用于柔软适形传感器和导体的吸收性基底的快速制造1.相关申请的交叉引用2.本技术要求2019年10月11日提交的美国专利申请no.62/913,824，“rapidmanufacturingofabsorbentsubstratesforsoft,conformablesensors(用于柔软适形传感器的吸收性基板的快速制造)”的优先权和其权益，无论出于何种目的，通过引用将其全部内容合并于此。3.政府权利4.本发明根据nsf授予的合同号dge-1845298在政府支持下完成。政府对本发明享有一定权利。
技术领域：
：5.本公开涉及柔性电极和导电织物领域。
背景技术：
：：6.从可兴奋组织获取高保真生物信号的能力对于临床诊断、研究和新兴的闭环治疗至关重要。目前，通过各种侵入方式来使用电极阵列，涵盖范围从皮肤表面的外部脑电图(eeg)和肌电图(emg)记录到将电极植入大脑表面或脑组织的皮层内记录。7.商用电极阵列几乎都用贵金属制成，质地坚硬，难以舒适地用于患者。此外，这种阵列的制造过程繁琐，需要大量劳动力和资源。此外，现有装置价格昂贵，在临床环境下通常只用一次，因为它们在人类使用后被丢弃。因此，对于改良的柔性电极和制造这种材料的相关方法，该领域有长期需要。技术实现要素：8.为了满足所述长期需要，本公开首先提供一种组件，包括：(a)一个或多个传感器，传感器包括：(i)可渗透基底材料，可渗透基底材料具有上表面，可渗透基底可选地是非导电的；以及(ii)导电材料，导电材料设置在可渗透基底材料之中和/或之内，从而使得可渗透基底材料是导电的；以及(b)绝缘材料，绝缘材料具有上表面和厚度，并且绝缘材料限定至少一个延伸穿过绝缘材料的厚度的孔，至少一个孔与传感器的可渗透基底材料的上表面上的感测位置对准。9.此外提供一种方法，包括：使用根据本公开的组件收集信号。10.此外提供一种方法，包括：制造根据本公开的组件。11.进一步公开一种装置，所述装置包括：一个或多个根据本公开的组件。12.此外提供一种方法，包括：将包括载体和导电材料的流体注入可渗透基底部分，然后将至少一些载体去除，在导电材料使得可渗透基底导电的条件下进行注入和去除；在可渗透基底上设置电绝缘材料，电绝缘材料具有上表面并限定厚度；可选地，在电绝缘材料上设置密封剂；形成穿过电绝缘材料的厚度的开口，开口与可渗透基底上的感测位置对准。13.此外提供一种组件，包括：(a)一个或多个传感器，传感器包括：导电可渗透基底材料，其具有上表面；以及(b)绝缘材料，绝缘材料具有上表面和厚度，以及绝缘材料限定延伸穿过绝缘材料的厚度的至少一个孔，至少一个孔与传感器的可渗透基底材料的上表面上的感测位置对准。附图说明14.本专利或申请的文件包含至少一张彩色绘图/照片。专利局将根据请求和支付必要的费用提供本专利或专利申请出版物的副本以及彩色绘图/照片(一张或多张)。15.附图不一定按比例绘制，其中相似的附图标记可以描述不同视图中的类似组件。带不同字母后缀的相似的附图标记可以表示类似组件的不同实例。附图通过示例而非限制的方式在整体上示出本文所述的各种方案。在附图中：16.图1：制造示意图。(a)放置在载玻片顶部的织物基底(浅蓝色)的激光图案。(b)注入导电墨水(紫色)以填充迹线。可以去除传感器中未使用的周围织物。(c)使用pdms(蓝色)或其他密封橡胶进行包覆成型，以及(d)使用活检穿孔器或激光切割机去除电极面的绝缘材料。17.图2：用于emg测量的实验设置。mxene-pdms阵列固定在前臂上，接地电极放置在手腕内侧，参考电极放置在肘部。受试者在拇指与食指之间握住测压元件，并对其施加循环载荷来激活前臂肌肉。18.图3：mxene-textile-pdms电极阵列的早期原型(含mxene的电极也可称为mxtrode，为方便起见，本文在某些情况下使用该术语)。(a)激光图案化和mxene注入后的电极阵列。激光烧掉通道之间的扩散屏障，因此mxene一次只能填充一个通道。(b)在pdms封装和电极接触打开后的成品装置。19.图4：(a)mxene和pedot:pss织物导线的直流电阻。注意，直流电阻与长度呈线性关系，但是为了更好地可视化，在此以对数刻度显示数据。(b)对于第二代mxene-textile-pdms装置而言，从电极到接触的电阻。mt03有1mm宽的互连，而mt04有2mm宽的互连。20.图5：来自两个独立装置的两个样品mxene电极的cv：mt04-1(a，b)和mt04-2(c，d)。虽然(a)中的电极看起来像预期的那样腐蚀，但是(d)似乎表现出明显更少的电流损失。21.图6：两个装置的阳极和阴极电荷区描述：(a)mt04-1和(b)mt04-2。22.图7：mxene织物装置mt04-1和mt04-2上所有8个通道的eis数据。(a)作为频率函数的平均阻抗幅值和平均相移(b)。误差条代表标准偏差。(b)中的插图是用于拟合的等效电路模型，根据可从gamry模型数据库获得的“涂层电极模型”修改而来。23.图8：将mxene与pedot:pss(作为用于织物装置的导电墨水)进行比较的eis数据。与pedot织物电极相比，mxene织物电极(可将这种电极称为“mxtrode”，如本文其他地方所述)表现出电极阻抗降低近一个数量级。24.图9：来自两个mxene织物电极阵列的emg记录：mt04-1(左)和mt04-2(右)。用黑色显示来自每个装置的3个代表性通道的记录，但是每个装置都有8个记录了emg信号的功能通道，虽然在阻抗和背景噪声方面存在通道间差异。用蓝色显示受试者施加于测压元件的力。受试者向测压元件施加一系列力，并且emg响应的幅值像预期的那样与施加于测压元件的力的大小相对应。25.图10的a至图10的b：使用吸收性纤维素海绵的突出电极。(a)织物装置的两个图像，添加了纤维素海绵。注入导电墨水(此处示出为mxene)后，纤维素海绵向上膨胀。经过干燥以后，它们形成刚性柱导电结构。(b)成品装置中几个突出电极的光学显微镜图像，示出它们的三维结构。在pdms中封装以后，将柱修剪为所需的高度。26.图11a至图11e提供示例性方法。图11a：激光图案化平面和3d柱mxene电极阵列的制造方法示意图。图11b至图11e：不同电极阵列几何形状(顶部)及其预期生物电子应用(底部)的照片，图11b为emg，图11c为ecg，图11d为eeg，图11e为ecog监测。比例尺：图11b至图11d为5mm，图11d和图11e中的插图为2mm。27.图12a至图12d提供示例性eis数据。图12a：与2.3mm的pt电极相比，在3mm、2mm、1mm和500μm的平面mxene电极的1xpbs中测量的eis光谱。图12b：3mm的平面mxtrode和2.3mm的pt电极的cv从-0.6–+0.6v在50mvs-1下扫描。图12c：3mm的平面mxtrode和2.3mm的pt电极，响应双相电流脉冲的电压瞬变，tc＝ta＝500μs和tip＝250μs，电流幅度范围为1到5ma。mxene和pt的阳极和阴极电压限制在各自的关系图中示出为红色虚线。图12d：3mm的mxtrode3d柱和平面电极，在皮肤上测量的eis光谱。28.图13a至图13f提供电极图像。图13a：mxtrode3deeg阵列的图像，其中8个3mm直径的mxene电极围绕中心开口呈圆形排列。图13b：mxtrode电极阵列和标准凝胶ag/agcl杯电极放置在人类受试者头部上的图像。图13c：受试者头部所有电极的1khz阻抗值图。图13d：在静止状态下睁眼(左)和闭眼(右)任务期间记录的来自所有电极的eeg信号片段。图13e：在睁眼(顶部)和闭眼(底部)条件下记录在mxene电极b上的eeg信号的频谱图。阿尔法频率波段用虚线包围，以突出显示睁眼和闭眼状态之间的差异。图13f：睁眼和闭眼eeg记录期间的功率谱密度。突出显示8-12hz阿尔法波段。29.图14a至图14d提供来自apb肌肉的emg记录，其中，图14a：在置于apb上的20通道mxtrode阵列上记录的n＝10中值神经刺激时期后的平均诱发反应。蓝色记号指示神经刺激的时间，紫色圆点指示峰值诱发反应的时间。图14b：在apb上叠加在mxtrode阵列照片上的峰值响应延迟图。白色“x”指示延迟最短的通道，与来自二头肌的iz.c-demg记录相对应。图14c：在置于二头肌上方的40通道mxtrode阵列上记录的n＝10锁骨上神经刺激时期后的平均诱发反应。蓝色记号指示神经刺激的时间，紫色圆点指示峰值诱发反应的时间。图14d：在受试者二头肌上叠加在mxtrode阵列照片上的峰值响应延迟图。垂直于肌肉运行的分布式iz明显是具有最短延迟的波段。30.图15a至图15c提供使用mxtrode的心电图。图15a：关于人类受试者的ecg记录设置的照片。电极在相同位置互换，以从干燥mxene或预凝胶商业电极获得连续记录。图15b：干燥mxtrode(顶部)和预凝胶商用电极(底部)上的10秒钟ecg记录。图15c：在两种电极类型上记录的平均ecg波形，标记有显著的ecg特征。31.图16a至图16e提供在猪脑中使用mxtrode阵列的ecog记录。图16a：描述ecog记录设置的示意图，其中将500μm直径mxtrode的6通道阵列以硬膜下方式放置在躯体感觉皮层上。图16b：在mxtrode阵列上记录的几秒钟的代表性ecog数据。图16c：ecog记录的功率谱密度，示出所获得的ecog信号的低噪声质量，经缺乏60hz噪声峰值提供证明。图16d：ecog数据片段，根据6个mxtrode的空间排列来显示。图16e：记录在6个mxtrode上的电压绘图的瞬时快照显示在向下状态(小图1和小图4)和向上状态(小图2和小图3)期间的模式化图案。在图16e中通过垂直线来指示这些电压快照的定时。电压在阵列上进行插值并归一化，黑色圆点12hz阿尔法波段功率。彩色图(顶部)示出每个电极的平均阿尔法值，映射到头皮上的相应位置。条形图(底部)示出平均阿尔法值，误差条对应于所有时间窗口的阿尔法值的s.e.m.。在凝胶ag/agcl电极(标记为i)与干燥mxtrode电极(标记为a-h)之间未检测到显著差异。图23b：图23a所示的相同阿尔法波段功率分析，用于闭眼任务。39.图24a至图24b提供运动神经eeg记录。图24a：eeg记录设置的照片，其中电极以手部运动神经区域为中心，使用单个tms脉冲进行定位。图24b：与想象手部屈曲相比，记录的eeg信号的psd显示了在实际手部屈曲期间8-12hz运动神经mu节律的抑制。40.图25a至图25d提供来自emg实验的额外数据。图25a至图27b为用于绘制apb肌肉的20通道平面mxtrode阵列(图28a)和用于绘制二头肌的40通道平面mxtrode阵列提供1khz阻抗幅值图(图25b)，在实验期间叠加在受试者身上的阵列的图像上。图25c：示出(图25d)中所示用于二头肌上的抗屈曲emg记录的双极信号减法布置的示意图。从锁骨上刺激实验获得的延迟图显示为叠加在底部图像上。图25d：在二头肌抗屈曲期间记录的双极emg信号。神经支配区的位置由箭头指示，并且根据emg信号从该区域向外传播(有一些延迟)以及任何一侧尖峰的反转可以清楚地看出。从该分析确定的神经支配区通过(图25c)中所示电刺激衍生的延迟图识别的区域一致。41.图26a至图26d提供mxtrode的眼动电图。图26a：用于监测上下眼球运动的eog记录示意图。图26b：在mxtrode上记录的eog数据，示出明显的上下眼球运动。图26c：用于监测左右眼球运动的eog记录示意图。图26d：在mxtrode上记录的eog数据，示出明显的左右眼球运动。42.图27a至图27b提供mxtrode的长期皮肤阻抗稳定性。图27a至图27b在(图27a)1khz和(图27b)10hz下为与人体皮肤接触54小时的3mm直径的平面mxtrode和10mm直径的预凝胶商用圆盘电极提供面积归一化阻抗。43.图28a至图28c提供mxene的3tmri兼容性和磁化率。图28a：mxtrode3d柱eeg阵列，在具有t2加权序列的3t临床mri中成像。阵列放置在mri体模上，维生素e标记物放置在mxtrode阵列顶部。维生素e标记物可见，而mxtrode阵列不可见。图28b：10分钟mri序列后立即捕获的mxtrodeeeg阵列的热ir图像，没有显示加热的迹象。