CN110546472B - 用于生理监测的微管传感器 - Google Patents
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Abstract
描述了一种柔软的柔性微管传感器以及感测力的相关联方法。将液态金属合金密封在与一缕人类头发一样薄的微管内，以形成物理力感测机构。该传感器难以用肉眼区分，并且可以用于生理信号的连续生物监测，诸如不介入的脉搏监测。还描述了一种制造该微管传感器的方法以及结合一个或多个微管传感器的可穿戴装置。
Description
相关申请
本申请要求2017年2月28日提交的美国临时申请号62/465,002的权益。上述申请的全部传授内容通过援引并入本文。
技术领域
本发明涉及用于生理监测的微管传感器。
背景技术
近年来，人们重点关注柔性电子器件，导致在柔软和可穿戴传感器方面取得了巨大进步。与刚性传感器相比，柔性、可伸缩和可弯曲的传感器在健康监测、软机器人、电子皮肤和假体方面显示出巨大的潜力。弹性机械性能是实现适形皮肤接触以进行原位监测的可穿戴性和不可感知性的关键因素。然而，常规硅基装置和许多导电材料是机械刚性和脆性的。为了克服这一点，一些方法将碳纳米管、纳米颗粒、纳米线和二维材料的导电层沉积到可拉伸衬底上，从而导致整体机械可变形性。复合材料需要诸如转移印刷、无电沉积或电沉积和丝网印刷等常规制造方法，这在平面环境中典型地限制操作元件的设计和集成。此外，在许多情况下，传感器的复杂结构需要更昂贵且复杂的生产流程，从而限制可扩展性和再现性。
发明内容
描述了一种对机械扰动高度敏感的柔性、可伸缩、柔软且超薄的可穿戴触觉传感器。该传感器包括唯一架构，该唯一架构包括柔软硅橡胶弹性体微管内的液态导电元件芯。微管传感器可以区分小到约5mN的力并拥有大约68N-1的高力敏感度。该传感器表明出检测来自脉动气流的扰动的卓越感测能力，并且可以应用于动脉脉搏波的连续和不可感知的实时监测。
本发明的实施例具有提供优于现有技术的益处和优点的独特特性。该微管传感器具有小于约120μm的占地面积(例如，外径)。其微小的占地面积大约是一缕头发的横截面，这是现有技术中最小的之一。这使得使用者能够几乎无法区分地应用传感器，由此提高了顺应性和舒适性。此外，管状结构允许在3D弯曲部上的贴合性，这利用平面衬底是无法实现的。
另外，归因于用于制造微管的制造技术，可以实现约10μm的超薄壁厚度，这是现有技术中最薄的之一。超薄壁厚度使得传感器能够实现高敏感度，从而意味着传感器不需要额外的信号调节。这可以进一步减少电子部件，从而针对使用者增加传感器的可穿戴性。
此外，微管可以延伸到长达约1米的极长长度，这对于需要大表面积感测的应用是有用的。即使长度较长，液态金属合金的体积还是相当低，这使得传感器成本低且有效。
本发明的微管传感器的实施例可以满足高度稳健、响应、敏感的力测量的要求，同时保持其柔性、可拉伸性和可穿戴性。微管传感器的潜在应用包括：
用于可穿戴电子器件和智能纺织品的微纤维；
对脉压或心率的无创生理监测，诸如在可穿戴的医疗保健监测装置中；
在医疗保健应用中实时测量力，诸如足压；
假体或人造皮肤系统，以改善或重获触觉感知；以及
需要在收缩区域中检测力的工业应用，诸如制造、包装和汽车。
附图说明
根据以下对如在附图中所展示的本发明示例性实施例的更具体描述，上述内容将是显而易见的，在附图中，贯穿这些不同视图的相同附图标记是指相同的部分。这些图不一定是按比例绘制的，而是着重展示本发明的实施例。
图1A至图1E展示了制造液基微管传感器的过程以及高敏感度的微管触觉传感器的所得实施例。
图1A展示了根据使用金属线的定制挤出技术来制备微管。
图1B展示了移除金属线以形成中空微管。光学显微照片表明内径为100μm且厚度为10μm的管(图1B的左上行)。将液体eGaIn注入到微管中并且光学图像显示出eGaIn占据微管内的管腔(图1B的右上行)。填充有eGaIn的微管在端部处被密封以将eGaIn保持在微管的管腔中，并且经由电缆连接到电路系统以完成传感器装置(图1B的下行)。
图1C(左和右)是展示在指尖上看到的实际制造的液基微管传感器(左)和与一缕头发相比的微管传感器的大小(右)的照片。
图1D是示例性微管传感器的光学图像和SEM图像，示出了具有均匀外径的柔性管。
图1E是展示微管传感器在弯曲半径小于0.2mm的尖锐尖端周围的可弯曲性的显微照片。
图2A至图2D展示了有限元建模和微管传感器在不同载荷下的机械变形的实验数据。
图2A是微管在两个平行刚性板之间的机械变形的示意图。黑色箭头指示压缩方向。
图2B展示了归一化横截面积(实线)和透射光强度(加框线)随压缩力而变的变化。小图是具有/没有压缩载荷的eGaIn填充型微管的光学图像。
图2C展示了数值分析的结果，示出在具有各种弹性模量(即，5MPa、10MPa、15MPa、20MPa和25MPa)的微管上施加不同压缩力的钳的压痕位移。黑点代表实验结果。
图2D展示了力致电阻变化(归一化R/R0)，其中微管具有恒定直径比do/di＝1.2但具有不同内径，即，50μm、100μm、150μm和200μm。
图3A到图3F展示了微管传感器的压力感测和可靠性性能。
图3A展示了在5mN加载-卸载循环下的微管传感器的实施例的电阻曲线。小图示出了用于在传感器上施加正常载荷的实验装置的示意图。
图3B展示了在各种载荷下的微管传感器的电阻曲线。小图示出了在低压力下的传感器的电阻率变化的放大视图。
图3C展示了微管传感器上的超过500个循环的循环载荷的电曲线。小图示出了突出显示区域的超过25个循环响应的放大视图，示出一致性和可重复性。
图3D展示了在各种外部载荷下的传感器的电曲线，示出传感器的可靠性。
图3E是示出由空气活塞在传感器上方以连续扫掠运动产生的气流的示意图。
图3F展示了装置在经受变化的空气压力时的电阻抗曲线。小图示出了在传感器暴露于连续气流时的持续电阻增加。
图4A到图4D展示了液基微管传感器的实施例的应用。
图4A是示出牢固地附着在人类受试者肘部的肱动脉上的微管传感器的照片。箭头指示传感器的位置。
图4B展示了图4A的传感器的相对电阻变化(ΔR/R0)，反映出肱动脉脉搏波形。P1、P2和P3表示指示入射波、潮波和舒张波的三个不同峰值。
图4C展示了使用本发明的实施例在10s的时段内在人类受试者的手腕处的传感器记录。小图示出了手腕动脉脉搏波形的代表。
图4D展示了在运动后在手腕处的传感器记录。小图示出了具有P1和P3峰值的手腕动脉脉搏波形的代表。
图5是用于实时生理脉搏监测的可穿戴微管触觉传感器装置的示意图。
