CN109414175B - 用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器 - Google Patents

用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器 Download PDF

Info

Publication number
CN109414175B
CN109414175B CN201780029384.1A CN201780029384A CN109414175B CN 109414175 B CN109414175 B CN 109414175B CN 201780029384 A CN201780029384 A CN 201780029384A CN 109414175 B CN109414175 B CN 109414175B
Authority
CN
China
Prior art keywords
sensor
transistor
layer
patient
hemt
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201780029384.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109414175A (zh
Inventor
阿亚尔·拉姆
阿米尔·利希滕斯坦
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Epitronic Holdings Pte Ltd
Original Assignee
Epitronic Holdings Pte Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Epitronic Holdings Pte Ltd filed Critical Epitronic Holdings Pte Ltd
Publication of CN109414175A publication Critical patent/CN109414175A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109414175B publication Critical patent/CN109414175B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/273—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor for the upper alimentary canal, e.g. oesophagoscopes, gastroscopes
    • A61B1/2736—Gastroscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/16—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring intraocular pressure, e.g. tonometers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0004—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by the type of physiological signal transmitted
    • A61B5/0006—ECG or EEG signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/1102—Ballistocardiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/291—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B7/00—Instruments for auscultation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B7/00—Instruments for auscultation
    • A61B7/02—Stethoscopes
    • A61B7/04—Electric stethoscopes
    • A61B7/045—Detection of Korotkoff sounds
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/403—Cells and electrode assemblies
    • G01N27/414—Ion-sensitive or chemical field-effect transistors, i.e. ISFETS or CHEMFETS
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L29/00—Semiconductor devices specially adapted for rectifying, amplifying, oscillating or switching and having potential barriers; Capacitors or resistors having potential barriers, e.g. a PN-junction depletion layer or carrier concentration layer; Details of semiconductor bodies or of electrodes thereof ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/02—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/12—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed
    • H01L29/20—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed including, apart from doping materials or other impurities, only AIIIBV compounds
    • H01L29/2003—Nitride compounds
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L29/00—Semiconductor devices specially adapted for rectifying, amplifying, oscillating or switching and having potential barriers; Capacitors or resistors having potential barriers, e.g. a PN-junction depletion layer or carrier concentration layer; Details of semiconductor bodies or of electrodes thereof ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/02—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/12—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed
    • H01L29/20—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed including, apart from doping materials or other impurities, only AIIIBV compounds
    • H01L29/201—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed including, apart from doping materials or other impurities, only AIIIBV compounds including two or more compounds, e.g. alloys
    • H01L29/205—Semiconductor bodies ; Multistep manufacturing processes therefor characterised by the materials of which they are formed including, apart from doping materials or other impurities, only AIIIBV compounds including two or more compounds, e.g. alloys in different semiconductor regions, e.g. heterojunctions
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L29/00—Semiconductor devices specially adapted for rectifying, amplifying, oscillating or switching and having potential barriers; Capacitors or resistors having potential barriers, e.g. a PN-junction depletion layer or carrier concentration layer; Details of semiconductor bodies or of electrodes thereof ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/66—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor
    • H01L29/68—Types of semiconductor device ; Multistep manufacturing processes therefor controllable by only the electric current supplied, or only the electric potential applied, to an electrode which does not carry the current to be rectified, amplified or switched
    • H01L29/76—Unipolar devices, e.g. field effect transistors
    • H01L29/772—Field effect transistors
    • H01L29/778—Field effect transistors with two-dimensional charge carrier gas channel, e.g. HEMT ; with two-dimensional charge-carrier layer formed at a heterojunction interface
    • H01L29/7786—Field effect transistors with two-dimensional charge carrier gas channel, e.g. HEMT ; with two-dimensional charge-carrier layer formed at a heterojunction interface with direct single heterostructure, i.e. with wide bandgap layer formed on top of active layer, e.g. direct single heterostructure MIS-like HEMT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0204—Acoustic sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0247—Pressure sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0261—Strain gauges
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/028—Microscale sensors, e.g. electromechanical sensors [MEMS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/029—Humidity sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/043—Arrangements of multiple sensors of the same type in a linear array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Ceramic Engineering (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)

Abstract

本发明公开了在一些实施方案中，将基于PC‑HEMT的微电子传感器用在心血管和肺监测、心电图信号检测和测量、原发性心脏活动信号检测及中央静脉压和心率变异性测量、左右心房压力测量、心音图录制、S2分裂现象检测、呼吸动态测量和肺活动诊断、脑活动监测及与脑电图有关的电信号的测量和监测、以及眼部压力诊断中。

