Fabricación digital de calzado personalizado con sensores integrados

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 1962 (2023) Citar este artículo

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Detalles de métricas

La fuerte demanda clínica de tecnologías de control de la salud más precisas y personalizadas ha requerido el desarrollo de dispositivos portátiles fabricados de forma aditiva. Si bien la paleta de materiales para la fabricación aditiva continúa expandiéndose, la integración de materiales, diseños y métodos de fabricación digital en un flujo de trabajo unificado sigue siendo un desafío. En este trabajo, se propone una plataforma de impresión 3D para la fabricación integrada de dispositivos portátiles suaves a base de silicona con sensores piezorresistivos integrados. Las tintas a base de silicona que contienen nanocristales de celulosa y/o rellenos de negro de humo se diseñaron y utilizaron minuciosamente para la escritura directa con tinta de un modelo de plantilla de calzado con sensores encapsulados capaces de medir fuerzas normales y de corte. Al ajustar las propiedades del material a las presiones plantares esperadas, la plantilla del zapato personalizada por el paciente se imprimió completamente en 3D a temperatura ambiente para medir las fuerzas de la marcha in situ durante la actividad física. Además, el enfoque digitalizado permite una rápida adaptación del diseño del sensor para satisfacer las necesidades específicas del usuario y, por lo tanto, fabricar plantillas mejoradas en múltiples iteraciones rápidas. Los materiales y el flujo de trabajo desarrollados permiten una nueva generación de dispositivos electrónicos blandos totalmente impresos en 3D para el control de la salud.

Los estándares en el cuidado de la salud mejoran continuamente a medida que crece la demanda de un control de la salud más preciso y personalizado1,2,3,4,5,6,7. Esta demanda no sólo proviene del sector médico, que busca atender necesidades estrictamente clínicas, sino también de deportistas y deportistas que desean tomar mayor conciencia de su estado de salud y condición física3,8. Para hacer frente a esto, se están desarrollando sistemas de detección portátiles suaves personalizados para proporcionar métricas de salud fisiológica durante un tiempo prolongado1 sin sacrificar la comodidad del usuario9,10. Una aplicación objetivo para el control continuo de la salud es el análisis de la marcha, que puede proporcionar información sobre la salud general11, el envejecimiento12,13, el rendimiento deportivo y la recuperación de lesiones14. Si bien se han logrado muchos avances en términos de desarrollo de materiales y sensores para realizar dispositivos portátiles de monitoreo de la marcha1,9, existen pocas soluciones completas que se puedan adaptar fácilmente al usuario. Además, el estándar de oro en las mediciones del movimiento de la marcha continúa dependiendo de la instrumentación estacionaria10,15, que no se puede usar para el monitoreo de vida libre. En este contexto, los sensores inerciales se han mostrado prometedores como una solución portátil16. Sin embargo, los protocolos de medición necesarios para utilizarlos todavía están en desarrollo y aún no se ha demostrado la monitorización a largo plazo con dispositivos específicos para pacientes17.

El calzado electrónico en forma de calcetines y plantillas con sensores integrados ofrece una estrategia atractiva para medir de forma fiable la marcha10,18, a la vez que ofrece un alto grado de comodidad para el usuario. Debido a que se pueden insertar en un zapato de manera fácil y no intrusiva, las plantillas son candidatas ideales para monitorear el movimiento de la marcha. Adaptar la forma, la posición y el material de la plantilla también brinda la oportunidad de mejorar la marcha y prevenir más problemas de salud al corregir la postura y mejorar la distribución de la presión plantar14,19. Además, el rendimiento deportivo puede verse afectado positivamente por el uso de plantillas con rigidez y geometría ajustables20. La integración de sensores en plantillas de última generación es un reto de fabricación abierto, para el que se han propuesto diferentes conceptos. Hasta el momento, se han desarrollado varios sistemas de detección plantar inteligentes elastoméricos con mecanismos de detección mecánicos integrados que incluyen sensores de presión capacitivos21,22, piezorresistivos23, sensibles a la fuerza24 y triboeléctricos25,26. Dichos sistemas integrados se han fabricado mediante fabricación de carrete a carrete27, inducción láser28 o fabricación en sala limpia29. A pesar de estos atractivos desarrollos, los enfoques actuales aún se basan en flujos de trabajo de fabricación convencionales que no pueden satisfacer la creciente demanda de digitalización y personalización.

La impresión 3D es un enfoque prometedor para llenar este vacío al proporcionar altos niveles de personalización, ciclos de producción cortos y oportunidades de digitalización completa30,31. A pesar de que la industria del deporte ha expresado mucho interés en los objetos impresos en 3D personalizados32, la investigación aplicada sobre la fabricación y caracterización de dichos dispositivos se ha quedado rezagada. Las tecnologías para imprimir en 3D los materiales blandos necesarios para la fabricación de dispositivos electrónicos portátiles ya están disponibles. Estos incluyen fotopolimerización en cuba33,34, inyección de materiales35 y técnicas de extrusión de materiales como la escritura directa con tinta (DIW) y la fabricación de filamentos fusionados (FFF)36,37,38,39. En particular, DIW es adecuado debido a la gran cantidad de materiales que se pueden depositar con esta técnica33,34,40,41, en particular polímeros, pastas conductoras, así como materiales piezoresistivos y piezoeléctricos42,43,44,45,46,47, 48,49. A pesar de las amplias paletas de materiales disponibles, esta versátil técnica de impresión 3D aún no se ha explotado por completo para la fabricación de calzado electrónico. El trabajo reciente en DIW de la electrónica blanda ha demostrado el potencial de esta tecnología en la generación de conjuntos de sensores para aplicaciones de plantillas21. La impresión 3D de plantillas específicas para el usuario y su validación en entornos de vida libre son los próximos pasos cruciales para crear la próxima generación de calzado electrónico personalizado.

