柔性微電子學整合感測器和導電聚合物致動器促成微型機器人環境自適應

【導讀】：

下一代生物醫學工具需要可重塑的電子裝置才能與生物組織緊密結合。這將提供獨特的機械效能，並具有符合不規則幾何形狀的能力，同時又堅固又輕巧。可以使用能夠根據需要重塑的軟質材料和薄膜結構來實現此類裝置。但是，在亞毫米範圍內重塑仍然是一項艱鉅的任務。在此，演示了形狀控制的微型裝置，該裝置集成了電子感測器和電活性聚合物致動器。快速且生物相容的執行器能夠主動將裝置重塑為平坦或彎曲的幾何形狀。裝置的曲率和位置透過應變或磁感測器進行監控。感測器訊號在閉環反饋迴路中用於控制執行器。

柔性自適應微電子技術被認為是新的，更有效的生物醫學應用的創新驅動力。例如，受損神經束的治療，慢性疼痛或假肢的控制等。為此，電子和神經組織之間的緊密接觸對於有效的電氣和機械耦合至關重要。另外，潛在的應用是由微小且柔性的手術工具的生產引起的。

一個由德累斯頓萊布尼茲固態與材料研究所（IFW）的奈米技術研究所所長奧利弗·G·施密特（Oliver G. Schmidt）教授(並且是開姆尼茨理工大學奈米電子材料教授)領導的國際研究團隊，以及奈米膜材料，體系結構和整合中心（MAIN）的發起人，以及施密特教授團隊的博士生鮑里斯·裡夫金（Boris Rivkin）現在首次證明了這種自適應微電子技術能夠將自己置於受控的環境中。透過分析感測器訊號來操縱生物組織並響應其環境。

結果由Rivkin作第一作者，發表在《Advanced Intelligent Systems》雜誌上（"由整合感測器和導電聚合物促動器促成的形狀控制的柔性微電子學"）。自適應微電子學中首次組合的動態過程的不同特性。

得益於微型感測器和人造肌肉，未來的微電子技術將能夠採用複雜的形狀，並與敏感的生物組織形成生物神經介面，而不會造成損害。

開姆尼茨工業大學和德累斯頓的萊布尼茲IFW團隊在其出版物中展示了自適應和智慧微電子學，這些微電子學透過適當的感測器反饋，利用微觀的人造肌肉來重塑和適應動態環境。

感測器訊號透過電連線饋送到微控制器，在微控制器中進行評估並用於生成人造肌肉的控制訊號。這使這些微型工具能夠適應複雜且不可預測的解剖形狀。

例如，神經束總是具有不同的大小。自適應微電子可以輕輕地包裹這些神經束，以建立合適的生物神經介面。

為此，必不可少的是將形狀或位置感測器與微執行器結合在一起。因此，自適應微電子器件以所謂的"單片晶圓級工藝"製造。"晶片"是由矽或玻璃製成的平坦基板，在其上製造電路。整體生產允許在一個基板上同時並行製造許多元件。這樣可以快速進行生產，同時具有更高的成本效益。人造肌肉產生運動-可能在有機環境中使用

自適應微電子的運動和重塑是透過人造肌肉（即所謂的"執行器"）來實現的。這些透過噴射或吸收離子而產生運動，因此可以使聚合物膜重塑形狀。

該方法基於聚合物聚吡咯（PPy）的使用。該方法的優點在於，可以有針對性地並且已經非常低的電偏壓（小於一伏）進行形狀的操縱。過去，其他組織也已經證明了人造肌肉在有機環境中也可以安全使用的事實。這涉及在與醫學應用相關的各種環境（包括腦脊液，血液，血漿和尿液）中測試微機的效能。

由開姆尼茨和德累斯頓的研究小組開發的聚合物薄膜只有0.5毫米寬和0.35毫米長。它充當微電子元件的載體，並配有人造肌肉和感測器。這使它能夠感知周圍的環境，識別物體並適應不同的形狀。