Description

用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器
技术领域
本申请涉及基于高电子迁移率晶体管的微电子传感器及其在人体所产生电信号的检测和持续监测中的用途的领域。具体地讲，本申请涉及开栅伪导电高电子迁移率晶体管及其在人体生理参数的非侵入式监测中的用途。
背景技术
人体健康状态由许多自我相互依赖的生理参数来确定。不是所有这些参数都具有同等的信息性和重要性。此外，不是所有这些参数都可以被轻松且精确地监测，因为它们的测量需要特殊的条件、昂贵的医疗设备和材料。在设计综合监测系统时，不仅必须评估所测量参数的重要性，而且还必须评估其测量技术以及应用到实际系统中的潜力。医学研究已证实，最重要的参数是那些指示心脏和呼吸系统或肺系统的工作情况的参数。
反映要监测的心血管系统和呼吸或肺系统的状态的典型参数是与心电图有关的心输出量和原发性心脏活动、中央静脉压、左右心房压力、与呼吸周期有关的肺部或肺活动、呼吸率和呼吸量、以及与脑电图有关的脑活动。可通过上述参数评估的其他生理参数有心搏量、心搏量的呼吸相关变化、外周血管阻力、动脉顺应性、呼吸频率和幅度(或潮气量)。
心血管系统和肺系统是内在多元的闭环系统。这些系统的主要生理参数具有紧密的相互关系，这种关系由还可通过监测脑活动来评估的各种力学和神经机制来调节。自主神经系统通过持续神经调制从而使变量围绕其均值发生小变化，来控制该系统的不同部分。作为外部刺激元素的呼吸能够显著调制血液动力参数。脑活动、血液循环和呼吸之间的关系和相互作用非常紧密，着重突出了在临床工作中对同时监测和评估这些系统的需求。
当前，有多种不同类型的装置可用于以非侵入方式监测人体主体。例如，可通过使用必须附接到患者的皮肤的电极来监测患者的心脏功能。尽管是非侵入式，但对于附接到包含线缆和有线传感器的网络的患者而言，这些设备是不舒服的。此外，此类设备成本高，仅局限于用在医院、实验室以及成本和患者的不适可以被视为合理的其他医疗机构中。
一般来讲，需要对人体主体进行非侵入式和持续监测。为了有助于在其正常环境中(例如，在家中或办公室中)对人体主体进行监测，设备必须是非侵入式且易于使用。例如，此类监测可能非常适合用作患者总体健康维护的一部分，并且可能用来在伴随而来的健康退化变得明显之前检测患者生理状况的退化。
医院和实验室中使用的典型设备能够监测患者的至少一个生理参数，而不需要患者执行任何复杂的处理和/或操作复杂的装置。然而，如上所述，可能高度优选的是，将设备纳入作为使用者或患者常规日常生活例行活动的一部分，因为对患者身体部分的任何额外或特殊处理的需求都可能导致顺应性降低。此外，设备应稳健且不昂贵，例如用于将生理传感器附接到使用者的手腕的小手环。当前有多种不同类型的此类手环装置，下面将对其加以说明，大多数这些手环装置预期用作独立的装置来提供有关使用者自身身体状况的信息，主要是心率和血压方面的信息。
心电描记法
始终建议在评估人体健康状况时记录与心脏工作相关的生理参数，因为心脏工作与对人体至关重要的生理功能有关。与主要心脏功能相关的生理参数是心脏工作速率(脉搏)和血压。心电图(ECG)是心脏工作的最具代表性的生理特征之一。
心电描记法是使用置于患者身体上的电极来记录心脏在一定时间周期内的电活动的过程。这些电极检测皮肤上因每次心跳期间心肌极化和除极产生的微小电变化，并且由此和/或由另一装置(诸如电极识读器)生成记录。
常规心电图仪采用多个(8-12个)电极来测量心脏的电活动。每个电极以一定的容差范围放置在患者身上的特定位置。通过这些电极，心脏电位的总量级通常从十二个不同的角度(“导联线”)测得并在一定时间周期(通常为10秒)内记录。这样，心脏电偶极子的总量级和方向就在完成整个心动周期的每个时刻被捕捉。最终得到的由这种非侵入式医疗程序产生的电压和时间的关系图被称为心电图(ECG或EKG)。各种常规心电仪包括3、5、15、16条导联线。
在每次心跳期间，健康的心脏具有有序的除极和极化进程，其始于窦房结的起搏细胞，向外蔓延通过心房，通过房室结向下进入希氏束并进入向下延伸的浦金氏纤维并向左贯穿整个心室。除极和极化的有序模式使特征性ECG跟踪得以实现。
因此，ECG是医疗诊断的一种绝对基础的方法。从ECG提取的健康医疗信息对于直接确定心脏功能以及许多其他重要身体参数(诸如心脏疾病、心房颤动、胆固醇堵塞、心脏病预测、高血压等)是必不可少的。ECG提供了大量与心脏的结构及其导电系统的功能有关的信息。尤其是，ECG可用于测量心跳的速率和节律、心腔的尺寸和位置、心脏肌细胞或传导系统的任何损伤的存在、心脏药物的效用、以及植入的起搏器的功能。
日常生活中的持续ECG检测的可能性，对于现代社会中的可以尽早检测到心脏病信号的预测性医疗保健，是极为重要且非常宝贵的。使用光电容积描记法(脉搏血氧定量法)从手腕上的单一位点测量心率的脉搏表近来已商售。
Figure GDA0001862394470000021
Runner Cardio和
Figure GDA0001862394470000022
Alpha表使用光电容积描记法来持续测量血液动力血液波和心率。它们的工作原理基于使用额外的ECG信号来计算血压的脉搏传导时间法。
沿手臂的皮肤表面电位
根据定义，ECG是一种差分测量。根据生物电容积导体身体性质以及表示心脏偶极子功能的动态电场容积源，沿手臂存在梯度电场分布。这个心脏偶极子电场在皮肤上形成动态体表电位图，这个电位图在表示ECG信号的至少两个皮肤位点处差分测得。
如图1a至图1f(Malmivuo和Plonsey,1975)所示，National InstrumentsTM在线教程，2013年5月8日发布)，为了获得P-QRS-T心搏周期的最大最明显振幅，根据Einthoven三角偶极子矢量投影法，在偶极子上正常测量ECG信号。在这种方法中，电极连接到三个肢体部(左臂、右臂和左脚)以获得由心脏在其除极周期中产生的电偶极子矢量的投影。如果在心脏的电激励中观察到可能因心肌梗塞导致的一定不规则性，则说明相关的电激励正在改变并且信号正朝其他方向移动。这种不规则性然后将在投影信号中可见。
可以使用标准差分低噪放大器沿手臂轻松测量ECG信号。图2a示意性地示出了17个标记身体位点上相对于初始位点“1”的各种ECG记录。图2b示出了在标记电极位置1至15(位置16和17为手和指尖)处记录的电压值(Q至R峰振幅)。图2c显示了在50ms QRS时间间隔期间的三个体表电位图。电位被颜色编码到体表上。来自心源的电场的分布用数值法计算。当参比电极放置在患者胸部靠近其心脏的位置(位点1)并且第二电极正相应地朝位点2-16之间的指尖方向逐渐移动时，使用标准Ag/AgCl凝胶ECG电极测量差分ECG信号。
在电极位置8(手肘)处，差分信号达到最大值，并保持恒定直至到达指尖(位置16)。这个实验观察源于身体容积导体内的在图2c中示出并且在图2b中明确证实的电场分布性质。由于Q至R峰振幅在手腕区域(电极位置13-14)不改变，因此信号分布非常妨碍藉由(使用)基于脉搏血氧定量法的上述腕表装置进行的实际ECG检测。
因此，需要一种将基于不同检测原理的新型传感器。这些新型传感器将附接到肢体的下部，并提供持续单点心血管监测。甚至更需要如下这样的心血管传感器：这些心血管传感器确实需要附接到身体但能够远程监测心血管活动。
非差分传感技术
目前只有两种非差分传感技术近来被开发用于在胸部上或甚至在下肢上进行心血管监测。Nakayama等人(2011)和An等人(2012)描述了以巨磁阻抗(GMI)为基础的基于CMOS的微电子电磁场传感器。这些类型的微电子装置能够从胸部检测心磁图描记术(MCG)单点信号，但无法从手腕检测MCG信号。
Kado等人(2010)描述了根据电磁场的量级改变其光学性能(诸如反射率)的光电检测器。此类换能器已经应用在个人RFID系统中，例如
Figure GDA0001862394470000031
NTT。然而基于非差分皮肤电位或远程心血管监测的下肢ECG信号检测依然未经证实且具有挑战性。
呼吸生理参数
呼吸系统确保氧气渗透到人体中。需要特殊的医疗设备来记录呼吸特征，即所谓的呼吸或肺生理参数。表征人体健康状态的那些参数可被分为三个类群：容积参数、呼吸系统生理参数(呼吸率以及呼吸系统的其他力学参数)、以及肺内气体交换的参数。容积参数，诸如总肺容量、潮气呼吸量和功能残气量，表征人体部位对呼吸功能做出响应的潜力和功能。生理参数，诸如呼吸率和呼吸周期，与呼吸或肺系统的力学模型有关。气体交换生理参数与呼吸时人体的气体渗入和排放有关。所有这些参数都是相互依赖的，通过对其中某些参数的测量，可计算其余参数。
肺系统参数的常规和远程测量传统上使用与遥感测量原理不太兼容的呼吸罩。间接的无罩方法根据一些其他生理身体参数(如人体组织的周期性阻抗)来评估呼吸参数。主要问题在于结果的准确度，因为大多数已知的方法对人体运动敏感，给呼吸参数测量带来重大误差。
中央静脉压监测
中央静脉压(CVP)是在胸部静脉中心脏右心房处形成的血压，并对应于泵回到心脏的血液量。当前只有一种方法来测量右心房的压力。这种方法采用导管，因此具有侵入性。鉴于不同的导管位置，从同一个患者记录的CVP数据可能不同。所获得的有关心房压力的信息对于许多心血管疾病的诊断非常重要。心房压力实际上是用于监测的最稳定可靠的压力。此外，心房压力还提供有关肺压力的信息，该信息性是肺疾病诊断所需要的，所述肺疾病诸如为近期显示是世界最大疾病类群之一的肺动脉高压。使用上述单点心血管传感是持续监测肺压力的唯一的非侵入式途径。
高电子迁移率晶体管
极化掺杂高电子迁移率晶体管(HEMT)是一种场效应晶体管(FET)，其中两层不同的带隙和极化场生长在彼此之上，形成异质结结构。由于极化场中的不连续性，在异质结结构的所述层之间的界面处形成表面电荷。如果感应表面电荷为正，则电子将倾向于补偿感应电荷，从而形成沟道。由于在HEMT中，沟道电子被限制在量子阱中所述层之间界面处的无限狭窄空间区域中，因此这些电子被称为二维电子气(2DEG)。沟道电子在量子阱中的这种特殊限制实际上赋予了它们二维特征，这些特征极大地增强了它们的迁移率，胜过电子于其中流动的材料的体迁移率。
基于III-V半导体材料(诸如氮化镓(GaN)和氮化铝镓(AlGaN))层的HEMT近来被开发用于高电压和高功率开关应用。高电压和高开关速度允许制造更小、更高效的装置，诸如家用电器、通信装置和汽车。为了控制2DEG沟道中的电子密度并且打开和关闭HEMT，应调节晶体管栅极处的电压。
图3a至图3c示意性地示出了三个不同偏压条件下的量子阱，这三个条件从比阈值电压(VT)高出许多的正栅极电位(VG)开始，向下达到0V栅极电位，再继而达到低于阈值电压的负值。VT被定义为为了将电子布居在GaN层与AlGaN层之间的界面处从而形成2DEG沟道的电导率而所需的电压。由于2DEG沟道电子占用的能级低于费米(Fermi)能级，因此当VG＞＞VT(图3a)时，量子阱中的费米能级高出若干能级。这就使得2DEG沟道电子具有高布居，并且因此具有高电导率。在这种情况下，HEMT被打开。然而，当VG降至0V(图3b)时，费米能级也相对于量子阱下降。因此，较少的电子能级被占用，2DEG沟道电子的量显著减少。当VG＜＜VT(图3c)时，所有电子能级都高于费米能级，并且在栅极下面不存在2DEG电子。这种情形被称为“沟道耗尽”，并且HEMT关闭。
许多可商购的基于AlGaN/GaN的HEMT结构都具有负VT，从而导致在0V栅极电位时为“常开”工作模式。它们被称为“耗尽模式晶体管”，并且当必须在栅极上施加负电压以便阻断电流时，它们用在各种电力开关应用中。然而，出于高电压或高功率密度下的安全操作，为了降低电路复杂度并消除备用功耗，优选具有“常闭”特性的HEMT。
若干用于制造常闭HEMT的技术已被报道。Burnham等人(2010)提出了凹陷栅极类型的常闭结构。在该结构中，AlGaN势垒层被蚀刻，并且栅极被放置得较靠近AlGaN势垒层与GaN缓冲层之间的界面。随着栅极接近所述层之间的界面，VT增大。一旦耗尽区到达界面处并且在零栅极电压下耗尽2DEG沟道，便实现了晶体管的常闭工作。这些HEMT的主要优点在于相对较低的功耗、较低的噪声以及较简单的驱动电路。这些HEMT当前用在例如微波和微米波通信、成像和雷达中。
Chang等人(2009)提出使用一种非常薄的AlGaN势垒，而不是蚀刻相对较厚的势垒层来接近AlGaN/GaN界面。这种结构通过使栅极朝着AlGaN/GaN界面接近，也实现了常闭工作。Chen等人(2010)提出使用基于氟的等离子处理法。尽管许多出版物采用各种方法来实现对漏极电流具有最小影响的常闭装置，但遗憾的是，它们牺牲了装置的接通性能。
发明内容
本申请描述了用于使用基于开栅伪导电高电子迁移率晶体管(PC-HEMT)的微电子传感器来监测人体主体的生理参数的方法的实施方案。在一些实施方案中，晶体管包括衬底，在衬底上沉积有多层异质结结构。在其他实施方案中，多层异质结结构放置在无支撑薄膜上。该异质结结构可包括至少两个层，即缓冲层和势垒层，所述层由III-V单晶或多晶半导体材料生长。
导电沟道形成在缓冲层与势垒层之间的界面处并在系统中源极电极与漏极电极之间提供电子或空穴电流，该导电沟道就双层配置而言包含二维电子气(2DEG)，或者就三层配置而言包含二维空穴气(2DHG)。源极和漏极欧姆或电容耦合(非欧姆)触点连接到所形成的2DEG/2DHG沟道以及电金属化层，后者放置在晶体管之上并将其连接到传感器系统。可选的电介质层沉积在异质结结构之上。由于将顶层凹陷或生长到特定的厚度，因此晶体管的开栅区域形成在源极区域与漏极区域之间。
如果源极触点和漏极触点是非欧姆(电容耦合)的，那么为了电接触下方的比金属化层低大约5-20nm的2DEG/2DHG沟道，会使用AC频率机制。非欧姆金属触点与2DEG/2DHG沟道的电容耦合通常在高于30kHz的频率下产生。对于非欧姆触点，无法执行DC读出。相反，会对流过2DEG/2DHG沟道的电流执行AC读出或阻抗测量。
在一些实施方案中，PC-HEMT结构的显著特征是：
(i)源极触点与漏极触点之间开栅区中顶层的厚度为5-9nm，优选地为6-7nm，更优选地为6.3nm，并且对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围，
(ii)源极触点与漏极触点之间开栅区中顶层的表面的粗糙度为大约0.2nm或更少，优选地为0.1nm或更少，更优选地为0.05nm或更少，以及
(iii)用于与导电2DEG/2DHG沟道电容耦合的非欧姆源极和漏极触点可选地替代欧姆触点。
在一些实施方案中，本申请的PC-HEMT多层异质结结构由任何可用的III-V单晶或多晶半导体材料生长，所述材料诸如为GaN/AlGaN、GaN/AlN、GaN/InN、GaN/InAlGaN、GaAs/AlGaAs GaN/InAlN、InN/InAlN和LaAlO3/SrTiO3。对于GaN/AlGaN PC-HEMT，已令人意外地发现，在PC-HEMT的开栅区中，与PC-HEMT的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围对应的顶层厚度为大约6-7nm。
在一个具体的实施方案中，异质结结构可为三层结构，该三层结构由两个缓冲层和像三明治一样挤压在所述缓冲层之间的一个势垒层组成。这可引起在势垒层上方的顶部缓冲层中形成二维空穴气(2DHG)，从而导致晶体管的极性反转。
此外，在一些实施方案中，本申请提供了基于本申请的PC-HEMT的传感器以用于执行非侵入且持续的心血管和肺监测，即，检测、测量和监测心电图信号和中央静脉压(CVP)。它们还能够进行呼吸监测和肺活动诊断，并且因此能够用在肺和呼吸相关应用中。此外，这些传感器可监测脑活动并测量和监测与脑电图(EEC)相关的电信号。此外，本发明的传感器可用在眼部压力诊断中。
本申请的PC-HEMT传感器的工作原理基于传感器/组织表面界面处的超高电荷敏感度。生理上，人体心脏代表在人体所代表的容积电解导体内作用的电偶极子场的容积源。利用极高的电荷敏感度，可以记录两个过程：心脏电偶极子的由于心肌极化/除极循环所致的外观和波(动态分布)，以及随后的极化的心脏部分实时产生的相应机械运动。在一个具体的实施方案中，本申请的传感器用于心血管监测，该传感器的GUI以一定方式编程使得能够解译从传感器获得的信号峰，处理它们的形状和时间间隔，并将它们与对应的ECG峰/P、Q、R、S、T和J峰的位点读数相关联以及与心电图中所述位点之间的相关时间间隔相关联。
各种实施方案可提供不同的有益效果，并且可与各种应用结合使用。在附图和以下描述中阐述了一个或多个实施方案的细节。通过这些描述和附图以及通过权利要求，所描述的技术的其他特征、目的和优点将显而易见。
附图说明
通过结合附图进行的以下详细描述，将更全面地理解和领会所公开的实施方案。
图1a至图1f示出了根据现有技术的Einthoven三角和心脏极化-除极周期。
图2a示意性地示出了根据现有技术的17个标记身体位点上相对于靠近患者心脏的初始(参比)位点的ECG记录。
图2b示出了根据现有技术的在标记电极位置1至15(位置16和17为手和指尖)处记录的电压值(Q至R峰振幅)。
图2c示出了根据现有技术的在50ms QRS时间间隔期间的三个体表电位图(电位被颜色编码到体表上)。
图3示意性地示出了三个不同偏压条件下的量子阱：
图3a：比阈值电压(VT)高出许多的正栅极电位(+VG)，
图3b：0V栅极电位，以及
图3c：低于阈值电压(VT)的正栅极电位(-VG)。
图4a至图4b示意性地示出了一个实施方案的不具有电介质层的PC-HEMT的横截面视图(XZ)(a)和顶视图(XY)(b)。
图4c示意性地示出了一个实施方案的具有非欧姆(电容耦合)触点且不具有电介质层的PC-HEMT的横截面视图。
图4d示意性地示出了一个实施方案的具有高掺杂源极区和漏极区的PC-HEMT的横截面视图。
图4e示意性地示出了一个实施方案的具有电介质层的PC-HEMT的横截面视图。
图4f示意性地示出了一个实施方案的具有非欧姆(电容耦合)触点和电介质层的PC-HEMT的横截面视图。
图5示意性地示出了GaN/AlGaN HEMT的2DEG沟道内部感应的源-漏电流(载荷子密度)对凹陷在开栅区中的AlGaN势垒层的厚度的依赖关系。
图6示出了导带不连续时2DEG形成(电荷中性与最低能级的组合)背后的理论。
