Noticias

Sep 03, 2023

Ultra alto

Electrónica flexible npj

npj Flexible Electronics volumen 6, Número de artículo: 54 (2022) Citar este artículo

Accesos 2016

3 citas

10 Altmetric

Detalles de métricas

Los nuevos dispositivos de detección táctil imitan las funciones biológicas de la mecanorrecepción humana. Al introducir la función de transparencia óptica, puede conducir a capacidades combinadas de inteligencia táctil y visual en un solo sistema. Sin embargo, es difícil lograr un nivel ultraalto de transparencia óptica y sensibilidad del dispositivo en una sola estructura, ya que los métodos ampliamente utilizados para mejorar la sensibilidad, como elevar la rugosidad interfacial, pueden reducir aún más la transparencia. Mediante la utilización de un material iónico transparente con topologías de superficie sintonizables, así como la introducción de una estrategia de coincidencia del índice de refracción, hemos propuesto un dispositivo de detección iontrónica transparente (TIS) basado en el mecanismo de detección iontrónica, que ofrece simultáneamente una alta sensibilidad combinada del dispositivo (83,9 kPa− 1), con transparencia óptica ultraalta (96,9%), el valor más alto reportado en la literatura. Beneficiándose de su rendimiento integral en detección y características ópticas, los dispositivos TIS tienen un enorme potencial para las interfaces hombre-máquina para aplicaciones industriales y médicas.

La sensación táctil, que representa una importante función perceptiva y de recopilación de inteligencia para los seres humanos, ha sido un tema activo de investigación y desarrollo en los últimos años1,2. Con el fin de obtener la información táctil deseada, se han buscado con frecuencia tecnologías flexibles de detección táctil para lograr este proceso de conversión de analógico a digital, que simula las funciones biológicas de la percepción táctil3. Como característica clave de rendimiento, la sensibilidad del dispositivo tiene una consideración importante para el diseño del sensor táctil, ya que evalúa la capacidad de detección bajo las variaciones de presión mínimas que se pueden resolver3. Con la alta sensibilidad del dispositivo, el sensor táctil ha permitido aplicaciones específicas, como el reconocimiento táctil y de gestos y la detección de señales fisiológicas4. La tendencia tecnológica reciente en la fusión de sensores y la detección multimodal brinda incentivos adicionales para habilitar características especiales en los esquemas existentes. Con este fin, la incorporación de propiedades ópticas en los sensores táctiles podría dar lugar a más funcionalidades y oportunidades en aplicaciones de inteligencia visual y táctil5, por ejemplo, imágenes médicas, control de la salud y máscaras electrónicas6. Específicamente, el endoscopio táctil con retroalimentación de fuerza transparente acumulada en su lente objetivo podría detectar e informar un contacto físico potencial con tejidos y órganos internos y, como resultado, puede servir como una característica de seguridad deseable o señales de guía de navegación para clínicas. operaciones diagnósticas y quirúrgicas de cateterismo7. Además, los sensores táctiles altamente transparentes y sensibles se pueden introducir en la electrónica portátil, a partir de la cual se pueden detectar múltiples señales fisiológicas, como formas de onda de presión arterial, frecuencia cardíaca, frecuencia respiratoria y presión arterial, de manera continua, mientras se mantiene su óptica. imperceptibilidad8. Además, la interfaz transparente hombre-máquina podría ofrecer una experiencia de usuario particular al introducir la capacidad de detección de fuerza 3D en una pantalla táctil convencional, lo que permitiría el reconocimiento de objetos delicados y la retroalimentación táctil para aplicaciones de realidad aumentada y juegos9. Sin embargo, sigue siendo un desafío para los sensores táctiles flexibles transparentes actuales lograr un nivel ultra alto de transparencia óptica y sensibilidad del dispositivo en un solo dispositivo.

Técnicamente hablando, la transmitancia de la luz refleja el nivel general de absorción y dispersión de la luz en el medio, así como la reflexión de la luz en la interfaz10,11. Para mejorar la transmisión de luz del dispositivo de detección táctil, la investigación actual se centra principalmente en modificar la transparencia óptica intrínseca de los materiales de construcción. Aunque la pérdida óptica debida a la absorción y la dispersión se puede minimizar seleccionando y modificando cuidadosamente el propio material con la transmisión de luz más alta del 99,94 % informada12, la transmitancia general del dispositivo sigue siendo difícil de alcanzar a un nivel alto (p. ej., mayor que 95%), debido a los reflejos de luz presentados en múltiples interfaces de materiales dentro de la estructura del sensor. En particular, la pérdida óptica interfacial se vuelve considerablemente severa cuando se encuentra una topología interfacial gruesa. Por lo tanto, una mayor mejora en la transparencia del dispositivo exige enfoques alternativos para abordar la pérdida óptica causada por dichos reflejos de luz interfaciales. Para que los dispositivos de detección táctil alcancen una sensibilidad alta deseable, es fundamental diseñar una interfaz con un área de superficie alta para la detección13. Por lo tanto, se han investigado más a fondo múltiples estrategias intrigantes, como estructuras piramidales, de microagujas, nanofibrosas y bioinspiradas, para crear una configuración "gruesa" de la capa funcional o el electrodo14. Dichas topologías interfaciales pueden conducir a una sensibilidad mejorada del dispositivo, ya que genera un nivel de deformación más apreciable o una mayor área de superficie de contacto bajo las mismas cargas externas15. Desafortunadamente, estas modificaciones pueden haber influido negativamente en la transparencia general del dispositivo16, que se evalúa principalmente por la transmisión de luz5. Por lo tanto, la transparencia óptica de los sensores táctiles, en particular la de los sensores capacitivos, a menudo ha demostrado una tendencia inversa relacionada con la sensibilidad del dispositivo17.

La reciente introducción del mecanismo de detección iontrónico flexible (FITS) presenta un enfoque para resolver el problema actual en la mejora de la transparencia para sensores táctiles, al tiempo que ofrece detección de presión ultrasensible, beneficiándose de su interfaz natural de materiales iónicos-electrónicos. Desde sus inicios, la detección iontrónica ha mostrado un gran potencial en su ventaja característica de transparencia óptica, ya que todos los materiales de construcción pueden ser intrínsecamente transparentes, en particular los materiales iónicamente funcionales. Mientras tanto, puede poseer una interfaz ópticamente suave de detección18. Pan y sus colegas han construido el primer sensor de presión iontrónico flexible con una estructura ópticamente transparente, que contiene un revestimiento iónico plano transparente que cubre el electrodo inferior separado del electrodo superior por una capa espaciadora llena de aire. Sin embargo, el sensor iontrónico original solo demuestra una transmisión de luz del 77%, debido a la pérdida óptica en la interfaz aire-sólido19. Recientemente, Guo y sus colegas informaron sobre un material de detección iontrónica altamente transparente (TIS) con una transmisión de luz del 94,8 %, en el que una membrana porosa de fluoruro de polivinilideno (PVDF) se rellenó con un líquido iónico con un índice de refracción (IR) igualado5 . Sin embargo, la transmisión de luz general del dispositivo solo se limita al 90,4 %, como la pérdida óptica entre las sustancias iónicas y los electrodos de detección en esta arquitectura. Como era de esperar, la mejora de la transparencia óptica de la membrana porosa de PVDF reduce la aspereza en la interfaz, lo que da como resultado una baja sensibilidad no deseada de aproximadamente 1,2 kPa−1 en comparación con los sensores iontrónicos existentes. A modo de comparación, los dispositivos de panel táctil de última generación ya han logrado una transmisión de luz superior al 95 % en la pantalla, ya que las aplicaciones de visualización actuales requerían que el nivel de transmisión óptica del dispositivo fuera lo más alto posible para la visualización crítica. brillo y claridad de la pantalla20.

En este trabajo, hemos propuesto una arquitectura específica del dispositivo TIS, que permite simultáneamente una alta sensibilidad del dispositivo y una fina transparencia óptica. Al implementar una arquitectura de detección de dos capas (como se muestra en la Fig. 1a), el dispositivo TIS incluye una película conductora de nanocables de plata transparente (AgNw) recubierta con una matriz de elastómero iónico transparente microscópico de forma hemisférica (Fig. 1b), denominado ionodo; y una superficie prístina de AgNw como contraelectrodo. Entre el ionodo y el electrodo, se ha llenado un líquido no iónico de coincidencia de RI, que puede coexistir de manera estable con el gel debido a la gran diferencia en su hidrofilicidad, para eliminar las interfaces aire-sólido reflectantes entre la estructura de detección. Sorprendentemente, un nivel excepcional de transparencia óptica se puede entregar de forma independiente en el dispositivo TIS sin alterar su sensibilidad. Debido a que todos los materiales de construcción tienen intrínsecamente una alta transparencia, incluido el gel de detección iónica, los electrodos transparentes y el líquido de coincidencia RI, que presentan una absorción y dispersión de luz extremadamente bajas internamente, lo que produce una alta transmisión de luz a nivel del material. Más importante aún, el líquido de coincidencia de RI introducido en la capa de detección reduciría significativamente los reflejos en las interfaces, lo que daría como resultado una mejora adicional en la transmisión de luz del sensor bajo la arquitectura del dispositivo de múltiples capas. Como resultado, se logró una transmitancia óptica general del 96,9% de todo el sensor táctil, el valor más alto informado en la literatura hasta donde sabemos (en la Fig. 1c). Por otro lado, se ha derivado una ecuación teórica matemática para describir cuantitativamente la respuesta mecánica del dispositivo TIS basada en la deformación elástica de la matriz microhemisférica. Por lo tanto, con el diseño óptimo de las microestructuras microhemisféricas y la sensibilidad intrínsecamente alta del mecanismo iontrónico, la sensibilidad del dispositivo puede alcanzar los 83,9 kPa−1, tres órdenes de magnitud más alta que la de los dispositivos capacitivos equivalentes1,5. ,17,21. Beneficiándose de su rendimiento integral en detección y características ópticas, primero demostramos un endoscopio integrado TIS para funciones de diagnóstico tanto visuales como táctiles, en el que la detección táctil transparente permite la evaluación cuantitativa de la rigidez del tejido frente al elemento óptico, mientras realiza la rutina. imágenes endoscópicas. Además, hemos implementado la recepción táctil invisible en un formato portátil, desde el cual se pueden recopilar y analizar parámetros hemodinámicos importantes en tiempo real y de manera imperceptible. Además, hemos logrado imágenes táctiles transparentes sobre una pantalla óptica con alta resolución espacial para la interfaz hombre-máquina emergente. En consecuencia, los dispositivos TIS tienen un enorme potencial para las interfaces hombre-máquina de rápida evolución para aplicaciones industriales y médicas, particularmente donde se exigen alta transparencia óptica y sensibilidad del dispositivo.

a La ilustración estructural del dispositivo TIS, b La imagen SEM del gel iónico con matriz microhemisférica incorporada, c Flor cubierta por el dispositivo TIS, que representa una transmisión de luz extremadamente alta del 96,9 %, d El mecanismo de respuesta mecánica de el dispositivo TIS, e las trayectorias de luz de los dispositivos TIS sin y con líquido de acoplamiento RI lleno.