图6A到图6C展示了可以集成于织物衬底中的高度可拉伸弹性压阻型(STEP)微纤维。图6A是突出显示编织到织物手套中的STEP微纤维的照片。小图示出了放大的视图，其中箭头指向STEP微纤维(比例尺代表15mm)。图6B是示出STEP微纤维的顶部上的蚂蚁的放大图像(比例尺代表5mm)。图6C展示了STEP微纤维可以拉伸超过其原始长度的150％(比例尺代表20mm)。
图7A到图7D展示了在不同载荷下的STEP微纤维的特性。图7A展示了在拉伸之前和在40％应变之后的电子纺织品测试的实验装置。图7B展示了STEP微纤维的归一化电阻(ΔR/R0)与应变的关系。小图示出了最高达40％应变的ΔR/R0的放大视图。图7C展示了使用磁性搅拌棒且温度>32℃在烧杯中洗涤之后的STEP微纤维的电阻。小图示出了实验装置的照片。图7D展示了在前装式洗衣机中的洗涤循环之后的STEP微纤维的电阻。
图8A到图8D展示了STEP微纤维的实施例的压力感测和可靠性性能。图8A是对于不同直径的纤维的归一化电阻随压力而变的曲线图，展示了STEP微纤维的力感测特性。图8B是十字缝合网络中的微纤维的照片。微纤维的交叉点分别用A、B、C和D标记。微纤维分别用R1、R2、R3和R4标记。图8C展示了在分别按压织物上的以下位置时相应微纤维的电信号：点A、B、C和D。图8D展示了具有不同轻扫动作的相应微纤维的电信号。
图8E展示了所编织STEP微纤维织物的位置热图。热图示出了在按压被编织到织物中的STEP微纤维上的不同点(例如，图8B的点A、B、C、D)时的峰值电阻强度。
图8F展示了利用所编织STEP微纤维织物进行的多重的力感测。相对电阻曲线图示出了织物识别单独微纤维上的不同力和两个微纤维上的同时力的能力。
图9A到图9D展示了使用STEP微纤维系统实施例进行的脉搏监测。图9A展示了使用者测量颈部附近的颈动脉脉搏以及指示对应位置处的脉搏波形的所记录的归一化电阻(ΔR/R0)。图9B展示了使用者测量肘窝附近的肱脉搏以及指示对应位置处的脉搏波形的ΔR/R0曲线图。图9C展示了使用者测量手腕附近的桡动脉脉搏以及指示对应位置处的脉搏波形的ΔR/R0曲线图。图9D展示了使用者测量脚背附近的足背动脉脉搏以及指示对应位置处的脉搏波形的ΔR/R0曲线图。
图10A到图10E展示了STEP微纤维系统的示例应用。图10A展示了在可拉伸绷带上编织的导电微纤维。图10B是归一化电阻(ΔR/R0)的曲线图，指示在不同的张力条件下图10A的绷带的电阻水平的持续增加。图10C是表示反复的快速张紧和释放的导电微纤维的电输出的曲线图。图10D展示了编织到袜子中的STEP微纤维(R1，R2)。图10E是微纤维(R1，R2)的电输出的曲线图，示出了在使用如图10D所示的袜子的运动期间的步态周期(即，后跟着地、中间立脚、脚趾离地)。
图11A到图11B展示了STEP微纤维的可洗性。示出洗涤之前(图11A)和之后(图11B)的STEP微纤维的SEM图像的比较指示对功能化微纤维没有明显的破坏。
图12是示出STEP微纤维复合材料的示意图。硅树脂弹性体层形成机械屏障，并且氧化镓皮肤层形成化学屏障。
图13A到图13C展示了在张力下的STEP微纤维的特性的理论分析。图13A是示出STEP微纤维因张力而收缩的示意图。图13B是展示归一化电阻随着增加的拉伸应变而非线性地增加的曲线图。图13C是展示敏感度随着增加的拉伸应变而线性地增加的曲线图。
图14A到图14C展示了在压缩下的STEP微纤维的特性的理论分析。图14A是示出STEP微纤维因压缩而收缩的示意图。图14B是展示在α＝0.1时归一化电阻随着增加的归一化压力而非线性地增加的曲线图。图14C是展示在α＝0.1时敏感度随着增加的归一化压力而非线性地增加的曲线图。
具体实施方式
下文是对本发明的示例实施例的描述。
定义
如本文所用的术语“微管”意指外径在微米范围内(例如，在约1微米与约999微米之间)的管。
如本文所用的术语“柔性”意指能够容易弯曲而不会断裂。
如本文所用的术语“聚合物”意指具有主要或完全由结合在一起的大量相似单元(例如，用作塑料和树脂的许多合成有机材料)构成的分子结构的物质。聚合物将具有至少一个以下性质：柔韧性、拉伸性、柔软性和生物相容性。聚合物的实例包括但不限于硅树脂弹性体、紫外线敏感型聚合物、聚氨酯、聚酰亚胺、导电聚合物、导电橡胶、热塑性聚合物和热固性聚合物。
如本文所用的术语“硅树脂弹性体”意指由含有硅以及碳、氢和氧的硅树脂构成的弹性体，例如橡胶状材料。硅树脂弹性体的实例包括但不限于聚二甲基硅氧烷(PDMS)、苯基-乙烯基硅树脂、甲基-硅氧烷、氟-硅氧烷或铂固化的硅橡胶。
如本文所用的术语“液态导电元件”意指在室温下是液体且能传导电流的元件。实例包括但不限于液态金属合金，诸如镓铟锡合金(Gallistan)和共晶镓铟(eGaIn)。其他实例包括导电元件，诸如碳纳米管、银纳米线、金属墨水和石墨烯。
如本文所用的术语“电阻”意指测量装置或材料将穿过它的电流减少多少的电量。电导体的电阻是使电流流经该导体的难度的量度。电阻解释电压(电压力量)与电流(电力流)之间的关系，并以欧姆(Ω)为单位测量。
如本文所用的术语“力致变形”意指材料由于或响应于向材料施加力而产生的变形。
本文所用的术语“超薄”意指具有约10μm到约40μm的厚度，并且可以用于描述微管的壁的厚度以及微传感器的横截面直径。
如本文所用的“织物”意指通过编织、针织、铺展、钩编或粘合制成的可以用于生产进一步商品(服装等)的材料，例如纺织品。
如本文所用的“微纤维”意指外径在微米范围内(例如，在约1微米与约999微米之间)的纤维。
无论是否明确指示，本文中的所有数值可以由术语“约”修饰。术语“约”通常是指本领域技术人员将认为等效于所述的值(即，具有相同的功能或结果)的数字范围。在一些版本中，术语“约”是指所述的值的±10％，在其他版本中，术语“约”是指所述的值的±2％。
微管传感器
本发明总体上涉及微管传感器以及用于制造微管传感器和用于感测力的相关联方法。
根据本发明的实施例的微管传感器包括柔性微管，该柔性微管包括聚合物并限定管腔。柔性微管具有以下至少一者：(i)约10μm到约400μm的内径以及可变外径，以及(ii)围绕管腔的壁，壁具有约10μm到约550μm的厚度。传感器进一步包括在柔性微管的管腔内的液态导电元件，以及用于将液态导电元件保持在管腔中的封闭端。微管传感器具以下性质：液态导电元件的电阻变化指示柔性微管的力致变形。
聚合物可以是硅树脂弹性体、紫外线敏感型聚合物、聚氨酯、聚酰亚胺、导电聚合物、导电橡胶、热固性聚合物或热塑性聚合物。硅树脂弹性体可以是例如聚二甲基硅氧烷、苯基-乙烯基硅树脂、甲基-硅氧烷或氟-硅氧烷。紫外线敏感型聚合物可以是
(由MY Polymers有限公司生产的具有丙烯酸根/甲基丙烯酸根基团的氟化树脂)、含苯乙烯-丙烯酸酯的聚合物、聚丙烯酸酯聚烷氧基硅烷、正性光致抗蚀剂(例如，基于重氮萘醌的正性光致抗蚀剂)或负性光致抗蚀剂(例如，基于环氧化物的负性光致抗蚀剂)。