图7a示出了PC-HEMT对用于22nm AlGaN势垒层的离子液体的灵敏度，该势垒层正常生长并且然后凹陷至6-7nm。
图7b示出了PC-HEMT对用于超薄AlGaN势垒层的离子液体的灵敏度，该势垒层生长至6-7nm并且然后向下凹陷至5-6nm并用等离子蚀刻。
图8a示意性地示出了2DEG和2DHG导电沟道在Ga面三层AlGaN/GaN PC-HEMT结构中的形成。
图8b示意性地示出了2DEG和2DHG导电沟道在N面三层AlGaN/GaN PC-HEMT结构中的形成。
图8c示意性地示出了2DEG导电沟道在N面三层AlGaN/GaN PC-HEMT结构中的形成。该N面三层AlGaN/GaN PC-HEMT结构具有超薄Al(GaN)N层以用于改善限制。
图9表示一个实施方案的直接接触式微电子传感器。
图10a示意性地示出了在传感器暴露于正电荷期间的形成有双层的势垒层/液体界面、简化的等效界面电路和离子电动态。
图10b示意性地示出了在传感器暴露于负电荷期间的形成有双层的势垒层/液体界面、简化的等效界面电路和离子电动态。
图11示意性地示出了一个实施方案的基于具有Ag/AgCl参比池电极的PC-HEMT的系统。
图12a示意性地示出了一个实施方案的具有无支撑薄膜的PC-HEMT的横截面视图。
图12b示出了当将外部压力(质量效应)施加在包含图12a的PC-HEMT的传感器上并且转移到因弯曲导致的改变的内部应变中时的情形。
图13示意性地示出了一个实施方案的系统，其中电压源是电池。
图14示意性地示出了一个实施方案的具有远程读出件的零功率RFID传感器。
图15示意性地示出了一个实施方案的具有远程读出件的直接接触式传感器。
图16示出了基于对额外液体栅极电极的使用的放电方法，该液体栅极电极电连接到传感器的电源。
图17示意性地示出了一个实施方案的具有远程读出件和反馈控制件的直接接触式传感器，该反馈控制件用于经由外部或集成栅极电极进行能级调节和去俘获。
图18示意性地示出了一个实施方案的用于远程读出的光电传感器。
图19示出了根据一些实施方案的基于本申请的PC-HEMT传感器的智能或健身手表。
图20a示出了表达为特征性心冲击描记(BCG)峰的心搏周期。
图20b示出了同时记录的ECG和BCG信号与等效时间同步的PC-HEMT传感器信号(红色)。
图21示意性地示出了用于最大程度减少机械和振动型心脏运动伪影的实验布置。
图22示出了用常规仪器记录的心跳的形式表示。
图23示出了与标准信号相比的用PC-HEMT传感器以及血氧定量计在手腕处检测的心跳。
图24a示出了与用ECG和用PC-HEMT传感器记录的心脏信号数据同步的中央静脉压(CVP)波形数据。
图24b示出了藉由使用PC-HEMT传感器进行的一百次组合测量获得的图23a的ECG记录曲线的一阶导数。
图25示出了用ECG和CVP波形数据记录的心脏信号数据与用PC-HEMT传感器记录的心脏信号数据之间的相互关联。
图26a至图26b示出了来自两个患者的正常(红色)与异常(灰色)心脏信号形状的比较。
图27示出了临床试验期间的流动环境。
图28a示意性地示出了临床试验中使用的传感器布置。
图28b示出了从第一个患者的医疗导管控制单元获得的ECG和PPG打印输出。
图28c示出了在使用20Hz低通滤波器的临床试验中针对第一个患者获得的与ECG(红色粗线)以及与PC-HEMT同步的导管主动脉压力(蓝色)的持续记录信号(红色细线：使用20Hz低通滤波器获得的心搏周期和呼吸周期；紫色：使用2-20Hz带通滤波器获得的心搏周期)(图中的“SPC”表示“单点心电描记”，它实际上是PC-HEMT传感器记录的波形信号)。
图29a至图29b示出了SPS信号，所述信号来自在临床条件下用20Hz低通滤波器在对照试验中记录的心搏周期。
图30a示出了来自第二个患者的医疗导管控制单元的ECG和PPG打印输出以及其在试验期间的实验室环境。
图30b示出了在使用20Hz低通滤波器的临床试验中针对第二个患者获得的导管主动脉压力(蓝色)的持续记录信号与ECG(红色粗线)以及与PC-HEMT的同步(红色细线：使用20Hz低通滤波器获得的心搏周期和呼吸周期；紫色：使用2-20Hz带通滤波器获得的心搏周期)(图中的“AP”是“主动脉压力”的缩写，“SPC”是“单点心电描记”的缩写，它实际上是PC-HEMT传感器记录的信号)。
图31a示出了来自第三个患者的医疗导管控制单元的ECG和PPG打印输出。
图31b示出了在临床试验中针对第三个患者获得的导管右心房压力(紫色粗线)的持续记录信号与PC-HEMT信号(表示使用20Hz低通滤波器获得的心搏周期和呼吸周期的红色细线，以及紫色细线)以及ECG(红色粗线)的同步(图中的“RAP”表示“导管右心房压力”，“SPM”是“单点监测”的缩写，它是PC-HEMT传感器记录的信号)。
图32a至图32b示出了来自导管RAP(紫色线)、主动脉压力(AP，蓝色线)、ECG(红色线)和PC-HEMT传感器(记录使用2-20Hz带通滤波器获得的心搏周期的紫色线)的持续记录信号的同步。
图33以放大图序列示出了在左手腕上单身体位点处所记录的心血管活动。
图34以放大图序列示出了在右手腕上单身体位点处所记录的心血管活动。
图35以放大图序列示出了在口腔内测得的所记录的心血管活动。
图36a示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。这些信号用50Hz噪声、平面内VGS＝-1.6V和放大增益500来调制，并在经历10Hz低通(LP)滤波器之后进行绘制。
图36b示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。这些信号用50Hz噪声、平面内VGS＝0V和放大增益500来调制，并在经历10Hz LP滤波器之后进行绘制。
图37a示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。这些信号用50Hz噪声和放大增益1000来调制，并在经历10Hz LP滤波器之后进行绘制。
图37b示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。这些信号用50Hz噪声和零(0)放大增益来调制，并在经历10Hz LP滤波器之后进行绘制。
图38a示出了在正常呼吸节律期间在呼出阶段(呼气)在单个身体位点(手腕)处记录的心脏信号(四个心动周期)。
图38b示出了在持续20-30s的连续吸入(深吸气)期间在手腕处记录的心脏信号。
图39示出了在正常呼吸节律期间在呼出阶段用PC-HEMT传感器记录的并且与参考生物物理心脏动态周期时间同步的心脏信号(两个周期)。
图40示出了在持续20-30s的连续吸入期间(红色实线)用PC-HEMT传感器记录的并且与参考生物物理心脏动态周期时间同步的心脏信号(两个周期)。吸入阶段期间的心脏信号(两个周期)在背景中显示(蓝色虚线)。
具体实施方式
在以下描述中，将描述本申请的各个方面。出于说明的目的，阐述了具体的配置和细节，以便提供对本申请的透彻理解。然而，对于本领域技术人员还将显而易见的是，本申请可在不使用本文所提供的具体细节的情况下实施。此外，熟知的特征可能被省去或简化，以使本申请不会难以理解。
权利要求中所使用的术语“包括”不应被理解为局限于其后所列出的途径；它不排除其他元件或步骤。它需要被理解为说明所述的特征、整数、步骤或部件像所述的那样存在，但不排除存在或添加一个或多个其他特征、整数、步骤或部件、或它们的组。因此，“包括x和z的装置”这一表达的范围不应局限于仅由部件x和z组成的装置。如本文所用，术语“大约”意指相对于所提及或所声称的值存在10％容差。如本文所用，术语“和/或”包括一个或多个相关列出项的任意和全部组合。除非另有说明，否则本文所使用的所有术语(包括技术和科学术语)的含义与本发明所属领域的普通技术人员通常所理解的含义相同。还应理解的是，术语，诸如常用字典中定义的那些，应被理解为具有与其在本说明书及相关领域的上下文中的含义一致的含义，并且不应以理想化或过度正式的意义来理解，除非本文中明确有此规定。为了简洁和/或清晰起见，熟知的功能或构造可能不会详细描述。
应当理解，当某个元件与另一元件的关系被描述为“位于其上”、“附接到”、“连接到”、“与其耦合”、“接触”，等等时，它可以直接位于该另一元件上、附接到该另一元件、连接到该另一元件、与该另一元件耦合或接触该另一元件，或者也可以存在中间元件。相比之下，当某个元件与另一元件的关系被描述为，例如，“直接位于其上”、“直接附接到”、“直接连接到”、“直接与其耦合”、“直接接触”，等等时，不存在中间元件。本领域技术人员还应明白的是，在提及与另一特征“相邻”设置的结构或特征时，可能具有叠加在该相邻特征之上或位于在该相邻特征之下的部分。
在本公开的一个方面，本申请描述了一种用于持续监测患者的至少一个生理参数的非侵入式方法，其包括：
1)将所述患者身体上的单个传感点与微电子传感器接触，或者将微电子传感器放置在远离所述患者身体的空间中，所述微电子传感器包括开栅伪导电高电子迁移率晶体管(以下定义为“晶体管”)或所述晶体管的阵列；
2)使用所述传感器随时间推移持续记录从所述患者身体接收的电信号，所述电信号为所述晶体管的源-漏电流的形式(定义为IDS动态)；
3)将所述记录信号从所述传感器持续传输到外部存储器；以及
4)处理所述外部存储器中的所述传输信号，将所述IDS动态与所述生理参数相关联，并从所述信号中提取医疗数据形式的所述生理参数，从而持续监测所述生理参数；
其中所述晶体管包括：
a)由III-V单晶或多晶半导体材料制成的多层异质结结构，所述结构包括至少一个缓冲层和至少一个势垒层，所述层交替堆叠，并且所述结构沉积在衬底层上或放置在无支撑薄膜上；
b)包括二维电子气(2DEG)或二维空穴气(2DHG)的导电沟道，所述导电沟道形成在所述缓冲层与所述势垒层之间的界面处并在所述晶体管中源极触点与漏极触点之间提供电子或空穴电流；
c)所述源极触点和所述漏极触点，所述源极触点和所述漏极触点连接到所述2DEG或2DHG导电沟道并且连接到用于将所述晶体管连接到电子电路的电金属化层；以及
d)位于所述源极触点与所述漏极触点之间的开栅区；
其中：
(i)在所述晶体管的所述开栅区中的所述结构的顶层(势垒层或缓冲层)的厚度为5-9纳米(nm)，对应于所述晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的所述伪传导电流范围，并且
(ii)所述顶层的表面的粗糙度为大约0.2nm或更少。
在一些实施方案中，所述外部存储器为移动装置、台式计算机、服务器、远程存储设备、互联网存储设备或远程医学云。在其他实施方案中，所述医疗数据还以IDS动态的视觉、图形或数学表示的形式或任何其他可读格式显示。
在一个具体的方面，使用本发明实施方案的传感器监测的生理参数是与心电图有关的心输出量和原发性心脏活动、中央静脉压、左右心房压力、心率变异性、与心音图有关的S2分裂现象、与呼吸周期和动态有关的及与呼吸率和呼吸量有关的肺或肺活动、以及与脑电图有关的脑活动。在一个具体的实施方案中，生理参数是心搏量、心搏量的呼吸相关变化、外周血管阻力、呼吸频率和幅度(或潮气量)、以及动脉顺应性。
来自微电子传感器的所记录的信号所传输到的用户接口可为任何固定式或移动式处理器。对于可穿戴装置，诸如手镯，将患者身体上的单个传感点与本发明实施方案的传感器接触通过以下方式来完成：将可穿戴装置固定到患者的手腕，然后记录IDS动态，并且由此测量患者的至少一个生理参数，诸如心电图或右心房压力。
将PC-HEMT连接到电路的源极触点和漏极触点可为欧姆或非欧姆(电容耦合，如下文将描述)。在一个实施方案中，图4a至图4b地示出了本申请的PC-HEMT的横截面视图(XZ)(a)和顶视图(XY)(b)，该PC-HEMT包括：
■由III-V单晶或多晶半导体材料构成的多层异质结结构，所述结构包括一个缓冲层(11)和一个顶部势垒层(12)并沉积在衬底层(10)上；
■形成在所述缓冲层(11)与所述顶部势垒层(12)之间的界面处的二维电子气(2DEG)导电沟道(13)；
■源极和漏极欧姆触点(15)，所述触点连接到所述2DEG导电沟道(13)并且连接到用于将所述晶体管连接到电路的电金属化层(14)；以及
■位于所述源极和漏极欧姆触点(15)之间的开栅区(17)；
其中：
(i)所述开栅区(17)中的所述势垒层(12)的厚度(d)为5-9nm，对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围，并且
(ii)所述顶部势垒层(12)的表面的粗糙度为大约0.2nm或更少。
此外，图4c示出了另一实施方案的PC-HEMT的横截面视图，该PC-HEMT包括：
■由III-V单晶或多晶半导体材料构成的多层异质结结构，所述结构包括一个缓冲层(11)和一个顶部势垒层(12)并沉积在衬底层(10)上；
■形成在所述缓冲层(11)与所述顶部势垒层(12)之间的界面处的二维电子气(2DEG)导电沟道(13)；
■电金属化层(14)，其电容耦合到所述2DEG沟道(13)以用于感应出位移电流(25)，从而形成将所述晶体管连接到电路的非欧姆源极和漏极触点；以及
■位于所述非欧姆源极和漏极触点之间的开栅区(17)；
其中：
(i)开栅区(17)中的顶部势垒层(12)的厚度为5-9nm，对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围，并且
(ii)顶部势垒层(12)的表面的粗糙度为大约0.2nm或更少。
“电容耦合”被定义为同一电路内或者不同电路之间通过由电路节点之间的现有电场感应出的位移电流产生的能量转移。一般来讲，欧姆触点是遵循欧姆定律的触点，这就意味着，流过它们的电流与电压成正比。然而，非欧姆触点不遵循欧姆定律的这个线性关系。换言之，流过非欧姆触点的电流不与电压成线性比例。相反，它提供梯度逐渐增大的陡曲线，因为在这种情况下，电阻随着电流增大而增大，从而导致非欧姆触点上的电压增大。这是因为，电子承载了更多能量，并且当它们与导电沟道中的原子碰撞时，它们会转移更多能量，从而形成新的高能量振动状态，进而使电阻并温度增加。
当在单晶或多晶半导体材料上面放置有电金属化层时，在金属与半导体之间会发生“肖特基接触”或“肖特基势垒接触”。在肖特基-莫特规则中考虑了这种接触的能量，该规则将金属与半导体之间的能量势垒预测为跟金属-真空功函数与半导体-真空电子亲和势之间的差成比例。然而，这是一种理想的理论行为，而在实践中，金属与半导体之间的大多数界面仅在一定程度上遵循此规则。半导体晶体与金属邻接的边界在其带隙内形成新电子状态。由金属感应出的这些新电子状态及其布居将带隙的中心推向费米能级。这种因金属-半导体接触导致的使带隙的中心向费米能级偏移的现象被定义为“费米能级钉扎”，它因不同的半导体而异。如果费米能级在能量上远离带边缘，则将优选形成肖特基接触。然而，如果费米能级接近带边缘，则将优选形成欧姆接触。肖特基势垒接触是一种整流非欧姆接触，其在实践中几乎与半导体或金属功函数无关。
非欧姆接触允许电流仅在一个方向上流动，其具有看起来与二极管的电流-电压曲线相似的非线性电流-电压曲线。相反，欧姆接触允许电流在两个方向上在正常装置工作范围内以大致等同的方式流动，其具有与电阻器的电流-电压关系相近的几乎线性的电流-电压关系(因此称为“欧姆”)。
图4c示出了当2DEG沟道的晶体管的电连接经由通过肖特基势垒接触电容耦合到电金属化层来实现时的情形。只有在将足够高的AC频率(高于30kHz)施加到金属化层的情况下，才可能发生这种耦合。电容耦合到2DEG沟道的电金属化层利用了通过位移电流使能量转移的已知现象。这些位移电流由电金属化层与在AC频率模式下工作的2DEG导电沟道之间的通过如上所述的肖特基接触产生的现有电场感应出。
现在参见图4d，其示意性地示出了本申请的一个实施方案的具有高掺杂源极区和漏极区(18)的PC-HEMT的横截面视图。在这种情况下，源极区和漏极区的高度掺杂可导致带边缘失配。然而，如果半导体的掺杂度足够高，则它将形成特定电位势垒，该电位势垒低到足以传导电子从而具有穿过此势垒的高隧穿概率并且因此将电流传导通过2DEG沟道。
到图4d所示的2DEG沟道的电连接使用叠加在2DEG沟道上并且具有非常低的电阻的高掺杂半导体区(18)来实现。掺杂物离子，诸如硼(B+)、磷(P+)或砷(As+)，大体上由气体源形成，使得该源的纯度可以非常高。当注入到半导体中时，在退火后，每个掺杂物原子在半导体材料中形成电荷势垒。针对p型掺杂物形成空穴，并针对n型掺杂物形成电子，从而修改半导体附近的电导率。As+可用于n型掺杂，而B+和P+离子可用于p型掺杂。例如，对于AlGaN/GaN结构，硅结构的源极区和漏极区用B+或P+重掺杂以形成到2DEG沟道的电连接。在这种情况下，硅层彼此之间具有非常低的结电阻，并且为了在2DEG沟道中感应出电流，将金属化层放置在源极区和漏极区之上并连接到电路。
第三种选项将是，使用同样可在2DEG沟道中感应出电流的光子效应。为了将光激励与导电2DEG沟道中的电子效应相结合，应在硅层中形成光子效应。关于直接的光子效应，熟知的是，只有在所吸收的光的能量(E＝hν)大到足以使电子能够被激励到价带中时，光才能被吸收。在这种情况下，E是光子能，h是普朗克(Planck)常数，ν是光子频率。该频率通过光的恒定速度结合到光的波长λ，c＝λν。通常，硅在室温下的带隙为1.12.eV，这就意味着，对于大于1240nm的波长(其为近红外范围)，硅会变得透明。
对于较小的波长(即，较大的光子能)，会产生电子/空穴对，从而导致产生光电流。在完全耗尽的固有掺杂硅结构中，这会导致较高的载荷子密度，并且因此导致较高的敏感度。对于这些结构，整个可见光范围内的光都被吸收，从而使得此类装置成为理想的光检测器。允许硅半导体变得对光辐射具有光敏性的机构在文献中已有描述。在直接的光子效应中，它可以通过尺寸、晶体方向和表面终止状态来调整。这些效应实际上源于纳米级2DEG结构中电子的二维量子限制。
尽管使用波长较大且光子能低于带隙的光对硅结构进行的辐照不具有足够的能量来将载荷子从块状硅中的价带激励到导带，但在价带与表面状态之间也可产生电子/空穴对，并且仍可形成类似于施体的表面陷阱状态(表面陷阱状态的定义和说明见下文)。电子实际上耗尽在表面处俘获的这些空穴，并且因此调制栅极电场。光生空穴被栅极电场限制在硅结构的中心，由于带弯曲，它们在此处增大2DEG沟道的导电。空穴使沟道电导率在特定寿命期内增大，直至空穴被俘获(再次捕捉)在表面处。如果这个再俘获寿命期比空穴传导时间长得多，则晶体管的增益可以极大。
