Polymere Barriereschichten für Elektronik in harscher Umgebung

Medizintechnik 08. 06. 2019

Teil 2: Anforderungen von aktiven Implantaten

Von Volker Bucher1), Michael Weinmann2), Michael Bergmann3), Thomas Stieglitz4) und Gerald Urban3)

Aktive elektrische Implantate finden zunehmend Einsatz, um beispielsweise Signale zu Diagnosezwecken aufzunehmen oder durch Abgabe von elektrischen Impulsen Therapiemaßnahmen auszuführen. Um die sichere Funktion derartiger implantierbarer Geräte zu gewährleisten, müssen die elektrischen und elektronischen Komponenten gegen die dauerhafte Einwirkung von ionischen Bestandteilen der Körperflüssigkeiten und gegen das im Körper vorhandene Wasser geschützt werden. Der Schutz verhindert vor allem die möglichen Effekte einer elektrochemischen Migration, von Korrosion sowie der Delamination der elektronischen Aufbauten, die aus unterschiedlichen Metallen und Kunststoffen bestehen.

Fortsetzung aus WOMag 4/2019

3 Aktive implantierbare ­medizinische Geräte (AIMD)

Elektrisch aktive Implantate sind aus der heutigen Medizintechnik im Bereich der Dia­gnose- und Therapieverfahren nicht mehr wegzudenken. Durch ihren Einsatz können Körperfunktionen, die durch Unfälle oder Erkrankungen ausgefallen sind, ersetzt beziehungsweise wiederhergestellt werden. Dadurch wird die Lebensqualität vieler Menschen erheblich verbessert oder es wird sogar menschliches Leben gerettet.

Dabei bezeichnet der Begriff elektrisch aktives Implantat ein medizinisches Gerät, dessen Betrieb auf eine elektrische oder eine andere, vom menschlichen Körper unabhängige, Energiequelle angewiesen ist. Dieses wird ganz oder teilweise durch einen medizinischen Eingriff in den menschlichen Körper eingeführt und soll dort verbleiben [1]. Die heutigen elektrisch aktiven ­Implantate sind mit dem menschlichen Körper über Sensoren beziehungsweise Aktoren (z. B. Ableit- bzw. Stimulationselektroden) verknüpft. Auf diese Weise kann das technische System mit dem Körper interagieren: Die physiologischen Signale aus dem Gehirn, dem peripheren Nervensystem oder von Muskeln können abgeleitet und in elektrische Signale umgewandelt werden. In einer nachgeschalteten integrierten Signalverarbeitungseinheit erfolgt die Speicherung, Bewertung und Auswertung der empfangenen Signale. Umgekehrt können neuronale Strukturen (peripheres Nervensystem, Gehirn) durch die Abgabe von Stimulationspulsen angeregt und Muskelkontraktionen gesteuert werden. Sind in einem Implantat sensorische, ­aktorische und signalverarbeitende Komponenten im Sinne eines automatischen Regelkreises kombiniert, so wird von intelligenten elektrisch aktiven Implantaten [1] gesprochen, welche Diagnose und Therapie miteinander verknüpfen können.

Elektrisch aktive Implantate, die bereits seit einiger Zeit in hohen Stückzahlen in der klinischen Praxis zur Stimulation von neuronalen Strukturen zum Einsatz kommen, werden durch feinwerktechnische Prozessierungsmethoden hergestellt und basieren im Wesentlichen auf der bewährten Herzschrittmachertechnologie. So sind beispielsweise die Rückenmarkstimulatoren, Cochlea-Implantate und Hirnschrittmacher auf den ersten Blick in ihrem Aufbau kaum von einem Herzschrittmacher zu unterscheiden. Der rasche Einsatz dieser Stimulationsimplantate wurde nicht so sehr durch eine Weiterentwicklung der Implantattechnologie ermöglicht, als vielmehr durch das Aufkommen von neuen Operationstechniken, bildgebenden Diagnostikverfahren und erweiterten Kenntnissen über den menschlichen Organismus.

Es besteht der Wunsch, die Anwendungsmöglichkeiten von aktiven Implantaten auszuweiten und diese für komplexere Anwendungsfelder einzusetzen. Als Beispiele sind Brain-Reader-Implantate für querschnittsgelähmte Patienten und Netzhautimplan­tate für Blinde zu nennen. Diese neuen Therapieformen erfordern gleichzeitig eine große Anzahl von elektrischen Ableit- beziehungsweise Stimulationskanälen sowie eine signifikante Verminderung des Implantatvolumens, um eine Wiederherstellung der komplexen Körperfunktionen zu ermöglichen. Die derzeit verwendeten Verkapselungsgehäuse können mit der Weiterentwicklung der Elektronikkomponenten hinsichtlich Miniaturisierung nicht Schritt halten und die hermetische Durchführungsdichte, welche den Signalaustausch zwischen dem Nervengewebe und der verkapselten Elektronik erlaubt, ist für die angestrebten Anwendungen zu gering. Es müssen neue Verkapselungs- und Durchführungstechnologien entwickelt werden, damit die gesteigerten Anforderungen hinsichtlich Miniaturisierung und hoher Integrations­dichte erfüllt werden können.