液态导电元件可以是液态金属合金，诸如镓铟锡合金或共晶镓铟(eGaIn)。其他合适的液态导电元件可以是导电液体，诸如离子溶液、金属墨水、导电脂或导电水凝胶。其他合适的导电元件可以是悬浮于液体溶液中的金属纳米颗粒或碳基材料。使用这些导电元件的微管传感器可以使用下文针对eGaIn描述的过程来制造。
柔性微管可以具有约10μm到约400μm、优选地约50μm到约200μm的内径以及可变外径。外径与内径的比率可以在约1.05到约111的范围内，并且优选地是约1.2。微管的长度可以是约1m或更小且至少是约200μm。微管可以具有围绕管腔的壁，该壁具有与微管相同的材料。该壁可以具有约10μm到约550μm、优选地约10μm到约40μm的厚度。外径的大小可以取决于壁的厚度而改变。可通过在制造过程中改变某些参数来控制外径，诸如在工艺中使用的金属线的拉动速度以及聚合物(例如，液体PDMS)的粘度和表面张力，如2016年3月3日提交的名称为“多功能、柔性且生物相容的弹性微管(Versatile,Flexible And BiocompatibleElastomeric Microtubes)”的美国临时申请号62/302,919中进一步描述，该申请的全部传授内容以其全文并入本文中。内径典型地由金属线的横截面(例如，外径)决定。
对于约5mN到约900mN的静态力载荷，微管传感器的力敏感度可以是约2.8N-1到约68N-1。
微管可以具有圆形、椭圆形、矩形、正方形、三角形、星形、非圆形或不规则横截面形状。
连接器(例如，线)可以设置在微管的端部处并与液态导电元件电接触，以测量液态导电元件的电阻。微管的端部可以例如通过以下方式来封闭：通过使用与用于制造微管相同的材料(诸如，PDMS或其他合适的材料)、或通过压接微管的端部、或通过将帽附接到微管的端部。
本发明的超薄微管电阻式传感器柔软、柔韧、可拉伸且制造简单。微管有利于部署液态金属合金eGaIn，其充当具有优异导电性和机械可变形性的薄柔性导管。具体地说，通过考虑微管的半径和厚度，可以实现具有高柔韧性和耐久性的超敏感液基触觉传感器。传感器的自我维持的纤维状形状因能够围绕三维弯曲部和物体扭转而完全适形于人类接口。另外，其外径约100μm到约200μm、优选地约120μm的微小占地面积使其在穿戴于裸露皮肤上时几乎是不可感知。本发明的实施例可以用于不可感知的表皮保健诊断和监测平台中。
本发明的实施例可以包括表1中列出的一个或多个以下特征，这些特征可以提供相关联益处或优点。
表1
制造方法和性能度量
在另一方面，本披露内容涉及一种制造微管传感器的方法。该方法包括：提供柔性微管，该柔性微管包括聚合物并限定管腔，该柔性微管具有以下至少一者：(i)10μm到约400μm的内径以及可变外径，以及(ii)围绕管腔的壁，壁具有约10μm到约550μm的厚度；将液态导电元件注入柔性微管的管腔中；以及封闭柔性微管的端部以将液态导电元件保持在管腔中，由此制造具有以下性质的微管传感器：液态导电元件的电阻变化指示柔性微管的力致变形。
图1A到图1D示意性地展示了微管触觉传感器100的制造过程。如图1A中示出，首先使用定制挤出技术来制备管状硅树脂弹性体10。该技术的详细描述例如在2016年3月3日提交的名称为“多功能、柔性且生物相容的弹性微管(Versatile,Flexible AndBiocompatible Elastomeric Microtubes)”的美国临时申请号62/302,919中提供，该申请的全部传授内容以其全文并入本文中。简而言之，在容器中将未固化的聚二甲基硅氧烷(PDMS)基料与固化剂混合。从容器内竖直地拉制金属丝。归因于PDMS的粘度和表面张力，在溶液上方拉制金属线(例如，铜线或钨线)时在其周围形成均匀的PDMS薄层。为了进一步改善其润湿性，将热水(～98℃)添加到水浴以允许PDMS部分固化，并且使用冰冷的水来维持PDMS粘度。接下来，将圆柱形电加热单元(～150℃)定位在容器上方以使金属丝上的PDMS完全固化。一旦完全固化，就移除金属线以形成中空管状结构10(图1B)。测量到微管触觉传感器的内径是100μm且外径是120μm。具有100μm内径与10μm壁厚度的这种传感器比目前在文献中报道的最小传感器小五倍。微管的内径也可以随着金属线的不同直径而改变。然后用eGaIn 20填充微管结构10，在两个端部12、14处进行封闭，并且进一步与连接器30和电缆32连接，从而完成整个触觉传感器100(图1B)。对于各种应用，触觉传感器的长度可以容易定制为不同长度直至数十厘米。触觉微管传感器的直径与一缕头发相当，并且在指尖处几乎察觉不到(图1C)。由于灵巧的制造方法，整个管的直径始终均匀且是柔性的(图1D)。此外，微管极薄且柔软(图1B、图1C和图1D)，并且可以在具有大约200μm的弯曲半径的尖锐尖端上弯曲，从而指示其微管传感器对急转弯曲部的贴合性(图1E)。总的来说，微管传感器是高度可弯曲、柔性、可扭转且可拉伸的。重要的是，超薄壁厚度与低模量的组合允许力有效地机械传导到液态金属芯，因此扩展测量生理信号的能力。
微管传感器的感测机制是基于暴露于外部机械力时的变形。当传感器被压缩时，微管平坦并收缩，并且横截面积减小。随后，导电eGaIn金属合金在压缩区域处的减小的体积和位移将导致其电阻增大。假设不可压缩的弹性系统，传感器的电阻R可以表示为
其中ρ是液态金属合金的电阻率，dl是每单位长度，且A(l)是长度l上的横截面积的函数。这里，可以假设刚性板将管压缩成长圆形。因此，等式可以进一步简化为
其中di是管的内径，并且U是长度l上的变形的函数。值得注意的是，U取决于动态外力F(t)、内在材料性质(即，杨氏模量E)、以及几何参数(诸如内径di和外径do)。[1]显然，小的变形可能转换为大的电阻变化，从而突出传感器的敏感度。
为了研究微管的压缩，使用有限元分析来模拟两个刚性平板之间的横截面变形，如图2A中示出。首先，执行静态压缩至内径的95％。图2A示出了微管的横截面变形。值得注意的是，最高应力区出现在微管的横向平面与内表面的交叉处，其中测量到冯米斯(vonMises)应力为8.44MPa。即便如此，应力仍远低于文献[2]中报告的PDMS的极限抗压强度，从而进一步暗示其结构完整性和稳健性。
此外，测量在动态压缩载荷下管腔的横截面积的变化。图2B示出横截面积随压缩力而变。模拟结果指示在小至8mN的外力下，微管的横截面积可以变形为减小近80％。为了验证模型，通过压缩的微管传感器来测量透射光强度。已发现，当微管被压缩时，不透明的eGaIn填充型微管逐渐变为半透明，并且透射光强度在～13mN的压缩力下达到稳定(图2B)。此观察结果与模拟一致，这呈现管状横截面积的减小趋势并且指示在力≥15mN下的扁平微管。综上，这些发现进一步突出了微管的优异可变形性。