如果源极触点和漏极触点是非欧姆(电容耦合)的，那么为了电接触下方的比金属化层(14)低大约7-20nm的2DEG沟道，会使用AC频率机制。非欧姆金属触点与2DEG沟道的电容耦合通常在高于30kHz的频率下产生。对于非欧姆触点，无法执行DC读出。相反，会对流过2DEG沟道的电流执行AC读出或阻抗测量。
在一些实施方案中，PC-HEMT结构的显著特征是：
(i)使用用于与导电2DEG沟道电容耦合的非欧姆源极和漏极触点，
(ii)开栅区中势垒层的厚度为5-9nm，优选地为6-7nm，更优选地为6.3nm，对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围，并且
(iii)势垒层的表面的粗糙度为0.2nm或更少，优选地为0.1nm或更少，更优选地为0.05nm。
图4e和图4f分别示出了与图4a和图4c中所示实施方案相同的晶体管，但所述晶体管进一步包括沉积在势垒层(12)之上的电介质层(16)。在一个实施方案中，用于装置钝化的可选电介质层(16)由例如厚度为100-100-100nm的SiO-SiN-SiO(“ONO”)叠层或者具有相同厚度的SiN-SiO-SiN(“NON”)叠层构成。该电介质层(16)通过等离子增强化学气相沉积(PECVD)法(其为一种无应力沉积技术)来沉积在势垒层之上。
在一个具体的实施方案中，III-V半导体材料可选自GaN/AlGaN、GaN/AlN、GaN/InN、GaN/InAlN、InN/InAlN、GaN/InAlGaN、GaAs/AlGaAs和LaAlO3/SrTiO3。
电金属化层(14)将PC-HEMT连接到电路，并允许电流在源极触点与漏极触点之间流动。电金属化层(14)由金属叠层(诸如Cr/Au、Ti/Au、Ti/W、Cr/Al和Ti/Al)构成。金属叠层的Cr或Ti层的厚度为例如5-10nm，而第二金属层(诸如Au、W和Al)的厚度为100-400nm。实际金属化层(14)根据所确定的技术以及特定洁净室制造设备处的组装线来选择。源极和漏极欧姆触点通常由厚度为15-50nm的金属叠层(诸如Ti/Al/Mo/Au、Ti/Al/Ni/Au、Ti/Au和Ti/W)构成。另一方面，非欧姆触点则经由位移电流(25)电容耦合到导电2DEG沟道(13)。
在另一个实施方案中，衬底层(10)包括用于形成势垒层的合适材料，并且由例如蓝宝石、硅、碳化硅、氮化镓或氮化铝组成。异质结结构(11、12)例如通过金属有机物化学气相沉积(MOCVD)法沉积在衬底层(10)上，并且紧靠缓冲层(11)与势垒层(12)之间的界面形成二维电子气(2DEG)沟道(13)。势垒层(12)然后可作为薄层凹陷或生长在源极触点与漏极触点之间，从而形成开栅区。
靠近缓冲层(11)与势垒层(12)之间的界面形成的2DEG沟道(13)用作晶体管的对表面电荷和电位做出反应的主敏感元件。2DEG沟道(13)被配置为与表面或近侧电荷的非常小的变化相互作用或与势垒层/液体-空气或势垒层/金属/液体-空气界面上的电场变化相互作用，所述电场变化与势垒层的类似于施体的表面陷阱状态相互作用。这将在下文详细定义和讨论。
PC-HEMT的“开栅区”被定义为位于晶体管的源极触点与漏极触点之间的区域，该区域直接暴露于导电介质，诸如能够传导电流的液体或气体。导电液体的一个实例是电解液盐溶液。在这种情况下，经由浸入到电解液中的可选参比电极将参比电位施加到电解液-半导体系统，而不是使用通常施加到栅极电极的固定栅极电压。因此，在没有物理栅极的情况下，电解液自身变成晶体管的开栅。这将在下文更详细地说明。
开栅区中的势垒层(12)的具体厚度通过以下任一种方式来实现：干法蚀刻层(12)的半导体材料，即，以每1-2分钟1nm的蚀刻速率使用可控的工艺在开栅区中凹陷层；或者为开栅区中的缓冲层(11)涂覆III-V半导体材料的超薄层。为了提高晶体管的电荷敏感度，使用等离子(氯化物)Epi蚀刻工艺对凹陷的超薄势垒层的表面进行后处理。因此，原生钝化的表面就通过等离子蚀刻激活，以形成未补偿(离子化)的表面能量键或状态，所述表面能量键或状态在MOCVD生长后被中和。
图5示出了源-漏电流(载荷子密度)对凹陷在开栅区中的势垒层厚度的依赖关系。从曲线图中可以看到，开栅区中势垒层厚度大于大约9nm的HEMT是常开装置。在此类装置中，由于III-V材料中存在的内在极化效应，因此在势垒层界面的顶部和底部感应出薄电荷层。因此，在势垒层中感应出高电场，并且顶部界面处的表面施体状态开始施予电子以在不施加栅极偏压的情况下靠近异质结界面形成2DEG沟道。这些HEMT因此是常开装置。另一方面，开栅区中势垒层厚度小于大约5nm的HEMT充当常闭装置。
在开栅区中凹陷或生长至5-9nm的势垒层被优化以用于显著增强PC-HEMT传感器的敏感度。开栅区中的势垒层的这个具体厚度对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的“伪传导”电流范围，并且需要进一步说明。
HEMT的“伪传导”电流范围被定义为HEMT的介于其常开工作模式与常闭工作模式之间的工作范围。“陷阱状态”是半导体的带隙中的俘获载荷子直到其重新组合的状态。“表面状态”是由以下原因引起的状态：由于因某些晶体缺陷、位错或存在杂质导致的表面张力而引起局部晶体发生表面重构。此类表面重构通常形成与表面重组速度对应的“表面陷阱状态”。表面陷阱状态的分类取决于其能级在带隙中的相对位置。能量高于费米能级的表面陷阱状态类似于受体，当被占用时获得负电荷。然而，能量低于费米能级的表面陷阱状态类似于施体，当为空时带正电荷，并且当被占用时为中性。这些类似于施体的表面陷阱状态在2DEG沟道的形成中被视为电子源。它们在带隙内可拥有广泛的离子化能量分布，并且由表面层中的氧化还原反应、悬空键和空位导致。在2DEG沟道密度与离子化表面施体的数量之间始终存在一种平衡，这种平衡通过电荷中性以及界面处电场的连续性来控制。
因此在HEMT的势垒层的表面处形成的类似于施体的表面陷阱是沟道中2DEG的最重要来源之一。然而，这仅适用于特定的势垒层厚度。在相对较薄的势垒层中，表面陷阱状态低于费米能级。然而，随着势垒层厚度增加，表面陷阱状态的能量会接近费米能级，直到与费米能级重合。对应于此类情形的势垒层厚度被定义为“临界”。在这个位置，填充表面陷阱状态的电子通过势垒中发现的强极化感应电场被拉向沟道以立即形成2DEG。如果表面陷阱状态完全耗尽，势垒层厚度的进一步增加将不会增大2DEG密度。实际上，如果2DEG沟道层无法使势垒层延展，则后者将仅会驰豫。在势垒层驰豫后，在缓冲层与势垒层之间的界面处形成晶体缺陷，并且压电极化立即消失，导致2DEG密度退化。
为了例示伪传导电流的上述现象，现在参见以下图示。如上所述，图5示出了源-漏电流(载荷子密度)对凹陷的AlGaN势垒层厚度的依赖关系。施体表面陷阱状态与AlGaN隧道势垒之间的能量平衡导致在导带不连续时形成2DEG(电荷中性与最低能级的组合)。如上所述，势垒层厚度的减小导致能量势垒增大。因此，对从表面到2DEG的电子隧穿负责的可离子化的类似于施体的表面陷阱状态漂移至低于费米能级，从而最大程度降低对2DEG沟道的电子供应。这个理论情形在图6中示出。因此，AlGaN层从9nm到5nm的凹陷引起2DEG电导率极大地下降六个量级阶次。
因此，基于凹陷势垒层的2DEG耗尽机制极大地依赖于类似于施体的表面陷阱状态(或总表面电荷)。随着势垒层的厚度减小，为耗尽2DEG沟道而需要施加到势垒层表面的额外外部电荷减少。当2DEG沟道大部分耗尽但仍由于能量势垒与施体表面陷阱状态能量的组合而具有高导电性时，存在一个临界(最小)势垒厚度。在该临界厚度处，即使表面的经由任何外部影响(诸如表面反应、充电等)所致的最小能量偏移，也会立即引起非常强的2DEG耗尽。因此，该临界厚度下的势垒层的表面对周围电场的任何最小的变化都极为敏感。
因此，势垒层的栅极区从9nm向下至5nm的凹陷使2DEG密度降低，使晶体管达到“近阈值”工作并导致表面电荷敏感度大幅提高。势垒层的对晶体管的伪导电行为负责的具体的5-9nm厚度让传感器具有极高的敏感度。因此，在与离子液体或身体皮肤的接触时，它打开栅极，使其能够执行超敏感的传感。
例如，将经历了短暂等离子激活(60s)的具有生长了6nm的AlGaN层的PC-HEMT与具有凹陷至6.3nm且用等离子蚀刻450s的势垒层的PC-HEMT进行比较。AlGaN势垒层在第一种情况下下未凹陷，但2-3nm的SiN层(已知为“GaN帽层”)破裂，且表面状态被离子化。在第二种情况下，PC-HEMT的AlGaN势垒层向下凹陷至6.3nm并用等离子蚀刻450s。如图7a和图7b所示，经发现，凹陷结构对离子液体的敏感度比生长结构对离子液体的敏感度优胜几乎1,000倍。
除凹陷或生长的势垒层厚度之外，势垒层表面的粗糙度是先前尚未公开的另一个非常重要的参数。已令人意外地发现，(在开栅敏感区中)势垒层表面的低于0.2nm的粗糙度可防止分散类似于施体的表面陷阱状态。因此，这两个特征的组合：开栅区中势垒层的5-9nm厚度以及其表面的大幅降低的粗糙度使PC-HEMT成为极强大的功能放大器。
在另一方面，异质结结构可为三层结构，该三层结构由两个缓冲层和像三明治一样挤压在所述缓冲层之间的一个势垒层组成，其中顶层是缓冲层。这可引起在势垒层上方的顶部缓冲层中形成二维空穴气(2DHG)，从而导致晶体管相比上文所述的双层结构具有反转的极性。
一般来讲，III-V氮化物半导体材料的极性极大地影响着基于这些半导体的晶体管的性能。纤维锌矿GaN材料的质量可因其极性而异，因为杂质的包含和缺陷的形成与生长机制相关，生长机制继而又取决于表面极性。2DEG/2DHG的出现以及基于氮化物的材料的异质结结构的光学特性受到由自发极化和压电极化导致的内部场效应影响。所有III-V氮化物材料的装置都在极性{0001}表面上制作。因此，它们的特性取决于GaN层是表现出Ga面正极性还是N面负极性。换言之，由于纤维锌矿GaN材料的极性，任何GaN层都具有两个拥有不同极性的表面，即，Ga极性表面和N极性表面。Ga极性表面在本文中被定义为终止于Ga原子层的表面，每个所述Ga原子具有一个与该表面垂直的未占用键。每个表面Ga原子在远离该表面的方向上键合到三个N原子。相比之下，N极性表面被定义为终止于N原子层的表面，每个所述N原子具有一个与该表面垂直的未占用键。每个表面N原子也在远离该表面的方向上键合到三个Ga原子。因此，N面极性结构具有与Ga面极性结构相反的极性。
如上文对双层异质结结构的描述，势垒层始终放置在缓冲层之上。因此凹陷的层是势垒层，具体地讲，是AlGaN层。因此，由于2DEG用作导电沟道并且该导电沟道被定位得略低于势垒层(在GaN缓冲层的较厚的区域中)，因此异质结结构沿{0001}方向生长，或者换言之，具有Ga面极性。然而，如上所述，引起2DEG形成的物理机制是AlGaN/GaN界面处的极化不连续性，这由极化感应的固定界面电荷的形成来反映，所述固定界面电荷吸引游离载荷子以形成二维载荷子气。正是AlGaN/GaN界面处的正极化电荷吸引电子以在略低于该界面的GaN层中形成2DEG。
如上所述，界面电荷的极性取决于异质结结构的晶格定向，即，Ga面与N面的极性，以及取决于相应AlGaN/GaN界面在异质结结构中的位置(界面上方或下方)。因此，在本发明实施方案的异质结结构中可存在不同类型的累积载荷子。
对于三层异质结结构，有四种可能的配置：
Ga面极性
1)Ga面极性的特征在于在AlGaN势垒层下方的GaN层中形成有2DEG。这实际上与上述的双层配置相同，但是增加了顶部GaN层。在该配置中，AlGaN势垒层和两个GaN缓冲层必须被非故意掺杂或n型掺杂。
2)在图8a所示的另一种Ga面配置中，为了在该配置中AlGaN势垒层上方的顶部GaN层中形成包含二维空穴气(2DHG)的导电沟道，AlGaN势垒层应被p型掺杂(例如，以Mg或Be为受体)，并且GaN缓冲层也应使用Mg或Be进行p型掺杂或进行固有p型掺杂。N面极性
3)N面极性的特征在于在AlGaN势垒层上方的顶部GaN层中形成有2DEG，如图8b所示。在这种情况下，AlGaN势垒层和两个GaN缓冲层必须被非故意掺杂或n型掺杂。
4)最后一种配置假设2DHG导电沟道形成在AlGaN势垒层下方的GaN缓冲层中。在这种情况下，顶部GaN层可存在(三层结构)或不存在(双层结构)。AlGaN势垒层必须被p型掺杂(例如，以Mg或Be为受体)，并且底部GaN层也应使用Mg或Be进行p型掺杂或进行固有p型掺杂。
因此，基于上述配置，有四个异质结三层结构被注入在本发明实施方案的晶体管中：
A.在AlGaN势垒层下方的GaN缓冲层中形成有2DEG的Ga面GaN/AlGaN/GaN异质结构。在这种情况下，顶部GaN层可省去以获得双层结构。对于三层结构，顶部GaN层必须在开栅区中凹陷至1-9nm厚度，或者以该低厚度生长，具有低于0.2nm的粗糙度，并且AlGaN势垒的厚度可在生长期间正确调节。
B.在AlGaN势垒层上方的顶部GaN层中形成有2DHG导电沟道的Ga面GaN/AlGaN/GaN异质结构。顶部GaN层必须在开栅区中凹陷至5-9nm厚度，具有低于0.2nm的粗糙度，并且AlGaN势垒层的厚度可正确调节。必须调节GaN层和AlGaN势垒层的p型掺杂浓度；必须接触2DHG(在理想情况下，由欧姆触点来接触)。
C.在AlGaN势垒层上方的顶部GaN层中具有2DEG的N面GaN/AlGaN/GaN异质结构。顶部GaN层必须在开栅区中凹陷至5-9nm厚度，具有低于0.2nm的粗糙度。AlGaN势垒的厚度可在生长期间调节。必须调节GaN缓冲层和AlGaN势垒层的n型掺杂水平；必须接触2DEG(在理想情况下，由欧姆触点来接触)。
在AlGaN势垒层下方的GaN缓冲层中形成有2DHG的N面GaN/AlGaN/GaN异质结构。在这种情况下，顶部GaN层可省去以获得双层结构。在双层配置和三层配置中，顶部GaN层都必须在开栅区中凹陷至1-9nm厚度，具有低于0.2nm的粗糙度，并且AlGaN势垒的厚度可正确调节。
在上述所有结构中，为了获得更好的限制(对于N面结构)，电介质层在顶部的沉积可能是有益的或者甚至必需的。如图8c所示，对于上述“C”结构，可能甚至更有益的是，包含在2DEG沟道顶部具有高Al含量以改善限制的超薄(大约1nm)AlN或AlGaN势垒层。
本发明实施方案的优选的结构是结构“B”和“C”。在结构“B”中，2DHG导电沟道形成在相比AlGaN层具有更高化学稳定性(尤其是对于表面氧化)的顶部GaN层中。对于结构“C”，2DEG导电沟道可较靠近表面。因此，相比具有Ga面极性的2DEG结构，电子迁移率可能较低。一般来讲，异质结构的极性可通过对衬底的选择(例如，C面SiC)或者通过生长条件来调节。
在本公开的另一方面，图9示出了包括以下部件的微电子传感器：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，所述PC-HEMT或其阵列印制在柔性印刷电路板(PCB)(108)上，其中每个所述晶体管经由电金属化层(14)连接到其印制在所述PCB(108)上的专用电接触线(103)；
■经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以向所述晶体管供应电流的电压源(104)；
■集成或CMOS电流放大器(105)，其连接到所述电压源(104)以放大从所述晶体管获得的电流；
■模数转换器(ADC)，其具有连接到所述电流放大器(105)以将转换的信号输出到用户接口的内置数字输入/输出卡(106)；以及
■用于将传感器连接到用户接口的连接模块(107)。
传感器的所有上述部件可位于晶体管外部或内置到晶体管中。例如，图9所示的传感器布局具有包含四个PC-HEMT的阵列以用于实施更灵活的试验程序。该传感器的每个PC-HEMT制作在衬底上，衬底包含6英寸硅晶圆、GaN缓冲层和超薄生长AlGaN势垒层，如上所述。该特定晶体管中使用的AlGaN/GaN异质结参数被优化以获得如下的超薄AlGaN势垒层：势垒层之上的3.5nm SiN帽层、6nm Al0.25Ga0.75N以及沉积在Si晶圆衬底上的2μm GaN缓冲层。使用该传感器进一步例证的所有测量都在所制作的样本上开展，在基于离子注入的2DEG图案化步骤之后不进行任何额外的表面处理。
对于在导电液体(101)中的使用，将所制作的传感器粘在柔性纤维塑料PCB(108)上，并且其丝焊连接器用基于环氧树脂的顶部包封(109)来保护。电压源(104)可为任何合适且可商购的锂离子型电池或具有AC-DC或DC-DC转换器的任何能量采集器。ADC卡(106)可为任何可(例如，从National
Figure GDA0001862394470000191
或
Figure GDA0001862394470000192
)购买的合适的模数转换器卡。电流放大器(105)可为任何可商购的毫微微安放大器，例如，
Figure GDA0001862394470000193
SR570、DLPVA-100-F-S、
Figure GDA0001862394470000194
电流放大器DDPCA-300或Texas
Figure GDA0001862394470000195
INA826EVM。
在本申请的另一方面，传感器可施加到患者肢体(手臂、手肘、前臂、手腕、手掌或手指)的单个传感点或者可以与患者身体分离的方式使用。在一个具体的实施方案中，本申请的传感器可用于从患者身体上的任意单个位点并且具体地讲从手腕进行心血管监测。在另一个实施方案中，传感器可被施加来检测在从心房除极到心室复极的整个心搏周期期间身体皮肤的电场或者身体皮肤的因心脏电偶极子电荷动态所致的电场变化。
在又一个实施方案中，本申请的传感器是非接触式，并且用于远程心血管监测。传感器可放置在导电液体中，或者留在户外距离患者5.0m或更少距离。原则上，可在传感器与身体皮肤表面之间提供任何气体(诸如空气)、液体(诸如盐溶液、水或汗水)或凝胶以检测心脏信号。通过使势垒层的类似于施体的表面陷阱状态发生离子化或能量偏移，身体皮肤表面与所形成的2DEG沟道之间的相互作用经由电场以与栅极电极与2DEG沟道之间相似的方式藉由静电发生。如图9所示，患者将其手指放在导电液体(101)中，例如氯化钠溶液中。在这种情况下，传感器与导电液体(101)的接触可物理上代表传感器与皮肤表面的接触。这种情形用在本申请的在一些实施方案中以便实现从传感器远程实施心血管监测。导电液体(101)在这种情况下可用作非常稳定的中间体以用于与皮肤接触从而像如下所述那样形成栅极。
