CN117503318A - 心脏组织不可逆电穿孔治疗的mems器件及制备方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件及制备方法，器件由下至上依次包括：基底层，其具有可拉伸结构；第一绝缘层，设于基底层上方；电极层和温度传感层，设于第一绝缘层上方，电极层和温度传感层之间存在接触；电极层上的任意两个电极点形成阻抗传感部分；第二绝缘层，覆盖于电极层和温度传感层的上方，第二绝缘层上设有通孔，以暴露出电极层的电极点部分；pH传感层，覆盖于电极层的一部分电极点位置，形成pH值传感部分；参比电极层，覆盖于电极层的另一部分电极点位置，形成参比电极部分。本发明具备单器件完成不可逆电穿孔治疗完整功能的能力，能够提高器件和生物组织耦合效率。

Description

心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件及制备方法

技术领域

本发明涉及电生理器械技术领域，具体地，涉及一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件及制备方法。

背景技术

心房颤动(简称房颤)是临床上最常见的心律失常，发病时心脏失去了正常有效的收缩功能，呈现快速并且紊乱的颤动状况，它具有较高的发病率和死亡率。微创导管消融则无需开胸手术，适用于绝大多数患者，并且具有微创、无痛和恢复快等优势，已经成为房颤患者恢复和维持窦性心律的有效手段。

近来，出现了一种很有前景的新型消融技术，被称为脉冲场消融，它主要基于不可逆电穿孔技术。不可逆电穿孔用于心脏组织消融是一种非热损伤方法，是依赖于高强度电场作用下细胞不可逆性的死亡。与导致不连续和无差别病变的射频消融和冷冻消融等热交换方式相比，不可逆电穿孔治疗仅影响暴露于电场区域内的组织，同时具备优先损伤心肌的组织选择特性。各家电生理公司纷纷推出自己的不可逆电穿孔消融导管，如波士顿科学的FaraPulse、强生的VARIPULSE、美敦力的PulseSelect和心航路医学的PFBasket。以上导管能够通过不可逆电穿孔治疗阵发性房颤，并且具有良好的成功率和安全性。此外，在心率失常发生时，对心脏组织传递电脉冲、记录心电信号、检测温度和pH等物理参数至关重要。比如，电脉冲的传递可对心肌细胞进行干预，心电信号的记录可以帮助术者判断心率状态，温度监控可评估电干预过程进程以避免过度损伤，pH的检测可在术中及时发现心率失常引起的酸碱平衡紊乱，以及时进行药物干预。

虽然上述产品在现代医学中得到较为广泛的应用，但它们存在以下问题。首先，机械刚性或顺应性不足，导致与软组织的界面接触不理想，耦合效率低；此外，器件本身的功能选择范围窄，导致需要在单次手术中***和导航多个功能性导管，存在因反复操作带来生理参数波动，增加手术的难度，降低手术效率。

经对现有技术的检索和对比，Tuan-Khoa Nguyen等人在ACS Nano,vol.16,no.7,pp.10890-10903撰文“Integrated,Transparent Silicon Carbide Electronics andSensors for Radio Frequency Biomedical Therapy”，文中基于半导体材料立方碳化硅(3C-SiC)制备了一种生物电子***，可以集成到内窥镜尖端，进行组织消融。该设备在单片SiC电子平台中集成射频电极、阻抗传感器和温度传感器等多模态组件，为组织消融应用提供了多功能工具。但由于该文中导电材料的引入使得整个设备不具备柔性，因此不便于和生物组织进行有效的耦合，且坚硬的质地可能会对组织造成损伤。

