CN110740867A - 载体、载体的用途、活化载体的方法和制造载体的方法 - Google Patents

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梅廷·西蒂
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Abstract

本发明涉及用于粘合剂的载体，其中载体被配置为附着到具有拓扑结构的表面，特别是时间可变拓扑结构，诸如人体或动物体的一部分。本发明还涉及载体的用途、激活载体的方法和制造载体的方法。

Description

载体、载体的用途、活化载体的方法和制造载体的方法
技术领域
本发明涉及一种用于粘合剂的载体、载体的用途、活化载体的方法和制造载体的方法。
背景技术
由于可穿戴医疗系统与人体的无缝集成以及生理活动的长期记录，因此对可穿戴医疗系统给予了相当大的关注。连续监测重要生命体征，例如呼吸频率、心率、体温和血压水平，可以极大地帮助疾病的早期诊断和随后的治疗。
为此，通过将功能性纳米材料结合到柔性支撑材料中，已经开发了包括物理传感器、电化学换能器和经皮药物递送系统的各种可穿戴有效载荷。最近，已经表明多功能可穿戴系统可以实现治疗化合物的同时感觉和按需释放。尽管已经关于可穿戴医疗设备做出了显著的进步，但是它们与皮肤的粗糙、曲线、柔软和有纹理的表面的适形附着仍然是挑战。事实上，可穿戴系统与皮肤之间的强粘附是身体信号的无噪声、灵敏和准确监测所必需的。
自然界可以提供用于牢固和可靠地粘附到复杂表面的替代策略。例如，壁虎可以用它们的由细毛或海星的密集阵列组成的粘合垫通过化学胶分泌粘附到复杂的水下表面而粘附到粗糙表面。受这些生物系统的启发，已经提出化学粘合剂、壁虎启发的微纤维和具有可膨胀尖端的微针阵列用于牢固地附着到复杂的表面形貌。
然而，它们在皮肤上的粘附性能仍然是值得怀疑的。例如，基于化学粘结的粘合剂在其移除期间可刺激皮肤并引起疼痛。尽管受壁虎启发的粘合纤维在光滑表面上显示出强的和可逆的粘合，但是它们在稍微粗糙和柔软表面上的粘合性差。另一方面，具有可膨胀尖端的微针阵列需要有害的皮肤穿刺以用于合适的粘附。
最近，已经寻求替代方法来增强皮肤粘附，例如具有软尖端和硬纤维的微纤维、低模量和小型化吸盘设计、粘合剂复合材料和超薄包装。然而，它们需要复杂、多步和耗时的微加工过程。
从以下文献US2015/329473A1、WO 2009/046989A2、US 2010/280175A1、WO 2009/009749A1和WO 2010056543 A1中已知进一步的现有技术。
发明内容
为此，本发明的目的是提供一种能够可移除地附着到人或动物皮肤上的载体。本发明的另一个目的是通过容易、成本有效和可大量生产的方法提供具有适形和可靠皮肤粘附的载体。本发明的另一个目的是提供一种便于或形成与有效载荷的连接的载体。本发明的另一个目的是，该载体增强了有效载荷的功能能力。
该目的通过具有权利要求1的特征的载体所满足。
这种用于粘合剂的载体被配置为附着到具有拓扑结构的表面，特别是时间可变拓扑结构，诸如人体或动物体的一部分，该载体包括：
-背衬基底，其中背衬基底是与有效载荷的界面；
-图案化表面，该图案化表面具有存在于表面处的岛状物；
其中岛状物和背衬基底中的至少一个由顺应性材料制成，其中岛状物的自由表面的至少一部分涂覆有包含可固化材料的油墨，其中选择该油墨以将载体的岛状物粘结到另一物体。
通过提供具有岛状物和背衬基底的载体，其中至少一个由顺应性材料制成，可以获得具有类似于凝胶的良好皮肤适形性并且显著优于使用纤维方法可实现的皮肤适形性的载体，同时获得与纤维结构一样具有良好强度并且可以允许载体下面的皮肤呼吸和出汗的结构，这通常是使用凝胶方法不可实现的。
在这方面，顺应性材料是一种可以容易地适应其形状，即变形的材料，以便适应和/或符合表面的形状，并且优选地还适应其要附着的表面的特性。
在这方面应当注意，根据载体连接到哪个身体部分，该身体部分的皮肤可能移动，例如，如果载体放置在人的胸部上，则由于人的呼吸，如果载体放置在关节附近，则由于皮肤的移动，例如，如果要借助于载体佩戴珠宝。其它形式的时变表面由例如手指甲和脚趾甲提供。这些以与人或动物的呼吸相比相对较慢的速率生长，但导致表面的固有粗糙度随时间而改变。在使用载体作为粘结剂以将例如(例如机密的)装饰粘结到指甲上时，根据本发明的载体可以容易地补偿这些变化。
还应当注意，载体可以用于将生物组织与非生物组织连接，载体可以用于将粗糙表面拓扑结构与平滑表面拓扑结构连接，载体还可以用于将潮湿表面，特别是湿表面与干燥表面连接。载体也可用于将软表面与刚性表面连接，也可用于将相对脏的表面与清洁表面连接(反之亦然)。这些用途是由于顺应性材料，其使得载体能够补偿在两个物体之间的差异，在这两个物体之间形成连接。这是因为顺应性材料允许适应载体将被附着到的至少一个表面的拓扑结构。
应当注意，载体的用途绝不限于在人体或动物体上使用。许多其它应用是可以设想的，例如将传感器和发射器附着到高尔夫球或网球的表面以分析其飞行性能。
优选地，选择油墨以形成有效载荷和另一物体之间的连接。有效载荷可以被配置为确定物体的属性和/或对物体施加函数。通过使油墨适应相应的性质和/或功能，油墨可用于增强相应的性质和/或功能向有效载荷和/或从有效载荷的传输。
在这方面，优选的是，如果油墨和岛状物与有效载荷形成机械连接，该机械连接被配置为增强有效载荷所要测量的物体的性质。这种机械连接可以是可释放的或不可释放的连接，这取决于具体应用，并且允许增强有效载荷和物体之间的相应特性和/或功能的相应传输。
在这方面，有效载荷可以是应变传感器，并且油墨和岛状物被配置为将变形和应力从物体传递到有效载荷。这样，应变传感器可以例如被配置为测量脉动物体的压力脉动的大小，例如，可以测量位于人或动物的皮肤下方的血管的压力脉动以确定例如心率、血压等。
附加地或替代地，有效载荷也可以是电传感器，并且油墨和岛状物被配置为将电信号从物体传输到有效载荷。例如，所传输的信号涉及当前正被监测的人或动物心脏的ECG的信号。
附加地或替代地，有效载荷也可以是温度传感器，并且油墨和岛状物被配置为将热参数从物体传导至有效载荷。例如，可以通过载体测量人或动物的温度。
附加地或替代地，有效载荷也可以是化学传感器，并且油墨和岛状物被配置为允许化合物从物体流向有效载荷。例如，存在于人或动物皮肤上的痕量化学品可以从皮肤传输到有效载荷。
有利地，存在于载体的各个岛状物之间的自由空间的液体渗透性在室温下选自105至10-20[cm2]，特别是101至10-10[cm2]的范围内；和/或其中存在于载体的各个岛状物之间的自由空间的气体渗透性在室温下选自105至10-20[cm3*cm*cm-2*s-1*cmHg-1]，特别是101至10-10[cm3*cm*cm-2*s-1*cmHg-1]的范围。以这种方式，载体可以增强物体和载体之间的气体和/或液体的流动。