图10b示意性地示出了在传感器暴露于(a)正电荷和(b)负电荷期间的形成有双层的势垒层/液体界面、简化的等效界面电路和离子电动态。放入液体中时，任何表面电位都会导致在接触界面自然形成电化学双层，以在固态与离子导电液体之间保持电荷平衡。在图10a至图10b中，该双层与界面处的简化的等效电路一起被示意性地示出。该双层被大部分形成为在负离子空间电荷区域C2-R2与正离子空间电荷区域C3-R3之间具有1-3nm厚的清晰分隔，这导致二级空间电荷平衡区域C4-R4(10nm-1μm)和电荷梯度区域C5-R5在大块液中消失。当从固体和从液体没有更多电位偏移时，则在C1/R1-C5/R5元件拥有准恒定值的情况下保持电荷平衡。
在图10a至图10b中用矢量箭头示意性地示出了在电动态重排期间当外部电荷被引入到平衡的电解液中时的离子流。图10a示出了使用外部正电荷的电动态重排，而图10b示出了使用外部负电荷的电动态重排。当离子对施加在液体中的外部电场做出反应时，反映空间电荷的等效电路相应地变化。由于一些实施方案的基于PC-HEMT的传感器对表面电荷变化(C1/R1)极为敏感，因此空间电荷区域中从C5/R5到C2/R2的梯度离子重排也能够调制2DEG电导率。新平衡的动态和量级与液体电解液电导率、离子迁移率以及定义所得到的电解液电荷的外部电荷值成正比。一般来讲，由于朝着势垒层/电解液界面的出色的直接电荷转移，任何电解液都可极大增强传感器电荷响应。液体的离子与超薄势垒层的超敏感表面陷阱状态直接相互作用。
因此，如果传感器浸没到离子导电液体中，则液体离子将通过其运动电动态地对任何外部电荷做出反应。通过直接接触到势垒层表面，电荷敏感性得到极大增强。这种情况下，液体充当完美地匹配到2DEG换能器的天线。心脏产生电荷，并且电荷的叠加偶极子被投影到传感器所浸没的液体天线。如果皮肤表面与液体物理接触，则所检测到的信号急剧增大，因为身体内的电场被以极少的损失转移到液体中。如果皮肤表面在液体外面，则所感测到的通过心脏极化-除极周期形成的电场弱得多，但由于传感器的高敏感度，仍可被与患者相距0.1-5.0m或更少距离的传感器检测到。
如上所述，在任何固态/电解液界面处，传感器的电容性和电阻性元件都形成源于表面陷阱状态与双层容量之间的相互作用的电化学表面电位，而2DEG与表面陷阱状态之间的相互作用源于隧穿和静电。现已令人意外地发现，不需要PC-HEMT传感器作为开栅场效应晶体管来工作，也能够调制势垒层/电解液系统内的表面电化学电位。
在有线监测中，ECG电极可附接到患者的皮肤并且进一步与电解液Au或Ag/AgCl凝胶电极线连接(桥接)。电线的小电阻允许将身体(或皮肤)电荷传输到PC-HEMT传感器所处的导电液体中。在另一个实施方案中，本申请的传感器额外地包括用于远程电位测量式身体电荷检测的参比电极。图11示出了本申请的基于PC-HEMT(1)的实施方案，该PC-HEMT具有Ag/AgCl参比电解槽电极(20)，两种电极都浸入到导电液体(101)中并且连接到读出电路，该读出电路包括上述电流放大器(105)、模数转换器(106)和连接模块(107)。
由于C1/R1部件在等效电路中不存在，因此在该系统中，在表面陷阱状态与2DEG之间不存在平衡机械相互作用。
此外，根据定义，AgCl盐，其具有非极化性，在包含离子交换过程的表面处无法改变其自己的电位。这与AlGaN表面不同，后者在外部电荷被引入到液体中时表现出较大的电位变化。在暴露于外部电荷时，可检测对PC-HEMT/液体/AgCl系统内势垒层/液体界面处的电荷变化的响应。在装有导电液体的相对紧凑的容器中，Ag/AgCl电极与PC-HEMT之间的距离不重要。实例1显示了该电位测量系统的使用并呈现了用其记录的生物电数据。
图12a示出了一个实施方案的具有无支撑薄膜的PC-HEMT配置的横截面视图，该PC-HEMT配置包括：
■由III-V单晶或多晶半导体材料构成的多层异质结结构，所述结构包括至少一个缓冲层(11)和至少一个势垒层(12)，所述层交替堆叠，并且所述结构放置在无支撑薄膜(23)上；
■包含二维电子气(2DEG)或二维空穴气(2DHG)的导电沟道(13)，该导电沟道形成在所述缓冲层(11)与所述势垒层(12)之间的界面处并在所述晶体管中源极触点与漏极触点之间提供电子或空穴电流；
■源极触点和漏极触点(15)，所述源极触点和所述漏极触点连接到所述2DEG或2DHG导电沟道(13)并且连接到用于将所述晶体管连接到电路的电金属化层(14)；以及
■位于所述源极触点和所述漏极触点(15)之间的开栅区(17)；
其中：
(i)所述结构的位于所述开栅区(17)中的顶层(势垒层或缓冲层)(12)的厚度为5-9nm，对应于晶体管的常开工作模式与常闭工作模式之间的伪传导电流范围，并且
(ii)所述顶层(12)的表面的粗糙度为大约0.2nm或更少。
图12a中所示并且放置在无支撑薄膜上的PC-HEMT可用在根据一个实施方案的能够测量非常小的压力的“压敏”传感器中。这些传感器使用无支撑薄膜来产生质量加载效应，该质量加载效应使得能够通过将机械应力(质量加载效应)添加作为基于PC-HEMT的传感器的额外参数来提高传感器的选择性。无支撑薄膜(23)是非常柔韧的无支撑衬底柱，该衬底柱由蓝宝石、硅、碳化硅、氮化镓或氮化铝组成，优选地由氮化镓组成，具有0.5-2μm的厚度。无支撑衬底隔膜对多层异质结结构的表面上的任何拉伸、压缩或机械应力变化非常敏感。这就导致质量加载效应，下文将对其加以讨论。
一般来讲，机械传感器，与压力传感器非常相似，基于对异质结构中外部产生的应变的测量。III族氮化物(诸如氮化镓(GaN))的热电特性允许两种应变换能机制：压电式和压电电阻式。直接压电效应用于动态压力传感。对于静态压力的测量，此类传感器不适合，因为在恒定条件下会发生一定程度的电荷泄漏。对于静态工作，更优选压电电阻式换能。
以前已通过为高温工作使用六角形碳化硅块体材料，来采用使用宽带隙材料的压电电阻式传感器。GaN和AlGaN结构的压电电阻率堪比碳化硅。然而，压电电阻率可进一步通过HEMT结构放大，如Eickhoff等人(2001)所教导的那样。对于相对较低压力(或压力差)下的压电电阻式应变传感，应使用膜片或隔膜，其中外部压力被传递到因弯曲导致的改变的内部应变中，如图12b所示。所得到的极化变化使受测量的2DEG沟道电流改变。
Eickhoff等人(2001)对2DEG沟道限制在上GaN层与AlGaN势垒层之间的AlGaN/GaN异质结构开展了第一实验，并且显示了2DEG沟道电阻率对所施加的应变的线性依赖关系。此外，与立方体SiC层和单个AlGaN层的直接比较明确显示后者具有出色的压电电阻特性。从这些结果中，清楚的是，通过使用藉由2DEG沟道限制的GaN/AlGaN异质结构，压电特性与压电电阻特性的相互作用改善了压力传感器的敏感度。
图12a和图12b示意性示出的传感器配置涉及压电耦合的对电荷和质量敏感的无支撑GaN隔膜，所述隔膜(例如)根据美国专利8,313,968制备并且为同时实现精简和集成全电低功率传感执行提供了简炼且有效的解决方案。如上所述，GaN兼具压电特性和热电特性，这些特性可在功能上组合。虽然压电允许实现集成耦合机制，但2DEG额外提供了对机械应力和电荷的显著敏感度，从而允许传感器使用热电效应。2DEG电导率的动态变化还由压电极化的变化导致。
在一个具体的实施方案中，本申请的传感器由电池供电。图13示出了本申请的系统的一个实施方案，其中电压源(104)是向PC-HEMT供应电流的电池，比如AA电池。该布置还包括具有数据记录器卡(106)的放大器(105)以及连接模块(107)，诸如USB、NFC或蓝牙。该布置有两个工作选项，包括并联的差压放大器(105)，例如
Figure GDA0001862394470000221
SR560，或者串联的电流放大器(105)，例如
Figure GDA0001862394470000222
SR570。SR560布置允许利用分压器电阻R在高输入阻抗模式下工作。100ΜΩ的相对较高的SR560输入电阻有利于在不具有大泄漏的情况下检测非常小的电荷。
另一种布置包括电流放大器，该电流放大器通过在高于104的增益下使用1ΜΩ的小输入电阻以及在低于200的增益下使用仅1Ω的输入电阻，直接使用经由PC-HEMT的2DEG沟道流入放大器中的电流来工作。由于电流放大器在这种情况下关闭，因此分压器R的使用不是必需的，除非来自AA元件的1.6V电压过高。因此，该布置直接放大2DEG沟道中的源自外部身体电荷的电流调制。所有读出部件都由电池供电以避免接地回路寄生电流。
对于心血管测量，有两种方式与患者身体建立电(电流)接触。在无线监测中，手指可浸没到包含PC-HEMT传感器的电解液溶液中。试验人以及所有布置部件被电隔离，以避免接地回路。现在参见图14，其示出了本申请的一个实施方案的用于远程读出的零功率射频识别(RFID)传感器。在一个具体的实施方案中，RFID传感器包括以下部件：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，其中每个所述晶体管连接到其专用电接触线(103)；
■一个或两个输出输入RFID标签零功率分形天线(110)，每个所述天线经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以接收或传输信号；
■用于在所述电路(102)中分离极性的二极管输入输出分离器(111)；
■用于存储和处理所述信号并且用于调制和解调射频(RF)信号的集成电路(112)，所述电路包括：
a)向所述晶体管(100)和所述一个或两个天线(110)供应电流的电压源(104)；
b)用于放大从所述晶体管(100)获得的电流的集成或CMOS电流放大器(105)；
c)模数转换器(ADC)，其具有连接到所述电流放大器(105)以将转换的信号无线输出到用户接口的无线输入/输出模块(106)；
d)微控制单元(MCU)(113)，用于处理所接收的信号并将其转换成在所述用户接口中可读的数据；以及
e)用于将所述传感器无线连接到所述用户接口的无线连接模块(107)。
远程读出件可与本申请的任何传感器一起使用。在一个具体的实施方案中，图15示意性地示出了本申请的微电子传感器，该微电子传感器包括以下部件：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，其中每个所述晶体管连接到其专用电接触线(103)；
■经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以向所述晶体管供应电流的电压源(104)；
■集成或CMOS电流放大器(105)，其连接到所述电压源(104)以放大从所述晶体管获得的电流；
■模数转换器(ADC)，其具有连接到所述电流放大器(105)以将转换的信号输出到用户接口(115)的内置数字输入/输出卡(106)；以及
■用于将传感器无线连接到读出模块(116)的无线连接模块(107)；其中所述读出模块(116)包括经由数模转换器(DAC)(114)将传感器连接到所述用户接口(115)的另一个无线连接模块(117)。
在一些实施方案中，两个无线连接模块(107)和(117)要么是蓝牙模块，要么是NFC模块，从而在最多20m的范围内提供传感器与读出模块之间的无线通信。如果这两个模块是Wi-Fi模块，则它们之间的连接可在最多200nm的范围内建立，而GSM允许全球通信。
在另一个实施方案中，本申请的传感器额外地包括用于释放寄生电流的栅极电极。由于摩擦学效应，长期缺乏任何对地连接会导致系统中通过身体摩擦、通过身体充电并且最终由于PC-HEMT传感器自身的寄生充电而发生寄生读出。由于这种寄生在表面离子化过程中具有低能量来源，可使用额外的栅极电极将其中和或释放。放电方法基于对额外液体栅极电极的使用，该液体栅极电极电连接到传感器的电源，如图16所示。如果未将额外的电压源连接到系统，会与静态液体中的栅极电极形成电位差。因此，内在形成电耦合场，从而影响从传感器朝着栅极电极双层运动的表面电荷。由于跟AlGaN层表面与栅极电极之间的电连接形成直接电位差，因此对AlGaN势垒层内C1/R1部件的影响较强。通过藉由电池供电的信号发生器或其他电源施加额外的源-栅电压，寄生电荷可在AlGaN层表面处被去俘获并中和。
在另一个实施方案中，图17示意性地示出了具有反馈控制件的微电子传感器，该反馈控制件用于经由外部或集成栅极电极进行能级调节和去俘获，该微电子传感器包括以下部件：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，其中每个所述晶体管连接到其专用电接触线(103)；
■经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以向所述晶体管供应电流的电压源(104)；
■集成或CMOS电流放大器(105)，其连接到所述电压源(104)以放大从所述晶体管获得的电流；
■模数转换器(ADC)，其具有连接到所述电流放大器(105)以将转换的信号输出到用户接口(115)的内置数字输入/输出卡(106)；
■反馈控制微控制单元(MCU)(113)，用于经由外部或集成栅极电极(30)进行能级调节和去俘获；以及
■用于将传感器无线连接到读出模块(116)的无线连接模块(107)；其中所述读出模块(116)包括经由数模转换器(DAC)(114)将传感器连接到所述用户接口(115)的另一个无线连接模块(117)。
栅极电极(30)由例如以下金属叠层构成：厚度分别为5-10/100-300nm的Cr/Au、Ti/Au、Cr/Al或Ti/W。
在另一个实施方案中，图18示意性地示出了本申请的用于远程读出的微电子传感器，该微电子传感器包括以下部件：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，其中每个所述晶体管连接到其专用电接触线(103)；
■用于辐照所述晶体管的势垒层表面的调制光源(120)，诸如表面贴装器件发光二极管(SMDLED)或UV-VIS-IR激光二极管；
■经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以向所述晶体管供应电流的电压源(104)；
■锁定放大器(119)，其连接到所述电压源(104)以放大来自所述晶体管的具有已知载波的信号并且增大信噪比；
■模数转换器(ADC)，其具有连接到所述锁定放大器(119)以将转换的信号输出到用户接口(115)的内置数字输入/输出卡(106)；
■反馈控制微控制单元(MCU)(113)，用于经由外部或集成栅极电极(30)进行能级调节和去俘获；以及
■用于将传感器无线连接到读出模块(116)的无线连接模块(107)；其中所述读出模块(116)包括经由数模转换器(DAC)(114)将传感器连接到所述用户接口(115)的另一个无线连接模块(117)。
如本申请所示，本申请的传感器的一些实施方案可用于心血管监测，即，检测、测量和监测心电图信号和中央静脉压(CVP)。本申请的传感器的一些实施方案还能够记录心音图(PCG)并且因此被视为常规听诊器的替代工具。它们还能够进行呼吸监测和肺活动诊断，并且因此能够用在肺和呼吸相关应用中。在另一个实施方案中，这些传感器可监测脑活动并测量和监测与脑电图(EEC)相关的电信号。此外，本申请的传感器的一些实施方案可用在眼部压力诊断中。
在一个具体的实施方案中，本申请的传感器被施加到患者身体上的单个传感点，诸如患者的肢体，例如手臂、手肘、前臂、手腕、手掌或手指。在另一个实施方案中，本申请的传感器被施加到患者的口腔。在一个具体的实施方案中，本申请的传感器是非接触式，并且以与患者身体分离的方式使用。在一个具体的实施方案中，本申请的传感器用于检测原发性心脏活动信号，如下文的实例1中将显示。
图19示出了基于本申请的一个实施方案的PC-HEMT传感器的智能或健身手表。该内置PC-HEMT传感器能够传感信号并将信号传输到手机或直接传输到远程医学云。或者，本申请的传感器的一些实施方案可集成在智能手机中。当手机与手接触或者在呼叫时被激活时或者当建立接触时，可持续开展心血管和肺监测。所记录的相关医疗数据随后传输到医疗诊断远程医学云并将可用医生使用。
在某个方面，本申请的可穿戴装置包含集成微电子传感器，该集成微电子传感器包括以下部件：
■根据一个实施方案的PC-HEMT，或其阵列(100)，所述PC-HEMT或其阵列插入在电解接触元件(40)中，其中每个所述晶体管连接到其专用电接触线(103)；
■经由电路(102)连接到所述电接触线(103)以向所述晶体管供应电流的电池(104)；
■集成或CMOS电流放大器(105)，其连接到所述电池(104)以放大从所述晶体管获得的电流；
■模数转换器(ADC)，其具有连接到所述电流放大器(105)以将转换的信号无线输出到智能手机或医疗诊断远程医学云的内置数字输入/输出卡(106)；
■微控制单元(MCU)(113)，用于经由外部或集成栅极电极(30)进行能级调节和去俘获；以及
■将所述可穿戴装置无线连接到智能手机或医疗诊断远程医学云的无线连接模块(107)。
在一个具体的实施方案中，无线连接模块(107)可为短距离蓝牙或NFC模块，在最多20m的范围内提供可穿戴装置与智能手机之间的无线通信。如果该模块是Wi-Fi模块，则连接可在最多200nm的范围内建立，而GSM允许到医疗诊断远程医学云的全球通信。
在一些实施方案中，在基于远程医学云的健康、健身和远程诊断中，本申请的系统的可穿戴装置可用于便携式长时工作解决方案。由于该装置用于持续的心血管和肺监测，因此它应具有非常小的功耗，从而节省电池寿命以延长使用。这是使用非欧姆高电阻触点而不使用欧姆触点来将PC-HEMT传感器连接到电路的主要原因之一。非欧姆触点通过具有比2DEG沟道的电阻高3-4倍的电阻来实际限制流过2DEG沟道的电流，从而在不牺牲传感器的敏感度和功能性的情况下降低电力消耗。因此，非欧姆触点在本申请的PC-HEMT传感器的一些实施方案中的使用是允许最大程度降低装置功耗的硬件解决方案。在另一个实施方案中，可使用管理传感器的必要记录时间的软件算法和限制后台数据并且仅在需要时切换无线连接的电池省电模式，来最大程度降低装置的功耗。
