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Sep 03, 2023

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npj Électronique Flexible

npj Flexible Electronics volume 6, Numéro d'article : 54 (2022) Citer cet article

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Les dispositifs de détection tactile émergents imitent les fonctions biologiques de la mécanoréception humaine. En introduisant la fonctionnalité de transparence optique, cela peut conduire à des capacités combinées d'intelligence tactile et visuelle dans un seul système. Pourtant, il est difficile de réaliser un niveau ultra élevé de transparence optique et de sensibilité de dispositif dans une structure unique, car les méthodes largement utilisées pour l'amélioration de la sensibilité, telles que l'élévation de la rugosité interfaciale, peuvent encore réduire la transparence. En utilisant un matériau ionique transparent avec des topologies de surface accordables, ainsi qu'en introduisant une stratégie d'adaptation d'indice de réfraction, nous avons proposé un dispositif de détection iontronique transparent (TIS) basé sur le mécanisme de détection iontronique, offrant simultanément une sensibilité élevée combinée du dispositif (83,9 kPa− 1), avec une transparence optique ultra élevée (96,9 %), la valeur la plus élevée rapportée dans la littérature. Bénéficiant de ses performances complètes en matière de détection et de caractéristiques optiques, les dispositifs TIS recèlent un énorme potentiel pour les interfaces homme-machine pour les applications industrielles et médicales.

La sensation tactile, représentant une importante fonction de perception et de collecte d'intelligence pour les êtres humains, a été un sujet actif de recherche et de développement ces dernières années1,2. Afin d'obtenir les informations tactiles souhaitées, des technologies de détection tactile flexibles ont été fréquemment recherchées pour accomplir ce processus de conversion analogique-numérique, qui simule les fonctions biologiques de la perception tactile3. En tant que caractéristique de performance clé, la sensibilité de l'appareil est une considération majeure pour la conception du capteur tactile, évaluant la capacité de détection sous les variations de pression minimales résolubles3. Grâce à la sensibilité élevée de l'appareil, le capteur tactile a permis des applications spécifiques, telles que la reconnaissance tactile et gestuelle et la détection de signaux physiologiques4. La tendance technologique récente en matière de fusion de capteurs et de détection multimodalité fournit des incitations supplémentaires à l'activation de fonctionnalités spéciales pour les systèmes existants. À cette fin, l'incorporation de propriétés optiques dans les capteurs tactiles pourrait conduire à davantage de fonctionnalités et d'opportunités dans les applications d'intelligence tactile et visuelle5, par exemple l'imagerie médicale, la surveillance de la santé ainsi que les skins électroniques6. Plus précisément, l'endoscope tactile avec retour de force transparent monté sur sa lentille d'objectif pourrait détecter et signaler un contact physique potentiel avec des tissus et des organes internes et, par conséquent, il peut servir de dispositif de sécurité souhaitable ou de signaux de guidage de navigation pour les cliniques opérations diagnostiques et chirurgicales de cathétérisme7. En outre, les capteurs tactiles hautement transparents et sensibles peuvent être introduits dans l'électronique portable, à partir de laquelle plusieurs signaux physiologiques, tels que les formes d'onde de pression artérielle, les fréquences cardiaques, les fréquences respiratoires et la pression artérielle, peuvent être détectés de manière continue, tout en conservant son optique imperceptibilité8. De plus, l'interface homme-machine transparente pourrait offrir une expérience utilisateur particulière en introduisant une capacité de détection de force 3D dans un écran tactile conventionnel, permettant la reconnaissance d'objets délicats et un retour tactile pour les applications de réalité augmentée et de jeu9. Cependant, il reste difficile pour les capteurs tactiles flexibles transparents actuels d'atteindre à la fois un niveau ultra élevé de transparence optique et de sensibilité de l'appareil dans un seul appareil.

Techniquement parlant, la transmission de la lumière reflète le niveau global d'absorption et de diffusion de la lumière dans le milieu ainsi que la réflexion de la lumière à l'interface10,11. Afin d'améliorer la transmission lumineuse du dispositif de détection tactile, la recherche actuelle se concentre principalement sur la modification de la transparence optique intrinsèque des matériaux de construction. Bien que la perte optique due à l'absorption et à la diffusion puisse être minimisée en sélectionnant et en modifiant soigneusement le matériau lui-même avec la transmission lumineuse la plus élevée de 99,94 % rapportée12, la transmission globale de l'appareil est toujours difficile à atteindre à un niveau élevé (par exemple, supérieur à 95 %), en raison des réflexions lumineuses présentées à de multiples interfaces matérielles à l'intérieur de la structure du capteur. Notamment, la perte optique interfaciale devient considérablement sévère lorsqu'une topologie interfaciale grossière est rencontrée. Par conséquent, une amélioration supplémentaire de la transparence du dispositif exige des approches alternatives pour traiter la perte optique causée par de telles réflexions de lumière interfaciales. Pour que les dispositifs de détection tactiles atteignent une sensibilité élevée souhaitable, il est essentiel de concevoir une interface avec une surface élevée pour la détection13. Par conséquent, plusieurs stratégies intrigantes ont été étudiées plus en détail, telles que les structures pyramidales, micro-aiguilles, nano-fibreuses et bioinspirées, afin de créer une configuration «grossière» de la couche fonctionnelle ou de l'électrode14. De telles topologies interfaciales peuvent conduire à une meilleure sensibilité du dispositif car elles génèrent un niveau de déformation plus appréciable ou une plus grande surface de contact de surface sous les mêmes charges externes15. Malheureusement, ces modifications peuvent avoir influencé négativement la transparence globale du dispositif16, qui est principalement évaluée par la transmission lumineuse5. Par conséquent, la transparence optique des capteurs tactiles, en particulier celle des capteurs capacitifs, a souvent démontré une tendance inverse liée à la sensibilité de l'appareil17.

L'introduction récente du mécanisme de détection iontronique flexible (FITS) présente une approche pour résoudre le problème permanent de l'amélioration de la transparence des capteurs tactiles, tout en offrant une détection de pression ultrasensible, bénéficiant de son interface naturelle de matériaux ioniques-électroniques. Depuis sa création, la détection iontronique a montré un grand potentiel dans son avantage caractéristique en matière de transparence optique, car tous les matériaux de construction peuvent être intrinsèquement transparents, en particulier les matériaux ioniquement fonctionnels. Pendant ce temps, il peut posséder une interface de détection optiquement lisse18. Pan et ses collègues ont construit le premier capteur de pression iontronique flexible avec une structure optiquement claire, qui contient un revêtement ionique plan transparent recouvrant l'électrode inférieure séparée de l'électrode supérieure par une couche d'espacement remplie d'air. Cependant, le capteur iontronique d'origine ne présente qu'une transmission lumineuse de 77 %, en raison de la perte optique à l'interface air-solide19. Récemment, Guo et ses collègues ont rapporté un matériau de détection iontronique (TIS) hautement transparent avec une transmission de la lumière de 94,8 %, dans lequel une membrane poreuse en fluorure de polyvinylidène (PVDF) a été remplie d'un liquide ionique avec un indice de réfraction (RI) adapté5 . Cependant, la transmission lumineuse globale du dispositif n'est limitée qu'à 90,4 %, comme la perte optique entre les substances ioniques et les électrodes de détection dans cette architecture. Comme on pouvait s'y attendre, l'amélioration de la transparence optique de la membrane poreuse en PVDF diminue la grossièreté à l'interface, ce qui entraîne une faible sensibilité indésirable d'environ 1,2 kPa-1 par rapport aux capteurs iontroniques existants. À titre de comparaison, les appareils à écran tactile de pointe ont déjà atteint une transmission de la lumière supérieure à 95 % sur l'écran, puisque les applications d'affichage actuelles demandaient que le niveau de transmission optique de l'appareil soit aussi élevé que possible pour un affichage critique. luminosité et clarté de l'écran20.