En este trabajo, proponemos una plataforma de impresión 3D integrada para la fabricación digital de una plantilla inteligente totalmente personalizada con sensores piezorresistivos integrados y demostramos el uso de dicho calzado personalizado en actividades físicas del mundo real. Usando tintas funcionales que brindan capacidades de detección y ajuste local de las propiedades mecánicas de la plantilla, nuestro objetivo es aprovechar la capacidad de modelado complejo y multimaterial del DIW para no solo recopilar datos de las interacciones entre el usuario y el entorno, sino también ajustar la respuesta mecánica de la plantilla personalizada. plantilla para mejorar el rendimiento o el estado de salud del usuario (Fig. 1). A largo plazo, la visión es utilizar esta plataforma de impresión para adquirir datos físicos reales, que pueden usarse como entrada para la creación de un gemelo digital para generar diseños de calzado mejorados. Con este fin, primero se caracterizan y optimizan las propiedades mecánicas y reológicas de los compuestos de silicona, con rellenos funcionales, para permitir la fabricación de estructuras 3D complejas con sensores integrados de presión y corte. A continuación, validamos el rendimiento de nuestros sensores y diseños de plantillas a través de pruebas mecánicas que simulan las cargas estáticas y dinámicas de una persona que camina. Finalmente, damos forma a una plantilla con sensores integrados mediante la reconstrucción de la superficie de una plantilla de zapato comercial y realizamos pruebas con la plantilla dentro de un zapato para capturar la marcha en condiciones de vida libre.

Propuesta de análisis y ciclo de fabricación de plantillas personalizadas con sensores embebidos. En el flujo de trabajo previsto, un trabajador de la salud capacitado puede imprimir en 3D la plantilla en función del diagnóstico médico inicial y luego imprimir versiones adaptadas de la misma teniendo en cuenta los datos de marcha capturados durante las actividades físicas. Ilustración proporcionada por Estevam Quintino (CC BY 4.0).

La plataforma de fabricación digital propuesta se basa en el desarrollo de una paleta de materiales adecuada. Con este fin, preparamos un conjunto de tintas que coinciden con el comportamiento reológico requerido para DIW y que también cuentan con las propiedades materiales necesarias para imprimir sensores funcionales y estructuras 3D mecánicamente ajustables. Para igualar la flexibilidad y elasticidad necesarias para un dispositivo portátil, nuestras formulaciones se basan en un elastómero de silicona disponible en el mercado, que combinamos con dos tipos de partículas de relleno funcionales. En primer lugar, se utilizaron nanocristales de celulosa modificados en la superficie (CNC) como relleno estructural para modificar las propiedades reológicas de las tintas y la respuesta mecánica de las partes de carga de la plantilla. La nanocelulosa se funcionaliza con metiltrimetoxisilano (MTMS) para mejorar su afinidad superficial hacia la silicona y así facilitar la mezcla con el elastómero base (Fig. 2 a). En segundo lugar, se incorporaron rellenos funcionales en forma de partículas de negro de carbón en siliconas optimizadas reológicamente para imprimir los elementos piezorresistivos de los sensores de la plantilla. Se espera que estas partículas de relleno eléctricamente conductoras formen una red de filtración dentro del compuesto a base de silicona, lo que hace que su resistencia eléctrica cambie con la aplicación de fuerzas externas.

Diseño y caracterización de tintas estructurales y piezoresistivas. ( a ) Esquema del proceso de impresión DIW de la resina de silicona reforzada con CNC utilizada como tinta estructural. Los dibujos ilustran la alineación de los CNC de superficie modificada dentro de la matriz de silicona. (b) Módulos de cizallamiento de almacenamiento y pérdida de tintas estructurales con diferentes concentraciones de CNC. ( c ) Módulos de tracción de tintas compuestas preparadas con distintas concentraciones de CNC. El recuadro muestra el efecto de la dirección de impresión en la resistencia a la tracción de las piezas impresas. (d) Estructuras tipo cuadrícula con diferentes densidades de relleno impresas con tinta reforzada con CNC al 12,5 % (p/p). De abajo hacia arriba, las densidades de relleno corresponden al 100 %, 50 % y 25 %. ( e ) Módulos de compresión de la tinta reforzada con CNC al 12,5% a diferentes densidades de relleno. (f) Las reconstrucciones 3D de superficie de tintas estructurales contienen concentraciones de CNC del 5,0 % (p/p) (arriba) y del 12,5 % (p/p) (abajo). Ambas muestras se imprimieron utilizando una boquilla con un diámetro de 0,62 mm. ( g ) Reconstrucción 3D de la superficie de un conector de plata impreso en un sustrato impreso con una tinta reforzada con CNC al 5,0%. (h) Efecto de diferentes concentraciones de negro de humo sobre la sensibilidad de los elementos piezorresistivos impresos a partir de tintas que contienen 1-pentanol como diluyente. Recuadro, sensor normal de muestra utilizado para la determinación de la sensibilidad.

Al incorporar los CNC modificados en la matriz de silicona, podemos ajustar tanto las propiedades reológicas de las tintas como la respuesta mecánica del material impreso después del curado (Fig. 2b). En términos de comportamiento reológico, la tinta cambia de un fluido a un material viscoelástico cuando la concentración de CNC se incrementa más allá del 5,0 % (p/p). Las propiedades mecánicas de la tinta curada también se ven fuertemente afectadas por la presencia de CNC. Las pruebas de tracción muestran que la capacidad de formación de redes de las partículas CNC conduce a una resistencia 2 veces mayor y una rigidez 5 veces mayor en comparación con las de silicona pura (Fig. 2c). La adición de CNCs no solo nos permite cambiar las propiedades reológicas y la rigidez de la tinta, sino también obtener una respuesta mecánica anisótropa. Debido a las fuerzas de cizallamiento y extensión experimentadas por el material durante la extrusión a través de la boquilla, las partículas CNC alargadas se alinean en la dirección del flujo aplicado (Fig. 2a), como se demostró en un trabajo anterior50. Esto da como resultado una línea impresa con microestructura y propiedades anisotrópicas (Fig. 2c, recuadro) y nos brinda la oportunidad de actuar aún más sobre la resistencia de la plantilla impresa simplemente determinando el patrón de movimiento de la extrusora durante el proceso de impresión. Además de la formulación de la tinta, las propiedades mecánicas de las piezas impresas también se pueden ajustar fácilmente cambiando la densidad de las líneas de impresión en estructuras tipo cuadrícula (Fig. 2d). De hecho, se encontró que un aumento en el factor de relleno del 25 al 100 % mejoraba la rigidez a la compresión de la rejilla de 3 a casi 8 MPa (Fig. 2e).