Mengdi Han等人在Nature Biomedical Engineering,vol.4,no.10,pp.997-1009撰文“Catheter-integrated soft multilayer electronic arrays for multiplexedsensing and actuation during cardiac surgery”，文中介绍了一种多层配置的软电子阵列，支持温度，压力和电生理参数的高密度时空映射，并允许可编程电刺激，射频消融和不可逆电穿孔。该设备是分别独立制作出温度传感器阵列、压力传感器阵列和电极阵列，之后通过手工将三层电子阵列垂直堆叠，通过黏附使得三层成为一体来实现多模态功能。该文中的加工方法较复杂，需要单独对每一个功能阵列进行流片后进行堆叠，这必将增加加工难度，降低设备之间的重复性。三层阵列的引线也难以统一，在和球囊的集成中产生较大的引线体积。同样地，Lizhi Xu等人在Nature Communications,vol.5,p.3329撰文“3Dmultifunctional integumentary membranes for spatiotemporal cardiacmeasurements and stimulation across the entire epicardium”，文中介绍了一种包含电学和光学组件可拉伸阵列的传感器件，可以与3D打印精确形状的心脏匹配使用。该文中的器件提供了用于心脏疾病基础研究的工具，但并非是针对性用于心脏不可逆电穿孔治疗。此外，在制备方法方面，此器件的多个功能部件是单独制造，之后通过转印方法将他们黏附以形成单个器件。这种方法使得器件之间统一性较差，具备不确定性误差。在减小功能部件的特征尺寸时，由于并非通过一体化流片方法制备，后期难以进行高精度对准和集成。

进行不可逆电穿孔治疗的同时检测心电波形、阻抗和温度数据等生理参数对于术者判断治疗过程和手术安全非常重要，但目前在学术期刊、专利和市场产品方面都缺乏基于单器件平台的具备完整的不可逆电穿孔手术功能的柔性器件。因此，在单个柔性器件上实现多个手术功能将极大地提高不可逆电穿孔治疗的效率和安全性。基于以上技术和改进方向，设计制备一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件及制备方法具备重要的科研和临床应用价值，对于不可逆电穿孔治疗技术的推广应用具有非常重要的意义。

发明内容

针对现有技术中的缺陷，本发明的目的是提供一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件及制备方法。

根据本发明的一个方面，提供一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，该器件由下至上依次包括：

基底层，其具有可拉伸结构；

第一绝缘层，设于所述基底层上方；

电极层和温度传感层，设于所述第一绝缘层上方，所述电极层和所述温度传感层之间存在接触；所述电极层上的任意两个电极点形成阻抗传感部分；

第二绝缘层，覆盖于所述电极层和所述温度传感层的上方，所述第二绝缘层上设有通孔，以暴露出所述电极层的电极点部分；

pH传感层，覆盖于所述电极层的一部分电极点位置，形成pH值传感部分；

参比电极层，覆盖于所述电极层的另一部分电极点位置，形成参比电极部分。

可选地，所述基底层的材料选自PDMS、Ecoflex、SEBS、橡胶、聚氨酯、水凝胶和气凝胶中的至少一种，所述基底层的厚度为1-500μm。

可选地，所述第一绝缘层和所述第二绝缘层的材料相同，均选自聚对二甲苯、聚酰亚胺和SU-8光刻胶中的至少一种，所述第一绝缘层和所述第二绝缘层的厚度为1-50μm。

可选地，所述电极层的材料选自金、铂、铜、碳、硅和碳化硅中的至少一种，所述电极层的厚度为1-500nm。

可选地，所述温度传感层的材料选自铂、金、铜、铁、甸、铬、镍、锑、锰、铑、碳、锡氧化物、锰氧化物、铝氧化物、钌氧化物、硅、碳化硅和碳化硼中的至少一种，所述温度传感层的厚度为1-500nm。

可选地，所述温度传感层上的温度传感部分呈蜿蜒状。

可选地，所述pH传感层的材料选自氧化铱、高分子聚合物凝胶和二氧化硅荧光纳米粒子中的至少一种。

可选地，所述参比电极层的材料选自银/银氯化物材料、氢电极材料和甘汞电极材料中的至少一种。

可选地，所述电极点部分施加的电脉冲，脉冲波形为单向脉冲方波、双向脉冲方波、指数衰减脉冲、锯齿波、三角波、尖峰波和阶梯波中的任意一种。

根据本发明的另一方面，提供一种上述心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的制备方法，该方法包括：

