ES2305805T3 - Sensor de medicion in vivo de cambios osmoticos. - Google Patents

Abstract

Sensor (5) para medir un estado de fluidos corporales que comprende un elemento sensor implantable en dicho cuerpo y que está, una vez implantado, en comunicación de radio con una unidad receptora situada fuera de dicho cuerpo, en el que dicho elemento sensor implantable en dicho cuerpo comprende al menos un sensor de presión diferencial dispuesto con al menos dos cámaras a cada lado de dicho sensor de presión, donde cada cámara está confinada, en un extremo por un lado de dicho sensor de presión, y por el otro extremo por una membrana semipermeable (2, 4) cada una dispuesta hacia el entorno.

Description

Sensor de medición in vivo de cambios osmóticos.

Antecedentes

La presente invención está relacionada con un sensor invasivo que puede ser implantado de forma subcutánea, y especialmente a un sensor invasivo que comprende al menos un transductor de presión diferencial que mide la diferencia de presión entre dos volúmenes de fluido confinados por, en un extremo el al menos un transductor de la presión diferencial, y en el otro extremo unas membranas osmóticas, de acuerdo con lo definido en las reivindicaciones independientes adjuntas.

Es conocido el diseño y producción de los sensores de presión diferencial basados en la micromecánica del silicio. La compañía noruega SensoNor ha desarrollado una técnica para piezorresistores enterrados. Además de ofrecer una excelente estabilidad a largo plazo, esta técnica posibilita el contacto con el agua a ambos lados de la membrana. Utilizando la función anódica o por fusión, pueden obtenerse estructuras de cavidades herméticamente cerradas.

El mordentado poroso (oxidación anódica) del silicio es también sobradamente conocido en la técnica. El silicio poroso (PS) es fabricado mediante mordentado electroquímico de una pastilla de silicio en soluciones que contienen ácido fluorhídrico (HF). Generalmente el HF se comercializa en una solución acuosa con hasta un 50% de HF. Así, las primeras tentativas para constituir el silicio poroso se llevaron a cabo utilizando únicamente HF diluido en agua desionizada y ultrapura. Debido al carácter hidrófobo de la superficie limpia de Si, generalmente se añade etanol puro a la solución acuosa para incrementar la humectabilidad de la superficie del PS. Hasta ahora esta técnica se ha utilizado principalmente para producir una fotoluminiscencia (PL) visible.

Las técnicas sol-gel son procedimientos sobradamente conocidos, utilizados para una diversidad de aplicaciones comerciales diferentes, que van de los revestimientos ópticos hasta los eléctricos para mejorar la resistencia al rayado.

La Patente estadounidense 5,337,747 de Frédéric Neftel, 7 de Enero de 1993, divulga un dispositivo implantable para estimar el nivel de glucosa en sangre mediante el empleo de la ósmosis.

La Patente estadounidense 5,337,747 se basa en el empleo de dos sensores de presión, midiendo cada sensor la presión de una correspondiente "cámara". Esto significa que la señal de interés es la diferencia entre los dos sensores. Esto reducirá considerablemente tanto la sensibilidad como la precisión de la medición.

Los sensores de presión se basan en un sensor de presión en el que la deflexión de un miembro sensible a la presión se mide mediante el cambio de la capacitancia eléctrica entre esta membrana (que se dobla como un electrodo) y un electrodo fijo. Este tipo de sensor excluye el empleo de un elemento diferencial en tanto en cuanto el medio donde se lleva a cabo la medición de la presión, es conductivo (como en el caso presente donde se utiliza el agua).

Debe también destacarse que el elemento sensor descrito en la patente estadounidense 5,337,747 no funcionaría de acuerdo con la finalidad perseguida. Esto viene provocado por el hecho de que más del 99% de la capacitancia medida será producida por el montaje entre la membrana (10) y el otro electrodo (12) que es fijo y no cambia con la presión cambiante existente dentro de la cámara. Menos del 1% de la capacitancia total será modulada por la deflexión de la membrana sensible a la presión.