平行刚性板进行的压缩在微管内引起拉伸和压缩应力。将不同的弹性模量(即，E管＝5Mpa、10Mpa、15Mpa、20Mpa和25Mpa)应用于模型并将结果与实验测量的压痕位移对力曲线图进行比较(图2C)。通过这样做，确定等效杨氏模量E管＝15MPa。高杨氏模量是归因于微管内的液态金属的不可压缩性，这在传感器被横向压缩时提供额外压力。为了确定用于压力感测的最佳管状几何形状，在压缩力下模拟具有不同di和do的微管的变形曲线。附着到金属丝的PDMS薄膜的厚度h＝(do -di)/2与液体PDMS的螺纹直径di和固有毛细管数Ca成比例：
其中Ca与粘性力和表面张力有关。[3]优化制造条件以生产微管，其中h薄至10μm且do/di比率为1.2。以1.2的固定比率根据压缩力来计算力致电阻变化R/R0，如图2D中示出。如所预期，具有不同内径的微管的敏感度随着减小的di和h而增大。然而，当内径减小到50μm时，液体表面张力使PDMS成珠，[4]从而导致不平滑的表面。因此，可以制造do/di＝120/100μm的始终光滑微管来实施微管传感器。
在图3A到图3F中展示了在不同机械载荷下的输出特性。首先，表征响应于静态机械力和动态机械力的微管传感器的压力感测和可靠性性能。使用通用压力机(图3A，小图)执行5mN到900mN的静态载荷。如图3A中示出，传感器放置于机器的下级，并且包括用以测量力的测力传感器的上级向传感器施加力。值得注意的是，可以区分小到5mN的力。即使在小力下，传感器也表现出约2.8N-1的压力敏感度(图3B，小图)。当以更大的力进一步压缩管时，压力敏感度显著地增到约68N-1。与其他报告的柔性触觉传感器相比，[11到15]本发明的微管传感器拥有高出约三个数量级的敏感度。这是因为高管腔收缩产生导电液态金属薄层，这显著增加了电阻。此外，一旦从压缩中释放，传感器电阻就恢复其基线，从而指示微管在形状可重新配置性方面的优异弹性。总的来说，观察到传感器对外部压力非常敏感，并且表现出可忽略的电滞后。实际上，不同于经受地方性低恢复和机械滞后的电阻纳米复合材料，[5]微管传感器在5ms内以高达75Hz的频率下对力变化作出响应。
为了测试其耐久性，通过以～1.25Hz重复地压下传感器来使传感器经受连续的循环载荷(图3C)。在此，观察到甚至在500个循环之后传感器的电曲线仍保持不变。小图进一步示出在耐久性测试期间传感器响应的25个循环的放大视图。值得注意的是，基值和峰值高度一致，从而突出其精度和高保真度。除了循环载荷之外，使传感器经受随机低压力和高压力载荷，包括轻拍、短拍、连续压迫和重复的瞬态高力载荷。图3D示出在应力测试之后的传感器响应，其中传感器高度响应各种压力载荷。此外，传感器在整个重复加载-卸载循环中保持高度一致的基线，从而进一步表现出传感器对极端载荷的稳健性和适应性。为了进一步证明微管传感器的敏感度，在传感器上施加非接触力。图3E展示了对在空气活塞在微管传感器100上方以扫掠运动移动时由空气活塞产生的气流的检测。图3F表示传感器响应，其中当空气吹过传感器时观察到显著的峰值。此外，持续的气流引发电阻的连续增加，但一旦气流停止，电阻就返回到基线(图3F的小图)。总的来说，这表现出传感器检测持久压力变化的能力，并且可以应用于各种应用，诸如湍流和振动交替。
通过利用流体位移来检测微变形，实现了>68N-1的高敏感度。此外，微管传感器已表现出承受极端机械载荷应用，而不会损害其电输出稳定性、导电液体约束和整体完整性。因此，可以使用敏感传感器来解决涉及按压、弯曲、拉伸、扭转的动态力。
感测方法和应用
基于其性质，诸如如上所讨论的柔性微管的物理尺寸和液态导电元件的类型，本发明的微管传感器可以用于感测力的方法。根据本发明的实施例，一种用于感测力的方法包括使微管传感器暴露于机械力，并且测量柔性微管的管腔内的液态导电元件响应于机械力的电阻变化。液态导电元件的电阻变化指示柔性微管的力致变形。
使微管传感器暴露于机械力可以包括例如使传感器经受接触力(诸如压缩力、伸展力、扭转力或其组合)或非接触力(诸如气流压力或其他非接触扰动)。响应于机械力，微管传感器可以弯曲、扭转、拉伸或以其他方式变形。机械力可以是静态的或动态的。
感测方法可以包括使用测得的电阻变化来监测生理参数，该生理参数可以是脉压、血压、心率、足压、触觉力和震颤中的至少一者。
对于健康监测来说，非常需要记录细微的生理信号。当附着到裸露的皮肤时，传感器100可以用于检测由生理压力流引起的细微力信号，诸如肱动脉或桡动脉脉搏(图4A)。值得注意的是，通过传感器的电阻变化中的读出，可以以高保真度清楚地观察到肱脉搏曲线，如图4B中示出。具体地说，脉搏波含有代表入射波(P1)、潮波(P2)和舒张波(P3)的三个不同峰值。此处，测量P2与P1的比率的增强指数以及P1与P2之间的时间差可以用作动脉僵硬度和年龄的量度。[8]传感器附着到手腕以测量桡动脉脉搏。图4C示出具有相似峰值的不同脉搏波形，表现出其在测量不同部位方面的多功能性。事实上，与肱脉搏相比，潮波进一步远离入射波，这指示桡动脉脉搏波形。随后，测量在运动后的桡动脉脉搏波形。图4D示出在运动后状态下的脉搏波形。此处，观察到脉搏率更高(与休息状态下的60次/分钟相比，75次/分钟)。此外，在运动后脉搏波形中，观察到峰值压力增加了～1.5倍，从而指示更高的血压，这在运动后是正常的。潮波在运动后状态下也不太明显，这可能是因为对含氧血液需求增加导致动脉扩大或心室射血改变的影响。[6、7]重要的是，通过传感器无创地获得的动态脉搏曲线与通过侵入性导管插入方法获得的相当。[9]因此，微管传感器的实施例能够实时地且在几乎不可感知的情况下测量并解析血液动力学参数，从而允许连续且不介入地监测生理信号以用于异常和早期疾病检测。
微管传感器可以包括在用于实时生理监测的可穿戴装置中，诸如图5中示出的腕戴式脉搏监测装置200。可穿戴装置200可以包括传感器100、电源和用于驱动传感器的电子电路系统，例如，以测量液态导电元件的电阻、电流、电容、电压的变化。
实例1-有限元分析：
针对2D平面应变和3D分析使用ABAQUS CAE来执行对微管触觉传感器的有限元建模，具体取决于顶部齿节(即，对微管进行压缩的十字头)的几何形状。归因于对称性，针对2D平面应变和3D分析分别建立二分之一和四分之一模型。选择通用静态分析模式，其中在微管的顶部齿节和上半部外表面、微管的底板和下半部外表面以及微管内表面之间建立硬且无摩擦的接触。将具有降阶积分的混合和线性元用于接触分析。管壁在中平面附近的大应力区域中划分为6层，并且在其他区域中划分为4层。假设柔性聚二甲基硅氧烷(PDMS)具有弹性，[10]并且泊松比被选择为0.49。
实例2-装置设计和制造：
