Digitale Herstellung personalisierter Schuhe mit eingebetteten Sensoren

Wissenschaftliche Berichte Band 13, Artikelnummer: 1962 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Die starke klinische Nachfrage nach genaueren und personalisierteren Gesundheitsüberwachungstechnologien erfordert die Entwicklung additiv gefertigter tragbarer Geräte. Während die Materialpalette für die additive Fertigung immer größer wird, bleibt die Integration von Materialien, Designs und digitalen Fertigungsmethoden in einen einheitlichen Arbeitsablauf eine Herausforderung. In dieser Arbeit wird eine 3D-Druckplattform für die integrierte Herstellung silikonbasierter weicher Wearables mit eingebetteten piezoresistiven Sensoren vorgeschlagen. Silikonbasierte Tinten, die Cellulose-Nanokristalle und/oder Rußfüllstoffe enthalten, wurden sorgfältig entwickelt und für die direkte Tintenbeschriftung eines Schuh-Einlegesohlen-Demonstrators mit gekapselten Sensoren verwendet, die sowohl Normal- als auch Scherkräfte messen können. Durch die Feinabstimmung der Materialeigenschaften auf die erwarteten Plantardrücke wurde die patientenindividuelle Schuheinlage vollständig bei Raumtemperatur in 3D gedruckt, um die Gangkräfte während körperlicher Aktivität vor Ort zu messen. Darüber hinaus ermöglicht der digitalisierte Ansatz eine schnelle Anpassung des Sensorlayouts an spezifische Benutzerbedürfnisse und dadurch die Herstellung verbesserter Einlagen in mehreren schnellen Iterationen. Die entwickelten Materialien und Arbeitsabläufe ermöglichen eine neue Generation vollständig 3D-gedruckter weicher elektronischer Geräte zur Gesundheitsüberwachung.

Die Standards im Gesundheitswesen verbessern sich kontinuierlich, da die Nachfrage nach einer genaueren und personalisierten Gesundheitsüberwachung weiter wächst1,2,3,4,5,6,7. Diese Nachfrage kommt nicht nur aus dem medizinischen Bereich, der sich ausschließlich an klinischen Bedürfnissen orientiert, sondern auch von Sportlern und Sportbegeisterten, die sich ihres Gesundheitszustands und ihrer körperlichen Verfassung bewusster werden möchten3,8. Um diesem Problem zu begegnen, werden personalisierte weiche tragbare Sensorsysteme entwickelt, die über einen längeren Zeitraum physiologische Gesundheitsmetriken liefern1, ohne den Komfort des Benutzers zu beeinträchtigen9,10. Eine Zielanwendung für die kontinuierliche Gesundheitsüberwachung ist die Analyse des Gangs, die Einblicke in den allgemeinen Gesundheitszustand11, das Altern12,13, die sportliche Leistung und die Genesung nach Verletzungen14 geben kann. Während bei der Entwicklung von Materialien und Sensoren zur Realisierung von Wearables zur Gangüberwachung viele Fortschritte erzielt wurden1,9 gibt es nur wenige Komplettlösungen, die leicht auf den Benutzer zugeschnitten werden können. Darüber hinaus basiert der Goldstandard bei Gangbewegungsmessungen weiterhin auf stationären Instrumenten10,15, die nicht für die Überwachung frei lebender Tiere verwendet werden können. In diesem Zusammenhang haben sich Trägheitssensoren als tragbare Lösung als vielversprechend erwiesen16. Allerdings befinden sich die für deren Nutzung erforderlichen Messprotokolle noch in der Entwicklung und eine Langzeitüberwachung mit patientenspezifischen Geräten wurde noch nicht nachgewiesen17.

Elektronisches Schuhwerk in Form von Socken und Einlegesohlen mit integrierten Sensoren bietet eine attraktive Strategie zur zuverlässigen Gangmessung10,18 und bietet gleichzeitig ein hohes Maß an Komfort für den Benutzer. Da sie einfach und unauffällig in einen Schuh eingesetzt werden können, sind Einlegesohlen ideale Kandidaten für die Gangbewegungsüberwachung. Die Anpassung von Form, Position und Material der Einlegesohle bietet auch die Möglichkeit, den Gang zu verbessern und weiteren Gesundheitsproblemen vorzubeugen, indem die Körperhaltung korrigiert und die plantare Druckverteilung verbessert wird14,19. Darüber hinaus kann die sportliche Leistung durch die Verwendung von Einlagen mit einstellbarer Steifigkeit und Geometrie positiv beeinflusst werden20. Die Integration von Sensoren in moderne Einlagen ist eine offene Fertigungsherausforderung, für die unterschiedliche Konzepte vorgeschlagen wurden. Bisher wurden mehrere intelligente Elastomer-Plantarsensorsysteme mit integrierten mechanischen Sensormechanismen entwickelt, darunter kapazitive21,22, piezoresistive23, kraftempfindliche Widerstandssensoren24 und triboelektrische25,26 Drucksensoren. Solche integrierten Systeme wurden entweder mithilfe der Rolle-zu-Rolle-Fertigung27, der Laserinduktion28 oder der Reinraumfertigung29 hergestellt. Trotz dieser verlockenden Entwicklungen basieren aktuelle Ansätze immer noch auf herkömmlichen Fertigungsabläufen, die der steigenden Nachfrage nach Digitalisierung und Personalisierung nicht gerecht werden können.

Der 3D-Druck ist ein vielversprechender Ansatz, um diese Lücke zu schließen, indem er ein hohes Maß an Individualisierung, kurze Produktionszyklen und vollständige Digitalisierungsmöglichkeiten bietet30,31. Obwohl die Sportindustrie großes Interesse an personalisierten 3D-gedruckten Objekten bekundet hat32, hinkt die angewandte Forschung zur Herstellung und Charakterisierung solcher Geräte hinterher. Technologien für den 3D-Druck der weichen Materialien, die für die Herstellung tragbarer Elektronik erforderlich sind, sind bereits verfügbar. Dazu gehören Küpen-Photopolymerisation33,34, Material-Jetting35 und Materialextrusionstechniken wie Direct Ink Writing (DIW) und Fused Filament Fabrication (FFF)36,37,38,39. DIW eignet sich insbesondere aufgrund der Vielzahl von Materialien, die mit dieser Technik abgeschieden werden können33,34,40,41, insbesondere Polymere, leitfähige Pasten sowie piezoresistive und piezoelektrische Materialien42,43,44,45,46,47, 48,49. Trotz der umfangreichen verfügbaren Materialpaletten wurde diese vielseitige 3D-Drucktechnik noch nicht vollständig für die Herstellung elektronischer Schuhe genutzt. Jüngste Arbeiten zum DIW der Soft-Elektronik haben das Potenzial dieser Technologie bei der Erzeugung von Sensorarrays für Einlegesohlenanwendungen gezeigt21. Der 3D-Druck benutzerspezifischer Einlagen und deren Validierung in frei lebenden Umgebungen sind entscheidende nächste Schritte zur Schaffung der nächsten Generation personalisierter elektronischer Schuhe.