优选地，顺应性材料是柔性材料，特别是具有被选择为适形和/或适应于表面的拓扑结构的柔性的材料。
提供一种可以特别地适形和适应于时变表面拓扑结构的载体使得可以获得可以附着到人体或动物体的载体。
优选的是，如果顺应性材料是形成背衬基底和岛状物中的至少一个的柔性材料，并且柔性材料具有选自10kPa到600MPa范围内的杨氏模量。具有这种杨氏模量的材料具有固有的柔性，这允许其变形，使得其可以适应其要附着的表面的特定形状或拓扑结构。
有利地，岛状物之间存在空隙，任选地，其中空隙的表面积与岛状物的表面积之比限定了载体上岛状物的密度。(较小的空隙表面积对于粘附是较好的)优选的是，空隙的表面积与岛状物的表面积之比选自10-4:104至104:10-4的范围，优选0.01:100至100:0.01的范围，最优选1:10至10:1的范围。
在一个优选实施例中，岛状物与背衬基底是一体的，即岛状物由相同的材料制成并且不可释放地粘结到背衬基底。可替代地，岛状物连接到背衬基底，这意味着它们可以由不同的材料形成，并且在形成基底时彼此连接。
优选的是，岛状物是规则或不规则间隔的凹凸体。形成规则间隔的凹凸体意味着空隙的表面积与岛状物的表面积之比可以以简单的方式预先确定。另一方面，如果选择不规则间隔的凹凸体，则载体可以例如被用于连接到具有关节的人体区域，其中凹凸体的非均匀分布可以有益于实现载体与关节周围区域的最佳粘附。
优选的是，如果凹凸体是规则或不规则形状的，其中凹凸体是柱状物，优选地，其中柱状物是立方体、锥体、球形、圆柱形、圆锥形、立方形、三角形或六边形。优选地，凹凸体是任选地具有至少基本上为圆柱形的形状的柱状物。一方面，形成为柱状物的凹凸体可以以简单的方式制造。另一方面，柱状物可以容易地变形，从而促进载体对载体所施加的表面的适形性和/或适应性。
根据所使用的柱状物或凹凸体的类型，这些可以方便地具有直径与高度的纵横比选自10-4至104的范围内，优选地在0.01至1000的范围内，最优选地在0.1至10的范围内，并且尤其在1至5的范围内。
在这方面，应当注意，岛状物的直径通常选自10nm至100mm的尺寸范围内，优选地在0.1μm至1000μm的尺寸范围内。岛状物的高度通常选自10nm至100mm的尺寸范围内，优选在0.1μm至1000μm的尺寸范围内。载体的背衬基底的宽度通常选自1μm至100cm的范围内，并且载体的宽度通常选自1μm至100cm的范围内。背衬基底的厚度通常选自0.01μm至10cm的范围内。
优选地，背衬基底是与有效载荷的界面。作为皮肤粘合剂膜的可穿戴设备应用，这些可以与用于呼吸和心率监测的可穿戴应变传感器集成。由于微纤维皮肤粘合剂膜的显著增强的信号传递，应变传感器的信噪比(SNR)显著提高到59.7(信噪比)。
优选的是，如果岛状物和背衬基底中的至少一个包括填充材料，其中填充材料优选地选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合。
这样，可以将另外类型的材料引入到顺应性材料中以形成一种载体，该载体不仅可以适形和/或适应表面而且可以提供促进连接到载体的有效载荷的功能的功能化载体。如果有效载荷是诸如附着到载体的ECG或EEG传感器的有效载荷，则这是特别有益的。在顺应性材料中包含导电颗粒则增强了从皮肤到传感器的EEG或ECG信号的传导。
优选地，岛状物和/或背衬基底的材料选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合以及上述材料的组合。这种材料易于操作，并且能够生产适合于其特定用途的载体。
在使用载体时，优选的是，岛状物的自由表面的至少一部分涂覆有油墨。该油墨可用作与载体要附着的表面的界面。油墨一方面作为粘合层，另一方面作为增强载体对物体表面的适形性和/或适应性的层。根据本发明的载体适用于粘合剂。在此指定的油墨优选是这样的粘合剂。
应当注意，在选择皮肤粘合剂膜的合适的图案几何形状和加工参数时，所用的油墨可实现0.01kPa至10.000kPa范围内，特别是0.1kPa至1.000kPa范围内的粘附强度。
有利地，油墨包含可固化材料，即提供与岛状物的材料的交联或粘附并且优选地还提供与载体随后连接的物体的交联或粘附的材料，其中可固化材料选自与岛状物相同的材料、热可交联材料、光可交联材料、湿气可交联材料、可催化交联材料、氧化还原反应可交联材料。这种油墨促进了油墨作为载体与物体连接方式的功能。
优选的是，如果选择油墨以将载体的岛状物粘结到另一物体，其中优选地选择油墨以将载体可释放地粘结到另一物体。在使用载体时，例如，将电极连接到人体或动物体时，这些电极有利地以可释放的方式连接到人体或动物体。
优选地，在固化油墨后，其上具有固化的油墨的岛状物的部分的直径小于、类似于或大于在施加油墨之前所述部分的直径，优选地，其中其上具有固化的油墨的岛状物的尖端的直径小于、类似于或大于没有油墨的岛状物的一部分的直径，特别地使得形成蘑菇形的柱状物。这样，产生了岛状物，其具有通过具有减小直径的岛状物的部分来适形和/或适应表面的能力，而在岛状物的尖端，即岛状物的被配置为粘结到表面的区域，提供了足够的表面积以实现载体和物体之间的良好粘结。
在这方面，应当注意，这里所提出的载体是可重复使用的载体。每次载体要被重复使用时，它或岛状物的尖端仅仅必须重新浸入油墨中即可重新激活交联的能力。在这方面，即使已经形成了覆盖载体的多个尖端或甚至所有尖端的交联材料的连续膜，仍然可以使用载体。于是，岛状物和/或背衬基底的顺应性材料仍然允许以表面形式存在的完整尖端适形和/或适应载体要被附着的表面。
在这方面，应当注意，在岛状物第一次浸入所述油墨中期间，一些岛状物可以通过油墨彼此连接，使得形成覆盖多个尖端的交联材料的连续膜。
鉴于前述内容，提出了一种用于将可穿戴传感器牢固地粘附到干燥和湿润皮肤的新方法。优选地，复合微纤维粘合剂膜是可得的，其由用蘑菇头形的生物相容性乙烯基硅氧烷尖端装饰的弹性体微纤维组成。由于粘性乙烯基硅氧烷尖端的很好的形状适应性，直接将粘性乙烯基硅氧烷尖端交联在皮肤表面显著增强了粘附性能，这进而高度提升了可穿戴应变传感器的输出信号质量。
根据另一方面，本发明涉及根据本文所教导的载体用于可穿戴医疗设备、用于穿戴在人体或动物体上的物体、用于可附着到人体的美容制品的用途。
结合载体描述的优点同样适用于载体的用途。
根据另一方面，本发明涉及一种激活载体用于粘结到物体的方法，该载体包括：
-背衬基底；
-图案化表面，该图案化表面具有存在于表面处的岛状物；
其中岛状物和背衬基底中的至少一个由顺应性材料制成，该方法包括以下步骤：