En la Patente estadounidense 5,337,747 se establece que una de las membranas osmóticas debe ser permeable al agua, a los iones y al ácido láctico pero no a la glucosa. Esto debe conseguirse mediante el diseño de unos poros con un diámetro de entre 0,6 y 0,74 nm. Sin embargo, este modelo de comportamiento de membrana está sobresimplificado y no tiene en cuenta otros efectos importantes que contribuyen a las propiedades de transporte de la membrana. Una membrana con dicho corte (diámetro de poro) no impedirá los efectos osmóticos procedentes de las sustancias disueltas establecidas. Esto se debe a que tanto los efectos eléctricos como los estéricos impedirán posiblemente casi totalmente el transporte de las sustancias disueltas. Esto significa que es imposible obtener una presión osmótica únicamente a partir de la glucosa.

La Patente estadounidense 6,224,550, de uno de los inventores de la patente actual, de 1 de Mayo de 2001, se basa en el mantenimiento de una osmolalidad a ambos lados de una membrana osmótica. Esto se consigue haciendo que el agua fluya libremente a través de la membrana y cambiando de esta forma el volumen (y por tanto la concentración) del fluido "calibrado" dentro del sensor. Uno de los inconvenientes de este diseño es el hecho de que debe ser transportada una cantidad considerable a través de la membrana cuando la osmolalidad del cuerpo está cambiando. Sin embargo, únicamente son posibles flujos limitados a través de dichas membranas, lo que significa que se necesita un área relativamente grande de la membrana osmótica. Así mismo, la respuesta temporal dependerá de la posición efectiva de un pistón, y el sensor propiamente dicho será también no lineal.

Otro problema es la fricción entre el pistón móvil y la pared. Para poder desplazar el pistón, la fuerza de la presión debe superar la fuerza de fricción. Las mediciones demuestran que, incluso con un radio de cilindro grande, se necesita una gran diferencia de la presión osmótica para desplazar el pistón, lo que es muy desfavorable desde el punto de vista de la presión.

Un problema más importante de este sensor es el hecho de que, para obtener un fluido "calibrado", debe posibilitarse que los pequeños electrólitos pasen a través de la membrana. Dado que la glucosa y las grandes moléculas quedan excluidas de su paso a través de la membrana, el fluido "calibrado" tendrá siempre que mantener una concentración más alta de electrólitos (cloro, potasio, etc.). El resultado es un elemento inestable desde el que se filtrarán gradualmente los electrólitos, y al final el fluido calibrado desaparecerá.

Ósmosis

El principio del sensor de acuerdo con la presente invención se basa en la ósmosis. En su forma más simple, la ósmosis es el transporte de un disolvente a través de una membrana semipermeable provocada por las diferencias de la concentración de las sustancias disueltas a ambos lados de la membrana. La ósmosis es un proceso en el que determinados tipos de moléculas existentes en un líquido son preferentemente bloqueadas por una membrana "semipermeable". El disolvente (en nuestro caso agua) se difunde a través de la membrana penetrando en la solución más concentrada, de una manera más acusada que en la dirección opuesta. El resultado es una combinación de dos efectos. Uno es que una presión osmótica (hidrostática) se genera en el volumen de concentración más alta. El otro es la reducción de la diferencia de concentración provocada por el volumen incrementado del disolvente.

En último término, se alcanza un equilibrio dinámico, en el cual el incremento del potencial químico provocado por la diferencia de presión osmótica (\Box), iguala el cambio correspondiente provocado por la diferencia de concentración (C). En el equilibrio osmótico, el potencial químico del disolvente debe igualar el potencial químico del disolvente puro. La relación entre el cambio de presión con respecto al cambio de concentración depende del ajuste de los volúmenes y puede modificarse (y potenciarse) por el diseño.