Para lograr un sensor táctil de ultra alta transparencia, se ha establecido un análisis óptico y de detección para determinar los parámetros críticos relacionados con la transparencia y la sensibilidad del dispositivo TIS. En principio, la transparencia del dispositivo se puede evaluar cuantitativamente por la transmitancia de la luz, definida como la relación entre las intensidades de las luces incidente y transmisora10, que está específicamente influenciada por la reflexión en la interfaz, así como por la absorción y dispersión dentro del medio11. La optimización actual de la transparencia se centraría principalmente en seleccionar los medios con propiedades intrínsecas de baja absorción y dispersión. A través de las investigaciones sobre las composiciones y estructuras para la transparencia del material, los medios de última generación, como AgNw, gel iónico, grafeno, PDMS, etc., han demostrado una adsorción y dispersión extremadamente bajas en las estructuras de detección transparentes. En particular, la pérdida de transmitancia por adsorción y dispersión del medio solo puede ser del 0,1%22, lo que se vuelve casi insignificante en general. En este estudio, por lo tanto, limitaríamos nuestra selección de materiales estructurales de estas categorías establecidas.

Además de las influencias de los materiales de construcción, las interfaces entre diferentes capas contribuyen significativamente a la pérdida de transmitancia causada por la reflexión. Es importante destacar que la interfaz que se presenta entre la capa de detección deformable y el espacio de aire en la arquitectura de detección podría dar como resultado un reflejo de luz significativo, incluso en una superficie plana, y este efecto se intensifica aún más con las irregularidades interfaciales5. De hecho, la pérdida de transmitancia causada por el reflejo de la luz en la interfaz ha desempeñado un papel importante en la determinación de la transparencia del dispositivo, que ha sido objeto de una investigación limitada en los sensores transparentes existentes debido a sus restricciones estructurales23. Específicamente, la pérdida óptica de la reflexión en las interfaces se puede describir usando la reflectividad R, que se define como la relación de intensidad entre las luces reflejada e incidente, y se puede expresar cuantitativamente como,

donde n1 y n2 representan los RI de los medios a lo largo de la interfaz10. Esta ecuación es válida cuando el ángulo de incidencia es cero y se puede desarrollar en un formato más complicado en un caso de incidencia no normal (que se muestra en la información de apoyo). De acuerdo con la Ec. 1, la reflectividad está altamente relacionada con los RI de los materiales a lo largo de la interfaz, y una diferencia más pequeña entre los RI de los materiales adyacentes conduciría a una reflectividad más baja en la interfaz. Además, la reflectividad puede acercarse a un mínimo (cerca de cero) si los IR de los materiales coinciden entre sí. Esto también podría ser cierto incluso si el ángulo de incidencia de la luz no es 0°. En tal situación, la mayor parte de la luz puede penetrar a través de la interfaz en cualquier ángulo de incidencia sin experimentar una pérdida de transmisión aparente, incluso cuando la interfaz es rugosa, lo que implica los cambios en la topología de la superficie, el ajuste en la morfología de la superficie de la interfaz sensible a la presión sería ya no influye en la transparencia óptica del dispositivo. En la arquitectura TIS propuesta, hemos utilizado todos los materiales de construcción con alta transparencia y RI combinado. Sorprendentemente, hemos introducido el líquido de coincidencia RI para llenar el espacio de aire entre el electrodo y el ionodo, lo que lleva a una eliminación considerable de la reflexión óptica en las interfaces ionodo/aire y aire/electrodo. Por lo tanto, puede proporcionar una mayor transparencia óptica que las contrapartes existentes a nivel de dispositivo.

Para optimizar la sensibilidad del dispositivo TIS, se ha construido un modelo mecánico, basado en el principio fundamental del mecanismo iontrónico, para determinar las propiedades del material y los parámetros estructurales del dispositivo TIS. Vale la pena señalar que las microestructuras hemisféricas han sido elegidas para establecer las topologías de detección mecánica por las siguientes razones, en primer lugar, se ha investigado bien la deformación de la forma de la estructura elastomérica hemisférica, que puede definirse teóricamente en el modelo mecánico clásico24. En segundo lugar, las variables geométricas del hemisferio se pueden ajustar fácilmente para satisfacer las características de detección deseadas, como la sensibilidad y la resolución13. Además, la microestructura hemisférica demuestra una estabilidad y confiabilidad superior a la de los micropatrones alternativos que contienen esquinas afiladas, como las microestructuras piramidales bajo deformación mecánica repetitiva, ya que su forma redondeada alivia tanto la concentración de tensión excesiva como la deformación plástica inducida13. A medida que se carga la presión externa P sobre la capa del electrodo, se produce una deformación por compresión elástica de las microestructuras iónicas del ionodo. Como resultado, el área de contacto entre el electrodo y el ionodo se expande en consecuencia, junto con el incremento en la capacitancia EDL correspondiente, como se espera en la teoría de detección iontrónica19,25 (Fig. 1d). En particular, la sensibilidad S del sensor iontrónico dentro de un pequeño límite de deformación puede describirse mediante la siguiente ecuación derivada del modelo clásico de contacto de Hertz24,26,

Donde C0 representa la lectura capacitiva iontrónica inicial sin ninguna carga, y UAC representa la capacitancia de área unitaria entre el gel iónico y las capas de electrodos. ρ es el radio de curvatura de los hemisferios, d se refiere a la densidad de la matriz hemisférica y A denota el área de detección. E yk indican el módulo de Young y la constante relacionada con la relación de Passion del material de gel elástico, respectivamente. La derivación detallada de la ecuación. 2 se ilustra en la información de apoyo. Como puede verse, la sensibilidad del dispositivo se ha correlacionado positivamente con la UAC interfacial, el área de detección, el radio de curvatura y la densidad de la matriz hemisférica, mientras que el módulo de Young del gel y la capacitancia inicial exhiben relaciones inversas con la sensibilidad. En resumen, para la optimización de la sensibilidad, se podría confiar en el diseño del material funcional y las propiedades interfaciales (E y UAC), así como los parámetros geométricos (ρ y d) de la matriz hemisférica para mejorar la sensibilidad, mientras que la mejora de la transparencia se centra en ambos. la transmitancia intrínseca de los materiales de construcción y la minimización del reflejo de la luz en las interfaces.

De acuerdo con el Principio de operación, se deben tener en cuenta varias consideraciones para el material de gel iónico funcional, incluida la transparencia intrínseca, el módulo elástico, las concentraciones iónicas y la microprocesabilidad. Con este fin, hemos adoptado un enfoque de gel polimérico fotorreticulable que contiene contenido iónico activo para construir la unidad de detección, ya que cumple con los requisitos combinados de alta claridad óptica, alta elasticidad, contenido iónico sintonizable y fotocurado directo del iónico. material de gel 3. El gel iónico está compuesto por un triflato de 1-etil-3-metilimidazolio (EMIMOTF) líquido iónico hidrófilo disperso uniformemente en una matriz polimérica preparada a partir de diacrilato de poli(etilenglicol) (PEGDA) y metacrilato de hidroxietilo (HEMA), como se muestra en la Fig. 2a. EMIMOTF, un líquido iónico a temperatura ambiente con una alta conductividad de 8,858 mS/cm27 y una alta compatibilidad con los monómeros de acrilato, ofrece abundantes cationes y aniones móviles para la detección iontrónica. Más importante aún, EMIMOTF ofrece una ventana electroquímica mucho más amplia de 3,9 V en comparación con el agua28, lo que puede evitar la reacción electroquímica de AgNw bajo un campo eléctrico, lo que aumenta la estabilidad y la repetibilidad a largo plazo del dispositivo TIS. PEGDA y HEMA pueden formar una red molecular 3D a través de la polimerización UV de grupos acrilato, convirtiendo el EMIMOFT líquido en un gel iónico con alta elasticidad y deformabilidad (Fig. 2b). El principal criterio de selección de HEMA es el grupo hidroxilo con alta polaridad, que puede mejorar la compatibilidad entre la matriz polimérica con EMIMOTF29. Mientras tanto, como reticulante hidrófilo, PEGDA se utiliza para controlar la elasticidad del gel iónico. Una mayor concentración de PEGDA, que contiene dos grupos acrilato, conduce a una mayor densidad de reticulación del gel iónico. La ecuación de reacción del gel iónico se muestra en la figura complementaria 3. Esta sección investigará y analizará las influencias en las propiedades eléctricas, mecánicas y ópticas relevantes a nivel de materiales, en particular, las composiciones del gel iónico para optimizar las respuestas de detección. como la transmisión de luz intrínseca de todos los materiales de construcción para garantizar la alta transparencia óptica de los dispositivos TIS.

a La estructura molecular del gel iónico, b Las fotos del gel iónico que indican su alta elasticidad, c Las UAC de los geles iónicos con diferentes composiciones, d El módulo de Young de los geles iónicos con diferentes densidades de reticulación, e El módulo de Young de los geles iónicos con diferentes concentraciones de líquido iónico. Las relaciones insertadas en c–e son la relación de peso entre HEMA, PEGDA y [EMIm]OTf. f Los espectros visibles de todos los materiales de construcción de los dispositivos TIS, que incluyen el gel iónico, la película conductora de AgNw y el líquido de adaptación de RI.

Como se presenta en la Ec. 2, la sensibilidad del dispositivo TIS se correlaciona linealmente con el UAC de la interfaz del material, que puede ser bastante complicado y estar influenciado por las propiedades del material, como las especies y concentraciones iónicas, los materiales de los electrodos, los parámetros ambientales, incluidas la temperatura y la humedad, y incluso las técnicas de medida, como la frecuencia de conducción y el potencial, etc.3,30,31. En este trabajo, el enfoque principal para mejorar la UAC interfacial es ajustar la concentración iónica en el material de gel compuesto seleccionado en un entorno controlado y condiciones de medición establecidas. La Figura 2c representa las mediciones interfaciales de UAC utilizando geles iónicos con diferentes composiciones de 20 Hz a 200 kHz a un voltaje de 1 V, que es un estándar ampliamente utilizado para la medición de UAC32. Se espera que la UAC interfacial del gel iónico disminuya gradualmente con el aumento de la frecuencia de activación durante el tiempo de relajación de iones limitado, mientras que una frecuencia de activación más alta conduce a una tasa de muestreo más alta para la detección de capacitancia, que es importante para la frecuencia de respuesta de el dispositivo25,30. Para lograr el equilibrio entre UAC y la frecuencia de muestreo, mantendremos la excitación eléctrica y la medición a 1 kHz y 1 V para una comparación directa. Más importante aún, al considerar la concentración iónica en la matriz del gel como una variable, una mayor concentración de contenido iónico conduciría a una mayor UAC interfacial. En particular, el UAC interfacial con las relaciones de peso del material entre HEMA: PEGDA: EMIMOTF de 9:1:5, 9:1:10 a 9:1:20 (las concentraciones de líquido iónico correspondientes de 33,3%%, 50%, a 66,7 %) se miden a 112,3 nF, 766,9 nF y 985,4 nF, respectivamente. Incrementos adicionales en el contenido iónico de la matriz de gel provocarían la exudación de líquido iónico incluso después del curado, lo que provocaría problemas de estabilidad y confiabilidad para el material de detección. Otro hallazgo es que si la concentración iónica es relativamente estable, la relación de entrecruzamiento tiene una influencia muy marginal sobre la UAC interfacial. Por ejemplo, un cambio drástico en la proporción de peso entre HEMA y PEGDA de 0:1 a 49:1 (las proporciones de entrecruzamiento correspondientes de 100 a 2 %) conduce a un aumento de solo un 25 % en la UAC interfacial.

