摘要：第一作者：Yufeng Li通讯作者：Daidi Fan，Yingchun Li，Yannan Liu通讯单位：西北大学，西安电子科技大学DOI: 10.1002/smll.202411046

第一作者：Yufeng Li

通讯作者：Daidi Fan，Yingchun Li，Yannan Liu

通讯单位：西北大学，西安电子科技大学

DOI: 10.1002/smll.202411046

背景介绍

随着电子技术的不断进步，柔性和可拉伸电子设备的发展日益突出，展示了可穿戴和生物相容性设备在医疗保健应用中的巨大潜力。柔性可穿戴传感器，可将应变、压力和温度等外部刺激转化为可检测的电信号，从而感知和区分各种刺激。然而，随着电子皮肤等领域的快速发展，依靠单一指标已不足以进行全面的健康监测，特别是对于关节炎患者和关节手术后患者的健康诊断和康复训练。

具有双峰功能的柔性传感器在评估人类运动健康状况、诊断某些疾病和评估治疗效果方面具有重要应用价值。现有的柔性双模传感器根据其结构可分为两类。一种类型是双峰传感器是单独的传感机构和基板。通过垂直或分区组合对外部刺激敏感的柔性材料，可以创建组合传感器以实现双功能传感性能。肖等人开发了一种具有两个电极和管状机械异质结构的双模传感器，能够同时感测应变和温度。传感器结构由一个包裹在弹性应变到磁感应转换单元周围的热电偶组成，表现出巨大的磁弹性效应，并容纳磁性非晶线。热电偶可以获取温度，而其线圈结构允许测量施加应变引起的阻抗变化。Saeidi-Javash等人印刷的双峰传感器，在聚酰亚胺基板上具有垂直和水平应变传感器，该传感器通过印刷的MXene图案的电阻变化和印刷石墨烯和MXene之间界面处的塞贝克电压测量应变。对于堆叠或相邻的传感器，传感器的测量精度相对较低，串扰是一个棘手的问题。当温度变化时，应变传感器可能会受到影响，反之亦然。因此，信号识别是多模态传感器中一个普遍存在的问题，应该独立于传感器制造技术来解决。此外，这些集成双模传感器的制造工艺和电路布局通常复杂且成本高昂，可能会阻碍信号采集和实际应用。另一种类型由单一材料或结构构成的双峰传感器组成。这些传感器通常通过涂覆或填充方法将各种导电弹性材料结合在一起，形成多功能材料，从而实现双模传感。在现有的相关报告中，具有导电性和热敏性的功能材料，如金纳米粒子、氧化石墨烯、碳纳米管和聚（3,4-乙撑二氧噻吩）聚苯乙烯磺酸盐（PEDOT:PSS），已与柔性基板结合，以生产双功能响应传感器。Li等人利用导电MXene AgNW网络的裂纹扩展效应和TeNW PEDOT:PSS网络的热电效应，开发了一种具有多级分层架构的应变-温度双参数传感器。应变和热刺激可以同时检测，并分别转换为独立的电流和电压信号。He等人通过滴注法制备了一种基于PEDOT的新型自供电温度应变传感器：PSS/碳纳米管（CNT）/水性聚氨酯（WPU）复合薄膜。由于这种复合材料产生的塞贝克效应，组装好的传感器能够在自供电条件下成功检测温度变化和应变变形。虽然这种方法对于识别双峰信号是直接有效的，但它遇到了传感信号之间相互干扰和缺乏自校准的某些问题，使两个信号的解耦变得复杂。因此，迫切需要创新、经济高效的设计来解耦单一材料的不同传感模式，增强传感器的抗干扰性和自校准能力。

导电水凝胶是一种新兴的软导电材料，与填料弹性体复合材料等其他软导电材料相比，它具有可调的机械性能、优异的生物相容性和优异的环境适应性等优点。此外，导电水凝胶不仅通过丰富的材料设计促进了多功能传感器的发展，而且通过创新的结构设计克服了各种模式之间的相互干扰问题。这解决了双模态传感器不能自校准的局限性，在实际应用中具有显著优势。因此，基于导电水凝胶的传感器在电子皮肤和可穿戴设备领域具有广阔的应用前景。