El comportamiento reológico de la tinta también juega un papel decisivo en nuestra capacidad para imprimir geometrías complejas en 3D con una respuesta mecánica ajustable o sustratos suaves para elementos conductivos y piezorresistivos funcionales. Para imprimir estructuras 3D con voladizos y patrones complejos, la tinta debe mostrar un límite elástico lo suficientemente alto como para evitar el efecto de distorsión de la forma de las fuerzas capilares51. Este requisito lo cumplen las tintas de silicona que contienen un 12,5 % (p/p) de CNC modificado. Con un límite elástico de 1,3 kPa, esta tinta permite la deposición de filamentos sin distorsiones que posibilitan la fabricación de piezas que se extienden en 3D, como las estructuras tipo rejilla que se muestran en la Fig. 2d. Si bien las geometrías 3D necesitan tintas viscoelásticas, las regiones más suaves de la plantilla requeridas para albergar elementos piezoresistivos y conductores solo se pueden formar utilizando tintas que sean lo suficientemente fluidas para aplanarse en una superficie más suave mediante la acción de la gravedad y las fuerzas capilares. Para satisfacer esta condición, optamos por tintas con una concentración de CNC inferior al 5,0 % (p/p). El análisis de microscopía óptica de muestras impresas revela que esta tinta produce una rugosidad superficial de 4,2 ± 1,5 µm, que es al menos 8 veces menor que la lograda con una formulación que contiene 12,5 % (p/p) de CNC (Fig. 2f). Los experimentos de impresión muestran que la suavidad del sustrato es crucial para generar conectores eléctricos robustos y elementos piezorresistivos (Figura S1). Además, descubrimos que la introducción de protuberancias rígidas en la parte superior de la capa piezorresistiva impresa mejoró la sensibilidad del sensor al mejorar la transferencia de fuerza al elemento sensor (Fig. 2g). Dado que la presencia de protuberancias rígidas puede reducir la ergonomía y el apoyo del pie, se puede imprimir una capa topológica adicional en la plantilla para evitar cualquier influencia de las protuberancias en la marcha y garantizar la fiabilidad a largo plazo del dispositivo portátil final. Se utilizaron tintas que contenían 12,5 % (p/p) de CNC para la producción de protuberancias rígidas en la parte superior de la capa de detección. Es importante destacar que nuestros resultados muestran que el uso de CNC modificados y diseños de cuadrícula ajustables nos permite ajustar la reología de la tinta y las propiedades mecánicas del material impreso sin cambiar la composición química de la matriz de silicona base.

Los elementos piezorresistivos se imprimieron con éxito en sustratos de silicona suaves utilizando las tintas funcionales llenas de partículas de negro de carbón (Fig. 2g). Para lograr una respuesta piezorresistiva, estas tintas se diluyeron con un solvente que induce la formación de una red de partículas de carbón sensible al estrés al secarse. El comportamiento reológico de la tinta piezorresistiva se optimizó para DIW mediante la incorporación de sílice pirogénica en la formulación (Figura S2). Para completar el conjunto de tintas requeridas para imprimir las plantillas electrónicas, seleccionamos una formulación a base de plata disponible comercialmente. Dicha tinta se usó para generar el circuito de líneas de 50 a 100 µm de espesor que conectan los elementos sensores (Fig. 2g). Para mejorar la adhesión de esta tinta sobre el sustrato de silicona, realizamos un tratamiento de plasma de arco pulsado sobre el elastómero utilizando un sistema de plasma atmosférico montado a medida. Este sistema se monta directamente en la impresora para permitir el tratamiento de la superficie en línea del sustrato durante el proceso de fabricación. Los efectos positivos de dicho tratamiento sobre la adhesión de los conectores de plata se confirmaron mediante una prueba de adhesión con cinta (Figura S3). La capacidad de detección del compuesto de silicona y negro de carbono se evaluó midiendo el cambio en la resistencia eléctrica del elemento piezorresistivo impreso en función de la presión aplicada. Usando diferentes formulaciones de tinta, observamos que la sensibilidad de los elementos piezorresistivos se puede aumentar en un factor de 3 ajustando la concentración de negro de humo dentro del rango de 4,0 a 5,0 % (p/p) (Fig. 2h). La optimización adicional del tipo y la cantidad de solvente agregado a la tinta permitió una mejora adicional en la estabilidad de los sensores (Figura S4). Para la aplicación objetivo, se encontró que una concentración de 4,0 % (p/p) de negro de carbón y 80 % de 1-pentanol era óptima en términos de imprimibilidad de la tinta y rendimiento piezorresistivo. Se midió el módulo de compresión del material impreso a partir de esta tinta óptima (Figura S2d) y se usó para determinar el factor de calibre de los elementos de detección impresos.