Otra propiedad material importante relacionada con el rendimiento de detección del dispositivo TIS es su módulo de Young según el análisis teórico. En general, el módulo del gel iónico se puede controlar ajustando la densidad de reticulación y la concentración de líquido iónico en el gel. Al ajustar las proporciones entre HEMA, PEGDA y EMIMOTF de 0:1:1, 4:1:5, 9:1:10, 19:1:20 a 49:1:50, forma redes de polímeros con diferentes densidades de reticulación de 100, 20, 10, 5 y 2%, respectivamente, y el módulo de Young relevante del gel iónico se puede alterar de 15,46, 5,08, 2,59, 2,00 a 1,85 MPa, como se resume en la Fig. 2d, ya que la cadena de polímero el movimiento se restringe con el aumento de la densidad de reticulación. Sin embargo, debido a la baja densidad de reticulación, los geles iónicos con proporciones de peso de 19:1:20 y 49:1:50 muestran deformación plástica bajo presión, lo que conduce a una mala recuperación y repetibilidad del sensor táctil. Además, cambiar las proporciones de peso entre el monómero de polímero y el líquido iónico también puede controlar el módulo de Young del gel iónico. Una concentración de líquido iónico más alta puede conducir a una matriz de gel iónico más blanda con un "volumen sin restricciones" más alto y menores interacciones entre los segmentos del polímero, como se muestra en la Fig. 2e33. En este estudio, hemos identificado que se puede lograr un módulo tan bajo como 0,79 MPa cuando la relación de peso entre HEMA, PEGDA y EMIMOTF se establece en 9:1:20. Desafortunadamente, esta proporción conduciría a la exudación del líquido iónico de la matriz de gel bajo presión externa, lo que afectaría la estabilidad del dispositivo. Por lo tanto, elegiríamos la proporción de peso de 1:1 entre el monómero curable y el líquido iónico como parámetros principales para la investigación adicional, dada su elasticidad relativamente alta (es decir, módulo de Young bajo) junto con una alta estabilidad.

Como se mencionó anteriormente, las altas transmitancias de luz intrínsecas de todos los materiales de construcción son la condición previa de la alta transparencia óptica del dispositivo TIS. La figura 2f ilustra el espectro visible del material de gel iónico (50 μm de espesor) con una relación entre HEMA, PEGDA y EMIMOTF de 9:1:10, la película conductora de AgNw y el líquido de coincidencia de RI. Como puede verse, el gel iónico suave preparado muestra una alta transmisión de luz en todo el espectro visible e infrarrojo cercano, y se obtiene una transmisión de luz del 92,1% en comparación con el aire a 550 nm, la longitud de onda estándar para la comparación de transparencia. Vale la pena señalar que la transmisión de luz intrínseca del gel iónico debe ser del 99,5% como se predice en la ecuación complementaria. 1, y la absorción y dispersión del material solo aportan un 0,5 % de pérdida de transmitancia (e−(a+s)x = 99,5 %), ya que sus grupos moleculares y la alta uniformidad estructural poseen una baja absorción de luz visible. La mayor pérdida en la transmitancia de la luz resulta del reflejo de la luz en ambas interfaces contra el aire. Además, la película conductora de AgNw también tiene una transmisión de luz extremadamente alta del 95,3 % con un revestimiento antirreflectante en su superficie no conductora, que puede reducir significativamente el reflejo de la luz en la interfaz sólido-aire34. Además, el líquido RI-matching está compuesto principalmente por aceite de silicona y parafina líquida, los cuales presentan baja absorción en el espectro visible35. Por lo tanto, la transmisión de luz del líquido de comparación de RI en una cubeta con una longitud óptica de 9,55 mm se mide en un 99,9 % en comparación con una cubeta llena de agua desionizada. Para un dispositivo TIS que contiene una capa líquida equivalente a RI de aproximadamente 25 μm de espesor, la absorción de luz y la dispersión del líquido solo provocan una pérdida insignificante del 0,002 % en la transmitancia correspondiente. Como resultado, se ha demostrado que todos los materiales de construcción utilizados en el dispositivo TIS poseen una alta transparencia según la literatura y nuestras verificaciones experimentales.

El rendimiento de capacitancia a presión (C–P) es la clave del dispositivo TIS, ya que demuestra varias propiedades críticas del sensor, incluida la sensibilidad, la linealidad, el rango de detección y la antiinterferencia6,8,30,36,37 ,38,39. De acuerdo con la Ec. 2, la sensibilidad del dispositivo TIS con confinamiento de área unitaria está relacionada con el radio de curvatura del hemisferio y la densidad de la matriz. Esta sección discutirá las influencias de estos parámetros en la sensibilidad del dispositivo TIS, con el objetivo de controlar y optimizar la respuesta mecánica del sensor.

Los parámetros geométricos de la matriz hemisférica se pueden controlar fácilmente a través de la fabricación micro/nano. Como se demuestra en la Ec. 2, una mayor densidad de matriz y un hemisferio más grande conducen a una mayor sensibilidad del dispositivo TIS. La Figura 3a representa las investigaciones experimentales sobre la influencia de la densidad de la matriz en la curva de respuesta mecánica del dispositivo TIS. Se logran diferentes densidades de matriz de 27 778, 17 778, 10 000 y 4444 cm−2 mediante el curado UV de los geles iónicos utilizando los moldes de PDMS, correspondientes al diámetro/espaciado del hemisferio de 50 μm/10 μm, 50 μm/25 μm, 50 μm/50 μm y 50 μm/100 μm. En consonancia con las predicciones teóricas, el dispositivo TIS con una densidad de matriz de 27 778 cm−2 (50 μm/10 μm) genera la sensibilidad más alta de 83,9 kPa−1 en el rango de presión de 0 a 20 kPa, teniendo en cuenta la presión inicial extremadamente baja. capacitancia de 17.4 pF (que se muestra en la Fig. 4 complementaria). Este valor disminuye a 20,4 kPa−1 de 20 a 100 kPa, lo que concuerda bien con la predicción teórica de que la sensibilidad disminuye con los avances de presión. La Figura 3b demuestra la relación entre los tamaños de los hemisferios y las respuestas de presión de los sensores. Al mantener todas las demás variables sin cambios (en particular, la densidad de la matriz), un diámetro de hemisferio más grande conduce a una mayor sensibilidad del dispositivo TIS. Por ejemplo, la sensibilidad del sensor TIS con un diámetro de hemisferio de 50 μm es de 83,9 kPa−1, que es 2,2 y 3,93 veces mayor que la de los diámetros de hemisferio de 20 y 10 μm. En la práctica, la micromatriz hemisférica con un tamaño superior a 50 μm debería mejorar aún más la sensibilidad del dispositivo, sin embargo, es difícil preparar y mantener la consistencia de un hemisferio tan grande durante la preparación del molde a través del reflujo de la fotoprotección40,41. Dado que la densidad máxima de los hemisferios que se puede lograr en un área determinada se ve afectada directamente por el tamaño de la característica de la unidad, también hemos comparado las curvas C–P de los dispositivos TIS con la densidad máxima de los hemisferios en varios tamaños de características, en particular , el diámetro/espaciado del hemisferio de 50 μm/10 μm, 20 μm/10 μm y 10 μm/10 μm, respectivamente, como se muestra en la Fig. 3c. el espaciamiento estrecho de menos de 10 μm puede dar lugar a patrones distorsionados por la excesiva relación profundidad-ancho, especialmente los que tienen un tamaño hemisférico más grande. De acuerdo con la Ec. 2, el diámetro del hemisferio juega un papel más influyente en la sensibilidad que el de la densidad. Los resultados de la medición han mostrado una buena concordancia con el modelo, en el que los tamaños de características más grandes conducirían a una mayor sensibilidad del dispositivo a la máxima densidad de matriz, como se esperaba. Específicamente, la sensibilidad se puede calcular como 1:0,80:0,47, respectivamente, a partir de los sensores TIS con diámetro/separación de hemisferios de 50 μm/10 μm, 20 μm/10 μm y 10 μm/10 μm. Para verificar la repetibilidad del dispositivo TIS, se han aplicado cargas cíclicas a los sensores. Los resultados, resumidos en la Fig. 3d, indican que se puede trazar una curva de respuesta C-P casi idéntica a un nivel de presión más bajo (<40 kPa), pero se ha observado una ligera desviación con un coeficiente variable del 3% entre una presión más alta. rango (de 40 a 100 kPa), que puede ser el resultado de un error del sistema del dispositivo de carga. En general, los resultados de las pruebas han demostrado la alta repetibilidad de la respuesta C–P del dispositivo TIS, en comparación con los sensores táctiles actuales, en particular, en un rango de presión bajo42. Además, las imágenes microscópicas de los geles iónicos con diferentes topologías de superficie se han ilustrado en la Fig. 3e. Teniendo en cuenta el rendimiento combinado de las propiedades de los materiales y los parámetros geométricos de la matriz de gel iónico funcional, se determina que el gel iónico con una relación de peso entre HEMA, PEGDA y EMIMOTF de 9:1:10 y un diámetro/separación de hemisferios de 50 μm /10 μm como las selecciones óptimas para la construcción de los siguientes dispositivos TIS.

a Las curvas de respuesta (C–P) de los dispositivos TIS que usan geles iónicos con diferentes densidades de matriz microhemisférica, b las curvas de respuesta (C–P) de los dispositivos TIS que usan geles iónicos con diferentes diámetros de hemisferio, c la respuesta Curvas (C–P) de los dispositivos TIS que utilizan los geles iónicos con densidad máxima de los hemisferios en varios tamaños de características, d la repetibilidad de las curvas de respuesta (C–P) de los dispositivos TIS, e las imágenes microscópicas de los geles iónicos con diferentes topologías de superficie, f la caracterización de los tiempos de respuesta y reset en la prueba de carga dinámica, g la prueba de repetibilidad de 5000 ciclos, y h la resolución de presión y umbral de detección del dispositivo TIS.