Dans ce travail, nous avons proposé une architecture spécifique du dispositif TIS, permettant simultanément une sensibilité élevée du dispositif et une transparence optique fine. En mettant en œuvre une architecture de détection à deux couches (comme illustré à la Fig. 1a), le dispositif TIS comprend un film conducteur de nanofil d'argent transparent (AgNw) recouvert d'un réseau d'élastomère ionique transparent de forme hémisphérique microscopique (Fig. 1b), appelé ionode; et une surface AgNw vierge comme contre-électrode. Entre l'ionode et l'électrode, un liquide d'adaptation RI non ionique, qui peut coexister de manière stable avec le gel pour l'énorme différence d'hydrophilie, a été rempli pour éliminer toute interface air-solide réfléchissante entre la structure de détection. Remarquablement, un niveau exceptionnel de transparence optique peut être fourni indépendamment dans le dispositif TIS sans altérer sa sensibilité. Parce que les matériaux de construction sont tous intrinsèquement à haute transparence, y compris le gel de détection ionique, les électrodes transparentes ainsi que le liquide d'adaptation RI, qui présentent une absorption et une diffusion de la lumière extrêmement faibles en interne, ce qui donne une transmission lumineuse élevée au niveau du matériau. Plus important encore, le liquide d'adaptation RI introduit dans la couche de détection réduirait considérablement les réflexions aux interfaces, ce qui entraînerait une amélioration supplémentaire de la transmission de la lumière du capteur sous l'architecture de dispositif multicouche. En conséquence, une transmission optique globale de 96,9 % de l'ensemble du capteur tactile a été atteinte, la valeur la plus élevée rapportée dans la littérature à notre connaissance (sur la Fig. 1c). D'autre part, une équation théorique mathématique a été dérivée pour décrire quantitativement la réponse mécanique du dispositif TIS basée sur la déformation élastique du réseau micro-hémisphérique. Par conséquent, avec à la fois la conception optimale des microstructures micro-hémisphériques et la sensibilité intrinsèquement élevée du mécanisme iontronique, la sensibilité du dispositif peut atteindre à 83,9 kPa−1, trois ordres de grandeur supérieure à celle des dispositifs capacitifs homologues1,5 ,17,21. Bénéficiant de ses performances complètes en matière de détection et de caractéristiques optiques, nous avons d'abord démontré un endoscope intégré au TIS pour les fonctions de diagnostic visuelles et tactiles, dans lequel la détection tactile transparente permet une évaluation quantitative de la rigidité des tissus devant l'élément optique, tout en effectuant des opérations de routine imagerie endoscopique. De plus, nous avons mis en place une réception tactile invisible dans un format portable, à partir duquel des paramètres hémodynamiques importants peuvent être collectés et analysés en temps réel et de manière imperceptible. De plus, nous avons réalisé une imagerie tactile transparente au-dessus d'un affichage optique à haute résolution spatiale pour l'interface homme-machine émergente. En conséquence, les dispositifs TIS recèlent un énorme potentiel pour les interfaces homme-machine en évolution rapide pour les applications industrielles et médicales, en particulier là où une transparence optique élevée et une sensibilité des dispositifs sont exigées.

a L'illustration structurelle de l'appareil TIS, b l'image MEB du gel ionique avec réseau micro-hémisphérique intégré, ca fleur couverte par l'appareil TIS, représentant une transmission lumineuse extrêmement élevée de 96,9 %, d le mécanisme de réponse mécanique de le dispositif TIS, e les trajets lumineux des dispositifs TIS sans et avec liquide d'accouplement RI rempli.

Afin d'obtenir un capteur tactile ultra-transparent, une analyse optique et de détection a été établie pour déterminer les paramètres critiques liés à la transparence et à la sensibilité du dispositif TIS. En principe, la transparence de l'appareil peut être évaluée quantitativement par la transmission de la lumière, définie comme le rapport entre les intensités de l'incident et les lumières de transmission10, qui est spécifiquement influencée par la réflexion à l'interface ainsi que l'absorption et la diffusion dans le milieu11. L'optimisation actuelle sur la transparence porterait principalement sur la sélection des médiums ayant des propriétés intrinsèques de faible absorption et diffusion. Grâce aux recherches sur les compositions et les structures pour la transparence des matériaux, les milieux de pointe, tels que AgNw, gel ionique, graphène, PDMS, etc., ont démontré une adsorption et une diffusion extrêmement faibles dans les structures de détection transparentes. Notamment, la perte de transmission due à l'adsorption et à la diffusion du milieu ne peut être que de 0,1 % au niveau22, ce qui devient globalement presque négligeable. Dans cette étude, par conséquent, nous limiterions notre sélection de matériaux structuraux à ces catégories établies.

Outre les influences des matériaux de construction, les interfaces entre les différentes couches contribuent de manière significative à la perte de transmission causée par la réflexion. Il est important de noter que l'interface présentée entre la couche de détection déformable et l'entrefer dans l'architecture de détection pourrait entraîner une réflexion lumineuse significative, même dans une surface plane, et cet effet s'intensifie encore avec les irrégularités interfaciales5. En fait, la perte de transmission causée par la réflexion de la lumière à l'interface a joué un rôle majeur dans la détermination de la transparence du dispositif, ce qui a fait l'objet de recherches limitées dans les capteurs transparents existants en raison de leurs restrictions structurelles23. Plus précisément, la perte optique due à la réflexion aux interfaces peut être décrite à l'aide de la réflectivité R, qui est définie comme le rapport d'intensité entre les lumières réfléchie et incidente, et peut être exprimée quantitativement comme,

où n1 et n2 représentent les RI des milieux le long de l'interface10. Cette équation est valide lorsque l'angle d'incidence est nul, et elle peut évoluer vers un format plus compliqué dans un cas d'incident non normal (indiqué dans les informations complémentaires). Selon l'éq. 1, la réflectivité est fortement liée aux RI des matériaux le long de l'interface, et une plus petite différence entre les RI des matériaux adjacents conduirait à une réflectivité plus faible à l'interface. De plus, la réflectivité peut s'approcher d'un minimum (proche de zéro) si les RI des matériaux correspondent les uns aux autres. Cela pourrait également être vrai même si l'angle d'incidence de la lumière n'est pas de 0°. Dans une telle situation, la majeure partie de la lumière peut pénétrer à travers l'interface à n'importe quel angle d'incidence sans subir de perte de transmission apparente, même lorsque l'interface est rugueuse, ce qui implique les changements sur la topologie de surface que l'ajustement sur la morphologie de surface de l'interface sensible à la pression serait n'influencent plus la transparence optique de l'appareil. Dans l'architecture TIS proposée, nous avons utilisé tous les matériaux de construction avec une transparence élevée et un RI adapté. Remarquablement, nous avons introduit le liquide d'adaptation RI pour remplir l'entrefer entre l'électrode et l'ionode, conduisant à une élimination considérable de la réflexion optique aux interfaces ionode/air et air/électrode. Par conséquent, il peut fournir une transparence optique supérieure à celle des homologues existants au niveau de l'appareil.

Pour optimiser la sensibilité du dispositif TIS, un modèle mécanique a été construit, basé sur le principe fondamental du mécanisme iontronique, pour déterminer les propriétés matérielles et les paramètres structurels du dispositif TIS. Il convient de noter que les microstructures hémisphériques ont été choisies pour établir les topologies de détection mécanique pour les raisons suivantes, tout d'abord, la déformation de forme de la structure élastomère hémisphérique a été bien étudiée, ce qui peut être théoriquement défini dans le modèle mécanique classique24. Deuxièmement, les variables géométriques de l'hémisphère peuvent être facilement ajustées pour satisfaire les caractéristiques de détection souhaitées, telles que la sensibilité et la résolution13. De plus, la microstructure hémisphérique démontre une stabilité et une fiabilité supérieures à celles des micro-modèles alternatifs contenant des angles vifs, tels que les microstructures pyramidales sous déformation mécanique répétitive, puisque sa forme arrondie soulage à la fois la concentration excessive de contraintes et la déformation plastique induite13. Lorsque la pression externe P est chargée sur la couche d'électrode, elle conduit à une déformation élastique en compression des microstructures ioniques de l'ionode. En conséquence, la zone de contact entre l'électrode et l'ionode s'étend en conséquence, ainsi que l'augmentation de la capacité EDL correspondante, comme prévu dans la théorie de la détection iontronique19,25 (Fig. 1d). En particulier, la sensibilité S du capteur iontronique dans une petite limite de déformation peut être décrite à l'aide de l'équation suivante dérivée du modèle de contact Hertz classique24,26,

Où C0 représente la lecture capacitive iontronique initiale sans aucune charge, et UAC représente la capacité de surface unitaire entre les couches de gel ionique et d'électrode. ρ est le rayon de courbure des hémisphères, d fait référence à la densité du réseau hémisphérique et A désigne la zone de détection. E et k indiquent le module de Young et la constante liée au rapport de Passion du matériau de gel élastique, respectivement. La dérivation détaillée de l'Eq. 2 est illustré à l'appui. Comme on peut le voir, la sensibilité de l'appareil a une corrélation positive avec l'UAC interfacial, la zone de détection, le rayon de courbure et la densité du réseau hémisphérique, alors que le module de Young du gel et la capacité initiale présentent des relations inverses avec le sensibilité. En bref, pour l'optimisation de la sensibilité, on pourrait s'appuyer sur la conception du matériau fonctionnel et des propriétés interfaciales (E et UAC) ainsi que sur les paramètres géométriques (ρ et d) du réseau hémisphérique pour l'amélioration de la sensibilité, tandis que l'amélioration de la transparence se concentre à la fois sur la transmission intrinsèque des matériaux de construction et la minimisation de la réflexion lumineuse aux interfaces.

