摘要：第一作者：Jae-Hwan Lee，Yoon-Nam Kim，Junsang Lee通讯作者：Seung-Kyun Kang，Daeshik Kang，Jung Keun Hyun通讯单位：首尔大学，亚洲大学(韩国)，檀国大学DOI: 10.1126/scia
第一作者：Jae-Hwan Lee，Yoon-Nam Kim，Junsang Lee
通讯作者：Seung-Kyun Kang，Daeshik Kang，Jung Keun Hyun
通讯单位：首尔大学，亚洲大学(韩国)，檀国大学
DOI: 10.1126/sciadv.ads9258
对柔软和复杂形态的小规模变形的持续评估在精确的生物力学工程中变得至关重要，包括机械生物学、诊断生物医学、医疗保健监测和人类行为生物识别。测量以前无法检测到的、极其微小的应变的能力释放了以前未探索的可能性，例如在代谢过程中监测单细胞水平的细胞内张力动态，促进与脑血管和血流动力学反应相关的疾病的早期诊断，识别以前未被发现的机械生物标志物，以及能够远程监测深部身体机械现象。在生物界面环境中，柔性应变传感器作为即时的机械响应指示器，使用电、光和磁信号来支持连续和长期监测。这些传感器通过提供实时、连续的监测能力，比需要复杂数据处理的传统光谱成像技术具有显著优势。此外，它们对不同表面的出色适应性最大限度地减少了对生物目标的损伤，并通过基于机械顺应性的共形接触实现了精确检测。
然而，柔性和软应变传感器通常表现出有限的应变灵敏度，GFs通常低于1000，从而限制了它们在相对较大的变形中的应用，例如皮肤、血管或其他器官上发生的生理应变。最近的进展表明，将纳米级裂纹引入薄导电膜可以显著提高灵敏度，实现超高应变灵敏度，GFs超过10000。这种增强主要是由于裂纹位置的局部变形，通过断开裂纹边缘导致电阻发生实质性变化。提高灵敏度、实现超过30000的GF的进一步策略包括优化裂纹深度和密度、精确控制导电层的厚度以及在传感器制造过程中施加预设张力。
然而，这种异常高的GFs的实现仅限于相对较大的应变范围，通常超过几个百分点。在10−3以下的无穷小应变下，GF显著降低，甚至低于硅应变计的性能，硅应变计可以达到高达100的值。灵敏度的降低归因于裂纹张开初始阶段泊松压缩应变引起的裂纹边缘的重新连接。因此，基于裂纹的传感器的最小可检测应变被限制在10−3的数量级，尽管人们普遍认为它们具有高灵敏度。此外，由于裂纹张开，这些传感器的电阻呈指数级增加，迅速接近电气断开，从而在低于百分之几的应变下定义了传感极限。过度的电阻变化阻碍了对超过几十%的应变的准确检测，突显了应变分辨率和最大传感阈值之间的权衡。本文亮点
1. 本工作介绍了超灵敏和灵活的“元裂纹”传感器，通过以前未发现的裂纹张开机制检测微小应变。
2. 这些传感器在泊松比为-0.9的基板上，在10−4的应变下实现了超过1000的显著GFs。3. 元裂纹的并行机械电路有效地解决了分辨率和最大传感阈值之间的权衡问题。以10-5的应变分辨率对脑血管动力学进行体内实时监测，突显了传感器的超敏性和适形适应性。图文解析
图1. 用于微小应变监测的超灵敏元裂纹。
3、基础PBAT基板和泊松比可控的PLA膨胀结构组成。（B） 用拟合线比较各种先前裂纹传感器和元裂纹传感器的应变灵敏度。（C） 元裂纹传感器在10−4标度以下极低应变范围内的应变灵敏度。（D和E）常规裂纹和元裂纹在垂直拉伸应变（5×10−3）下的阶梯状裂纹边界及其张开过程的图示和SEM图像，由基底的局部泊松比控制。在泊松比为正（0.3）的常规裂纹开口上发生向内应变和相应的裂纹边缘重新连接，在泊松比负（-0.9）的元裂纹开口上出现向外应变和立即断开。（F和G）基于有限元分析，在正泊松比（0.3）和负泊松比（-0.9）下，确认裂纹方向为10°、30°、50°、70°和80°的裂纹间隙加宽行为。归一化裂纹间隙距离（D/D0）在-0.9泊松比下在所有方向上显示出连续增加的状态，而在0.3泊松比下的特定方向上则表现出开口行为。图2. 通过集成具有不同负泊松比的各种基板来调整元裂纹传感器的灵敏度。