将载体的岛状物至少部分地浸入到油墨容器中，
将包括其上存在的油墨的载体的岛状物放置在物体上；以及
固化油墨的材料以在载体和物体之间粘附或形成粘结。
结合载体描述的优点同样适用于激活载体的方法。
在另一方面，本发明涉及一种制造载体的方法，该载体包括：
-背衬基底；
-图案化表面，该图案化表面具有存在于表面处的岛状物；
其中岛状物和背衬基底中的至少一个由顺应性材料制成，该方法包括以下步骤：
-提供模具，该模具具有形成在其中的腔，该腔类似于要形成在载体上的岛状物的形状；
-用第一材料填充至少该模具的腔；
-任选地在第一材料的顶部上提供第二材料；其中第一和第二材料中的至少一种还形成背衬基底；
-固化第一材料以在背衬基底的顶部上形成图案化表面；并且任选地，其中该方法包括以下进一步的步骤中的至少一个：
将载体的岛状物至少部分地浸入到油墨容器中，
将包括其上存在的油墨的载体的岛状物放置在物体上；以及
固化油墨的材料以在载体和物体之间粘附或形成粘结。
结合载体描述的优点同样适用于制造载体的方法。
这样，通过制造载体的方法，可以得到一种用于生物启发的复合微纤维与柔软且有纹理的皮肤的分级形貌的优异适形和粘附的简便方法。优选的柔软且可拉伸的皮肤粘合剂微图案特别是由用适形且蘑菇形的乙烯基硅氧烷(VS)尖端装饰的聚二甲基硅氧烷(PDMS)微纤维组成。结果表明，粘性VS尖端直接在皮肤表面上的交联可以通过其与皮肤的多尺度粗糙度的优异形状适形而极大地增强皮肤粘附。
附图说明
在以下附图的描述中描述了本发明的其他实施例。下面将通过实施例并参考附图详细解释本发明，附图中显示了：
图1A至E A)皮肤粘合剂膜的制造工艺；B)生物人体前臂皮肤表面的3D激光扫描显微镜图像；C)附着于人造皮肤复制品的粘合剂膜的横截面SEM图像；D)在粘合剂膜从皮肤的平面区域脱离后，粘合剂膜的横截面SEM图像；E)微纤维的横截面SEM图像，其显示了不同纤维尖端在皮肤上不同位置上的适形；
图2A至D A)在从皮肤脱离后具有不同纵横比(AR)的岛状物的图案的光学显微镜图像；B)在从皮肤脱离后岛状物在不同预负载压力下的图案的显微镜图像；C)不同厚度的粘性VS层上墨印的岛状物的图案的显微镜图像；D)在不同的预交联持续时间后，被墨印成VS膜的微纤维的显微镜图像；
图3A至K附着到皮肤上的复合微纤维粘合剂膜的力-位移曲线和粘附性测量；
图4A至F用于医疗保健应用的可穿戴皮肤粘合剂应变传感器；
图5A至C具有不同AR的PDMS微纤维的3D激光扫描显微镜图像；
图6A至C人工PDMS皮肤复制品的3D激光扫描显微图像；
图7A至B具有以变化的预负载压力在皮肤上印刷的不同AR的蘑菇形微纤维的显微镜图像；
图8A至F以不同预负载压力印刷在皮肤上的蘑菇形微纤维的显微镜图像(图案几何形状：尖端直径45-99μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)；
图9A至H具有不同VS厚度并印刷在皮肤上的蘑菇形微纤维的显微镜图像(图案几何形状：尖端直径45-100μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)；
图10A至H在薄VS膜的不同预交联持续时间之后，印刷在平板玻璃上的蘑菇形微纤维的显微镜接触图像(图案几何形状：尖端直径45-95μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)；
图11用于粘附性表征的定制实验装置的照片；
图12微纤维和非结构化粘合剂样品的粘附性比较；
图13A至G皮肤上的粘合剂膜的耐久性和生物相容性实验的结果；
图14A至C微纤维粘合剂膜的照片(见图14A和14B以及C)在干燥皮肤和湿皮肤上测量的微纤维粘合剂的粘附性比较；
图15与皮肤粘合剂微纤维PDMS膜集成的柔性应变传感器的制造工艺；以及
图16A和B拉伸时AgNP薄膜中的微裂纹扩展。
具体实施方式
在下文中，相同的附图标记将用于具有相同或等同功能的部件。关于组件方向的任何陈述都是相对于图中所示的位置作出的，并且自然可以在实际的应用位置上变化。
图1A显示了制造载体10所需的步骤的示意图。特别是用于皮肤粘合剂微纤维膜10的制造工艺。该方法包括以下步骤：提供模具12，该模具12具有形成在其中的腔14，该腔14与要形成在载体10处的岛状物26的期望形状互补。在本实例中，首先将液体PDMS前体溶液浇铸到具有圆柱形腔的模具12上(步骤i)，以便用第一材料16(PDMS)填充模具12的腔14。
在本实例中，第一材料16不仅流入腔14中，而且还分布在模具12的表面上，并用于形成背衬基底20。这在步骤ii中显示。用刮棒涂布机22除去过量的PDMS，以便获得200μm厚的背衬基底20(步骤ii)。
一旦刮棒涂布机22已经用于限定背衬基底20的厚度，所采用的下一步骤是固化步骤，其中第一材料16在90℃下固化1小时(步骤iii)，以在背衬基底20的顶部(即在背衬基底的底表面)形成图案化表面24。在固化PDMS前体溶液之后，获得均匀形状的圆柱形微纤维(岛状物26也称为柱状物26)。在将载体10从模具12脱模(步骤iv)时，柱状物26变得可见(在这方面也见图5)。
为了进行涂布步骤(步骤vi)，接着通过膜敷料器32将乙烯基硅氧烷(VS)前体溶液28的40μm薄且均匀的层涂布在玻璃板30上(步骤v)，并在载体10的岛状物26上墨印之前部分交联。此后，载体10的岛状物26至少部分地浸入由VS前体溶液28的薄且均匀的层形成的可固化油墨28中。
为了进行该步骤vii，将具有其上具有尖端28a的岛状物26的载体10放置在物体34a上，油墨尚未完全固化，并且可以适形和/或适应于其将要附着的物体34a的表面。以这种方式手动对微图案化的PDMS膜10墨印，以允许将粘性VS 28选择性地转移到微纤维尖端28a上(步骤vi)。
步骤vii显示出将包括其上存在的尖端28a的载体10的岛状物26放置到物体34a上；然后最终固化，即完全固化，油墨28a的材料以在载体10和物体34a之间粘附或形成粘结的组合步骤。
将涂覆有粘性VS尖端28a的微纤维(柱状物26)施加到物体的表面34a上。在本实例中，将其施加到作为物体的皮肤表面34a。为了帮助载体10附着到皮肤表面34a上，然后将软泡沫36放置在微图案化的膜状载体10的背面上，并施加预负载以确保粘性VS尖端28a与具有分层皮肤形貌的物体的适形接触(步骤vii)。在这方面，预负载选自0kPa至25kPa的范围内。
在几分钟内，粘性VS 28a直接与皮肤表面34a和岛状物26交联，导致强的皮肤粘附。应当注意，PDMS由于其缓慢的交联和低粘度而用于微纤维26的制造，使得PDMS微结构具有最佳形状和均匀的微图案。VS的快速交联动力学可能导致不完美的模具复制，导致浅的凹凸微图案。