提供晶圆，在晶圆上依次制作牺牲层、基底层和第一绝缘层；

在所述第一绝缘层上方制作电极层，并对其进行图案化形成所述电极层的轮廓；

在所述第一绝缘层上方制作温度传感层，并对其进行图案化形成所述温度传感层的轮廓；

在所述电极层和所述温度传感层的上方制作第二绝缘层，并对其进行图案化以暴露出所述电极层的电极点部分和电极焊盘；

在所述电极层的一部分电极点位置制作pH传感层，形成pH值传感部分；

按照器件轮廓进行切割，以图案化所述基底层，形成器件的整体轮廓；

去除牺牲层，从晶圆上释放得到器件；

在所述电极层的另一部分电极点位置制作参比电极层，形成参比电极部分。

与现有技术相比，本发明具有如下至少之一的有益效果：

1、本发明利用MEMS技术，加工薄且可拉伸的柔性器件，该柔性器件可以集成于球囊导管表面，也可以直接保形地贴附于心脏表面，能够提高器件与生物组织耦合效率。

2、本发明的器件，通过电极点部分、温度传感部分、参比电极部分、pH值传感部分和阻抗传感部分等各功能部件，在完成不可逆电穿孔治疗的同时，能够进行心电信号传感、温度传感、pH值传感和阻抗传感，避免了在单个手术过程中***多个功能导管的繁琐，具备单器件完成不可逆电穿孔治疗完整功能的能力。

附图说明

通过阅读参照以下附图对非限制性实施例所作的详细描述，本发明的其它特征、目的和优点将会变得更明显：

图1为本发明一实施例中心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的整体结构示意图；

图2为本发明一实施例中心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的***结构示意图；

图3为本发明一实施例中温度传感部分的结构示意图；

图4为本发明一实施例中将MEMS器件直接贴附于心脏表面的示意图；

图5为本发明一实施例中心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的制备方法的流程示意图。

图中：101为电极点部分，102为温度传感部分，103为参比电极部分，104为pH值传感部分；201为基底层，202为第一绝缘层，203为电极层，204为温度传感层，205为第二绝缘层，206为pH传感层，207为参比电极层；A表示温度传感层的一端，B表示温度传感层的另一端；401为MEMS器件，402为心脏。

具体实施方式

下面结合具体实施例对本发明进行详细说明。以下实施例将有助于本领域的技术人员进一步理解本发明，但不以任何形式限制本发明。应当指出的是，对本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进。这些都属于本发明的保护范围。

在本发明实施例的描述中，需要说明的是，本发明的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”等是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本发明的实施例能够以除了在这里图示或描述的那些以外的顺序实施。

参照图1，为本发明一实施例提供的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的整体结构示意图，图2示出了该器件的***结构示意图，该器件由下至上依次包括基底层201、第一绝缘层202、电极层203、温度传感层204、第二绝缘层205、pH传感层206和参比电极层207，基底层201位于最底部，其具有可拉伸结构；第一绝缘层202设于基底层201上方；电极层203包括电极点部分101，电极层203上的任意两个电极点形成阻抗传感部分；温度传感层204包括温度传感部分102，电极层203和温度传感层204设于第一绝缘层202上方，电极层203和温度传感层204之间存在接触，以实现电学导通；第二绝缘层205覆盖于电极层203和温度传感层204的上方，第二绝缘层205上设有通孔，以暴露出电极层203的电极点部分101，并暴露电极焊盘以用于后续电极的引线；pH传感层206覆盖于电极层203的一部分电极点位置，形成pH值传感部分104，pH值传感部分104包括表面材料对pH敏感的电极点；参比电极层207覆盖于电极层203的另一部分电极点位置，形成参比电极部分103，参比电极部分103包括表面材料对pH保持稳定的电极点。

本发明实施例中的MEMS器件，功能部件包括电极点部分101、温度传感部分102、参比电极部分103、pH值传感部分104和阻抗传感部分，电极点部分101用于施加不可逆电穿孔治疗的电脉冲，并记录心电信号；温度传感部分102用于测量不可逆电穿孔治疗过程中的温度变化；参比电极部分103包括用于保持稳定电位并作为参照比较的电极；pH值传感部分104用于记录不可逆电穿孔治疗过程中的pH值变化；阻抗传感部分可以由电极层203上任意选取的两个电极点组成，用于记录不可逆电穿孔治疗过程中心脏组织的阻抗变化。本发明实施例的器件能够单独完成心脏组织不可逆电穿孔治疗功能，避免了在单个手术过程中***多个功能导管的繁琐，从而提高心脏组织不可逆电穿孔治疗的效率和安全性。