可變形的微電子器件

在過去的幾十年中，柔性電子產品引起了極大的關注，徹底改變了電信，多媒體和醫療保健等領域。主要的電子元件，例如互連，天線，二極體和電晶體，已在薄聚合物箔上製造，以在開發人員的工具包中產生新的選擇。將薄的聚合物箔片用作基材，有助於生產重量輕，形狀順應性，堅固性和可靠性高且複雜性不斷提高的電子系統。這些電子裝置的超薄設計促進了包括人造面板，感測器陣列，在內的生物電子學的發展。電子植入物，例如腦探針和神經袖套等。自然地符合複雜的3D形狀的解剖結構的能力是電子裝置與軟生物組織相互作用的重要特徵。而且，雖然大面積柔性電子裝置的形狀可以輕鬆地手動調整以適應最終應用的幾何要求，但在瞄準較小尺寸（例如必須封裝亞毫米神經纖維束）時，處理變得越來越具有挑戰性用同樣小的袖套植入物輕輕地。

可變形的微電子器件可根據需要改變其形狀，提供了另一種策略來完成這一具有挑戰性的任務。例如，最近已證明，帶有積體電路的軟微尺度結構在暴露於高溫或溼氣中時會包裹在周圍的神經周圍。但是，這些裝置缺乏重塑反覆和在所述操作環境的需求的能力。此類功能需要將生物相容性靈活的形狀和位置感測器與堅固的微致動器整合在一起，而理想的情況是透過單晶片規模的工藝來製造。

由氣動驅動的各種小型的致動器和液壓的壓力，電和磁場，刺激響應性聚合物是用於建立各種形狀-的吸引力不斷變化的薄膜系統。它們的形狀或體積變化通常依賴於外部刺激，例如熱，光， pH或溼度，這在操作環境中幾乎是無法控制的。與這些材料相比，離子電活性聚合物（IEAP）致動器依賴於電勢，該電勢透過離子的釋放或位移觸發形狀變化。一個突出IEAP致動器的技術，即，離子聚合物-金屬複合材料（IPMC）致動器，已被認為用於生物醫學應用，但眾所周知的難以製造透過微尺度的過程，並且需要相對高的和潛在有害的靜電偏置電壓（ 3–5 V）。相比之下，基於導電聚合物聚吡咯（PPy）的致動器在以相對較小的偏置電壓（<1 V）電氧化或還原時會收縮或膨脹，通常被認為對於生物醫學和體內應用是安全的。

聚吡咯的致動器的效能進行了在各種生理相關的環境，如腦液的研究，細胞培養基，和體液如血液，血漿和尿液，，這表明該該技術的生物相容性。PPy的啟用是由水合離子（例如Na）的吸收或排斥引起的+來自周圍的電解質，這些電解質在生物學上相關的環境中含量很高。PPy與基於高解析度光刻和圖案化技術的常規晶圓級製造工藝相容，並且已在許多長度範圍內進行了廣泛的探索，範圍從釐米級的人造肌肉到各種微尺度的裝置，例如微瓶，致動器陣列能夠抓住纖維的，或基於多個獨立的致動器，並且有能力提升和移動的玻璃珠的增強元件的組合的微操縱器。

PPy致動器的相對較容易的製造通常需要貴金屬電極（通常為Au或Pt）和可選的結構支撐層，例如聚二甲基矽氧烷（PDMS）。所謂的"乾式"執行器也可以透過聚合物電解質或夾層結構實現，該結構具有聚偏二氟乙烯（PVDF）膜和兩側的電極。

迄今為止，只有大型釐米級的執行器已被證明具有反饋驅動的定位。但是，這些製造方法不允許與其他微電子元件進行單片整合，因此不能為微機器人提供合適的策略。

這些應用的核心是寬度僅為0.5毫米，長度為0.35毫米的聚合物薄膜，該薄膜可作為微電子元件的載體。相比之下，一美分的硬幣的直徑約為16毫米。

可重塑的微電子裝置（RMED）

可重塑的微電子裝置（RMED），可用於未來的生物醫學應用，包括溫和的手術鉗和力可調的神經袖套等。這些裝置具有整合的微模式執行器和感測器，可透過比例積分微分（PID）控制器進行主動整形（圖 A））。超薄聚醯亞胺（PI）載體平臺的重塑是透過整合的基於PPy的執行器實現的，這些執行器對低壓電訊號做出響應。根據整合感測器生成的電訊號計算執行器所需的偏置電壓。反饋控制可補償變化的工作條件並改善定位。這能夠與環境進行主動互動，例如控制生物組織的抓取和釋放。