Im vorliegenden Artikel werden die bestehenden Verkapselungs- und Durchführungstechnologien zusammengefasst, einander vergleichend gegenübergestellt sowie die sich daraus ergebenden zukünftigen Herausforderungen für die Entwicklung von hermetischen Verkapselungskonzepten für aktive Mikroimplantate dargestellt. Eine ausführlichere Beschreibung der Thematik findet sich zum Beispiel in [2].

4 Notwendigkeit zur ­Kapselung von Implantaten

Elektrisch aktive Implantate benötigen für Langzeitanwendungen hermetisch ­dichte Verkapselungen, um die Passivierungsschichten und integrierten Schaltungen gegen feuchtigkeitsinduzierte ­Ausfallmechanismen zu schützen. Insbesondere müssen Schwachstellen isoliert werden, um eine Benetzung mit einem Elektrolytfilm zu verhindern. Dies betrifft vor allem die DC-führenden Leiterbahnen, die Drahtbondstellen, die Schaltungsoberflächen zwischen den Metallstrukturen und die aktiven Abschnitte der Schaltungen sowie die Blockierung der Diffusion von Natrium- und Kaliumionen (Na+, K+) und Wasser (H2O) in die Halbleiterbauelemente [3].

Biokompatible Polymere (z. B. Silikone, Poly­imide, Parylene und Epoxide) scheinen auf den ersten Blick ideale Materialien zur Verkapselung von aktiven Implantaten zu sein. Sie sind einfach und kostengünstig herstellbar, weisen hohe elektrische Isolationseigenschaften bei niedrigem spezifischem Gewicht auf und erlauben eine mechanisch flexible Auslegung des Implantats, wodurch eine gute Anpassung an das umliegende Körpergewebe ermöglicht wird. Polymerverkapselungen stellen jedoch keine langzeitstabile Diffusionsbarriere für eindringende Wassermoleküle dar. In der feuchten Umgebung des Körpers wird sich eine Polymerverkapselung bereits nach wenigen Stunden bis Tagen mit Wasser sättigen (Abb. 5). Das absorbierte Wasser kann, wie bei den Herzschrittmachern der ersten Generation oft geschehen, zu korrosionsbedingten Ausfällen der Implantatelektronik und damit zum Funktionsverlust des Implantats führen [4, 5].

Abb. 5: Wasserdurchlässigkeit verschiedener Materialklassen (links) ausgedrückt als Dauer, bis die Luftfeuchtigkeit in einem geschlossenen Gehäuse 50 % der Außenluftfeuchtigkeit bei den gegebenen Wanddicken erreicht (modifiziert nach [14]) sowie erster implantierbarer Herzschrittmacher mit Epoxidharz-Verkapselung (rechts) [6]

 

5 Feuchteinduzierte Fehlermechanismen polymerverkapselter Implantate

Im Folgenden werden mögliche Fehlermechanismen eines polymerverkapselten Implantats näher beschrieben. Abbildung 6 zeigt Beispiele für mögliche Fehler und deren Abläufe.

Abb. 6: Polymerverkapseltes Implantat mit möglichen Fehlermechanismen [7-12]

 

5.1 Fehlermechanismen in ­aktiven Bauelementen

Eindringende Feuchte kann eine Instabilität der elektronischen Charakteristika von aktiven Bauelementen verursachen: Chemische Reaktionen von Wasser mit Natrium führen zur Bildung von Wasserstoffatomen, die durch die Passivierungsschichten der Halbleiterbauelemente diffundieren und an der Silizium-Siliziumoxid-Grenzfläche eine Ladungsebene ausbilden. Erhöhte ­Leckströme durch das Gate-Oxid der Transistoren und unerwünschte Ladungsträgerdichten im Transistorkanal sind die Folge. Die Transistoren arbeiten nicht mehr gemäß ihrem idealen Kennlinienverhalten und es kann zum Totalausfall des Bauelements kommen.