上述实施例中，参比电极部分103和pH值传感部分104共同实现不可逆电穿孔治疗过程中的电化学方法测量pH值功能，其中参比电极部分103在电化学测试中具备稳定的电位和可重复性，pH值传感部分104在电化学测试中不同pH值下的电位不同，通过标定不同pH值下的电位即可实现测量pH值功能。

为实现绝缘且可拉伸的效果，在一些实施方式中，基底层201的材料选自PDMS、Ecoflex、SEBS、橡胶、聚氨酯、水凝胶和气凝胶中的至少一种，基底层201的厚度为1-500μm，若小于该厚度范围会导致不容易加工，小于该厚度范围则可能影响器件整体的柔性。

在一些优选的实施方式中，基底层201的材料为PDMS，厚度为30μm。

为实现电学隔离，在一些实施方式中，第一绝缘层202和第二绝缘层205的材料相同，均选自聚对二甲苯、聚酰亚胺和SU-8光刻胶中的至少一种，第一绝缘层202和第二绝缘层205的厚度为1-50μm，若小于该厚度范围会导致不容易加工，且容易破损；若大于该厚度范围则可能影响器件整体的柔性。需要说明的是，第一绝缘层202和第二绝缘层205的厚度可以设置为相同或者不相同，在两绝缘层厚度相同的情况下，二者可以采用相同的加工参数，便于器件的加工制造。

在一些优选的实施方式中，第一绝缘层202和第二绝缘层205的材料相同，为聚对二甲苯，厚度均为5μm。

为实现器件的导电，在一些实施方式中，电极层203的材料选自金、铂、铜、碳、硅和碳化硅中的至少一种，电极层203的厚度为1-500nm，若小于该厚度范围容易发生断裂和短路，并且比较薄的电极层203难以承受较大的电流密度；如厚度大于该范围则可能影响器件整体的柔性。

在一些优选的实施方式中，电极层203的材料为金，厚度为300nm。

在一些实施方式中，温度传感层204的材料选自铂、金、铜、铁、甸、铬、镍、锑、锰、铑、碳、锡氧化物、锰氧化物、铝氧化物、钌氧化物、硅、碳化硅和碳化硼中的至少一种，温度传感层204的厚度为1-500nm，以便于器件的加工，并保持器件的整体柔性。

在一些优选的实施方式中，温度传感层204的材料为铂，厚度为300nm。

在一些实施方式中，参照图3，温度传感部分102为呈蜿蜒状的温度敏感金属，以在相同分布面积下布局更长的金属电阻材料(温度敏感材料)，其在不同温度下具有不同的电阻值，通过预先标定不同温度下的电阻值即可实现测量温度值功能。温度传感部分102具有两端，如图3所示，A表示温度传感层的一端，B表示温度传感层的另一端，这两端与电极层203中的导线连接形成回路，用于测试其电阻值，从而确定温度值。

在一些实施方式中，pH传感层206的材料选自氧化铱、高分子聚合物凝胶和二氧化硅荧光纳米粒子中的至少一种。pH传感层206通过磁控溅射方法形成。

在一些实施方式中，参比电极层207的材料选自银/银氯化物材料、氢电极材料和甘汞电极材料中的至少一种。以银/银氯化物材料为例，先通过电化学方法电镀得到银层，然后通过电化学方法氯化该银层，以得到内部为银，外部为氯化银的材料。

为实现不可逆电穿孔，向电极层203上的全部或部分电极点施加电脉冲。在一些实施方式中，电极点部分101施加的电脉冲，脉冲波形为单向脉冲方波、双向脉冲方波、指数衰减脉冲、锯齿波、三角波、尖峰波和阶梯波中的任意一种，使生物膜暴露于足够高的外部电场，导致其电导率和渗透性快速大幅增加，最终发生膜电穿孔。

以脉冲方波作为示例，电压幅值影响施加于细胞上的电场强度；脉冲宽度影响电脉冲施加在细胞上的时间，从而影响发热量；脉冲频率最好与心脏节律保持同步，以避免电脉冲引起心律失常；脉冲个数影响不可逆电穿孔效果，个数越多越好，但是增加手术时间。在一具体实施方式中，脉冲方波的电压幅值为1-3000V，脉冲宽度为0.1-100μs，脉冲频率为1-100Hz，脉冲个数为1-100个。

