导读：同时模仿自然皮肤的感觉反馈和机械特性的人工皮肤在下一代机器人和医疗设备中具有重要的应用前景。然而，实现这样一个能够与人体无缝融合的仿生系统仍然是一个挑战。通过对材料特性、器件结构和系统架构的合理设计与工程，研究团队实现了一种单片式软体假肢电子皮肤( e-skin )。它具有多模态感知、神经形态脉冲序列信号产生和闭环驱动的能力。利用三层高介电常数的弹性体电介质，团队实现了与多晶硅晶体管相当的低亚阈值摆幅，可拉伸有机器件的低工作电压，低功耗和中等规模的电路集成复杂度。我们的e - skin模拟了生物感觉运动环路，即当施加压力增加的刺激时，固态突触晶体管会激发更强的驱动。

　　皮肤作为人体与周围世界的首要界面和保护层，起着至关重要的作用。皮肤的感官能力和机械柔软性的结合不仅使我们能够毫不费力地感知和响应各种外部刺激，而且使我们能够在动态和非结构化的环境中执行复杂的任务(图1A )。不幸的是，患有皮肤损伤或截肢的患者可能会有严重的知觉—动作环扰动，导致他们即使在物体抓取等简单任务中也会挣扎。虽然假肢可以部分恢复运动功能，但其局限性- -如幻肢痛、运动失控和灵巧性差- -需要通过结合感觉反馈和组织顺应性来解决。为了实现自然的人机界面，人们尝试将（例如多模态感觉、神经形态信号处理、闭环感知和驱动等）赋予具有皮肤特性的电子系统（例如,柔软和可变形）。

　　复杂的硅( Si )电路已经被开发来模拟周围神经系统，并在修复术和机器人中体现出类似皮肤的感知能力。然而，在一个单一的设备平台内构建一个单片集成的软电子皮肤( e-skin )，结合所有所需的电气和机械特性仍然是一个挑战。在模仿生物感官功能方面取得了进展，用软电子材料代替笨重和僵硬的系统，用于高保真的感觉。尽管在柔性电子和电路制造方面取得了进展，但它们在电子皮肤中的应用仅限于用于减少互连线和/或传感器信号放大的有源矩阵阵列。用于神经假体的电子皮肤需要提供类似神经的脉冲序列信号模式来激活自然感觉并调节相应的运动活动。尽管压电式、摩擦电式和离子压力传感器可以根据施加力的频率产生锋电位串样的信号模式，但生物感觉感受器使用调频信号来编码输入的振幅信息。这就需要信号数字化和调理电路将来自传感器的模拟信号转换为锋电位串信号模式和人工突触来调节电流幅值以触发身体运动(图1B )。

　　随着软电子器件制造技术的发展，已经证明了在混合电子皮肤系统中连接刚性和软组件的可行性。然而，由于软电子学具有良好的组织顺应性、最小的侵入性和不易察觉的等优点，构建单片软电子皮肤系统是可取的。为了满足具有生物整合独特优势的软电子皮肤系统的严格要求，现有的软电子学需要克服几个根本性的挑战。在材料层面，它们需要在生理环境中具有类组织的力学性能和优异的稳定性。在器件层面，需要使用具有高电荷载流子迁移率和小亚阈值摆幅等优异电子特性的低工作电压进行安全高效的本体操作。在系统层面，需要具有足够晶体管计数、逻辑深度和功能复杂度的信号调理电路。最后，在应用层面，柔软的e - skin需要在设备-生物界面上进行感觉信息的仿生编码和神经形态驱动，以获得自然的感觉和低功耗。

　　美国斯坦福大学报道了一种单片集成的、软的、低压驱动电子皮肤系统，该系统无需任何刚性电子元件，可以模拟生物皮肤的感觉反馈功能，包括多模态接收、神经脉冲序列信号调理和闭环驱动(图1 , C和D ,表S1)。具体来说，需要一种三层、高介电常数(κ )、可拉伸的电介质设计，将可拉伸电路的驱动电压降低到几伏，以实现安全和节能的体内操作。