为了制造微管，首先将金属丝(例如，线)竖直地浸入到10:1(w/w)的新混合的PDMS基料与固化剂(例如，按重量计10:1的Sylgard 184硅树脂弹性体基料与Sylgard 184硅树脂弹性体固化剂的混合物)中。使用旋转马达以2mm/s至4mm/s的速度从PDMS池中拉制金属丝。同时，将～100℃的热水添加到周围的PDMS池以引发PDMS固化。当在液面上方竖直地拉制金属线时，通过圆柱形加热装置中的～95℃的热空气进一步进行固化。为了保持PDMS的最佳粘度以均匀涂覆在金属丝周围，可以将冷水添加到PDMS池周围以延长固化时间。接下来，在丙酮溶液中的超声处理过程期间对金属线进行剥离，这将洗掉未反应的弹性体固化剂并引起聚合物的轻微膨胀，从而使PDMS-金属接触松开。然后在烘箱中烘烤所分离的PDMS微管以去除任何丙酮残余物。随后，使用1mL注射器将eGaIn注入微管中。接着将线插入中空微管中并使用未固化的PDMS进行密封，这封闭微管的端部以将eGaIn保持在其内。将整个装置放入75℃的烘箱中2小时以获得最终产品。
实例3-压力感测、耐久性和机械力差异化：
使用通用载荷机(马萨诸塞州诺伍德市英斯特朗公司(Instron，Norwood，MA)的5848 MicroTester)来使液基微管触觉传感器经受10mN到100mN的压缩斜坡-保持-释放载荷，如图3A中示意性地展示。斜坡和释放速率设定为5mm/min。使用定制数据记录微处理器以20Hz连续地监测并记录触觉传感器在不同载荷应用下的电响应。
实例4-空气流量感测和脉搏感测：
为了验证微管传感器测量气流感测的能力，使用空气活塞，在图3E中展示了空气活塞的实例。在传感器上大约5mm处短暂地激活气缸。施加约50kPa到100kPa的气流压力以显示其测量和量化不同压力的能力。使用MATLAB带宽频率滤波器(2阶，其中截止频率为0.25Hz)对获得的电信号进行后处理。
对于脉压感测，在肘部近侧的位置和手腕处将微管传感器放置在受试者前臂的皮肤上(也参见图4A)。要求受试者静坐几秒钟，并且使用PXIe 4081(德克萨斯州奥斯汀市的美国国家仪器公司(National Instruments，Austin，TX))来记录电信号。使用与用于气流感测相同的MATLAB滤波器来进一步处理电信号，并且通过对每个波形的时段进行计数来计算脉搏率。
高度可拉伸、可编织且可洗涤的压阻型微纤维
电子纺织品的一个关键挑战是开发出具有足够稳健性和敏感度的本质导电线。此处描述了适用于智能纺织品和可穿戴电子器件的弹性体功能化微纤维。与常规导电线不同，微纤维具有高度柔韧且可拉伸，并且拥有优异的压阻特性。通过在弹性体微管内封闭低粘度的导电液态金属合金来使微纤维功能化，由此形成微管传感器。实施例在本文中还被称作可拉伸管状弹性压阻型(STEP)微纤维。在实施例中，微管传感器允许形状可重新配置性和稳健性，同时维持3.27±0.08MS/m的优异导电率。通过生产棉线大小的STEP微纤维，可以将多个压阻型微纤维无缝地编织到织物中以确定力位置和方向性。导电微纤维可以编织到织物衬底中，诸如手套，并且用于从手腕、肘窝、颈部和脚背获得生理测量值。重要的是，弹性层保护感测元件免于劣化。实验表明，即使经过反复的机洗，微纤维仍能保持功能。这些优势突出了此类可穿戴电子器件用于柔性显示器、电子纺织品、软机器人和消费者保健应用的独特提议。
呈现了柔软、柔性、可拉伸且可洗涤的STEP微纤维。通过将非粘性液态金属合金、共晶镓铟(eGaIn)沉积到弹性微管结构中来实现电功能性。制造过程类似于上文参考图1A到图1D描述的微管制造过程。STEP微纤维可以编织到织物中以产生全功能的可穿戴电子装置，以感测力、位置和方向性，如下文进一步描述。为了证明其稳健性和耐用性，可以使功能化织物在洗衣机中经受典型的洗涤循环。归因于其弹性，STEP微纤维即使在反复洗涤后仍保持高导电性和功能性。这些卓越的性质突出了STEP微纤维用于可穿戴电子产品而成为智能服装应用的高潜力实用性。STEP微纤维可以嵌入织物手套中并应用于各种动脉部位以获得生理脉搏波形。还描述了需要压力监测的其他医疗应用。
STEP微纤维的实施例的制造和特征。
为了产生STEP微纤维，用硅树脂弹性体、聚二甲基硅氧烷(PDMS)制成柔软、柔性且可拉伸的微管。这个柔软微管用作STEP微纤维的绝缘和可变形封套。如上面参考图1A到图1E所描述，将eGaIn注入管状结构中以形成导电通路。为了封闭微纤维，将金属引脚插入出口中并用未固化的弹性体进行密封。金属引脚可以容易连接到柔性PCB互连件以实现电子器件集成。以此方式，产生导电率为3.27±0.08MS/m的高导电STEP微纤维，这比先前报告的那些微纤维要好至少四个数量级。[16到18]使用这个过程，可以产生具有各种管腔直径的STEP微纤维。此多功能性使得可以针对各种织物选择不同的STEP微纤维。液态金属合金的使用导致其超过由机械断裂引起的常规极限的高导电率和可变形性。
图6A描绘了可穿戴装置300，此处是手套，包括在手套的织物340衬底中编织的STEP微纤维110。图6A的小图示出微纤维110的大小
与棉织物纱线相当。图6A还展示了STEP微纤维在织物手套上的合适位置，例如在指尖附近。STEP微纤维只有在4X光学放大倍率下才清晰可见，这突出其不可感知性。此外，STEP微纤维的一维格式使得即使对于棉手套的高度弯曲的三维表面也能够实现高顺应性。事实上，STEP微纤维的直径小于蚂蚁的大小(图6B)。还报告了图1A到图1D中展示的制造过程。[19]简而言之，执行定制浸涂技术以在微米级金属线周围产生均匀的未固化弹性体层。接着移除金属线以形成弹性微管结构。STEP微纤维显示出超过50％应变的高拉伸性(图6C)。其高柔性和可拉伸性允许使用标准缝纫和缝合工艺将STEP微纤维编织到织物中。
在张力下的STEP微纤维的归一化电阻可以计算为
其中L表示微纤维的长度，下标0表示原始值，并且ΔR是电阻变化(也参见图13A到图13C和附录：理论分析)。值得注意的是，当纤维被拉伸时，电阻因平方定律而显著增加，这意味着高度敏感的感测元件。另一方面，当STEP微纤维被压缩时，流体移动是不同的。归一化电阻与归一化压力之间的关系可以表示为
其中α表示收缩部分的长度与总长度之间的比率，λ是基于微管封套的外径与内径的比率的校正因数(参见附录：理论分析)。为了增强敏感度，外径与内径的比率必须接近一致(图14A到图14C和附录：理论分析)。
不同载荷下的STEP微纤维的实施例的特性。
基于PDMS的STEP微纤维在不损坏的情况下实现高拉伸性。可以实现STEP微纤维的可调谐直径(在100μm与1500μm之间)，从而实现不同的应力-应变特性。此可调谐性允许针对各种应用选择不同的微纤维。为了比较STEP微纤维与纺织品的耐久性，将STEP微纤维编织到织物中，并且使用通用载荷机(马萨诸塞州诺伍德市英斯特朗公司(Instron，Norwood，MA)的5848 MicroTester)来拉伸智能纺织品440。图7A示出拉伸智能纺织品440之前和之后的实验装置。在织物拉伸时记录STEP微纤维的由原始电阻的电阻变化(ΔR/R0)定义的归一化电阻(图7B)。此处，观察到归一化电阻遵循高达35％应变的线性增大，从而表明高度可拉伸的导电微纤维。事实上，归一化电阻中的小扭结表示纺织纱线在各种应变下断裂(图7B的小图)，但STEP微纤维在这些应变之外仍保持功能。这表现出STEP微纤维在极端变形下的稳健性。