In dieser Arbeit schlagen wir eine integrierte 3D-Druckplattform für die digitale Herstellung einer vollständig maßgeschneiderten intelligenten Einlegesohle mit eingebetteten piezoresistiven Sensoren vor und demonstrieren die Verwendung solcher personalisierten Schuhe bei realen körperlichen Aktivitäten. Unser Ziel ist es, mithilfe funktioneller Tinten, die sowohl Sensorfunktionen als auch eine lokale Abstimmung der mechanischen Eigenschaften der Einlegesohle bieten, die multimaterialübergreifende, komplexe Formgebungsfähigkeit des DIW zu nutzen, um nicht nur Daten aus Benutzer-Umwelt-Interaktionen zu sammeln, sondern auch die mechanische Reaktion der personalisierten Einlegesohle abzustimmen Einlegesohle zur Verbesserung der Leistungsfähigkeit oder des Gesundheitszustandes des Benutzers (Abb. 1). Langfristig besteht die Vision darin, mithilfe dieser Druckplattform reale physische Daten zu erfassen, die als Input für die Erstellung eines digitalen Zwillings zur Erstellung verbesserter Schuhdesigns verwendet werden können. Zu diesem Zweck werden zunächst die mechanischen und rheologischen Eigenschaften von Silikonkompositen mit funktionellen Füllstoffen charakterisiert und optimiert, um die Herstellung komplexer 3D-Strukturen mit integrierten Druck- und Schersensoren zu ermöglichen. Als nächstes validieren wir die Leistung unserer Sensoren und Einlegesohlendesigns durch mechanische Tests, die statische und dynamische Belastungen einer gehenden Person simulieren. Schließlich formen wir eine Einlegesohle mit eingebetteten Sensoren, indem wir die Oberfläche einer handelsüblichen Schuheinlegesohle rekonstruieren, und führen Tests mit der Einlegesohle in einem Schuh durch, um den Gang unter freien Lebensbedingungen zu erfassen.

Vorgeschlagener Analyse- und Herstellungszyklus für maßgeschneiderte Einlagen mit eingebetteten Sensoren. Im geplanten Arbeitsablauf kann ein geschulter Mitarbeiter im Gesundheitswesen die Einlegesohle auf der Grundlage der ersten medizinischen Diagnose in 3D drucken und später angepasste Versionen davon unter Berücksichtigung der bei körperlichen Aktivitäten erfassten Gangdaten drucken. Illustration von Estevam Quintino (CC BY 4.0).

Die vorgeschlagene digitale Fertigungsplattform basiert auf der Entwicklung einer geeigneten Materialpalette. Zu diesem Zweck haben wir eine Reihe von Tinten vorbereitet, die dem für DIW erforderlichen rheologischen Verhalten entsprechen und außerdem über die Materialeigenschaften verfügen, die zum Drucken funktionaler Sensoren und mechanisch abstimmbarer 3D-Strukturen erforderlich sind. Um die erforderliche Flexibilität und Elastizität für ein tragbares Gerät zu erreichen, basieren unsere Formulierungen auf einem handelsüblichen Silikonelastomer, das wir mit zwei Arten funktioneller Füllstoffpartikel vermischt haben. Zunächst wurden oberflächenmodifizierte Cellulose-Nanokristalle (CNCs) als struktureller Füllstoff verwendet, um die rheologischen Eigenschaften der Tinten und die mechanische Reaktion lasttragender Teile der Einlegesohle zu modifizieren. Die Nanozellulose wird mit Methyltrimethoxysilan (MTMS) funktionalisiert, um ihre Oberflächenaffinität gegenüber Silikon zu erhöhen und so die Vermischung mit dem Basiselastomer zu erleichtern (Abb. 2 a). Zweitens wurden funktionelle Füllstoffe in Form von Rußpartikeln in rheologisch optimierte Silikone eingearbeitet, um die piezoresistiven Elemente der Sensoren der Einlegesohle zu drucken. Es wird erwartet, dass diese elektrisch leitenden Füllstoffpartikel ein perkolierendes Netzwerk innerhalb des silikonbasierten Verbundwerkstoffs bilden, wodurch sich dessen elektrischer Widerstand bei Einwirkung äußerer Kräfte ändert.

Design und Charakterisierung von Struktur- und piezoresistiven Tinten. (a) Schematische Darstellung des DIW-Druckprozesses des CNC-verstärkten Silikonharzes, das als Strukturtinte verwendet wird. Die Cartoons veranschaulichen die Ausrichtung der oberflächenmodifizierten CNCs innerhalb der Silikonmatrix. (b) Speicher- und Verlustschermoduli von Strukturtinten mit unterschiedlichen CNC-Konzentrationen. (c) Zugmoduli von Verbundtinten, die mit unterschiedlichen CNC-Konzentrationen hergestellt wurden. Der Einschub zeigt den Einfluss der Druckrichtung auf die Zugfestigkeit der gedruckten Teile. (d) Gitterartige Strukturen mit unterschiedlichen Fülldichten, gedruckt mit 12,5 % (w/w) CNC-verstärkter Tinte. Von unten nach oben betragen die Fülldichten 100 %, 50 % und 25 %. (e) Kompressionsmodule der mit 12,5 % CNCs verstärkten Tinte bei unterschiedlichen Fülldichten. (f) Oberflächen-3D-Rekonstruktionen von Strukturtinten enthalten 5,0 % (w/w) (oben) und 12,5 % (w/w) (unten) CNC-Konzentrationen. Beide Proben wurden mit einer Düse mit einem Durchmesser von 0,62 mm gedruckt. (g) Oberflächen-3D-Rekonstruktion eines gedruckten Silbersteckers auf einem Substrat, das mit einer 5,0 % CNC-verstärkten Tinte bedruckt wurde. (h) Einfluss unterschiedlicher Rußkonzentrationen auf die Empfindlichkeit piezoresistiver Elemente, die mit Tinten gedruckt werden, die 1-Pentanol als Verdünnungsmittel enthalten. Eingefügter, normaler Probensensor zur Bestimmung der Empfindlichkeit.

Durch den Einbau der modifizierten CNCs in die Silikonmatrix können wir sowohl die rheologischen Eigenschaften der Tinten als auch die mechanische Reaktion des gedruckten Materials nach dem Aushärten anpassen (Abb. 2b). Im Hinblick auf das rheologische Verhalten verändert sich die Tinte von einem flüssigen zu einem viskoelastischen Material, wenn die CNC-Konzentration über 5,0 % (w/w) erhöht wird. Auch die mechanischen Eigenschaften der ausgehärteten Tinte werden durch das Vorhandensein von CNCs stark beeinflusst. Zugversuche zeigen, dass die Netzwerkbildungsfähigkeit der CNC-Partikel im Vergleich zu reinem Silikon zu einer 2-fach höheren Festigkeit und 5-fach höheren Steifigkeit führt (Abb. 2c). Durch den Zusatz von CNCs können wir nicht nur die rheologischen Eigenschaften und die Steifigkeit der Tinte verändern, sondern auch eine anisotrope mechanische Reaktion erzielen. Aufgrund der Scher- und Dehnkräfte, die das Material während der Extrusion durch die Düse erfährt, richten sich die länglichen CNC-Partikel in Richtung des aufgebrachten Flusses aus (Abb. 2a), wie in früheren Arbeiten gezeigt50. Dies führt zu einer gedruckten Linie mit anisotroper Mikrostruktur und anisotropen Eigenschaften (Abb. 2c, Einschub) und gibt uns die Möglichkeit, die Festigkeit der gedruckten Innensohle weiter zu beeinflussen, indem wir einfach das Bewegungsmuster des Extruders während des Druckvorgangs bestimmen. Neben der Tintenformulierung lassen sich auch die mechanischen Eigenschaften der gedruckten Teile einfach anpassen, indem die Dichte der Drucklinien in gitterartigen Strukturen verändert wird (Abb. 2d). Tatsächlich wurde festgestellt, dass eine Erhöhung des Füllfaktors von 25 auf 100 % die Drucksteifigkeit des Gitters von 3 auf fast 8 MPa erhöht (Abb. 2e).