Die in integrierten Schaltungen (ICs) verwendeten dielektrischen Isolationsschichten basieren auf den Materialien Siliziumoxid und Siliziumnitrid. Die Schutzwirkung dieser Materialien ist jedoch im Falle ihrer Benetzung mit einem Flüssigkeitsfilm begrenzt. Obwohl reines stöchiometrisches Siliziumoxid und ­Siliziumnitrid in Wasser nahezu unlöslich sind, kann es bei anderen Modifikationen, welche bei den meisten technologischen Abscheideprozessen auftreten, zu Reaktionen mit Wasser kommen. Insbesondere in amorphen Materialmodifikationen oder bei Auftreten von Fehlstellen, respektive Wasserstoffeinlagerungen, können folgende Reaktionen in wässrigen Umgebungen stattfinden [15], [16]:

Si3N4(s) + 6H2O → 3SiO2(s) + 4NH3<1>

NH3 + H2O  NH4+ + OH-<2>

SiO2(s) + 2H2O  Si(OH)4(aq)<3>

Si(OH)4(aq) + OH-  (OH)3SiO-(aq) + H2O<4>

Diese nicht stöchiometrischen ­Siliziumnitride werden in Anwesenheit von Wasser unter Ammoniakfreisetzung zu Siliziumoxid oxidiert. Das Ammoniak reagiert mit Wasser und bildet Ammonium- und Hydroxidionen, wodurch die Lösung basisch wird. Durch die ­Reaktion von Wasser mit dem nicht-stöchiometrischen Siliziumoxid wird Monokieselsäure im Elektrolyten gelöst und die Passivierungsschichten somit zersetzt. Die Löslichkeit der Monokieselsäure in Wasser beträgt bei 25 °C etwa 120 mg pro Liter [17].

Der Elektrolyt kann in direkten Kontakt mit den Dünnschichtleiterbahnen des ICs kommen, wenn die Löslichkeitsgrenze der Reaktionsprodukte im Elektrolyten erst nach der Zersetzung der Passivierungsschichten erreicht wird. Ist dies der Fall, so können die Aluminiumleiterbahnen des ICs durch elek­trolytische Korrosionsvorgänge zerstört werden. In Gegenwart eines Elektrolyten mit Chloridionen werden Korrosionsreaktionen in Gang gesetzt. An der Aluminiumoberfläche wird dabei das oxidierte Aluminium zu ­einem löslichen Aluminiumhydroxychlorid umgewandelt:

Al2O3(s) + 3H2O → 2Al(OH)3(s)<5>

Al(OH)3(s) + Cl- → Al(OH)2Cl(aq) + OH-<6>

Das freigelegte Aluminium reagiert mit den anwesenden Chloridionen zu Aluminium­chlorid, welches in der feuchten Umgebung zu löslichem Aluminiumhydroxid umgesetzt wird:

Al(s) + 4Cl- → Al(Cl)4-(aq) + 3e-<7>

Al(Cl)4-(aq) + 3H2O → Al(OH)3 + 3H+ + 4Cl-<8>

Dieser Korrosionsmechanismus ist ein auto­katalytischer Prozess. Durch die Hydrolyse der Metallionen werden wieder Hydronium­ionen (H3O+ bzw. vereinfachte Schreibweise H+) und Chloridionen freigesetzt, wodurch die Korrosionsreaktionen in Gang gehalten ­werden.

5.2 Elektrochemische Migration

Bei der elektrochemischen Migration werden benachbarte Leiterbahnen durch die Ausbildung von Migrationsbrücken kurzgeschlossen oder es kann zu einer Unterbrechung der Leiterbahnen kommen. Voraussetzung für das Brückenwachstum ist zum einen die Ausbildung eines dünnen Flüssigkeitsfilms auf dem Substratträger. Hierfür sind Filme mit einer Dicke von wenigen Monolagen ausreichend [10]. Des Weiteren muss ein elektrischer Potentialgradient zwischen den Leiterbahnen anliegen und die Materialien müssen zur Migration neigen, das heißt ein Lösungsbestreben im Flüssigkeitsfilm aufweisen. An der Anode findet eine Oxidation statt, wobei Metallionen unter Abgabe von Elektronen im Elektrolyten gelöst werden. Die positiv geladenen Metallionen wandern im elektrischen Feld zur Kathode und scheiden sich bevorzugt an Stellen erhöhter Feldstärke, wie beispielsweise an Kanten und Spitzen, ab. Dabei entstehen dendritenförmige Brückenstrukturen, die zur Anode zurückwachsen und letztendlich zu Kurzschlüssen zwischen Leiterbahnen und Lötstellen führen können. Bei einer Kontamination des Elektrolyten mit Chloriden können auch die in der Implantattechnik häufig verwendeten Metalle Gold, Indium, Palladium und Platin migrieren [11].