下圖演示了兩種用於測量RMED的曲率及其位置的互補解決方案（圖 B）。即，集成了金條應變計（GSSGs）可以直接測量裝置的曲率。此外，自旋閥磁感測器（SVMS）可以透過探測靜態磁場或低頻磁場作為可完全穿透非磁性材料和生物組織的無害參考，來評估RMED的方向。以單片晶圓規模的工藝製造了許多RMED，探索了可成形的聚合物技術。

圖：可重塑微電子裝置的概念。

A）藝術插圖。聚合物薄膜很薄，帶有評估裝置形狀的感測器（S1）。外部控制器處理感測器資料（S2），並向一對PPy執行器施加偏置電壓以重塑裝置形狀（S3）。B）監視裝置形狀的兩種不同方法。頂部：應變儀直接測量曲率。底部：磁感測器透過探測參考磁場來評估撓度。

可重塑微電子器件的理論最佳化和製造

1、估計RMED的最佳厚度

RMED需要自由的載體表面來整合感測器和除執行器外的互連。然而，在以往的報告中，其中微致動IEAP已經塗覆到柔性載體， IEAP聚合物及其電連線通常佔據支撐膜的全部或大部分可用區域。在這項工作中，我們透過沿著薄膜PI支架邊緣放置兩個執行器條帶，實現了RMED的廣泛曲率控制，僅佔總可用面積的20％。剩下的80％的面積用於其他電子功能。為了僅透過少量的致動器覆蓋範圍即可獲得較高的致動效能，至關重要的是確定PI支撐，Au電極和PPy層的最佳厚度。

執行機構的應變取決於氧化還原引起的水合離子（例如鈉）的流入或排斥。RMED的最終曲率κ與彎曲半徑R  =  κ -1（圖 A）相關。最大麴率的任何載體/電極/聚吡咯堆疊可以實現的是，致動器的應變的產物α和器件的曲率係數c ^ κ，因此κ  =  α⋅Ç κ。後者取決於各個層的剛度及其相對和絕對厚度。

圖： 可重塑微電子器件的理論最佳化和製造。

A）PI / Au / PPy疊層在還原狀態下是平坦的，並在氧化時逐漸捲曲。捲曲形狀與曲率描述κ，這是曲率半徑R. B）的逆已計算的曲率係數c ^ κ用於與不同的PPy和PI層厚度RMEDs。該線表示每種PI厚度的最佳PPy厚度；點表示該研究中使用的最佳化裝置。C）RMED的製造程式。

2、RMED的單片晶圓規模製造

器件製造示於圖 C中，其中製備具有矩形金屬-有機犧牲層（SL）和矩形PI載體（350×500微米的開始2透過旋塗和光刻的裝置）。PI平臺從一側固定在玻璃基板上，其厚度由旋塗速度控制。帶有SVMS的RMED是透過濺射沉積和橢圓多層堆疊的剝離圖案製造的。透過標準剝離工藝和電子束蒸發，製造了一組用作PPy致動器觸點，感測器觸點和GSSG的Au電極。器件透過圖案化的Al 2 O 3層進行化學和電絕緣。接觸墊和指定的執行器區域均不含Al 2 O 3。透過原子層沉積（ALD）工藝沉積該絕緣層並進行化學蝕刻。

圖：在50×50 mm 2的玻璃基板上製造的真實RMED和執行器特性。所有比例尺的尺寸為200μm

A）具有22個RMED的50×50 mm 2玻璃基板。B）在從基板上釋放之前，帶有執行器和SVMS的RMED的顯微照片。C）以各種曲率狀態釋放之後，用應變儀進行RMED。D）逐步啟用RMED的電壓和電流曲線。E）具有各種偏置電壓（以伏特表示）的RMED的側檢視疊層允許測量高達（90μm）-1的器件曲率。F）取決於施加的偏置電壓（vs Ag / AgCl）的側檢視顯微照片得出的RMED曲率圖。

