具体实施方式

本发明将参考附图进行说明。应当理解，详细描述和具体示例虽然指示设备的示例性实施例，但是这仅旨在用于说明的目的，而并不旨在限制本发明的范围。根据以下的描述、权利要求和附图将更好地理解本发明的设备的这些和其他特征、方面和优点。应当理解，附图仅仅是示意性的且并未按比例绘制。还应当理解，贯穿整个附图，相同的附图标记用于指示相同或相似的部分。

本发明提供了具有离子电活性材料致动器单元的致动器设备，该离子电活性材料致动器单元包括整体膜，该整体膜具有第一致动电极和第二致动电极。在各种实施例中，第一致动电极和第二致动电极分别在相对的第一表面和第二表面上，而在图16的实施例中，致动电极在整体膜的同一侧上。在致动电极之间施加DC驱动信号。另外，在整体膜的第一表面上提供紧密间隔的测量电极对；任一表面都可以是第一表面。优选使用局部表面效应阻抗变化作为信号测量的基础，以用于提供与设备的致动状态有关的反馈。

图5示出了根据本发明的电活性材料致动器设备的第一示例。

该电活性材料致动器设备包括离子电活性材料致动器单元50，该离子电活性材料致动器单元50包括整体膜52，该整体膜52具有第一致动电极54和第二致动电极56，在该示例中，第一致动电极54和第二致动电极56分别在整体膜52中的相对的第一表面和第二表面上。

DC信号源58用于在致动电极54、56之间施加DC驱动信号。致动器单元是电流驱动的设备，并且DC信号源58是电流受限的电压源，其电压可控，从而得到不同的流动的电流并因此得到不同的致动水平。DC信号源能够具有任一极性，但在驱动期间不会交替。DC信号源能够替代地是既具有电流限制器又具有电压限制器的电流源，或者甚至能够是具有电流限制器的电容器放电电路。

电流受限的DC电压源的功能是将设备带入预定义的电压状态，但不超过特定电流。为此的主要原因是避免在过度电流下损坏设备。当然，有若干电学等同物可以实现相同的驱动方法。

举例来说，可以存在20mA/cm²的峰值电流限制。所期望的维持电流取决于离子EAP的类型。

测量信号源60用于施加测量信号。这优选是用于施加AC电压的AC信号源。用于测量信号的电压例如低于0.1V(其例如小于致动电压的10％)，并且其频率通常高于1kHz。测量信号旨在对由DC信号源的DC信号实现的致动没有影响或者产生最小的影响。

电流测量设备62被提供用于基于根据测量信号得到的电流来测量阻抗。它具有能够在测量信号的频率下测量的响应时间。

测量信号被施加到整体膜的第一表面上的测量电极对64、66。测量电极64、66以一间距d被间隔开，间距d最多为整体膜在测量电极附近的厚度h的10倍。

这意味着厚度是测量电极位置处的厚度或在测量电极之间的间距的位置处的厚度，因为整体膜在其完整区上可能不具有完全均匀的厚度。间距优选小于该厚度的5倍或2倍或甚至1倍。间距例如在10μm至20μm的范围内，因为这与相对较大区的设备的处理相兼容并且留下更多区给致动电极。因此，“在测量电极附近”可以意指在位于测量电极之间的间距内的任何地方的位置处。

该厚度例如在10μm至500μm的范围内，例如在50μm至300μm的范围内。

因此，虽然图5示出d小于h作为优选实施方式，但是即使d超过h，也能够获得优点。测量仍然主要是表面效应，而不是基于在设备体积中穿过两次的路径。

当测量电极之间的距离减小时，阻抗变化率将增大。

在这种设计中，电流测量实施了阻抗测量，该阻抗测量继而是致动水平的量度(即，如图5所示的示例中的弯曲)。

测量电极64、66在致动器的一侧，并且由此能够测量接近这些电极的致动器的局部阻抗变化，因此测量接近致动器的这一侧的阻抗变化。测量电极例如位于致动器的阳极部位上。接近这些电极的区将相当快地耗尽移动阳离子。这将引起快速阻抗变化率。此外，由于测量电极64、66之间的间隙d较小，因此阻抗的变化相对较大，从而允许使用低AC电流并最大限度地减小局部发热。由此获得了对偏转的更加精确的控制。