Das rheologische Verhalten der Tinte spielt auch eine entscheidende Rolle für unsere Fähigkeit, komplexe 3D-Geometrien mit einstellbarer mechanischer Reaktion oder glatte Substrate für funktionelle piezoresistive und leitfähige Elemente zu drucken. Um 3D-Strukturen mit Überhängen und komplexen Mustern zu drucken, sollte die Tinte eine Fließspannung aufweisen, die hoch genug ist, um den formverzerrenden Effekt von Kapillarkräften zu verhindern51. Diese Anforderung wird von Silikontinten erfüllt, die 12,5 % (w/w) modifizierte CNCs enthalten. Mit einer Fließspannung von 1,3 kPa ermöglicht diese Tinte die Abscheidung verzerrungsfreier Filamente, die die Herstellung dreidimensionaler Teile ermöglichen, wie beispielsweise die in Abb. 2d gezeigten gitterartigen Strukturen. Während für 3D-Geometrien viskoelastische Tinten erforderlich sind, können die glatteren Bereiche der Innensohle, die zur Aufnahme piezoresistiver und leitfähiger Elemente erforderlich sind, nur mit Tinten geformt werden, die ausreichend flüssig sind, um durch die Wirkung von Schwerkraft und Kapillarkräften zu einer glatteren Oberfläche abgeflacht zu werden. Um diese Bedingung zu erfüllen, haben wir uns für Tinten mit einer niedrigeren CNC-Konzentration von 5,0 % (w/w) entschieden. Eine optische Mikroskopieanalyse gedruckter Proben zeigt, dass diese Tinte zu einer Oberflächenrauheit von 4,2 ± 1,5 µm führt, was mindestens achtmal niedriger ist als die, die mit einer Formulierung mit 12,5 % (w/w) CNCs erreicht wird (Abb. 2f). Druckexperimente zeigen, dass die Glätte des Substrats entscheidend für die Herstellung robuster elektrischer Steckverbinder und piezoresistiver Elemente ist (Abbildung S1). Darüber hinaus haben wir herausgefunden, dass die Einführung starrer Höcker auf der gedruckten piezoresistiven Schicht die Empfindlichkeit des Sensors verbessert, indem die Kraftübertragung auf das Sensorelement verbessert wird (Abb. 2g). Da starre Unebenheiten die Ergonomie und den Halt des Fußes beeinträchtigen können, kann eine zusätzliche topologische Schicht auf die Innensohle gedruckt werden, um jeglichen Einfluss der Unebenheiten auf den Gang zu verhindern und die langfristige Zuverlässigkeit des endgültigen tragbaren Geräts sicherzustellen. Für die Herstellung der starren Erhebungen auf der Sensorschicht wurden Tinten mit einem CNC-Gehalt von 12,5 % (Gew./Gew.) verwendet. Wichtig ist, dass unsere Ergebnisse zeigen, dass die Verwendung modifizierter CNCs und abstimmbarer Gitterdesigns es uns ermöglicht, die Rheologie der Tinte und die mechanischen Eigenschaften des gedruckten Materials abzustimmen, ohne die chemische Zusammensetzung der Basissilikonmatrix zu ändern.

Piezoresistive Elemente wurden mit den mit Rußpartikeln gefüllten Funktionstinten erfolgreich auf glatte Silikonsubstrate gedruckt (Abb. 2g). Um eine piezoresistive Reaktion zu erreichen, wurden diese Tinten mit einem Lösungsmittel verdünnt, das beim Trocknen die Bildung eines spannungsempfindlichen Netzwerks aus Kohlenstoffpartikeln induziert. Das rheologische Verhalten der piezoresistiven Tinte wurde für DIW optimiert, indem Quarzstaub in die Formulierung eingearbeitet wurde (Abbildung S2). Um den Satz an Tinten zu vervollständigen, die zum Drucken der elektronischen Einlegesohlen erforderlich sind, haben wir eine handelsübliche Formulierung auf Silberbasis ausgewählt. Diese Tinte wurde verwendet, um die Schaltkreise aus 50–100 µm dicken Leitungen zu erzeugen, die die Sensorelemente verbinden (Abb. 2g). Um die Haftung dieser Tinte auf dem Silikonsubstrat zu verbessern, führen wir eine gepulste Lichtbogenplasmabehandlung auf dem Elastomer durch, wobei wir ein speziell montiertes atmosphärisches Plasmasystem verwenden. Dieses System wird direkt am Drucker montiert, um eine Inline-Oberflächenbehandlung des Substrats während des Herstellungsprozesses zu ermöglichen. Die positiven Auswirkungen einer solchen Behandlung auf die Haftung der Silberverbinder wurden durch einen Klebebandhaftungstest bestätigt (Abbildung S3). Die Erfassungsfähigkeit des Ruß-Silikon-Verbundwerkstoffs wurde durch Messung der Änderung des elektrischen Widerstands des gedruckten piezoresistiven Elements als Funktion des ausgeübten Drucks bewertet. Unter Verwendung verschiedener Tintenformulierungen haben wir beobachtet, dass die Empfindlichkeit der piezoresistiven Elemente um den Faktor 3 erhöht werden kann, indem die Rußkonzentration im Bereich von 4,0–5,0 % (w/w) eingestellt wird (Abb. 2h). Eine weitere Optimierung der Art und Menge des der Tinte zugesetzten Lösungsmittels ermöglichte eine zusätzliche Verbesserung der Stabilität der Sensoren (Abbildung S4). Für die angestrebte Anwendung erwies sich eine Konzentration von 4,0 % (w/w) Ruß und 80 % 1-Pentanol im Hinblick auf die Tintenverdruckbarkeit und die piezoresistive Leistung als optimal. Der Kompressionsmodul des mit dieser optimalen Tinte bedruckten Materials wurde gemessen (Abbildung S2d) und zur Bestimmung des Dickenfaktors der gedruckten Sensorelemente verwendet.