Selon le principe de fonctionnement, plusieurs considérations doivent être en place pour le matériau de gel ionique fonctionnel, y compris la transparence intrinsèque, le module élastique, les concentrations ioniques ainsi que la capacité de micro-traitement. À cette fin, nous avons adopté une approche de gel polymère photoréticulable contenant des contenus ioniques actifs pour construire l'unité de détection, car elle répond aux exigences combinées de clarté optique élevée, d'élasticité élevée, de contenu ionique accordable et de photo-durcissement direct de l'ionique. matériau en gel3. Le gel ionique est composé d'un liquide ionique hydrophile triflate de 1-éthyl-3-méthylimidazolium (EMIMOTF) uniformément dispersé dans une matrice polymère préparée à partir de diacrylate de poly(éthylène glycol) (PEGDA) et de méthacrylate d'hydroxyéthyle (HEMA), comme le montre la Fig. 2a. EMIMOTF, un liquide ionique à température ambiante avec une conductivité élevée de 8,858 mS/cm27 et une compatibilité élevée avec les monomères d'acrylate, offre une abondance de cations et d'anions mobiles pour la détection iontronique. Plus important encore, EMIMOTF offre une fenêtre électrochimique beaucoup plus large de 3,9 V par rapport à l'eau28, ce qui peut empêcher la réaction électrochimique d'AgNw sous champ électrique, augmentant la stabilité et la répétabilité à long terme du dispositif TIS. Le PEGDA et l'HEMA peuvent former un réseau moléculaire 3D par polymérisation UV des groupes acrylate, transformant l'EMIMOFT liquide en un gel ionique à haute élasticité et déformabilité (Fig. 2b). Le principal critère de sélection de HEMA est le groupe hydroxyle à haute polarité, qui peut améliorer la compatibilité entre la matrice polymère avec EMIMOTF29. Pendant ce temps, en tant que réticulant hydrophile, le PEGDA est utilisé pour contrôler l'élasticité du gel ionique. Une concentration plus élevée de PEGDA, qui contient deux groupes acrylate, conduit à une densité de réticulation plus élevée du gel ionique. L'équation de réaction du gel ionique est illustrée à la Fig. 3 supplémentaire. Cette section étudiera et discutera des influences sur les propriétés électriques, mécaniques et optiques pertinentes au niveau des matériaux, en particulier les compositions de gel ionique pour optimiser également les réponses de détection. que la transmission intrinsèque de la lumière de tous les matériaux de construction pour assurer la haute transparence optique des dispositifs TIS.

a La structure moléculaire du gel ionique, b les photos du gel ionique indiquant sa grande élasticité, c les UAC des gels ioniques de différentes compositions, d le module de Young des gels ioniques de différentes densités de réticulation, e le module de Young de les gels ioniques avec différentes concentrations de liquide ionique. Les rapports insérés dans c–e sont le rapport pondéral entre HEMA, PEGDA et [EMIm]OTf. f Les spectres visibles de tous les matériaux de construction des dispositifs TIS, qui comprennent le gel ionique, le film conducteur AgNw et le liquide correspondant au RI.

Comme présenté dans l'éq. 2, la sensibilité du dispositif TIS est linéairement corrélée à l'UAC de l'interface matérielle, qui peut être assez compliquée et influencée par les propriétés matérielles telles que les espèces ioniques et les concentrations, les matériaux d'électrode, les paramètres environnementaux, y compris la température et l'humidité, et même les techniques de mesure, telles que la fréquence et le potentiel de conduite, etc.3,30,31. Dans ce travail, l'approche principale pour améliorer l'UAC interfacial consiste à ajuster la concentration ionique dans le matériau de gel composite sélectionné dans un environnement contrôlé et dans des conditions de mesure établies. La figure 2c trace les mesures UAC interfaciales en utilisant les gels ioniques avec différentes compositions de 20 Hz à 200 kHz à la tension de 1 V, qui est une norme largement utilisée pour la mesure de UAC32. On s'attend à ce que l'UAC interfacial du gel ionique diminue progressivement avec l'augmentation de la fréquence d'entraînement pendant le temps de relaxation ionique limité, tandis qu'une fréquence d'entraînement plus élevée conduit à un taux d'échantillonnage plus élevé pour la détection de capacité, ce qui est important pour la fréquence de réponse de l'appareil25,30. Afin d'atteindre l'équilibre entre l'UAC et le taux d'échantillonnage, nous maintiendrons l'excitation électrique et la mesure à 1 kHz et 1 V pour une comparaison directe. Plus important encore, en considérant la concentration ionique dans la matrice de gel comme une variable, une concentration plus élevée de contenu ionique conduirait à un UAC interfacial plus élevé. En particulier, l'UAC interfacial avec les rapports de poids de matériau parmi HEMA : PEGDA : EMIMOTF de 9:1:5, 9:1:10 à 9:1:20 (les concentrations de liquide ionique correspondantes de 33,3 %, 50 %, à 66,7 %) sont mesurés à 112,3 nF, 766,9 nF et 985,4 nF, respectivement. Des augmentations supplémentaires du contenu ionique de la matrice de gel entraîneraient l'exsudation de liquide ionique même après le durcissement, ce qui entraînerait des problèmes de stabilité et de fiabilité pour le matériau de détection. Une autre découverte est que si la concentration ionique est relativement stable, le taux de réticulation a une influence très marginale sur l'UAC interfacial. Par exemple, un changement radical du rapport pondéral entre l'HEMA et le PEGDA de 0: 1 à 49: 1 (les rapports de réticulation correspondants de 100 à 2%) entraîne une augmentation d'environ 25% seulement de l'UAC interfacial.

Une autre propriété matérielle importante liée aux performances de détection du dispositif TIS est son module de Young selon l'analyse théorique. En général, le module du gel ionique peut être contrôlé en ajustant la densité de réticulation et la concentration de liquide ionique dans le gel. En ajustant les ratios entre HEMA, PEGDA et EMIMOTF de 0:1:1, 4:1:5, 9:1:10, 19:1:20 à 49:1:50, il forme des réseaux polymères avec différentes densités de réticulation de 100, 20, 10, 5 et 2%, respectivement, et le module de Young pertinent du gel ionique peut être modifié de 15,46, 5,08, 2,59, 2,00 à 1,85 MPa, comme résumé à la Fig. 2d, puisque la chaîne polymère le mouvement est limité avec l'augmentation de la densité de réticulation. Cependant, en raison de la faible densité de réticulation, les gels ioniques avec des rapports pondéraux de 19:1:20 et 49:1:50 présentent une déformation plastique sous pression, conduisant à une mauvaise récupération et répétabilité du capteur tactile. De plus, la modification des rapports pondéraux entre le monomère polymère et le liquide ionique peut également contrôler le module de Young du gel ionique. Une concentration de liquide ionique plus élevée peut conduire à une matrice de gel ionique plus douce avec un «volume illimité» plus élevé et des interactions plus faibles entre les segments de polymère, comme le montre la figure 2e33. Dans cette étude, nous avons identifié que le module aussi bas que 0,79 MPa peut être atteint lorsque le rapport pondéral entre HEMA, PEGDA et EMIMOTF est fixé à 9:1:20. Malheureusement, ce rapport conduirait à une exsudation du liquide ionique de la matrice de gel sous pression externe, affectant la stabilité du dispositif. Par conséquent, nous choisirions le rapport pondéral de 1: 1 entre le monomère durcissable et le liquide ionique comme paramètres principaux pour la poursuite de l'enquête, étant donné son élasticité relativement élevée (c'est-à-dire son faible module de Young) ainsi qu'une stabilité élevée.

Comme mentionné ci-dessus, les transmittances lumineuses intrinsèques élevées de tous les matériaux de construction sont la condition préalable de la transparence optique élevée du dispositif TIS. La figure 2f illustre le spectre visible du matériau de gel ionique (50 μm d'épaisseur) avec un rapport entre HEMA, PEGDA et EMIMOTF de 9:1:10, le film conducteur AgNw et le liquide correspondant au RI. Comme on peut le voir, le gel ionique lisse préparé présente une transmission lumineuse élevée sur l'ensemble du spectre visible et proche infrarouge, et une transmission lumineuse de 92,1 % par rapport à l'air est obtenue à 550 nm, la longueur d'onde standard pour la comparaison de la transparence. Il convient de noter que la transmission intrinsèque de la lumière du gel ionique doit être de 99,5 %, comme prévu dans l'équation supplémentaire. 1, et l'absorption et la diffusion du matériau ne contribuent qu'à une perte de transmission de 0,5 % (e−(a+s)x = 99,5 %), car ses groupes moléculaires et la grande uniformité structurelle possèdent une faible absorption de la lumière visible. La perte majeure de transmission de la lumière résulte de la réflexion de la lumière aux deux interfaces contre l'air. De plus, le film conducteur AgNw a également une transmission de la lumière extrêmement élevée de 95,3 % avec un revêtement anti-reflet sur sa surface non conductrice, ce qui peut réduire considérablement la réflexion de la lumière à l'interface solide-air34. De plus, le liquide d'adaptation RI est principalement composé d'huile de silicone et de paraffine liquide, qui présentent toutes deux une faible absorption dans le spectre visible35. Par conséquent, la transmission de la lumière du liquide d'adaptation RI dans une cuvette d'une longueur optique de 9,55 mm est mesurée à 99,9 % par rapport à une cuvette remplie d'eau déionisée. Pour un dispositif TIS contenant une couche liquide d'adaptation RI d'environ 25 μm d'épaisseur, l'absorption et la diffusion de la lumière du liquide ne provoquent qu'une perte négligeable de 0,002 % sur la transmission en conséquence. En conséquence, tous les matériaux de construction utilisés dans le dispositif TIS se sont avérés posséder une transparence élevée selon la littérature et nos vérifications expérimentales.

La performance capacité-pression (C–P) est la clé du dispositif TIS car elle démontre plusieurs propriétés critiques du capteur, y compris la sensibilité, la linéarité, la plage de détection, ainsi que l'anti-interférence6,8,30,36,37 ,38,39. Selon l'éq. 2, la sensibilité du dispositif TIS avec confinement de surface unitaire est liée au rayon de courbure de l'hémisphère et à la densité du réseau. Cette section abordera les influences de ces paramètres sur la sensibilité du dispositif TIS, visant à contrôler et optimiser la réponse mécanique du capteur.