La presión osmótica es un ejemplo de una propiedad coligativa, que es una propiedad que depende únicamente del número de moléculas de las sustancias disueltas, y no de la naturaleza de las moléculas. Para concentraciones relativamente pequeñas, como las observadas en el cuerpo, la presión osmótica es igual a la presión que las moléculas de las sustancias disueltas ejercerían en el caso de que estuvieran en un gas de la misma concentración.

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Donde V es el volumen de la solución que contiene un mol de sustancia disuelta. La constante i, es el "factor de van't Hoff.", el cual es una medida del incremento relativo en cuanto a cantidad de las entidades (partículas) debido a la disociación.

El sensor de la presente invención puede ser utilizado para verificar cualquier cambio dentro de la química in vivo. El tipo de las sustancias disueltas y su concentración observada in vivo proporciona una cantidad tremenda de información relacionada con la fisiología del cuerpo, y su estado. Mediante la medición de la composición, por ejemplo en el fluido intersticial (ISF), puede obtenerse mucha información relacionada con la deshidratación del cuerpo y diferentes estados. Estas son entre otras: diabetes, la función renal, etc. También pueden controlarse variaciones normales, por ejemplo la concentración de lactato provocada por la actividad física.

Además de las sustancias anteriormente mencionadas, las cuales pueden cambiar la osmolalidad del cuerpo, se pueden también encontrar sustancias introducidas mediante medicación, las cuales proporcionan una contribución osmótica del fluido corporal. En este caso, el sensor de la presente invención puede utilizarse para controlar la cantidad de medicación.

La medición de la glucosa en el ISF está siendo considerada como una alternativa a la medición de la glucosa directamente en la sangre. La medición de la glucosa en sangre está asociada con diversos inconvenientes. Necesita una muestra de sangre extraída del cuerpo. Aún cuando el equipamiento se ha hecho más sensible, y por consiguiente requiere menos sangre, el procedimiento está asociado con el dolor y el número de pruebas está típicamente limitado a menos de 10 al día. Se sabe también que el procedimiento de medición puede provocar grandes variaciones en los valores medidos.

El sensor de la presente invención es útil para medir una pluralidad de parámetros como la deshidratación, el ácido láctico y los aminoácidos, además de la glucosa.

De acuerdo con la presente invención se utiliza al menos un sensor de la presión de tipo diferencial, el cual directamente mide la diferencia entre las dos cámaras, incrementando de esta forma la sensibilidad y precisión por orden de magnitudes.

En los ejemplos de las formas de realización de la presente invención, un elemento piezorresistivo, en el cual están enterrados los resistores de detección dentro del silicio y por consiguiente no entran en contacto con el líquido existente dentro de los volúmenes de referencia. Los resistores enterrados pueden ser parte de un puente de Wheatstone.

La Fig. 1 ilustra un ejemplo de una forma de realización útil para entender la presente invención.

La Fig. 2 ilustra otro ejemplo de una forma de realización de la presente invención.

La Fig. 3 ilustra otro ejemplo de una forma de realización de la presente invención.

La Fig. 4 ilustra una disposición de una forma de realización de la presente invención.

La Fig. 5 ilustra otro ejemplo de una forma de realización de la presente invención.

La Fig. 6A ilustra una vista lateral de un ejemplo de una forma de realización de la presente invención.

La Fig. 6B ilustra una vista desde arriba del ejemplo mostrado en la Fig. 6A.

Descripción general

El sensor total se compone de dos partes principales. La primera parte es el aparato de detección, el cual está situado dentro del cuerpo humano (o animal). La otra parte es la unidad de control, la cual recibe la señal del sensor, la convierte para la concentración de la sustancia disuelta, con la posibilidad de almacenar y representar el tiempo real así como de los valores medios.

El aparato de detección se compone de los siguientes elementos: el dispositivo de detección, un radiotransmisor (posiblemente un transceptor) y un suministro de energía, que podría ser una batería o una antena de inducción magnética (véanse las Figs. 6A y 6B).