左图示出mri体模顶部的mxtrode阵列，右图示出热图像叠加。图28c：ti3c2mxene在体温310k下测量的磁化率，外加磁场高达9t。为计算磁化率值，将x、磁化强度和场强都转换为单位a/m，因此x没有单位。44.图29提供根据本公开的示例性装置的示例性剖视图。具体实施方式45.通过参照以下结合附图和示例的详细描述，可以更容易地理解本公开，附图和示例构成本公开的一部分。应当理解，本发明并不限于本文所述和/或所示的特定装置、方法、应用、条件或参数，并且本文所用术语仅用于以示例方式描述特定实施例的目的，而非限制所要求保护的发明。46.此外，如在包括所附权利要求的说明书中使用的，单数形式“一(a/an)”和“该(the)”包括复数，并且对特定数值的引用至少包括该特定值，除非上下文显然另有说明。如本文使用的，术语“多个(plurality)”表示多于一个。当表示值的范围时，另一个实施例包括从一个特定值和/或到另一个特定值。类似地，将值表示为近似值时，通过使用先行词“约(about)”，可以理解，特定值形成另一个实施例。所有范围都是涵盖性和可组合的，并且应当理解，可通过任何顺序来进行步骤。47.应当理解，本文在单独实施例的背景下为了清楚起见而描述的本发明的某些特征也可以在单个实施例中组合提供。相反，在单个实施例的背景下为了简洁起见而描述的本发明的各种特征也可以单独提供或通过任何子组合提供。无论出于何种目的，本文引用的所有文献都全部合并于此。48.此外，对范围中所述值的引用包括该范围内的每个值。此外，术语“包括(comprising)”应当理解为具有其标准的、开放式的含义，但是也涵盖“由……组成(consisting)”。例如，包括a部分和b部分的装置可包括a部分和b部分以外的部分，但是也可以仅由a部分和b部分组成。49.本公开尤其通过使用新型材料和开发可扩展的制造程序来提供低成本、环保的传感器。可通过在吸收性基底中形成电路图案，然后将导电墨水注入图案中形成导电结构来生产这种装置(图1)。所公开的制造技术可通过成批方式应用，但是也可通过卷对卷方式应用，以实现连续制造。50.在一个示例性实施例中，使用纤维素/聚酯纤维织物作为吸收性材料，展示两种水基导电墨水：ti3c2mxene和商用pedot:pss。将pdms用作封装材料。该方法与很多替代吸收性基底、导电墨水和封装材料兼容，包括可生物降解的橡胶，例如ecoflextm。51.为了通过互连来实现高电导率和低界面阻抗，选择导电mxene墨水来生产传感装置原型。mxene是二维碳化物和氮化物家族，诸如ti2c、mo2c、ti3c2等，由于它们的高电导率、生物相容性和固有亲水性，能够无需表面活性剂或强酸就生产出mxene在水中的稳定胶状溶液，所以在该制造过程中特别受关注。虽然在本文的示例性实施例中使用ti3c2mxene，但是应当理解，这种实施例仅是说明性的，并且可以使用除ti3c2mxene以外的导电材料，例如石墨、石墨烯以及除ti3c2mxene以外的其他mxene。52.方法53.下面描述多种示例性方法和组件。应当理解，这些方法和组件仅是示例性的并且不限制本公开或所附权利要求的范围。作为说明，虽然本文中的某些示例使用mxene材料作为导电材料，但是这些示例仅是说明性的，因为其他导电材料(除mxene以外)也可用于所公开的技术。54.电极结构的制造55.由55％纤维素/45％聚酯纤维(technicloth；tx609)组成的吸收垫使用co2激光进行图案化。对于mxene装置，使用先前建立的方法生产ti3c2mxene溶液，并将12mg/ml的浓度注入吸收性材料中，经由吸收性材料的毛细作用立即形成互连、电极和接触垫。对于pedot:pss装置，使用相同的程序将高电导率等级1.1％pedot:pss水中分散体(sigmaaldrich)注入吸收性材料。在将选择的导电墨水注入吸收性材料后，将复合材料在125℃的高温板上干燥20分钟，这可以提高电导率，但是这并非必需。56.pdms/parylene-c封装57.将pdms以1:10(固化物：碱)的比例直接倒在注入导电墨水的织物上，真空脱气20分钟，然后固化。在真空暴露过程中，pdms渗入织物的微观结构，从而给予它强度和柔韧性。pdms固化后，可选地，将装置封装在parylene-c中，以提供对于水分吸收的额外屏障。该步骤对于可植入装置可能有用(但是并非必需)；对于大多数基于皮肤的生物感测应用而言，该步骤并非必需，特别是在将装置作为耗材使用(这是临床监测或诊断程序中的常见做法)的情况下。58.暴露电极部位59.通过使用3mm活检穿孔器切穿pdms和/或聚对二甲苯-c的顶层，然后去除绝缘材料圆盘并暴露注入导电墨水的织物来形成电极开口。例如，该步骤也可通过激光切割工艺来实现，该工艺可以进一步加快制造速度并减少手动步骤。60.附加步骤(本文未示出)是在最后步骤中喷涂附加导电材料。这可以有效地使得电极的接触区域在绝缘层之上，即，使得电极的“顶部”并非与绝缘层的上表面齐平。可包括酶、电催化元件乃至生物分子，以实现生物感测。61.电化学测试62.利用电化学阻抗谱(eis)和循环伏安法(cv)来研究这些电极的电荷转移特性。使用标准的3单元设置，其中，装置8个通道中的1个通道充当工作电极，ag|agcl用作参考电极，石墨棒用作返回电极。电解质是50ml的10mm磷酸盐缓冲盐水(pbs)。63.emg信号的体内记录64.通过在“干燥”配置下(例如，没有导电凝胶)将mxene-pdms电极阵列放置于人类受试者的前臂来测量肌电图(emg)信号。使用3mreddot皮肤准备胶带来准备皮肤并用10mmpbs擦拭。natusemg粘合电极用于接地(放置在手腕内侧)和参考(放置在肘部)电极。电极配置如图2所示。使用intanrhs2000刺激/记录放大器来记录信号。受试者以“循环加载”方式在拇指和食指之间捏住测压元件(2kg)，从而在不同程度上激活前臂肌肉。65.示例性结果66.评估了起始材料的多种非限制性组合。这些组合如下：67.(i)纤维素-聚酯纤维织物/mxene墨水/pdms68.(ii)纤维素-聚酯纤维织物/pedot:pss墨水/pdms69.(iii)纤维素-聚酯纤维织物/mxene墨水/pdms+聚对二甲苯-c70.(iv)纤维素-聚酯纤维织物/mxene墨水/ecoflextm71.(v)100％纤维素织物/mxene墨水/ecoflextm。72.图3给出关于pdms、纤维素-聚酯纤维织物和mxene导电墨水的实施例。73.使用两种方法来描述复合导电材料的直流电导率。首先，将纤维素-聚酯纤维织物-导电墨水-pdms复合材料的条带制成2mm宽的导线，并将其电阻描述为长度的函数。对于使用mxene和pedot:pss两者作为导电墨水的复合材料而言，这样做是为了进行比较。根据曲线拟合，2mm宽织物导线的单位长度的标称电阻对于mxene织物导线约为42.75ω·cm-1，对于pedot:pss织物导线约为8346.79ω·cm-1。因此，pedot:pss导线的单位长度电阻是mxene导线的大约195倍，这表明mxene具有优异的电导率(图4a)。此外，在封装于pdms以后，mxene织物导线的直流电阻并未增加，这表明pdms封装不会干扰导电墨水注入织物的电导率。对于成品mxene电极阵列，在电化学描述之前，使用手持万用表来测量电极接触与连接器端部接触之间的线路电阻(图4b)。电阻与导线长度的相关性可以是生产“全导电织物”装置时的考虑因素，“全导电织物”装置并未表现出与金属相同量级的电导率。因此，本公开允许在不损失机械强度或柔韧性的情况下将电导率最大化。例如，由于将大量导电材料加入聚合物基体，导电橡胶复合物通常会随着导电率增加而失去柔韧性，而本技术避免了这一缺点。74.mxene织物电极的循环伏安法(cv)提示极高的电容，这对于神经刺激以及也许能量存储(图5)都有价值。初步的cv数据提示，具有高电容的电极以及mxene电极合理的阳极稳定性。不受任何特定理论约束，较高的表面积可能导致较大的容性电流(即，较低的容性阻抗)和较低的法拉第电流。诸如吸收性材料的粗糙基体可成为改善mxene电极电化学稳定性的一种方法。通过使用cv，将电荷存储容量(csc)计算为阴极电流的时间积分。图6示出cv关系图的阴极区和阳极区如何分离的示例。mt04-1表现出31.8mccm-2的阴极csc，而mt04-2表现出28.2mccm-2的阴极csc。这些值与最先进的刺激材料相当，包括氧化铱(28.8mccm-2)和诸如pedot(75.6mccm-2)的导电聚合物。75.在图5和图6描述的两个mxene织物装置的所有8个通道上进行电化学阻抗谱(eis)。图7描绘了幅值和相位。等效电路模型与数据相对应并在图7的b的插图中示出。这是涂层电极模型的修改版本，其中薄膜覆盖标准“兰德斯式”电极。在该模型中，只有在薄膜中有孔从而形成孔电阻项(rpore)时才能使用电极-电解质界面。通道之间的阻抗变化可以(不受任何特定理论约束)是因为mxene织物的不同接触长度。76.作为mxene与pedot:pss导电墨水之间的进一步比较，形成pedot织物装置并在盐水中进行eis，以比较mxene织物装置与pedot织物装置之间的电极阻抗。在1khz的参考频率下，pedot织物电极表现出5.27±1.53kω的阻抗，而mxene织物电极表现出650.12±163.4ω的阻抗。因此，与根据本公开制备的示例性pedot织物电极相比，mxene织物电极表现出较低的阻抗。77.表面emg的获取78.使用本文所述的两种mxene织物装置mt04-1和mt04-2获取表面emg记录。图8连同施加于测压元件的力一起示出滤波后的(带通80-350hz)记录迹线。不受任何特定理论约束，emg电位的大小被视为遵循测压元件力迹线的力分布和幅度。79.突出电极80.对干燥的(无凝胶)基于皮肤的生物感测器而言，与皮肤的紧密接触对于实现低界面阻抗和高质量的生物信号记录是必不可少的。对上述制造草案的一个简单修改是形成从装置向外突出的电极。这是通过使用活检穿孔器从eyetec纤维素眼矛上切割出3mm直径的圆，将它们放置在激光图案化织物上的电极接触区域上，并且在用导电墨水注入激光化图案织物的同时给它们上墨来实现的。经导电墨水润湿以后，纤维素海绵向上膨胀，从而形成导电“柱”。然后将装置封装在pdms(或选择的聚合物封装)中，并且可将柱修剪为所需的高度。81.图9a示出在用mxene上墨以后但是在pdms封装之前添加了纤维素海绵柱的示例性mxene织物电极阵列的两个图像。图9b示出经过pdms封装并将导电海绵柱修剪为各种高度以后，成品装置中电极接触的几个示例。82.这些“柱”电极代表对本文所述方法的简单修改，其拓宽了这些电极阵列可实现的应用。这些突出的柱电极例如可用于经头发获得脑电图(eeg)信号，对于干燥的无凝胶电极而言这可能是一个特殊难题。可将柱电极阵列轻轻揉捏/旋入头部，从而进入发间实现与头皮的良好接触。83.结论84.本文尤其提供用激光切割机对吸收性材料进行图案化然后注入导电墨水以经由毛细作用形成电极和互连的方法。可将这些复合电极阵列封装在多种聚合物中。85.如上所述，使用3mm直径的活检穿孔器来暴露电极接触，虽然可以用其他技术来实现这种暴露。各种导电织物电极(使用mxene)通过电化学方式来描述并表现出出色特性，包括大电荷存储容量和低界面阻抗。此外还描述了pedot织物电极。作为初始的生物感测展示，mxene织物装置用于在不需要导电凝胶的“干电极”范例中从人类受试者获取表面emg。此外还描述了对制造方法的简单修改，所述修改能够产生突出的“柱”电极，对于经头发获得eeg记录而言这特别有用。86.mxene织物干燥eeg/表皮电极87.图14给出形成电极阵列的示例性处理，以及给出使用该方法制造的平面emg感测阵列的图像。88.使用干燥mxene织物电极阵列对人类受试者的eeg记录89.我们已经成功展示，在人类受试者的3mm干燥mxene织物柱电极阵列上记录高保真eeg信号，将我们的数据与在典型的厘米级凝胶eeg杯电极上同时记录的eeg信号进行比较。图13a至图13b示出柱电极阵列的照片和人类受试者身上的记录设置。90.为了获得具最小噪声的高质量eeg信号，期望在1khz时小于10kω的电极-皮肤界面阻抗。