图1A vi中所示的载体10被配置为附着到人体或动物体。载体10包括背衬基底20和具有存在于表面24处的岛状物26的图案化表面24，其中岛状物24和背衬基底20由相同的柔性材料16即PDMS制成。在岛状物24存在空隙38。所有岛状物26的自由表面涂覆有油墨28以通过油墨28形成岛状物26的尖端28a。
在本实例中，岛状物28与背衬基底是一体的，并且是以柱状物26形式的规则间隔的凹凸体。在所示的示例中，柱状物26的纵横比至少基本上为2。然而，应当注意，凹凸体26的纵横比可以选自10-4至104的范围内，如果例如使用碳纳米管作为柱状物26，则优选在0.01至10000的范围内，如果使用其他形式的纳米结构，例如ZnO纳米线，则最优选在0.01至1000的范围内，如果使用弹性体例如硅橡胶作为柱状物26的材料，则尤其是在0.1至100的范围内。
载体10与皮肤34a的粘附特性可以根据用于柱状物26的材料16通过操纵柱状物26的纵横比来操纵。此外，粘附特性可受到所选择的柱状物26的密度的影响，即，受柱状物26的表面积与空隙38的表面积之比和蘑菇形图案(3D-F)的VS尖端尺寸的影响。
还应当注意，背衬基底20可以由不同于柱状物26的材料的第二材料形成。例如，背衬基底20可以由PDMS形成，并且柱状物26分别由细金属线(未示出)形成。然后，细金属线可以经由载体10将信号从患者皮肤34a热传导和电传导例如到电极或其他形式的传感器(在这方面见图4)。然后将传感器附着到背衬基底20，该背衬基底20随后作为有效载荷，例如电极的接口。
还应当注意，岛状物26和背衬基底20中的至少一个可以包括填充材料，其中填充材料优选地选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合。
还应当注意，岛状物和/或背衬基底的材料选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合。
优选地，形成岛状物26和/或背衬基底20的顺应性材料是柔性材料。柔性材料的杨氏模量选自10kPa到600MPa的范围内。与例如金属，如钢的杨氏模量为200GPa相反，这种材料是非常柔性的。
在这方面，油墨优选地包括可固化材料，即提供与岛状物的材料的粘附或交联的材料，其中可固化材料选自与岛状物相同的材料、热可交联材料、光可交联材料、湿气可交联材料、可催化交联材料、氧化还原反应可交联材料和上述材料的组合。这样，选择油墨以将载体的岛状物粘附或粘结到另一物体。
VS由于其可影响皮肤粘附的若干特征而被选为皮肤界面材料28a和28b。首先，VS被开发和批准用于生物医学应用(例如，形成牙科印模)。事实上，其单个组分(碱和催化剂)或前体溶液都不会引起任何生物相容性问题。因此，即使在皮肤34a上直接交联之后，它也防止皮肤或组织的刺激。其次，这种双组分材料具有比其他弹性体如PDMS和Ecoflex快得多的交联动力学。因此，它可以在室温下在几分钟内完全交联。第三，其合适的粘度使得成功的转移图案化工艺和纹理/粗糙度适形成为可能。最后，它属于硅橡胶家族并且允许与碱性PDMS微纤维共价键合。
使用上述方法形成的载体由顺应性材料制成。这意味着它由允许某些表面拓扑结构和/或表面特性与之连接的材料形成。在这方面，它在生物组织和非生物组织之间、粗糙表面拓扑结构和平滑表面拓扑结构之间、潮湿表面，特别是湿表面与干燥表面之间、软表面和刚性表面之间以及相对脏的表面与清洁表面之间形成连接点，反之亦然。
这些不同的用途是可得的，因为载体的顺应性材料使得能够补偿将在其间形成连接的两种材料之间的差异。这主要是由于顺应性材料允许其自身的固有变形，以允许其结构适应载体将要附着到的表面中的至少一个的拓扑结构。
图1B显示了前臂中的皮肤表面34a的三维(3D)激光扫描显微镜图像，显示了皮肤具有双尺度粗糙度(从微米到纳米级)(在这方面也见图6)。此外，皮肤表面34a由岛状平面区域组成，其平均表面粗糙度为0.4μm，由垂直粗糙度约为104.2μm的相互连接的微沟槽隔开。事实上，主要的皮肤粘附的挑战之一是适形于皮肤表面34a的高和多长度尺度粗糙度。
图1C示出了附着于皮肤复制品34b的复合微纤维粘合剂膜10的代表性横截面扫描电子显微镜(SEM)图像，显示了粘合剂膜10与皮肤复制品34b之间的适形界面。此外，PDMS微纤维26用作负载转移组件，而交联的VS尖端28b提供对皮肤的强粘附。
图1D)显示了在粘合剂膜从皮肤的平面区域脱离后，粘合剂膜的横截面SEM图像，显示了具有最佳形状尖端的蘑菇形纤维。图1E)显示了微纤维26的横截面SEM图像，显示了不同纤维尖端28b在皮肤上不同位置上的适形；第二纤维从皮肤表面34a的微沟槽脱离，而第三纤维适形于平面区域。图1C至E中所示的比例尺为100μm。
在这方面，应当注意，蘑菇形微纤维26意味着纤维26至少在其中心区域具有直径，该直径与尖端28b的直径相比减小。尖端28b处直径的增加是通过用油墨28涂覆柱状物26的尖端28a而引起的。
如图1D所示，当粘性VS 28a直接交联于皮肤34a的平面区域上时，形成具有最佳尖端28b形状的蘑菇形微纤维26。附加地，粘性VS尖端28a的油墨在其交联之前完全填充了皮肤微沟槽的空间(图1E)。因此，所提出的微图案化的粘合剂膜10能够建立与皮肤的微米级和纳米级粗糙度两者的紧密接触。
图2显示了工艺参数的优化，包括纵横比AR、预负载压力、层厚度和预交联持续时间。在这方面，通过改变PDMS微纤维26的纵横比(AR)、施加的预负载压力、粘性VS的层厚度和预交联持续时间，进行进一步的实验以优化PDMS微纤维26的结构完整性以及交联的VS尖端28b的形状适应性。为此，对所有粘合剂样品的表面拓扑结构进行成像，并利用微纤维的可能屈曲/塌陷，并研究在其从皮肤和玻璃完全脱离之后的墨印的尖端的接触质量(见图2、表1和图7-10)，将在下文讨论。
图2A)显示了具有不同AR的图案在它们从皮肤34a脱离后的光学显微镜图像。观察到，AR为2的微纤维26通过施加中等预负载实现了对皮肤的多长度尺度粗糙度的适当适形。AR为1的微纤维26仅显示出与皮肤微沟槽的部分接触，而AR为3.5的微纤维26即使在小的预负载下也由于其不足的弯曲刚度而屈曲。
另一方面，对于由AR为2的微纤维制成的微图案，15kPa的中等预负载压力似乎是最佳值，使得它们能够完全接触皮肤粗糙度图2B)显示了在图案从皮肤34a脱离后图案在不同预负载压力下的显微镜图像。如图2B所示，当将15kPa的预负载施加到皮肤粘合剂膜10时，形成均匀且大的蘑菇形VS尖端28b。相反，在不足的预负载下形成小和球形的交联的VS尖端28b，并且当预负载压力超过20kPa时，微图案部分或完全地塌陷(见图2b和图8)。