Usando los materiales y el sistema de impresión descritos anteriormente, desarrollamos diseños de sensores de fuerza normal y de corte que podrían integrarse en una plantilla flexible para monitorear la marcha. Se fabricaron sensores con un diseño simple de galgas extensiométricas mediante la impresión DIW de una tinta piezorresistiva con un 4,0 % (p/p) de negro de humo sobre un sustrato impreso con una tinta estructural que contenía un 5,0 % (p/p) de CNC. La detección de presión normal se logró utilizando una configuración de sensor que emplea un único elemento piezorresistivo rectangular asentado sobre dos electrodos de plata paralelos (Fig. 3a.i). El principio de funcionamiento de este sensor se basa en el aumento de la resistencia eléctrica en la trayectoria conductora longitudinal del indicador de detección inducida por la tensión de tracción debida a la compresión normal52. Para medir las fuerzas de corte, utilizamos una segunda configuración de sensor que consta de dos elementos piezorresistivos colocados en paralelo. En este diseño, la diferencia de resistencia eléctrica entre los dos elementos se utiliza para cuantificar las fuerzas de corte aplicadas (Fig. 3a.ii). Se utilizaron elementos piezoresistivos con forma de cheurón para introducir elasticidad mecánica en una dirección y resistencia en la opuesta, lo que resultó en una diferencia de deformación entre los dos elementos bajo la misma fuerza de corte. Las galgas extensométricas de todos los sensores se cubrieron con una protuberancia, impresa con una tinta estructural más rígida (12,5 % (p/p) CNC), para permitir una transferencia de fuerza más eficaz y una presión de compresión uniforme. Para mostrar la efectividad de nuestro enfoque de impresión 3D, se fabricaron y probaron múltiples sensores utilizando un conjunto de condiciones de prueba predeterminadas.

Sensores piezorresistivos utilizados para medir fuerzas normales y de corte. (ai, ii) Imágenes y esquemas de los sensores de fuerza (i) normales y (ii) de corte. (b–d) Respuestas en forma de cambio en la resistencia (∆R) del sensor normal en condiciones (b) estáticas y (c) de baja frecuencia o (d) dinámicas de alta frecuencia. ( e, f ) Respuestas del sensor de corte en forma de diferencia de resistencia entre el sensor delantero y trasero en función de ( e ) el tiempo y ( f ) la fuerza de corte aplicada. ( g ) Sensibilidad del sensor de fuerza de corte cuantificada en términos de cambio de resistencia normalizado (%) bajo distintas fuerzas normales y de corte.

Las respuestas de nuestros sensores de fuerza normal se determinaron aplicando casos de carga que se asemejan al uso humano iguales a las presiones plantares ejercidas al caminar, correr y otras actividades deportivas53,54. El rendimiento del sensor normal frente a cargas estáticas se determinó midiendo el cambio de resistencia (∆R) 30 s después de la carga completa para varios sensores (n = 6) en un rango de presión de 200–1000 kPa (Fig. 3b). Se encontró que la sensibilidad estática promedio de los sensores era de 13,2 ± 0,5 Ω/kPa o 0,22 ± 0,03 %/kPa (R2 = 0,998) para este rango de presión. Las desviaciones observadas en los valores de respuesta pico se pueden atribuir a una ligera diferencia en la resistencia de referencia (R0) entre los sensores, que tenía un valor de 6,1 ± 1,4 kΩ (Figura S5). Al calibrar para esta compensación de referencia, los sensores pueden detectar con precisión las presiones plantares para actividades de bajo y alto impacto. Se encontró que las respuestas estáticas eran estables a lo largo del tiempo después de la aplicación de carga completa tanto en los casos de carga como de descarga (Figura S6). A partir del cambio de resistencia medido experimentalmente de 8,2 ± 1,1 kΩ y el módulo de compresión de 9,2 ± 0,1 MPa (Figura S2d), calculamos que el factor de calibre (GF) de los sensores de fuerza normal es 31,2 ± 0,1.

Además de las condiciones de carga estática, también se evaluó la respuesta dinámica de los sensores de fuerza normal utilizando presiones seleccionadas de 200, 600 y 1000 kPa. Las mediciones se realizaron a las frecuencias de 0,5 Hz, 1 Hz y 2 Hz para representar velocidades de marcha lenta de menos de 3 km/h (< 1 Hz) y velocidades de carrera superiores a 18 km/h (Fig. 3c, d, Figura S7 )55. Después de un breve período de estabilización, la respuesta del sensor se puede ver como una onda armónica con máximos y mínimos correspondientes a estados cargados (pico) y descargados (valle). La diferencia entre estos dos valores se define como la amplitud dinámica. Se encontró que estas amplitudes eran estables a lo largo del tiempo, con menos del 2% de desviación máxima para el intervalo de tiempo entre 5 y 30 min (Figura S7). Para cuantificar la sensibilidad del elemento piezorresistivo en estas condiciones dinámicas, promediamos los valores pico y valle medidos cada 5 minutos y analizados para cada condición de prueba (Figura S8). Los resultados indican que la respuesta máxima relativa aumenta linealmente con la presión de actuación, lo que lleva a una sensibilidad de 16,9 ± 0,8 % por 100 kPa (R2 = 0,999). Esta sensibilidad es ligeramente inferior a la medida para la prueba estática, probablemente debido a la naturaleza transitoria de la carga aplicada. Los valores relativos del valle siguen la misma tendencia, aunque con una variación menor de 10,1 ± 2% por 100 kPa (R2 = 0,989). La menor sensibilidad obtenida para los valores de valle podría estar relacionada con las propiedades viscoelásticas del material piezoresistivo, que impide que regrese completamente a su estado inicial. En particular, la frecuencia de carga no influyó significativamente en las sensibilidades pico o valle del sensor piezorresistivo (Figura S8b).