在通过放置在脑后多发区域的mxene阵列和凝胶杯进行记录的阶段期间，干燥mxene织物柱电极表现出2.83±0.9kω的1khz阻抗，而凝胶杯表现出1.21kω的1khz阻抗(图2c)。当通过电极几何表面积(gsa)将这些值归一化(比较不同尺寸电极所必需)时，发现干燥mxene织物柱电极实际上表现出显著更低的阻抗。当受试者睁眼或闭眼休息时，在人类头皮的枕骨区域记录的eeg信号表明，与凝胶杯电极相比，干燥mxene织物电极记录的eeg信号具有相当的信号保真度(图13)。正如实验范例所预期的，在闭眼状态期间，观察到所有电极上10hz阿尔法节律的功率明显增加(图13)。91.mxene织物电极阵列的mri和ct成像兼容性92.示例性装置(示出mxene织物电极阵列与mri和ct系统的兼容性)在琼脂糖体模中成像。为了与标准金属电极相比较，我们对通常植入癫痫患者体内的adtecplatinum条电极进行成像。93.图18a至图18c示出为成像准备的装置的示意图。在9.4t研究用mri机器中，观察到pt电极周围有明显的阴影。但是，在mxene织物电极周围没有出现阴影(图18b)。类似地，在高分辨率研究ct扫描仪中，观察到pt电极周围有明显的x射线散射伪影，但是从mxene电极看不到伪影(图18c)。在这两种成像模式中，导电mxene纺织材料与pdms封装材料无法区分。94.附加公开95.在此工作中，我们展示了一类新的多通道、高密度生物电子界面，在一些实施例中可称为“mxtrode”，能够在多个尺度上同时进行高保真记录以及神经和神经肌肉回路的有效刺激。本文介绍的工作的关键价值在于一系列进步：首先，我们利用ti3c2mxene的出色加工性开发了一种速度快、成本低、扩展性强的方法，用于制造任意尺寸和几何形状的多通道电极阵列。这种工艺有利于工业制造，并为将mxene生物电子学转化为临床和消费市场铺平了道路。其次，我们报告了与记录和刺激生物电子电路相关的ti3c2mxene电化学特性的首次综合研究。我们证明，ti3c2mxene的电化学行为与传统生物电子材料相当，并且在很多情况下优于传统生物电子材料，尤其是在为安全有效的刺激传递电荷的背景下。第三，我们展示了mxtrode在从人类到小动物模型的尺度范围内绘制和调节可兴奋网络的实用性。具体而言，我们证明，用于大型人体表皮电子装置的无凝胶多通道阵列其电极-皮肤界面阻抗和记录质量与较大的商用单接触凝胶ag/agcl电极相当。此外，我们展示了mxtrode能够以高空间和时间分辨率精细绘制临床相关的神经和神经肌肉激活图案——这对于传统的表皮感测器而言难以胜任——并传递有效的刺激。第四，我们通过实验描述了ti3c2mxene与临床成像模式的兼容性，并展示了mxtrode与磁场及x射线的相互作用最小，从而产生无伪影的强场mri和计算机断层扫描(ct)成像。这一发现为将高时间分辨率电生理学与先进功能成像相结合的未来研究和临床范例开辟了新的令人兴奋的机会。在ti3c2mxene的独特特性以及本文开发的高通量、可扩展且具有成本效益的制造工艺的推动下，mxtrode在医疗保健、研究和可穿戴装置的众多应用中显示出巨大的前景。96.结果97.mxtrode的快速、低成本制造98.我们开发了一种生产mxtrode阵列的简单方法，包括对多孔吸收性基底进行激光图案化，将水基ti3c2mxene墨水注入其中，然后将所得导电复合材料封装在柔性弹性体薄膜中。对于该工作中展示的各种生物电子应用，我们通过对相同的基本工艺稍作改变来制造两种不同类型的电极：(1)用于表皮感测和皮层脑记录和刺激的平板或平面电极，以及(2)用于无凝胶eeg记录的3d“微型柱”电极。我们制造工艺的通用性允许满足特定应用的要求并根据感兴趣的结构来定制电极，而对于表皮和皮层记录平板平面电极实现足够的组织联接来说，无凝胶eeg记录需要3d组件来克服头发障碍并与头皮进行接触。图11a示出兼有两种改变的制造工艺。简言之，我们使用co2激光将非机织、水刺纤维素-聚酯纤维混合基底图案化成所需的电极阵列几何形状。它可以充当ti3c2mxene薄片的支架，通过快速激光图案化工艺，可以实现快速的原型设计和阵列几何形状的定制。接着，我们将ti3c2mxene墨水注入纤维素-聚酯纤维基底，墨水通过最小强度分层(mild)方法45来制备，产生浓度为30mg/ml的水基mxene墨水。墨水迅速渗入吸收性基底，覆盖所有纤维。然后，在真空烘箱中将注入墨水的基底在70℃和60mmhg的条件下干燥1小时，确保去除所有水分。所得结构是粗糙的大孔导电复合材料，其中mxene薄片覆盖织物基体中的每根纤维(图19a、图19b)。然后对于平面mxtrode阵列，将mxene导电复合材料封装在大约1mm厚的聚二甲基硅氧烷(pdms)层中，在固化之前进行彻底的脱气步骤，使得pdms渗入导电基体中(图19c)。通过以下步骤来限定电极接触：用具有所需电极直径的活检穿孔器手动切割顶部封装层，剥离所得的pdms圆盘，从而暴露下方的导电mxene复合材料(图19d)。99.对于平面mxtrode阵列(我们将其用于皮层记录和刺激)，在打开电极接触之前，沉积附加的1μm厚的聚对二甲苯-c层，来充当水分的附加屏障。为了制造用于无凝胶eeg记录的3dmxtrode阵列，在pdms封装之前，将注入mxene的纤维素泡沫的“微型柱”沉积在电极位置上。与吸收性纤维素-聚酯纤维基底类似，纤维素泡沫很容易吸收mxene墨水，从而彻底覆盖所有表面并在真空干燥后形成多孔导电复合材料(图19e)。值得注意的是，将3d柱固定在下面的激光图案化基底上无需粘合剂。100.用mxene同时给这两种结构上墨并在接触时进行真空干燥允许mxene形成将激光图案化基底与纤维素泡沫结合在一起的连续导电网络。3dmxtrode阵列制造的最后步骤涉及pdms封装和手动修剪3d柱以暴露导电mxene-纤维素泡沫复合材料。该工艺的通用性、简单性、可扩展性和低成本使得能够并行制造具有用于多种生物电子应用的多种几何形状的mxtrode，甚至在同一批次中(例如参见图11b至图11e；图20)。101.mx电极的电学和电化学性质102.在mxtrode阵列中，mxene-纤维素-聚酯纤维导电复合材料形成将信号传送到记录放大器的导线。因此，重要的是这种复合材料具有高导电性，从而减少了欧姆损耗、将噪声最小化并获得高质量生物电子信号。我们测量了mxene复合材料的体积电导率并将其确定为3015.9s/m(图21)。为了突出显示ti3c2mxene相比于其他导电墨水(原则上可用于我们的制造工艺)的电导率优势，我们还用相同的纤维素-聚酯纤维吸收性基底制造了pedot:pss和还原氧化石墨烯(grapheneoxide)(rgo)墨水构成的导电复合材料。这些复合材料的体积电导率分别为7.63s/m和0.005s/m，明显低于mxene。103.为了评估mxene电极的阻抗和电荷转移特性并将它们与其他常见生物电子材料进行比较，我们对直径范围从500μm到3mm的mxtrode进行了电化学测量，并与2.3mm直径的临床adtechpt电极进行比较。具体而言，我们进行了电化学阻抗谱(eis)、循环伏安法(cv)和电压瞬态实验，这些实验使得我们能够测量每个电极的阻抗幅值、电荷存储容量(csc)、安全电压窗口和电荷注入容量(cic)，并确定这些特性如何随电极直径变化。在表1中给出数据如下：104.表1：不同直径的平面mxtrode的电化学特性汇总(与2.3mm直径的pt电极接触相比)[0105][0106]在表2中列出与文献数据中的其他常见电极材料的附加比较：[0107][0108]eis揭示，在低于500hz的频率下，与pt电极相比，测试的所有直径的mxtrode都表现出显著更低的阻抗，其中大多数感兴趣的生理信号位于(图12a)。我们将mxtrode的极低阻抗归因于电极表面高度多孔和粗糙的形态，这给予它高度有效的表面积。[0109]我们根据宽扫描cv确定的mxtrode的安全电压窗口为-1.8–+0.6v(图22a至图22b)，这表明mxene在阴极区域极其稳定，其中水的水解从-1.9v开始。这种宽安全电位范围有利于治疗性电刺激应用，虽然安全阳极电位极限(+0.6v)略低于pt、ptir或irox，但是用于刺激电极的标准材料都具有+0.8v的阳极极限，所以可将刺激脉冲波形设计为使得阳极范围内的电压偏移最小化，同时利用较大的阴极极限46–48。根据50mvs-1下的cv在其各自的水窗内对mxtrode和pt电极的阴极csc(cscc)的分析显示了mxtrode更强的容性充电和电荷传递特性，与相同尺寸的pt电极相比，具有大约100倍以上的cscc(表1，图22c)。为了能够更直接地比较mxtrode与pt电极之间的cscc值，我们还在mxene和pt电压窗口的交叉区(-0.6–+0.6v)进行cv扫描，如图12b、图22d和表3所示：[0110][0111]即使在这个更有限的电压范围内，与pt相比，mxtrode也表现出超过20倍的cscc增强，我们将其归因于ti3c2mxene49–51的极高固有电容和mxtrode表面的高度有效表面积。图22e示出cscc对于mxtrode电极直径的比例相关性。cscc与电极直径之间的非线性关系正如预期，它反映了主要发生在电极边缘的电化学电荷交换的已知现象48,52。[0112]最后，我们测量了每个电极上当用于提供范围从1ma到5ma的电荷平衡、阴极优先的双相电流脉冲时形成的电压瞬变，在两个阶段(tc，ta)中持续时间为500μs，脉冲间间隔(tip)为250μs(图12d和图22f至图22i)。对于500μm直径的mxtrode，电流幅度范围限制在600μa–2ma。在阴极脉冲结束后10μs取得最大阴极偏移电位emc，并且cicc被定义为emc达到水还原电位时的注入电荷。所得cicc值(如表1所示)显示，mxtrode明显优于pt电极，与pt电极相比，mxtrode表现出大约10倍以上的cicc。这一结果对于刺激应用具有重要意义，并且提示，mxtrode可以提供比当前最先进的pt电极更有效的电荷转移，这有可能延长可植入模拟系统(例如深部脑刺激(dbs)、迷走神经刺激(vns)和心脏起搏器)的电池寿命。图22j示出cicc对mxtrode电极直径的比例相关性，再次显示出由于边缘效应所致的预期非线性比例相关性。图22k示出描述分析中所包括的mxtrode的相对大小的示意图。[0113]虽然在盐水中的测量允许将mxtrode的特性与当前标准电极材料(例如pt)进行比较，但是对于表皮感测应用来说，评估人体皮肤的阻抗特性也是必不可少的。具体而言，实现低电极-皮肤界面阻抗是记录高保真信号的关键53,54，并且在像mxtrode这样的无凝胶结构中变得特别具有挑战性。因此，经过用酒精棉的标准准备以及用3mtraceprep胶带轻轻打磨以后，我们在干净的人体皮肤上，在平面配置和3d配置两者中测量3mm直径mxtrode的eis。平面mxtrode和3dmxtrode分别表现出6.62±2.87kω和4.92±2.64kω的1khz阻抗，其中3d电极的较低阻抗归因于与压入皮肤的突出微型柱的接触改善(图12d)。这些阻抗值可通过其几何表面积(gsa)归一化，对于平面mxtrode为0.47±0.20kω·cm2，对于3dmxtrode为0.35±0.12kω·cm2，是迄今为止报告的干燥、无凝胶电极1,55,56中最好的，与通常用于电诊断和监测的商用凝胶ag/agcl电极相比，低大约100倍。[0114]人体生物电子信号的表皮感测[0115]受干燥mxtrode极低的电极-皮肤界面阻抗的启发，我们研究了它们在人类受试者的各种表皮感测应用中的用途，并为每种应用专门设计了定制的几何形状。首先，我们使用高分辨率无凝胶mxtrode和标准凝胶ag/agcleeg电极获取健康人类受试者的头皮eeg，用来进行比较。我们设计了8通道mxtrode，将3mm直径的3d微型柱电极围绕中心开口排列成环形，其中可以放置标准凝胶ag/agcleeg电极，用于同时获取的eeg信号的并排比较(图13a)。在第一个eeg实验中，我们将mxtrode阵列放置在eeg部位pz附近的顶骨区域上，并将凝胶ag/agcleeg电极放置在中心(图13b)。所有eeg记录的接地点和参考点分别是放置在前额中心和左乳突的凝胶电极。