Les paramètres géométriques du réseau hémisphérique peuvent être facilement contrôlés grâce à la fabrication micro/nano. Comme démontré dans l'éq. 2, une densité de réseau plus élevée et un hémisphère plus grand conduisent à une sensibilité plus élevée du dispositif TIS. La figure 3a trace les investigations expérimentales sur l'influence de la densité du réseau sur la courbe de réponse mécanique du dispositif TIS. Différentes densités de matrice de 27 778, 17 778, 10 000 et 4 444 cm-2 sont obtenues par durcissement UV des gels ioniques à l'aide des moules PDMS, correspondant au diamètre/espacement de l'hémisphère de 50 μm/10 μm, 50 μm/25 μm, 50 μm/50 μm et 50 μm/100 μm. Bien adapté aux prédictions théoriques, le dispositif TIS avec une densité de matrice de 27 778 cm−2 (50 μm/10 μm) produit la sensibilité la plus élevée de 83,9 kPa−1 dans la plage de pression de 0 à 20 kPa, compte tenu de la pression initiale extrêmement faible. capacité de 17,4 pF (illustrée à la Fig. 4 supplémentaire). Cette valeur diminue à 20,4 kPa−1 de 20 à 100 kPa, ce qui concorde bien avec la prédiction théorique selon laquelle la sensibilité diminue avec l'augmentation de la pression. La figure 3b montre la relation entre les tailles des hémisphères et les réponses de pression des capteurs. En gardant toutes les autres variables inchangées (en particulier, la densité du réseau), un diamètre d'hémisphère plus grand conduit à une sensibilité plus élevée du dispositif TIS. Par exemple, la sensibilité du capteur TIS avec un diamètre d'hémisphère de 50 μm est de 83,9 kPa-1, soit 2,2 et 3,93 fois celle avec des diamètres d'hémisphère de 20 et 10 μm. En pratique, le microréseau hémisphérique avec une taille supérieure à 50 μm devrait encore améliorer la sensibilité du dispositif, cependant, il est difficile de préparer et de maintenir la consistance d'un si grand hémisphère lors de la préparation du moule à travers la refusion du photoresist40,41. Étant donné que la densité maximale des hémisphères pouvant être atteinte dans une zone donnée est directement influencée par la taille de l'unité, nous avons également comparé les courbes C – P des dispositifs TIS avec la densité maximale des hémisphères à différentes tailles, en particulier , le diamètre/espacement des hémisphères de 50 μm/10 μm, 20 μm/10 μm et 10 μm/10 μm, respectivement, comme illustré à la Fig. 3c. l'espacement étroit inférieur à 10 μm peut conduire à des motifs déformés pour le rapport profondeur / largeur excessif, en particulier ceux avec une taille hémisphérique plus grande. Selon l'éq. 2, le diamètre de l'hémisphère joue un rôle plus influant sur la sensibilité que celui de la densité. Les résultats de mesure ont montré un bon accord avec le modèle, dans lequel les tailles de caractéristiques plus grandes conduiraient à une sensibilité plus élevée de l'appareil à la densité maximale du réseau, comme prévu. Plus précisément, la sensibilité peut être calculée comme 1:0,80:0,47, respectivement, à partir des capteurs TIS avec un diamètre/espacement des hémisphères de 50 μm/10 μm, 20 μm/10 μm et 10 μm/10 μm. Afin de vérifier la répétabilité du dispositif TIS, des charges cycliques ont été appliquées aux capteurs. Les résultats, résumés à la Fig. 3d, indiquent qu'une courbe de réponse C – P presque identique peut être tracée à un niveau de pression inférieur (<40 kPa), mais une légère déviation avec un coefficient variable de 3 % a été observée parmi une pression plus élevée. plage (de 40 à 100 kPa), qui peut résulter d'une erreur système du dispositif de chargement. Dans l'ensemble, les résultats des tests ont prouvé la haute répétabilité de la réponse C – P du dispositif TIS, par rapport aux capteurs tactiles actuels, en particulier dans une plage de basse pression42. De plus, les images microscopiques des gels ioniques avec différentes topologies de surface ont été illustrées sur la figure 3e. Compte tenu de la performance combinée des propriétés des matériaux et des paramètres géométriques du réseau de gel ionique fonctionnel, il est déterminé que le gel ionique avec le rapport pondéral entre HEMA, PEGDA et EMIMOTF de 9:1:10 et le diamètre/espacement de l'hémisphère de 50 μm /10 μm comme sélections optimales pour la construction des dispositifs TIS suivants.

a Les courbes de réponse (C–P) des dispositifs TIS utilisant les gels ioniques avec différentes densités de réseaux micro-hémisphériques, b les courbes de réponse (C–P) des dispositifs TIS utilisant les gels ioniques avec différents diamètres d'hémisphères, c la réponse courbes (C–P) des dispositifs TIS utilisant les gels ioniques avec une densité maximale des hémisphères à différentes tailles d'entités, d la répétabilité des courbes de réponse (C–P) des dispositifs TIS, e les images microscopiques des gels ioniques avec différentes topologies de surface, f la caractérisation des temps de réponse et de réinitialisation dans le test de chargement dynamique, g le test de répétabilité de 5000 cycles, et h la résolution en pression et le seuil de détection du dispositif TIS.

Des évaluations supplémentaires ont été effectuées pour évaluer le temps de réponse, la répétabilité et la résolution du dispositif TIS. Les tests de taux de réponse ont été effectués à l'aide d'un actionneur piézoélectrique pour appliquer un changement de charge périodique (environ 1 kPa) au capteur, les résultats ont été résumés à la Fig. 3f. Grâce à l'analyse des phases de chargement et de déchargement de chaque cycle, les temps de réponse et de réinitialisation du capteur, qui a été préparé à l'aide d'un gel ionique avec un paramètre optimisé, ont été mesurés à 61 et 50 ms, respectivement. Ces valeurs n'étaient pas importantes par rapport à celles de certains capteurs iontroniques classiques, qui pouvaient répondre en moins de millisecondes, car l'introduction du liquide d'adaptation RI a prolongé le temps de réponse en raison de sa viscosité élevée par rapport à l'air42. Cependant, de tels taux de réponse auraient déjà pu satisfaire un large éventail d'applications médicales et industrielles, telles que la mesure de l'onde de pouls artériel et l'interface homme-machine interactive42. De plus, la répétabilité du capteur tactile a été étudiée sous des charges mécaniques répétitives de 1 kPa à 5 Hz. La figure 3g a indiqué que moins de 10 % de variations dans les amplitudes du signal avaient été observées dans le dispositif TIS après 5 000 cycles de service, prouvant sa stabilité à long terme et la répétabilité du dispositif. Enfin, en tirant parti de l'immunité au bruit de la détection iontronique3, les dispositifs TIS ont démontré un seuil de résolution/détection de pression supérieur de 10 Pa. La figure 3h montre que l'enregistrement continu en temps réel du dispositif TIS en plaçant et en retirant un objet ultra-léger (c'est-à-dire une boule de coton de 0,4 g) sur la surface, prouvant la résolution de pression à 10 Pa.

Selon l'éq. 1, la transparence du dispositif TIS est principalement déterminée par l'absorption et la diffusion de tous les matériaux et les réflexions à toutes les interfaces. Le gel ionique, en tant que matériau de détection clé du dispositif TIS, a été mesuré expérimentalement à un faible niveau (0,5 %) d'absorption et de diffusion de la lumière. Comme le montre la figure 4a, la transmission de la lumière du gel ionique lisse est mesurée à 92,1 %, illustrant seulement une influence marginale sur la luminosité et la clarté de l'image en dessous. Cependant, l'ionode avec la configuration de microréseau peut provoquer une diffusion importante de la lumière, par exemple, celui avec le réseau micro-hémisphérique de 50 μm/10 μm sur le diamètre/espace entraîne une faible transmission de la lumière de 35,4 %. Parce que l'irrégularité de la surface augmente considérablement l'angle d'incidence de la lumière avec un niveau élevé de réflectivité, par rapport à celui planaire, comme le montrent les photos de la Fig. 4a. Une réflexion de lumière inévitable et appréciable se produit au niveau de l'interface microstructurée, entraînant une dégradation du niveau de transparence dans le dispositif TIS.

a Les spectres visibles du gel ionique avec et sans microstructure de surface ; b les RI du gel ionique et du liquide d'adaptation RI avec des composants différents ; c les spectres visibles des dispositifs TIS remplis des milieux avec différents RI ; d la comparaison sur la luminosité et la clarté des images sous les dispositifs TIS utilisant différents médiums remplis.