Se llevaron a cabo evaluaciones adicionales para evaluar el tiempo de respuesta, la repetibilidad y la resolución del dispositivo TIS. Las pruebas de la tasa de respuesta se llevaron a cabo utilizando un actuador piezoeléctrico para aplicar un cambio de carga periódico (alrededor de 1 kPa) al sensor, los resultados se resumen en la Fig. 3f. Mediante el análisis de las fases de carga y descarga de cada ciclo, se midieron los tiempos de respuesta y reset del sensor, el cual fue preparado utilizando un gel iónico con parámetro optimizado, a 61 y 50 ms, respectivamente. Estos valores no fueron prominentes en comparación con los de algunos sensores iontrónicos clásicos, que podían responder en submilisegundos, porque la introducción del líquido de coincidencia de RI prolongó el tiempo de respuesta debido a su alta viscosidad en comparación con el aire42. Sin embargo, dichas tasas de respuesta ya podrían haber satisfecho una amplia gama de aplicaciones médicas e industriales, como la medición de la onda del pulso arterial y la interfaz interactiva hombre-máquina42. Además, se investigó la repetibilidad del sensor táctil bajo cargas mecánicas repetitivas de 1 kPa a 5 Hz. La Fig. 3g indicó que se habían observado menos del 10 % de variaciones en las magnitudes de la señal en el dispositivo TIS después de 5000 ciclos de trabajo, lo que demuestra la estabilidad a largo plazo y la repetibilidad del dispositivo. Finalmente, al aprovechar la inmunidad al ruido de la detección iontrónica3, los dispositivos TIS han demostrado una resolución de presión superior/umbral de detección de 10 Pa. La Figura 3h muestra que la grabación continua en tiempo real del dispositivo TIS al colocar y quitar un objeto ultraligero (es decir, una bola de algodón de 0,4 g) en la superficie, demostrando la resolución de presión a 10 Pa.

De acuerdo con la Ec. 1, la transparencia del dispositivo TIS está determinada principalmente por la absorción y dispersión de todos los materiales y los reflejos en todas las interfaces. El gel iónico, como material de detección clave del dispositivo TIS, se ha medido experimentalmente a un nivel bajo (0,5 %) de absorción y dispersión de la luz. Como se muestra en la Fig. 4a, la transmisión de luz del gel iónico suave se mide en 92,1%, lo que ilustra solo una influencia marginal en el brillo y la claridad de la imagen debajo. Sin embargo, el ionodo con la configuración de micromatriz puede causar una dispersión de luz significativa, por ejemplo, el que tiene la matriz microhemisférica de 50 μm/10 μm en diámetro/espacio da como resultado una baja transmisión de luz del 35,4 %. Porque la irregularidad de la superficie aumenta sustancialmente el ángulo de incidencia de la luz con un alto nivel de reflectividad, en comparación con la plana, como se muestra en las fotos de la Fig. 4a. La reflexión de luz apreciable e inevitable ocurre en la interfaz microestructurada, lo que lleva a un nivel degradado de transparencia en el dispositivo TIS.

a Los espectros visibles del gel iónico con y sin microestructura superficial; b los RI del gel iónico y el líquido de emparejamiento de RI con diferentes componentes; c los espectros visibles de los dispositivos TIS llenos de los medios con diferentes RI; d la comparación sobre el brillo y la claridad de las imágenes bajo los dispositivos TIS utilizando diferentes medios llenos.

Como se mencionó anteriormente, la introducción de líquido de coincidencia de RI es para llenar el espacio de detección interfacial entre el electrodo y el ionodo, lo que puede reducir significativamente el reflejo de la luz en todas las interfaces dentro del dispositivo, particularmente en el lado del microarreglo. Es importante destacar que el líquido de coincidencia de RI debe satisfacer dos requisitos principales: la coincidencia de RI con la del gel iónico y la estabilidad química con el gel, lo que significa que no provoca ningún intercambio de material del componente iónico ni hinchazón de la matriz del gel. . El primer requisito se puede satisfacer preparando un sistema de mezcla que contenga componentes de alto y bajo RI. Específicamente, la relación de mezcla entre los dos componentes se puede usar para ajustar el RI del líquido de coincidencia de RI. El otro requisito se puede resolver estableciendo un sistema de antipatía 'aceite-agua' para lograr la coexistencia estable entre el gel iónico y el líquido de combinación de RI, de los cuales el gel iónico es hidrofílico similar al agua, mientras que el líquido de combinación de RI debe ser aceite. -como con alta hidrofobicidad. Tal interfaz de material hidrofóbico-hidrofílico muestra una estabilidad eminente sin liberación aparente de líquido iónico o hinchazón del gel43. Teniendo en cuenta la alta hidrofobicidad, la alta transparencia, la baja evaporación, la ausencia de toxicidad y el rango de RI específico, se han seleccionado aceite de fenilsilicona (RI = 1,51), dimeticona (RI = 1,40) y parafina líquida (RI = 1,48) para el RI- líquido de emparejamiento como constituyentes de RI alto, medio y bajo, respectivamente. La razón de agregar un componente de RI medio es que el aceite de fenilsilicona no se puede mezclar con la dimeticona para formar un líquido transparente. Por lo tanto, la parafina líquida se usa para mezclarla con aceite de fenilsilicona o dimeticona para formar dos sistemas de dos componentes con IR ajustables de 1,51–1,48 (aceite de fenilsilicona/parafina líquida) y 1,48–1,40 (parafina líquida/dimeticona) respectivamente, de modo que puede cubrir una amplia gama de coincidencias de RI, de 1,40 a 1,58, utilizando el sistema de dos componentes para diferentes construcciones de materiales del gel iónico, como se muestra en la Fig. 4b.

Para validar el rendimiento de la estrategia de coincidencia de RI, hemos comparado la transparencia óptica del dispositivo TIS antes y después de la introducción del líquido de coincidencia de RI. Como se resume en la Fig. 4c, el dispositivo TIS con el espacio de aire solo demuestra una transmisión de luz del 33,7 %, lo que influye significativamente en el brillo y la claridad óptica de la calidad de la imagen debajo de la superficie de detección. Después de llenar el espacio de aire usando líquidos de combinación RI con diferentes composiciones, que incluyen dimeticona pura, aceite de fenilsilicona puro y una composición perfectamente combinada de 1:10 entre dimeticona y parafina líquida, los resultados han sugerido una mejora notable en la transmisión de luz del TIS. dispositivo. Además, el uso de un líquido de coincidencia de RI ideal (Δn = 0) con el gel iónico (RI = 1,4688) conduce a un rendimiento óptimo del 96,9 % en la medición de la transmitancia en comparación con el 69,3 y el 71,4 % cuando se usa dimeticona (RI = 1,4030, Δn = 0,0658) y aceite de fenilsilicona (RI = 1,5110, Δn = −0,0422), que tienen mayores diferencias de RI con el gel iónico, respectivamente, en buena concordancia con la predicación teórica. La Fig. 4d ilustra las variaciones de transparencia de las muestras usando diferentes medios de coincidencia, entre los cuales el que usa el líquido de coincidencia de RI ideal conduce al mayor brillo y claridad de la imagen a través del dispositivo TIS. Como resultado, se logró una transparencia óptica del 96,9 %, la más alta en la literatura hasta donde sabemos, mediante la eliminación de las interfaces de aire mediante el líquido de coincidencia de RI.

La Fig. 6 complementaria junto con la Tabla 1 resumen las comparaciones de rendimiento del dispositivo TIS con otros sensores de presión transparentes flexibles en términos de sensibilidad y transmisión de luz. Como se mencionó anteriormente, la sensibilidad y la transmitancia de luz del sensor transparente flexible convencional exhiben típicamente una relación opuesta; en otras palabras, una sensibilidad más alta siempre conduce a una transmisión de luz más baja al comparar la literatura, como se muestra en la figura complementaria 62,5,6,12,16,17,19,21,32,44,45,46,47 . Esto se debe principalmente a que la mejora de la sensibilidad del sensor táctil se ha logrado mediante la introducción de interfaces gruesas, que provocan negativamente un reflejo de luz adicional en dichas interfaces. Alternativamente, en este trabajo, la introducción del líquido de coincidencia de RI en la capa de detección proporciona una ruta para abordar el dilema entre alta transparencia y alta sensibilidad, al eliminar los reflejos de luz que ocurren en las interfaces internas del material. En resumen, el dispositivo TIS propuesto ha utilizado la matriz de gel iónico elástico (con las proporciones de peso de HEMA, PEGDA y EMIMTFSI a 9:1:10), que tiene alta elasticidad (con el módulo de Young de 2,59 MPa), interfaz ultrasensible (con la UAC alta de 766,9 nF), así como una alta estabilidad bajo presión. El ionodo está cubierto por la capa de detección de gel iónico estructurado en la configuración de micromatriz hemisférica (con el diámetro/espaciado a 50 μm/10 μm). Además, el líquido de coincidencia de RI con el de la matriz de gel iónico se introduce en la capa de detección para eliminar todas las interfaces aire-sólido reflectantes. Como resultado, el dispositivo TIS muestra un rendimiento superior en general (es decir, la sensibilidad de 83,9 kPa−1 y la transmisión de luz del 96,9%), que son los más altos en la literatura, entre los sensores táctiles transparentes flexibles existentes.

Dada su distintiva alta transparencia y alta sensibilidad, el dispositivo TIS se puede preparar para adherirse a cualquier pantalla o pantalla, convirtiéndolo en un dispositivo de pantalla táctil sensible a la presión, denominado pantalla táctil TIS. Los dispositivos táctiles 3D convencionales, que son sensibles a la presión pero no ópticamente transparentes, solo se pueden colocar en la parte posterior de la pantalla óptica, lo que reduce aún más la sensibilidad del dispositivo y la resolución espacial. Por el contrario, la pantalla táctil TIS con una transparencia extremadamente alta puede pasar los contenidos de alto brillo y alta claridad en la pantalla con una pérdida óptica mínima (menos del 4%), mientras mantiene su alta sensibilidad del dispositivo y permite la detección de objetos delicados y Retroalimentación táctil para realidad aumentada. Por lo tanto, el dispositivo TIS se puede montar simplemente encima de cualquier pantalla de sensibilidad no táctil existente y actualizarlo simultáneamente a un instrumento sensible a la presión. La Figura 5a ilustra que la pantalla táctil TIS con 32 × 32 unidades de detección se implementó modelando el electrodo superior y el ionodo inferior en una matriz de exploración ortogonal con una resolución espacial de 2 × 4 mm2. La matriz de detección de presión de alta resolución puede ser de especial interés como método de entrada interactivo durante la presión, la escritura o el dibujo, ya que ofrece el valor de presión/fuerza en el tercer eje además de solo la información de posicionamiento en los planos X–Y. La Figura 5b ilustra el sistema de circuito de la pantalla táctil TIS. La matriz de electrodos de fila y columna en la pantalla táctil TIS se unen con dos conectores FPC a través de un adhesivo conductor anisotrópico (ACF) respectivamente, luego se conectan con el circuito de lectura de señal. El circuito de lectura se compone principalmente de la unidad de selección de filas (MUX), la unidad de adquisición de datos (ADC), la unidad de decodificación (DAC) y la unidad de control (FPGA). Un FPGA programado emite una señal de control para seleccionar diferentes filas en la matriz por el MUX, y las señales de todas las unidades de la fila seleccionada serán amplificadas a través de un amplificador operacional y adquiridas por el ADC, después de que las señales sean procesadas por FPGA y señales decodificadas por DAC, la información recopilada de todas las filas se transmitirá a Labview para su registro y visualización, como se muestra en la Fig. 7 complementaria. La Figura 5c demuestra el mapa de calor de presión capturado de 'CAS' al tocar con los dedos con diferentes presiones de contacto ( suave, suave y fuerte) entre distintas letras en una forma de alta definición en la pantalla táctil TIS. Dicho mapa de calor rastrea las variaciones de presión de cada elemento de detección individual en tiempo real durante la escritura, lo que puede usarse para diferenciar los patrones de escritura o las firmas de diferentes personas como método de identificación biométrica para aplicaciones de cifrado en HMI36,48. Además, con el mapa de calor de la información de presión de contacto en la pantalla táctil TIS, se puede desarrollar un algoritmo de reconocimiento de objetos para identificar diferentes objetos para la inteligencia artificial táctil9. En particular, el contacto físico entre cualquier objeto y la pantalla formaría un patrón estático de distribución de presión, del cual el mapa de calor contiene información sobre la forma y el peso para un análisis posterior de la IA. Al extender el poder de dicha IA táctil, uno puede convertir un juego de ajedrez virtual en uno real, cuyas piezas de ajedrez se colocan en la pantalla táctil TIS para jugar. En este escenario, las piezas de ajedrez están configuradas con varias formas de contacto en su parte inferior, y los mapas de calor correspondientes de la distribución de presión contienen características clave distintivas de cada pieza, por lo que la pantalla táctil puede leer las piezas y los movimientos por su información de mapa de calor de contacto como se muestra en la Fig. 5d. Como resultado, la pantalla táctil TIS ha mostrado un gran potencial en la interfaz hombre-máquina de próxima generación para entrada, identificación y aplicaciones de realidad aumentada.