Dispositivo de detección

En la presente invención, el dispositivo de detección comprende los siguientes elementos. Uno o más transductores de presión diferencial, cada uno de los cuales es capaz de medir directamente la diferencia de presión entre dos volúmenes líquidos llamados en adelante volúmenes de referencia. Estos volúmenes de referencia son internos con respecto al sensor osmótico, y están confinados por, en un extremo el transductor de presión diferencial, y en el otro extremo las respectivas membranas osmóticas.

Un cambio en la concentración de glucosa in vivo tiene dos efectos. Uno es el cambio directo en la osmolalidad del ISF. El otro es un cambio en la composición de los fluidos (sin cambiar necesariamente la concentración total de las sustancias activas osmóticas). Ambos efectos tienen que ser medidos, dado que el cuerpo estará inclinado a mantener una osmolalidad constante mediante el lento ajuste de la concentración de los electrólitos.

Medición Diferencial

Los cambios de la composición química in vivo constituye una combinación de A) Los cambios directos de la osmolalidad del fluido, los cuales son directamente reflejados por el sensor. B) Los cambios de la composición del fluido (sin cambiar la concentración total de las sustancias activas osmóticas). La principal dificultad al utilizar las técnicas osmóticas es obtener una especificidad satisfactoria (la capacidad para distinguir entre los diferentes componentes osmóticos).

La Fig. 1 ilustra un ejemplo de una forma de realización que no comprende todas las características de la presente invención. Una carcasa 1 del sensor hecha de silicio comprende un sensor 2 que es un transductor para medir presiones o un condensador variable que registrará un cambio de la presión provocada por un flujo de agua variable al entrar o salir de la membrana y/o un cambio del volumen que active el sensor 2. Una membrana cargada 3 que comprende cargas tanto aniónicas como catióticas es soportada por un soporte perforado 4. Un fluido calibrado 5 está presente en la sustancia porosa 6, donde la osmolalidad está definida por el contenido de las moléculas. El fluido normalmente será agua mientras que las que la sustancia disuelta es sal o, por ejemplo, glucosa u otros tipos de moléculas. Una situación normal se produce cuando la osmolalidad es igual a ambos lados de la membrana. Cuando las sustancias cargadas 8 están próximas a la membrana, se producirán dos efectos. El primero es que la osmolalidad del fluido corporal se incrementará lo que provocará que el agua sea expulsada fuera del sensor lo que reducirá el volumen del fluido del sensor. El segundo efecto consiste en el cambio del potencial eléctrico de la membrana debido a las cargas. Esto se ilustra con el circuito 7. Un estado normal del fluido proporciona un voltaje definido sobre la membrana. Cuando la concentración iónica se incrementa el voltaje cambiará de acuerdo con las cargas negativas o positivas, y la diferencia detectada y los cambios de la osmolalidad serán proporcionales a la concentración iónica del fluido, e indicará si la osmolalidad registrada se debe a la glucosa o a los lactatos.

La Figura 2 ilustra otra forma de realización de la presente invención en la que hay dispuestas dos membranas 2 y 4 a cada lado de la carcasa 1 del sensor. La membrana 2 tiene un corte que permite la difusión de glucosa o los lactatos 7 en un fluido de referencia 6, pero que cortará las moléculas grandes. La membrana 4 tiene un corte que proporciona un efecto osmótico para las moléculas de glucosa 8, pero que reduce o no tiene efecto osmótico para los lactatos 7. La cavidad situada por encima del sensor 5 establece dos cámaras separadas llenas con un material poroso que será preferentemente un material inerte, un material cerámico o plástico que soporte las membranas desde el lado en que encara a las cámaras de referencia. Por encima de cada membrana está dispuesta una placa rígida perforada 3 hecha de metal, material cerámico o plástico.

La Figura 3 ilustra otra forma de realización de la presente invención. La forma de realización tiene los mismos elementos que en el ejemplo ilustrado en la Figura 2, pero el área de las dos membranas 2 y 4 es diferente.

La Figura 4 ilustra un ejemplo de disposición de la presente invención. Una carcasa 1 del sensor está maquinada a partir de titanio u óxido de silicio. En cada extremo de la carcasa, hay dispuestas dos medias esferas de metal poroso o material cerámico 4. Por encima de cada una de estas partes está dispuesta una membrana inorgánica 2 y 3 con diferentes cortes.