　　现有的本征可拉伸有机电子器件仍然需要较高的工作电压( 30 ~ 100 V)，这会产生安全和功耗问题。降低驱动电压需要增大栅极电容，这就需要具有高介电常数的薄介质层(图2Ai )。在现有的介电弹性体中，丁腈橡胶( NBR )是一种很有前途的候选材料(图S1 )。与离子聚合物电介质的介电常数随频率增加而降低不同，NBR ( κ为~ 28)的高介电常数由腈基的极化引起，可以在高达106 Hz的宽频率范围内保持(图2B )。这一特性对于晶体管和电路的稳定运行至关重要。研究团队发展了一种利用紫外光引发叠氮化物交联反应的2 μ m以下直接光图案化方法(图S2 )。交联NBR具有耐溶剂性，有利于后续加工。但是晶体管转移曲线表现出较大的迟滞和较低的迁移率(图S3 )。我们将这归因于高极性腈基诱导的半导体-介质界面的能量紊乱。这种现象在其他具有高κ电介质的有机晶体管中也存在。这种高κ值和高陷阱密度之间的权衡使得在可拉伸有机器件中同时实现低驱动电压和高载流子迁移率具有挑战性。

　　A )左图展示了生物皮肤中机械柔软性和感觉反馈的结合。标记以下受体在皮肤中的位置：游离神经末梢(疼痛、温度)、Merkel细胞(触摸)、Meissner小体(敏感触摸)、Pacinian小体(振动与压力)、鲁菲尼末梢(触摸与压力)、Krause末梢球(触摸)。右图为用于人工感觉运动回路的生物集成电子皮肤系统示意图。人工感觉感受器可以响应不同的外界刺激(温度和压力)。由RO和ED组成的低压驱动电路可以将传感器信号编码为脉冲串，用于人工感官过程。可拉伸的人工突触可以驱动下游肌肉运动。( B )用于实现人工感觉运动环路的总体流程和e - skin组件示意图。( C )显示了由温度传感器、压力传感器和两套RO - ED集成电路组成的生物集成电子皮肤系统优异的皮肤顺应性。触摸指尖和手指按压树莓说明了我们开发的电子皮肤系统的感觉和机械柔软的能力。( D )照片显示单片集成的，软的电子皮肤补片的成分。[ ( A )和( B )中的插图由BioRender . com制作; ( C )和( D )中的照片由J . - C . L .拍摄。]

　　( A ) Panel (i )展示了高κ、三层介质和低压驱动晶体管的器件结构和材料示意图。x、m、n和y代表聚合度。CNT、碳纳米管；K，介电常数；Ph，苯基。Panel ( ii )是显示晶体管阵列的光学显微镜图像，器件密度为330晶体管/ cm2。放大图像显示了0 % (顶部)和100 % (底部)应变下的晶体管。S、D和G分别代表源极、漏极和栅极。SC，半导体。Panel ( iii )展示了工作在3 V下具有最高迁移率的批次晶体管的转移特性。通常，平均迁移率在~ 0.7和1.5 cm2 V - 1s - 1之间。从一组包含10个晶体管的晶体管阵列中获得了2.01 cm2 V - 1s - 1的最大平均值。ID，漏极电流；IG，栅极电流；Vds、漏源极电压；Vgs，栅源电压。( B )单层NBR和三层电介质在不同频率下的介电常数和相位角。带箭头的虚线椭圆表示介电相位角。( C )不同介质的晶体管迁移率(详见图S3)和水接触角。黑色图形表示水接触角的测试结果。( D )不同介质(从一个批次的三个晶体管取平均值)的EA比较。( E )不同种类弹性体电介质的介电强度和击穿电压与我们的三层电介质的比较。Pmma - Pnba、聚甲基丙烯酸甲酯- B -聚( N -丙烯酸丁酯)；PU，聚氨酯。( F )将之前报道的可拉伸聚合物晶体管与我们的工作在工作电压和迁移率方面进行比较。( G和H)对比以前报道的使用共轭聚合物、碳纳米管、金属氧化物、非晶硅或多晶硅作为有源层的晶体管在亚阈值摆幅和跨导( Gm / Wch )、单三极管级本征功率延迟积和静态功耗( H )方面与我们的低压驱动晶体管。功耗计算的电源电压为开关电流比为10000时所需的电压。阴影圈和虚线圈将相关参考文献组合在一起。阴影或圆线的颜色与具有相同颜色的字幕相对应。所有误差棒均指标准差。在( F )到( H )中，符号的不同形状和图案被用作视觉助手来区分不同的晶体管和现有的工作(详见图1。S24和S26)。

　　( A )自然感知过程示意图。[插图由BioRender . com制作。] ( B )可拉伸七级RO - ED电路的光学显微图像。GND，地面；VSS，负电源电压。( C )用于感觉信息编码的仿生传感器-电路系统的晶体管电路图。( D )附在手指上的柔软电子皮肤照片。( E )传感逆变器的电路图和工作机理。( F ) Panel ( i )给出了具有不同负载电阻值的七级RO的振幅解耦频率调制的转移曲线 Hz。Panel ( ii )显示了加载不同电阻时五级和七级RO的振荡频率和振幅。( G ) Panel ( i )表示ED的输入(顶部)和输出(底部)信号，其脉冲宽度为~ 4 ms。