图2C)显示了在其从皮肤34a脱离后不同厚度的粘性VS层上墨印的图案的显微镜图像。层厚度在35μm至45μm范围内的粘性VS膜28产生均匀且大的蘑菇形尖端28b(图2C)。然而，对于较薄的层，转移到微纤维26的尖端28b的粘性VS的量小且不足以用于强的皮肤粘附(见图2C和图9)。
此外，当层厚度接近或超过纤维高度时，微纤维26完全浸入到粘性VS膜28中。附加地，发现30秒至60秒是用于高通量墨印和转移图案化工艺的理想的预交联时间范围(见图2D和图10)。图2D)显示了在不同的预交联持续时间之后并随后印刷在平板玻璃载玻片上的墨印为VS膜中的微纤维的显微镜图像。用虚线框表示最佳工艺参数。图2D中所示的比例尺对应于200μm。
对于较短的预交联持续时间，初始粘度较低，并且向微纤维26的尖端28b转移的粘性VS的量大，导致连接的微纤维尖端。另一方面，对于长的预交联持续时间，粘度较高，并且没有VS转移到微纤维的尖端(见图2D和图10)。
图3显示了附着于皮肤34a的复合微纤维粘合剂膜10的力-位移曲线和粘附性测量。为了定量分析粘合剂膜10的粘附性能，将1cm2面积的圆形粘合剂样品附着到前臂区域中的人皮肤34a上，并且通过定制的粘附装置测量其力-位移曲线(见图3A和图11，显示了用于粘附性表征的定制实验装置的照片)。
在这方面，图3A)显示了在粘附实验的回缩循环期间附着到生物人类前臂34a的皮肤粘合剂膜10的照片；虚线表示粘合剂膜与皮肤之间的界面边界。所示的比例尺对应于1cm。
图3B示出了具有95μm的平均VS蘑菇形尖端28b直径的PDMS微纤维阵列的力-位移曲线(见图3B的插图)。为了进行比较，还测量了非结构化样品(即，经由VS界面层附着到皮肤34a的平坦PDMS膜)的粘附性能(见图3B的插图)。两种样品的预负载压力、粘性VS层的层厚度和交联时间均保持不变。微纤维样品和非结构化样品的粘附力(Foff)分别为1.7N和0.7N，显示使用微纤维粘合剂膜10的皮肤粘附的显著增强。蘑菇形纤维的高粘附性能源自纤维26尖端28b界面处更均匀的应力分布。在微纤维样品从皮肤34a脱离之前，微纤维样品的较长的回缩距离进一步确认蘑菇形纤维的负载分担得到改善。
图3C示出了具有不同VS尖端28b直径的微纤维粘合剂膜10的粘附强度。VS尖端28b直径通过调整粘性VS膜28的层厚度来控制。粘附强度取决于尖端28b的直径。此外，具有较大VS尖端28b尺寸的微图案化粘合剂膜10产生更高的粘附强度。通过具有95μm的平均VS尖端直径的微纤维阵列实现18kPa的最大粘附强度。具有较大VS尖端的微纤维的较高的粘附强度归因于其优化的几何形状以及随后的由于其增强的粗糙度和纹理适形而改进的负载分担。
图3D-G)显示了具有平均尖端直径28b为(D)60μm，(E)85μm，(F)95μm和(G)非结构化样品的相应样品的显微镜图像。所示的比例尺对应于100μm。图3H)显示了在多次墨印和附着工艺之后皮肤粘合剂膜10的粘附强度。图3I-K)显示了在J)第一、K)第二和L)第三附着循环之后微纤维26的显微镜图像。所示的比例尺对应于100μm。
为了确认通过粘性VS尖端28a直接在皮肤34a上的交联而显着改善粘合剂膜10的粘附，用交联的VS蘑菇形尖端28b测量了微纤维PDMS膜10的粘附强度。粘合剂膜10直接交联到皮肤表面上的粘附强度比微纤维PDMS样品的粘附强度高200倍，其中蘑菇形尖端在其施加到皮肤之前已完全交联(见下文中讨论的图12)。皮肤粘附的显著改善是由于粘性VS尖端28a在其完全交联之前与皮肤表面34a的高度形状适形。通过多次墨印和印刷微纤维粘合剂膜10来测试粘合剂膜10的可重复使用性。
对于第一次、第二次和第三次墨印，样品的粘附强度分别为14kPa、10kPa和8kPa。事实上，在墨印的三个循环之后，粘附强度接近非结构化样品的粘附强度(图3H)。此外，在每个墨印和印刷循环期间，更多的交联的VS积累在微纤维尖端28b上，并且在微纤维上形成部分或完整的VS膜，从而降低了蘑菇形纤维对粘合剂膜的粘附改善的贡献(见图3I-K)。
进行另外的实验以研究所制造的皮肤粘合剂膜的耐久性和生物相容性。将微纤维10和非结构化10’样品均附着到人前臂的皮肤34a上，并经受重复的弯曲-伸直循环。在超过300次负载循环后，微纤维皮肤粘合剂膜10表现出坚固的皮肤粘附，而在100次循环后非结构化样品开始从皮肤上部分脱离(见图13)。
在循环负载测试和微纤维粘合剂膜10从皮肤34a脱离之后，在皮肤表面上没有观察到刺激。进一步研究了在长期使用时微纤维粘合剂膜10可能的皮肤刺激。当将微图案粘合剂膜10安装到皮肤34a上超过24小时时，没有皮肤刺激(见下文中讨论的图13)。值得注意的是，所提出的微纤维粘合剂膜也可以以高粘附强度和耐久性粘附到湿的皮肤表面(见图14)。因此，所提出的复合微纤维皮肤粘合剂膜10可以提供强的皮肤粘附，具有高的耐久性和最小的刺激性。
图4显示了有效载荷40在背衬基底20处的应用。在本示例中，这些是用于医疗保健应用的可穿戴皮肤粘合剂应变传感器40。图4A)显示了在微纤维粘合剂膜10的顶部上制造的应变传感器40的照片，显示出设备10的高柔性。在下文中，将通过将皮肤粘合剂膜10与用于检测微小皮肤变形的柔性应变传感器40集成来证明皮肤粘合剂膜10的实用性。在微图案化PDMS膜10的顶部上制造了基于银纳米颗粒(AgNP)薄膜的应变传感器40(见图15)。
集成的皮肤粘合剂传感器40是高度柔性的，并且可以容易地附着到皮肤上(图4A)。图4B示出了在重复拉伸-释放循环下应变传感器原型的机电行为。应变传感器40经受频率约为1.8Hz的锯齿形应变分布，同时记录其电阻。应变传感器40可以精确地测量从0.1％到1％的具有显著电阻变化的应变。应变传感器40的应变系数(GF)-电阻除以施加的应变的相对变化-在0和1％的线性范围内为约767，显示了应变传感器的超高灵敏度。应变传感器40的超高GF归因于在拉伸-释放循环下AgNP薄膜的微裂纹开闭机制(见图16)。
图4C显示了附着到人胸部区域34a的微纤维皮肤粘合剂应变传感器40的响应。由于呼吸期间胸部的膨胀/收缩，传感器的电阻在吸气/呼气时迅速增大/减小。此外，微纤维皮肤粘合剂应变传感器可以以相当大的信号差异区分正常呼吸和深呼吸。异常呼吸速率和时间模式的实时检测可以帮助早期诊断几种疾病，例如哮喘、心脏衰竭、栓塞等。
图4D的插图描绘了安装在腕部34a的桡动脉上的微纤维皮肤粘合剂应变传感器40。由于所提出的复合微纤维粘合剂膜10的高粘附强度，应变传感器40牢固地粘附到皮肤34a。即使在大的应变条件下，传感器40也没有从皮肤34a脱离或脱层。
图4D示出了超过一分钟的血流脉冲的记录，显示了具有每分钟84次搏动的频率的心率。尽管由于手的移动而使传感器40的基本电阻发生变化，但是该传感器可以高灵敏度地记录血压。