Los sensores de fuerza de corte se evaluaron sujetando los sensores con presiones normales de 400, 600 y 800 kPa y cortándolos en dirección negativa o positiva hasta una fuerza de 15 N. La dirección positiva corresponde a una fuerza de corte aplicada hacia los dedos de los pies. , mientras que la dirección negativa está asociada con fuerzas que apuntan al talón (Fig. 3e). Antes del cizallamiento, los sensores exhibieron una resistencia de referencia promedio bajo presión de sujeción (RN) de 7,0 ± 0,8 kΩ. La respuesta del sensor a las diferentes fuerzas de corte aplicadas se cuantificó midiendo el cambio de resistencia (R − RN) de los elementos piezoresistivos para presiones de sujeción de 400, 600 y 800 kPa. Llamamos al cambio en la resistencia en los elementos piezoresistivos delantero y trasero ∆RFront y ∆RBack, respectivamente. Los datos experimentales revelan que, al medir la diferencia en el cambio de resistencia entre los elementos piezorresistivos delantero y trasero (∆RFrontal–∆RAtrás), los sensores se pueden usar para distinguir efectivamente la dirección de la fuerza de corte aplicada independientemente de la carga normal (Fig. .3f). Para cargas normales de 600 y 800 kPa, observamos una correlación directa entre el valor diferencial medido y las fuerzas de corte aplicadas. Esta correlación permite la detección del rango de fuerza cortante si las presiones de carga aplicadas son suficientemente altas. Esta función es especialmente útil para detectar actividades intensas con altas presiones de cizallamiento transitorias, como cortar o saltar. Aunque el diferencial absoluto es mayor a mayor presión normal, la mayor sensibilidad, definida como (∆R/∆RN), se logró a una presión de 400 kPa (Fig. 3g) con un valor de 2,96 ± 0,11 %/N ( R2 = 0,99), frente a 2,31 ± 0,28 %/N para 600–800 kPa. Se encontró que estas sensibilidades eran independientes de la dirección de corte. Los resultados presentados indican que los sensores piezorresistivos completamente impresos en 3D desarrollados son adecuados para detectar una amplia gama de movimientos repetitivos a una variedad de velocidades y presiones relevantes para el control de la marcha. Para la detección de las presiones de la marcha, solo se necesita monitorear la respuesta máxima, que resultó ser lineal y repetible para los sensores de fuerza normal. Además de la presión máxima, la intensidad de la actividad física se puede determinar con la amplitud dinámica de la señal, que tiene un ligero error de un pequeño porcentaje en los valores de presión medidos. La capacidad de medir la dirección y la magnitud de las fuerzas de cizallamiento es una característica única de los sensores piezorresistivos desarrollados, que complementa la información proporcionada por los datos de presión normal. Por último, se observó una pequeña cantidad de deriva con el tiempo durante las pruebas dinámicas, que fue más fuerte a un ritmo de caminata más lento. Esta dependencia de la frecuencia y la deriva podría corregirse mediante el desarrollo de un algoritmo de procesamiento de señales adecuado.

Usando los sensores desarrollados, demostramos por primera vez un calzado impreso en 3D completamente integrado con capacidades de detección de fuerza normal y de corte para el monitoreo de la marcha en tiempo real (Fig. 4a). El diseño del sensor de la plantilla desarrollada se basó en la estructura esquelética del pie, con sensores colocados en regiones de interés que se espera que sufran una gran carga mecánica (Fig. 4b). La plantilla se imprimió utilizando las tintas estructurales (5,0 % y 12,5 % p/p CNC) para generar la forma tridimensional de la base, la tinta piezorresistiva (4 % p/p de negro de humo) para los elementos sensores y la tinta conductora para el electrodos y elementos de conexión. Para proteger los sensores y electrodos del desgaste, también se imprimió una capa de encapsulación monolítica en la parte superior de la base de la plantilla utilizando la tinta estructural con CNC al 5,0 % (p/p). Esta capa adicional dio como resultado un efecto de rigidez y una mayor respuesta del sensor durante la compresión estática que mejoró la sensibilidad del elemento piezorresistivo hasta 16,8 ± 1,5 Ω/kPa o 0,3 ± 0,0 %/kPa. Además, se analizó la diafonía que podría ser causada por la encapsulación al reevaluar los sensores después de la encapsulación (Figura S10). La diafonía encontrada fue de un error de menos del 0,4 % o menos de 0,1 kPa, lo que no influye significativamente en la lectura del sensor.

Plantilla totalmente impresa en 3D con sensores integrados y su respuesta para varios tipos de actividades físicas. (a) Fotografía de la plantilla completa. (b) Superposición de la estructura esquelética de un pie sobre el diseño del sensor. Los cuadrados indican los sensores de corte y los círculos los sensores de presión normal. (c) Presiones plantares normales y fuerzas de cizallamiento detectadas con los sensores integrados en todo el pie del sujeto de prueba, sin ninguna carga adicional y con 20 kg de peso adicional. (d) Distribución del peso dentro de la plantilla con carga añadida creciente. (e–g) Señales del sensor y sus cambios para varias actividades, incluyendo (e) caminar en pendientes a 2 km/h, (f) subir y bajar escaleras, (g) caminar a 4 km/h y trotar a 6 km/h H. Ilustraciones en paneles (e–g) proporcionadas por Estevam Quintino (CC BY 4.0).

Para evaluar las capacidades de control de la marcha de la plantilla, se realizaron pruebas estáticas y dinámicas con un sujeto de prueba de alrededor de 70 kg. Para estos experimentos de monitoreo, el sujeto de prueba realizó varias actividades físicas mientras usaba la plantilla. Las fuerzas normales y de corte se capturaron durante estas actividades utilizando los sensores integrados. También podría realizarse una evaluación estática de la distribución normal de la presión plantar, que muestra que la mayor presión se produce en el retropié. Nuestros resultados indican que el 57,1 ± 1,7 % del peso total se registró en la parte posterior del pie, frente al 42,8 ± 2,6 % en el antepié (fig. 4c). Estos valores concuerdan con las mediciones realizadas con un dispositivo externo de medición de la presión plantar56. La detección de presión se evaluó aún más con el sujeto de prueba que llevaba una mochila con 10 y 20 kg de peso adicional. Esto alteró tanto la distribución plantar normal como su postura, y el peso adicional desplazó la distribución de la presión hacia el talón (Fig. 4d).