（A） 具有特定几何设计的平面基板和不同负泊松比的各种拉伸结构的光学图像。（B） 平面基底和代表性拉伸结构在拉伸应变下的实验泊松比（n=10）的确认，范围从5×10−3到2×10−2，与有限元分析的结果相吻合。（C和D）具有不同泊松比调制基板的元裂纹传感器的GFs和电阻行为（平面基板为0.3，旋转手征基板为-0.2，垂直凹角结构为-0.5，水平凹角结构的为-0.9），通过拟合线在每个整体应变传感范围内进行。（E） 通过不同的完全电断开时间，具有不同泊松比的各种元裂纹传感器的应变传感范围存在差异。（F） 元裂纹传感器的电阻变化（ν=−0.9），在50个加载和卸载循环中达到各种峰值应变（1×10−3、2×10−3和2.9×10−2）。（G） 元裂纹传感器（ν=−0.9）在0.1 mm/min的应变率下，通过拟合线在各种峰值应变（1×10−3、2×10−3和2.9×10−2）下的滞后行为。图3. 通过修改基板设计，部署并联电路的拉伸结构，调整元裂纹传感器的传感范围。
（A） 具有平行电路拉伸平面结构的元裂纹传感器的分解图，包括负泊松比和正泊松比。（B和C）通过以电气网络图的形式施加超过临界应变的应变，单路传感器（仅负泊松比）和并联传感器的电气断开行为。并联传感器发生完全电气断开延迟。（D和E）具有不同部署平面和拉伸结构的并联电路元裂纹传感器的GFs和电阻行为，包括通过拟合线在扩展应变传感范围内的不同组成比（2:1、1:1和1:2）和负泊松比（-0.5和-0.9）。（F） 通过LED光亮度的变化估计的单电路传感器（仅负或正泊松比）和并联电路传感器（组成比为2:1，负泊松比为-0.9）在施加应变增加下的电阻行为比较。连接到单电路传感器的LED在3×10−3的临界应变以上立即关闭（顶部）或显示亮度没有变化（底部），而在整个应变传感范围内，并联传感器的亮度逐渐降低（中间）。图4. 与MEMS集成的元裂纹传感器的结构适应性，适用于各种监测应用。
（A） PDMS沟槽上的元裂纹传感器的插图和照片（插图）。（B） 基于有限元分析，通过下方热源确认与PDMS沟槽集成的元裂纹传感器上的诱导应变分布。（C） 沟槽集成元裂纹传感器的温度灵敏度在0.3 K变化范围内，基于有限元分析得出的应变和传感器获得的校准曲线，与转换后的归一化电阻相匹配。示意图（插图）显示了沟槽上的元裂纹传感器的横截面图，沟槽正下方有热源。传感器的热膨胀和沟槽中捕获的空气的热膨胀产生的向外压力的组合效应导致柔性基板偏转，在传感器上产生施加应变。（D和E）用于实时监测生长真菌的沟槽集成元裂纹传感器的演示，逐步显示真菌向上述固定传感器靠近的照片（0小时），真菌与传感器之间的初始接触（10小时），以及一束真菌与传感器之间的完全接触（40小时）。生长真菌的初始接触导致仪器噪声下的标准化抗性变化，表明施加的菌株为10-5级。（D）中的插图显示了传感器与头发的相对尺寸。图5. 犬脑血管动力学的体内监测和NFC系统的集成用于无线监测。
（A） 血管嵌入皮肤和皮肤表面网格型元裂纹传感器阵列的图示。网状传感器在容器上施加向外压力时变形良好。（B） 犬脑硬脑膜表面的放大照片，包括几条血管，所附的网状元裂纹传感器阵列由七个传感器组成（插图）。（C） 使用彩色图从每个传感器获取归一化电阻中的血管压力诱导表面应变分布，其中颜色表示10秒内归一化电阻变化的平均幅度。每个位置获取的信号显示了10秒内表面应变变化的时间特征。与平面裂纹传感器的监测相比，使用元网格裂纹传感器观察到的血管压力变化的可区分特征，包括峰值收缩压、重博切迹和小峰值后诱导的三尖瓣打开。（D） 以0.25秒的时间间隔对元网格裂纹传感器阵列的脑血管血流进行一秒钟的时空映射。（E）元裂纹传感器集成NFC模块在犬脑硬脑膜上的照片，用于监测脑血管压力变化，并演示无线传感（插图）。（F） 实时无线监测肾上腺素注射过程中归一化电阻变化中血管压力诱导的表面应变信号，随着血管压力的增加诱导兴奋状态。（G） 正常和兴奋状态下5秒的归一化电阻变化扩大，显示兴奋状态下峰值收缩压和脉搏率分别增加了2.7倍和1.5倍。
来源：华算科技