此外，对可穿戴装置的要求取决于承受洗涤程序的功能元件。事实上，许多常规传感器由于洗涤剂的化学反应以及重机械作用而经受灾难性故障。然而，在STEP微纤维中，导电和感测元件eGaIn被限制在硅树脂弹性微纤维内，从而保护其免受外部环境的影响。此外，导电液体保持其液态，这允许即使在极端机械载荷和洗涤下也实现形状可重配置性。此外，eGaIn自发地反应以形成薄的表面氧化物，该表面氧化物实际上保护内芯免受化学反应(参见下文描述的图12)。为了模拟洗涤，将四个STEP微纤维编织到染成红色的普通织物中，并且在温度高于32℃的600mL去离子水的烧杯中浸渍并搅拌这个纺织品(图7C的小图)。红色染料从织物上很快地清除，从而显示出烧杯内的高度搅拌和搅动。在每次实验之前和之后测量STEP微纤维的电导率。此处，尽管连续洗涤3小时，但STEP微纤维的导电率仍保持不变(图7C)。为了进一步证明其可洗涤性，将纺织品与2kg压载物和液体洗涤剂一起放入商用洗衣机中，并且根据ISO 6330标准使其经受洗涤步骤)。洗涤步骤涉及重复洗涤、漂洗和旋转循环，持续35分钟。值得注意的是，甚至在六个洗涤循环之后，在每次洗涤之间没有观察到STEP微纤维的功能完整性的变化(图7D)。此外，洗涤之前(图11A)和洗涤之后(图11B)的微纤维的SEM图像未示出明显的损坏。综上，这些结果证明了STEP微纤维甚至在反复洗涤下仍具高稳健性和耐久性。
STEP微纤维的实施例的压力感测和可靠性性能。
由于可变形弹性体管状封套内的液态金属合金的高导电性，STEP微纤维具有力感测能力，因为所施加的力导致液态金属合金在微纤维内移位。图8A到图8D展示了具有不同直径的STEP微纤维的实施例的力感测特性。力敏感度取决于管状封套的内径(ID)和外径(OD)的比率(图8A)。同样，这提供了针对不同的力感测应用选择STEP微纤维。此外，由于尺寸较小，STEP微纤维(R1、R2、R3、R4)可以一起编织在织物中，形成十字缝合网络540(3cm×3cm)，如图8B中展示。使用多个STEP微纤维，可以通过对应的STEP微纤维的归一化电阻(ΔR/R0)中的尖峰来确定所施加的力的大小和位置。图8C展示了当按压织物上的对应位置时的电信号。这里，信号尖峰表示力大小。通过比较时空电信号，可以建立所施加的力的位置。还可以基于尖峰电强度来产生局部热图，从而实现位置和力识别(图8E)。还可以通过观察STEP微纤维之间的信号尖峰的时间滞后来计算力方向性(图8D)。例如，当使用者从左向右轻扫时，在STEP微纤维R1与R3之间的电阻的对应时间延迟(图8D中的竖直带)表示力方向和其对应速度。使用STEP微纤维编织织物也可以进行多种力感测(图8F)。结果有力地说明STEP微纤维用于软机器人和可穿戴人机界面应用的潜力。
使用STEP微纤维系统的实施例的脉搏监测。
实时脉搏监测具有深远的重要性，特别是对于医疗保健监测和疾病诊断。[20、21]为了证明STEP微纤维的实用性，将导电微纤维编织在全功能织物上，诸如编织在织物手套的手指上(参见例如图6A)。穿戴手套的使用者将手指定位在身体的各个部位，即手腕、肘窝、颈部和脚背，以评估通向身体的各个部位的动脉血流。如图9A到图9D中展示，可以分别从桡动脉、肱动脉、颈动脉和足背动脉获得动脉触诊，从而表明其进行实时脉搏记录和心率监测的能力。值得注意的是，在身体的所有部位上测量类似的脉搏率，从而指示其高敏感度、响应性和可重复性。此外，通过基于身体上的参考位置观察细微脉搏差异，有可能确定心脏异常，[22]诸如动脉僵硬、动脉粥样硬化或高血压。重要的是，可以实时连续记录并显示由STEP微纤维捕获的来自生理流的微妙力，从而实现支持远程康复应用和临床诊断的多功能性和稳健性。
STEP微纤维系统的实施例的其他示例应用。
为了进一步证明STEP微纤维的多功能性，将微纤维被编织到几种织物产品中。例如，将STEP微纤维缝到弹性绷带600(英国施乐辉公司(Smith&Nephew，UK)的PROFORE)上，如图10A中展示。在此实施例中，导电微纤维充当绷带600上的应变计。图10A的小图示出绷带600的织物640上的STEP微纤维110的显微照片。通过测量来自微纤维的电信号，可以获得绷带上的拉伸程度(图10B)。可以使用STEP微纤维来实现并量化绷带上的不同应变水平。此外，所获得的信号是高度响应性(<100ms)且可重复的，从而指示低滞后和高耐久性(图10C)。对于护士和临床医生来说，将STEP微纤维部署在绷带上尤其可用于确定在敷料上施加的压力。此外，STEP微纤维可以编织到袜子700中，并且此配置可以用作测量足底压力的手段(图10D)。为了证明这一点，将STEP微纤维缝到袜子700的球状部位(R1)和后跟(R2)上。图10D的小图展示袜子700的织物740中的微纤维110。穿着袜子的受试者被要求进行运动。如图10E中示出，当后跟撞击地面时，电信号立即增加。类似地，可以使用缝合在袜子中的导电微纤维来测量步态周期。综上，STEP微纤维提供了高敏感度和范围以用于各种应用。重要的是，这使得能够进行连续远程监测以进行医疗保健评估和监测，并为新型电子纺织品铺平道路。
可穿戴电子器件的成功依赖于将导电微纤维集成到织物中的稳健且通用的方法。为此，可以通过将液态金属合金结合到软微管中来制造多功能的可拉伸管状弹性压阻型微纤维。所得的导电微纤维具有柔韧性、可拉伸性、稳健性和耐用性。即使在反复洗涤之后，微纤维也不会导致导电性和功能性的退化。实际上，将导电微纤维编织到诸如棉手套、可拉伸绷带和袜子等现有织物中证明了将可穿戴STEP微纤维整合到衣服或配件中的可行性。此外，导电微纤维充当用于力感测、应变测量和甚至脉搏记录的多功能传感器。将技术与日常生活相结合正逐渐成为一种常态，并且可穿戴装置的概念越来越受欢迎。在有潜力在不同织物上采用和使用的情况下，这个不显眼的传感器可以为用于压力感测和脉搏监测的新颖且可适应的护理点测试铺平道路，从而有可能使患者和医疗从业者受益。感测技术的进步以超常的易用性和有效性实现将触觉感应扩展到未来的可穿戴电子器件(诸如机器人、假体、医疗保健监测装置和人造皮肤)的极大潜力。
实例5-装置设计和制造：