实例
实例1：单点PC-HEMT信号的电荷来源
在胸部内的脉搏到达时间(PAT)周期开始时，有不同的方式来检测可用于血压计算的原发性心脏活动信号。本发明的发明人证实，在一些实施方案中，单点PC-HEMT信号实际上源于心脏电偶极子场变化，而不是源于心脏/身体的机械变化。
在所应用的生物医学研究中，通过被称为心冲击描记术(整个身体运动的BCG)或心脏振动描记法(主要是胸廓运动的SCG)的技术来测量心脏振动。机械BCG信号沿循电信号，具有大约30-40ms的延迟。在BCG中，心脏的机械运动通过从胸部测量力或加速度来检测。或者，使用远程BCG记录，可监测心脏的泵血活动。通常适合在人体的长度方向上进行单轴测量，因为这是血液流动的主要方向。图20a示出了表达为特征性心冲击描记(BCG)峰的心搏周期。图20b示出了同时记录的ECG和BCG信号与完全(等效)时间同步的PC-HEMT传感器信号(红色)。
图20a中的波幅是心脏心跳容积的度量，而波峰出现的时间指示心脏的总体功能、心跳速率及其变异性，后者指示受监测人的恢复状态或压力。图20a至图20b中的所记录的信号的I和IJ振幅可用于评估特定疾病，诸如主动脉瓣疾病或冠状动脉疾病，并且甚至可用于预测寿命。在使用加速计测量BCG信号时，工程挑战在于，相对于来自传感器和环境的噪声的低水平信号加速度，以及机械布置的频率响应和振动。
图20b示出了时间同步的ECG、ECG和单点PC-HEMT传感器测量的比较。所示振动H-IJK-L周期的相对于ECG P-QRS-T周期的BCG信号动态完全不同于PC-HEMT传感器信号动态。这种区别的原因在于，从PC-HEMT获得的信号源于由心脏运动产生的偶极子电荷，而不是源于其机械振动。这可以用图21所示的排除了任何机械波传递的PC-HEMT传感器布置来进一步证实。该具体传感器用于最大程度减少机械和振动型心脏运动伪影，其中PC-HEMT传感器放置并屏蔽在法拉第箱内。在该箱子中，传感器放置在装有电解液盐溶液并且经由盐桥连接到装有电解液溶液的另一个类似容器的小容器中。盘绕延长线的一端放置在液体中，而另一端用于接触法拉第箱外面的指尖。
在不使用法拉第箱的情况下进行的测量显示出相同的信号检测。此外，以非接触方式也检测到相同的信号。因此，使用该布置中所示的PC-HEMT传感器进行的单点监测可仅基于源于偶极子电荷的心脏信号
实例2：使用PC-HEMT传感器的心血管和肺监测
现在参见图22，其示出了使用不同常规仪器记录的心跳波形(Wiggers图，引用自WikiCommons 2008)。图23示出了与标准信号相比的用单点PC-HEMT传感器以及脉搏血氧定量计在手腕处检测的心跳。血氧定量计信号沿循主动脉压力波形，具有在安置有该装置的情况下常见的时间延迟ΔT。图24a示出了与用ECG和用PC-HEMT传感器记录的心脏信号数据同步的中央静脉压(CVP)数据。图24b示出了藉由使用PC-HEMT传感器进行的100次组合测量获得的ECG记录曲线的一阶导数。它与CVP读数一致，使得能够结合上述ECG使用本申请的传感器的一个实施方案来执行非侵入式CVP。因此，用PC-HEMT传感器以非侵入方式记录的心脏信号包含与心脏活动和中央静脉压有关的所有信息。
中央静脉压和右心房压力动态当今可仅通过心脏导管插管来精确测量。图25示出了ECG和CVP波形数据与使用PC-HEMT传感器记录的心脏信号数据之间的实验获得的相互关系。由于CVP等于右心房压力(RAP)，因此用PC-HEMT记录的心脏信号数据(底部波形)实际上包含ECG峰位置和CVP-RAP位置。这显然为使用单点和非接触式PC-HEMT传感器以非侵入方式诊断右心室梗死、右心衰竭和肺心病、心包填塞、三尖瓣返流或狭窄、完全性心脏传导阻滞和缩窄性心包炎开辟了新的视野。
图26a至图26b示出了使用PC-HEMT传感器记录的来自两个患者的正常(红色)与异常(灰色)心脏信号形状的比较。波形波峰、振幅和时序的明显区别让受过培训的医生能够立即诊断患者心脏活动的异常。
实例3：流动试验
原型单点测量PC-HEMT传感器用于以与心脏极化/除极心电描记动态实时同步的方式执行全心脏周期的活动记录，包括左右心房的物理运动。本申请中所述的这种技术允许执行非侵入式心脏诊断，这种诊断或者也可以仅通过侵入式左右心房心脏导管插管加之同时记录的ECG来开展。此外，本申请的一些实施方案的PC-HEMT传感器使得能够接触患者身体上的需要开展心脏测量的单个位点。这允许将PC-HEMT传感器顺利集成为腕表形式，从而革新整个心血管和肺诊断和治疗监测途径。此外，利用集成的PC-HEMT传感器，能够空前地改善即时诊断中的心脏远程医学并且极大降低医院的治疗开支。
流动试验的目的是，在临床条件下针对不同志愿者比较在导管处记录的右心房压力(RAP)波形与PC-HEMT信号的形状和时间相关特征。
包括单点心脏动态测量的流动试验在Hospital of Giessen(德国UKGM Giessen)的RAP导管测量实验室中进行，其中不包含医疗人员的运动伪影也不广泛使用实验室中的医疗装置。在临床试验的第一天，评估了流动室的EM兼容性。PC-HEMT传感器具有非常高的电荷和EM敏感度。在患者治疗期间，通常有大量医疗设备发射EM噪声，这些噪声主要来自电源器件。因此，评估此类高EM环境对PC-HEMT传感器使用的影响是非常重要的。图27示出了试验期间的流动环境。在改试验中，患者躺在具有线延长Ag/AgCl ECG参比电极的床上，该参比电极附接到患者左手腕处的单个位点。信号记录自患者的手腕。
一开始，由肺病学家执行30分钟光手术以插入预先准备且预先配置的无菌RAP导管。然后由实验室的医疗人员分析RAP概况和血样组成。然后，将PC-HEMT传感器的电极放在左手腕上，并将传感器放入光/EM保护笼内的电解液盐溶液中。使用将患者身体上的Ag/AgCl ECG参比电极与电解液溶液桥接的金属丝来执行单点检测。该布置在图28a中示意性地示出，并且来自医疗导管控制单元的ECG和PPG(光体积描记器)打印输出在图28b中示出。ECG和PPG被同时记录并经由蓝牙传输。然后对来自PC-HEMT传感器的波形信号记录15-20分钟并将其与从患者手腕记录的ECG/PPG信号同步。
图28c示出了与ECG(红色粗线)以及与PC-HEMT传感器信号同步的导管主动脉压力(蓝色)的持续记录信号(红色细线：使用20Hz低通滤波器获得的心搏周期和呼吸周期；紫色：使用2-20Hz带通滤波器获得的心搏周期)。如图28c所示，在不包含医疗人员的运动伪影并且不使用医疗工具的情况下，甚至在存在电磁噪声的情况下，记录强持续电位偏移信号。(图28c中的“SPC”表示“单点心电描记”，该术语被定义为由PC-HEMT传感器记录的信号。)
尽管存在明显可见的50Hz电力线噪声，但在使用20Hz低通滤波器对原始波形数据执行了简单FFT-DSP数据滤波之后，仍能够获得有效的PC-HEMT传感器记录。从所示的波形信号，可轻松提取心率和单个心搏周期，如下文将描述。如从所记录的数据中可以看到，该患者的呼吸频率非常高，甚至高于心率。这种快速呼吸是不寻常的。此外，由于心衰竭，无法正确测量RAP导管压力。此外，PC-HEMT传感器在信号中显示出较高频率的颤动。
在单独对照试验中，图29a至图29b中所示的强持续电位偏移(SPS)信号记录自相同临床条件下的另一个志愿者，其中使用了20Hz低通滤波器，其中不包含医疗人员的运动伪影并且也不使用医疗工具，甚至存在电磁噪声。
对另一个患者进行手术以在同一实验室中设置RAP导管。在第一个患者之后，根据上文所述的相同实验程序，开展大约三小时的PC-HEMT数据记录。图30a示出了来自第二个患者的医疗导管控制单元的所记录的ECG和PPG打印输出以及其在试验期间的实验室环境。图30b示出了导管主动脉压力(蓝色)的持续记录信号与ECG(红色粗线)以及与PC-HEMT传感器信号的同步(红色细线：使用20Hz低通滤波器获得的心搏周期和呼吸周期；紫色：使用2-20Hz带通滤波器获得的心搏周期)。(图中的“AP”表示“主动脉压力”，“SPC”表示“单点心电描记”，它实际上是PC-HEMT传感器记录的信号。)
从为第二个患者记录的数据中可以看到，仍然无法获得稳定的RAP信号。然而，可以记录图30b中所示的非常稳定的PC-HEMT信号。PC-HEMT信号呈现了包含两个主特征峰的完全心搏周期。通过图30b中信号的同步和比较，显而易见的是，PC-HEMT信号比PPG信号超前大约300ms。这个实验证据支持的现象观点是，PC-HEMT传感器记录的信号的物理来源实际上是所示心脏运动所伴随的电场，该电场通常不具有光体积描记器的脉搏传导时间行为。
在下一个试验中，针对第三个患者，并行记录RAP信号，该信号与PPG/ECG以及与PC-HEMT信号同步，并且在图31a至图31b中示出。为该患者记录的RAP信号不同于先前的患者，表现出一定分裂。如图31b中可见，这些分裂在显示了心搏周期期间的独特分裂的PC-HEMT波形中可观察到。
在同一实验室中诊断了具有高肺压力的另一个患者。参见图32a，其显示了来自导管RAP(紫色线)、主动脉压力(AP，蓝色线)、ECG(红色线)和PC-HEMT传感器(记录使用2-20Hz范围带通滤波器获得的心搏周期的紫色线)的持续记录信号的同步。该试验的开展中包含医疗人员的运动伪影并且广泛使用医疗工具，包括RAP导管控制单元、ECG、PPG、肺活量计、超声波、血液辐照仪(血液组谱分析仪)和呼吸机。
图32b示出了RAP和PC-HEMT信号的同步曲线图。从同步曲线图中明显可以看到，RAP动态与用PC-HEMT传感器记录的信号动态非常相似。概括地说，PC-HEMT信号在医院条件下被成功地检测到。PC-HEMT与AP信号的比较显示，前者超前300ms时间，这对于RAP动态较为典型。PC-HEMT与RAP信号的比较明确显示出心血管监测的完全时间等同的动态。实际上，RAP导管仅提供有关右心侧的信息，但本申请的一些实施方案的PC-HEMT传感器能够以非侵入方式测量左右两个心房的压力。
实例4：单点临床试验
下一个系列的临床试验在单个身体位点上按顺序进行，首先在左右手腕位置，然后在心脏上、颈部上和口腔中进行测量。所有测量都使用电流放大器来开展，该电流放大器具有6dB带宽滤波器(0.3-30Hz)以及10千欧输入电阻下的200nA/V的敏感度(放大系数)。图33中以放大图序列示出了在左手上获得的单个身体心脏信号。图34中示出了在右手上获得的单个身体心脏信号。在左右两个手腕处记录的信号具有相同形状，但由于肢体的天然心脏偶极子投影而表现出相反的极性，这与上述实验完全一致。图35以放大图序列示出了在口腔内测得的单点心脏信号。在口腔内的信号记录期间，相比手腕信号，呼吸振动要小得多，心脏信号的最急剧心脏极化周期波峰不再表现出明显的向上或向下定向。
实例5：巨大固有放大现象的显示
在该实例中显示了藉由平面内栅效应进行的有关增大信号稳定性的一系列实验。这些实验显示，在存在50Hz环境噪声的情况下在室内在保护传感器的法拉第笼中，很好地检测了心血管信号。图36a示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。这些信号用50Hz噪声、平面内VGS＝-1.6V和放大增益500来调制，并在经历10Hz LP滤波器之后进行绘制。图36b示出了相同的心脏信号，这些信号用50Hz噪声、平面内VGS＝0V和放大增益500来调制，并在经历10Hz LP滤波器之后进行绘制。因此，尽管存在50Hz强寄生噪声，也能够以相当高的信噪比在单个身体位点处检测心脏信号。这个寄生调制可使用简单的(10Hz-20Hz低通)数学数据处理来轻松滤除。
PC-HEMT传感器的巨大固有放大现象在图37a至图37b中示出，这些图示出了在建筑物内暴露于50Hz寄生电磁场的电力线的单个身体位点处记录的心脏信号。在图37a中，这些信号用50Hz噪声和放大增益1000来调制，并在经历10Hz Lp滤波器之后进行绘制，而在图37b中，放大增益为零。因此，放大系数的这种增大立即导致传感器电流的100％调制。由于PC-HEMT信号被极大地放大，因此能够在不使用任何额外(外部)电流放大器的情况下操作传感器，从而简化传感器的电子电路并显著降低其批量生产成本。
实例6：使用PC-HEMT传感器记录心音图(PCG)
本发明的PC-HEMT传感器可成功替代在监听人体内部信号(心音描记法)中使用的医疗听诊器。该实例显示了一系列实验，所述实验涉及在患者吸气和呼气时从患者手腕的单个点记录与第二心音(S2)的生理分裂对应的电信号。
不同的心脏异常导致缘于异常心脏动态的不同心音。第二心音(S2)由后接肺动脉瓣闭合的主动脉瓣闭合产生。心音效应的S2生理分裂现象发生在深呼吸和屏气期间，其中第二心音，其通常被观察到是用听诊器记录的单目标音，正分裂为两个明显的分离的音，它是健康心脏正常活动的前提条件。对S2的分裂和强度的仔细分析可指示许多心血管疾病的存在。分裂在零至八十毫秒的范围内变化，具体取决于呼吸周期的具体阶段。S2的主动脉分量(S2A)先于肺动脉分量(S2P)。
使用PC-HEMT传感器能够从患者的手腕获得心音描记数据。在信号记录期间，实际测量在每次吸气之后屏气的情况下进行，持续30-45s。将为吸气和屏气的周期记录的单点信号与正常呼吸期间获得的信号进行比较。图38a示出了在正常呼吸节律期间在呼出阶段(呼气)在单个身体位点(手腕)处记录的心脏信号(四个心动周期)，而图38b示出了在持续20-30s的连续吸入(深吸气)期间在手腕处记录的心脏信号。如图38b所示，深呼吸和屏气期间记录的信号不同于图38a所示的呼气周期信号。前者可通过在同一单个心搏周期内将第二较小波峰分裂成三个子峰来轻松识别。
图39示出了在正常呼吸节律期间在呼出阶段(两个周期)用PC-HEMT传感器记录的并且与参考生物物理心脏动态周期时间同步的心脏信号。图40示出了在持续20-30s的连续吸入期间(红色实线)用PC-HEMT传感器记录的并且与参考生物物理心脏动态周期时间同步的心脏信号(两个周期)。吸入阶段期间的心脏信号(两个周期)在背景中显示(蓝色虚线)。
图38至图40中所展示的实验结果明确显示，分裂成A2-P2峰的特征PCG S2分裂与用本发明的传感器记录的波峰分裂相关联。用PC-HEMT传感器记录的信号明确显示了吸入阶段与呼出阶段之间的区别。因此，PC-HEMT传感器可利用患者身体上单个位点处的测量检测S2分裂现象和整个呼吸动态，并且可被视为听诊器的未来替代品。
虽然本文示出并描述了本申请的某些特征，但对于本领域的普通技术人员而言，许多修改、替代、更改和等效形式将显而易见。因此，应当理解，随附的权利要求意在涵盖属于本申请的真实精神范围内的所有此类修改和更改。
参考文献
J.Malmivuo、R.Plonsey，Bioelectromagnetism-Principles and Applicationsof Bioelectric and Biomagnetic Fields(《生物电磁学——生物电场和生物磁场的原理和应用》)，第15章：12导联线ECG系统，第277-289页，出版方：牛津大学出版社(1975)。
S.Nakayama、K.Sawamura、K.Mohri、T.Uchiyama，"Pulse-DrivenMagnetoimpedance Sensor Detection of Cardiac Magnetic Activity"(“心脏磁场活动的脉冲驱动式磁阻抗传感器检测”)，Plos One(《公共科学图书馆·综合》),第6卷，第10期，e25834，2011。
J.An、H.Li、L.Miao、S.Qin，"A Study on Human Magnetocardiogram UsingGiant Magneto-impedance Sensor"(“使用巨磁阻抗传感器的人体心磁图研究”)，第二届电子、通信和控制工程国际学术会议，2012。
Y.Kado、M.Shinagawa，"RedTacton Near-body Electric-field CommunicationsTechnology and Its Applications"(“RedTacton近体电场通信技术及其应用”)，NTTTechnical Review(《NTT技术评论》)，第8卷，第3号，2010年3月。
S.D.Burnham、K.Boutros、P.Hashimoto、C.Butler、D.W.S.Wong、M.Hu和M.Micovic，"Gate-recessed normally-off GaN-on-Si HEMT using a new O2-BCl3digital etching technique"(“使用新型O2-BCl3数字蚀刻技术的凹栅常闭GaN-SiHEMT”)，Phys.Status Solidi C，第7卷，第7–8号，第2010–2012页，2010。
C.Y.Chang、S.J.Pearton、C.F.Lo、F.Ren、I.I.Kravchenko、A.M.Dabiran、A.M.Wowchak、B.Cui和P.P.Chow，"Development of enhancement mode AlN/GaN highelectron mobility transistors"(“AlN/GaN高电子迁移率晶体管增强模式的开发”)，Appl.Phys.Lett.(《应用物理快报》)，第94卷，第26号，p.263505，2009。
H.Chen、M.Wang和K.J.Chen，"Self-aligned enhancement-mode AlGaN/GaNHEMTs using 25 keV fluorine ion implantation"(“使用25keV氟离子注入的自对准增强模式AlGaN/GaN HEMT”)，Device Research Conference(DRC，设备研究会议)，2010，第137–138页。
M.Eickhoff、O.Ambacher，"Piezoresistivity of AlxGa1-xN layers andAlxGa1-xN/GaN heterostructures"(“AlxGa1-xN层和AlxGa1-xN/GaN异质结构的压电电阻率”)，Journal of Applied Physics 90(《应用物理学杂志90》)，3383(2001)。