受试者头发较短(大约5mm)，并且在放置电极之前，用酒精棉清洁整个记录区域的皮肤，用3mtraceprep胶带轻轻打磨。值得注意的是，我们发现，3mm直径的干燥mxtrode在1khz时的电极-皮肤界面阻抗为2.83±0.91kω，而在同一实验中，1cm直径的凝胶ag/agcl电极在1khz时的阻抗为1.21kω(图13c)。鉴于电极-皮肤界面阻抗在确定头皮eeg信号质量方面的关键作用57，大多数标准eeg电极在此界面上都需要导电凝胶以及至少大约1cm2的较大接触面积来实现适当的低阻抗。由于其更强的材料和表面积特性，毫米级无凝胶mxtrode可以实现非常低的阻抗，从而实现高分辨率eeg记录。我们以2分钟的时长记录eeg，受试者在闭眼的静止状态与睁眼并注视目标的静止状态之间交替。在这两个任务中，记录在干燥mxtrode上的eeg信号与记录在凝胶ag/agcl电极上的信号无法区分(图13d)。此外，在闭眼状态下出现明显的10hz阿尔法节律，其幅度明显大于睁眼状态下的幅度(图13e至图13f)。这种阿尔法特征是人类受试者研究中最可靠和广泛研究的与行为相关的eeg特征之一58，它是在没有视觉输入(即，闭眼时)的情况下由于内源性丘脑给视觉皮层的输入而产生的59。当我们计算1秒窗口中的阿尔法波段功率时，每个电极的记录时长上有0.5秒的重叠，我们观察到凝胶ag/agcl电极和任何单独的干燥mxtrode上记录的平均阿尔法功率之间并无显著差异，从而证实，在不同的电极类型之间，信号是可比较的(图23)。有趣的是，当按照顺序来观察这些阿尔法波段功率值时，在采样的头皮区域上出现不同的阿尔法激活时空图案，从而突出显示了由毫米级无凝胶mxtrode实现的高密度eeg绘图的潜力。[0116]对于第二个eeg任务，在靠近手部运动神经区域的c3部位将电极去除和更换。使用单脉冲经颅磁刺激(tms)来确定手部运动神经区域的精确位置，以诱发手指运动，并且电极以该位置为中心(图24a)。如前所述准备皮肤。受试者进行2分钟时长的想象手部屈曲和实际手部屈曲，此时通过处于相同位置的mxtrode和凝胶ag/agcl电极同时记录eeg。在这个运动神经任务中，我们还发现eeg信号在两种电极类型之间无法区分。此外，我们观察到相对于想象手部屈曲，8-12hz的运动mu节律在实际手部屈曲期间被抑制(图24b)。在实际手部运动与想象手部运动期间，这种特征mu抑制是重要的eeg特征，已成功用作基于eeg的脑机界面(bci)的控制信号60,61。这些eeg实验的结果证实，无凝胶、毫米级mxtrode至少可以与标准凝胶ag/agcleeg电极一样好地记录eeg信号，同时还提高了高密度eeg应用的时空分辨率。[0117]接着，我们评估mxtrode用于高密度表面emg(hdsemg)记录、肌肉激活绘图和神经支配区(iz)的精确定位。hdsemg在神经肌肉诊断和康复方面的多种应用吸引了越来越多的兴趣，包括多功能假肢控制18、肌肉激活和协调研究62、周围神经/肌肉纤维传导速度测量63，并用于神经肌肉接头(nmj)的精确定位到肌肉痉挛的目标化学去神经治疗64,65。hdsemg记录需要能够覆盖各种肌肉尺寸的灵活、大面积和高密度的电极阵列。为了展示mxtrode制造工艺的通用性，我们形成定制hdsemg阵列，用它们来绘制肌肉激活并定位两个不同大小的肌肉群中的iz(图14a至图14d)。首先，我们按照标准的皮肤准备协议使用放置在拇指根部的拇短展肌(apb)上的20通道平面mxtrode阵列。在该实验中，3mm直径的干燥mxtrode在1khz时的平均电极-皮肤界面阻抗为54.6±28.4kω(图25a)。然后，我们用手持式双极刺激器探针刺激正中神经以诱发apb收缩，并在mxtrode阵列上记录emg。我们计算了刺激实验中的平均诱发肌肉反应(图14a)并构建了诱发反应峰值的延迟图。具有最短延迟的位置表示iz的位置，在图14b中可以看到它叠加在受试者的手部。[0118]在apb绘制实验之后，我们用40通道平面mxtrode阵列绘制较大肱二头肌的激活。在此，3mm直径的干燥mxtrode在1khz时的平均电极-皮肤界面阻抗为22.0±14.3kω(图25b)。与较小的apb肌肉(具有较小且空间受限的iz，对应于单个nmj)不同，较大的肱二头肌在iz区域中具有分布式nmj，这些区域垂直于肌肉行进，通常位于中心附近66。为了证实我们方法的有效性，使用两种不同的方法来定位二头肌中的这些iz：首先，我们刺激锁骨上神经并构建峰值诱发反应的延迟图，类似于为apb描述的方法(图14c至图14d)。这样产生了iz位置的清晰绘图，作为具有最短延迟的区域，穿过肱二头肌的短头。其次，我们记录了受试者在进行二头肌静力锻炼收缩时的运动神经单位动作电位(muap)(图25c至图25d)。在这些记录中，沿二头肌长度的原始emg信号的双极减法显示，muap从iz开始在两个方向上向外传播，随着muap远离iz出现信号反转和明显的延迟(图25d)。从这两种方法获得的二头肌iz的定位高度一致。这些结果证明，干燥、高分辨率的mxtrode阵列能够高精度地绘制肌肉激活，从而精确定位iz而无论肌肉大小。[0119]为了证明mxtrode对心电图(ecg)的适用性，我们通过图15a所示的简化3电极剪辑组合中的1.3cm直径mxtrode来获取健康人类受试者的ecg记录。为了验证和比较信号，我们按照顺序从放置在相同位置的mxtrode和1cm直径的预凝胶商用ag/agcl电极进行记录。干燥mxtrode和预凝胶电极的平均1khz皮肤电极阻抗分别为1.29kω和1.38kω。在这两种类型电极上，典型的ecg特征都清晰可见，在p波之后是qrs复合波和t波(图15b至图15c)。但是，与商用电极相比，mxtrode上的平均r峰值幅度略高：2.55±0.06mv对比2.47±0.30mv。因此我们证实，干燥mxtrode可以记录与标准凝胶电极相比具有相当信号质量的心电图。[0120]作为用于人体表皮感测的mxtrode的最终展示，我们获取眼电图(eog)，它在眼科诊断方面有应用，用于人机界面及注意力和疲劳监测67,68。eog信号来自带正电的角膜与带负电的视网膜之间的驻波偶极电位，当偶极旋转时，它能够实现眼球运动的跟踪。通过与ecg中使用的相同1.3cm直径干燥mxtrode几何结构，我们在两种配置中记录eog，以跟踪眼球的上下和左右运动(图26)。通过将mxtrode放置在眼睛上方和下方，可以对记录的电压波动进行解码，以跟踪眼球的上下运动(图26a至图26b)。类似地，将mxtrode放置在眼睛的两侧，能够实现眼球的左右运动的解码(图26c至图26d)。[0121]虽然我们已经在此展示了用于一系列灵敏表皮感测应用的mxtrode，但是无凝胶电极对于长期监测和集成在可穿戴传感器中长期使用而言也是理想的。对于这种应用，电极在皮肤上随时间表现出稳定的阻抗行为至关重要。因此，我们监测健康人体受试者上3mm直径平面mxtrode阵列以及1cm直径预凝胶商用电极的电极-皮肤界面阻抗长达54小时。在整个54小时内，我们观察到mxtrode阵列和预凝胶电极的阻抗幅值都略有下降，我们将其归因于汗液吸收。在1khz时，mxtrode的阻抗从最初的552.1±377.08kω变为54小时的123.51±89.41kω。类似地，在1khz时，预凝胶电极的阻抗从最初的8.07±5.50kω变为54小时的6.70±4.17kω。我们在图27中示出，在1khz和10hz这两个频率下随时间变化的面积归一化阻抗值。[0122]使用mxtrode的神经记录和刺激[0123]除了表皮感测模式以外，mxtrode的有利电化学界面还支持将它们用于可植入感测和刺激应用。一个这样的应用是术中皮层脑电图(ecog)记录，这是一种在癫痫或肿瘤的切除性脑手术使用的常见绘图技术。我们获取了麻醉猪的ecog记录，鉴于麻醉猪的脑回结构以及与人脑的神经解剖学相似性，它是神经科学中的一种相关模型系统。在这个实验中，我们通过8mm颅骨切开术/硬膜切开术将500μm直径的平面mxtrode的6通道阵列插入，并将mxtrode放置为与皮层表面直接接触(图16a)。阵列配置由3行电极对组成，行间距5mm，间距4.5mm，因此电极的行跨越多个皮层脑回。图16b示出几秒钟的代表性原始ecog信号。信号幅度较大，所以60hz的噪声干扰可忽略不计，如功率谱所示(图16c)。此外，跨mxtrode阵列的插值电压图显示了在ecog信号的“向上”和“向下”状态期间出现的模式化空间图案(图16d至图16e)，突出显示了通过mxtrode获得的高密度皮层脑部绘图提供的优点和机会。[0124]除了ecog记录以外，皮层表面的直接刺激在临床上用于术中皮层绘图69和神经调节疗法70，以及用于闭环bci71。鉴于与pt(刺激电极中的常用材料)相比，mxtrode表现出优异的csc和cic，我们试图通过在鼠脑中经由术中刺激诱发运动神经反应来证明mxtrode对电刺激的有效性。具体而言，我们在麻醉鼠的感觉运动皮层上以硬膜外方式放置500μm直径的平面mxtrode。在mxtrode的对面，放置光学测微计来跟踪胡须位移，其中将一根胡须放入塑料管，以将检测灵敏度最大化(图17a)。通过mxtrode传递一系列幅度范围从1.0至1.5ma的电荷平衡、阴极优先刺激脉冲。我们观察到幅度大于1.0ma的刺激诱发的胡须运动，胡须偏转幅度与刺激强度成比例(图17b至图17d)。胡须运动显示为测微计上的振荡偏转，其中第一偏转峰值始终是幅度最大的。为了比较不同刺激幅度的胡须偏转，我们计算了给定刺激幅度的每个刺激实验的第一胡须偏转峰值的平均幅度。该实验证实，mxtrode能够传递电刺激来有效地调节神经活动。[0125]mxtrode与临床成像的兼容性[0126]随着生物电子技术的广泛采用，这些装置与临床成像的兼容性变得越来越重要。mri和ct是用于损伤和疾病诊断以及图像引导干预的两种最常用的成像技术。很多传统上用于生物电子装置的导电材料与苛刻的mri环境不兼容，并且会产生热量或对组织施力。即使被认为是mr安全的装置，也经常会产生影响周围解剖结构的成像伪影，这是由于装置与周围组织之间的磁化率不匹配引起的72。这些问题在高场强下被加重，而高场强在高分辨率成像和新型功能和代谢成像技术中的使用日益增加73,74。虽然之前没有报道过ti3c2mxene的磁化率，但是我们分别根据c和ti的弱抗磁特性和顺磁特性来假设，mxene可具有低磁化率，并因此证明与mr环境兼容。为了验证我们的假设，我们对mxtrode进行mri扫描，并测量ti3c2mxene在体温下的磁特性。首先，我们在9.4t强场mri系统中对嵌入导电琼脂糖体模的3mm直径平面mxtrode和2.3mm直径商用pt电极的横截面进行成像(图18a至图18b)。在mr图像中，我们发现pt电极周围有明显的阴影，而mxtrode周围没有可见的伪影(图18b)。事实上，形成导电电极的mxene复合材料与周围的pdms封装几乎完全没有区别。为了进一步探索mxtrode的mri兼容性，我们接着在3t临床mri扫描仪中对3mm直径的3d微型柱mxtrode阵列进行成像，该阵列与本文用于eeg记录的阵列相同。将mxtrode放在mri体模顶部，并用一连串扫描序列进行成像。无论扫描序列如何，mxtrode均未显示伪影，并且在mri图像中几乎不可见(图28a)。紧接着10分钟扫描序列后的mxtrode阵列的热ir图像也没有显示电极阵列加热的迹象(图28b)。最后，我们测量了ti3c2mxene在310k时的磁化率，发现它为2.08x10-7(图28c)，这表明ti3c2mxene具有弱顺磁性，磁化率非常接近人体组织(-11.0至-7.0x10-6)。ti3c2mxene的这种先天特性(之前没有报道过)直接导致mxtrode与mri成像具有出色的兼容性。为了进行比较，pt的磁化率为2.79x10-4，比人体组织的磁化率大几个数量级72。关于ct兼容性，很多导电材料的高密度x射线衰减特性对于生物电子装置的ct成像提出了挑战75。ti3c2mxene的密度为3.7g/cm3，比pt低大约5倍，因此我们假设，mxene可将ct中的衰减和散射伪影最小化76。为了验证我们的假设，我们对于在9.4tmri系统中成像的嵌入导电琼脂糖体模中相同的3mm直径平面mxtrode和2.3mm直径商用pt电极进行成像。