Unter Verwendung der oben beschriebenen Materialien und des Drucksystems haben wir Normal- und Scherkraftsensordesigns entwickelt, die in eine flexible Einlegesohle integriert werden können, um den Gang zu überwachen. Sensoren mit einfachem Dehnungsmessstreifendesign wurden hergestellt, indem DIW eine piezoresistive Tinte mit 4,0 % (Gew./Gew.) Ruß auf ein Substrat druckte, das mit einer Strukturtinte bedruckt war, die 5,0 % (Gew./Gew.) CNCs enthielt. Die normale Druckmessung wurde mithilfe einer Sensorkonfiguration erreicht, die ein einzelnes rechteckiges piezoresistives Element verwendet, das auf zwei parallelen Silberelektroden sitzt (Abb. 3a.i). Das Funktionsprinzip dieses Sensors beruht auf der Erhöhung des elektrischen Widerstands im Längsleiterpfad des Messfühlers, der durch die Zugspannung aufgrund normaler Kompression verursacht wird52. Zur Messung der Scherkräfte verwendeten wir eine zweite Sensorkonfiguration bestehend aus zwei parallel angeordneten piezoresistiven Elementen. Bei dieser Konstruktion wird der Unterschied im elektrischen Widerstand zwischen den beiden Elementen verwendet, um die angewendeten Scherkräfte zu quantifizieren (Abb. 3a.ii). Piezoresistive Elemente mit Chevron-Form wurden verwendet, um mechanische Nachgiebigkeit in eine Richtung und Widerstand in die entgegengesetzte Richtung einzuführen, was zu einem Spannungsunterschied zwischen den beiden Elementen bei gleicher Scherkraft führte. Die Dehnungsmessstreifen aller Sensoren wurden mit einer Erhebung bedeckt, die aus einer steiferen Strukturtinte (12,5 % (w/w) CNC) gedruckt wurde, um eine effektivere Kraftübertragung und einen gleichmäßigen Kompressionsdruck zu ermöglichen. Um die Wirksamkeit unseres 3D-Druckansatzes zu demonstrieren, wurden mehrere Sensoren hergestellt und unter einer Reihe vorgegebener Testbedingungen getestet.

Piezoresistive Sensoren zur Messung von Normal- und Scherkräften. (ai,ii) Bilder und Schaltpläne der (i) Normal- und (ii) Scherkraftsensoren. (b–d) Reaktionen in Form einer Widerstandsänderung (∆R) des normalen Sensors unter (b) statischen und (c) niederfrequenten oder (d) hochfrequenten dynamischen Bedingungen. (e,f) Reaktionen des Schersensors in Form der Widerstandsdifferenz zwischen vorderem und hinterem Sensor als Funktion von (e) Zeit und (f) angelegter Scherkraft. (g) Empfindlichkeit des Scherkraftsensors, quantifiziert als normalisierte Widerstandsänderung (%) unter unterschiedlichen Normal- und Scherkräften.

Die Reaktionen unserer Normalkraftsensoren wurden durch die Anwendung von Belastungsfällen ermittelt, die der menschlichen Nutzung ähneln und dem Plantardruck entsprechen, der beim Gehen, Laufen und anderen sportlichen Aktivitäten ausgeübt wird53,54. Die Leistung des normalen Sensors gegenüber statischen Belastungen wurde durch Messung der Widerstandsänderung (∆R) 30 s nach voller Belastung für mehrere Sensoren (n = 6) über einen Druckbereich von 200–1000 kPa bestimmt (Abb. 3b). Die durchschnittliche statische Empfindlichkeit der Sensoren betrug für diesen Druckbereich 13,2 ± 0,5 Ω/kPa oder 0,22 ± 0,03 %/kPa (R2 = 0,998). Die beobachteten Abweichungen bei den Spitzenreaktionswerten können auf einen leichten Unterschied im Basiswiderstand (R0) zwischen den Sensoren zurückgeführt werden, der einen Wert von 6,1 ± 1,4 kΩ aufwies (Abbildung S5). Durch die Kalibrierung auf diesen Grundlinienversatz können die Sensoren den Plantardruck sowohl bei Aktivitäten mit geringer als auch bei starker Belastung genau erfassen. Es wurde festgestellt, dass die statischen Reaktionen nach Anwendung der Volllast sowohl im Be- als auch im Entlastungsfall über die Zeit stabil waren (Abbildung S6). Aus der experimentell gemessenen Widerstandsänderung von 8,2 ± 1,1 kΩ und dem Kompressionsmodul von 9,2 ± 0,1 MPa (Abbildung S2d) berechneten wir den Gauge-Faktor (GF) der Normalkraftsensoren zu 31,2 ± 0,1.

Zusätzlich zu den statischen Belastungsbedingungen wurde auch die dynamische Reaktion der Normalkraftsensoren anhand ausgewählter Drücke von 200, 600 und 1000 kPa bewertet. Die Messungen wurden bei den Frequenzen 0,5 Hz, 1 Hz und 2 Hz durchgeführt, um langsame Gehgeschwindigkeiten von weniger als 3 km/h (< 1 Hz) und Laufgeschwindigkeiten von mehr als 18 km/h darzustellen (Abb. 3c, d, Abbildung S7). )55. Nach einer kurzen Stabilisierungsphase kann die Reaktion des Sensors als harmonische Welle mit Maxima und Minima betrachtet werden, die den belasteten (Peak) und unbelasteten Zuständen (Tal) entsprechen. Die Differenz zwischen diesen beiden Werten wird als dynamische Amplitude definiert. Es wurde festgestellt, dass diese Amplituden über die Zeit stabil sind, mit einer Spitzendrift von weniger als 2 % für das Zeitintervall zwischen 5 und 30 Minuten (Abbildung S7). Um die Empfindlichkeit des piezoresistiven Elements unter diesen dynamischen Bedingungen zu quantifizieren, haben wir die alle 5 Minuten gemessenen Spitzen- und Talwerte gemittelt und für jede Testbedingung analysiert (Abbildung S8). Die Ergebnisse zeigen, dass die relative Spitzenreaktion linear mit dem Betätigungsdruck zunimmt, was zu einer Empfindlichkeit von 16,9 ± 0,8 % pro 100 kPa (R2 = 0,999) führt. Diese Empfindlichkeit ist etwas geringer als die beim statischen Test gemessene, was wahrscheinlich auf die transiente Natur der aufgebrachten Last zurückzuführen ist. Die relativen Talwerte folgen demselben Trend, allerdings mit einer geringeren Variation von 10,1 ± 2 % pro 100 kPa (R2 = 0,989). Die für die Talwerte erhaltene geringere Empfindlichkeit könnte mit den viskoelastischen Eigenschaften des piezoresistiven Materials zusammenhängen, die es daran hindern, vollständig in seinen Ausgangszustand zurückzukehren. Bemerkenswert ist, dass die Belastungsfrequenz weder die Spitzen- noch die Talempfindlichkeit des piezoresistiven Sensors signifikant beeinflusste (Abbildung S8b).