a La pantalla táctil TIS con una matriz de detección de 32 × 32 conectada a la pantalla y el diagrama esquemático estructural de la matriz TIS, b El sistema de pantalla táctil TIS y el diseño del circuito de lectura de la señal c El mapa de calor de la presión capturada al escribir "CAS" con un dedo en la pantalla, da escenarios típicos de aplicación de reconocimiento de objetos usando pantalla táctil TIS: juego de ajedrez virtual en un dispositivo de visualización usando piezas reales.

Otra aplicación importante para la detección táctil transparente se encuentra dentro del campo de rápido crecimiento de las imágenes endoscópicas clínicas y las cirugías, donde un elemento óptico de tamaño pequeño en formato de catéter o tubo se inserta en una cavidad natural humana, más comúnmente en las vías gastrointestinales49,50 . Teóricamente, el endoscopio con función de detección táctil puede integrar la información de la fuerza de contacto con la imagen visual, lo que tiene un gran potencial para los fines de la retroalimentación táctil y la medición de la rigidez del tejido durante la inspección endoscópica de rutina51.

Con el fin de proporcionar información táctil para la seguridad clínica, así como para fines de navegación, la investigación actual se ha centrado principalmente en la integración de los sensores de fuerza MEMS clásicos con una construcción estructural sólida en la cabeza del endoscopio7. Debido a que estos dispositivos MEMS no son transparentes sino rígidos, estos enfoques siempre conducen a diseños mecánicos bastante complicados para adaptar los sensores de estado sólido al espacio limitado del instrumento endoscópico, lo que resulta en un costo de equipo considerablemente alto y en una menor confiabilidad del sistema. Sin embargo, el contacto directo con la lente óptica no se puede detectar fácilmente a través de una arquitectura de dispositivo tan compleja. En este trabajo, hemos actualizado los sensores MEMS tradicionales con el dispositivo TIS para la retroalimentación táctil endoscópica. A diferencia del complicado diseño estructural para transmitir la fuerza de contacto, el dispositivo TIS altamente transparente y ultraflexible se puede montar directamente sobre la superficie de la lente óptica del endoscopio, sin comprometer notablemente su rendimiento óptico. La figura 6a, b ha ilustrado el montaje y las versiones integradas del dispositivo TIS en el cabezal endoscópico con iluminación LED rodeada, respectivamente. Específicamente, el tamaño de la cabeza del endoscopio se ha limitado a 3,7 mm de diámetro para navegar a través de las cavidades naturales. En consecuencia, se preparó un dispositivo TIS con el mismo diámetro y se integró perfectamente en el endoscopio dentro del tamaño de la cabeza. Además, hemos modificado el empaque eléctrico del dispositivo TIS al conectar los electrodos flexibles dentro del endoscopio, lo que evita la exposición de las conexiones eléctricas al líquido que las rodea durante el procedimiento endoscópico. Como resultado, un dispositivo TIS en miniatura de este tipo se ha integrado con éxito con el endoscopio para habilitar las funciones táctiles en el sistema óptico con una influencia marginal en el brillo y la claridad de las imágenes obtenidas (en la Fig. 8 complementaria). Además, hemos aplicado el endoscopio habilitado para TIS para navegar a través de un modelo de páncreas con tejidos reales de páncreas y cáncer de páncreas colocados dentro, imitando la situación in vivo (Fig. 6c). Una vez que se produce un contacto directo entre la lente óptica y los tejidos, la lectura capacitiva del dispositivo TIS mostraría un aumento sustancial, que se puede convertir en una escala de fuerza para la consideración de seguridad. La Figura 6d ilustra las mediciones de presión de contacto de toques repetitivos del cabezal óptico habilitado para TIS en el modelo. Como se puede ver, las fuerzas táctiles suaves tan pequeñas como 1 mN se pueden resolver fácilmente en la retroalimentación táctil sensible, lo que potencialmente puede prevenir el daño quirúrgico o proporcionar la información de la superficie delicada para la navegación robótica.

a El diagrama del dispositivo TIS conectado a la lente del endoscopio, b las fotos del endoscopio habilitado para TIS, c la inspección endoscópica del endoscopio habilitado para TIS en un modelo de páncreas, y d la diminuta fuerza detectada del contacto con el tejido , e el tejido de cáncer de páncreas yf el tejido de páncreas normal utilizado para la medición de la rigidez, g los datos sin procesar para la medición de la rigidez de PDMS, mezcla de PDMS/Ecoflex, Ecoflex, tejido de cáncer de páncreas y tejido de páncreas normal, h las tasas de pendiente medidas y la Módulo de Young (el '*' marca los valores de referencia de la prueba de tracción estándar y el '#' marca los valores calculados de la ecuación 3) de diferentes muestras para la prueba de rigidez.

El sistema de endoscopio integrado con electrónica transparente también puede proporcionar información física, química y biológica sobre el tejido, lo que puede facilitar la caracterización y extirpación de tumores durante la inspección endoscópica. Investigaciones anteriores proporcionaron detección basada en la impedancia, detección basada en el pH, detección por contacto y mapeo de la temperatura, en combinación con la terapia de ablación por radiofrecuencia del tejido tumoral52. Aquí, otro parámetro importante, la rigidez del tejido, se puede obtener a través de la medición táctil endoscópica. La rigidez de los tejidos refleja la composición y heterogeneidad de los tejidos, que a menudo se alteran durante la progresión de la enfermedad53. Por ejemplo, los tumores malignos son generalmente más duros que el tejido normal y los tumores benignos54. Por lo tanto, la medición táctil integrada de la rigidez del tejido podría proporcionar un método sencillo para detectar endoscópicamente tumores malignos en tiempo real, mientras que la inspección visual no puede resolver dicha información in situ55. Para establecer una evaluación cuantitativa de la rigidez del tejido, se ha implementado el siguiente procedimiento. En primer lugar, se aplica el endoscopio a la muestra a una velocidad constante hasta alcanzar un determinado límite de seguridad. Posteriormente, se calculó la tasa de pendiente de la curva (S) entre los desplazamientos del endoscopio y las salidas de fuerza del dispositivo TIS. En la teoría biomecánica clásica, la rigidez, representada como el módulo de Young (E), de la muestra tiene una relación empírica con la tasa de pendiente, de la siguiente manera,

donde a y b son constantes, lo que implica que a la muestra con mayor valor de S le corresponde una mayor rigidez del material del ensayo56. Esto puede conducir a una evaluación cuantitativa de las propiedades del tejido mediante el sistema endoscópico habilitado para TIS. Por ejemplo, las rigideces del cáncer de páncreas (Fig. 6e) y los tejidos pancreáticos normales (Fig. 6f), de los cuales el primero tiene una rigidez considerablemente mayor que la del segundo debido a la fibrosis severa, se han medido y comparado. Se han examinado previamente tres muestras de calibración, es decir, PDMS (E = 1,03 MPa), Ecoflex (E = 0,07 MPa) y la mezcla 1:1 (E = 0,37 MPa), con los módulos de Young conocidos para determinar las constantes ( a y b) en la Ec. 3. Los módulos de Young de las muestras de calibración se obtienen de sus curvas de tensión-esfuerzo, que se muestran en la figura complementaria 9. La figura 6g ha resumido los datos de medición de rigidez de cuatro ciclos de todas las muestras reales y de calibración, mientras que la inspección visual de el endoscopio sobre esas muestras se ha realizado simultáneamente sin ninguna interferencia. A través del análisis de los datos de medición, las tasas de pendiente S (N/mm) de todas las muestras se obtienen como 2,44 ± 0,088 para PDMS, 1,78 ± 0,058 para mezcla PDMS/Ecoflex, 0,92 ± 0,024 para Ecoflex, 0,96 ± 0,027 para páncreas tejido canceroso y 0,61 ± 0,014 para tejido pancreático normal, como se muestra en la Fig. 6h. Como resultado, la ecuación. 3 se puede ajustar con a = −2,065 y b = 0,943, a partir de los cuales las rigideces del tejido pancreático normal y el cáncer de páncreas se pueden calcular además como 3,662 ± 0,648 y 62,37 ± 8,64 kPa, respectivamente. Ambas medidas de rigidez están dentro de los rangos informados por otros medios de la literatura y, lo que es más importante, el tejido enfermo exhibe un valor significativamente más alto que el del tejido normal esperado57,58. En resumen, el endoscopio habilitado para TIS, que combina las capacidades de medición visual y mecánica, puede corroborar cuantitativamente las diferencias entre la rigidez de los tejidos normales y malignos, junto con la observación óptica, lo que ofrece una dirección potencial para el diagnóstico endoscópico multifuncional en el futuro.