Claims (25)

1.一种用于非侵入式监测患者的至少一个生理参数的微电子传感器，包括至少一个开栅伪导电高电子迁移率晶体管，所述至少一个开栅伪导电高电子迁移率晶体管印制在柔性印刷电路板上并且连接到印制在所述柔性印刷电路板上的其专用电接触线；
其中所述晶体管包括：
(a)多层异质结结构，所述多层异质结结构由氮化镓和氮化铝镓单晶或多晶半导体材料制成，并且沉积在衬底层上或放置在自支撑膜上；所述结构包括至少一个缓冲层和至少一个势垒层，所述层交替堆叠；
(b)导电沟道，所述导电沟道包括二维电子气导电沟道或二维空穴气导电沟道，形成在所述缓冲层与所述势垒层之间的界面处，并且在向所述晶体管施加偏压时，能够分别在所述晶体管中在源极触点与漏极触点之间提供电子或空穴电流；
(c)源极触点和漏极触点，所述源极触点和所述漏极触点连接到所述二维电子气导电沟道或所述二维空穴气导电沟道并且连接到用于将所述晶体管连接到电路的电金属化层；以及
(d)在所述源极触点和所述漏极触点之间的开栅区域；
特征在于，所述异质结结构的顶层在所述开栅区域中的厚度为5-9纳米(nm)，并且所述顶层的表面具有0.2nm或更小的粗糙度，其中在向所述晶体管施加偏压时所述顶层的所述厚度和所述粗糙度的组合产生在所述沟道的常开操作模式和常闭操作模式两者中同时操作所述二维电子气导电沟道或所述二维空穴气导电沟道的量子电子效应，由此使所述晶体管在所述晶体管的常开操作模式和常闭操作模式之间在量子阱中将电流传导通过所述沟道。
2.根据权利要求1所述的传感器，其中所述多层异质结结构包括：
A.(i)一个顶部氮化镓层，所述一个顶部氮化镓层在所述晶体管的开栅区域中凹陷至5-9nm的厚度并且具有0.2nm或更小的表面粗糙度，(ii)一个底部氮化镓缓冲层，以及(iii)一个在中间的氮化铝镓势垒层；所述层具有Ga面极性，从而在所述顶部氮化镓层中靠近与所述氮化铝镓势垒层的界面处形成二维空穴气导电沟道；或
B.(i)一个顶部氮化镓层，所述一个顶部氮化镓层在所述晶体管的开栅区域中凹陷至5-9nm的厚度并且具有0.2nm或更小的表面粗糙度，(ii)一个底部氮化镓缓冲层，以及(iii)一个在中间的氮化铝镓势垒层；所述层具有N面极性，从而在所述顶部氮化镓层中靠近与所述氮化铝镓势垒层的界面处形成二维电子气导电沟道；或
C.(i)一个顶部氮化铝镓层，所述一个顶部氮化铝镓层在所述晶体管的开栅区域中凹陷至5-9nm的厚度并且具有0.2nm或更小的表面粗糙度，以及(ii)一个底部氮化镓缓冲层；所述层具有N面极性，从而在所述氮化镓缓冲层中靠近与所述氮化镓势垒层的界面处形成二维空穴气导电沟道。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的传感器，其中所述晶体管的所述源极触点和所述漏极触点是欧姆触点。
4.根据权利要求1或权利要求2所述的传感器，其中所述晶体管的所述电金属化层电容耦合到所述二维电子气导电沟道或所述二维空穴气导电沟道以感应出位移电流，从而形成非欧姆触点的所述源极触点和所述漏极触点。
5.根据权利要求4所述的传感器，其中所述晶体管还包括沉积在所述多层异质结结构的顶部上的电介质层。
6.根据权利要求5所述的传感器，其中所述开栅区域中的所述晶体管的所述顶层的厚度为6-7nm。
7.根据权利要求6所述的传感器，其中所述晶体管的所述顶层在所述开栅区域中的厚度为6.2nm至6.4nm。
8.根据权利要求7所述的传感器，其中所述顶层在所述开栅区域中的表面粗糙度为0.1nm或更小。
9.根据权利要求8所述的传感器，其中所述顶层在所述开栅区域中的表面粗糙度为0.05nm或更小。
10.根据权利要求9所述的传感器，还包括：
1)电压源，所述电压源经由电路连接到所述电接触线以向所述晶体管供应电流；
2)集成或CMOS电流放大器，所述集成或CMOS电流放大器连接到所述电压源以放大从所述晶体管获得的电流；
3)模数转换器，所述模数转换器带有连接到所述电流放大器以将所转换的信号输出到用户接口、外部存储器或读出模块的内置数字输入/输出卡；以及
4)有线或无线连接模块，所述有线或无线连接模块用于将所述传感器连接到所述用户接口、外部存储器或读出模块。
11.根据权利要求10所述的传感器，还包括以下中的至少一者：
1)反馈控制微控制器单元，所述反馈控制微控制器单元用于经由外部或集成栅电极进行能级调节和去俘获；
2)参比电极，所述参比电极用于远程电位测定体电荷检测；或
3)栅极电极，所述栅极电极用于泄放寄生电流。
12.根据权利要求8所述的传感器，其中所述晶体管还包括用于照射所述多层异质结结构的激励光源，从而在所述二维电子气导电沟道或所述二维空穴气导电沟道中感应出电流。
13.根据权利要求12所述的传感器，其中所述激励光源是激光二极管或LED。
14.根据权利要求13所述的传感器，还包括：
1)电压源，所述电压源经由电路连接到所述电接触线以向所述晶体管供应电流；
2)调制光源，所述调制光源用于照射所述晶体管；
3)锁定放大器，所述锁定放大器连接到所述电压源以放大具有从所述晶体管获得的已知载波的信号并提高信噪比；
4)模数转换器，所述模数转换器带有连接到所述锁定放大器以将所转换的信号输出到用户接口、外部存储器或读出模块的内置数字输入/输出卡；
5)反馈控制微控制器单元，所述反馈控制微控制器单元用于经由外部或集成栅电极进行能级调节和去俘获；以及
6)有线或无线连接模块，所述有线或无线连接模块用于将所述传感器连接到所述用户接口、外部存储器或读出模块。
15.根据权利要求14所述的传感器，还包括：
1)一根或两根输出RFID标签零功率分形天线，每根输出RFID标签零功率分形天线经由电路连接到所述电接触线以接收或发送信号；
2)二极管输入输出分离器，所述二极管输入输出分离器用于分离所述电路中的极性；
3)集成电路，所述集成电路用于存储和处理所述信号，以及用于调制和解调射频信号，所述电路包括：
a)电压源，所述电压源向所述晶体管和所述一根或两根天线供应电流；
b)集成或CMOS电流放大器，所述集成或CMOS电流放大器用于放大从所述晶体管获得的电流；
c)模数转换器，所述模数转换器带有连接到所述电流放大器以将所转换的信号无线输出到用户接口、外部存储器或读出模块的无线输入/输出模块；
d)微控制器单元，所述微控制器单元用于处理所接收的信号并将其转换成在所述用户接口、外部存储器或读出模块中可读的数据；以及
e)无线连接模块，所述无线连接模块用于将所述传感器无线地连接到所述用户接口、外部存储器或读出模块。
16.根据权利要求15所述的传感器，还包括以下中的至少一者：
1)参比电极，所述参比电极用于远程电位测定体电荷检测；或
2)栅极电极，所述栅极电极用于泄放寄生电流。
17.根据权利要求16所述的传感器，其中所述外部存储器是移动设备、台式计算机、服务器、远程存储设备、互联网存储设备或远程医疗云。
18.根据权利要求16所述的传感器，其中所述连接模块是用于所述传感器与所述读出模块的无线连接模块，所述读出模块包括经由数模转换器将所述读出模块连接到所述用户接口的另一无线连接模块。
19.一种用于连续监测患者的至少一个生理参数的非侵入式方法，包括：
1)使患者身体上的单个感测点与权利要求1-18中任一项所述的微电子传感器接触，或抵靠患者身体远程定位在空间中；
2)利用所述传感器连续地记录随时间推移以所述晶体管的源极-漏极电流的形式从所述患者身体接收的电信号，定义为IDS动态；
3)将所记录的信号从所述传感器连续地发送到外部存储器；以及
4)在外部存储器中处理所传输的信号，将IDS动态与生理参数相关联，并且以医学数据的形式从所述信号中提取所述生理参数，从而连续地监测所述生理参数。
20.根据权利要求19所述的方法，其中所监测的生理参数是与心电图(ECG)相关联的心输出量和原发性心脏活动、中央静脉压、左右心房压力、心率变异性、呼吸周期和动力学、与肺或肺活动有关的呼吸率或呼吸量、心搏量、心搏量的呼吸相关变化、外周血管阻力、呼吸频率或潮气量或动脉顺应性。
21.根据权利要求20所述的方法，其中通过将包括所述传感器的可穿戴设备紧固到患者的手腕来完成使所述患者身体上的所述单个感测点与所述微电子传感器接触的步骤。
22.根据权利要求21所述的方法，其中所述患者身体上的所述单个感测点是患者的任何肢体。
23.根据权利要求22所述的方法，其中所述患者的肢体是手臂、肘、前臂、手腕、手掌或手指。
24.根据权利要求19所述的方法，其中所述传感器是非接触式的，并且远离所述患者的身体使用，定位在抵靠所述患者身体的空间中。
25.根据权利要求19所述的方法，其中所述医学数据还以IDS动态的视觉表示、图形表示或数学表示的形式或任何其他可读格式显示。
CN201780029384.1A 2016-03-10 2017-03-07 用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器 Expired - Fee Related CN109414175B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201615067093A 2016-03-10 2016-03-10
US15/067,093 2016-03-10
US201615157285A 2016-05-17 2016-05-17
US15/157,285 2016-05-17
PCT/IB2017/051320 WO2017153907A1 (en) 2016-03-10 2017-03-07 Microelectronic sensors for non-invasive monitoring of physiological parameters