我们在pt电极周围观察到明显的x射线散射伪影，但是在mxtrode周围没有(图18c)。[0127]讨论[0128]本文报告的简单制造方法提供一种可扩展且低成本的生产大面积、多通道生物电子界面的方法，该界面可以跨多个尺度记录和调节可兴奋组织的活动。该方法有利于大规模制造，这是超越实验室并转化为临床和消费市场的关键方面，它还能够实现为不同的生物电子应用快速定制mxtrode阵列几何形状，如果需要的话，甚至实现患者或受试者专用的匹配。ti3c2mxene的卓越特性赋予这些电极在可植入和表皮使用情况下都能够达到或超过当前最先进的电极材料的阻抗和电荷传输特性。在表皮感测应用中，无凝胶mxtrode的低电极-皮肤界面阻抗为高分辨率emg和eeg开辟了令人兴奋的新可能性，同时解决了与湿导电凝胶相关的难题。通过hdsemg，mxtrode阵列可以实现nmj的准确定位，从而能够消除对于当前常用的痛苦和侵入性的针式emg程序的需要，其目的是针对痉挛的化学去神经治疗。这种hdsemg阵列也证明可用于高级假肢控制，其中残肢的emg记录是有用的控制信号77,78。在eeg应用中，通过mxtrode实现的干电极系统可以提供一条途径，以最大限度地减少皮肤破损并减轻与当前凝胶eeg系统相关的很多关键性的后勤困难，例如应用每个电极所需的时间以及阻抗因为凝胶变干而随时间波动。这些优点，加上使用毫米级mxtrode获得高密度eeg记录的可能性，也使得该技术对于神经科学研究和非侵入性bci系统具有吸引力。mxtrode与ct和mri成像模式两者的兼容性也是一个很理想的属性，允许受试者无需移除电极就能够接受成像程序，在所得图像中也没有装置引起的伪影。这种成像兼容性进一步为多模式研究开辟了令人兴奋的可能性，例如将同步eeg与fmri或glucest成像相结合的研究74,79。对于可植入电极应用，mxtrode的电化学特性，特别是与电荷传输相关的特性，非常引人注目。与pt相比，较高的csc和cic提示：mxtrode可以为刺激电极提供替代材料，并且可以提高电荷转移效率，从而延长植入式刺激系统的电池寿命。基于mxene的生物电子界面表现出令人兴奋的潜力，使得下一代可穿戴和可植入装置能够改善医疗保健诊断和监测，并在可穿戴装置和多模态成像以及电生理学研究中实现新功能。虽然挑战依然存在，诸如提高ti3c2mxene的抗氧化性以实现长期应用，但是已经取得了重大进展80-82，这为将来使用基于mxene的生物电子学研究打开了大门。[0129]方法[0130]ti3c2mxene的合成[0131]使用mild合成方法45来生产ti3c2mxene，在di中形成30mg/mlti3c2mxene的墨水，将其置于小瓶中并用氩气密封。ti3c2mxene薄片的平均横向尺寸为4μm。[0132]mxtrode装置的制造[0133]通过首先使用co2激光器(universallasersystemspls4.75)对由水刺55％纤维素/45％聚酯纤维混合物(texwipetechnicloth)组成的吸收性非机织织物基底进行激光图案化来制造装置，使得电极阵列图案易于与周围的织物分离，但是仍然可以作为一个薄片来移动和处理。将它们转移到平坦的丙烯酸纤维板上由1:10pdms(sylgard184)构成的纤薄且略带粘性的底层，然后将阵列图案周围的多余织物剥离。[0134]然后，用di中的30mg/mlti3c2mxene给织物图案上墨，使其风干15分钟，然后在70℃和700mmhg的条件下置于真空烘箱(acrossinternational)中1小时，去除所有剩余水分。对于包含3d柱电极的装置，使用3mm活检穿孔器从吸收性纤维素海绵(eyeteccelluloseeyespears)上切下3mm的圆，在给激光图案化织物上墨的同时，将这些圆形海绵注入mxene并放置在mxene织物结构的电极位置上。[0135]随后的干燥步骤相同。该界面无需粘合剂，因为经过干燥的mxene和随后的pdms封装足以将3d柱牢固固定到位。对于多通道阵列，通过丝网印刷银导电环氧树脂(circuitworkscw2400)将连接器(fci/amphenolffc和fpc钳式连接器)连接到经过干燥的mxene结构的末端，将它们插入连接器，然后钳紧。将装置在70℃下烘烤30分钟，以固化银环氧树脂。接着，将1:10的pdms层叠在装置上，以形成顶部绝缘层，在700mmhg下彻底脱气15分钟，迫使pdms渗入mxene复合基体，并在70℃下固化1小时。最后，用剃须刀片将装置切下，并从丙烯酸基底剥离。对于平面电极，通过使用活检穿孔器(直径范围为3mm–500μm)在顶部pdms层上切出圆孔并小心剥离pdms圆盘来暴露下方的mxene复合电极，将电极接触暴露出来。对于3d柱电极，通过使用扁平剃须刀片修剪3d柱顶部，暴露mxene-海绵复合电极，将电极接触暴露出来。对于针对不同应用设计的mxtrode阵列，利用该方法的轻微改变：对于emg阵列，在打开电极接触之前，将薄层有机硅医用喷胶(hollisteradapt7730)涂在阵列的皮肤侧，以增强皮肤粘合力；对于单通道ecg和eogmxtrode，使用比例为1:2(a部分:b部分)的ecoflex(smooth-onecoflex00-30)作为封装而不是使用pdms，以提供更强的皮肤粘合力和舒适度；对于ecog电极，在如上所述的pdms中制造阵列，但是在打开电极接触之前额外涂覆3μm厚的parylene-c层，以提高封装的防水性能。[0136]mxtrode装置的成像[0137]用keyencevhx6000拍摄mxtrode及其组成部分的光学图像。用加速电压为5kv的zeisssupra50vp扫描电子显微镜拍摄扫描电子显微镜图像。[0138]注入墨水的复合材料的直流电导率[0139]在20cm长x3mm宽x285μm厚的激光切割测试结构上进行直流电导率测量，该结构包括55％纤维素/45％聚酯纤维混合物(texwipetechnicloth)，并注入以下的任一种：(1)di中的30mg/mlti3c2mxene；(2)h2o中(sigmaaldrich)的1.1％高电导率等级pedot:pss；或(3)18mg/ml高浓度单层氧化石墨烯(graphenesupermarket)，随后用维生素c还原方法进行还原83。用带有扁平鳄鱼夹末端的手持万用表进行测量，其中负极引线固定在结构的末端，而正极引线对于每次测量以2厘米的增量移动。[0140]mx电极的电化学表征[0141]对于皮肤eis测量，在放置3mm平面和柱mxtrode并使用gamryreference600电位仪以10mvpp驱动电压从1–105hz测量eis之前，用酒精棉准备前臂内侧皮肤，然后轻轻打磨(3mtraceprep)。参考点放在手腕内侧，接地点放在肘部(natus一次性圆盘电极)。使用gamryreference600电位仪在10mmpbs(qualitybiological)中对直径为3mm、2mm、1mm和500μm的平面mxtrode和直径为2.3mm的pt电极(adtec-epilepsy硬膜下网格tg48g-sp10x-000)在盐水中进行电化学测量，包括eis、cv和电流脉冲。eis的测量范围为1–105hz，驱动电压为10mvpp。以50mvs-1的扫描速度进行循环伏安法。通过以下方式来确定mxtrode的安全电压限制：逐步增加cv扫描的负限制直到观察到水还原(从-1.9v开始)，然后逐步增加cv扫描的正限制直到观察到线性电阻行为(从+0.7v)，如果超过这个值，mxtrode在随后的扫描中表现出电流损失。通过对阴极电流进行时间积分，根据cv扫描来确定cscc。[0142]对于每种尺寸的n＝3电极，使用计时电位法进行电流脉冲，其中双相电荷平衡电流脉冲tc＝ta＝500μs，tip＝250μs，电流范围为600μa至5ma。对于cicc计算，将emc确定为阴极电流脉冲结束后10μs的瞬时电压。将emc值描绘为注入电流幅度的函数，并确定线性关系，以估计电极达到其阴极极限的电流极限(mxtrode为-1.8v，pt为-0.6v)。在r2《0.95的情况下电流幅度相对于emc的关系并非线性的任何测量序列都排除在外。cicc被定义为：其中ilim为阴极电流限制，tc为阴极脉冲宽度，gsa为电极几何表面积。通过将幂函数与数据相对应来确定csc和cic的比例关系，类似于m.ganji等人的工作84。[0143]eeg实验[0144]根据drexel大学机构审查委员会批准的方案(方案#1904007140)进行eeg实验。健康的人类受试者坐在有头枕的舒适椅子上。在放置电极之前，通过酒精棉和轻轻打磨(3mtraceprep)来准备受试者的头皮，虽然头发的存在可能会限制皮肤打磨的功效。使用8电极mxtrode装置进行记录，其中将干燥的3mm直径3d柱电极和1个标准凝胶ag/agcleeg杯电极(technomed一次性eeg杯)放置在mxtrode阵列的中心。以20khz的采样率，使用neuronexussmartbox放大器系统来获得记录。标准凝胶ag/agcleeg杯电极用于参考点(放置在左乳突)和接地点(放置在前额中心)。在第一组记录中，电极位于顶骨区域，以p1为中心。使用预包装(mueller)将电极固定到位，并在包装材料上形成小孔，以允许在标准eeg杯电极下方涂上导电凝胶(supervisc，easycapgmbh)。获得6个2分钟时长的记录，在睁眼与闭眼状态之间交替。对于睁眼状态，要求受试者注视电脑显示器上的十字。在第二组记录中，使用单个tms脉冲对手部运动神经区域进行定位，电极位于该位置的中心，靠近部位c3。获得6个2分钟时长的记录，在休息状态、想象的手部屈曲和实际手部屈曲之间循环。在60hz对信号进行陷波滤波，并从0.1–100hz对信号进行带通滤波。[0145]emg实验[0146]根据宾夕法尼亚大学机构审查委员会批准的实验方案(方案#831802)进行emg、ecg和eog人体表皮记录。对于所有emg实验，放置mxtrode阵列之前的皮肤准备包括酒精棉，然后轻轻打磨(3mtraceprep)，并以20khz的采样率在intanrhs2000刺激/记录控制器(intantechnologies)上记录信号。[0147]对于来自拇短展肌(apb)的记录，在拇指根部将3mm平面mxtrode的5x4网格放置在apb上方，其中，中心距间隔在水平方向上为7.5mm，在垂直方向上为6.5mm。参考点放置在指间拇指关节上，接地点放置在手背(natus一次性粘合电极)。使用vikingquest手持式双极刺激器(nicolet)刺激正中神经，从10ma开始并逐渐增加，直到以拇指痉挛的形式观察到apb的明显激活(所示受试者的振幅为38.8ma)。[0148]对于apb的nmj的定位，在所有刺激实验(n＝10)中对阵列中每个电极上记录的诱发反应(未使用信号过滤)进行平均，确定平均诱发反应的峰值，并形成从刺激开始起该峰值的延迟图。nmj的位置被近似为峰值诱发反应中延迟最短的位置。对于二头肌的记录，将3mm平面mxtrode的10x4网格放置在二头肌的中心，其中，中心距间隔在水平方向上为8.5mm，在垂直方向上为8.5mm。参考点放置于刚好在内肘上方的阵列的远端，接地点放置于三角肌上的阵列的近端(natus一次性粘合电极)。使用相同的vikingquest手持式双极刺激器(nicolet)刺激锁骨上神经，从30ma开始并逐渐增加，直到观察到二头肌的明显激活(所示受试者的振幅为49.0ma)。至于apb记录，将每个电极上记录的诱发反应在所有刺激实验(n＝11)中进行平均，确定平均诱发反应的峰值，并形成从刺激开始起该峰值的延迟图。将iz确定为峰值诱发反应中延迟最短的区域。[0149]为了进一步验证二头肌中的iz定位，通过受试者进行多个周期的静力锻炼自主收缩来进行额外的emg记录。在mxtrode阵列的长度下以双极配置减去信号，并在原始emg信号中识别出muap。将iz确定为muap最早出现且信号极性反转的区域。[0150]ecg记录[0151]对于ecg记录实验，放置电极之前的皮肤准备包括酒精棉，然后轻轻打磨(3mtraceprep)，并以20khz的采样率在intanrhs2000刺激/记录控制器(intantechnologies)上记录信号。