Además de realizar la medición de la presión de contacto en varios dispositivos ópticos, el dispositivo TIS también se puede configurar en un formato portátil e imperceptible para el monitoreo en tiempo real de las formas de onda del pulso arterial. Las mediciones de la forma de onda del pulso se pueden lograr aplicando una presión suave en el área de detección con un dedo o una pulsera59. Las Figuras 7a, b han demostrado que un dispositivo TIS de forma circular con un diámetro de 2 cm se puede unir directamente a la piel humana para adquirir señales biomecánicas de los pulsos de sangre arterial o movimientos musculares, casi de manera invisible debido a su alta óptica. transparencia. Cuando se aplica en las regiones de la sien y la muñeca, las formas de onda repetitivas del pulso arterial se pueden detectar con alta fidelidad, lo que se puede convertir en aproximadamente 75 y 65 latidos por minuto de los voluntarios, respectivamente. Dada su alta sensibilidad, las señales detectadas pueden revelar aún más todas las características importantes de las formas de onda del pulso en detalle, incluido el pico sistólico (P1), el pico sistólico reflejado (P2), el pico dicrótico (P3) y la presión diastólica final (P4) . Estos picos característicos pueden utilizarse para evaluar cuantitativamente los parámetros hemodinámicos pertinentes en tiempo real, incluido el índice de aumento arterial, que están estrechamente relacionados con la rigidez arterial y la presión arterial, etc.60. Por lo tanto, los eventos o síntomas cardiovasculares tempranos pueden predecirse a través del análisis de grandes datos a partir de tales conjuntos de datos recopilados continuamente. A diferencia de otros dispositivos alternativos, la alta transparencia del sensor TIS ofrece a los pacientes una cómoda capacidad de control de la salud a través del dispositivo portátil flexible pero imperceptible, que aún produce señales de alta resolución y alta fidelidad, teniendo en cuenta la privacidad del paciente42.

a La señal de la onda del pulso recopilada por el dispositivo TIS en la sien, la imagen insertada ilustra la forma de onda detallada de la onda de un solo pulso, b la señal de la onda del pulso recopilada por el dispositivo TIS en la muñeca, la imagen insertada ilustra la forma de onda detallada de la onda de un solo pulso.

En resumen, se ha desarrollado un dispositivo de detección táctil transparente flexible basado en el mecanismo de detección iontrónico emergente con características combinadas de transparencia óptica ultra alta y alta sensibilidad. La estructura de detección flexible se compone de una estructura simple de dos capas, es decir, una capa de ionodo cubierta por una matriz de gel iónico microhemisférico y una capa de electrodo transparente para formar la estructura de detección, ambos intrínsecamente altamente transparentes para eliminar la adsorción y dispersión de luz interna. , mientras que un líquido de coincidencia de RI con el mismo RI del gel iónico se llena en el espacio entre las dos capas para eliminar cualquier interfaz aire-sólido altamente reflectante. Vale la pena mencionar que el líquido altamente hidrofóbico compatible con RI puede coexistir de manera estable con el gel iónico hidrofílico a través del principio de antipatía 'aceite-agua'. Con una estrategia de coincidencia de RI de este tipo, podría reducir significativamente los reflejos en todas las interfaces dentro del dispositivo TIS, mejorando la transmisión de luz del sensor al 96,9 %, que es el valor más alto informado en la literatura hasta donde sabemos. Además, se ha derivado un modelo mecánico teórico para proporcionar una relación cuantitativa entre la presión y la salida del dispositivo TIS utilizando la deformación elástica de la matriz microhemisférica. Cabe destacar que la sensibilidad del dispositivo se puede optimizar a 89,4 kPa−1 mediante el control de las propiedades eléctricas y mecánicas de los materiales funcionales, así como el ajuste de los parámetros geométricos de la matriz microhemisférica (p. ej., sus tamaños y densidades de matriz ), que es tres órdenes de magnitud superior a la de los dispositivos capacitivos equivalentes convencionales. Al usar la estrategia de coincidencia de RI, dicha modificación en la microestructura de la superficie de la interfaz funcional no influirá en la transparencia óptica del dispositivo, logrando tanto la transparencia ultraalta como la sensibilidad del dispositivo en la estructura del dispositivo único. En general, el dispositivo TIS informado ha ampliado la transparencia óptica al nivel óptimo en función de la característica de la arquitectura del dispositivo intrínsecamente transparente y la estrategia de coincidencia de RI, mientras que la sensibilidad superior del dispositivo se puede lograr simultáneamente sin afectar la transparencia óptica del dispositivo por el principio de detección iontrónica. Beneficiándose de estas ventajas combinadas, el dispositivo TIS ha demostrado un enorme potencial en las aplicaciones médicas e industriales emergentes, incluidas las interfaces hombre-máquina, la monitorización médica y de la salud, donde se requieren una alta sensibilidad y una gran transparencia.

Cantidad diseñada mixta de HEMA (96 %, metacrilato de hidroxietilo, Aladdin Reagent Company), PEGDA (promedio de Mn 400, diacrilato de polietilenglicol, Aladdin Reagent Company) y EMIMOTF (98 %, trifluorometanosulfonato de 1-etil-3-metilimidazolio, Aladdin Reagent Company) en un vaso de precipitados, luego se agregó un 0,5 % en peso de agente de acoplamiento de silano (97 %, 3-(trimetoxisilil) metacrilato de propilo, Aladdin Reagent Company) para mejorar la adhesión con el sustrato y un 5 % en peso de fotoiniciador (97 %, 2- hidroxi-2-metil-1-fenil-1-porpanona, Aladdin Reagent Company) para iniciar la polimerización. Posteriormente, la mezcla se agitó magnéticamente a 400 rpm durante 30 min para obtener un precursor uniforme. Finalmente, se dejó caer la mezcla en un molde y se cubrió con una película de PET para aislarla del oxígeno, seguido de una exposición UV a 365 nm durante 30 s para formar el gel iónico con la forma del molde.

La configuración de la matriz microhemisférica se preparó con base en el reflujo de la fotoprotección según los informes de la literatura40. Se adhirió una cinta de espuma con un espesor de 2 mm sobre el marco de la plantilla fotorresistente preparada sobre vidrio. Luego, una mezcla de caucho de silicona 184 (SYLGARD™ 184 Silicone Elastomer, Dow Chemical Company) y agente de curado (SYLGARD™ 184 Silicone Elastomer Curing agent, Dow Chemical Company) en una proporción de masa de 10:1 después de agitar y desespumar al vacío. se vierte sobre la plantilla y se cura en un horno a 100 ° C durante 35 min para obtener un molde PDMS con configuración de matriz de hoyos hemisféricos. El proceso completo para preparar el molde PDMS se muestra en la Fig. 10 complementaria.

Como se muestra en la figura complementaria 11, se utilizó como sustrato transparente una película de PET antirreflectante (AR) (50 μm de espesor, Shenzhen Shenyu Technology Co., Ltd) con una transmisión de luz del 98%. La tinta AgNw (SNW-0501, Guangdong Nanhai ETEB Technology Co., Ltd) se revistió sobre la película AR PET usando una barra Mayer para formar una película húmeda de 10 μm de espesor. Después de secar en estufa a 120 °C durante 30 min, se preparó el electrodo transparente de AgNw.

Primero, el electrodo inferior transparente se cortó en la forma requerida con un cortador láser (JG15S-SP-12v, tecnología ZhengYe). Luego, dejó caer la mezcla de precursores iónicos en el electrodo inferior y luego lo cubrió con el molde PDMS lentamente de un lado a otro. Luego se usó una escobilla de goma para eliminar suavemente cualquier burbuja apreciable atrapada en el medio. A continuación, la mezcla precursora se curó con UV (GGJ-ST-3000, Ling Wei) durante 30 s. Después de descubrir el molde PDMS, se preparó un gel iónico con una configuración de matriz hemisférica en el electrodo inferior. A continuación, se pegó sobre el gel iónico un marco de adhesivo de doble cara (Nitto 5600 de 5 μm de espesor, Nitto 5601 de 10 μm de espesor y Nitto 5603 de 30 μm de espesor) con el mismo espesor del radio del hemisferio para unir firmemente los bordes de los electrodos superiores. Finalmente, el líquido de coincidencia de RI con un RI igual al del gel iónico se inyectó entre el electrodo superior y el gel iónico para expulsar todo el aire (colocado en una cámara de vacío para expulsar todas las burbujas de aire perceptibles) y así formar el TIS. dispositivo después de sellar el puerto de la aguja con adhesivo epoxi. El proceso completo para preparar el dispositivo TIS de un solo punto se muestra en la Fig. 12 complementaria.

Se fijó un dispositivo TIS de un solo punto con un área de 3 × 3 cm2 en un escenario móvil (KMTS50E/M, Thorlabs) y se movió a una velocidad de 0,2 mm/min a un dinamómetro (M5–10, Mark-10). Se colocó una almohadilla de caucho de silicona de 1 × 1 cm2 en la parte superior de la cabeza del dinamómetro para aplicar una presión uniforme en el área central del dispositivo TIS. Se usó un medidor LCR (TH2829C, TongHui) para medir la capacitancia del dispositivo con una frecuencia de excitación de 1 kHz y un voltaje de pico a pico de 1 V. El desempeño de capacitancia a presión del dispositivo TIS fue probado por registrando la fuerza medida por el dinamómetro y el valor de capacitancia medido por el medidor LCR simultáneamente.

La capacitancia del dispositivo TIS para la prueba de rendimiento de capacitancia a presión se midió durante 20 s con un medidor LCR (TH2829C, TongHui). La capacitancia promedio durante 3 ciclos se trató como la capacitancia inicial del dispositivo TIS.

El gel iónico preparado de 1 × 1 cm2 con superficie lisa se intercaló entre dos electrodos. Se utilizó una etapa de traslación para aplicar una presión de aproximadamente 100 kPa a la estructura para asegurar un contacto completo entre los electrodos y el gel iónico. Luego se utilizó un medidor LCR para medir la capacitancia de la estructura a través de dos electrodos con una señal sinusoidal de 100 a 20,0000 Hz y un voltaje pico a pico de 1 V.

Se preparó el gel iónico en un cilindro con un diámetro de 30 mm y una altura de 20 mm. El cilindro se colocó en la parte inferior de un probador de fuerza de una sola columna (ESM303, Mark-10 Corporation) y se comprimió a una velocidad de 13 mm/min. Se usó un dinamómetro (M5–200, Mark-10 Corporation) para registrar la fuerza aplicada al cilindro. A continuación, se trazó la curva de tensión de tensión de ingeniería del gel iónico de acuerdo con la tensión calculada a partir del desplazamiento medido, y la tensión calculada a partir de la fuerza medida. El módulo de Young del gel iónico se obtuvo así a partir de la pendiente de la curva en un rango de deformación relativamente bajo.

La transmitancia de luz se midió con un espectrofotómetro ultravioleta-visible (Lambda 25, PerkinElmer) de 400 a 800 nm. Las transmitancias de luz de todas las muestras se compararon con el aire, excepto el líquido de coincidencia de RI, que se comparó con agua desionizada.

La tasa de respuesta del sensor se realizó mediante la activación de un haz piezoeléctrico (QDTE52–1, PANT) con una onda cuadrada (la frecuencia de la señal es de 1 Hz, el voltaje de pico a pico es de 20 V) generada por un generador de señal (AFG1022, Tektronix) para aplicar un Presión de contacto periódica de 1 Hz de aproximadamente 1 kPa (medida mediante un dinamómetro) a un dispositivo TIS de un solo punto de 1 × 1 cm2, y la curva de capacitancia en tiempo real del dispositivo se registró mediante una tarjeta de adquisición de datos (DAQ, NI USB-6361 , NI Instruments Corporation). La configuración del sistema de la prueba de tasa de respuesta se muestra en la Fig. 13 complementaria, y el circuito de lectura de señal para el dispositivo TIS de punto único se muestra en la Fig. 14 complementaria.