尽管导电水凝胶具有潜力，但在可穿戴传感器的实际部署中遇到了以下问题。首先，传统的导电水凝胶以低聚合物链密度和非均相网络为特征，通常柔软、脆弱、易碎，容易受到冲击、刺穿和划痕的变形。这种限制阻碍了它们在高承载或无约束环境中的有效性。为了解决这些问题，有效的解决方案包括结合疏水相互作用、静电相互作用、氢键，以及采用双网络和双交联方法。然而，它们固有的不可逆性使同时实现高韧性、大拉伸性、高弹性和所需的多传感性能变得复杂。其次，在长时间佩戴过程中，传感器和皮肤表面之间的汗液积聚可能会导致设备打滑，对传感器信号的准确性和稳定性产生不利影响。良好的组织粘附对于保持传感器与皮肤的紧密接触以确保可靠的信号传导至关重要。但目前，在不牺牲机械弹性的情况下实现强大的粘附力是一个重大但尚未充分探索的挑战。因此，导电水凝胶必须提供最佳的机械强度，以及持久的界面顺应性和粘附性，以保持与皮肤表面的连续几何同步，从而获得稳定的界面信号。然而，传统的水凝胶容易失水，这对将水凝胶用作电子设备构成了限制因素。因此，开发具有优异保水性的水凝胶对于制造基于水凝胶的柔性传感器至关重要。防冻性能有助于这种生物电子系统的实用性和耐用性。此外，光学质量透明度是一个关键特征，可以直观地评估其内部状态和底层表皮。除上述标准外，抗菌和抗氧化特性的结合通过预防细菌感染和炎症显著拓宽了这种生物电子系统的应用。将所有这些多功能特性结合到水凝胶基质中以满足生物电子学的复杂需求是一项艰巨的挑战。

本文亮点

2. 水凝胶被制成用于应变和温度监测的双峰智能传感器。为了避免两个信号之间的相互干扰，基于有限元模拟结果，创新性地设计了一个“IS”形配置的可穿戴系统。

3. “IS”形水凝胶、柔性电路模块和数据传输的集成形成了一个闭环可穿戴平台，用于关节炎或关节手术患者的康复训练。

图文解析

图1. 多功能水凝胶基传感器的机理、应用和性能示意图。

图3. APCG水凝胶传感器的机械性能。a） 水凝胶传感器被锋利的剪刀刺穿，并用锋利的刀从上到下垂直切片的照片。b） 在不同压缩应变下恢复后水凝胶不同成分的可视化。c） 水凝胶不同组分在80%压缩应变下的应力-应变曲线。d） 水凝胶不同组分的压缩弹性模量。e） 水凝胶传感器在10%至50%的最大压缩应变范围内的连续应力-应变曲线。f） 水凝胶不同组分在断裂拉伸下的应力-应变曲线。g） 不同组分水凝胶韧性的比较。h） 在水凝胶传感器的最大拉伸应变从100%到700%的范围内，获得了连续的应力-应变曲线。i、 j）应变前后APCG水凝胶传感器的可视化。k） APCG水凝胶传感器在300%应变下1000次循环的连续应力-应变曲线。

图4. APCG水凝胶传感器的粘附性能。a） APCG水凝胶传感器在各种基材上的粘附性能，包括木材、塑料、玻璃、皮肤、树叶、橡胶、纸张和金属。b） 剧烈摇晃时，APCG水凝胶传感器与猪皮肤组织的粘附稳定。c） APCG水凝胶传感器的粘附力可以承受100 g和500 g的重量。d） APCG水凝胶传感器在手腕内外不同角度的稳定粘附。e） 演示按需剥离机制。f） APCG水凝胶传感器按需剥离的可视化。g） 附着力测试的搭接剪切示意图。h） 不同基底上APCG水凝胶传感器在搭接剪切实验中的位移和力分布。i） APCG水凝胶传感器在不同基底上的粘附强度比较。j） APCG水凝胶传感器粘附机理图。