记录以3电极配置进行，其中参考点放置在刚好受试者右锁骨的下方，接地点放置在刚好受试者左锁骨的下方，工作电极放置在左下肋骨上。为了进行比较，使用所有2cm凝胶natus电极(natus一次性粘合电极)或所有1.3cm干燥mxtrode的任一个依次进行记录，其中将电极放置在相同位置。[0152]ecog记录[0153]在可能的情况下猪是成对安置，并且总是与其他猪在由国际实验室动物护理评估和认可协会认证的研究设施(aaalac设施)中共享房间。所有实验均根据宾夕法尼亚大学机构动物护理和使用委员会制定的道德准则进行，并遵守nih公共卫生服务政策关于人道护理和实验动物使用(2015)中规定的准则。[0154]在这些程序之前，动物禁食16小时，饮水不限。用20mg/kg氯胺酮(hospira，0409-2051-05)和0.5mg/kg咪达唑仑(hospira，0409-2596-05)诱导后，使用2-2.5％异氟醚(piramal，66794-013-25)经口鼻罩进行麻醉，皮下注射格隆溴铵以抑制分泌物(0.01mg/kg；west-wardpharmaceuticalcorp.，0143-9682-25)。用大小为6.0mm的气管插管对动物进行插管，并用每2升氧气中2-2.5％的异氟醚维持麻醉。然后将动物送到手术室，在那里将它们转移到呼吸机上。呼吸机以每分钟20-25次的呼吸次数提供相同比率的异氟醚和氧气来维持麻醉。持续监测心率、呼吸频率、动脉血氧饱和度、呼气末二氧化碳、血压和直肠温度，同时定期评估对掐捏的疼痛反应。所有这些措施都用于维持足够的麻醉水平。使用强制空气加热系统来维持正常体温。[0155]在插入电极之前，将猪放置在先前所述脑立体定位仪的支架中(ulyanova等人，2018)，并准备好手术部位。颅骨暴露后，在中线外侧7mm和前囟后4.5mm的记录部位进行11mm颅骨切除术，以暴露猪的额顶皮层。切除硬脑膜以暴露皮层表面，从而允许通过mxtrode阵列进行硬膜下记录。使用hs-36放大器获得mxtrode网格的记录，并使用neuralynxdigitallynxsx记录系统以32khz连续收集。使用neuralynx的cheetah记录软件收集和存储原始数据。[0156]神经刺激[0157]刺激脉冲通过每个mxtrode传递，以识别是哪一个最佳地放置在运动皮层区域上引起胡须运动。刺激脉冲是双相的，tc＝ta＝300μs，脉冲间隔为零，电流范围为1.0到1.4ma。使用光学测微计检测胡须运动，将管子放在一根胡须上来放大信号。[0158]评估mri和ct兼容性[0159]用pdms封装制备6个3mm直径mxtrode的条，以匹配比较pt临床ecog电极条(adtecepilepsysubduralgridtg48g-sp10x-000)的几何形状。两种类型的电极阵列都放置在15mm内径玻璃试管中用10mmpbs(qualitybiological)制备的0.6％琼脂糖(ibiscientific)中，脱气去除气泡。使用9.4t水平孔mri扫描仪(bruker，erlangen)和35mm直径体积线圈(m2mimaging，美国)获取这两种电极类型的横截面的t1加权梯度回波mr图像。t1-wmri的采集参数为：te/tr＝7/150ms，fov＝30x30mm，矩阵尺寸＝256x256，平均值＝4，翻转角＝30°，切片厚度＝0.7mm。对于ct成像，使用μct50标本扫描仪(scancomedical，bruttisellen，switzerland)以70kv、115μa和10μm各向同性分辨率扫描电极。为了进行比较，获取每种电极类型的轴向平面中的2d图像。[0160]磁化率测量[0161]通过quantumdesignevercool2物理特性测量系统来测量磁特性。将质量为4.820mg的ti3c2tx独立式薄膜包装在塑料样品容器中。将样品加热至310k并使其达到热平衡约10分钟。相对于高达9特斯拉的外加磁场记录磁化。从塑料样品架的数据中减去测量数据，并按样品质量进行归一化。[0162]示例性实施例[0163]以下实施例仅是说明性的，并不限制本公开或所附权利要求的范围。[0164]实施例1：一种组件，包括：(a)一个或多个传感器，传感器包括：(i)可渗透基底材料，可渗透基底材料具有上表面，可渗透基底可选地是非导电的；以及(ii)导电材料，导电材料设置在可渗透基底材料之内和/或之上，从而使得可渗透基底材料是导电的；以及(b)绝缘材料，绝缘材料具有上表面和厚度，以及绝缘材料限定延伸穿过绝缘材料的厚度的至少一个孔，至少一个孔与传感器的可渗透基底材料的上表面上的感测位置对准。[0165]可渗透材料可以是吸收性材料，例如织物。例如可经由静电、离子或共价键或其他相互作用(例如，结合、连接、吸引)将导电材料固定于可渗透材料。例如，导电材料和可渗透材料都可以是亲水的。[0166]实施例2：根据实施例1所述的组件，其中，导电材料包括mxene材料、石墨烯、氧化石墨烯、石墨、炭黑、碳纳米管、纳米粒子(例如金属纳米粒子)、导电聚合物或它们的任何组合。也可将电镀溶液中的金属还原为固体金属形式并用作导电材料。应当理解，上述仅为示例，并不限制可以使用的导电材料。[0167]仅作为一个示例，可将导电材料(例如mxene薄片或石墨烯)注入纤维和/或多孔材料的条带，以形成导电迹线。可将经过注入的条带(导电迹线)封装在绝缘材料中，例如，pdms、聚乙烯或其他这种材料。用户可以在绝缘材料中形成孔(可以是圆形的，也可以是多边形或细长形的)，从而暴露导电迹线的感测区域。感测区可以在绝缘材料的上表面之下。[0168]如本文其他地方所述，感测区域可以与监视器或被配置为从感测部分收集信号的其他装置电子连通。此外，如本文其他地方所述，可将导电延伸部(例如导电柱或其他结构)放置为通过孔与感测区域电子连通(乃至接触)。如附图(例如图11a)所示，可将感测区域的暴露区域设置在导电迹线的一端，并且导电延伸部可以基本上垂直于导电迹线延伸。导电延伸部可以与感测区域物理接触，但是这并非必需，因为可以使用一种或多种附加材料(诸如导电密封剂或粘合剂)将导电延伸部放置为与感测区域电子连通。[0169]延伸部可以具有乃至与设置有感测区域的绝缘材料(或多种材料)的最上表面齐平的表面。延伸部还可以具有高于设置有感测区域的绝缘材料(或多种材料)的最上表面的表面。[0170]在图11a至图11e中示出各种示例性实施例。如图所示，装置可包括多个传感器区域，即，导电材料的暴露区域。可将装置配置为使得在平面中绘制的第一条线连接沿所述第一条线排列的两个以上传感器区域，并且平面中的第二条线连接沿所述第二条线排列的两个以上传感器区域；图11b示出这种配置。或者，可将装置配置为使得三个以上传感器沿着在平面中绘制的环形线排列。如图所示，可将装置配置为使得装置包括近端和远端，其中不同的感测区域位于从远端测量的不同距离处。[0171]实施例3：根据实施例1至2中的任一项所述的组件，其中，一个或多个传感器中的至少两个相互之间不物理接触。作为示例，传感器中的两个可包括平行的可渗透材料条，这些条相互之间没有接触。如本文其他地方所述，各个传感器可以单独寻址并且相互之间电子隔离。[0172]实施例4：根据实施例1至3中的任一项所述的组件，其中，至少一个传感器包括弯曲的部分。[0173]实施例5：根据实施例1至4中的任一项所述的组件，其中，一个或多个传感器中的感测位置中的至少一些限定位于平面中的周期性阵列。[0174]实施例6：根据实施例1至4中的任一项所述的组件，其中，一个或多个传感器的感测位置限定位于平面中的圆。[0175]实施例7：根据实施例1至6中的任一项所述的组件，进一步包括导电延伸部，导电延伸部接触传感器的感测位置并从感测位置延伸穿过绝缘材料的孔，从而延伸超过绝缘材料的上表面。[0176]实施例8：根据实施例7所述的组件，其中，导电延伸部包括导电材料。但是在一些实施例中，导电延伸部可包括与导电延伸部由其延伸的传感器的导电材料不同的导电材料。[0177]多种材料可用作导电延伸部，例如导电橡胶、水凝胶、电镀金属、浇铸墨水、导电织物等。例如，可以使用炭黑或铂浸渍橡胶。注入mxene的纤维素结构也适合用作导电延伸部。[0178]实施例9：根据实施例1至8中的任一项所述的组件，其中，一个或多个传感器中的至少两个能够单独地电寻址。[0179]实施例10：根据实施例1至9中的任一项所述的组件，其中，传感器的特征在于具有可变的横截面尺寸。可将传感器配置为布置在受试者的肢体、头皮、器官、大脑或受试者人体的其他部分。[0180]实施例11：根据实施例1至10中的任一项所述的组件，其中，绝缘材料包括聚合物。例如，非限制性聚合物例如包括有机硅(例如pdms)、ecoflextm、聚氨酯、聚酰亚胺、环氧树脂(例如柔性树脂)、peek、聚苯乙烯、弹性体、聚酰亚胺等。[0181]实施例12：根据实施例1至11中的任一项所述的组件，其中，可渗透基底材料包括机织物(woventextile)。如本文其他地方所述，吸收性基底视为合适的。[0182]实施例13：根据实施例1至11中的任一项所述的组件，其中，可渗透基底材料包括非机织物。[0183]实施例14：根据实施例1至11中的任一项所述的组件，其中，可渗透基底材料包括多孔材料。[0184]实施例15：根据实施例1至14中的任一项所述的组件，进一步包括适形地设置在绝缘材料上的密封剂。parylene-c是一种示例性密封剂；其他示例性密封剂包括(但不限于)喷涂有机硅、弹性体、环氧树脂、石蜡等。[0185]实施例16：根据实施例1至15中的任一项所述的组件，进一步包括与感测位置电子连通的电催化元件。[0186]示例性电催化元件包括(但不限于)具有溶解的金属纳米颗粒(例如au或pt)的导电墨水、碳纳米材料(例如纳米管或石墨烯薄片)和电镀电催化剂薄膜。不受任何特定理论约束，可将这些元素用于电化学感测的两个目的：(1)能够检测需要表面吸附的内球氧化还原物质，例如多巴胺；(2)降低氧化或还原感兴趣的化学物质所需的过电势。[0187]实施例17：根据实施例1至16中的任一项所述的组件，进一步包括与感测位置电子连通的生物感测元件。仅作为一个示例，可以使用氧化谷氨酸并产生电活性物质(例如过氧化氢)的酶(例如谷氨酸氧化酶)；然后将电活性物质氧化或还原以产生可测量的电流。生物感测元件例如可以是在基于阻抗的感测模式中使用的适体或抗体。例如，抗原结合事件增加或减少电化学阻抗。j.mater.chem.b,2013,1,3277-3286中描述了将生物分子连接到纤维素的示例，通过引用将其全部内容合并于此。[0188]实施例18：根据实施例1至17中的任一项所述的组件，其中，组件被配置用于植入受试者。[0189]实施例19：一种方法，包括：使用根据实施例1至18中的任一项所述的组件收集信号。这种方法可包括但不限于在eeg、ecg、emg、ecog和/或神经刺激监测中使用这种组件。所述方法可包括但不限于将组件的传感器放置为与受试者的皮肤、头皮、大脑或肌肉电子连通。当组件至少部分地在mri装置或ct装置内时，可以收集信号。[0190]这种信号例如可以是电信号。信号可以与受试者的自主动作(例如，肢体的移动、眨眼、阅读、观看视频)相关。信号也可以与受试者的非自主动作(例如，呼吸、非自主眼动、非自主肌肉收缩)相关。[0191]实施例20：一种方法，包括：制造根据实施例1至18中的任一项所述的组件。[0192]实施例21：一种装置，所述装置包括：根据实施例1至18中的任一项所述的一个或多个组件。[0193]实施例22：根据实施例21所述的装置，其中，装置的特征在于是肌电图(emg)装置、脑电图(eeg)装置、心电图(ekg)、皮肤电导率装置、体域网装置、应变传感器、压力传感器、温度传感器、皮肤电导率传感器、电刺激装置、可植入传感或刺激装置、化学传感器或它们的任何组合。[0194]实施例23：一种方法，包括：将包括载体和导电材料的流体注入到可渗透基底部分中，然后将载体中的至少一些去除，在下述条件下进行注入和去除，所述条件是导电材料使得可渗透基底是导电的；在可渗透基底上方设置电绝缘材料，电绝缘材料具有上表面并限定厚度；可选地，在电绝缘材料上方设置密封剂；形成穿过电绝缘材料的厚度(并穿过密封剂，如果有的话)的开口，开口与可渗透基底上的感测位置对准。