El proceso de la prueba de repetibilidad es el mismo que el de la prueba de tasa de respuesta. La única diferencia es que la frecuencia de la señal es de 5 Hz para la prueba de repetibilidad.

La matriz TIS de 32 × 32 se realizó siguiendo el mismo proceso con la preparación del dispositivo TIS de un solo punto, excepto por la preparación de los electrodos. Aquí, se usó láser UV para cortar el revestimiento de AgNW en los electrodos superior e inferior para formar el patrón de tira, y los patrones se alinearon ortogonalmente antes de la unión del electrodo superior. Luego, la matriz TIS se conectó con el circuito de lectura de señal mediante un conector FPC a través del proceso de unión de película conductora anisotrópica (ACF, 50 μm de espesor, 3 M 9703).

En primer lugar, todos los elementos se prepararon en formas diseñadas mediante corte por láser, de los cuales el electrodo transparente eran círculos de 3,7 mm de diámetro, ACF y adhesivo de doble cara (Nitto 5601) eran anillos circulares de 0,3 mm de ancho y cobre flexible. La película de poliimida recubierta (CPF, preparada pulverizando una capa de cobre de 1 μm sobre una película de poliimida de 25 μm) era un anillo circular con una cola para conectar el circuito de lectura. Posteriormente, todos los elementos se ensamblaron en el dispositivo TIS con una estructura en capas de electrodo transparente inferior, ACF, CPF flexible, adhesivo de doble cara, CPF flexible, ACF y electrodo transparente superior, de los cuales ACF se utilizó para unir electrodos transparentes y CPF. Antes de cubrir el electrodo superior, el gel iónico preparado previamente con una estructura de matriz microhemisférica en la superficie superior se colocó en el electrodo inferior, seguido de la inyección de líquido de coincidencia de RI. Finalmente, después de cubrir el electrodo superior, el dispositivo TIS se integró en la parte superior de un endoscopio utilizando un adhesivo ópticamente transparente (K-3022, Kafuter). Todo el proceso de preparación se muestra en la figura complementaria 16.

El endoscopio integrado en el dispositivo TIS se fija en una platina móvil (KMTS50E/M, Thorlabs) y se desplaza hacia las muestras (modelo de páncreas o diferentes tejidos sobre una plataforma) a una velocidad de 1 mm/min. Las señales del dispositivo TIS durante todo el proceso fueron registradas por el circuito de lectura para el dispositivo TIS de un solo punto que se muestra en la Fig. 14 complementaria, y mostradas por el software Labview en tiempo real. En el circuito de lectura, un generador de señal (AFG1022, Tektronix) emite una señal sinusoidal (1 kHz y 1 V en valor pico a pico) al dispositivo TIS, seguido de amplificación de esta señal usando un amplificador operacional con resistencia de retroalimentación ajustable, y finalmente leído por el DAQ. Las fotos de la configuración de prueba para la inspección endoscópica con detección táctil se muestran en la figura complementaria 17.

La muestra de carcinoma ductal pancreático se obtuvo de la cabeza pancreática de un paciente que se sometió a una cirugía de cáncer de páncreas en el Segundo Hospital Popular de Shenzhen de China. El paciente no ocupacional sin antecedentes de enfermedad se reclutó con consentimiento en este estudio y se manejó de acuerdo con los protocolos aprobados por la Junta de Revisión Institucional del Segundo Hospital Popular de Shenzhen y los Institutos de Tecnología Avanzada de Shenzhen, Academia de Ciencias de China (SIAT-YSB-2021- Y0213).

El dispositivo TIS para el control de la salud con un diámetro de 1 cm se preparó siguiendo el proceso de preparación de un dispositivo TIS de un solo punto. Después de adherirse a la piel con adhesivo de doble cara (Nitto 5603), las señales del dispositivo TIS se registraron utilizando el circuito de lectura para el dispositivo TIS de un solo punto.

La muestra de carcinoma ductal pancreático se obtuvo de la cabeza pancreática de un paciente que se sometió a una cirugía de cáncer de páncreas en el Segundo Hospital Popular de Shenzhen de China. El paciente no ocupacional sin antecedentes de enfermedad se reclutó con consentimiento en este estudio y se manejó de acuerdo con los protocolos aprobados por la Junta de Revisión Institucional del Segundo Hospital Popular de Shenzhen y los Institutos de Tecnología Avanzada de Shenzhen, Academia de Ciencias de China (SIAT-YSB-2021- Y0213).

Los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles a los autores previa solicitud razonable. Los autores declaran que los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles en el artículo y en el Archivo de Material Complementario correspondiente.

El código que respalda los resultados de este documento y los demás hallazgos de este estudio están disponibles a través de los autores correspondientes previa solicitud razonable.

Guo, H. et al. Geles dieléctricos transparentes y altamente estirables para sensores táctiles de alta sensibilidad. Mate inteligente. Estructura. 28, 24003 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Pyo, S., Choi, J. y Kim, J. Conjunto de sensores táctiles capacitivos flexibles, transparentes, sensibles y sin diafonía basados ​​en electrodos de grafeno y dieléctrico de aire. Adv. Electrón. Mate. 4, 1700427 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Chang, Y. et al. Primera década de detección iontrónica interfacial: desde sensores de gotas hasta pieles artificiales. Adv. Mate. 33, 2003464 (2021).

Artículo CAS Google Académico

Wu, Y. et al. Un sensor táctil inspirado en la piel para prótesis inteligentes. ciencia Robot. 3, eaat0429 (2018).

Liu, Q. et al. Sensores de presión iontrónicos altamente transparentes y flexibles basados ​​en una transición opaca a transparente. Adv. ciencia 7, 2000348 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Jo, HS et al. Sensor suave todo en uno portátil, estirable y transparente formado a partir de nanocables de plata rociados supersónicamente. Aplicación ACS. Mate. Enterrar. 11, 40232 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Takashima, K., Yoshinaka, K., Okazaki, T. & Ikeuchi, K. Un sensor táctil endoscópico para cirugía poco invasiva. Sens. Actuadores A: Phys. 119, 372 (2005).

Artículo CAS Google Académico

Sol, H. et al. Sensor de deformación altamente estirable, transparente y bio-amigable basado en hidrogeles iónico-covalentes de auto-recuperación para el monitoreo del movimiento humano. macromol. Mate. Ing. 304, 1900227 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Sundaram, S. et al. Aprendiendo las firmas del agarre humano usando un guante táctil escalable. Naturaleza 569, 698 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Griffiths, DJ Introducción a la electrodinámica 405–407 (Pearson Education, 2012).

Orfanidis, SJ Electromagnetic Waves & Antennas 242 (Rutgers University Press, Rutgers, 2016).

Feng, P. et al. Las cavidades estampadas llenas de líquidos iónicos mejoran la transmitancia de las películas electrónicas de polidimetilsiloxano transparentes y estirables. J.Mater. ciencia 54, 11134 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Ruth, SRA & Bao, Z. Diseño de sensores de presión capacitivos sintonizables basados ​​en las propiedades del material y la geometría de la microestructura. Aplicación ACS. Mate. Enterrar. 12, 58301 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Jung, M. et al. Sensor de presión transparente y flexible basado en pirámide maya que utiliza óxido de indio y estaño transferido fácilmente para aplicaciones de sensores bimodales. ciencia Rep. 9, 14040 (2019).

Luo, S. et al. Sensor de presión flexible de sensibilidad sintonizable basado en electrodo transparente de grafeno. Electrón de estado sólido 145, 29 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Choi, HB et al. Sensor de presión transparente con alta linealidad en un amplio rango de presión para aplicaciones de pantalla táctil 3D. Aplicación ACS. Mate. Enterrar. 12, 16691 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Kim, H. et al. Sensores de presión capacitivos conformes, flexibles y transparentes con nanopartículas. Pequeño 14, 1703432 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Nie, B., Xing, S., Brandt, JD y Pan, T. Detección capacitiva interfacial basada en gotas. Laboratorio. Chip. 12, 1110 (2012).

Artículo CAS Google Académico

Nie, B., Li, R., Cao, J., Brandt, JD y Pan, T. Película iontrónica transparente flexible para detección de presión capacitiva interfacial. Adv. Mate. 27, 6055 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Zhang, X. et al. P‐141: Investigación sobre las mejoras de la invisibilidad del panel táctil de malla metálica y los factores que influyen. SID interno Síntoma Excavar. tecnología Papilla. 50, 1755 (2019).

Artículo Google Académico

Chen, L. et al. Sensor de presión capacitivo basado en PDMS para electrónica transparente flexible. J. Sens. 2019, 1418374 (2019).

Google Académico

Yu, X. et al. Investigación de las propiedades de transmisión y dispersión de la luz en electrodos transparentes de malla de nanoalambres de plata. Mate. Letón. 145, 219 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Tang, R. et al. Sensores de presión flexibles con microestructuras. Nano Seleccione https://doi.org/10.1002/nano.202100003 (2021).

Jackson, RL & Green, I. Un estudio de elementos finitos del contacto semiesférico elastoplástico contra un plano rígido. J. Tribol.-T Asme 127, 343 (2005).

Artículo Google Académico

Nie, B., Li, R., Brandt, JD y Pan, T. Conjunto de microgotas iontrónicas para detección táctil ultrasensible flexible. Ficha de laboratorio 14, 1107 (2014).

Artículo CAS Google Académico

Popov, VL (ed) Mecánica de contacto y fricción: principios físicos y aplicaciones 55 (Springer, 2010).

Calado, MS et al. Conductividad electrolítica de cuatro líquidos iónicos a base de imidazolio. En t. J. Thermophys. 34, 1265 (2013).

Artículo CAS Google Académico

Tomiyasu, H. et al. Un electrolito acuoso de la ventana potencial más amplia y su capacidad superior para condensadores. ciencia Rep. 7, 45048 (2017).

Winterton, N. Solubilización de polímeros por líquidos iónicos. J.Mater. química 16, 4281 (2006).

Artículo CAS Google Académico

Parsons, R. La doble capa eléctrica: Desarrollos experimentales y teóricos recientes. química Rev. 90, 813 (1990).

Artículo CAS Google Académico

Butt, H. & Kappl, M. Fuerzas electrostáticas de doble capa, fuerzas superficiales e interfaciales. 93–125 (Wiley‐VCH Verlag GmbH & Co. KgaA, 2010).

Pang, L. et al. Sensibilidades de proximidad y presión mejoradas de un sensor capacitivo transparente flexible con nanocables PZT. Conferencia de la OIO. Ser.: Mater. ciencia Ing. 479, 12035 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Daniels, PH Una breve descripción de las teorías de plastificación de PVC y los métodos utilizados para evaluar la interacción PVC-plastificante. J. Aditivo de vinilo. Tecnología 15, 219 (2009).