为了产生STEP微纤维，首先将金属丝竖直地浸入新混合的PDMS基料与固化剂(w/w10:1)中。从未固化的弹性体池中拉制金属丝并且通过在～150℃下快速加热进行固化。接下来，在丙酮浴中的超声处理过程期间剥离金属线。然后在烘箱中将所分离的弹性体微管烘烤2小时以去除任何丙酮残余物。随后，使用1mL注射器将液态金属合金eGaIn注入微管中。然后将金属线插入出口中并使用未固化的硅树脂弹性体进行密封。将整个装置放入75℃的烘箱中另外30分钟以获得最终产品。为了将STEP微纤维缝制到织物上，将微纤维穿过缝纫针的针眼并编织到现有织物中。
实例6-压力感测、耐久性和机械力差异化：
使用通用载荷机(马萨诸塞州诺伍德市英斯特朗公司(Instron，Norwood，MA)的5848 MicroTester)来使STEP微纤维经受0.5N到6N的压缩斜坡-保持-释放载荷。斜坡和释放速率设定为5mm/min。使用PXIe 4081数字万用表(德克萨斯州奥斯汀市的美国国家仪器公司(National Instruments，Austin，TX))来连续监测并记录电响应。
实例7-洗涤/清洗程序：
当在烧杯中进行洗涤时，先将具有编织STEP微纤维的织物短暂浸入红色染料中，随后将其放入600mL去离子水的烧杯中(参见例如图7C)。将磁性搅拌棒插入有水的烧杯中，并且然后将搅拌速率设定为180转/分钟(rpm)。为了将电子纺织品浸入水中，用两个装订夹夹住该电子纺织品并悬挂在横跨烧杯的塑料棒上。夹在纺织品底部的另外两个装订夹用作重物以实现良好的浸入。接下来，将搅拌速率增大到1110rpm。每30分钟将纺织品提起以测量缝合于其中的四个STEP微纤维的电阻。在整个测试过程中测得水温高于32℃。
当在洗衣机中进行洗涤时，将相同的织物与2kg压载物一起放入美泰格公司(Maytag)MHN30PN 9kg的商用前装式洗衣机中(参见例如图7D)。根据供应商指导，在洗涤之前将1/2盖的Breeze Power Clean液洗涤剂添加到洗衣机中。洗涤步骤涉及重复洗涤、漂洗和旋转循环，持续35分钟。在每次清洗之后，取出STEP织物，以使用RS-12紧凑型数字万用表来记录STEP微纤维的电阻。
实例8-手套感测：
为了验证STEP微纤维测量脉压的能力，将微纤维编织在织物手套的指尖上(参见例如图6A)。在实验之前从所有参与者获得书面知情同意书。要求受试者静坐几秒钟，并且通过将指尖放在受试者的手腕、肘窝、颈部和脚背上来测量脉搏(参见例如图9A到图9D)。使用PXIe 4081数字万用表(德克萨斯州奥斯汀市的美国国家仪器公司(NationalInstruments，Austin，TX))来实时连续记录并显示电信号。使用MATLAB滤波器来进一步处理电信号，并且通过对每个波形的时段进行计数来计算脉搏率。
实施例9-STEP微纤维混合固液复合材料：
从西格玛奥德里奇公司(Sigma-Aldrich)获得共晶镓铟(75.5重量％的镓，24.5重量％的铟)和所有其他化学品。其低粘度实现高可模塑性并且可以通过针注射而喷射到管状结构中。由于其高表面张力，整个管状结构可以完成填充而不会中断。从道康宁公司(DowCorning Inc.)获得聚二甲基硅氧烷SYLGARD 184，并通过以10:1w/w比率的混合前体与固化剂进行固化。透气的硅树脂弹性体层使得镓基合金能够自发地反应以形成薄的氧化镓天然表皮，该氧化镓天然表皮是宽带隙半导体(在室温下～4.8eV)。图12是STEP微纤维复合材料的示意图。硅树脂弹性体和氧化镓表皮层一起工作以保护导电的共晶镓铟免受机械和化学扰动。
附录-理论分析：
张力下的STEP微纤维的理论分析
STEP微纤维的电阻是
其中ρ是液态金属eGaIn的电阻率，L是微纤维的长度，A是微纤维管腔的横截面积，并且V是封闭在微纤维中的eGaIn的体积。
由于液体的不可压缩性，封闭的eGaIn的体积是恒定的，
V＝AL＝常数
(A2)
因此，通过以上等式(4)给出归一化电阻，在此重现为
其中下标0表示原始值，并且ΔR是电阻的变化。
另一方面，STEP微纤维的拉伸应变是
将等式(A4)代入(A3)中，并且归一化电阻与拉伸应变之间的关系为
STEP微纤维的敏感度被计算为归一化电阻的导数，
因此，敏感度随着增加的拉伸应变而线性地增加。
压缩下的STEP微纤维的理论分析
假设在STEP微纤维中间附近，其一小部分受到压缩。此部分的长度为Lc，并且微纤维的总长度为L。令α＝Lc/L，并且当α<0.1时认为收缩部分很小。令Rc是压缩下的部分的电阻。对于整个微纤维，其归一化电阻是
其中ΔR是电阻的变化，下标0表示原始值，并且下标c表示压缩下的部分。
根据弹性理论，图14A中示出的管状结构的变形是
其中ur是径向位移，E是杨氏模量，ν是泊松比，r是径向坐标(ra0≤r≤rb0)，ra0是内半径，rb0是外半径，pa是在内表面上施加的压力，pb是在外表面上施加的压力，并且下标中的0表示原始值。
当STEP微纤维缝制到织物中时，假设在织物上施加的压力p均匀地分布于微纤维周围。另外，收缩部分中的液态金属易于重新分布到非收缩部分。考虑到收缩部分与总长度相比较小，假设液态金属不会在微纤维的内表面上产生压力，并且微纤维的长度L不会改变。基于这些假设，得到pa＝0且pb＝p。
归因于外部压力p，内径从da0减小到da，并且外径从db0减小到db。令Daa＝da/da0且Dbb＝db/db0，得到
以及
令等式(A8)中r＝ra0，然后代入(A9)中
另外，令等式(A8)中的r＝rb0，然后代入(A10)中，
令
是原始状态下的外径与内径的比率，并且归一化压力
应注意，K>1且P>0。等式(A11)和(A12)变成
横截面积A0减小到A，
令Dab＝da/db0且Dba＝db/da0，那么
应注意，
因此，
收缩部分的电阻从Rc0增大到Rc，
此处，ρ是液态金属芯的电阻率。
将等式(A13)、(A14)代入(A19)中，并且注意，对于弹性体封套，ν≈0.5。
根据(A20)，得到
其中
应注意，Rc0/R0＝Lc/L＝α，并将等式(A21)代入(A7)中，得到归一化电阻与归一化压力之间的关系，如等式(5)，在此处重现为
传感器的敏感度被计算为归一化电阻的导数，
作为实例，令α＝0.1，图14B到图14C示出当K＝1.1、1.2、1.3、1.4和1.5时STEP微纤维的不同响应，由此得知缝合在织物中的STEP微纤维的归一化电阻ΔR/R0和敏感度两者随着增加的归一化压力P而非线性地增大。另外，当K更小时，例如更小的外径和相同的内径，STEP微纤维更敏感，但关于归一化压力的检测范围更窄。
只有当P小于某个值时，等式(A23)和(A24)才有效。应注意，da>0和db-da>0应在压缩期间始终保持住，即，Daa>0且KDbb-Daa>0。应注意，ν≈0.5和等式(A13)、(A14)，得到
Daa＝1-KλP＞0 (A25)
KDbb-Daa＝(K-1)(1+λP)＞0 (A26)
从等式(A25)，得知