Para complementar el análisis estático, se investigó más a fondo el rendimiento de la plantilla del zapato en varios modos de marcha dinámicos, que incluyen caminar en terrenos con distintas pendientes, subir y bajar escaleras y correr a diferentes velocidades (Fig. 4e-g). Todos los resultados se informan en términos de una salida de voltaje digital de los sensores de fuerza normal y de corte. Para demostrar la influencia de la pendiente de la superficie en la marcha, se midieron las fuerzas normales y de cizallamiento durante la marcha en una cinta rodante inclinada. Las pruebas de marcha se realizaron a un ritmo relajado de 2 km/h sobre una superficie plana, con una pendiente media de 15° y una pendiente pronunciada de 30° (Fig. 4e).

Los datos de detección dinámica obtenidos revelan que el sujeto de prueba compensó el aumento de inclinación cambiando la postura. Esto se evidencia por una redistribución de la presión normal, con más peso transferido al antepié, lo que coincide con resultados previos medidos con un dispositivo externo57. Para los sensores que no experimentaron cargas de alta presión en superficies planas, su respuesta no cambió significativamente en condiciones inclinadas. El cambio de postura también es capturado por los datos de fuerza de corte. Estas fuerzas se evalúan en términos de señales diferenciales creadas restando las respuestas de un par de indicadores. Se consideran dos conjuntos de pares de calibres, uno colocado en el retropié y otro en el antepié. Para ambos conjuntos de sensores, cuando la fuerza de corte se aplica hacia los talones (dedos de los pies), la señal diferencial es positiva (negativa). En una superficie plana, nuestras mediciones revelan que ambas señales de fuerza de corte muestran una magnitud comparable de alrededor de 6,3 ± 0,9 au pero con polaridades opuestas. Esto significa que las fuerzas de cizallamiento se aplican en la dirección de los dedos para el antepié y en la dirección del talón para el retropié, similares a las fuerzas de cizallamiento medidas utilizando una plantilla equipada con sensores ópticos58. Sin embargo, cuando la superficie está inclinada a 15°, la polaridad del voltaje en la parte delantera del pie cambia de negativa a positiva, lo que indica que las fuerzas de cizallamiento en la parte delantera y trasera del pie ahora se aplican hacia el talón. La amplitud de las fuerzas de cizallamiento detectadas en el talón disminuye aproximadamente un 18 % con una inclinación de 15° y se vuelve irregular y bidireccional con una inclinación de 30°. Esto probablemente se deba a la reducción en la longitud del paso y al cambio en la cadencia al aumentar la inclinación59.

Nuestra plantilla también se probó mientras subía y bajaba una escalera, lo que constituye un tipo único de marcha (Fig. 4f). Cuando el sujeto de prueba sube las escaleras, se ejercen altas presiones normales en todas las regiones del pie excepto en el retropié, ya que es necesario levantar todo el cuerpo para colocar la otra pierna en el siguiente escalón. La señal en la parte posterior del pie está dominada por fuerzas de cizallamiento, ya que el talón golpea primero el siguiente paso antes de que el resto del pie lo toque. Un escenario similar se encuentra cuando el sujeto está bajando las escaleras. Nuevamente, se detectan presiones normales altas en todas las regiones, excepto en la parte posterior del pie, ya que el sujeto aterriza con todo su peso sobre la parte delantera del pie antes de estabilizarse. Esta inestabilidad da como resultado un movimiento de cizallamiento bidireccional similar al observado cuando el sujeto camina con una inclinación de 30°. En este caso, sin embargo, las fuerzas de cizallamiento altas se desarrollan solo en la parte delantera del pie, que es la región que primero toca el siguiente escalón cuando se camina hacia abajo.

Por último, probamos la respuesta de la plantilla con marchas más rápidas haciendo que el sujeto de prueba caminara a una velocidad de 4 km/h y trotara ligeramente a 6 km/h (Fig. 4g). En estas condiciones, todos los sensores pudieron registrar el desarrollo de la marcha (Figura S10). Al aumentar la velocidad de 4 a 6 km/h, observamos un aumento de la presión normal de 2,5 ± 0,6 veces, lo que concuerda con los valores encontrados en la literatura57,60. Además, a velocidades más rápidas, la colocación del pie se vuelve menos estable, como lo indican las fuerzas de cizallamiento que ocurren en ambas direcciones. Estos patrones de corte son similares a los de inclinaciones de 30° y al bajar escaleras. En general, nuestras pruebas de monitoreo de la marcha en tiempo real demuestran que la combinación de sensores de fuerza normal y de cizallamiento, distribuidos en ubicaciones específicas a lo largo de la plantilla, brindan una gran cantidad de datos de movimiento que se pueden usar de manera efectiva como modelos para identificar el modo de marcha y la intensidad de la actividad física. actividad.

En resumen, hemos desarrollado tintas funcionales para la fabricación de una plantilla totalmente impresa en 3D con sensores piezorresistivos integrados que es adecuada para el control de la presión normal y de cizallamiento de la marcha humana. Al colocar estos sensores en posiciones específicas del paciente de la plantilla, es posible identificar y cuantificar la marcha en condiciones del mundo real. Dado que los materiales de alimentación están fácilmente disponibles y se pueden procesar a temperatura ambiente con una impresora de escritorio basada en extrusión, esperamos que esta plataforma de fabricación sea rentable y se pueda trasladar fácilmente a las instalaciones ortopédicas donde la plantilla se puede adaptar in situ para el usuario por médicos y especialistas ortopédicos. Además, la naturaleza biocompatible de la silicona utilizada en las formulaciones de tinta hace que nuestros materiales sean seguros para la piel, flexibles y resistentes para el uso humano. Por lo tanto, la tecnología propuesta debería abrir el camino hacia un calzado inteligente personalizado que pueda medir la marcha tanto para la rehabilitación como para el rendimiento deportivo.