图4E描绘了皮肤粘合剂传感器40持续10秒的响应，清楚地表明动脉脉冲的波形模式是可检测的。此外，通过传感器输出信号成功地识别出收缩期和舒张期的相位和峰值(图4F)。该波形对应于成人在其具有顺应性静脉的第三个十年生命中的径向血流脉冲。收缩期和舒张期峰值之间的时间延迟(ΔT)约为220ms。导出的动脉硬化指数(S.I.＝志愿者身高/ΔT)和反射指数(R.I.＝P2/P1×100)在健康人的正常范围内，分别约为7.5％和43.7％。
进一步研究了传感器附着方式对输出信号放大的影响。用市售的压敏医用胶带、具有VS尖端28a的微图案化PDMS 10和完全浸入到100μm厚的平坦VS膜28中的微图案化PDMS10将微纤维皮肤粘合剂应变传感器40安装在腕部的桡动脉上。为了避免皮肤粘合剂传感器40的硬化，只有传感器40的两端通过医用胶带(未示出)附着到皮肤。
传感器40的接触点保持相同，以最小化可能的信号变化。如图4E所示，当用医用胶带附着传感器时，传感器输出中出现小的峰，表明由于接触面积差和裸露的微纤维粘附不足，皮肤变形向传感器的弱转移。另一方面，具有VS尖端28b的微纤维皮肤粘合剂膜10由于其柔软性、阵列的微柱结构以及单个微纤维对皮肤表面的强附着而显示出到应变传感器40最大的信号传递。一旦传感器40通过载体10以完全浸没工艺安装到皮肤34a上，就记录不规则的波形图案。这种低信号质量被认为是由于固化的VS膜的柔性降低，使得整个传感器结构变得更硬。事实上，由于VS尖端28b之间的接触分裂，具有VS尖端28b的微结构样品比完全浸没的样品更软，这导致信号传递增强。
为了定量评估通过微纤维粘合剂膜附着的应变传感器的信号增强，传感器的SNR计算如下：
Figure BDA0002316484010000211
其中avg(ΔR)是径向脉冲测量期间传感器的平均电阻变化，而
Figure BDA0002316484010000221
是基线信号的标准偏差，其中传感器不承受任何应变。通过我们的微图案化粘合剂膜10、医用胶带和完全浸没法附着的应变传感器40的SNR分别为59.7、10.2和8.3。应变传感器40的SNR的显着改善是由于我们的微图案化粘合剂膜10的高粘附强度以及它们的柔软性和柔性。
在上文中，提出了一种用于高性能皮肤粘附的新方法。发现粘合剂膜10的高粘附强度是由于用交联的VS尖端28b装饰的PDMS微纤维26的增强的粗糙度和纹理适形以及负载分担。高度柔性、适形和生物相容性的微纤维皮肤粘合剂膜易于与可穿戴的软应变传感器40集成在一起，以实现它们在皮肤34a上的强粘结和高信号增强，用于医疗保健监控应用。以使其在皮肤34a上牢固结合并增强信号，从而用于医疗保健监测应用。除皮肤34a外，所提出的复合微纤维粘合剂膜10可以在各种干燥和湿润的环境条件下附着于具有复杂形貌和宽范围的表面粗糙度长度尺度的其他表面。
图5显示了具有不同AR的PDMS微纤维26的3D激光扫描显微镜图像。图5A)显示了AR为1的圆柱形图案(尖端直径45μm、高度47μm和间距55μm)。图5B)显示了AR为2的圆柱形图案(尖端直径45μm、高度90μm和间距55μm)。图5C)显示了AR为3.5的圆柱形图案(尖端直径41μm、高度146μm和间距59μm)。
图6显示了人工PDMS皮肤复制品34b的3D激光扫描显微图像。图6A)显示了皮肤的分层形貌的阳性复制品34b。图6B)显示了垂直粗糙度为104.2μm的微沟槽的微观粗糙度。图6C)显示了平均表面粗糙度为0.4μm的平面皮肤区域的纳米级粗糙度。
表1显示了系统测试的参数的总结，其显示了最佳(白色)、中间最佳(灰色)和非最佳(深灰色)条件。优化开始于AR，随后是其它参数。
Figure BDA0002316484010000231
图7显示了具有以变化的预负载压力在皮肤34a上印刷的不同AR的蘑菇形微纤维28b的显微镜图像。图7A)显示了AR为1且施加的预负载压力为25kPa的蘑菇形纤维28b(尖端直径45μm、高度47μm和间距55μm)。图7B)显示了AR为3.5且施加的预负载压力为5kPa的塌陷的微纤维26(尖端直径41μm、高度146μm和间距59μm)。比例尺：200μm。
图8显示了以不同预负载压力印刷在皮肤34a上的蘑菇形微纤维28b的显微镜图像(图案几何形状：尖端直径45-99μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)。图8A-C)显示了部分蘑菇形纤维28b。图8D)显示了整个阵列上的蘑菇形的图案。图8E和F)分别显示了在施加20kPa和25kPa的预负载压力时的蘑菇形和塌陷图案。比例尺：200μm。
图9显示了具有不同VS厚度并印刷在皮肤34a上的蘑菇形微纤维28b的显微镜图像(图案几何形状：尖端直径45-100μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)。图9A和B)小的蘑菇形纤维。图C-E)显示了具有大VS尖端的蘑菇形纤维28b。图9F)显示了相互连接的蘑菇形纤维28b，在纤维尖端的顶部具有膜。图9G和H)显示了部分或完全浸没的纤维。比例尺：200μm。
图10显示了在薄VS膜10的不同预交联持续时间之后，印刷在平板玻璃上的蘑菇形微纤维28b的显微镜接触图像(图案几何形状：尖端直径45-95μm，杆直径45μm，高度90μm，和间距55μm)。图10A)显示了相互连接的蘑菇形的纤维28b。图10B-D)显示了具有大的尖端的蘑菇形微纤维28b。图10E和F)显示了具有减小的尖端直径的蘑菇形微纤维28b。图10G和H)显示了没有转移材料的圆柱形纤维26。所示的比例尺相当于200μm。
图11显示了用于粘附性表征的定制实验装置的照片。在这方面，图11显示了具有摄像机102(在y轴台下方)(3，Point Grey Research Inc.)的倒置光学显微镜100(Axio Observer A1，Zeiss)，允许可视化接触界面。粘附力由沿z方向附接在计算机控制的高精度压电运动平台106(LPS-65 2"，Physik Instrumente GmbH&Co.KG)上的灵敏负载传感器104(GSO-1K，Transducer
Figure BDA0002316484010000242
)记录，分辨率为5nm，最大速度为10mm·s-1。
在y-方向上，采用远程电机平台108(M-605 2DD，Physik Instrumente GmbH&Co.KG)，分辨率为1μm，最高速度高达50mm·s-1。通过手动xy-平台(NFP-2462CC，Positionierungstechnik Dr.Meierling)完成x-和y-方向上的精细定位并且通过两个测角器112(M-GON65-U，Newport)调节倾斜校正。压电平台的运动控制和数据采集由定制的Linux代码(UbuntuTM，Canonical Ltd.)来实现。