图5. APCG水凝胶传感器的集成温度响应。a） 温度响应电子转移机制。b） 不同温度下的奈奎斯特曲线。c） 负相对电阻随温度变化。d） 与热源接触的APCG水凝胶传感器的热响应时间。e） 使用吹风机作为热源在不同温度下对APCG水凝胶传感器进行高保真热传感。f） APCG水凝胶传感器的电阻响应曲线，在连续填充热水的过程中，该传感器舒适地附着在烧杯的外表面上。g） 稳定和可重复的温度响应（10个循环，25-65°C）。h） 在50%应变下进行0、200、500和1000次循环后，APCG水凝胶传感器的TCR。i） APCG水凝胶传感器的∆R/R0具有连续微妙的温度变化（\8710t=0.5°C）。j） 志愿者膝盖的温度分布和∆R/R0值的红外热图像。

图6. APCG水凝胶传感器的应变传感特性。a） 应变过程中APCG水凝胶传感器内部网络滑动的示意图。b） APCG水凝胶传感器在0-700%应变范围内的∆R/R0线性图。c） APCG水凝胶传感器对应变发生的响应时间。d） APCG水凝胶传感器的扭转、弯曲和∆R/R0的比较图。e） 拉伸APCG水凝胶传感器后心形灯泡亮度变化的照片。f） APCG水凝胶传感器的∆R/R0在0-500%应变范围内，拉伸梯度为50%。插图是50%应变的放大曲线。g） 在0.04 Hz至0.32 Hz的频率范围内，APCG水凝胶传感器在持续拉伸50%期间的∆R/R0。h） 在10%的应变下拉伸1000次循环期间，APCG水凝胶传感器的∆R/R0。i） 25°C至40°C的电阻∆R/R0和200%的拉伸应变。

图7. APCG水凝胶传感器的生物相容性、抗氧化能力、抗菌能力。a） APCG水凝胶传感器与L929细胞共培养24小时、48小时、72小时的活/死图片。b） APCG水凝胶传感器与L929细胞共培养24小时、48小时、72小时后的细胞存活率。c） APCG水凝胶传感器的溶血率。d） APCG水凝胶传感器的抗氧化机制。e） APCG水凝胶清除DPPH的能力。f） APCG水凝胶传感器的清除能力。哦。g） APCG水凝胶传感器清除H2O2的能力。h） 金黄色葡萄球菌与APCG水凝胶传感器共培养12小时后的存活率。i） 金黄色葡萄球菌与APCG水凝胶传感器共培养12小时后的形态。j） 大肠杆菌与APCG水凝胶传感器共培养12小时后的存活率。k） 12小时后与APCG水凝胶传感器共培养的大肠杆菌的形态。n=3，*P

图8. APCG与文献中报道的其他水凝胶传感器的集体优点的比较。

图9. APCG水凝胶传感器用于监测电生理信号，a）用于记录电生理信号的等效电路模型。b） 使用APCG水凝胶电极和商用水凝胶电极测量的EMG信号图，插图是测试过程的照片。c） 握力增加时肌电图信号的测量。d） 哑铃抬高的肌电图信号图。e） 深蹲的肌电图信号图。f） 与跑步运动相对应的EMG信号图。g–l）用于监测大规模人体运动和细微变化的APCG水凝胶传感器的实时∆R/R0：g）面部嘴角的微笑识别；h） 声带发出“我是”和“橡皮”的声音。i） 手指以不同的角度弯曲。j） 手腕以不同的角度弯曲。k） 行走、跳跃和奔跑。l） 腿以不同的角度弯曲。

图10. 无线智能穿戴系统在实际应用中。a） 集成可穿戴传感系统的等效电路示意图。b） 手臂上微型FPCB的照片。c） FPCB弯曲时的照片。d） 有限元模型比较了“I”形传感器和不同角度的“S”形传感器（S1、S2、S3）的应力分布。e） 膝盖处“I”形传感器和“S”形传感器信号的比较，用于实际应用（膝盖弯曲30°和60°）。f、 g）用于监测大规模人体运动实际应用的集成可穿戴系统：上下楼梯、坐下、半蹲、行走、跑步、跳跃和交叉双腿。

来源：华算科技