5.3 Galvanische Korrosion

Die galvanische Korrosion tritt auf, wenn zwei metallische Werkstoffe mit unterschiedlichen Redoxpotentialen (Abb. 7) in elektrischem Kontakt stehen und zwischen ihnen gleichzeitig eine elektrolytische Verbindung in Form eines dünnen Flüssigkeitsfilms vorliegt. Es bildet sich eine Potentialdifferenz aus, die zur anodischen Auflösung des elektrochemisch unedleren Metalls führt.

Abb. 7: Normalpotentiale unterschiedlicher Metalle relativ zum Potenzial einer Kalomel­elektrode (engl.: Saturated Calomel Electrode, SCE) (Daten aus [13])

 

An der Kathode (edleres Metall) erfolgen vom pH-Wert abhängige Reduktionsreaktionen mit den Elektrolytkomponenten, wodurch die Korrosionsreaktion in Gang gehalten wird. In elektronischen Baugruppen sind an vielen Stellen Materialpaarungen anzutreffen, bei denen unterschiedliche Metalle elektrisch miteinander kontaktiert sind. Beispiele sind gebondete Golddrähte auf Aluminium-Bondpads (Au/Al), die Chipkontaktierungsstellen, bei denen dem verwendeten Aluminium oft in geringen Mengen Kupfer beigemischt ist, um Migrationsvorgänge zu unterbinden (Al/Cu), und Bump-Metallisierungen für die Flip-Chip-Verbindungstechnik (Al/Ni/Cu), (Al/Ti/Cu), (Al/Pd/Cu). Beim Bonden von Golddrähten auf Aluminiumkontakten weist das Gold das höhere Reduktionspotential auf und wirkt als Kathode. Das Aluminium stellt die Anode dar und wird oxidiert und damit aufgelöst:

Al → Al3+ + 3e-<9>

2H+ + 2e- → H2<10>

O2 + 4H+ + 4e- → 2H2O<11>

5.4 Kriechströme

Ein weiterer Ausfallmechanismus ist die Bildung von Oberflächenleckströmen, so genannten Kriechströmen, die zwischen den elektrischen Leiterbahnen auf der Oberfläche des isolierenden Substratträgers auftreten. Kriechströme treten in Erscheinung, wenn hygroskopische Verunreinigungen ioni­scher oder auch organischer Natur vorliegen und sich ein dünner Flüssigkeitsfilm von wenigen Monolagen auf dem Substrat ausbildet. Die Kriechströme hängen vom Abstand der Leitungen, dem anliegenden Potentialgradienten, der Konzentration der Verunreinigungen und der Dicke des Feuchtigkeitsfilms ab. Durch die Ausbildung von Kriechstromstrecken auf dem Substratträger werden Shunt-Widerstände erzeugt, die zu Instabilität der Ausgangsgrößen von elektronischen Bauelementen und bei batteriebetriebenen Implantaten zum vorzeitigen Entladen der Energieversorgungseinheit und somit zum Funktionsausfall des Implantats führen ­können.

5.5 Delaminationen von ­Polymerverkapselungen

Treten lokal begrenzte Delaminationen des polymeren Kapselungsmaterials vom Sub­stratträger auf, zum Beispiel aufgrund mangelnder Adhäsion oder Blasenbildung bei der Herstellung, so kann Wasser in den Hohlräumen kondensieren. In dem dünnen Wasserfilm können sich vom Herstellungsprozess zurückgebliebene ionische Verunreinigungen oder durch Korrosionsvorgänge entstandene Korrosionsprodukte lösen. Die gelösten ­Ionen können die semi-permeablen Verkapselungspolymere nicht passieren, wohingegen die Polymere für Wasser durchlässig sind.

Wenn die Elektrolytkonzentration im delaminierten Bereich die Osmolalität des ­Körpers (~290 mosmol/L) überschreitet, bildet sich eine osmotische Kraftkomponente aus, die ein Einströmen von Wasser in den Delaminationsbereich zur Folge hat. Dies verursacht einen weiteren Verlust der Adhäsion des Kapselungspolymers auf dem Substrat, wodurch weitere Ionen in Lösung gehen. Der Prozess wiederholt sich, bis schließlich die ganze Polymerverkapselung vom Substrat abgetragen wird [13].