该程序可以控制在x和z方向上的预负载、速度和位移以及接触时间。压电平台的位移通过电机控制器(
Figure BDA0002316484010000243
E-861，Physik Instrumente GmbH&Co.KG)进行控制。负载传感器104经由信号调节器(均未示出)(BNC-2110，National Instruments)连接到计算机，并且来自力测量的电压信号通过数据采集板(PCIe-6259，National Instruments)传输。
如前所述，将微纤维粘合剂贴片10附着于皮肤34a。请注意，在实验之前将皮肤34a剃刮并用洗涤剂清洗。为了表征粘附性，必须将微图案化的粘合剂膜10连接到负载传感器104。使用带有直径为7mm的圆形玻璃盘的C形保持器。玻璃盘确保了粘合剂图案10的中心仅与保持器连接，以便保持粘附系统的灵活性。
为了保持器与图案化的粘合剂10之间的强粘结，需要用粘附促进剂对保持器进行表面处理。通过膜敷料器(Multicator 411，Erichsen GmbH&Co.KG)产生50μm厚的有机硅粘附促进剂(Smooth-On Inc.)层，将带有附接的圆形玻璃盘的保持器墨印并在室温下固化30分钟。在下一步中，将VS聚合物用作粘结材料。用膜敷料器在玻璃板上产生厚度为50μm的薄VS膜。
将处理后的保持器浸入膜中并放置于附着的微纤维粘合剂10的背面。4分钟后，VS聚合物完全聚合并将保持器附接在粘合剂膜10上。将带有附着的粘合剂和保持器的前臂定位于负载传感器下方，并经由宽橡胶环连接至附接至负载传感器的另一C形保持器。应当注意，这种灵活的配置是至关重要的，因为更刚性的连接会在小臂运动时导致样品脱离，这是很难抑制的。
附加地，该装置提供了利用手动平台和测角器进行精确对准的可能性。在x和y方向上的定位通过手动xy-平台完成并且通过两个测角器112校正倾斜以确保垂直回缩。最后，保持器以100μm/s的速度回缩，直到粘合剂贴片从皮肤脱离。实验在温度和湿度控制的实验室中进行，分别在20℃-25℃和25％-35％的范围内。对于每个数据点，至少进行5次测量。
图12显示了当粘性VP层直接交联于皮肤表面34a时微纤维和非结构化粘合剂样品与当将VS层施加到皮肤34a之前将VS层完全交联时的样品的粘附性比较。
图13显示了皮肤34a上的粘合剂膜10的耐久性和生物相容性实验。图13A)显示了附着于平坦皮肤表面34a上的微纤维10(底部)和非结构化10’(顶部)样品的照片。图13B)显示了在弯曲条件下微纤维10和非结构化10’样品的照片；弯曲曲率约为0.21mm-1。图13C)显示了在100次弯曲-伸直循环后皮肤34a上的微纤维10和非结构化10’样品的照片。图13D)显示了在300次弯曲-伸直循环后皮肤上的微纤维10和非结构化10’样品的照片。图13E)显示了当在其附着之后立即从皮肤表面34a去除微纤维粘合剂膜10时的皮肤表面34a的照片。图13F)显示了在附着24小时后去除微纤维粘合剂膜10时的皮肤表面34a的照片。图13G)显示了去除微纤维粘合剂膜10(将该膜附着到皮肤上附着24小时)5小时后的皮肤表面34a的照片。比例尺：1cm。
图14A)显示了在施加预负载之前在湿皮肤表面34a上具有VS尖端28a的微纤维粘合剂膜10的照片。图14B)显示了在将VS尖端完全交联后，在湿皮肤表面34a上具有VS尖端28b的微纤维粘合剂膜10的照片，显示了粘合剂膜10与皮肤34a的强附着。图14C)显示了在干燥和湿皮肤34a上测量的微纤维粘合剂10的粘附性比较，证明在湿条件下略微降低但显著的粘附性。
图15显示了与皮肤粘合剂微纤维PDMS膜10集成的柔性应变传感器40的制造工艺。将微图案化的PDMS膜10切成矩形，其宽度和长度分别为约7mm和30mm。在第一步中，接下来将液体Ecoflex 50滴铸在微图案化的PDMS膜10的背衬基底20上(见图15-1)。
在第二步(见图15-2)中，将乳胶膜52放置在液体Ecoflex 50的顶部并均匀地压制。将液体Ecoflex 50在70℃下固化2小时后，将乳胶膜52粘结到微图案化的PDMS膜10。
随后，在第三步(见图15-3)中，将由银纳米颗粒(AgNPs)(平均粒径：200nm，SigmaAldrich)制成的银导电膏涂覆在乳胶基底52上，并用钢刮刀56随机摩擦。摩擦过程在乳胶膜52的整个表面上形成均匀的AgNP膜54。随后将涂覆的导电膜在70℃下干燥30分钟。
应当注意，乳胶橡胶被用作背衬基底20的顶部，这是因为乳胶橡胶的表面比PDMS或Exoflex的更粗糙。与AgNP膜54在平坦的PDMS或Ecoflex膜上完全脱离相比，它们牢固地粘附在乳胶基底的表面。
在第四步(见图15-4)中，通过银膏(Sigma Aldrich)将铜线58附接到AgNPs膜54的两端。之后，使银膏固化。
在第五步(见图15-5)中，整个导电膜被液体Ecoflex 60封装并在70℃下固化两个小时。由于Ecoflex 60顶层的固化，实现了集成应变传感器40。
在第六步和最后一步(见图15-6)中，如本文所述的第一种方法，将柱状物涂有油墨28以形成部分交联的尖端28a。
为了评价机电行为，将应变传感器40夹持在电动移动平台(M-605高精度平移平台，Physik Instrumente(PI))上，并且将重复的拉伸-释放循环施加于传感器40。使用数据采集(DAQ)系统(USB X系列多功能DAQ，National Instruments)同时测量相应的电阻变化。在先前的机电测量中，将所有应变传感器40拉伸至5％应变，以在AgNP传感膜中引起微裂纹。
在这方面，图16显示了由3D激光扫描共聚焦显微镜(Keyence，VK-X200系列)跟踪的AgNP膜54的表面拓扑结构。特别地，图16a显示了拉伸之前的表面，图16b显示了在拉伸5％时AgNP薄膜中的微裂纹的扩展。图16所示的比例尺为200μm。

Claims (33)

1.一种用于粘合剂的载体，其中所述载体被配置为附着到表面，例如人、动物、车辆、建筑物或机器人身体的一部分，所述载体包括：
-背衬基底，其中所述背衬基底是与有效载荷的界面；
-图案化表面，所述图案化表面具有存在于所述表面处的岛状物；
其中所述岛状物和所述背衬基底中的至少一个由顺应性材料制成，
其中所述岛状物的自由表面的至少一部分涂覆有包含可固化材料的油墨，
其中选择所述油墨以将所述载体的所述岛状物粘结到另一物体。
2.根据权利要求1所述的载体，其特征在于，选择所述油墨以在所述有效载荷和所述另一物体之间形成连接。