Comme mentionné ci-dessus, l'introduction de liquide d'adaptation RI consiste à combler l'espace de détection interfaciale entre l'électrode et l'ionode, ce qui peut réduire considérablement la réflexion de la lumière à toutes les interfaces à l'intérieur de l'appareil, en particulier celle du côté du microréseau. Il est important de noter que le liquide de correspondance RI doit satisfaire à deux exigences principales : la correspondance RI avec celle du gel ionique et la stabilité chimique avec le gel, ce qui signifie qu'il ne provoque aucun échange de matière du composant ionique ni de gonflement de la matrice de gel. . La première exigence peut être satisfaite en préparant un système de mélange contenant à la fois des composants à RI élevé et faible. Spécifiquement, le rapport de mélange entre les deux composants peut être utilisé pour ajuster le RI du liquide correspondant au RI. L'autre exigence peut être résolue en établissant un système d'antipathie `` huile-eau '' pour obtenir la coexistence stable entre le gel ionique et le liquide d'adaptation RI, dont le gel ionique est hydrophile comme l'eau, tandis que le liquide d'adaptation RI doit être huile -comme avec une hydrophobicité élevée. Une telle interface de matériau hydrophobe-hydrophile présente une stabilité éminente sans libération apparente de liquide ionique ni gonflement de gel43. Compte tenu de l'hydrophobicité élevée, de la transparence élevée, de la faible évaporation, de la non-toxicité et de la plage RI spécifique, l'huile de silicone phényle (RI = 1,51), la diméthicone (RI = 1,40) et la paraffine liquide (RI = 1,48) ont été sélectionnées pour le RI- liquide correspondant en tant que constituants RI élevés, moyens et faibles respectivement. La raison de l'ajout d'un constituant RI moyen est que l'huile de silicone phényle ne peut pas se mélanger avec la diméthicone pour former un liquide transparent. Par conséquent, la paraffine liquide est utilisée pour se mélanger avec de l'huile de silicone phényle ou de la diméthicone pour former deux systèmes bi-composants avec des IR réglables de 1,51 à 1,48 (huile de silicone phényle/paraffine liquide) et de 1,48 à 1,40 (paraffine liquide/diméthicone) respectivement, de sorte que il peut couvrir une large gamme d'appariement RI, de 1,40 à 1,58, en utilisant le système à deux composants pour différentes constructions matérielles du gel ionique, comme le montre la figure 4b.

Pour valider les performances de la stratégie d'adaptation RI, nous avons comparé la transparence optique du dispositif TIS avant et après l'introduction du liquide d'adaptation RI. Comme résumé sur la figure 4c, le dispositif TIS avec l'entrefer ne présente qu'une transmission de la lumière de 33,7 %, ce qui influence de manière significative la luminosité et la clarté optique de la qualité de l'image sous la surface de détection. Après avoir rempli l'entrefer à l'aide de liquides correspondant au RI avec différentes compositions, y compris de la diméthicone pure, de l'huile de silicone phényle pure et une composition parfaitement adaptée de 1:10 entre la diméthicone et la paraffine liquide, les résultats ont suggéré une amélioration remarquable de la transmission de la lumière du TIS. appareil. De plus, l'utilisation d'un liquide d'adaptation RI idéal (Δn = 0) au gel ionique (RI = 1,4688) conduit à des performances optimales de 96,9% dans la mesure de la transmission contre 69,3 et 71,4% lors de l'utilisation de diméthicone (RI = 1,4030, Δn = 0,0658) et l'huile de silicone phényle (RI = 1,5110, Δn = −0,0422), qui ont des différences de RI plus importantes avec le gel ionique, respectivement, en bon accord avec la prédication théorique. La figure 4d illustre les variations de transparence des échantillons utilisant différents supports d'adaptation, parmi lesquels celui utilisant le liquide d'adaptation RI idéal conduit à la luminosité et à la clarté de l'image les plus élevées à travers le dispositif TIS. En conséquence, une transparence optique de 96,9 %, la plus élevée dans la littérature à notre connaissance, a été obtenue en supprimant les interfaces d'air par le liquide correspondant au RI.

La figure 6 supplémentaire ainsi que le tableau 1 résument les comparaisons de performances du dispositif TIS avec d'autres capteurs de pression transparents flexibles en termes de sensibilité et de transmission de la lumière. Comme mentionné ci-dessus, la sensibilité et le facteur de transmission de la lumière du capteur transparent flexible classique présentent généralement une relation opposée ; en d'autres termes, une sensibilité plus élevée conduit toujours à une transmission de la lumière plus faible en comparant la littérature, comme le montre la Fig. 62,5,6,12,16,17,19,21,32,44,45,46,47 supplémentaire . C'est principalement parce que l'amélioration de la sensibilité du capteur tactile a été obtenue en introduisant des interfaces grossières, qui provoquent de manière néfaste une réflexion supplémentaire de la lumière au niveau de ces interfaces. Alternativement, dans ce travail, l'introduction du liquide d'adaptation RI dans la couche de détection fournit une voie pour résoudre le dilemme entre une transparence élevée et une sensibilité élevée, en éliminant les réflexions de lumière se produisant aux interfaces matérielles internes. En résumé, le dispositif TIS proposé a utilisé la matrice de gel ionique élastique (avec les rapports pondéraux de HEMA, PEGDA et EMIMTFSI à 9:1:10), qui a une élasticité élevée (avec le module de Young de 2,59 MPa), une interface ultrasensible (avec l'UAC élevé de 766,9 nF), ainsi qu'une grande stabilité sous pression. L'ionode est recouvert par la couche de détection de gel ionique structurée dans la configuration de microréseau hémisphérique (avec le diamètre/espacement à 50 μm/10 μm). De plus, le liquide correspondant au RI avec celui de la matrice de gel ionique est introduit dans la couche de détection pour éliminer toutes les interfaces air-solide réfléchissantes. En conséquence, le dispositif TIS présente des performances globales supérieures (c'est-à-dire une sensibilité de 83,9 kPa-1 et une transmission lumineuse de 96,9 %), qui sont les plus élevées de la littérature, parmi les capteurs tactiles transparents flexibles existants.

Compte tenu de sa haute transparence et de sa haute sensibilité distinctes, le dispositif TIS peut être préparé pour adhérer à n'importe quel écran ou affichage, le transformant en un dispositif à écran tactile sensible à la pression, appelé écran tactile TIS. Les appareils tactiles 3D conventionnels, qui sont sensibles à la pression mais non optiquement transparents, ne peuvent être montés qu'à l'arrière de l'affichage optique, ce qui réduit encore la sensibilité de l'appareil et sa résolution spatiale. En revanche, l'écran tactile TIS avec une transparence extrêmement élevée peut transmettre le contenu à haute luminosité et haute clarté sur l'écran avec une perte optique minimale (moins de 4%), tout en conservant sa sensibilité élevée et en permettant la détection d'objets délicats et rétroaction tactile pour la réalité augmentée. Par conséquent, le dispositif TIS peut être simplement monté au-dessus de n'importe quel écran de sensibilité non tactile existant et le mettre simultanément à niveau vers un instrument sensible à la pression. La figure 5a montre que l'écran tactile TIS avec 32 × 32 unités de détection a été mis en œuvre en modelant l'électrode supérieure et l'ionode inférieur dans un réseau de balayage orthogonal avec une résolution spatiale de 2 × 4 mm2. La matrice de détection de pression haute résolution peut être particulièrement intéressante en tant que méthode de saisie interactive lors de la pression, de l'écriture ou du dessin, offrant la valeur de pression/force sur le troisième axe en plus des seules informations de positionnement sur les plans X–Y. La figure 5b illustre le système de circuit de l'écran tactile TIS. Le réseau d'électrodes de ligne et de colonne de l'écran tactile TIS est lié respectivement à deux connecteurs FPC via un adhésif conducteur anisotrope (ACF), puis connecté au circuit de lecture du signal. Le circuit de lecture est principalement composé d'une unité de sélection de rangée (MUX), d'une unité d'acquisition de données (ADC), d'une unité de décodage (DAC) et d'une unité de contrôle (FPGA). Un FPGA programmé produit un signal de commande pour sélectionner différentes lignes dans la matrice par le MUX, et les signaux de toutes les unités de la ligne sélectionnée seront amplifiés par un amplificateur opérationnel et acquis par l'ADC, après le traitement des signaux par FPGA et décodage des signaux par DAC, les informations collectées de toutes les lignes seront transmises à Labview pour enregistrement et affichage, comme illustré à la Fig. 7 supplémentaire. doux, doux et fort) parmi des lettres distinctes en haute définition sur l'écran tactile TIS. Une telle carte thermique trace les variations de pression de chaque élément de détection individuel en temps réel pendant l'écriture, qui peut en outre être utilisée pour différencier les modèles d'écriture ou les signatures de différentes personnes en tant que méthode d'identification biométrique pour les applications de cryptage dans l'IHM36,48. De plus, avec la carte thermique des informations de pression de contact dans l'écran tactile TIS, on peut développer un algorithme de reconnaissance d'objets pour identifier différents objets pour l'intelligence artificielle tactile9. En particulier, le contact physique entre tout objet et l'écran formerait un modèle statique de répartition de la pression, dont la carte thermique contient à la fois les informations de forme et de poids pour une analyse ultérieure de l'IA. En étendant la puissance d'une telle IA tactile, on peut convertir un jeu d'échecs virtuel en un jeu réel, dont les pièces d'échecs se tiennent sur l'écran tactile TIS pour jouer. Dans ce scénario, les pièces d'échecs sont configurées avec différentes formes de contact en bas, et les cartes thermiques correspondantes de la répartition de la pression contiennent des caractéristiques clés distinctives de chaque pièce, de sorte que l'écran tactile peut lire les pièces et les mouvements grâce à leurs informations de carte thermique de contact. comme le montre la figure 5d. En conséquence, l'écran tactile TIS a montré un grand potentiel sur l'interface homme-machine de nouvelle génération pour la saisie, l'identification, ainsi que les applications de réalité augmentée.

a L'écran tactile TIS avec un réseau de détection 32 × 32 fixé sur l'écran et le schéma structurel du réseau TIS, b le système d'écran tactile TIS et la conception du circuit de lecture du signal c la carte thermique de pression capturée lors de l'écriture "CAS" avec un doigt sur l'écran, des scénarios d'application typiques de la reconnaissance d'objets à l'aide de l'écran tactile TIS : jeu d'échecs virtuel sur un dispositif d'affichage utilisant des pièces réelles.