Die Scherkraftsensoren wurden bewertet, indem die Sensoren mit Normaldrücken von 400, 600 und 800 kPa festgeklemmt und entweder in negativer oder positiver Richtung bis zu einer Kraft von 15 N geschert wurden. Die positive Richtung entspricht einer auf die Zehen ausgeübten Scherkraft , während die negative Richtung mit auf die Ferse gerichteten Kräften verbunden ist (Abb. 3e). Vor dem Scheren zeigten die Sensoren einen durchschnittlichen Grundlinienwiderstand unter Klemmdruck (RN) von 7,0 ± 0,8 kΩ. Die Reaktion des Sensors auf die unterschiedlichen angelegten Scherkräfte wurde durch Messung der Widerstandsänderung (R − RN) der piezoresistiven Elemente für Klemmdrücke von 400, 600 und 800 kPa quantifiziert. Wir nennen die Widerstandsänderung im vorderen und hinteren piezoresistiven Element ∆RFront bzw. ∆RBack. Die experimentellen Daten zeigen, dass die Sensoren durch die Messung der Differenz der Widerstandsänderung zwischen den vorderen und hinteren piezoresistiven Elementen (∆RFront–∆RBack) verwendet werden können, um die Richtung der ausgeübten Scherkraft unabhängig von der Normallast effektiv zu unterscheiden (Abb . 3f). Bei Normallasten von 600 und 800 kPa beobachten wir einen direkten Zusammenhang zwischen dem gemessenen Differenzwert und den aufgebrachten Scherkräften. Dieser Zusammenhang ermöglicht die Erkennung des Scherkraftbereichs bei ausreichend hohen Belastungsdrücken. Diese Funktion ist besonders nützlich für die Erkennung intensiver Aktivitäten mit hohen transienten Scherdrücken, wie etwa Schneiden oder Springen. Obwohl die absolute Differenz bei erhöhtem Normaldruck höher ist, wurde die höchste Empfindlichkeit, definiert als (∆R/∆RN), bei einem Druck von 400 kPa (Abb. 3g) mit einem Wert von 2,96 ± 0,11 %/N erreicht ( R2 = 0,99), im Gegensatz zu 2,31 ± 0,28 %/N für 600–800 kPa. Es wurde festgestellt, dass diese Empfindlichkeiten unabhängig von der Scherrichtung sind. Die präsentierten Ergebnisse zeigen, dass die entwickelten vollständig 3D-gedruckten piezoresistiven Sensoren zur Erkennung eines breiten Spektrums sich wiederholender Bewegungen bei verschiedenen Geschwindigkeiten und Drücken geeignet sind, die für die Gangüberwachung relevant sind. Zur Erkennung von Gangdrücken muss nur die Spitzenreaktion überwacht werden, die sich für die Normalkraftsensoren als linear und wiederholbar erwies. Zusätzlich zum Maximaldruck kann die Intensität der körperlichen Aktivität anhand der dynamischen Amplitude des Signals bestimmt werden, das einen leichten Fehler von einigen Prozent auf die gemessenen Druckwerte aufweist. Die Fähigkeit, die Richtung und Größe von Scherkräften zu messen, ist ein einzigartiges Merkmal der entwickelten piezoresistiven Sensoren und ergänzt die Informationen, die durch die Normaldruckdaten bereitgestellt werden. Schließlich wurde bei den dynamischen Tests eine geringfügige zeitliche Drift beobachtet, die bei langsamerem Gehtempo am stärksten war. Diese Abhängigkeit von Frequenz und Drift könnte durch die Entwicklung eines geeigneten Signalverarbeitungsalgorithmus korrigiert werden.

Mithilfe der entwickelten Sensoren demonstrieren wir zum ersten Mal ein vollständig integriertes 3D-gedrucktes Schuhwerk mit sowohl Normal- als auch Scherkrafterkennungsfunktionen für die Echtzeit-Gangüberwachung (Abb. 4a). Das Sensorlayout der entwickelten Einlegesohle basierte auf der Skelettstruktur des Fußes, wobei die Sensoren an interessierenden Bereichen positioniert wurden, von denen erwartet wird, dass sie einer starken mechanischen Belastung ausgesetzt sind (Abb. 4b). Die Innensohle wurde mit den Strukturtinten (5,0 % und 12,5 % w/w CNC) bedruckt, um die dreidimensionale Grundform zu erzeugen, der piezoresistiven Tinte (4 % w/w Ruß) für die Sensorelemente und der leitfähigen Tinte für die Elektroden und Verbindungselemente. Um die Sensoren und Elektroden vor Abnutzung zu schützen, wurde außerdem eine monolithische Verkapselungsschicht mit der Strukturtinte mit 5,0 % (w/w) CNC auf die Einlegesohlenbasis gedruckt. Diese zusätzliche Schicht führte zu einem Versteifungseffekt und einer erhöhten Sensorreaktion bei statischer Kompression, wodurch die Empfindlichkeit des piezoresistiven Elements auf bis zu 16,8 ± 1,5 Ω/kPa oder 0,3 ± 0,0 %/kPa erhöht wurde. Darüber hinaus wurde Übersprechen, das durch die Einkapselung verursacht werden könnte, durch eine Neubewertung der Sensoren nach der Einkapselung analysiert (Abbildung S10). Das gefundene Übersprechen hatte einen Fehler von weniger als 0,4 % oder weniger als 0,1 kPa, was keinen wesentlichen Einfluss auf die Sensoranzeige hat.

Vollständig 3D-gedruckte Einlegesohle mit eingebetteten Sensoren und ihrer Reaktion auf verschiedene Arten von körperlichen Aktivitäten. (a) Foto der gesamten Innensohle. (b) Überlagerung der Skelettstruktur eines Fußes über der Sensoranordnung. Quadrate zeigen die Schersensoren und Kreise die normalen Drucksensoren. (c) Normale plantare Drücke und Scherkräfte, die mit den eingebetteten Sensoren über den gesamten Fuß der Testperson erfasst wurden, ohne zusätzliche Belastung und mit 20 kg zusätzlichem Gewicht. (d) Gewichtsverteilung innerhalb der Einlegesohle mit zunehmender zusätzlicher Belastung. (e–g) Sensorsignale und ihre Änderungen für verschiedene Aktivitäten, einschließlich (e) Gehen auf Steigungen mit 2 km/h, (f) Gehen auf und ab von Treppen, (g) Gehen mit 4 km/h und Joggen mit 6 km/h. H. Illustrationen in Tafeln (e–g) bereitgestellt von Estevam Quintino (CC BY 4.0).

Zur Beurteilung der Gangüberwachungsfähigkeiten der Einlegesohle wurden statische und dynamische Tests an einer etwa 70 kg schweren Testperson durchgeführt. Für diese Überwachungsexperimente führte die Testperson mehrere körperliche Aktivitäten aus, während sie die Einlage trug. Bei diesen Tätigkeiten wurden Normal- und Scherkräfte mithilfe der integrierten Sensoren erfasst. Es konnte auch eine statische Auswertung der normalen plantaren Druckverteilung vorgenommen werden, die zeigt, dass der höchste Druck im Rückfuß auftritt. Unsere Ergebnisse zeigen, dass 57,1 ± 1,7 % des Gesamtgewichts am Fußrücken gemessen wurden, im Gegensatz zu 42,8 ± 2,6 % am Vorfuß (Abb. 4c). Diese Werte stimmen mit Messungen überein, die mit einem externen Plantardruckmessgerät durchgeführt wurden56. Die Druckerkennung wurde weiter ausgewertet, wobei die Testperson einen Rucksack mit 10 und 20 kg Zusatzgewicht trug. Dadurch veränderten sich sowohl die normale Plantarverteilung als auch ihre Haltung, wobei sich durch das zusätzliche Gewicht die Druckverteilung in Richtung Ferse verlagerte (Abb. 4d).