另外，因为K>1，λ>0且P>0，所以等式(A26)始终保持住。
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在此引证的所有专利、公开申请以及参考文献的传授内容都通过援引以其全文并入。
虽然本发明已经参考本发明的示例实施例具体展示并描述了本发明，但是本领域的技术人员应当理解，在不脱离由所附权利要求所涵盖的本发明范围的情况下，可以在形式和细节上对其作出多种改变。
Claims (24)
1.一种微管传感器，所述微管传感器包括：
柔性微管，所述柔性微管包括聚合物并且限定管腔，所述柔性微管具有：（i）10 μm到400 μm的内径以及外径，以及（ii）围绕所述管腔的壁，所述壁具有10 μm到550 μm的统一厚度；以及
液态导电元件，所述液态导电元件在所述柔性微管的管腔内，所述柔性微管具有用于将所述液态导电元件保持在所述管腔中的封闭端，
其中，所述微管传感器具以下性质：所述液态导电元件的电阻变化指示所述柔性微管的力致变形，
其中，所述柔性微管是通过如下步骤制备的：
围绕被竖直拉出的丝形成均匀的聚合物的层；
使得所述聚合物在竖直构造中固化；以及
一旦所述聚合物的薄层完全固化在所述丝上，就移除所述丝以形成中空管状结构。
2.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述聚合物是硅树脂弹性体、紫外线敏感型聚合物、聚氨酯、导电聚合物、导电橡胶、聚酰亚胺、热固性聚合物或热塑性聚合物。
3.根据权利要求2所述的微管传感器，其中，所述硅树脂弹性体是聚二甲基硅氧烷、苯基-乙烯基有机硅、甲基-硅氧烷、氟-硅氧烷或铂固化的硅树脂橡胶。
4.根据权利要求2所述的微管传感器，其中，所述紫外线敏感型聚合物是具有丙烯酸根/甲基丙烯酸根基团的氟化树脂、含苯乙烯-丙烯酸酯的聚合物、聚丙烯酸酯聚烷氧基硅烷、正性光致抗蚀剂或负性光致抗蚀剂。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的微管传感器，其中，所述液态导电元件是液态金属合金。
6.根据权利要求5所述的微管传感器，其中，所述液态金属合金是镓铟锡合金或共晶镓铟（eGaIn）。
7.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述外径与所述内径的比率是1.05到111。
8.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述柔性微管的长度是1 m或更小。
9.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，对于5 mN到900 mN的静态力载荷，所述微管传感器的力敏感度是2.8 N-1到68 N-1。
10.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述柔性微管具有圆形、椭圆形、矩形、正方形、三角形、星形、非圆形或不规则横截面形状。
11.根据权利要求1所述的微管传感器，所述微管传感器进一步包括连接器，这些连接器在所述柔性微管的端部处并与所述液态导电元件电接触，以测量所述液态导电元件的电阻。
12.根据权利要求1项所述的微管传感器，其中，所述微管传感器被编织到织物衬底中。
13.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述外径小于120 μm。
14.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述外径从100 μm到200 μm。
15.根据权利要求1所述的微管传感器，其中，所述微管传感器能够测量张力、压力或它们的组合。
16.根据权利要求4所述的微管传感器，其中，所述正性光致抗蚀剂是基于重氮萘醌的正性光致抗蚀剂。
17.根据权利要求4所述的微管传感器，其中，所述负性光致抗蚀剂是基于环氧化物的负性光致抗蚀剂。
18.一种使用根据权利要求1-17中任一项所述的微管传感器来感测力的方法，所述方法包括：
使所述微管传感器暴露于机械力；以及
测量所述柔性微管的管腔内的液态导电元件响应于所述机械力的电阻变化，
其中，所述液态导电元件的电阻变化指示所述柔性微管的力致变形。
19.根据权利要求18所述的方法，所述方法进一步包括：使用所测量到的电阻变化来监测生理参数。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，所述生理参数是脉压、血压、心率、足压、触觉力和震颤中的至少一者。
21.根据权利要求18至20中任一项所述的方法，其中，所述微管传感器被编织到织物衬底中。
22.一种制作微管传感器的方法，所述方法包括：
提供柔性微管，所述柔性微管包括聚合物并且限定管腔，所述柔性微管具有：（i）10 μm到400 μm的内径以及外径，以及（ii）围绕所述管腔的壁，所述壁具有10 μm到550 μm的统一厚度；
将液态导电元件注入所述柔性微管的管腔中；以及
封闭闭合所述柔性微管的端部以将所述液态导电元件保持在所述管腔中，由此制造具有以下性质的微管传感器：所述液态导电元件的电阻变化指示所述柔性微管的力致变形，
其中，所述柔性微管是通过如下步骤制备的：
围绕被竖直拉出的丝形成均匀的聚合物的层；
使得所述聚合物在竖直构造中固化；以及
一旦所述聚合物的薄层完全固化在所述丝上，就移除所述丝以形成中空管状结构。
23.根据权利要求22所述的方法，所述方法进一步包括：
将连接器放置在所述柔性微管的端部处并与所述液态导电元件进行电接触，以测量所述液态导电元件的电阻。
24.一种可穿戴电子装置，所述可穿戴电子装置包括：
织物衬底，所述织物衬底被配置成穿戴在身体上；以及
微纤维，所述微纤维被编织到所述织物衬底中，所述微纤维包括微管传感器，所述微管传感器包括根据权利要求1-17中任一项所述的微管传感器，或者按照权利要求22或23所述的方法制造的微管传感器。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| REG | Reference to a national code |
Ref country code: HK Ref legal event code: DE Ref document number: 40018502 Country of ref document: HK |
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| GR01 | Patent grant | ||
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