　　Panel ( ii )显示了在不同输入信号频率下，ED的三个不同脉冲的平均脉宽(方块)和振幅(圆)。输入为方波，幅值5 V，占空比50 %。压力传感器和温度传感器在刺激下的电阻( R )变化分别显示在面板( ii )和( iii )中。( I )压力传感器- RO - ED (五级)系统在一个加压-释放周期内(顶部)的脉冲序列输出(底部)。( J )传感器- RO - ED系统在不同压力下的输出频率，数据如( I )所示。( K )先前报道的本征可拉伸电路与我们的RO - ED电路在集成规模等级(晶体管和逻辑门的数目)上的比较。这些符号的不同形状和图案被用来标记以前工作中涉及到电路的晶体管数量，这些数字由参考数字表示。虚线表示可拉伸电子的集成度随时间的变化趋势。所有电路均在VDD = 5 V和VSS = -5 V下工作。

　　( A和B)生物突触( A )与人工突触晶体管( B )工作机制的比较。对生物突触的组成部分进行标记。我们的人工突触的材料设计和选择见( B )中的虚线框。A，电流表。[插图由BioRender . com制作。] ( C )在生物突触中，当更高频率的动作电位通过运动神经( 38 )传导时，会产生更大的肌肉力(输出振幅)。( D )突触前脉冲序列频率与突触后电流幅值的相关性。当由脉冲序列信号(它模拟动作电位)门控时，可动离子(它模拟神经递质)迁移到介质-半导体界面并诱导导电通道。更高频率的(同时具有更高的占空比)导致更高的突触后电流幅度。( E )突触晶体管阵列的转移曲线和突触后电流分布( inset )。

　　通道长度和宽度分别为80和320 μ m；介质厚度为2 μ m。( F )不同电介质水稳定性的比较。离子导电弹性体( ICE )加聚电解质( Pi TFSI )在水中浸泡4 h后器件性能稳定。监测3个晶体管，并取其突触后电流值的平均值。Emim Tfsi，1 -乙基- 3 -甲基咪唑Tfsi；聚偏氟乙烯-六氟丙烯共聚物( Pvdf-HFP )。( G )使用三个监测的突触晶体管的数据平均的稳定性测试结果。将晶体管浸泡在水或37℃磷酸盐缓冲液( PBS )溶液中长达8小时。插图是一张照片，显示浸没在水环境中的可拉伸突触晶体管阵列。所有误差条均表示标准差。突触后电流由( D )在工作30 s后的脉冲门控输出的峰值电流或( F )到( G )在最高突触前偏置电压下输出的转移曲线获得。[照片( G )由J . C . - L .拍摄。]

　　( A )人工感觉运动系统结构示意图。采用压力传感器- RO - ED系统将施加的力转化为脉冲序列信号，刺激体感皮层，在运动皮层诱发反应。从运动皮层记录的经过处理和放大的信号被用作突触晶体管的门输入，导致后肢控制的不同突触后电流。[插图由BioRender . com制作。] ( B )施加在压力传感器上的不同压力等级下的脉冲序列输出频率。数据点从运动皮层记录的信号频率中获得。( C )不同门控信号频率偏置的突触晶体管电流输出。突触后电流由偏置时连续3个峰值电流取平均值得到。( D和E)记录施加在传感器上的不同压力对应的运动皮层信号。采用截止频率为120 Hz的高通巴特沃斯滤波器对结果进行滤波。( F )在具有代表性的动物模型中，不同频率的刺激与不同的压力输入相关，显示腿抽搐的照片。( G )腿部抽动角度与施加的压力之间的相关性，根据所使用的刺激频率计算。数据点代表4只大鼠的平均值。所有误差棒均指标准差。[ ( F )中的照片由W . W .和Y . J .拍摄。]

　　通过合理的材料设计和器件工程，研究团队实现了具有低驱动电压、高电路复杂度和仿生感觉反馈功能的单片集成、无刚性电子元件的柔性电子皮肤系统。研究团队描述的神经形态系统在一个单一的设备平台中结合了皮肤的所有期望的电学和力学特征。这一进展将有助于为下一代假肢皮肤、人机界面和神经机器人学铺平道路。江南app官网下载江南app官网下载江南app官网下载