在图5的示例中，AC信号源60被耦合到测量电极对，并且DC信号源58被耦合到第一致动电极和第二致动电极。因此，DC驱动和AC感测是单独的独立功能，并且测量电极用于形成针对用于致动的电路的独立电路。

测量电极被示出在被形成在致动电极54中的间隙中。如下面将进一步描述的，该间隙可以是被形成在第一致动电极中的封闭通道(即，凹槽)，或者该间隙可以是被形成在第一致动电极的物理分离的第一部分和第二部分之间的分离的开放通道。在这种情况下，两个电极部分电连接并且具有相同的施加电压。

图6示出了根据本发明的电活性材料致动器设备的第二示例。

它示出了相同的DC信号源58和AC信号源60，但是具有不同的电极布置。

在该设计中，测量电极由第一致动电极的两个电隔离部分54a、54b(例如，分裂式阳极)来限定。第一致动电极本身用于通过提供一对狭窄间隔的部分来限定测量电极对。间距d符合与上述规则相同的规则。

通过根据DC信号源58得到的电压来确定第二致动电极56(阴极)与第一致动电极的第一部分54a(阳极)之间的电压差。第二致动电极56与第一致动电极的第二部分54b之间的电压差通过根据DC信号源58得到的被叠加有由AC信号源60递送的电压的电压来确定。因此，在间隙(具有宽度d)两端的两个电极部分之间的电压差是由AC信号源递送的电压。

原则上，在第一部分54a和第二部分54b的位置处的致动水平是不同的。然而，当AC信号的频率很高时，离子仅在非常小的距离上振动并且不会发生由于AC信号引起的净致动，使部分54a、54b之间的致动水平均衡化。第一电极部分和第二电极部分的时间平均电压是相等的。

图7示出了在图6的设备中存在的电极信号。标绘图70是第二致动电极(阴极)56与第一阳极部分54a之间的电压，标绘图72是第二致动电极(阴极)56与第二阳极部分54b之间的电压，并且标绘图74是两个电极部分54a、54b之间的AC电压。在该示例中，将DC信号源58的电压选择为1.8V，并且将由AC信号源60提供的AC电压的峰值到峰值的差异选择为0.4V。

上面描述的两种电路都使用基于电活性材料本身的属性(即，电阻抗)改变的反馈系统来操作，并且不要求外部测量传感器，例如像机械位移测量设备。只有AC源和电流计就足够了。由于这些器件经由电线连接，因此AC信号源和DC信号源和电流计能够被放置在相对于致动器的外围位置中。这使得能够使用能够精确控制的最优小型化致动器。

图8示出了用于图5的电活性材料致动器设备的驱动电路和反馈系统。该设备被示为可转向导管系统的部分(但是更一般地，它可以是任何介入医学设备，例如，导丝)，其具有导管80和被形成在导管尖端处的用于提供转向的致动器设备82。

第一对导线84a、84b将致动器设备82连接到DC信号源58，并且第二对导线86a、86b将致动器设备82连接到AC信号源60。

反馈电路88具有如图5所示的连接的AC信号源和DC信号源。

AC电压值和AC电流值经由模数转换器92被馈送到处理器90中，并且在处理器中，软件程序作为时间的函数接收这些值并且计算致动器的电阻抗。

AC源60例如被设置到用于阻抗测量功能的固定电压。因此，处理器90可以已经知道该电压，因此不需要报告该电压，或者可以如图所示报告该电压以确保准确的阻抗测量。

经由查找表，软件程序确定致动器尖端的偏转，并且还能够预测最终偏转。如果最终偏转将超出或低于期望的偏转，则可以通过经由数模转换器94向DC信号源58馈送信号来调整DC信号源58的电压，直到已经获得了致动器尖端的期望偏转为止。