Hay dispuesta una cavidad 6 en la carcasa 1 para los circuitos eléctricos 5 que transforman las señales procedentes de los transductores 8 de presión en señales digitales transmitidas hasta un receptor.

Los orificios 7 proporcionan una comunicación entre los transductores de presión y los fluidos de referencia desde cada una de las membranas 2 y 3.

La Figura 5 ilustra un ejemplo de una forma de realización de la presente invención en la que el sensor no proporciona un fluido calibrado como referencia, sino dos membranas cargadas A y B con cargas diferentes hechas de silicio, titanio u otro material biocompatible. Cuando la concentración iónica cambia alrededor del sensor, el potencial entre las membranas cambiará y será proporcional a la concentración iónica del fluido corporal.

Las Figuras 6A y 6B ilustran una disposición de un suministro de energía, un circuito ASIC y unas cámaras de referencia de acuerdo con la presente invención.

El empleo de mediciones diferenciales es la clave para resolver el problema de la especificidad. Las mediciones diferenciales hacen posible medir las distintas velocidades de difusión (permeabilidad) de las especies que contribuyen a la presión osmótica. Mediante la combinación de las mediciones procedentes de membranas diferentes podemos por consiguiente efectuar un seguimiento de los cambios de concentración de la sustancia disuelta en cuestión.

Una propuesta adicional consiste en variar el desplazamiento con respecto a la presión para los diferentes volúmenes de referencia (o como una alternativa, el área de flujo disponible). La mejor manera de llevar esto a cabo consiste en la modificación de la rigidez de las membranas osmóticas de acuerdo con lo descrito más adelante.

Fluido de referencia

El fluido situado dentro de los volúmenes de referencia, llamado en adelante fluido de referencia, se basa en agua, con la adición de sustancias disueltas. El tipo y cantidad de sustancias disueltas se escoge para que se parezca estrechamente al estado in vivo. (Este fluido podría por ejemplo ser acetato de cloruro sódico compuesto). Además de estos electrólitos y moléculas de bajo peso molecular, se añade una cantidad específica de una sustancia disuelta completamente soluble en agua con un peso molecular alto (> 1000 Dalton). Esto se lleva a cabo para asegurar que la presión hidrostática dentro de las cámaras de referencia siempre sea mayor que en el fluido circundante. De esta forma, se impide la formación de burbujas de gas, lo que en otro caso podría provocar un grave fallo del
sensor.

Transductor de presión diferencial

El empleo de transductores de presión diferencial es una de las principales características de la presente invención. Esto se lleva a cabo para: A) Compensar los cambios de la presión hidrostática (provocados por las variaciones de la presión externa del aire, así como de la tensión de los músculos, etc.). B) Incrementar la resolución de los elementos de detección, ya que las membranas de los transductores para medir las presiones están solo sometidas a la diferencia entre las dos presiones osmóticas. Dado que estas diferencias son pequeñas, se diseñan unos elementos altamente sensibles. Esta sensibilidad incrementada es importante también para mejorar la especificidad del sensor.

Membranas osmóticas

Las membranas semipermeables están diseñadas de tal forma que las pequeñas moléculas (< 180 Dalton) y los iones atraviesen hasta cierto punto la membrana. La concentración de estas sustancias en las cámaras de referencia se ajustará de esta forma hasta cierto punto al fluido corporal intersticial. Sin embargo, el sensor no puede contar con encontrar las membranas ideales. La clave consiste en membranas que tengan propiedades diferentes con respecto a las distintas sustancias disueltas con las que se tropiece in vivo.