3.根据权利要求1或2所述的载体，其特征在于，所述油墨和所述岛状物形成与所述有效载荷的机械连接，其中所述机械连接被配置为增强所述有效载荷要测量的物体的性质。
4.根据权利要求3所述的载体，其特征在于，所述有效载荷是应变传感器，所述油墨和所述岛状物被配置为将变形和应力从所述物体传递到所述有效载荷。
5.根据权利要求3或4所述的载体，其特征在于，所述有效载荷是电传感器，所述油墨和所述岛状物被配置为将电信号从所述物体传输到所述有效载荷。
6.根据权利要求3至5中任一项所述的载体，其特征在于，所述有效载荷是温度传感器，并且所述油墨和所述岛状物被配置为将热参数从所述物体传导至所述有效载荷。
7.根据权利要求3至6中任一项所述的载体，其特征在于，所述有效载荷是化学传感器，并且所述油墨和所述岛状物被配置为允许化合物从所述物体流向所述有效载荷。
8.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，存在于所述载体的各个所述岛状物之间的自由空间的液体渗透性在室温下选自105至10-20[cm2]的范围内，特别是101至10-10[cm2]的范围内；和/或其中存在于所述载体的各个所述岛状物之间的自由空间的气体渗透性在室温下选自105至10-20[cm3*cm*cm-2*s-1*cmHg-1]的范围内，特别是101至10-10[cm3*cm*cm-2*s-1*cmHg-1]的范围内。
9.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述顺应性材料是柔性材料。
10.根据权利要求9所述的载体，其特征在于，所述顺应性材料是具有被选择以适形和/或适应于所述表面的拓扑结构的柔性的材料。
11.根据权利要求9或10所述的载体，其特征在于，所述顺应性材料是形成所述背衬基底和所述岛状物中的至少一个的柔性材料，并且所述柔性材料具有选自10kPa至600MPa的范围内的杨氏模量。
12.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，在所述岛状物之间存在空隙，任选地，其中所述空隙的表面积与所述岛状物的表面积之比限定了所述载体上所述岛状物的密度。
13.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述岛状物与所述背衬基底是一体的或所述岛状物连接至所述背衬基底。
14.根据前述权利要求中至少一项所述的载体，其特征在于，所述岛状物是规则或不规则间隔的凹凸体。
15.根据权利要求14所述的载体，其特征在于，所述凹凸体是规则或不规则形状的，其中所述凹凸体是柱状物。
16.根据权利要求15所述的载体，其特征在于，所述柱状物是立方体、锥体、球形、圆柱形、圆锥形、立方形、三角形或六边形。
17.根据权利要求14或15所述的载体，其特征在于，所述柱状物具有至少基本上为圆柱形的形状。
18.根据权利要求14至17中任一项所述的载体，其特征在于，所述凹凸体的纵横比选自10-4至104的范围内。
19.根据权利要求18所述的载体，其特征在于，所述凹凸体的纵横比选自0.01至1000的范围内。
20.根据权利要求18或19所述的载体，其特征在于，所述凹凸体的纵横比选自0.1至100的范围内。
21.根据权利要求18至20中任一项所述的载体，其特征在于，所述凹凸体的纵横比选自1至5的范围内。
22.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，以传感器的形式存在的所述有效载荷附接到所述背衬基底。
23.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述岛状物和所述背衬基底中的至少一个包括填充材料。
24.根据权利要求23所述的载体，其特征在于，所述填充材料选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合。
25.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述岛状物和/或所述背衬基底的材料选自有机材料、无机材料、金属、合金、陶瓷、玻璃、聚合物、橡胶、生物材料、复合材料、泡沫、织物材料、颗粒材料、纤维材料和上述材料的组合。
26.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述可固化材料是提供与所述岛状物的材料的交联或粘附的材料，其中所述可固化材料选自与所述岛状物相同的材料、热可交联材料、光可交联材料、湿气可交联材料、可催化交联材料、氧化还原反应可交联材料及其组合，其中所述可固化材料选自与所述岛状物相同的材料、热可交联材料、光可交联材料、湿气可交联材料、可催化交联材料、氧化还原反应可交联材料及其组合。
27.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，所述可固化材料是提供与所述载体随后连接的所述物体的交联或粘附的材料。
28.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，选择所述油墨以将所述载体可释放地粘结到所述另一物体。
29.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体，其特征在于，在固化所述油墨后，其上具有固化的油墨的所述岛状物的部分的直径小于、类似于或大于在施加所述油墨之前所述部分的直径。
30.根据权利要求29所述的载体，其特征在于，其上具有固化的油墨的所述岛状物的尖端的直径小于、类似于或大于没有油墨的所述岛状物的一部分的直径。
31.根据权利要求30所述的载体，其特征在于，其上具有所述固化的油墨的所述岛状物的所述尖端的所述直径大于没有油墨的所述岛状物的一部分的所述直径，使得形成蘑菇形的柱状物。
32.根据前述权利要求中的至少一项所述的载体的用途，用于可穿戴医疗设备、用于穿戴在人体或动物体上的物体、用于可附着到人体的美容制品的用途。
33.一种激活载体用于粘结到物体的方法，所述载体包括：
-背衬基底，其中所述背衬基底是与有效载荷的界面；
-图案化表面，所述图案化表面具有存在于所述表面处的岛状物；
其中所述岛状物和所述背衬基底中的至少一个由顺应性材料制成，所述方法包括以下步骤：
将所述载体的所述岛状物至少部分地浸入到油墨容器中，
将包括其上存在的油墨的所述载体的所述岛状物放置在物体上；以及
固化所述油墨的材料以在所述载体和所述物体之间粘附或形成粘结。
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