这些计算非常快，并且对于操作该设备的人来说，这是实时发生的。此外，如果必须将偏转改变为另一水平，则操作者能够手动影响软件程序。这种情况可能出现在例如当已经通过血管分叉并且设备的尖端到达血管的直线部分时。在更复杂的系统中，能够根据横穿设备的血管床的3D图像来导出对所期望的偏转水平的调整。

以这种方式，实现了对偏转的精确快速控制。以这种方式，能够控制致动器的偏转以避免致动器尖端由于弯曲而无意中刺穿血管壁的情况。例如，在试图横穿慢性完全闭塞的情况下，可以及时生成反馈以防止可能刺穿血管壁的过大偏转。

图9示出了用于图5的电活性材料致动器设备的第一电极设计。它示出了测量电极64、66，该测量电极64、66被提供在被形成在第一致动电极的物理分离的第一部分54a和第二部分54b之间的分离的通道90中，由此与第一部分54a和第二部分54b电隔离。

图10示出了用于图5的电活性材料致动器设备的第二电极设计。它示出了测量电极64、66，该测量电极64、66被提供在被形成在第一致动电极54中的通道100中，由此与第一致动电极电隔离。通道100被封闭，因此只形成进入电极的主要区的凹口或凹槽。

能够针对特定应用所要求的任何形状来调整致动器的纵横比。

图11示出了用于图6的电活性材料致动器设备的驱动电路和反馈系统。该设备再次被示为可转向导管系统的部分，其具有导管80和被形成在导管尖端处的用于提供转向的致动器设备82。

第一对导线84a、84b将设备82连接到DC信号源58，其中，第一对导线84a、84b中的一根导线也连接到AC信号源60，并且第二导线86提供设备82到AC信号源60的第二连接。

反馈电路88具有如图6所示的连接的AC信号源和DC信号源。如图8所示，AC电压值和AC电流值经由模数转换器92被馈送到处理器90，并且在处理器中，软件程序作为时间的函数接收这些值并且计算致动器的电阻抗。这种布置提供了如以上参考图8描述的相同的功能和优点。

图12示出了用于图6的电活性材料致动器设备的第一电极设计。测量电极包括第一致动电极的分离的第一部分54a和第二部分54b。在这个示例中，第一部分54a和第二部分54b是形成在其两端测量所述测量信号的线性间隙120的矩形。

图13示出了用于图6的电活性材料致动器设备的第二电极设计。测量电极包括第一致动电极的电连接的第一部分54a的第一集合以及第一致动电极的电连接的第二部分54b的第二集合，其中，第一集合与第二集合是交错的。这形成了一组平行的线性间隙120，使得测量功能被分布在致动器区上。因此，测量间隙覆盖了致动器中生成较大感测信号的较大部分。

图14示出了用于图6的电活性材料致动器设备的第三电极设计。分离的第一部分和第二部分一起形成互锁梳状结构。

图15示出了用于图6的电活性材料致动器设备的第四电极设计。它示出了通过间隙120a和120b形成的2对测量电极，因此形成了第一致动电极的四个部分54a-54d。这使得能够从多个位置独立反馈测量。当致动器被局部阻塞并且这能够利用对个电极对来记录时，会对局部致动的检测很感兴趣。

可以类似地有多个用于图5的设计的测量电极对。当使用多个测量电极对时，当然会要求多个电流测量电路。

能够再次针对特定应用所要求的每一种形状来调整致动器的纵横比。

以上所有示例都示出了在整体膜的相对侧上的致动电极。图16示出了具有在整体膜的相同单侧上的致动电极54、56和测量电极64、66的示例。

图16A示出了横截面视图，并且图16B示出了平面视图。两个致动电极54、56被形成为交叉指形梳状电极。该测量电极对遵循两个致动电极之间的空间中的曲折路径。

这种致动器设计能够从平坦的表面纹理(非激活)切换到波纹表面纹理(如果没有基板的话)或者替代地切换到当在图16A的横截面中观看到的具有交替的弯曲方向的波浪形形状(如果有刚性基板的话)。