Hoy existen diversas técnicas en las cuales las membranas osmóticas pueden ser fabricadas ex proceso con diferentes propiedades. Ejemplos de ellas, son, por ejemplo, las "técnicas sol-gel", microperforación, mordentado y técnicas similares que proporcionen unos tamaños de poro predefinidos en membranas no orgánicas. Como alternativa, pueden emplearse membranas orgánicas. Así, es posible diseñar sensores con dos o más membranas diferentes que proporcionen respuestas diferentes a las diferentes sustancias disueltas en el líquido intersticial del cuerpo. Solo con la variación del tamaño de los poros de la membrana dentro del margen de la sustancia en cuestión, pero manteniendo los mismos materiales, solo se altera levemente la solución de los electrólitos. Mediante el control diferencial del flujo a través de las membranas se puede por consiguiente detectar los cambios de la solución disuelta que se controla.

Además del tamaño de los poros específicamente diseñado, las membranas poseen otras importantes propiedades. Estas incluyen:

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Preferentemente no existe (o solamente uno pequeño) desajuste de la expansión térmica con el sensor de la presión de silicio.

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Facilidad de la unión con el sensor de la presión de silicio.

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Propiedades geométricas fácilmente definidas así como un desplazamiento adaptable con precisión. El desplazamiento mecánico de la membrana define con precisión la cantidad de agua que tiene que difundirse a través de la membrana para obtener una determina presión en el volumen de referencia. Mediante la reducción del desplazamiento de la membrana, el tiempo de respuesta del elemento se reduce de forma proporcional.

Una forma de fabricar membranas osmóticas es fabricar una estructura de dos capas. La primera capa (o substrato) se utiliza para conseguir las propiedades mecánicas de la membrana, y puede típicamente estar hecha mediante micromaquinación de silicio. Esta técnica es sobradamente conocida en la industria. Una porosidad suficiente de las membranas delgadas de silicio conformadas se obtiene mediante oxidación anódica del silicio. Este procedimiento se documenta en los trabajos de varios autores.

La parte "activa" de la membrana (donde se definen las propiedades osmóticas) es añadida en forma de película delgada sobre la parte superior del sustrato de silicio. Esta puede ser de un material no orgánico, fabricada, por ejemplo, mediante una técnica "Sol-gel".

Para mejorar la respuesta en el tiempo la permeabilidad del agua debe ser lo suficientemente alta. Esto se consigue reduciendo al mínimo la longitud de la difusión y potenciando al máximo la densidad de los poros desde la estructura de soporte de la membrana.

Sin embargo, el sensor puede fácilmente ser adaptado para aceptar membranas comercialmente disponibles de diferentes tipos.

Volumen de referencia

El diseño de los volúmenes de referencia es importante para obtener una presión elevada. Un factor importante es reducir al mínimo los gradientes de concentración de los volúmenes de referencia provocados por el transporte de agua (o de sustancias disueltas) a través de la membrana. Eso se lleva a cabo asegurando que la profundidad de las cámaras de referencia (normales con respecto a la membrana semipermeable) sea pequeña en comparación con la raíz cuadrada de los tiempos de difusividad de los tiempos de respuesta requerido del elemento.

Las cámaras de referencia se constituyen con un material y con una estructura externa que reduzca al mínimo el desplazamiento del volumen de las cámaras cuando quedan expuestas a los cambios de la presión hidrostática. Esto es importante para reducir al mínimo la cantidad del transporte del agua a través de la membrana, lo que aumentará el tiempo de respuesta.

El volumen de referencia está diseñado de forma que las burbujas de gas no queden atrapadas dentro de las cavidades reentrantes. Esto se obtiene mediante una combinación de la forma geométrica y mediante la elección de los materiales (evitando materiales hidrófobos).

Llenado del volumen de referencia

Los volúmenes de referencia son llenados con una sustancia disuelta apropiada. Una alternativa es unir la pastilla del sensor y las pastillas de la membrana mientras éstas están sumergidas en la solución concreta. Otra alternativa es llenar el volumen de referencia a través de un orificio de llenado separado, el cual es cerrado herméticamente después del llenado. Estas dos alternativas de llenado se llevan a cabo mediante una presión atmosférica baja (proporcionada por la presión del vapor de agua) para reducir al mínimo la cantidad de aire en la cámara de referencia).