[0195]实施例24：根据实施例23所述的方法，进一步包括从可渗透基底的较大部分将可渗透基底部分图案化。[0196]实施例25：根据实施例24所述的方法，其中，图案化包括激光切割、机械切割、机械蚀刻、化学蚀刻或它们的任何组合。[0197]实施例26：根据实施例23至25中的任一项所述的方法，其中，导电材料的特征在于是亲水的。[0198]实施例27：根据实施例23至26中的任一项所述的方法，其中，流体是水性的。[0199]实施例28：根据实施例23至26中的任一项所述的方法，其中，流体是非水性的。[0200]实施例29：根据实施例23至26中的任一项所述的方法，其中，流体是有机的。prospects.labchip18,217–248(2018)。[0218]2.rogers,j.a.,someya,t.和huang,y.materialsandmechanicsforstretchableelectronics.science(80-.).327,1603–1607(2010)。[0219]3.liu,y.,pharr,m.和salvatore,g.a.lab-on-skin:areviewofflexibleandstretchableelectronicsforwearablehealthmonitoring.acsnano11,9614–9635(2017)。[0220]4.vitale,f.和litt,b.bioelectronics:thepromiseofleveragingthebody’scircuitrytotreatdisease.bioelectron.med.1,3–7(2018)。[0221]5.norton,j.j.s.等人，soft,curvedelectrodesystemscapableofintegrationontheauricleasapersistentbrain-computerinterface.proc.natl.acad.sci.u.s.a.112,3920–3925(2015)。[0222]6.jeong,j.w.等人，materialsandoptimizeddesignsforhuman-machineinterfacesviaepidermalelectronics.adv.mater.25,6839–6846(2013)。[0223]7.xu,b.等人，anepidermalstimulationandsensingplatformforsensorimotorprostheticcontrol,managementoflowerbackexertion,andelectricalmuscleactivation.adv.mater.28,4462–4471(2016)。[0224]8.lee,s.等人，towardbioelectronicmedicine—neuromodulationofsmallperipheralnervesusingflexibleneuralclip.adv.sci.4,(2017)。[0225]9.delong,m.r.和wichmann,t.basalgangliacircuitsastargetsforneuromodulationinparkinsondisease.jamaneurology72,1354–1360(2015)。[0226]10.irisawa,h.,brown,h.f.和giles,w.cardiacpacemakinginthesinoatrialnode.physiologicalreviews73,197–227(1993)。[0227]11.hwang,g.t.等人，self-poweredcardiacpacemakerenabledbyflexiblesinglecrystallinepmn-ptpiezoelectricenergyharvester.adv.mater.26,4880–4887(2014)。[0228]12.ulloa,l.,quiroz-gonzalez,s.和torres-rosas,r.nervestimulation:immunomodulationandcontrolofinflammation.trendsinmolecularmedicine23,1103–1120(2017)。[0229]13.cheng,j.等人，potentialofelectricalneuromodulationforinflammatoryboweldisease.inflamm.boweldis.26,1119–1130(2020)。[0230]14.granat,m.h.,ferguson,a.c.b.,andrews,b.j.&delargy,m.theroleoffunctionalelectricalstimulationintherehabilitationofpatientswithincompletespinalcordinjuryobservedbenefitsduringgaitstudies.paraplegia31,207–215(1993)。[0231]15.peckham,p.h.&knutson,j.s.functionalelectricalstimulationforneuromuscularapplications.annu.rev.biomed.eng.7,327–360(2005)。[0232]16.ethier,c.,oby,e.r.,bauman,m.j.&miller,l.e.restorationofgraspfollowingparalysisthroughbrain-controlledstimulationofmuscles.nature485,368–371(2012)。[0233]17.nawrocki,r.a.等人，self-adhesiveandultra-conformable,sub-300nmdrythin-filmelectrodesforsurfacemonitoringofbiopotentials.adv.funct.mater.28,1–11(2018)。[0234]18.tian,l.等人，large-areamri-compatibleepidermalelectronicinterfacesforprostheticcontrolandcognitivemonitoring.nat.biomed.eng.3,194–205(2019)。[0235]19.kim,d.h.等人，epidermalelectronics.science(80-.).333,838–843(2011)。[0236]20.viventi,j.等人，flexible,foldable,activelymultiplexed,high-densityelectrodearrayformappingbrainactivityinvivo.nat.neurosci.14,1599–605(2011)。[0237]21.khodagholy,d.等人，highlyconformableconductingpolymerelectrodesforinvivorecordings.adv.mater.(2011).doi:10.1002/adma.201102378。[0238]22.li,j.,wang,p.和huang,h.j.dryepidermalelectrodescanprovidelong-termhighfidelityelectromyographyforlimiteddynamiclowerlimbmovements.sensors(basel).20,(2020)。[0239]23.searle,a.和kirkup,l.adirectcomparisonofwet,dryandinsulatingbioelectricrecordingelectrodes.physiol.meas.21,271–283(2000)。[0240]24.jensen,g.c.,krause,c.e.,sotzing,g.a.和rusling,j.f.inkjet-printedgoldnanoparticleelectrochemicalarraysonplastic.applicationtoimmunodetectionofacancerbiomarkerprotein.phys.chem.chem.phys.13,4888–4894(2011)。[0241]25.lewinski,n.,colvin,v.和drezek,r.cytotoxicityofnanopartides.small4,26–49(2008)。[0242]26.mattana,g.等人，inkjet-printing:anewfabricationtechnologyfororganictransistors.advancedmaterialstechnologies2,(2017)。[0243]27.gao,m.,li,l.和song,y.inkjetprintingwearableelectronicdevices.journalofmaterialschemistryc5,2971–2993(2017)。[0244]28.kraft,u.,molina-lopez,f.,son,d.,bao,z.和murmann,b.inkdevelopmentandprintingofconductingpolymersforintrinsicallystretchableinterconnectsandcircuits.adv.electron.mater.6,(2020)。[0245]29.park,s.等人，hydrazine-reductionofgraphite-andgrapheneoxide.carbonn.y.49,3019–3023(2011)。[0246]30.mattevi,c.等人，evolutionofelectrical,chemical,andstructuralpropertiesoftransparentandconductingchemicallyderivedgraphenethinfilms.adv.funct.mater.19,2577–2583(2009)。[0247]31.hantanasirisakul,k.等人，fabricationofti3c2txmxenetransparentthinfilmswithtunableoptoelectronicproperties.adv.electron.mater.2,1600050(2016)。[0248]32.mariano,m.等人，solution-processedtitaniumcarbidemxenefilmsexaminedashighlytransparentconductors8,16371(2016)。[0249]33.kim,s.j.等人，interfacialassemblyofultrathin,functionalmxenefilms.acsappl.mater.interfaces11,32320–32327(2019)。[0250]34.quain,e.等人，directwritingofadditive-freemxene-in-waterinkforelectronicsandenergystorage.adv.mater.technol.4,1800256(2019)。[0251]35.zhang,c.等人，additive-freemxeneinksanddirectprintingofmicro-supercapacitors.nat.commun.10,1795(2019)。[0252]36.vitale,f.,driscoll,n.和murphy,b.biomedicalapplicationsofmxene.in2dmetalcarbidesandnitrides(mxene)503–524(springerinternationalpublishing,2019).doi:10.1007/978-3-030-19026-2_26。