Um die statische Analyse zu ergänzen, wurde die Leistung der Schuheinlage in mehreren dynamischen Gangarten weiter untersucht, darunter Gehen in Geländen mit unterschiedlichen Gefällen, Treppensteigen und Laufen mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten (Abb. 4e–g). Die Ergebnisse werden alle als digitale Spannungsausgabe der Normal- und Scherkraftsensoren angegeben. Um den Einfluss der Bodensteilheit auf den Gang zu demonstrieren, wurden Normal- und Scherkräfte beim Gehen auf einem geneigten Laufband gemessen. Gehtests wurden bei einer entspannten Geschwindigkeit von 2 km/h auf einer ebenen Fläche, einem mittleren Gefälle von 15° und einem steilen Gefälle von 30° durchgeführt (Abb. 4e).

Die gewonnenen dynamischen Erfassungsdaten zeigen, dass die Versuchsperson den Anstieg der Steigung durch eine Haltungsänderung kompensierte. Dies wird durch eine Umverteilung des Normaldrucks deutlich, wobei mehr Gewicht auf den Vorfuß verlagert wird, was mit früheren Ergebnissen übereinstimmt, die mit einem externen Gerät gemessen wurden57. Bei Sensoren, die nicht bereits auf ebenen Flächen hohen Druckbelastungen ausgesetzt waren, änderte sich ihre Reaktion unter geneigten Bedingungen nicht wesentlich. Auch die Haltungsänderung wird durch die Scherkraftdaten erfasst. Diese Kräfte werden anhand von Differenzsignalen ausgewertet, die durch Subtrahieren der Reaktionen eines Messgerätepaars erzeugt werden. Es werden zwei Sätze von Lehrenpaaren berücksichtigt, einer im Rückfuß und einer im Vorfuß. Bei beiden Sensorsätzen ist das Differenzsignal positiv (negativ), wenn die Scherkraft auf die Fersen (Zehen) ausgeübt wird. Auf einer ebenen Fläche zeigen unsere Messungen, dass beide Scherkraftsignale eine vergleichbare Größe von etwa 6,3 ± 0,9 au aufweisen, jedoch entgegengesetzte Polaritäten aufweisen. Dies bedeutet, dass beim Vorfuß Scherkräfte in Richtung der Zehen und beim Rückfuß in Richtung der Ferse ausgeübt werden, ähnlich wie Scherkräfte, die mit einer mit optischen Sensoren ausgestatteten Einlegesohle gemessen werden58. Bei einer Neigung der Oberfläche um 15° ändert sich jedoch die Polarität der Spannung im Vorfuß von negativ nach positiv, was darauf hindeutet, dass die Scherkräfte am Vor- und Hinterfuß nun beide in Richtung Ferse wirken. Die Amplitude der in der Ferse erfassten Scherkräfte nimmt bei einer Neigung von 15° um etwa 18 % ab und wird bei einer Neigung von 30° unregelmäßig und bidirektional. Dies ist wahrscheinlich auf die Verringerung der Schrittlänge und die Änderung der Trittfrequenz mit zunehmender Neigung zurückzuführen59.

Unsere Einlegesohle wurde auch beim Auf- und Absteigen einer Treppe getestet, was eine einzigartige Gangart darstellt (Abb. 4f). Wenn der Proband die Treppe hinaufgeht, wirken hohe Normaldrücke auf alle Bereiche des Fußes mit Ausnahme des Hinterfußes, da der gesamte Körper angehoben werden muss, um das andere Bein auf die nächste Stufe zu setzen. Das Signal im hinteren Teil des Fußes wird von Scherkräften dominiert, da die Ferse zuerst auf den nächsten Schritt trifft, bevor der Rest des Fußes sie berührt. Ein ähnliches Szenario ergibt sich, wenn die Testperson die Treppe hinuntergeht. Auch hier werden hohe Normaldrücke in allen Regionen mit Ausnahme des hinteren Teils des Fußes festgestellt, da die Testperson mit vollem Gewicht auf der Vorderseite des Fußes landet, bevor sie sich stabilisiert. Diese Instabilität führt zu einer bidirektionalen Scherbewegung, ähnlich der, die man beobachtet, wenn die Person in einer Neigung von 30° geht. Allerdings entstehen in diesem Fall hohe Scherkräfte nur im Vorfußbereich, also dem Bereich, der beim Abwärtsgehen zuerst die nächste Treppenstufe berührt.

Abschließend testeten wir die Reaktion der Einlegesohle bei schnelleren Gangarten, indem wir die Testperson mit einer Geschwindigkeit von 4 km/h gehen und leicht mit 6 km/h joggen ließen (Abb. 4g). Unter diesen Bedingungen konnten alle Sensoren die Gangentwicklung aufzeichnen (Abbildung S10). Durch eine Erhöhung der Geschwindigkeit von 4 auf 6 km/h beobachten wir einen Anstieg des Normaldrucks um das 2,5 ± 0,6-fache, was mit den in der Literatur gefundenen Werten übereinstimmt57,60. Darüber hinaus wird die Fußstellung bei höheren Geschwindigkeiten instabiler, was sich an den in beide Richtungen auftretenden Scherkräften zeigt. Diese Schermuster ähneln denen bei Steigungen von 30° und beim Hinabgehen von Treppen. Insgesamt zeigen unsere Echtzeit-Gangüberwachungstests, dass die Kombination von Normal- und Scherkraftsensoren, die an bestimmten Stellen in der Einlegesohle verteilt sind, umfassende Bewegungsdaten liefern, die effektiv als Blaupausen zur Identifizierung des Gangmodus und der Intensität der körperlichen Betätigung genutzt werden können Aktivität.

Zusammenfassend haben wir funktionelle Tinten für die Herstellung einer vollständig 3D-gedruckten Einlegesohle mit integrierten piezoresistiven Sensoren entwickelt, die für die Normal- und Scherdrucküberwachung des menschlichen Gangs geeignet ist. Durch die Platzierung dieser Sensoren an patientenspezifischen Positionen der Einlegesohle ist es möglich, den Gang unter realen Bedingungen zu identifizieren und zu quantifizieren. Da die Ausgangsmaterialien leicht verfügbar sind und bei Raumtemperatur mit einem Desktop-Drucker auf Extrusionsbasis verarbeitet werden können, gehen wir davon aus, dass diese Fertigungsplattform kostengünstig ist und sich problemlos auf orthopädische Einrichtungen übertragen lässt, in denen die Einlegesohle vor Ort angepasst werden kann des Anwenders durch Ärzte und Orthopäden. Darüber hinaus macht die biokompatible Beschaffenheit des in den Tintenformulierungen verwendeten Silikons unsere Materialien hautverträglich, flexibel und robust für den menschlichen Gebrauch. Die vorgeschlagene Technologie sollte daher den Weg für maßgeschneiderte intelligente Schuhe ebnen, die den Gang sowohl für die Rehabilitation als auch für die sportliche Leistung messen können.