Al utilizar un orificio de llenado separado, el diámetro del orificio de llenado tiene que ser suficiente para evitar problemas con las presiones inducidas por la tensión superficial. El orificio de llenado es obturado bajo el líquido, y el sistema está diseñado para obtener un mínimo de cambio de volumen durante la obturación, para evitar picos de alta presión.

Si las membranas osmóticas tienen la suficiente permeabilidad para las sustancias disueltas de bajo peso molecular (iones), el llenado de la sustancia disuelta (y de las sustancias de bajo peso molecular) puede obtenerse a través de la membrana osmótica. El último procedimiento requiere que los materiales de peso molecular bajo sean depositados dentro de la cámara antes de que las membranas sean unidas al transductor de presión. El llenado efectivo de la "sustancia disuelta" podría también llevarse a cabo dentro del cuerpo, después de la implantación. Esto puede obtenerse, por ejemplo, mediante pulverización catódica sobre una o ambas partes constitutivas del elemento osmótico, no sobre las superficies de unión (pulverización catódica a través de una máscara o miembro retirable) antes de la unión.

Al llenar el disolvente a través de la membrana la presión del vapor dentro del volumen de referencia debe reducirse en comparación con el líquido externo (disolvente) para facilitar el llenado de la cámara. Esto se obtiene mediante la utilización de los efectos depresivos de la presión del vapor provocados por la adición de una sustancia disuelta en el volumen de referencia (el material con peso molecular alto).

Otros materiales

La invención hace posible el empleo de la microelectrónica del silicio por medio de la cual el sensor pueda fabricarse muy pequeño y configurarse con numerosas formas geométricas diferentes para poder ser así implantado en operaciones quirúrgicas de volumen mínimo. Pero, el sensor puede también ser fabricado con tecnología de maquinado convencional con la sola diferencia de que serán diferentes la geometría de la forma y el tamaño.

Lectura de salida eléctrica

La señal eléctrica procedente del transductor de presión es transformada para que resulte apropiada para su transmisión inalámbrica hasta una unidad receptora externa. Tanto la codificación (protocolo) como la frecuencia se escogen para conseguir la integridad de los datos, la seguridad, y un bajo consumo de energía. Dichos sistemas de "radiotransmisión" existen hoy en parte, y también están siendo mejorados. La energía puede o bien ser suministrada internamente mediante una batería o, por ejemplo, mediante inducción magnética.

Claims (6)

1. Sensor (5) para medir un estado de fluidos corporales que comprende un elemento sensor implantable en dicho cuerpo y que está, una vez implantado, en comunicación de radio con una unidad receptora situada fuera de dicho cuerpo, en el que dicho elemento sensor implantable en dicho cuerpo comprende al menos un sensor de presión diferencial dispuesto con al menos dos cámaras a cada lado de dicho sensor de presión, donde cada cámara está confinada, en un extremo por un lado de dicho sensor de presión, y por el otro extremo por una membrana semipermeable (2, 4) cada una dispuesta hacia el entorno.

2. Sensor de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho sensor de presión está dispuesto con unos elementos de resistencia piezoeléctrica enterrados en una pastilla o barra de silicio.

3. Sensor de acuerdo con las reivindicaciones 1 y 2, en el que dichos elementos de resistencia piezoeléctricos están conectados como un puente Wheatstone.

4. Sensor de acuerdo con la reivindicación 1, en el que una profundidad de una cámara definida como la distancia entre dicho sensor de presión y dicha membrana semipermeable está dispuesta de tal forma que un gradiente de una concentración de un disolvente dentro de dicha cámara es pequeño.

5. Sensor de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que dichas membranas de dicho elemento sensor están dispuestas con la suficiente rigidez para impedir el desplazamiento de dicha membrana cuando hay cambios en la presión osmótica.

6. Sensor de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que dichas membranas están realizadas mediante grabado anisotrópico de una pastilla de silicio o de una pastilla de vidrio.