使用整合磁感測器監控和控制RMED位置

磁場廣泛應用於位置和方向感測。在生物醫學領域，靜磁場和低頻磁場已成功用於諸如5–50μT的超低磁場的導管位置跟蹤和轉向等任務。與高頻磁場相比，低頻磁場（對於<1.6 Hz的頻率，≈12mT）不與生物組織相互作用，因此不會受到電磁遮蔽的影響，從電磁的角度來看，其危害性較小。安全。

在這項研究中，RMED的形狀由整合磁性感測器監控，該感測器探測外部參考場，如圖 A所示。橢圓形感測器堆疊（85×55微米2）被定位成對，一個錨定到所述襯底（感測器1）和第二在自由站立聚合物載體（感測器2）的尖端。這些感測器的工作方式如下："自由層"的磁化與外部磁場的磁化對齊，而"參考層"（圖A）的磁化方向 在器件製造過程中被永久性磁化時在磁場中退火。整個疊層的電阻取決於參考層和自由層的磁化方向的相對方向。當磁化方向平行時，電阻最低，而當磁化方向反平行時，電阻最高。致動後，感測器2相對於感測器1偏轉角度θ（圖 A），其中θ  = 0°對應於平面，而θ  = 180°對應於U形狀態。後一種情況與抓取物體或夾具有關。當θ  > 0時，外部磁場會導致感測器1和2的自由層磁化方向不同，這些方向沿感測器平面上的場投影對齊。角度φ感測器的自由和參考層之間的電性測量，以確定相對於外部磁場的取向裝置取向。

圖：帶磁感測器的可重塑微電子裝置的工作原理和特性。

A）感測器偏轉角的定義θ和參考層和自由層取向之間的角度φ從平坦到U形狀態時偏轉。B）參考磁場的第一種可能配置：在XZ平面中旋轉。C）由同一RMED承載的兩個感測器的歸一化訊號。訊號在平面（I）中同相，在捲曲（II）狀態中異相。D）參考磁場的第二種可能配置：沿X軸（B X），Z軸（B Z）的靜態磁場），或在XZ平面上傾斜45°（B XZ）。E）在致動時所投影的場的關鍵引數的計算估計：（I）感測器角φ，（II）所投影的相對場強，以及（III）所得到的GMR感測器訊號。計算考慮了磁場B  =  B X，B  =  B Z和B  =  B XZ的不同方向。

圖：具有應變或磁感測器的可重塑微電子裝置在閉合反饋迴路中的執行。

A）定製開發的用於實驗控制和裝置介面的電子裝置。B）典型的反饋驅動定位實驗的設定點，反饋和輸出曲線。位置反饋由整合的磁感測器提供。比例增益常數設定為K P  =200。C）應變感測器訊號直接反映RMED的曲率。從圖E的側檢視顯微照片估計曲率 。D）設定值更改時，比例反饋控制器使用各種比例增益引數K P對RMED進行整形。

使用整合式應變片感測器監測和控制RMED形狀

基於外部磁場的形狀評估可以應用於絕對空間中的定位。但是，對於抓取或操縱軟組織，直接評估RMED的實際曲率至關重要。在這項工作中，透過從整合的GSSG採集訊號直接測量RMED的曲率。GSSG由金曲折形成，金曲折的寬度為15μm，總長度為1.2 mm。選擇該特定應變感測器是因為它為裝置曲率提供了一個簡單而可靠的反饋源。基於金的應變儀自然地整合到RMED的薄膜結構中，並且與PPy執行器的電極一起在一個步驟中同時製造。捲曲後，帶有執行器和感測器的PI平臺表面會經受壓縮應變，反過來，壓縮應變儀電極並降低其歐姆電阻。

我研究了RMED在機械有效載荷下的行為，以透過在驅動路徑中放置硬物和軟物來模擬應用案例，從而限制了重塑過程（圖 A）。GSSG感測器的響應如圖B所示。 針對不同的情況。自由啟動期間，感測器訊號單調減小，同時偏置電壓增加，RMED捲曲。然後，我們使用微量滴定管作為堅硬的障礙物，它完全抑制了RMED接觸後的捲曲。應變感測器訊號最初遵循參考曲線，但在觸控障礙物後保持恆定。與硬障礙相反，軟障礙（例如用於本研究的小鼠坐骨神經纖維）的硬度非常低。在克服此軟障礙物致動期間，應變感測器顯示出曲率在接觸後進一步增加，儘管與未載入的參考曲線相比範圍較小。在這種情況下，RMED能夠將凝膠狀組織壓縮到一定程度。