Trimethoxymethylsilan (MTMS) und 1-Pentanol wurden von Sigma-Aldrich bezogen. Ruß-Mikropulver (Ketjenblack EC-300J) wurde von Nouryon bezogen. Hydrophobe pyrogene Kieselsäure (HDK 30) wurde von Wacker Chemie AG bezogen, während die Cellulose-Nanokristalle (CNC, CelluForce NCV10) von CelluForce bezogen wurden. Das im gesamten Projekt verwendete Silikonelastomer SYLGARD 184 wurde von Dow Chemical geliefert, während die silberbasierte Tinte (Ag Paste 520 EI) und der Verdünner von Chimet SpA bezogen wurden

Die Silanisierung von CNCs mit MTMS wurde nach einem etablierten Protokoll61 durchgeführt. Kurz gesagt, 1,7 g MTMS wurden tropfenweise zu 500 ml destilliertem Wasser (MilliQ) gegeben und der pH-Wert der resultierenden Lösung wurde mit HCl auf pH 4 eingestellt. In der Zwischenzeit wurden 5 g CNCs in 250 ml MilliQ-Wasser dispergiert und der pH-Wert der erhaltenen Suspension mit HCl auf 4 eingestellt. Nachdem sich der pH-Wert der beiden Chargen stabilisiert hatte, wurde die MTMS-Lösung unter Rühren tropfenweise zur CNC-Suspension gegeben und die Mischung 1 Stunde lang belassen, um die Silanisierungsreaktion zu ermöglichen. Die Suspension wurde dann mit flüssigem Stickstoff eingefroren und gefriergetrocknet, um ein fusseliges CNC-MTMS-Pulver zu erhalten.

Die leitfähige Silberpaste (Chimet, Ag Paste 520 EI) wurde nach Verdünnung mit 10 % (w/w) Verdünner zum Drucken der Elektroden und der Anschlüsse der Sensoren verwendet. Um die piezoresistive Tinte auf Silikonbasis mit 4 % (Gew./Gew.) Ruß herzustellen, wurden 0,20 g Ruß-Mikropulver mit einem Planetenmischer (Thinky, ARE-250) 5 Minuten lang bei 2000 in 3,49 g 1-Pentanol gemischt U/min. Später wurden 0,44 g hydrophobe pyrogene Kieselsäure und 3,96 g SYLGARD 184 Elastomer Base zu der Charge hinzugefügt und erneut im Planetenmischer für 5 Minuten bei 2000 U/min gemischt. Die erhaltene Paste wurde dann mit einem 3-Walzen-Mühle (EXAKT Technologies, EXAKT 80) auf 10 μm gemahlen. Schließlich wurde der Mischung SYLGARD 184 Härter im Verhältnis 1:10 (Gew./Gew.) in Bezug auf die nach dem Mahlen in der Paste vorhandene Menge an Elastomerbasis zugesetzt. Die piezoresistive Tinte wurde dann direkt zum Drucken der Sensorelemente verwendet. Um die Strukturtinte auf Silikonbasis mit 5 % (Gew./Gew.) modifiziertem CNC herzustellen, haben wir 0,50 g MTMS-beschichtetes CNC in 8,64 g SYLGARD 184 Elastomer Base mit dem Planetenmischer 5 Minuten lang bei 2000 U/min gemischt. Nachdem wir die erhaltene Paste mit der 3-Walzen-Mühle auf 10 μm gemahlen hatten, fügten wir der Mischung 0,86 g SYLGARD 184 Härter hinzu. Die Strukturtinte mit 12,5 % (Gew./Gew.) MTMS-beschichtetem CNC wurde nach dem gleichen Verfahren hergestellt. In diesem Fall wurden 1,25 g MTMS-beschichtetes CNC zu 7,95 g SYLGARD 184 Elastomer Base gegeben, wobei am Ende des Prozesses 0,80 g SYLGARD 184 Härter hinzugefügt wurden.

Das während der Studie verwendete Drucksystem wurde intern auf der Grundlage einer Stepcraft D420-Anlage zusammengebaut (Abbildung S12a). Diese Anlage war mit einem speziell angefertigten Druckkopf ausgestattet, der drei Werkzeuge gleichzeitig aufnehmen konnte (Abbildung S12b). Die Strukturtinten auf Silikonbasis wurden mit einer Exzenterschneckenpumpe (Preeflow, eco-PEN300) gedruckt, während die anderen Tintenformulierungen mit einem Luftdruckregler aufgetragen wurden. Das Gerät war außerdem mit einem Plasmasystem (Relyon, Plasmabrush PB3) ausgestattet, um die Tinten zu aktivieren und die Haftung zwischen den Schichten zu verbessern. Da die gedruckten Strukturen dünn und leicht sind, wurde zur thermischen Aushärtung eine Heizplatte in den Drucker eingebaut. Falls größere Geometrien mit unserem System gedruckt werden müssen, muss eine zusätzliche Heizkammer verwendet werden, um sicherzustellen, dass die Drucke ordnungsgemäß ausgehärtet sind. Alle zum Drucken verwendeten G-Codes wurden mit einem speziell entwickelten Slicer erhalten, der in Grasshopper für Rhinoceros (McNeel) entwickelt wurde.

Die Druck- und Zugtests wurden alle mit einer mechanischen Tischprüfmaschine (AGS-X, Shimadzu) durchgeführt. Sowohl Druck- als auch Zugmessungen wurden mit einer Verschiebungsgeschwindigkeit von 5 mm/s durchgeführt. Für Kompressionstests verwendeten wir zylindrische Proben mit 6 mm Dicke und 19 mm Durchmesser. Für Zugversuche wurden Hundeknochenproben verwendet. Alle rheologischen Tests wurden bei 25 °C auf einem spannungsgesteuerten Kompaktrheometer (Anton Paar MCR 302) unter Verwendung einer sandgestrahlten Parallelplattengeometrie (PP25) mit einem Spalt von 1 mm durchgeführt. Amplitudendurchläufe wurden mit einer Frequenz von 1 Hz durchgeführt. Tests zur elastischen Erholung wurden durch abwechselnde Oszillationsmessungen bei 1 % Dehnung und 1 Hz sowie Rotationsmessungen bei einer Scherrate von 50 s−1 durchgeführt, um die während des Druckvorgangs auf die Tinten ausgeübten Kräfte zu simulieren.

Adhäsionstests wurden an 1 × 1 cm2 großen Silberpflastern durchgeführt, die durch Drucken der leitfähigen Tinte auf verschiedene Substrate erhalten wurden. Jedes Quadrat wurde mit einem Skalpell in ein Gitter geschnitten, wodurch 49 verschiedene quadratische Bereiche entstanden. Auf jede Probe wurde Scotch Shipping Packaging Tape aufgebracht und nach einer Klebezeit von 10 s entfernt. Der Haftungswert wurde dann gemäß der Norm ASTM F1842-15 bewertet (Abbildung S3)62.

