В статье дан обзор эпидермальных электронных систем, включающих в себя совокупность электрофизиологических, температурных и тензодатчиков, а также транзисторы, светодиоды, фотоприемники, радиочастотные индукторы, конденсаторы, генераторы и выпрямительные диоды. Данные системы используются для измерения электрической активности, производимой сердцем, мозгом и скелетными мышцами. Питание такого рода эпидермальных систем возможно от солнечных батарей или беспроводных катушек-приемников.

Ключевые слова: эпидермальная электроника, биосенсоры, гибкие электронные системы.

В начале 2010-х годов группой американских ученых было предложено новое научное направление «эпидермальная электроника» [1], сущность которого заключается в размещении на гибких тонких эластичных подложках, близких по своим физико-химическим и механическим свойствам к эпидермису кожи человека, элементов биосенсорных структур, а также источников питания, чувствительных элементы, передатчиков и приемников сигнала. В настоящее время актуальной задачей в этой области является разработка технологических подходов создания биосенсорных устройств на эластичных подложках.

Ключевой задачей эпидермальных электронных систем (EES) является мониторинг электрофизиологических процессов, связанных с активностью мозга, сердца и мышечной ткани. В связи со слабыми электрическими сигналами, производимыми живыми организмами, в системах подобного рода используют сенсорные электроды, которые состоят из полупроводниковых полевых транзисторов (МОП-транзисторы), играющих роль усилителей. При этом затвор МОП-транзистора изготавливают в форме «волокнистого серпантина», который соединяется с электродом для эффективного контакта с телом человека (рисунок 1A, на вставке показана та же конструкция, но с большим увеличением). Измеренный частотный отклик при различных величинах входных емкостей (CIN) показан на рисунке 1B справа и находится в количественном согласии с результатами компьютерного моделирования электронной схемы замещения (рисунок 1, A и B) [1]. Значение CIN определяется последовательной комбинацией емкостей электродов затвора и емкостью между электродом затвора и поверхностью корпуса. Полоса пропускания полученного входного каскада соответствует требованиям к высокоскоростной записи. Типичная конфигурация для этой цели включает в себя четыре усилительных канала, каждый из которых содержит МОП-транзисторы, кремниевый резистор и электрод. Один канал необходим для контроля, другие служат для непосредственного измерения сигналов.

В EES также возможно встраивать другие классы полупроводниковых приборов и датчиков, например, датчики температуры на основе сопротивления, построенные на меандровых платиновых электродах (рисунок 1C, слева), плоские тензодатчики на основе карбидов кремния (Рисунок 1С, справа и рисунок 1D), светодиоды и фотоприемники на основе AlInGaP (для возможного определения оптических характеристик кожи или биологических жидкостей) (рисунок 1D, слева и рисунок 1, от E до G) и кремниевые фотоэлементы (рисунок 1D, справа) [3]. Мощность этих солнечных элементов может достигать несколько десятков микроватт (рисунок 1 H). Разумеется, что увеличение площади солнечных элементов позволит повысить генерируемую мощность, однако в этом случае приходится проводить оптимизацию размеров и механических характеристик всего устройства. В качестве альтернативы солнечным модулям возможно беспроводное питание через наведение электродвижущей силы через катушки индуктивности, вмонтированные в систему. Пример индуктивной катушки, подключенной к светодиоду на основе тройного твердого раствора InGaN, и моделирование его радиочастотного отклика показан на рисунке 1 E [4]. Резонансная частота (~ 35 МГц) приемной катушки соответствует резонансной частоте отдельно расположенной передающей катушки, питаемой внешним источником питания. Величины напряжений и токов на выходе приемной катушки достаточны для дистанционного управления миниатюрными светодиодами, (рисунок 1 E). Такие катушки также могут быть сконфигурированы для зарядки новых классов конденсаторов или батарей с питанием EES [5].

Рис. 1. Оптические микрофотографии активного электрофизиологического (ЭП) датчика

Примеры внешнего вида различных ВЧ-компонентов, необходимых для беспроводной связи или генерирования энергии, представлены на рисунке 1, F и G. На рисунке 1F показано оптическое изображение кремниевого p-i-n-диода (слева) и его параметры на малом сигнале (рисунок 1 K), указывающие на вносимые потери для частот до 2 ГГц [6]. Примеры катушек индуктивности и конденсаторов, а также и их характеристики представлены на рисунке 1G и рисунке 1L. Комбинация пары таких устройств создают генераторы с заданными резонансными частотами, определяемым формулой Томсона (рисунок 1 G, справа). Особенность функционирования устройства заключается в том, что его отклик зависит от величины деформации — в связи с зависимостью индуктивности от геометрии [7]. Например при растяжении устройства ~ 12 % резонансная частота сдвигается на ~ 30 % (рисунок 1, I и J). Такие эффекты, которые также появляются и в беспроводных катушках питания, будут влиять на характеристики антенных структур и некоторых связанных с ними высокочастотных компонентов. Эти вопросы должны быть рассмотрены при разработке дизайна EES.

Представленные подходы позволяют создать невидимое, плотное и надежное соединение высокопроизводительных электронных систем с поверхностью кожи, и создавать приборы внелабораторного мониторинга за состоянием физиологической активности человека. Следует отметить, что многие из концепций EES полностью совместимы с современными кремниевыми интегральными микросхемами.

Литература:

1. Kim D. H. et al. Epidermal electronics //science. — 2011. — Т. 333. — №. 6044. — С. 838–843.
2. Takei K. et al. Nanowire active-matrix circuitry for low-voltage macroscale artificial skin //Nature materials. — 2010. — Т. 9. — №.10. — С. 821.
3. Kim D. H. et al. Stretchable and foldable silicon integrated circuits //Science. — 2008. — Т. 320. — №. 5875. — С. 507–511.
4. Kim R. H. et al. Waterproof AlInGaP optoelectronics on stretchable substrates with applications in biomedicine and robotics //Nature materials. — 2010. — Т. 9. — №. 11. — С. 929.
5. Kubo M. et al. Stretchable microfluidic radiofrequency antennas //Advanced materials. — 2010. — Т. 22. — №.25. — С. 2749–2752.
6. Matsuhisa N. et al. Printable elastic conductors by in situ formation of silver nanoparticles from silver flakes //Nature materials. — 2017. — Т. 16. — №.8. — С. 834.
7. Lacour S. P. et al. Stretchable interconnects for elastic electronic surfaces //Proceedings of the IEEE. — 2005. — Т. 93. — №. 8. — С. 1459–1467.
8. Sekitani T. et al. A rubberlike stretchable active matrix using elastic conductors //Science. — 2008. — Т. 321. — №. 5895. — С. 1468–1472.
9. Ives J. R., Mirsattari S. M., Jones D. Miniaturized, on-head, invasive electrode connector integrated EEG data acquisition system //Clinical neurophysiology. — 2007. — Т. 118. — №. 7. — С. 1633–1638.