测量电极能够通过测量致动器电极之间的区域的阻抗变化来确定致动器的致动状态。

还可以有分离的单个测量电极，使得致动器电极中的一个致动器电极用作测量电极对中的一个测量电极(图6中的情况也是如此)。然后测量一个额外测量电极与去除移动载体处的电极之间的阻抗。

在上述所有设计中，当要求在相对方向上进行偏转时，可以切换阴极与阳极。仍然能够在特殊电极上测量电阻抗变化，仅在这种情况下测量到阻抗快速减小。

还能够在整体膜的两侧上提供测量电极。在这种情况下，可以在阳极侧处测量到电阻抗增大，并且在阴极侧处测量到电阻抗减小。当由于噪声而确定某个阈值时，这些值之间的差异可以构成甚至更快的响应。

实际上，测量电极之间的阻抗不仅是通过离子电活性材料的阻抗来确定的，而且还是通过空气的阻抗来确定的。在阻抗主要是通过电阻(即，阻抗的实部)来确定的情况下，电路中的AC信号源能够由DC源来代替。

然而，在一般的AC感测信号中，测量阻抗的虚部(电感/电容)可以获得更好的信噪比，尤其是当能够经由电滤波器(即，锁定放大器)隔离AC信号时。

在图5和图6的设计之间进行选择将取决于特定设计的要求。例如，当要求高精确度时，图5可以是优选的，因为DC电路和AC电路能够彼此独立并因此能够被优化。当用于电线的空间有限时，图6可以是优选的。

注意，在设备的长度上，可以将若干致动器集成到介入医学设备中。例如，可以提供三个致动器，并且对于每个致动器，如上所述地使用类似的方案(例如，基于图6的方案)来减少导线的数量。在这种情况下，为了进行致动，致动器能够具有一条公共线，并且每个致动器都要求一条返回线以能够分别致动它们。对于感测部分，要求每个致动器都有额外的导线。这构成了总共7根导线。

图5的方法还将允许一条用于致动的公共线和一条用于AC感测的公共线，从而构成连接致动器所需的总共8条导线。替代地，当使用适当的寻址系统时，可以减少线的数量。这在要求越来越多的致动器的情况下尤其有用。利用独立控制的致动器，IMD设备能够制作更复杂的弯曲，这对于横穿曲折的血管来说是有用的。

在所有示例中，电活性材料致动器基于离子(电流驱动的)电活性聚合物材料。

离子驱动型EAP的示例是共轭聚合物、碳纳米管(CNT)聚合物复合材料和离子聚合物金属复合材料(IPMC)。

子类共轭聚合物包括但不限于聚吡咯、聚-3，4-乙撑二氧噻吩、聚(对亚苯硫醚)、聚苯胺。

上述材料能够作为纯材料或悬浮在基质材料中的材料来植入。基质材料能够包括聚合物。

对于包括电活性材料(EAM)的任何致动结构，可以提供额外的被动层以用于响应于施加的驱动信号而影响EAM层的行为。

EAM设备的致动布置或结构能够具有一个或多个电极，以用于将控制信号或驱动信号提供给电活性材料的至少部分。优选地，该布置包括两个电极。EAM层可以被夹在两个或更多个电极之间。这种夹持需要包括弹性介电材料的致动器布置，因为它的致动是由于电极因驱动信号而彼此吸引所施加的压缩力等。两个或更多个电极也能够被嵌入在弹性介电材料中。能够将电极图案化，也能够不将电极图案化。