El trimetoximetilsilano (MTMS) y el 1-pentanol se adquirieron de Sigma-Aldrich. El micropolvo de negro de humo (Ketjenblack EC-300J) se obtuvo de Nouryon. La sílice pirogénica hidrofóbica (HDK 30) se obtuvo de Wacker Chemie AG, mientras que los nanocristales de celulosa (CNC, CelluForce NCV10) se obtuvieron de CelluForce. El elastómero de silicona SYLGARD 184 utilizado en todo el proyecto fue suministrado por Dow Chemical, mientras que la tinta a base de plata (Ag Paste 520 EI) y el diluyente se compraron a Chimet SpA.

La silanización de los CNC con MTMS se realizó según un protocolo establecido61. Brevemente, se añadieron gota a gota 1,7 g de MTMS a 500 ml de agua destilada (MilliQ) y el pH de la solución resultante se ajustó a pH 4 usando HCl. Mientras tanto, 5 g de CNC se dispersaron en 250 ml de agua MilliQ y el pH de la suspensión obtenida se ajustó a 4 usando HCl. Después de estabilizar el pH de los dos lotes, la solución de MTMS se añadió gota a gota a la suspensión de CNC con agitación y la mezcla se dejó durante 1 h para permitir la reacción de silanización. A continuación, la suspensión se congeló con nitrógeno líquido y se liofilizó para obtener un polvo CNC-MTMS deshilachado.

La pasta de plata conductora (Chimet, Ag Paste 520 EI) se usó para imprimir los electrodos y las conexiones de los sensores después de la dilución con un 10 % (p/p) de diluyente. Para preparar la tinta piezorresistiva a base de silicona con 4 % (p/p) de negro de humo, se mezclaron 0,20 g de micropolvo de negro de humo con 3,49 g de 1-pentanol utilizando un mezclador planetario (Thinky, ARE-250) durante 5 min a 2000 rpm. Posteriormente, se adicionaron a la tanda 0,44 g de sílice pirógena hidrofóbica y 3,96 g de Base Elastómero SYLGARD 184 y se mezcló nuevamente en el mezclador planetario durante 5 min a 2000 rpm. A continuación, la pasta obtenida se molió hasta 10 μm utilizando un molino de 3 rodillos (EXAKT Technologies, EXAKT 80). Finalmente, se agregó a la mezcla Agente de Curado SYLGARD 184 en una proporción de 1:10 (p/p) con respecto a la cantidad de Base de Elastómero presente en la pasta después de la molienda. A continuación, la tinta piezorresistiva se utilizó directamente para imprimir los elementos sensores. Para preparar la tinta estructural a base de silicona con CNC modificado al 5 % (p/p), mezclamos 0,50 g de CNC recubierto con MTMS en 8,64 g de base de elastómero SYLGARD 184 usando el mezclador planetario durante 5 min a 2000 rpm. Después de moler la pasta obtenida hasta 10 μm usando el molino de 3 rodillos, agregamos 0.86 g de agente de curado SYLGARD 184 a la mezcla. La tinta estructural con CNC recubierto con MTMS al 12,5 % (p/p) se preparó siguiendo el mismo procedimiento. En este caso, se añadieron 1,25 g de CNC recubierto con MTMS a 7,95 g de base de elastómero SYLGARD 184, y se añadieron 0,80 g de agente de curado SYLGARD 184 al final del proceso.

El sistema de impresión utilizado durante todo el estudio se ensambló internamente en un equipo Stepcraft D420 (Figura S12a). Dicho equipo estaba equipado con un cabezal de impresión hecho a medida capaz de contener 3 herramientas a la vez (Figura S12b). Las tintas estructurales a base de silicona se imprimieron con una bomba de cavidad progresiva (Preeflow, eco-PEN300), mientras que las otras formulaciones de tinta se depositaron con un controlador de presión de aire. El equipo también se equipó con un sistema de plasma (Relyon, plasmabrush PB3) para activar las tintas y mejorar la adhesión entre capas. Como las estructuras impresas son delgadas y livianas, se incorporó una placa calefactora en la impresora para garantizar el curado térmico. En caso de que sea necesario imprimir geometrías más altas con nuestro sistema, se deberá usar una cámara de calentamiento adicional para asegurarse de que las impresiones se curen correctamente. Todos los códigos G utilizados para la impresión se obtuvieron mediante una segmentación personalizada desarrollada en Grasshopper para Rhinoceros (McNeel).

Todas las pruebas de compresión y tracción se realizaron utilizando una máquina de prueba mecánica de mesa (AGS-X, Shimadzu). Tanto las medidas de compresión como las de tracción se realizaron a una velocidad de desplazamiento de 5 mm/s. Para los ensayos de compresión se utilizaron probetas cilíndricas de 6 mm de espesor y 19 mm de diámetro. Para las pruebas de tracción, se emplearon especímenes de hueso de perro. Todas las pruebas reológicas se llevaron a cabo a 25 °C en un reómetro compacto controlado por tensión (Anton Paar MCR 302) usando una geometría de placa paralela arenada (PP25) con un espacio de 1 mm. Los barridos de amplitud se realizaron a una frecuencia de 1 Hz. Las pruebas de recuperación elástica se realizaron alternando mediciones oscilatorias al 1 % de tensión y 1 Hz, y mediciones rotacionales a una velocidad de corte de 50 s−1, para simular las fuerzas aplicadas a las tintas durante el proceso de impresión.

Las pruebas de adherencia se realizaron sobre parches de plata de 1 × 1 cm2 obtenidos mediante la impresión de la tinta conductora sobre diferentes sustratos. Cada cuadrado se cortó en una cuadrícula con un bisturí, lo que resultó en 49 regiones cuadradas diferentes. Se aplicó Scotch Shipping Packaging Tape a cada muestra y se retiró después de un tiempo de adhesión de 10 s. Luego se evaluó el puntaje de adhesión de acuerdo con el estándar ASTM F1842-15 (Figura S3)62.