Artículo CAS Google Académico

Kiran Kumar, ABV, Wan Bae, C., Piao, L. y Kim, S. Electrodos flexibles basados ​​en nanocables de plata con propiedades mejoradas: alta conductividad, transparencia, adhesión y baja turbidez. Mate. Res. Toro. 48, 2944 (2013).

Artículo CAS Google Académico

Zhao, D., Zhang, G., Zhang, X. y Li, D. Propiedades ópticas de la parafina en un rango de temperatura de 40 a 80 °C. Optik 157, 184 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Li, S. et al. Papel de detección iontrónica todo en uno. Adv. Función Mate. 29, 1807343 (2019).

Li, R. et al. Detección de nanotejido iontrónico supercapacitivo. Adv. Mate. 29, 1700253 (2017).

Artículo CAS Google Académico

Li, S., Chu, J., Li, B., Chang, Y. & Pan, T. Origami de detección de presión iontrónica de escritura a mano. Aplicación ACS. Mate. Enterrar. 11, 46157–46164 (2019).

Zhu, Z., Li, R. & Pan, T. Interfaz epidérmica-iontrónica imperceptible para detección portátil. Adv. Mate. 30, 1705122 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Huang, S., Li, M., Shen, L., Qiu, J. y Zhou, Y. Fabricación flexible de una matriz ocular compuesta biomimética a través del reflujo térmico en dos pasos de microestructuras jerárquicas simplemente premodeladas. Optar. común 393, 213 (2017).

Artículo CAS Google Académico

Lin, T., Yang, H. y Chao, C. Fabricación de moldes de matrices de microlentes cóncavas en fotoprotector mediante impresión de proximidad UV. Microsistema Tecnología 13, 1537 (2007).

Artículo CAS Google Académico

Li, R., Nie, B., Digiglio, P. & Pan, T. Microflotronics: Una película microfluídica flexible, transparente y sensible a la presión. Adv. Función Mate. 24, 6195 (2014).

Artículo CAS Google Académico

Yu, Z. & Wu, P. Comunicación submarina y ionogeles de camuflaje óptico. Adv. Mate. 33, 2008479 (2021).

Artículo CAS Google Académico

Yoo, J. et al. Sensor táctil de nanofuerza transparente, insensible a la flexión, de grado industrial a través de un efecto de percolación mejorado en una película nanocompuesta jerárquica. Adv. Función Mate. 28, 1804721 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Shi, R., Lou, Z., Chen, S. & Shen, G. Sensor de presión capacitivo flexible y transparente con dieléctrico de caucho compuesto microestructurado estampado para aplicación de teclado táctil portátil. ciencia Materia China. 61, 1587 (2018).

Artículo CAS Google Académico

Lai, J. et al. Ionogeles altamente estirables, resistentes a la fatiga, eléctricamente conductores y tolerantes a la temperatura para sensores flexibles de alto rendimiento. Aplicación ACS. Mate. Enterrar. 11, 26412 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Kim, KK et al. Tacto tridimensional portátil transparente mediante estructura multiescala autogenerada. Nat. común 10, 2582 (2019).

Hoque, M., Fairhurst, M & Howells, G. Evaluación de la generación de claves de cifrado biométrico mediante firmas manuscritas. En 2008 Bio-Inspirado, Aprendizaje, y Sistemas Inteligentes para la Seguridad. Edimburgo, Reino Unido 17–22 (2008).

Dacosta, RS, Wilson, BC & Marcon, NE Nuevas tecnologías ópticas para el diagnóstico endoscópico más temprano de lesiones gastrointestinales premalignas. J. Gastroenterol. Hepatol. 17, S85 (2002).

Artículo Google Académico

Ren, H. et al. Película de grafeno reforzada con nanofibras sin medio de transferencia y aplicaciones en sensores de presión transparentes portátiles. ACS Nano 13, 5541 (2019).

Artículo CAS Google Académico

Linyong, S., Jinwu, Q., Zhen, Z., Yanan, Z. y Jinxi, Y. En Actas de la sexta conferencia IEEE CPMT sobre diseño y empaquetado de microsistemas de alta densidad y análisis de fallas de componentes (HDP '04) 181– 184 (IEEE, 2004).

Lee, H. et al. Un endoscopio con bioelectrónica transparente integrada y nanopartículas teranósticas para el tratamiento del cáncer de colon. Nat. común 6, 10059 (2015).

Artículo CAS Google Académico

Guimaraes, CF, Gasperini, L., Marques, AP & Reis, RL La rigidez de los tejidos vivos y sus implicaciones para la ingeniería de tejidos. Nat. Rev.Mater. 5, 351 (2020).

Artículo Google Académico

Chuang, CH, Li, TH, Chou, IC & Teng, YJ Sensor táctil piezoeléctrico para la detección de dureza de tumores submucosos en endoscopia. En 18 Int. Conf. Sensores de estado sólido, actuadores y microsistemas (transductores), 871–875 (IEEE, 2015).

Zhang, Y., Wei, X., Yue, W., Zhu, C. y Ju, F. Un sensor de dureza táctil de modo dual para la detección intraoperatoria de tumores e imágenes táctiles en cirugía mínimamente invasiva asistida por robot. Mate inteligente. Estructura. 30, 85041 (2021).

Hertz, DL & Farinella, AC Shore a Durómetro y propiedades de ingeniería. Presentado en la reunión técnica de otoño de The New York Rubber Group, 1–13 (Nueva York, 1998).

Sugimoto, M. et al. ¿Cuál es la naturaleza de la consistencia pancreática? Evaluación del módulo elástico del páncreas y comparación con la sensación táctil, histología y aparición de fístula pancreática postoperatoria después de pancreaticoduodenectomía. Cirugía 156, 1204 (2014).

Artículo Google Académico

Navavizadeh, A. et al. Visualización del módulo de Young no invasivo de la progresión de la fibrosis y delineación de tumores de adenocarcinoma ductal pancreático (PDAC) utilizando elastografía de movimiento armónico (HME) in vivo. Theranostics 10, 4614 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Scardulla, F. et al. Estudio del efecto de la presión de contacto durante la actividad física sobre las mediciones fotopletismográficas de la frecuencia cardíaca. Sensores 20, 5052 (2020).

Artículo CAS Google Académico

Wallberg-Jonsson, S., Caidahl, K., Klintland, N., Nyberg, G. y Rantapaa-Dahlqvist, S. Aumento de la rigidez arterial e indicación de disfunción endotelial en la artritis reumatoide de larga duración. Escanear. J. Reumatol. 37, 1 (2008).

Artículo CAS Google Académico

Descargar referencias

Esta investigación fue financiada por el Fondo Conjunto de Investigación para Académicos y Académicos Chinos en el Extranjero en Hong Kong y Macao (51929501), la Fundación Nacional de Ciencias Naturales de China (62001461), el Programa para Equipos Innovadores y Empresariales de Guangdong (2016ZT06D631), el Instituto de Ciencias Naturales Fundación de la provincia de Guangdong (2019A1515010796), el Laboratorio de ingeniería de detección de moléculas únicas y desarrollo de instrumentos de Shenzhen (XMHT20190204002), el Programa de investigación fundamental de Shenzhen (JCYJ20180305180923182 y JCYJ20170413164102261). Los autores agradecen a Xiuli Xu, Zongyin Hu de los Institutos de Tecnología Avanzada de Shenzhen, la Academia de Ciencias de China y Hong Ye de Tacsense. Inc. por su apoyo en los diseños de hardware y software del sistema TIS. Los autores también agradecerán al Prof. Qi Tong y al Prof. Yi Gong de la Universidad de Fudan por su apoyo en el análisis de la teoría mecánica del dispositivo TIS, al Prof. Yuhang Chen y al Prof. Baoqing Li de la Universidad de Ciencia y Tecnología de China por su apoyo. sobre el análisis de la teoría óptica del dispositivo TIS.

Departamento de Ciencia de los Materiales, Universidad de Fudan, Shanghái, 200433, República Popular China

Jie Tang y Zhenguo Yang

Centro de Inteligencia y Detección Biónica (BSIC), Instituto de Ingeniería Biomédica y de la Salud, Institutos de Tecnología Avanzada de Shenzhen, Academia de Ciencias de China, Shenzhen, Guangdong, 518055, República Popular de China

Jie Tang, Chao Zhao, Qian Luo y Yu Chang

Laboratorio de Ingeniería de Shenzhen de Detección de Moléculas Únicas y Desarrollo de Instrumentos, Shenzhen, Guangdong, 518055, República Popular de China

Qian Luo, Yu Chang y Tingrui Pan

Centro C-MIND para instrumentos y dispositivos micromédicos, Universidad de Ciencia y Tecnología de China, Suzhou, 215123, República Popular de China

Pan Tingrui

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

También puede buscar este autor en PubMed Google Scholar

TP, YC y ZGY conceptualizaron la idea, dirigieron el estudio y apoyaron el proyecto. JT y YC fabricaron y caracterizaron los dispositivos, además de analizar los datos. CZ y QL realizaron los experimentos con tejidos humanos. JT contribuido a escribir el manuscrito, TP y YC revisado el manuscrito.

Correspondencia a Yu Chang, Zhenguo Yang o Tingrui Pan.

YC y TP están involucrados con TacSense, Inc., que está desarrollando tecnologías de detección iontrónica para aplicaciones médicas e industriales.

Nota del editor Springer Nature se mantiene neutral con respecto a los reclamos jurisdiccionales en mapas publicados y afiliaciones institucionales.

Acceso abierto Este artículo tiene una licencia internacional Creative Commons Attribution 4.0, que permite el uso, el intercambio, la adaptación, la distribución y la reproducción en cualquier medio o formato, siempre que se otorgue el crédito correspondiente al autor o autores originales y a la fuente. proporcionar un enlace a la licencia Creative Commons e indicar si se realizaron cambios. Las imágenes u otro material de terceros en este artículo están incluidos en la licencia Creative Commons del artículo, a menos que se indique lo contrario en una línea de crédito al material. Si el material no está incluido en la licencia Creative Commons del artículo y su uso previsto no está permitido por la regulación legal o excede el uso permitido, deberá obtener el permiso directamente del titular de los derechos de autor. Para ver una copia de esta licencia, visite http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Reimpresiones y permisos

Tang, J., Zhao, C., Luo, Q. et al. Dispositivo iontrónico de ultra alta transparencia y sensible a la presión para inteligencia táctil. npj Flex Electron 6, 54 (2022). https://doi.org/10.1038/s41528-022-00162-y

Descargar cita

Recibido: 02 noviembre 2021

Aceptado: 30 de marzo de 2022

Publicado: 30 junio 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41528-022-00162-y

Cualquier persona con la que compartas el siguiente enlace podrá leer este contenido:

Lo sentimos, un enlace para compartir no está disponible actualmente para este artículo.

Proporcionado por la iniciativa de intercambio de contenido Springer Nature SharedIt