Die statischen und dynamischen Reaktionen aller Sensoren wurden durch Messung des elektrischen Widerstands des piezoresistiven Elements bei Anwendung von Druckdrücken mithilfe eines mechanischen Testers (Instron 3340) quantifiziert. Der Widerstand der Sensoren wurde mit einem Agilent 34410/11A Digitalmultimeter im Zweipunktsondenmodus gemessen. Viskoelastische Effekte wurden reduziert, indem die Sensoren aufgewärmt wurden, indem sie mit einer Zyklengeschwindigkeit von 20 kPa/s der maximalen angelegten Last (1000 oder 800 kPa) ausgesetzt wurden.

Die Auswertung der Sensoren unter statischer Belastung erfolgte bei Drücken zwischen 200 und 1000 kPa in Schritten von 200 kPa. Es wurden sowohl Belade- als auch Entladezyklen gemessen. Die Reaktion der Sensoren wurde mithilfe eines Python-Skripts verarbeitet. Der elektrische Widerstand des piezoresistiven Elements wurde 30 s nach Aufbringen der Maximallast gemessen, um eine Signalstabilisierung zu ermöglichen.

Die Hysteresetests (Abbildung S9) wurden mit Belastungen von 200, 600 und 1000 kPa bei einer Belastungsrate von 20 kPa/s in insgesamt 3 Zyklen durchgeführt. Die erhaltenen Daten wurden mithilfe eines Python-Skripts verarbeitet, um den Prozentsatz der Hysterese zu bestimmen.

Die dynamische Reaktion der Sensoren wurde bei Druckdrücken von 200, 600 und 1000 kPa mit einem dynamisch-mechanischen Tester (Bose Electroforce 3400) und Zyklusgeschwindigkeiten von 0,5, 1 und 2 Hz bewertet. Die Signale wurden mithilfe eines Python-Skripts verarbeitet, um die zeitabhängigen Eigenschaften des elektrischen Ausgangs zu bestimmen.

Schertests wurden in einem mechanischen Prüfgerät (Instron 3340) unter Druckbelastungen von 400, 600 und 800 kPa durchgeführt. Mit einem speziell angefertigten Scheraufbau wurden Scherkräfte von 5, 10, 15, 20 N nacheinander und getrennt für beide Erfassungsrichtungen aufgebracht. Scherkraftbelastungen wurden mit einer speziellen Wägezelle (Futek FSH00096) und einem Controller (Futek IPM650) aufgezeichnet.

Für die Einlegesohlentests wurden die Sensorsignale mithilfe eines speziell angefertigten Spannungsteilers erfasst, der mit einem Mikrocontroller (Adafruit Feather 32u4) verbunden war. Die Daten wurden mithilfe einer eigens entwickelten Python-Suite gesammelt, die die Daten erfassen und verarbeiten konnte.

Um den elektronischen Ausleseschaltkreis mit der weichen Innensohle verbinden zu können, wurde Silberpaste (Chimet, Ag Paste 520 EI) per Schablonendruck auf die Leitungen der Sensoren gedruckt, um eine Verbindung mit einer flexiblen Leiterplatte mit Kupfermuster (PCB) herzustellen ). Nach dem Aushärten wurden die Verbindungen mit bei Raumtemperatur vulkanisierendem (RTV) Silikon ummantelt, um einen robusten Kontakt herzustellen.

Tests an der bedruckten Einlegesohle wurden mit Unterstützung eines menschlichen Teilnehmers durchgeführt. Vor den Tests wurde vom Teilnehmer eine Einverständniserklärung eingeholt. Der Einsatz menschlicher Teilnehmer im Projekt wurde von der École Polytechnique Fédérale de Lausanne Human Research Ethics Committee (HREC), Nr.: 016-2021, genehmigt. Alle Tests wurden gemäß den einschlägigen Richtlinien und Vorschriften durchgeführt.

Ergänzende Informationen sind in Form eines PDF-Dokuments mit mehreren zusätzlichen Darstellungen und Grafiken sowie zwei Videos beigefügt. Die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind auf begründete Anfrage bei den entsprechenden Autoren erhältlich.

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Marco R. Binelli und Ryan van Dommelen haben gleichermaßen zu dieser Arbeit beigetragen. Die Finanzierung dieser Arbeit erfolgte durch den Strategic Focus Area Advanced Manufacturing (SFA-AM) des Schweizer ETH-Bereichs im Rahmen des D-SENSE-Projekts. Die Autoren danken Madeleine Kyne für ihre Arbeit an der Elektronik- und Software-Suite zum Abrufen von Signalen aus der Einlegesohle. Darüber hinaus danken die Autoren Dr. Julien Favre vom Swiss BioMotion Lab an der Universitätsklinik des Universitätsspitals Lausanne (CHUV) und Laurent Hoffman von NUMO Systems AG für ihre Ratschläge zur Ganganalyse und menschlichen Bewegung sowie ihre Unterstützung gegenüber dem Projekt. Die Autoren danken Estevam Quintino für seine Hilfe bei der Umsetzung einiger der in diesem Werk enthaltenen Illustrationen. Abschließend möchten die Autoren Bertrand Robert für die Unterstützung und den Zugang zu den Sportanlagen der Universität Neuenburg (UniNe) danken.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Marco R. Binelli und Ryan van Dommelen.

Komplexe Materialien, Abteilung Materialwissenschaften, ETH Zürich, 8093, Zürich, Schweiz

Marco R. Binelli, Fergal B. Coulter, Gilberto Siqueira und André R. Studart

Soft Transducers Laboratory, EPFL Lausanne, 2000, Neuchâtel, Schweiz

Ryan van Dommelen, Jaemin Kim, Rubaiyet I. Haque und Danick Briand

Cellulose- und Holzwerkstofflabor, Empa, 8600, Dübendorf, Schweiz

Yannick Nagel & Gilberto Siqueira

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Die Experimente wurden von DB, ARS, GS, RIH, JK, YN, RD und MRB entworfen. MRB und YN leisteten Beiträge zur Entwicklung der Silikon-Verbundtinten und zum Drucken der Sensoren und des Einlegesohlen-Prototyps. FC leitete die Entwicklung der 3D-Druck-Infrastruktur. RD, RIH und JK trugen zum Sensordesign, zur Einlegesohlenanordnung und zur Charakterisierung der Sensoren bei. ARS, GS und DB überwachten die Forschung und leisteten experimentelle Unterstützung. Das Hauptpapier und die Hintergrundinformationen, einschließlich aller Abbildungen, wurden gemeinsam von MRB und RD verfasst und vorbereitet. Alle Autoren diskutierten die Ergebnisse und Schlussfolgerungen und überarbeiteten das Manuskript in allen Phasen.

Korrespondenz mit Gilberto Siqueira, André R. Studart oder Danick Briand.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Binelli, MR, van Dommelen, R., Nagel, Y. et al. Digitale Herstellung personalisierter Schuhe mit eingebetteten Sensoren. Sci Rep 13, 1962 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-29261-0

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Eingegangen: 15. Dezember 2022

Angenommen: 01. Februar 2023

Veröffentlicht: 3. Februar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-29261-0

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Digitale Herstellung personalisierter Schuhe mit eingebetteten Sensoren