Une autre application importante de la détection tactile transparente se situe dans le domaine en pleine croissance de l'imagerie endoscopique clinique et des chirurgies, où un élément optique de petite taille sous forme de cathéter ou de tube est inséré dans une cavité naturelle humaine, le plus souvent dans les voies gastro-intestinales49,50 . Théoriquement, l'endoscope avec fonction de détection tactile peut intégrer les informations sur la force de contact avec l'image visuelle, ce qui est très potentiel aux fins de rétroaction tactile et de mesure de la rigidité des tissus lors d'une inspection endoscopique de routine51.

Afin de fournir une rétroaction tactile à des fins de sécurité clinique ainsi qu'à des fins de navigation, la recherche actuelle s'est principalement concentrée sur l'intégration des capteurs de force MEMS classiques avec une construction structurelle solide sur la tête de l'endoscope7. Parce que ces dispositifs MEMS ne sont pas transparents mais rigides, ces approches conduisent toujours à des conceptions mécaniques assez compliquées pour adapter les capteurs à semi-conducteurs à l'espace limité sur l'instrument endoscopique, ce qui entraîne un coût d'équipement considérablement élevé ainsi qu'une fiabilité réduite du système. Même si le contact direct avec la lentille optique ne peut pas être facilement détecté à travers une architecture de dispositif aussi complexe. Dans ce travail, nous avons amélioré les capteurs MEMS traditionnels avec le dispositif TIS pour la rétroaction tactile endoscopique. Contrairement à la conception structurelle compliquée pour transmettre la force de contact, le dispositif TIS hautement transparent et ultra-flexible peut être directement monté sur la surface de la lentille optique de l'endoscope, sans compromis notable de ses performances optiques. La figure 6a, b a illustré l'assemblage et les versions intégrées du dispositif TIS sur la tête endoscopique avec éclairage LED entouré, respectivement. Plus précisément, la taille de la tête de l'endoscope a été limitée à 3,7 mm de diamètre pour naviguer dans les cavités naturelles. En conséquence, un dispositif TIS de même diamètre a été préparé et parfaitement intégré à l'endoscope dans la taille de la tête. De plus, nous avons modifié l'emballage électrique du dispositif TIS en connectant les électrodes flexibles à l'intérieur de l'endoscope, ce qui empêche l'exposition des connexions électriques au liquide environnant pendant la procédure endoscopique. En conséquence, un tel dispositif TIS miniature a été intégré avec succès à l'endoscope pour activer les fonctions tactiles dans le système optique avec une influence marginale sur la luminosité et la clarté des images obtenues (dans la Fig. 8 supplémentaire). De plus, nous avons appliqué l'endoscope compatible TIS pour naviguer dans un modèle de pancréas avec de vrais tissus pancréatiques et pancréatiques cancéreux placés à l'intérieur, imitant la situation in vivo (Fig. 6c). Une fois qu'un contact direct se produit entre la lentille optique et les tissus, la lecture capacitive du dispositif TIS montrerait une augmentation substantielle, qui peut être convertie en une échelle de force pour des raisons de sécurité. La figure 6d illustre les mesures de pression de contact à partir de touches répétitives de la tête optique compatible TIS sur le modèle. Comme on peut le voir, des forces tactiles douces aussi petites que 1 mN peuvent être facilement résolues dans la rétroaction tactile sensible, ce qui peut potentiellement prévenir les dommages chirurgicaux ou fournir les informations de surface délicates pour la navigation robotique.

a Le schéma du dispositif TIS fixé sur la lentille de l'endoscope, b les photos de l'endoscope compatible TIS, c l'inspection endoscopique de l'endoscope compatible TIS dans un modèle de pancréas, et d la petite force détectée du contact avec le tissu , e le tissu pancréatique cancéreux et f le tissu pancréatique normal utilisés pour la mesure de la rigidité, g les données brutes pour la mesure de la rigidité du PDMS, du mélange PDMS/Ecoflex, Ecoflex, du tissu pancréatique cancéreux et du tissu pancréatique normal, h les taux de pente mesurés et les Module de Young (le '*' marque les valeurs référencées du test de traction standard et le '#' marque les valeurs calculées à partir de l'équation 3) de différents échantillons pour le test de rigidité.

Le système d'endoscope intégré à l'électronique transparente peut également fournir des informations physiques, chimiques et biologiques sur le tissu, ce qui peut faciliter la caractérisation et l'élimination des tumeurs lors de l'inspection endoscopique. Des recherches antérieures ont fourni une détection basée sur l'impédance, une détection basée sur le pH, une détection par contact et une cartographie de la température, en combinaison avec une thérapie d'ablation RF du tissu tumoral52. Ici, un autre paramètre important, la rigidité des tissus, peut être obtenu par la mesure tactile endoscopique. La rigidité tissulaire reflète la composition et l'hétérogénéité des tissus, qui sont souvent altérées au cours de la progression de la maladie53. Par exemple, les tumeurs malignes sont généralement plus dures que les tissus normaux et les tumeurs bénignes54. Par conséquent, la mesure tactile intégrée de la rigidité des tissus pourrait fournir une méthode facile pour dépister par endoscopie les tumeurs malignes en temps réel, tandis que l'inspection visuelle ne peut pas résoudre ces informations in situ55. Afin d'établir une évaluation quantitative de la rigidité des tissus, la procédure suivante a été mise en œuvre. Tout d'abord, l'endoscope est appliqué sur l'échantillon à vitesse constante jusqu'à ce qu'une certaine limite de sécurité soit atteinte. Par la suite, le taux de pente de la courbe (S) entre les déplacements de l'endoscope et les sorties de force du dispositif TIS a été calculé. Dans la théorie biomécanique classique, la rigidité, représentée par le module de Young (E), de l'échantillon a une relation empirique avec le taux de pente, comme suit,

où a et b sont constants, ce qui implique que l'échantillon avec une plus grande valeur de S correspond à une rigidité de matériau plus élevée du test56. Cela peut conduire à une évaluation quantitative des propriétés des tissus par le système endoscopique compatible TIS. Par exemple, les raideurs du cancer du pancréas (Fig. 6e) et des tissus pancréatiques normaux (Fig. 6f), dont le premier a une raideur considérablement plus élevée que celle du second en raison de la fibrose sévère, ont été mesurées et par rapport. Trois échantillons d'étalonnage, à savoir, PDMS (E = 1,03 MPa), Ecoflex (E = 0,07 MPa) et le mélange 1:1 (E = 0,37 MPa), avec les modules de Young connus ont été pré-examinés pour déterminer les constantes ( a et b) dans l'équation. 3. Les modules de Young des échantillons d'étalonnage sont obtenus à partir de leurs courbes de contrainte-déformation, qui sont illustrées à la Fig. 9 supplémentaire. La figure 6g a résumé les données de mesure de rigidité de quatre cycles de tous les échantillons réels et d'étalonnage, tandis que l'inspection visuelle de l'endoscope sur ces échantillons a été conduit simultanément sans aucune interférence. Grâce à l'analyse des données de mesure, les taux de pente S (N/mm) de tous les échantillons sont obtenus à 2,44 ± 0,088 pour le PDMS, 1,78 ± 0,058 pour le mélange PDMS/Ecoflex, 0,92 ± 0,024 pour l'Ecoflex, 0,96 ± 0,027 pour le pancréas tissu cancéreux et 0,61 ± 0,014 pour le tissu pancréatique normal, comme le montre la figure 6h. En conséquence, l'éq. 3 peut être ajusté avec a = −2,065 et b = 0,943, à partir desquels les rigidités du tissu pancréatique normal et du cancer du pancréas peuvent en outre être calculées comme 3,662 ± 0,648 et 62,37 ± 8,64 kPa, respectivement. Les deux mesures de rigidité se situent dans les plages rapportées par d'autres moyens de la littérature, et plus important encore, le tissu malade présente une valeur significativement plus élevée que celle du tissu normal attendu57,58. En bref, l'endoscope compatible TIS, combinant des capacités de mesure visuelles et mécaniques, peut étayer quantitativement les différences entre les rigidités des tissus normaux et malins, ainsi que l'observation optique, offrant une direction potentielle pour le diagnostic endoscopique multifonctionnel à l'avenir.