Las respuestas estáticas y dinámicas de todos los sensores se cuantificaron midiendo la resistencia eléctrica del elemento piezorresistivo mientras se aplicaban presiones de compresión con un probador mecánico (Instron 3340). La resistencia de los sensores se midió utilizando un multímetro digital Agilent 34410/11A en modo de sonda de dos puntos. Los efectos viscoelásticos se redujeron calentando los sensores ciclándolos hasta la carga máxima aplicada (1000 u 800 kPa) a una velocidad de ciclado de 20 kPa/s.

La evaluación de los sensores bajo cargas estáticas se realizó a presiones entre 200 y 1000 kPa en pasos de 200 kPa. Se tomaron medidas para los ciclos de carga y descarga. La respuesta de los sensores se procesó utilizando un script de Python. La resistencia eléctrica del elemento piezorresistivo se midió 30 s después de la aplicación de la carga máxima para permitir la estabilización de la señal.

Las pruebas de histéresis (Figura S9) se realizaron aplicando cargas de 200, 600 y 1000 kPa a una tasa de carga de 20 kPa/s en un total de 3 ciclos. Los datos obtenidos se procesaron mediante un script Python para determinar el porcentaje de histéresis.

La respuesta dinámica de los sensores se evaluó a presiones de compresión de 200, 600 y 1000 kPa utilizando un probador mecánico dinámico (Bose Electroforce 3400) a velocidades de ciclo de 0,5, 1 y 2 Hz. Las señales se procesaron utilizando un script de Python para determinar las características dependientes del tiempo de la salida eléctrica.

Las pruebas de corte se llevaron a cabo en un probador mecánico (Instron 3340) bajo cargas de compresión de 400, 600 y 800 kPa. Se aplicaron fuerzas de cizallamiento de 5, 10, 15, 20 N de forma sucesiva y por separado para ambas direcciones de detección utilizando una configuración de cizallamiento personalizada. Las cargas de fuerza de corte se registraron utilizando una celda de carga dedicada (Futek FSH00096) y un controlador (Futek IPM650).

Para las pruebas de la plantilla, las señales del sensor se capturaron utilizando un divisor de voltaje personalizado conectado a un microcontrolador (Adafruit Feather 32u4). Los datos se recopilaron utilizando una suite Python desarrollada internamente que podía capturar y procesar los datos.

Para poder conectar el circuito de lectura de la electrónica a la plantilla blanda, se imprimió pasta plateada (Chimet, Ag Paste 520 EI) encima de los cables de los sensores para crear una conexión con una placa de circuito impreso con patrón de cobre flexible (PCB ). Después del curado, las conexiones se encapsularon con silicona de vulcanización a temperatura ambiente (RTV) para crear un contacto sólido.

Las pruebas en la plantilla impresa se realizaron con la ayuda de un participante humano. Se obtuvo el consentimiento informado del participante antes de las pruebas. El uso de participantes humanos en el proyecto fue aprobado por el Comité de Ética de Investigación Humana (HREC) de la École Polytechnique Fédérale de Lausanne, No: 016-2021. Todas las pruebas se llevaron a cabo de acuerdo con las directrices y normativas pertinentes.

Se adjunta información complementaria en forma de documento .pdf con varias tramas y gráficos adicionales, y dos videos. Los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles de los autores correspondientes previa solicitud razonable.

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Marco R. Binelli y Ryan van Dommelen contribuyeron igualmente a este trabajo. El financiamiento para este trabajo fue proporcionado por el Área de Enfoque Estratégico de Fabricación Avanzada (SFA-AM) del dominio suizo ETH, como parte del proyecto D-SENSE. Los autores desean agradecer a Madeleine Kyne por su trabajo en la suite de software y electrónica para recuperar señales de la plantilla. Además, los autores desean agradecer al Dr. Julien Favre del Swiss BioMotion Lab, en el hospital universitario del Hospital Universitario de Lausana (CHUV), y a Laurent Hoffman de NUMO Systems AG por sus consejos sobre el análisis de la marcha y el movimiento humano y su apoyo. hacia el proyecto. Los autores agradecen a Estevam Quintino por su ayuda en la realización de algunas de las ilustraciones presentes en este trabajo. Por último, los autores quieren agradecer a Bertrand Robert por el apoyo y acceso a las instalaciones deportivas de la Universidad de Neuchâtel (UniNe).

Estos autores contribuyeron por igual: Marco R. Binelli y Ryan van Dommelen.

Materiales complejos, Departamento de materiales, ETH Zürich, 8093, Zürich, Suiza

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

Laboratorio de transductores blandos, EPFL Lausanne, 2000, Neuchâtel, Suiza

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

Laboratorio de materiales de celulosa y madera, Empa, 8600, Dübendorf, Suiza

Yannick Nagel y Gilberto Siqueira

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DB, ARS, GS, RIH, JK, YN, RD y MRB diseñaron los experimentos. MRB e YN contribuyeron al desarrollo de las tintas compuestas de silicona y la impresión de los sensores y el prototipo de la plantilla. FC lideró el desarrollo de la infraestructura de impresión 3D. RD, RIH y JK contribuyeron al diseño del sensor, el diseño de la plantilla y la caracterización de los sensores. ARS, GS y DB supervisaron la investigación y brindaron asistencia experimental. El documento principal y la información de apoyo, incluidas todas las figuras, fueron coescritos y preparados por MRB y RD. Todos los autores discutieron los resultados, las conclusiones y revisaron el manuscrito en todas las etapas.

Correspondencia a Gilberto Siqueira, André R. Studart o Danick Briand.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Binelli, MR, van Dommelen, R., Nagel, Y. et al. Fabricación digital de calzado personalizado con sensores integrados. Informe científico 13, 1962 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-29261-0

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Recibido: 15 Diciembre 2022

Aceptado: 01 febrero 2023

Publicado: 03 febrero 2023

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

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