在一具体实施方式中，指数衰减脉冲的电压幅值为1-3000V，电容为1-5000μF，电阻范围为1-2000Ω。

在一些优选的实施方式中，电极点部分101施加的电脉冲满足以下条件：脉冲波形为单向脉冲方波；电压幅值为500V；脉冲宽度为100μs；脉冲频率为1Hz；脉冲个数为50个。

本发明实施例中的MEMS器件，有两种使用方式，其一为通过生物相容性胶水贴附于球囊表面，通过介入手术进入心脏内工作；其二为将MEMS器件401直接贴附于心脏402表面工作，如图4所示。

利用本发明实施例中的器件进行心脏组织不可逆电穿孔治疗的过程包括：首先通过电极点部分101记录心电信号，以寻找目标治疗区域；之后电极点部分101施加电脉冲，以使得目标治疗区域的心脏组织发生不可逆电穿孔而死亡；阻抗传感部分可以由任意选取的两个电极点组成，记录不可逆电穿孔治疗过程中的阻抗变化，以反映组织不可逆电穿孔的进程；电极点部分101再次记录心电信号，并据此判断治疗是否完成；在这个过程中，温度传感部分102记录温度变化，以避免电脉冲引起的温升过高而引起不良并发症，pH值传感部分104记录不可逆电穿孔治疗过程中的pH值变化，以避免治疗过程中心律失常引发血液pH值的大范围异常变化。

基于相同的发明构思，本发明实施例还提供一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的制备方法，该方法包括：

步骤一、提供晶圆，在晶圆上依次制作牺牲层、基底层201和第一绝缘层202；

步骤二、在第一绝缘层202上方制作电极层203，并对其进行图案化形成电极层203的轮廓；

步骤三、在第一绝缘层202上方制作温度传感层204，并对其进行图案化形成温度传感层204的轮廓；

步骤四、在电极层203和温度传感层204的上方制作第二绝缘层205，并对其进行图案化以暴露出电极层203的电极点部分101和电极焊盘；

步骤五、在电极层203的一部分电极点位置制作pH传感层206，形成pH值传感部分104；

步骤六、按照器件轮廓进行切割，以图案化基底层201，形成器件的整体轮廓；

步骤七、去除牺牲层，从晶圆上释放得到器件；

步骤八、在电极层203的另一部分电极点位置制作参比电极层207，形成参比电极部分103。

示例性地，参照图5，心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的制备方法，包括如下步骤：

S1、如图5中(a)所示，在4英寸硅片上通过磁控溅射制作200nm的器件牺牲层铝，通过旋涂和固化形成30μm的可拉伸基底层PDMS，通过化学气相沉积制作5μm的第一聚合物绝缘层对二甲苯；

S2、如图5中(b)所示，在第一聚合物绝缘层上部通过磁控溅射制作一层20nm厚的铬作为黏附层，再溅射300nm厚的金，旋涂光刻胶，经过光刻对光刻胶图形化，使用湿法刻蚀对铬/金进行图形化；

S3、如图5中(c)所示，在第一聚合物绝缘层上部旋涂光刻胶，经过光刻对光刻胶图形化，以形成温度传感层的轮廓；

S4、如图5中(d)所示，通过磁控溅射制作一层20nm厚的铬作为黏附层，再溅射300nm的温度传感层，在热丙酮中浸泡，并经超声振动去除光刻胶，留下具有特定轮廓的温度传感层；