對於將RMEDs用作神經外科手術的工具而言，這一見解至關重要，因為應謹慎接近神經纖維以避免組織損傷。反饋控制的微型操縱器為消除無法承受高壓的軟組織提供了消除人為錯誤的可能性。在操作過程中，此類操縱器應首先檢測物體，然後施加預定義的力。

圖：具有各種約束的RMED的反饋控制重塑。

所有RMED的寬度均為500μm。A）實驗示意圖描繪了自由（左）且受障礙物約束（右）的致動。B）顯示在致動期間自由，受可壓縮的軟物體或硬物體約束的應變儀訊號的圖表。當訊號偏離參考曲線（自由驅動）時，將檢測到與障礙物的接觸。C）對硬物的反饋控制致動。關閉（淺綠色）或開啟（深綠色）時，保持執行器偏置的自動障礙物檢測。D）相應的顯微照片顯示針對移液器（硬障礙物）的致動。E）抓住軟物體。關閉物件檢測（淺藍色）時，神經以最大的力受壓；開啟物件時（深藍色），神經被輕柔地握住。F）相應的抓神經纖維顯微照片。

在潛在的應用場景中，柔軟的機器人神經鉗應在神經外科手術中機械地檢測組織以便進行輕柔的操作，並以儘可能小的力將其固定在適當的位置，從而防止外科手術傷害。

將來會使用更復雜的微電子機器人

德累斯頓和開姆尼茨大學的研究小組預計，從中期來看，自適應和智慧微電子技術將發展為複雜的機器人微系統。鮑里斯·裡夫金（Boris Rivkin）表示："關鍵的下一步是從以前的平面架構過渡到三維微型機器人。先前的工作表明，扁平的聚合物薄膜如何透過自組織摺疊或滾動而重塑為三維結構。我們將向這類材料中新增自適應電子器件，以開發諸如機器人微型導管，微型機器人手臂和可延展的神經植入物等系統，這些系統將根據數字指令進行半自主動作。"

奧利弗·施密特（Oliver Schmidt）教授團隊的組長Daniil Karnaushenko博士補充說："這種複雜的微型機器人將需要大量單獨的致動器和感測器。要以如此高的密度有效容納和使用電子元件是一個挑戰，因為需要更多的電連線。這將透過複雜的電子電路解決，將來將整合到自適應微電子中，以將適當的指令傳遞給正確的元件。"

這項工作還為新興的機器人輔助手術領域做出了貢獻，它可以實現侵入性更小但操作更精確的手術。能夠生成有關其形狀和位置的可靠反饋的智慧手術工具可能在治療脆弱組織中必不可少。

結論：

未來的微型機器人系統將需要高度複雜的形狀控制，這隻能透過大量獨立的微型致動器來實現。例如，這種機器人系統可以是微導管，該微導管由致動的鉸鏈和感測器的陣列組成，其中末端執行器的位置可以透過成對評估每個關節的偏轉角來控制，直到已知的參考位置。實施分散式微致動器系統的關鍵挑戰是必須為每個獨立的致動器和感測器建立電氣互連，這一要求限制了每個表面積的獨立功能元件的數量。這將透過整合有源電子器件（例如電晶體矩陣和移位暫存器）來解決。這些數位電路極大地減少了所需的電觸點數量，並促進了電子元件的高密度化。

提出的製造策略能夠將導電聚合物致動器和複雜的微電子器件整合在一起到柔性基板上。但是，這些過程僅基於2D製造方案，並且只能生成2D結構。但是，複雜的3D微機器人系統將需要柔性和機械穩定的元件。雖然純2D膠片無法為執行器提供高度穩定的錨定點，但可以透過微縮自組裝策略（例如滾動，摺疊或屈曲）來建立堅固的3D結構。這些將允許使用整合的執行器和先進的電子裝置將2D結構重塑為複雜的3D微機器人系統。