ago, nel nervo sciatico di coniglio è di circa 10mN [100]. Il modulo elastico complessivo del nervo sciatico del coniglio varia no a raggiungere i 40 MPa [101], a causa della rigidezza dell'epinevrio e del perinevrio. I muscoli invece sono rivestiti dal perimisio e dall'epimisio, quest'ultimo caratterizzato da una rigidezza di circa 5 MPa [102]. Il nervo isolato ha un modulo elasti-co elasti-compreso tra i 40 ed i 70 kPa [103], ossia dello stesso ordine di grandezza del modulo delle bre muscolari dell'arto inferiore del ratto (soleo) [104]. Si può dedurre che la forza di inserimento nel muscolo di ratto sia dello stesso ordine di grandezza della forza di inserimento nel nervo che, a sua volta, si mantiene al di sotto del valore di resistenza a trazione dell'elettrodo ottenuto sperimentalmente.
4.2 Caratterizzazione elettrica
La resistenza ohmica delle tracce conduttive è stata misurata mediante un probe tester(Cascade). Il dispositivo permette di rilevare la resistenza ohmica tramite un multimetro collegato a due punte conduttive di qualche µm che ven-gono posizionate accuratamente sulle due estremità non isolate della traccia, ovvero sul sito attivo e sul corrispondente pad dell'elettrodo.
I risultati sono stati raggruppati in tre categorie in base alle dierenti lunghezze delle tracce dei siti di massa, di riferimento e dei siti attivi ( g. 4.3).
Figura 4.3: Posizioni dei siti di massa, di riferimento e dei siti attivi (stimolazione e recording) all'interno dell'elettrodo
I valori ottenuti sono stati gra cati in gura 4.4
Figura 4.4: Resistenza ohmica dei siti per elettrodo
La resistenza media per il sito di massa è di 39.58± 7.73 Ohm. I siti per il
riferimento hanno una resistenza media pari a 68.97 ± 13.09 Ohm.
I siti di stimolazione e recording, le cui tracce hanno una lunghezza media quasi due volte superiore rispetto ai precedenti, mostrano una resistenza media di 120.68 ± 21.19 Ohm.
I valori ottenuti sono coerenti con la resistenza teorica, calcolata conside-rando le resistenze dello strato di oro e di titanio in parallelo (eq. (4.1)):
R = ρAuρT i ρAuhT i+ ρT ihAu
leq
weq
(4.1) dove ρAu e ρTi sono le resistività elettriche rispettivamente dell'oro e del
titanio, hAu ed hTi i relativi spessori depositati durante la fase di sputtering.
La lunghezza equivalente leq e la larghezza equivalente weq sono state ottenute
approssimando la geometria della traccia ad un rettangolo con base pari alla minima risoluzione della traccia (15 um) ed altezza ricavata dal rapporto con l'area totale.
L'errore percentuale del valore teorico rispetto alla misura sperimentale è pari al 17%, legato probabilmente alle dierenti condizioni di misura ed alle approssimazioni dei valori geometrici.
4.3 Caratterizzazione elettrochimica
Per valutare l'impedenza dell'elettrodo è stata analizzata la spettrometria di impedenza elettrochimica (Gamry). In particolare, i campioni sono stati esa-minati immergendo in una soluzione salina (0,9% NaCl) un singolo elettrodo per ogni prova. Come riferimento, è stato impiegato un elettrodo in Pt.
Figura 4.5: Spettroscopia di impedenza elet-trochimica: modulo di impedenza dei siti di stimolazione di 4 elettrodi
Ciascun sito è stato quindi sotto-posto ad una tensione sinusoidale con ampiezza pari a 5 mV e sono stati ac-quisiti i dati nella banda di frequenze che va da 100 Hz a 100 kHz ( g.4.5) L'impedenza media dei siti di re-cording è di 131.07 kΩ ( g. 4.6(a)) mentre i siti di stimolazione hanno una più bassa impedenza media, pari a 60.11 kΩ ( g. 4.6(b)).
Il rapporto tra i due valori è di poco superiore al 2:1, ovvero inversamente al rapporto tra le rispettive aree che è poco più di 1:4. In ne, i siti di massa, aventi una super cie maggiore, mostrano un'impedenza media di 3.79 kΩ ( g.4.6(c)) in rapporto di 1:34 con l'impedenza dei siti di recording, la cui area è di due ordini di grandezza più piccola.