En plus d'effectuer la mesure de la pression de contact sur divers dispositifs optiques, le dispositif TIS peut également être configuré dans un format portable et imperceptible pour la surveillance en temps réel des formes d'onde du pouls artériel. Les mesures de forme d'onde de pouls peuvent être réalisées en appliquant une légère pression sur la zone de détection à travers un doigt ou un bracelet59. Les figures 7a, b ont démontré qu'un dispositif TIS de forme circulaire d'un diamètre de 2 cm peut être directement attaché à la peau humaine, afin d'acquérir des signaux biomécaniques à partir des impulsions sanguines artérielles ou des mouvements musculaires, presque de manière invisible en raison de sa haute optique transparence. Lorsqu'il est monté sur les régions de la tempe et du poignet, les formes d'onde répétitives du pouls artériel peuvent être détectées avec une haute fidélité, qui peut être convertie en environ 75 et 65 battements min-1 des volontaires, respectivement. Compte tenu de sa sensibilité élevée, les signaux détectés peuvent révéler en détail toutes les caractéristiques importantes des formes d'onde de pouls, y compris le pic systolique (P1), le pic systolique réfléchi (P2), le pic dicrotique (P3) et la pression télédiastolique (P4) . Ces pics caractéristiques peuvent être utilisés pour évaluer quantitativement les paramètres hémodynamiques pertinents en temps réel, y compris l'indice d'augmentation artérielle, qui sont étroitement liés à la rigidité artérielle et à la pression artérielle, etc.60. Par conséquent, les événements ou symptômes cardiovasculaires précoces peuvent être prédits grâce à l'analyse de données volumineuses à partir de tels ensembles de données collectées en continu. Contrairement à d'autres dispositifs alternatifs, la haute transparence du capteur TIS offre aux patients une capacité de surveillance de la santé confortable grâce au dispositif portable flexible mais imperceptible, produisant toujours des signaux haute résolution haute fidélité, en tenant compte de la vie privée du patient42.

a Le signal d'onde de pouls collecté par le dispositif TIS au niveau de la tempe, l'image insérée illustre la forme d'onde détaillée d'une onde de pulsation unique, b le signal d'onde de pouls collecté par le dispositif TIS au niveau du poignet, l'image insérée illustre la forme d'onde détaillée d'une onde de pulsation unique.

En résumé, un dispositif de détection tactile transparent flexible basé sur le mécanisme de détection iontronique émergent a été développé avec des caractéristiques combinées de transparence optique ultra-élevée et de sensibilité élevée. La structure de détection flexible est composée d'une structure simple à deux couches, c'est-à-dire une couche d'ionode recouverte d'un réseau de gel ionique micro-hémisphérique et une couche d'électrode transparente pour former la structure de détection, toutes deux intrinsèquement très transparentes pour éliminer l'adsorption et la diffusion de la lumière interne. , tandis qu'un liquide correspondant au RI avec le même RI du gel ionique est rempli dans l'espace entre les deux couches pour éliminer toutes les interfaces air-solide hautement réfléchissantes. Il convient de mentionner que le liquide d'adaptation RI hautement hydrophobe peut coexister de manière stable avec le gel ionique hydrophile grâce au principe d'antipathie «huile-eau». Avec une telle stratégie de correspondance RI, il pourrait réduire considérablement les réflexions sur toutes les interfaces à l'intérieur du dispositif TIS, améliorant la transmission de la lumière du capteur à 96,9 %, ce qui est la valeur la plus élevée rapportée dans la littérature à notre connaissance. De plus, un modèle mécanique théorique a été dérivé pour fournir une relation quantitative entre la pression et la sortie du dispositif TIS en utilisant la déformation élastique du réseau micro-hémisphérique. Remarquablement, la sensibilité de l'appareil peut être optimisée à 89,4 kPa-1 grâce au contrôle des propriétés électriques et mécaniques des matériaux fonctionnels, ainsi qu'à l'ajustement des paramètres géométriques du réseau micro-hémisphérique (par exemple, ses tailles et densités de réseau ), qui est de trois ordres de grandeur supérieur à celui des dispositifs capacitifs homologues conventionnels. En utilisant la stratégie de correspondance RI, une telle modification de la microstructure de surface de l'interface fonctionnelle n'influencera pas la transparence optique du dispositif, obtenant à la fois la transparence ultra-élevée et la sensibilité du dispositif dans la structure du dispositif unique. Dans l'ensemble, le dispositif TIS signalé a étendu la transparence optique au niveau optimal en fonction de la caractéristique de l'architecture de dispositif intrinsèquement transparente et de la stratégie de correspondance RI, tandis que la sensibilité supérieure du dispositif peut être obtenue simultanément sans affecter la transparence optique du dispositif par le principe de détection iontronique. Bénéficiant de ces avantages combinés, le dispositif TIS a montré un énorme potentiel dans les applications médicales et industrielles émergentes, y compris les interfaces homme-machine, la surveillance médicale et sanitaire, où une sensibilité élevée et une transparence élevée sont toutes deux requises.

Quantité conçue mixte de HEMA (96 %, méthacrylate d'hydroxyéthyle, Aladdin Reagent Company), PEGDA (Mn moyen 400, diacrylate de poly (éthylène glycol), Aladdin Reagent Company) et EMIMOTF (98 %, trifluorométhanesulfonate de 1-éthyl-3-méthylimidazolium, Aladdin Reagent Company) dans un bécher en verre, puis ajouté 0,5 % en poids d'agent de couplage silane (97 %, méthacrylate de 3-(triméthoxysilyl) propyle, Aladdin Reagent Company) pour améliorer l'adhérence avec le substrat et 5 % en poids de photoinitiateur (97 %, 2- Hydroxy-2-Methyl-1-phenyl-1-Porpanone, Aladdin Reagent Company) pour initialiser la polymérisation. Après cela, le mélange a été agité magnétiquement à 400 tr/min pendant 30 min pour obtenir un précurseur uniforme. Enfin, déposer le mélange dans un moule et le recouvrir d'un film PET pour l'isoler de l'oxygène, suivi d'une exposition aux UV à 365 nm pendant 30 s pour former le gel ionique avec la forme du moule.

La configuration du réseau micro-hémisphérique a été préparée sur la base de la refusion de résine photosensible selon les rapports de la littérature40. Un ruban de mousse d'une épaisseur de 2 mm a été collé sur le cadre du gabarit de résine photosensible préparé sur du verre. Ensuite, un mélange de caoutchouc de silicone 184 (SYLGARD™ 184 Silicone Elastomer, Dow Chemical Company) et d'agent de durcissement (SYLGARD™ 184 Silicone Elastomer Curing agent, Dow Chemical Company) à un rapport massique de 10:1 après agitation et démoussage sous vide a été versé sur le modèle et durci dans un four à 100 ° C pendant 35 min pour obtenir un moule PDMS avec une configuration de réseau de fosses hémisphériques. L'ensemble du processus de préparation du moule PDMS est illustré à la Fig. 10 supplémentaire.

Comme le montre la Fig. 11 supplémentaire, un film PET anti-reflet (AR) (50 μm d'épaisseur, Shenzhen Shenyu Technology Co., Ltd) avec une transmission de la lumière de 98 % a été utilisé comme substrat transparent. De l'encre AgNw (SNW-0501, Guangdong Nanhai ETEB Technology Co., Ltd) a été appliquée sur le film AR PET à l'aide d'une barre Mayer pour former un film humide de 10 μm d'épaisseur. Après séchage dans une étuve à 120°C pendant 30 min, l'électrode AgNw transparente a été préparée.

Tout d'abord, l'électrode inférieure transparente a été découpée dans la forme requise par un découpeur laser (JG15S-SP-12v, technologie ZhengYe). Ensuite, laissez tomber le mélange précurseur ionique sur l'électrode inférieure, puis recouvrez-le lentement du moule PDMS d'un côté à l'autre. Ensuite, une raclette a été utilisée pour éliminer délicatement toutes les bulles appréciables emprisonnées entre les deux. Le mélange précurseur a ensuite été durci aux UV (GGJ-ST-3000, Ling Wei) pendant 30 s. Après avoir découvert le moule PDMS, un gel ionique avec une configuration de réseau hémisphérique a été préparé sur l'électrode inférieure. Ensuite, un cadre d'adhésif double face (Nitto 5600 de 5 μm d'épaisseur, Nitto 5601 de 10 μm d'épaisseur et Nitto 5603 de 30 μm d'épaisseur) avec la même épaisseur du rayon de l'hémisphère a été collé sur le gel ionique pour coller fermement les bords des électrodes supérieures. Enfin, le liquide d'adaptation RI avec un RI égal à celui du gel ionique a été injecté entre l'électrode supérieure et le gel ionique pour expulser tout l'air (placé dans une chambre à vide pour expulser toutes les bulles d'air perceptibles) et ainsi former le TIS dispositif après avoir scellé le port de l'aiguille à l'aide d'un adhésif époxy. L'ensemble du processus de préparation du dispositif TIS à point unique est illustré à la Fig. 12 supplémentaire.

Un dispositif TIS à point unique d'une surface de 3 × 3 cm2 a été fixé sur une platine mobile (KMTS50E/M, Thorlabs) et déplacé à une vitesse de 0,2 mm/min vers un dynamomètre (M5-10, Mark-10). Un tampon en caoutchouc de silicone de 1 × 1 cm2 a été placé sur le dessus de la tête du dynamomètre pour appliquer une pression uniforme sur la zone centrale du dispositif TIS. Un compteur LCR (TH2829C, TongHui) a été utilisé pour mesurer la capacité de l'appareil avec une fréquence de commande de 1 kHz et une tension crête à crête de 1 V. La performance capacité-pression de l'appareil TIS a été testée par enregistrer simultanément la force mesurée par le dynamomètre et la valeur de capacité mesurée par le LCR-mètre.

La capacité du dispositif TIS pour le test de performance capacité-pression a été mesurée pendant 20 s à l'aide d'un compteur LCR (TH2829C, TongHui). La capacité moyenne pendant 3 cycles a été traitée comme la capacité initiale du dispositif TIS.

Le gel ionique 1 × 1 cm2 préparé avec une surface lisse a été pris en sandwich entre deux électrodes. Une étape de translation a été utilisée pour appliquer une pression d'environ 100 kPa sur la structure afin d'assurer un contact complet entre les électrodes et le gel ionique. Un compteur LCR a ensuite été utilisé pour mesurer la capacité de la structure à travers deux électrodes avec un signal sinusoïdal de 100 à 20 000 Hz et une tension crête à crête de 1 V.