也能够例如使用交叉指形梳状电极来仅在一侧上提供电极层。

基板能够是致动布置的部分。它能够被附接到电极之间的EAP与电极的整体，或者被附接到外部的电极中的一个电极。

电极可以是可伸缩的，使得它们遵循EAM材料层的变形。这对于EAP材料来说特别有利。适合用于电极的材料也是已知的，并且可以选自包括以下各项的组：薄金属膜(例如，金、铜或铝)或有机导体(例如，炭黑、碳纳米管、石墨烯、聚苯胺(PANI)、聚-3，4-乙撑二氧噻吩(PEDOT)(例如，聚(3，4-乙撑二氧噻吩)聚(苯乙烯磺酸盐)(PEDOT:PSS)))。也可以使用金属化聚酯薄膜(例如，金属化聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET))，例如通过使用铝涂层来使用金属化聚酯薄膜。

将选择用于不同层的材料以例如考虑不同层的弹性模量(杨氏模量)。

上面讨论的额外层可以用于针对设备的电气行为或机械特性进行调整，例如，额外的聚合物层。

电活性材料致动器和传感器有许多用途。在许多应用中，产品的主要功能依赖于对人体组织的(局部)操纵或对组织接触界面的致动。在这样的应用中，EAP致动器提供了独特的益处，主要是因为小外形、柔性和高能量密度。因此，EAP能够容易被集成在软的3D形状的和/或微型产品和界面中。这样的应用的示例是：

皮肤美容护理，例如基于EAP的皮肤贴片形式的皮肤致动设备，其对皮肤施加恒定或循环的拉伸，以便拉紧皮肤或减少皱纹；

具有患者接口面罩的呼吸设备，其具有基于EAP的活动垫或密封件，以向皮肤提供交替变化的正常压力，从而减少或防止面部红色痕迹；

带有自适应剃须刀头的电动剃须刀。能够使用EAP致动器调节皮肤接触表面的高度，以便影响紧密度与刺激度之间的平衡；

口腔清洁设备，例如带有动态喷嘴致动器的空气牙线，以改善喷雾的触及范围，特别是在牙齿之间的空间中的触及范围。替代地，可以为牙刷提供激活的刷毛；

消费电子设备或触摸板，其经由被集成在用户接口中或附近的EAP换能器阵列而提供局部触觉反馈；

具有可转向尖端的导管，其使得能够在曲折的血管中容易地进行导航。如上面所解释的，致动器功能例如控制弯曲半径以实施转向。

受益于EAP致动器的另一类相关应用涉及光的改变。通过使用EAP致动器进行的形状或位置调整，能够使诸如透镜、反射表面、光栅等光学元件进行自适应。这里，EAP的益处是例如较低的功耗。

下面概述了对不对称硬度控制感兴趣的一些示例。

致动器可以用在瓣膜中，包括可植入人体的瓣膜，例如，片上器官应用或微流体设备中的一个或多个假体心脏瓣膜。对于许多瓣膜，期望不对称行为：在具有流动的方向上具有柔顺和大的位移，而在抵抗流动的方向上具有硬度。有时要求高致动速度来快速关闭瓣膜。

在一些应用中(例如在智能手镯中)期望柔性显示器致动器。当柔性显示器移动到另一位置或形状以进行更好的读取或具有更好的视觉表现时，要求大的位移。当显示器处于其静息位置时，显示器致动器必须牢固地保持就位。

还有噪声和振动控制系统中的应用。通过使用硬度变化，能够远离共振频率并因此减少振动。这例如在精确度很重要的手术机器人工具中是有用的。

柔软机器人(支撑人体的人造肌肉系统)例如用于在某个位置支撑或支持身体(例如抵抗重力)，在此期间要求硬度。当身体部分在相反的方向上移动时，不要求抵抗并且期望具有低硬度。

分段导管应用也可以受益于可变硬度。例如，当导管尖端围绕拐角弯曲时，期望尖端后面的段暂时具有顺应性，使得导管的其余部分遵循尖端。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求，在实践请求保护的发明时能够理解并实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。虽然某些措施被记载在互不相同的从属权利要求中，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。