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109414175A CN109414175A (zh) 2019-03-01
CN109414175B true CN109414175B (zh) 2021-10-22

Family

ID=58503666

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201780029384.1A Expired - Fee Related CN109414175B (zh) 2016-03-10 2017-03-07 用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器

Country Status (6)

Country Link
US (1) US10918297B2 (zh)
EP (1) EP3426133B1 (zh)
CN (1) CN109414175B (zh)
DK (1) DK3426133T3 (zh)
ES (1) ES2813111T3 (zh)
WO (1) WO2017153907A1 (zh)

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10406269B2 (en) 2015-12-29 2019-09-10 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Electrical sensor for fluids
US10617809B2 (en) * 2015-12-29 2020-04-14 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Electrical sensor for fluids
GR20170100139A (el) * 2017-03-31 2018-10-31 Δημητριος Κωνσταντινου Μπαμπλαδημος Αυτονομο συστημα χαμηλης ενεργειας για την πιστοποιηση ταυτοτητας (αυθεντικοποιηση) με βιομετρικο σημα το φωνοκαρδιογραφημα συμβατο με το οικοσυστημα του διαδικτυου των πραγματων
EP3638113A4 (en) 2017-06-16 2021-03-03 Cornell University METHODS AND SYSTEMS FOR COHERENT ELECTROMAGNETIC NEAR FIELD DETECTION
CN108498099B (zh) * 2018-04-04 2020-04-17 清华大学 柔性肺泡容积获取系统及肺泡容积获取方法
WO2019222242A1 (en) 2018-05-14 2019-11-21 Cornell University Collaborative rfid reader using code divisional multiple access (cdma) and methods for same
CA3120321A1 (en) * 2018-11-28 2020-06-04 Easyg Llc Contactless electrode for sensing physiological electrical activity
CN112345614B (zh) * 2019-08-08 2023-07-21 中国科学院微电子研究所 基于氮化镓基增强型器件的探测器及其制作方法
WO2021105839A1 (en) * 2019-11-26 2021-06-03 Epitronic Holdings Pte. Ltd. Microelectronic sensors for inter-chip networks capable of recording and processing neural signals and action potentials
CN111933706B (zh) * 2020-06-16 2022-07-26 华南理工大学 一种基于导电凝胶的GaN基HEMT传感器及其制备方法
CN112957066B (zh) * 2021-02-10 2023-04-11 中北大学 基于n型悬臂梁式一维MEMS声传感器的电子听诊器
CN113358723B (zh) * 2021-05-12 2023-08-25 清华大学 一种柔性器件及其制备方法、柔性器件组件和应用
CN113317793B (zh) * 2021-06-11 2023-02-17 宁波大学 心磁高频信号分析方法、存储介质及电子设备
US12003045B2 (en) 2021-10-20 2024-06-04 Samsung Electronics Co., Ltd. Wireless interconnect for high rate data transfer
TWI840710B (zh) * 2021-10-25 2024-05-01 吳福興 增加量測所得生理微振動信號強度的系統之方法
CN114287903A (zh) * 2021-12-31 2022-04-08 佳禾智能科技股份有限公司 一种基于压电传感器的心率检测方法、装置及存储介质

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008047767A (ja) * 2006-08-18 2008-02-28 Furukawa Electric Co Ltd:The Ｉｉｉ族窒化物半導体装置
TWI344205B (en) * 2005-11-23 2011-06-21 Sensor Electric Technology Semiconductor device and circuit having multiple voltage controlled capacitors
CN102184943A (zh) * 2011-04-18 2011-09-14 电子科技大学 一种增强型AlGaN/GaN HEMT器件及其制备方法
CN102194867A (zh) * 2010-03-02 2011-09-21 三星电子株式会社 表现双耗尽的高电子迁移率晶体管及其制造方法
CN103493188A (zh) * 2011-03-04 2014-01-01 夏普株式会社 常闭型异质结场效应晶体管

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS567592B2 (zh) * 1974-10-31 1981-02-18
US6992319B2 (en) * 2000-07-18 2006-01-31 Epitaxial Technologies Ultra-linear multi-channel field effect transistor
US20070100666A1 (en) * 2002-08-22 2007-05-03 Stivoric John M Devices and systems for contextual and physiological-based detection, monitoring, reporting, entertainment, and control of other devices
US7355216B2 (en) * 2002-12-09 2008-04-08 The Regents Of The University Of California Fluidic nanotubes and devices
JP4179539B2 (ja) * 2003-01-15 2008-11-12 富士通株式会社 化合物半導体装置及びその製造方法
JP2006295126A (ja) * 2005-03-15 2006-10-26 Sumitomo Electric Ind Ltd Ｉｉｉ族窒化物半導体素子およびエピタキシャル基板
US8313968B2 (en) 2007-08-21 2012-11-20 Amal Elgawadi Fabrication of GaN and III-nitride alloys freestanding epilayers membranes using a nonbonding laser
US7915643B2 (en) * 2007-09-17 2011-03-29 Transphorm Inc. Enhancement mode gallium nitride power devices
US8222041B2 (en) * 2008-05-09 2012-07-17 University Of Florida Research Foundation, Inc. Oxygen and carbon dioxide sensing
US9970897B2 (en) * 2008-06-16 2018-05-15 Duke University Chemical sensors and methods for making and using the same
WO2011047207A2 (en) * 2009-10-15 2011-04-21 Masimo Corporation Acoustic respiratory monitoring sensor having multiple sensing elements
EP2799852A1 (en) 2013-04-29 2014-11-05 Stichting IMEC Nederland 2DEG-based sensor and device for ECG sensing
JP6349554B2 (ja) * 2013-05-16 2018-07-04 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 窒化物半導体装置
US9506955B2 (en) * 2013-07-01 2016-11-29 Apple Inc. Polarity sensing circuit
US10312358B2 (en) * 2014-10-02 2019-06-04 University Of Florida Research Foundation, Incorporated High electron mobility transistors with improved heat dissipation

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI344205B (en) * 2005-11-23 2011-06-21 Sensor Electric Technology Semiconductor device and circuit having multiple voltage controlled capacitors
JP2008047767A (ja) * 2006-08-18 2008-02-28 Furukawa Electric Co Ltd:The Ｉｉｉ族窒化物半導体装置
CN102194867A (zh) * 2010-03-02 2011-09-21 三星电子株式会社 表现双耗尽的高电子迁移率晶体管及其制造方法
CN103493188A (zh) * 2011-03-04 2014-01-01 夏普株式会社 常闭型异质结场效应晶体管
CN102184943A (zh) * 2011-04-18 2011-09-14 电子科技大学 一种增强型AlGaN/GaN HEMT器件及其制备方法

Also Published As

Publication number Publication date
ES2813111T3 (es) 2021-03-22
CN109414175A (zh) 2019-03-01
EP3426133B1 (en) 2020-05-06
DK3426133T3 (da) 2020-08-10
EP3426133A1 (en) 2019-01-16
WO2017153907A1 (en) 2017-09-14
US10918297B2 (en) 2021-02-16
US20190192022A1 (en) 2019-06-27

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109414175B (zh) 用于生理参数的非侵入式监测的微电子传感器
Wang et al. Skin bioelectronics towards long-term, continuous health monitoring
Ray et al. Bio-integrated wearable systems: a comprehensive review
Lin et al. Wearable biosensors for body computing
Baali et al. Empowering technology enabled care using IoT and smart devices: A review
US20200221969A1 (en) Microelectronic sensors for sensing electrical signals from a human body in a sub-terahertz range
ES2897018T3 (es) Sensor microelectrónico para la monitorización no invasiva de los niveles de glucosa en la sangre
CN109414217B (zh) 用于肠道和肠诊断以及肠动力监测的微电子传感器
US20080097227A1 (en) Method and system for remote hemodynamic monitoring
CN109688914A (zh) 用于测量血压的单个可穿戴设备系统
Marathe et al. A wireless patient monitoring system using integrated ecg module, pulse oximeter, blood pressure and temperature sensor
US20170258376A1 (en) Microelectronic sensor for biometric authentication
US10905346B2 (en) Pseudo-conductive high-electron mobility transistors and microelectronic sensors based on them
EP3482495B1 (en) Surface acoustic wave rfid sensor for hemodynamic wearables
Noh et al. Ferroelectret film‐based patch‐type sensor for continuous blood pressure monitoring
Gifta et al. Power approaches for biosensors based bio-medical devices
Chen et al. Wearable biosensors for cardiovascular monitoring leveraging nanomaterials
CN116829062A (zh) 自校准葡萄糖监测器
US20230210374A1 (en) Systems, devices, and methods for wireless energy management
CN109475297B (zh) 用于生物识别认证的微电子传感器
Kim et al. Beyond Flexible: Unveiling the Next Era of Flexible Electronic Systems
Asad et al. Wearable and Implantable Sensors for Cardiovascular Monitoring: A Review
WO2021105839A1 (en) Microelectronic sensors for inter-chip networks capable of recording and processing neural signals and action potentials
Divya et al. Design and Development of a Non-Invasive Glucose Monitoring Device Using Advanced Microcontroller
Wu et al. Symmetry engineering in 2D bioelectronics facilitating augmented biosensing interfaces

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20211022