Préparé le gel ionique dans un cylindre d'un diamètre de 30 mm et d'une hauteur de 20 mm. Le cylindre a été placé au fond d'un testeur de force à colonne unique (ESM303, Mark-10 Corporation) et comprimé à une vitesse de 13 mm/min. Un dynamomètre (M5-200, Mark-10 Corporation) a été utilisé pour enregistrer la force appliquée au cylindre. La courbe de contrainte de contrainte technique du gel ionique a ensuite été tracée en fonction de la contrainte calculée à partir du déplacement mesuré et de la contrainte calculée à partir de la force mesurée. Le module de Young du gel ionique a ainsi été obtenu à partir de la pente de la courbe à une plage de déformation relativement faible.

La transmission lumineuse a été mesurée par un spectrophotomètre ultraviolet-visible (Lambda 25, PerkinElmer) de 400 à 800 nm. Les transmittances lumineuses de tous les échantillons ont été comparées à l'air, à l'exception du liquide correspondant au RI, qui a été comparé à de l'eau déminéralisée.

Le taux de réponse du capteur a été réalisé en pilotant un faisceau piézoélectrique (QDTE52–1, PANT) avec une onde carrée (la fréquence du signal est de 1 Hz, la tension crête à crête est de 20 V) générée par un générateur de signal (AFG1022, Tektronix) pour appliquer un Pression de contact périodique de 1 Hz d'environ 1 kPa (mesurée via un dynamomètre) sur un dispositif TIS à point unique de 1 × 1 cm2, et la courbe de capacité en temps réel du dispositif a été enregistrée par une carte d'acquisition de données (DAQ, NI USB-6361 , NI Instruments Corporation). La configuration du système du test de taux de réponse est illustrée à la Fig. 13 supplémentaire, et le circuit de lecture du signal pour le dispositif TIS à point unique est illustré à la Fig. 14 supplémentaire.

Le processus du test de répétabilité est le même que celui du test du taux de réponse. La seule différence est que la fréquence du signal est de 5 Hz pour le test de répétabilité.

Le réseau TIS 32 × 32 a été réalisé selon le même processus avec la préparation du dispositif TIS à point unique, à l'exception de la préparation des électrodes. Ici, un laser UV a été utilisé pour couper le revêtement AgNW sur les électrodes supérieure et inférieure pour former le motif de bande, et les motifs ont été alignés orthogonalement avant le collage de l'électrode supérieure. Le réseau TIS a ensuite été connecté au circuit de lecture du signal à l'aide d'un connecteur FPC via un processus de liaison de film conducteur anisotrope (ACF, 50 μm d'épaisseur, 3 M 9703).

Tout d'abord, tous les éléments ont été préparés en formes conçues par découpe au laser, dont l'électrode transparente était un cercle de 3,7 mm de diamètre, l'ACF et l'adhésif double face (Nitto 5601) étaient des anneaux circulaires de 0,3 mm de largeur et du cuivre flexible Le film de polyimide revêtu (CPF, préparé en pulvérisant une couche de cuivre de 1 μm sur un film de polyimide de 25 μm) était un anneau circulaire avec une queue pour connecter le circuit de lecture. Ensuite, tous les éléments ont été assemblés dans le dispositif TIS avec une structure en couches d'électrode transparente inférieure, ACF, CPF flexible, adhésif double face, CPF flexible, ACF et électrode transparente supérieure, dont ACF a été utilisé pour coller des électrodes transparentes et CPF. Avant de recouvrir l'électrode supérieure, le gel ionique pré-préparé avec une structure de réseau micro-hémisphérique sur la surface supérieure a été placé sur l'électrode inférieure, suivi de l'injection de liquide correspondant au RI. Enfin, après avoir recouvert l'électrode supérieure, le dispositif TIS a été intégré sur le dessus d'un endoscope à l'aide d'un adhésif optiquement transparent (K-3022, Kafuter). L'ensemble du processus de préparation est illustré à la Fig. 16 supplémentaire.

L'endoscope intégré au dispositif TIS a été fixé sur une platine mobile (KMTS50E/M, Thorlabs) et se déplace vers les échantillons (modèle de pancréas ou différents tissus sur une plate-forme) à une vitesse de 1 mm/min. Les signaux du dispositif TIS pendant tout le processus ont été enregistrés par le circuit de lecture du dispositif TIS à point unique illustré à la Fig. 14 supplémentaire et affichés par le logiciel Labview en temps réel. Dans le circuit de lecture, un générateur de signal (AFG1022, Tektronix) délivre un signal sinusoïdal (1 kHz et 1 V en valeur crête à crête) au dispositif TIS, puis amplifie ce signal à l'aide d'un amplificateur opérationnel avec une résistance de rétroaction réglable, et enfin lu par le DAQ. Les photos de la configuration de test pour l'inspection endoscopique avec détection tactile ont été présentées dans la Fig. 17 supplémentaire.

Un échantillon de carcinome canalaire pancréatique a été obtenu à partir de la tête pancréatique d'un patient ayant subi une chirurgie du cancer du pancréas au deuxième hôpital populaire de Shenzhen en Chine. Le patient non professionnel sans antécédents de maladie a été recruté avec son consentement dans cette étude et traité conformément aux protocoles approuvés par le comité d'examen institutionnel du deuxième hôpital populaire de Shenzhen et les instituts de technologie avancée de Shenzhen, Académie chinoise des sciences (SIAT-YSB-2021- Y0213).

Le dispositif TIS pour la surveillance de la santé d'un diamètre de 1 cm a été préparé en suivant le processus de préparation du dispositif TIS à point unique. Après avoir collé sur la peau à l'aide d'un adhésif double face (Nitto 5603), les signaux du dispositif TIS ont été enregistrés à l'aide du circuit de lecture pour dispositif TIS à point unique.

Un échantillon de carcinome canalaire pancréatique a été obtenu à partir de la tête pancréatique d'un patient ayant subi une chirurgie du cancer du pancréas au deuxième hôpital populaire de Shenzhen en Chine. Le patient non professionnel sans antécédents de maladie a été recruté avec son consentement dans cette étude et traité conformément aux protocoles approuvés par le comité d'examen institutionnel du deuxième hôpital populaire de Shenzhen et les instituts de technologie avancée de Shenzhen, Académie chinoise des sciences (SIAT-YSB-2021- Y0213).

Les données à l'appui des conclusions de cette étude sont disponibles auprès des auteurs sur demande raisonnable. Les auteurs déclarent que les données à l'appui des conclusions de cette étude sont disponibles dans l'article et le fichier de matériel supplémentaire correspondant.

Le code qui prend en charge les résultats de cet article et les autres conclusions de cette étude sont disponibles auprès des auteurs correspondants sur demande raisonnable.

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Cette recherche a été soutenue par le Joint Research Fund for Overseas Chinese Scholars and Scholars in Hong Kong and Macao (51929501), la National Natural Science Foundation of China (62001461), le Program for Guangdong Innovative and Entrepreneurial Teams (2016ZT06D631), le Natural Science Fondation de la province du Guangdong (2019A1515010796), le Laboratoire d'ingénierie de Shenzhen pour la détection de molécules uniques et le développement d'instruments (XMHT20190204002), le Programme de recherche fondamentale de Shenzhen (JCYJ20180305180923182 et JCYJ20170413164102261). Les auteurs remercient Xiuli Xu, Zongyin Hu des Instituts de technologie avancée de Shenzhen, Académie chinoise des sciences et Hong Ye de Tacsense. Inc. pour leur soutien sur les conceptions matérielles et logicielles du système TIS. Les auteurs remercieront également le professeur Qi Tong et le professeur Yi Gong de l'Université Fudan pour leur soutien à l'analyse de la théorie mécanique du dispositif TIS, le professeur Yuhang Chen et le professeur Baoqing Li de l'Université des sciences et technologies de Chine pour leur soutien. sur l'analyse de la théorie optique du dispositif TIS.

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Jie Tang, Chao Zhao, Qian Luo et Yu Chang

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Qian Luo, Yu Chang et Tingrui Pan

Centre C-MIND pour les instruments et dispositifs micromédicaux, Université des sciences et technologies de Chine, Suzhou, 215123, République populaire de Chine

Casserole Tingrui

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TP, YC et ZGY ont conceptualisé l'idée, dirigé l'étude et soutenu le projet. JT et YC ont fabriqué et caractérisé les dispositifs, ainsi qu'analysé les données. CZ et QL ont mené les expériences sur les tissus humains. JT a contribué à la rédaction du manuscrit, TP et YC ont révisé le manuscrit.

Correspondance à Yu Chang, Zhenguo Yang ou Tingrui Pan.

YC et TP sont impliqués dans TacSense, Inc., qui développe des technologies de détection iontronique pour des applications médicales et industrielles.

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Réimpressions et autorisations

Tang, J., Zhao, C., Luo, Q. et al. Dispositif iontronique ultra-transparent et sensible à la pression pour l'intelligence tactile. npj Flex Electron 6, 54 (2022). https://doi.org/10.1038/s41528-022-00162-y

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Reçu : 02 novembre 2021

Accepté : 30 mars 2022

Publié: 30 juin 2022

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

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