杂志俱乐部2013年12月主题:生物集成柔性和可拉伸应变计

介绍

应变计广泛应用于所有工程领域，用于测量固体物体的机械变形。最常见的应变计是在坚硬的塑料底板上粘上一个有图案的金属箔。物体的变形引起箔片的变形，从而引起其电阻的变化。电阻的分数变化ΔR/R0与机械应变的关系为规系数GF: GF = (ΔR/R0)/ε。金属箔的GF通常在2到5之间[1]，主要是由于长度和横截面积的变化。与金属箔相比，由于压阻效应[2]，半导体器件可以表现出更大的GF，其中由于带隙与原子间间距的依赖，电阻率随应变迅速变化。例如，p型[110]单晶硅的规范因子可高达200[2]。因此，对于精密测量，半导体量规，也称为压敏电阻，比金属箔更受欢迎。这些类型的设备被广泛用作附着在坚硬材料上的“硬”传感器，如金属、混凝土和高模量塑料，用于结构健康监测或定量试样变形。

生物力学、生理学和运动机能学的研究经常需要检测生物组织的机械变形。最先进的软组织应变测量是基于成像技术，如光学相机，MRI, CT或x射线。为了在不使用复杂成像设备的情况下量化软组织变形，需要能够符合生物组织曲线表面并适应通常与之相关的大变形的设备。由硅板制成的普通应变片显然不适合这种用途，但柔性装置(金属箔或硅纳米膜)也是如此，因为它们无法包裹复杂的弯曲物体或拉伸(即以可逆的方式响应大于~1%的应变)。由金属丝制成的电测角计和电扭计可以安装在人体关节上，以弯曲方式测量人体肘部旋转和踝关节背屈等运动，但它们不能映射应变的空间分布，并且对于测量身体柔软部位(如皮肤)的运动也施加了不可接受的大机械约束[3]。橡胶汞应变计是一种解决方案，适用于通过局部测量皮肤延伸来监测血流和组织肿胀[4]。然而，在制造这种装置时的填充要求限制了它们的几何形状和使用方式。例如，大多数设备仅提供单一测量功能，以闭环形式应用于身体的近似圆柱形部位(如脚趾或腿)。其他方法包括基于铂(Pt)的应变片，用于集成到物体表面，如隐形眼镜，以记录角膜曲率的变化，用于青光眼的诊断[5]。这些和其他的努力建立了应变计发展的趋势，朝着越来越软的和可变形的力学，用于生物集成应用。 To monitor the surface strains of human skin due to joint motion, tissue swelling, wound healing, or even emotional expression, a sheet of skin-like, highly sensitive strain gauges that can be directly applied onto the tissue surface would be ideal. Such a system could conformally laminate onto the curvilinear surfaces of human body without any mechanical fixture or adhesives, and with an ability to follow the natural motions of the tissue without delaminating or imposing any mechanical constraint, similar to recently described ‘epidermal’ electronic systems [6].

基于聚合物的生物集成应变计

导电橡胶(ECR)由于其固有的低模量、低密度、弹性力学和明显的压阻性而成为一种很有前途的材料[7]。ecr可以通过将导电填料(如炭黑(CB)、碳纳米管(CNT)或金属纳米颗粒)分散到弹性体(如聚二甲基硅氧烷(PDMS))中来制备。成型和固化工艺可用于操纵这种材料，我们通常称之为导电PDMS (CPDMS)，使其成为器件集成所需的几何形状。CPDMS的电学行为，如导电性和抗压性，在很大程度上取决于填料浓度和形貌(如粒径和结构)以及填料-填料和填料-基质的相互作用。在相似的负载水平下，cb掺杂的PDMS (CB-PDMS)的片电阻比多壁CNTs掺杂的PDMS (CNT-PDMS)高出几个数量级[8]。压阻效应被认为是由填料和基体之间不同的可压缩性引起的，因此在各个填料单元之间的分离中施加的应力发生了变化。这些效应的应用范围从触觉传感器[9]到应变计[10]和流量传感器[11]。

我们报道了一种全弹性体应变测量装置的材料和力学，其测量因子高达29，杨氏模量接近人体表皮[12]。这些系统结合了薄的、炭黑掺杂的聚二甲基硅氧烷(CB-PDMS)由于其高电阻率和对应变的强依赖性而作为应变片，而碳纳米管掺杂的PDMS (CNT-PDMS)由于其相对低的电阻率和对应变的弱依赖性而作为互连体。由CB-PDMS的模压直电阻与CNT-PDMS的蛇形互连组成的器件，都在PDMS的共同基质衬底中，其电响应几乎完全取决于CB-PDMS中的应变。这种类型的集成结构的杨氏模量为224 kPa，在人体表皮的值范围内。这种薄片可以很容易地叠层，并与人体皮肤形成保形接触，对自然运动只有适度的机械限制。在这种模式下，手腕的劳损在11.2%到22.6%之间。

硅基生物集成应变计

虽然硅本质上是一种刚性和脆性材料，但通过在聚酰亚胺基片[13]和弹性体基片[14,15]上集成单晶硅纳米膜，可以实现柔性和甚至可拉伸的应变片。聚酰亚胺支撑的应变片过于坚硬，无法集成在柔软的生物组织上，而弹性体支撑的硅应变片首次被用于精确、重复地测量人体手指弯曲[14]和内部器官运动(如心跳)[15]。我们注意到，即使是具有相同厚度、取向和掺杂浓度的硅条，当与不同类型的聚合物衬底结合时，GF和拉伸性(超出硅断裂的外加应变)也会发生数量级的变化。例如，当使用聚酰亚胺衬底时，单轴拉伸试验得到的GF为43，系统的拉伸不能超过1%[13]。相比之下，当衬底为弹性体时，测量到的GF降至0.23，但系统可以拉伸超过25%而不会在硅中产生任何裂纹[14,15]。需要建立考虑硅长度和厚度以及衬底模量和厚度的力学模型，以解释在不同系统中发现的差异，并指导未来柔性/可拉伸硅聚合物应变计的合理设计。

我们最近的工作已经对报道的柔性/可拉伸硅聚合物应变片的测量因子和拉伸性的巨大差异有了系统的理解[16]。建立了有限元模型和解析模型，揭示了硅条长度、聚合物衬底厚度和模量的影响。对无限厚基材和无限长带材两种极限情况的分析结果与有限元计算结果吻合较好。我们发现，硅电阻的应变随衬底材料的不同而变化，而条带长度或衬底厚度对应变水平的影响较小。硅中的平均应变反映了应变系数，而硅中的最大应变决定了系统的可拉伸性。提出并讨论了硅基聚合物应变片的应变系数与拉伸性能之间的权衡问题。

讨论

在追求多方向、更灵敏、更高分辨率的生物集成应变仪的道路上，我们不能忘记组织与应变仪的相互作用。压力表对组织的任何滑动都会导致被低估的张力。一方面，较软的应变片对滑移的驱动力较低;另一方面，在不限制正常组织动力学的情况下，改进的测量组织粘附性，特别是在湿组织表面，也将代表重要的进步。

参考文献

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[2]C. S. Smith，“锗和硅中的压阻效应”，《物理评论》，第94卷，第42-49页，1954年。

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[16]杨s .和吕n .”硅对聚合物应变片的应变系数和拉伸性，”传感器，vol. 13, pp. 8577-8594, 2013。