[0253]37.han,x.等人，2dultrathinmxene-baseddrug-deliverynanoplatformforsynergisticphotothermalablationandchemotherapyofcancer.adv.healthc.mater.7,1701394(2018)。[0254]38.li,l.等人，hydrophobicandstablemxene-polymerpressuresensorsforwearableelectronics.citethisacsappl.mater.interfaces12,15362–15369(2020)。[0255]39.seyedin,s.等人，mxenecompositeandcoaxialfiberswithhighstretchabilityandconductivityforwearablestrainsensingtextiles.adv.funct.mater.30,1910504(2020)。[0256]40.driscoll,n.等人，two-dimensionalti3c2mxeneforhigh-resolutionneuralinterfaces.acsnano12,10419–10429(2018)。[0257]41.driscoll,n.等人，fabricationofti3c2mxenemicroelectrodearraysforinvivoneuralrecording.j.vis.exp.15,1–9(2020)。[0258]42.murphy,b.b.等人，agel-freeti3c2tx-basedelectrodearrayforhigh-density,high-resolutionsurfaceelectromyography.adv.mater.technol.2000325,1–10(2020)。[0259]43.zhang,c.j.等人，oxidationstabilityofcolloidaltwo-dimensionaltitaniumcarbides(mxene).chem.mater.29,4848–4856(2017)。[0260]44.shuck,c.e.等人，scalablesynthesisofti3c2txmxene.adv.eng.mater.22,1901241(2020)。[0261]45.alhabeb,m.等人，guidelinesforsynthesisandprocessingoftwo-dimensionaltitaniumcarbide(ti3c2txmxene).chem.mater29,7633–7644(2017)。[0262]46.cogan,s.f.,troyk,p.r.,ehrlich,j.,plante,t.d.和detlefsen,d.e.potential-biased,asymmetricwaveformsforcharge-injectionwithactivatediridiumoxide(airof)neuralstimulationelectrodes.ieeetrans.biomed.eng.53,327–332(2006)。[0263]47.grill,w.m.和mortimer,j.t.stimuluswaveformsforselectiveneuralstimulation.ieeeeng.med.biol.mag.14,375–385(1995)。electromyographydataofnormallylimbedandtransradialamputeesubjectsformultifunctionprostheticcontrol.j.electromyogr.kinesiol.22,478–484(2012)。[0294]78.farina,d.,lorrain,t.,negro,f.和jiang,n.high-densityemge-textilesystemsforthecontrolofactiveprostheses.32ndannu.int.conf.ieeeeng.med.biol.3591–3593(2010).doi:10.1109/iembs.2010.5627455。[0295]79.cai,k.等人，magneticresonanceimagingofglutamate.nature.com3,2(2012)。[0296]80.natu,v.等人，edgecappingof2d-mxenesheetswithpolyanionicsaltstomitigateoxidationinaqueouscolloidalsuspensions.angewandtechemie-internationaledition58,12655–12660(2019)。[0297]81.shahzad,f.,iqbal,a.,zaidi,s.a.,hwang,s.w.和koo,c.m.nafion-stabilizedtwo-dimensionaltransitionmetalcarbide(ti3c2txmxene)asahigh-performanceelectrochemicalsensorforneurotransmitter.j.ind.eng.chem.79,338–344(2019)。[0298]82.zhao,x.等人，antioxidantsunlockshelf-stableti3c2tx(mxene)nanosheetdispersions.matter1,513–526(2019)。[0299]83.zhang,j.等人，reductionofgrapheneoxidevial-ascorbicacid.chem.commun.46,1112–1114(2010)。[0300]84.ganji,m.,tanaka,a.,gilja,v.,halgren,e.和dayeh,s.a.supp:scalingeffectsontheelectrochemicalstimulationperformanceofau,pt,andpedot:psselectrocorticographyarrays.adv.funct.mater.27,(2017)。[0301]85.geller,e.b.,等人,brain-responsiveneurostimulationinpatientswithmedicallyintractablemesialtemporallobeepilepsy.epilepsia,2017.58(6):p.994-1004。[0302]86.ung,h.,等人,intracranialeegfluctuatesovermonthsafterimplantingelectrodesinhumanbrain.journalofneuralengineering,2017.14(5):p.056011。[0303]87.mormann,f.andr.g.andrzejak,seizureprediction:makingmileageonthelongandwindingroad.brain,2016.139(6):p.1625-1627。[0304]88.thakor,n.,translatingthebrain-machineinterface.sciencetranslationalmedicine,2013.5(210):p.210。[0305]89.rosin,b.,等人,closed-loopdeepbrainstimulationissuperiorinamelioratingparkinsonism.neuron,2011.72(2):p.370-384。[0306]90.lega,b.,等人,deepbrainstimulationinthetreatmentofrefractoryepilepsy:updateoncurrentdataandfuturedirections.neurobiologyofdisease,2010.38(3):p.354-60。[0307]91.sellers,e.w.,t.m.vaughan,andj.r.wolpaw,abrain-computerinterfaceforlong-termindependenthomeuse.amyotrophiclateralsclerosis,2010.11(5):p.449-455。[0308]92.ayton,l.,等人,first-in-humantrialofanovelsuprachoroidalretinalprosthesis.plosone,2014.9(12):p.e115239。[0309]93.rachitskaya,a.v.,等人,intraoperativeoctimagingoftheargusiiretinalprosthesissystem.ophthalmicsurgery,lasersandimagingretina,2016.47(11):p.999-1003。[0310]94.clark,g.m.andr.j.hallworth,amultiple-electrodearrayforacochlearimplant.thejournaloflaryngology和otology,1976.90(07):p.623-627。[0311]95.grayden,d.b.andg.m.clark,implantdesignanddevelopment.cochlearimplants:apracticalguide(cooperh,craddockl),2006:p.1-20。[0312]96.wissel,k.,等人,platinumcorrosionproductsfromelectrodecontactsofhumancochlearimplantsinducecelldeathincellculturemodels.plosone,2018.13(5):p.e0196649。[0313]97.witt,u.,等人,biodegradablepolymericmaterials—nottheoriginbutthechemicalstructuredeterminesbiodegradability.angewandtechemieinternationaledition,1999.38(10):p.1438-1442。[0314]98.anasori,b.,等人,two-dimensional,ordered,doubletransitionmetalscarbides(mxene).acsnano,2015.9(10):p.9507-9516。[0315]100.niu,x.,等人,characterizingandpatterningofpdms-basedconductingcomposites.advancedmaterials,2007.19(18):p.2682-2686。[0316]101.cogan,s.f.,t.plante,andj.ehrlich.sputterediridiumoxidefilms(sirofs)forlow-impedanceneuralstimulationandrecordingelectrodes.inthe26thannualinternationalconferenceoftheieeeengineeringinmedicineandbiologysociety.2004.ieee。[0317]102.wilks,s.j.,等人,poly(3,4-ethylenedioxythiophene)(pedot)asamicro-neuralinterfacematerialforelectrostimulation.frontiersinneuroengineering,2009.2:p.7。[0318]103.credou等人,j.mater.chem.b,2013,1,3277-3286。当前第1页12当前第1页12