5.6 Schlussfolgerung

Die genannten Prozesse lassen zwei Lösungsmöglichkeiten zu: eine Möglichkeit ist die Schaffung einer hohen Haftung der Polymerschichten, sodass keine ­Delamination stattfinden kann, obwohl das Polymer mit Wasser gesättigt ist. Allerdings können osmotische Kräfte sehr große Werte annehmen, sodass diese Möglichkeit praktisch nicht realisierbar ist. Die zweite und optimale Möglichkeit besteht darin, das Eindringen von Wasser in das Polymer auszuschließen. Dies wäre eventuell mit Verbundschichten von Polymeren und dünnen biegsamen anorganischen Schichten umsetzbar, wobei letztere für die hohe Barrierewirkung gegen Wasserdampfdiffusion sorgen sollten.

Hierfür bieten sich zum Beispiel defektfrei aufgewachsene Schichten aus der relativ neuen Technologie der Atomlagenabscheidung (atomic layer deposition ALD) an. Dieses Thema wird in den nächsten Teilen dieser Artikelserie näher betrachtet werden.

-wird fortgesetzt-

Literatur

[1] EG-Richtlinie 90/385/EWG

[2] M. Weinmann: Entwicklung und Charakterisierung von flexiblen Verkapselungsschichten für elektrisch aktive Implantate; Dissertation, Institut für Mikrosystemtechnik IMTEK, Universität Freiburg, Freiburg, 2017

[3] D. Edell: Book Chapter in Series on Bioengineering and Biomedical Engineering: Volume 2, Neuroprosthetics - Theory and Practice; Edited by: K. W. Horch, G. S. Dhillon, 2004

[4] R. Sanders, M. Lee: Implantable Pacemakers; Proceedings of the IEEE, Bd. 84 (1996), S. 480-486

[5] G. G. Wickham, T. B. Cartmill: The water vapour permeability of the plastic encapsulation of implantable cardiac pacemakers and its effects; The Medical journal of Australia, vol. 2, no. 3 (1971), S. 138–141

[6] D. Prutchi: www.implantable-device.com (­online); available: http://www.implantable-device.com/
2012/01/23/elema-schoenander-and-the-very-first-human-implants-of-a-pacemaker-in-sweden-1958-and-uruguay-1960/; Zugriff am 30.05.2019

[7] D. Edell: Insulating Biomaterials; in Neuroprosthetics Theory and Practice, London, World Scientific Publishing Co.Pte.Ltd., 2004, S. 517-579

[8] X. Liu, A. Demosthenous, N. Donaldson: Implantable Stimulator Failures: Causes, Outcomes, and Solutions; in Engineering in Medicine and Biology Society (2007), S. 5786-5789

[9] K. Schmitt-Thomas, S. Wege, H. Schweigart: Elek­trochemische Migration - eine typische Korrosionserscheinung in der Mikroelektronik; Materials and Corrosion, Bd. 46 (1995), S. 366-369

[10] S. Schmitt: Einfluß von Betauung und Feuchteadsorption auf die Zuverlässigkeit elektronischer Baugruppen; München, Herbert Utz Verlag GmbH, 1999

[11] R. Commizzoli, R. Frankenthal, P. Milner, J. Sinclair: Corrosion of Electronic Materials and Devices; Science, Bd. 234 (1986), S. 340-345

[12] P. Donaldson: Aspects of silicone rubber as an encapsulant for neurological prostheses Part 1 Osmosis; Medical & Biological Engineering & Computing, Bd. 29 (1991), S. 34-39

[13] E. McCafferty: Introduction to Corrosion Science; Springer, 2010

[14] R. Traeger: Nonhermeticity of Polymeric Lid Sealants; IEEE Trans. Parts, Hybrids, Packag., vol. 13, no. 2 (1977), S. 147-152

[15] M. Vogt, R. Hauptmann: Plasma-deposited passivation layers for moisture and water protection; Surface and Coatings technology, Bd. 74 (1995), S. 676-681

[16] J. W. Osenbach, W. R. Knolle; J. EIectrochem. Soc., 139 (1992), S. 3346

[17] W. Betz: Flexible mikroelektromechanische Implantate für den chronischen Einsatz: Verkapselungskonzepte und Testverfahren für die Materialcharakterisierung; Universität Duisburg-Essen, 2011

1) Furtwangen University, Faculty of Mechanical and Medical Engineering (MME), Villingen-Schwenningen, Germany

2) United Monolithic Semiconductors GmbH, Ulm, Germany

3) Department of Microsystems Engineering IMTEK, Laboratory for Sensors and Freiburg Material Research Center, University of Freiburg, Freiburg, Germany

4) Department of Microsystems Engineering IMTEK, Laboratory for Biomedical Microtechnology, University of Freiburg, Freiburg, Germany

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