S5、如图5中(e)所示，在电极层和温度传感层的上部通过化学气相沉积制作5μm的第二聚合物绝缘层对二甲苯；

S6、如图5中(f)所示，旋涂光刻胶，经过光刻对光刻胶图形化，使用反应离子刻蚀方法刻蚀并暴露电极点部分、焊盘部分和器件整体轮廓；

S7、如图5中(g)所示，在第二聚合物绝缘层上部旋涂光刻胶，经过光刻对光刻胶图形化，以形成pH值传感部分的轮廓；

S8、如图5中(h)所示，通过磁控溅射方法制作pH传感层，在热丙酮中浸泡，并经超声振动去除光刻胶，留下表面材料为氧化铱的电极点；

S9、如图5中(i)所示，按照器件轮廓进行切割，以图案化可拉伸基底层，形成器件的整体轮廓；

S10、如图5中(j)所示，在稀盐酸中浸泡去除牺牲层铝，从硅片上释放得到器件；

S11、如图5中(k)所示，在电极层的另一部分电极点位置通过电化学方法电镀得到银层，然后通过电化学方法电镀氯化银层，以得到表面材料为银/氯化银的电极点。

本发明上述实施例中的MEMS器件及制备方法，利用MEMS技术加工，加工薄且可拉伸的柔性器件，该柔性器件可以集成于球囊导管表面，也可以直接保形地贴附于心脏表面，能够提高器件和生物组织耦合效率。本发明实施例中的器件用于心脏组织不可逆电穿孔治疗，同时具有心电信号记录、阻抗检测功能和pH值记录功能，并利用温度传感层原位精确测温，可以评估消融效果，避免治疗过程中心律失常引发血液pH值的异常变化，避免了在单个手术过程中***多个功能导管的繁琐，具备单器件完成不可逆电穿孔治疗完整功能的能力，能够提高心脏脉冲场消融的安全性和效率。

以上对本发明的具体实施例进行了描述。需要理解的是，本发明并不局限于上述特定实施方式，本领域技术人员可以在权利要求的范围内做出各种变形或修改，这并不影响本发明的实质内容。上述各优选特征在互不冲突的情况下，可以任意组合使用。

Claims (10)

1.一种心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，由下至上依次包括：

基底层，其具有可拉伸结构；

第一绝缘层，设于所述基底层上方；

电极层和温度传感层，设于所述第一绝缘层上方，所述电极层和所述温度传感层之间存在接触；所述电极层上的任意两个电极点形成阻抗传感部分；

第二绝缘层，覆盖于所述电极层和所述温度传感层的上方，所述第二绝缘层上设有通孔，以暴露出所述电极层的电极点部分；

pH传感层，覆盖于所述电极层的一部分电极点位置，形成pH值传感部分；

参比电极层，覆盖于所述电极层的另一部分电极点位置，形成参比电极部分。

2.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述基底层的材料选自PDMS、Ecoflex、SEBS、橡胶、聚氨酯、水凝胶和气凝胶中的至少一种，所述基底层的厚度为1-500μm。

3.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述第一绝缘层和所述第二绝缘层的材料相同，均选自聚对二甲苯、聚酰亚胺和SU-8光刻胶中的至少一种，所述第一绝缘层和所述第二绝缘层的厚度为1-50μm。

4.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述电极层的材料选自金、铂、铜、碳、硅和碳化硅中的至少一种，所述电极层的厚度为1-500nm。

5.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述温度传感层的材料选自铂、金、铜、铁、甸、铬、镍、锑、锰、铑、碳、锡氧化物、锰氧化物、铝氧化物、钌氧化物、硅、碳化硅和碳化硼中的至少一种，所述温度传感层的厚度为1-500nm。

6.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述温度传感层上的温度传感部分呈蜿蜒状。

7.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述pH传感层的材料选自氧化铱、高分子聚合物凝胶和二氧化硅荧光纳米粒子中的至少一种。

8.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述参比电极层的材料选自银/银氯化物材料、氢电极材料和甘汞电极材料中的至少一种。

9.根据权利要求1所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件，其特征在于，所述电极点部分施加的电脉冲，脉冲波形为单向脉冲方波、双向脉冲方波、指数衰减脉冲、锯齿波、三角波、尖峰波和阶梯波中的任意一种。

10.一种权利要求1-9任一项所述的心脏组织不可逆电穿孔治疗的MEMS器件的制备方法，其特征在于，包括：

提供晶圆，在晶圆上依次制作牺牲层、基底层和第一绝缘层；

在所述第一绝缘层上方制作电极层，并对其进行图案化形成所述电极层的轮廓；

在所述第一绝缘层上方制作温度传感层，并对其进行图案化形成所述温度传感层的轮廓；

在所述电极层和所述温度传感层的上方制作第二绝缘层，并对其进行图案化以暴露出所述电极层的电极点部分和电极焊盘；

在所述电极层的一部分电极点位置制作pH传感层，形成pH值传感部分；

按照器件轮廓进行切割，以图案化所述基底层，形成器件的整体轮廓；

去除牺牲层，从晶圆上释放得到器件；

在所述电极层的另一部分电极点位置制作参比电极层，形成参比电极部分。