(a) Siti di recording
(b) Siti di stimolazione
(c) Siti di massa
I valori medi delle impedenze misurate diminuiscono all'aumentare della super cie attiva del sito ovvero, in ordine crescente di area, dal sito di recording (0.003 mm2), al sito di stimolazione (0.01 mm2), al sito di massa (0.462 mm2,
g. 4.6). Ciò si spiega perché l'impedenza Z è funzione della reattanza X e della resistenza R, a sua volta dipendente dalla sezione S e dalla lunghezza l del conduttore (eq. (4.2)). C ed L sono rispettivamente la capacità e l'induttanza, i cui valori dipendono dalle dimensioni del conduttore.
|Z| =√R2+ X2 , dove R = ρ l
S ed X = |XC− XL| (4.2) con XC = 2πf C1 , reattanza capacitiva, ed XL= 2πfL, reattanza induttiva.
4.3.1 Fattori di variabilità dei dati
Poiché a seguito dell'analisi dei dati è stata riscontrata una moderata variabili-tà, sono state eettuate indagini visive al microscopio ed ulteriori misurazioni. Per valutare eventuali dierenze dovute alla variabilità nei processi di microfab-bricazione, sono state confrontate le impedenze medie dei siti di stimolazione e recording per wafer diversi.
L'impedenza media dei siti di stimolazione del wafer A è di 98.01 ± 32.59
kΩ mentre per il wafer B l'impedenza è sui 54.52 ±15.84 Ω. I siti di recording
hanno un'impedenza media di 214.28 ± 55.6 kΩ per il wafer A e di 125.7 ±
52.31 kΩ per il wafer B ( g. 4.7).
Le dierenze percentuali per entrambi i tipi di siti, seppur non statistica-mente signi cative (p>0.05, Kruskal Wallis), spaziano dal 41% al 46%. Ciò può essere legato a difetti sulla super cie dei siti ( g. 4.8(b))e a dierenti du-rate dei trattamenti di attacco della PI per i diversi wafer. Dall'analisi ottica infatti risulta che in alcuni siti sono presenti residui di polimmide, i quali isola-no parzialmente la super cie del sito, aumentandone l'impedenza. Iisola-noltre, altri siti sono andati incontro a processi di delaminazione ( g. 4.8(c)), mostrando alti valori di impedenza. La causa può essere ricercata nel processo di deposi-zione dei metalli: impurità sul wafer prima della deposideposi-zione, distribudeposi-zione non omogenea del metallo, dierenti trattamenti per aumentare la rugosità della PI. Si suppone quindi che, perfezionando le tecniche di microfabbricazione, si possano ottenere impedenze più costanti al variare del wafer di riferimento.
(a) Sito con PI non del tutto rimossa (b) Sito con difetti super ciali
(c) Siti delaminati
Conclusioni
Con il presente lavoro di tesi si mira a dimostrare la realizzabilità di un elet-trodo intramuscolare essibile che presenti una geometria tridimensionale ri-petibile, in modo da assicurare un adeguato ancoraggio ed una più ampia area campionata rispetto agli attuali elettrodi intramuscolari.
L'obiettivo è stato conseguito attraverso la microfabbricazione di un elet-trodo in polimmide, con parti conduttive in oro. L'eletelet-trodo è poi stato carat-terizzato elettricamente, elettrochimicamente e meccanicamente, misurando una resistenza ohmica delle tracce in media pari a 120.68 Ohm, in accordo con i valori teorici stimati. L'impedenza media misurata ad 1 kHz è di 60.11 kOhm per i siti di stimolazione e di 131.07 kOhm per i siti di registrazione, coerentemente con i valori di impedenza dell'elettrodo intramuscolare a lm sottile 2D realizzato in precedenti lavori [72]. Durante la prova di trazione, l'elettrodo ha esibito una resistenza a rottura di circa 0.85 N, ovvero quasi un ordine di grandezza superiore alla forza di inserimento nel muscolo, stimata in base ai valori ricercati in letteratura. La biocompatibilità dei materiali è già stata veri cata durante impianti cronici in nervo sciatico di ratto [82].
Per una più completa caratterizzazione, si potranno eettuare dei test ex vivo per valutare la funzionalità dell'elettrodo e la qualità dell'ancoraggio. Ul-teriori test in vivo andranno eseguiti per stabilire la procedura ottimale di impianto, per confrontare le prestazioni rispetto ad altri elettrodi e veri carne la longevità. Si potrebbe poi ottimizzare il design in modo da evitare l'in-tervento chirurgico, come per gli elettrodi a lo. In ne, vi potrebbero essere integrate delle componenti elettroniche in modo da abolire i li percutanei, ispirandosi agli IMES, rispetto a cui l'elettrodo risulterebbe più compliante e selettivo.
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