Fabrication numérique de chaussures personnalisées avec capteurs embarqués

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 1962 (2023) Citer cet article

3637 accès

195 Altmétrique

Détails des métriques

La forte demande clinique pour des technologies de surveillance de la santé plus précises et personnalisées a nécessité le développement de dispositifs portables fabriqués de manière additive. Alors que la palette de matériaux pour la fabrication additive continue de s'élargir, l'intégration des matériaux, des conceptions et des méthodes de fabrication numérique dans un flux de travail unifié reste difficile. Dans ce travail, une plate-forme d'impression 3D est proposée pour la fabrication intégrée de vêtements souples à base de silicone avec des capteurs piézorésistifs intégrés. Des encres à base de silicone contenant des nanocristaux de cellulose et/ou des charges de noir de carbone ont été soigneusement conçues et utilisées pour l'écriture directe à l'encre d'un démonstrateur de semelle intérieure de chaussure avec des capteurs encapsulés capables de mesurer à la fois les forces normales et de cisaillement. En ajustant les propriétés du matériau aux pressions plantaires attendues, la semelle intérieure de la chaussure personnalisée par le patient a été entièrement imprimée en 3D à température ambiante pour mesurer les forces de marche in situ pendant l'activité physique. De plus, l'approche numérisée permet une adaptation rapide de la disposition des capteurs pour répondre aux besoins spécifiques des utilisateurs et ainsi fabriquer des semelles intérieures améliorées en plusieurs itérations rapides. Les matériaux et le flux de travail développés permettent une nouvelle génération d'appareils électroniques souples entièrement imprimés en 3D pour la surveillance de la santé.

Les normes en matière de soins de santé s'améliorent continuellement à mesure que la demande pour une surveillance de la santé plus précise et personnalisée continue de croître1,2,3,4,5,6,7. Cette demande émane non seulement du secteur médical, cherchant à répondre à des besoins strictement cliniques, mais aussi des sportifs et sportifs qui souhaitent mieux connaître leur état de santé et leur condition physique3,8. Pour résoudre ce problème, des systèmes de détection portables personnalisés sont en cours de développement pour fournir des mesures de santé physiologiques sur une période prolongée1 sans sacrifier le confort de l'utilisateur9,10. Une application cible pour la surveillance continue de la santé est l'analyse de la marche, qui peut donner un aperçu de la santé globale11, du vieillissement12,13, des performances sportives et de la récupération des blessures14. Bien que de nombreuses avancées aient été réalisées en termes de développement de matériaux et de capteurs pour réaliser des dispositifs portables de surveillance de la marche1,9, il existe peu de solutions complètes pouvant être facilement adaptées à l'utilisateur. De plus, l'étalon-or des mesures de mouvement de marche continue de s'appuyer sur des instruments fixes10,15, qui ne peuvent pas être utilisés pour la surveillance en liberté. Dans ce contexte, les capteurs inertiels se sont révélés prometteurs en tant que solution portable16. Cependant, les protocoles de mesure requis pour les utiliser sont encore en cours de développement et la surveillance à long terme avec des dispositifs spécifiques au patient n'a pas encore été démontrée17.

Les chaussures électroniques sous forme de chaussettes et de semelles avec capteurs intégrés offrent une stratégie intéressante pour mesurer la marche de manière fiable10,18, tout en offrant un haut degré de confort pour l'utilisateur. Parce qu'elles peuvent être insérées facilement et de manière non intrusive dans une chaussure, les semelles intérieures sont des candidats idéaux pour la surveillance des mouvements de la marche. Adapter la forme, la position et le matériau de la semelle intérieure offre également la possibilité d'améliorer la démarche et de prévenir d'autres problèmes de santé en corrigeant la posture et en améliorant la répartition de la pression plantaire14,19. De plus, les performances sportives peuvent être positivement impactées par l'utilisation de semelles à rigidité et géométrie réglables20. L'intégration de capteurs dans des semelles à la pointe de la technologie est un défi de fabrication ouvert, pour lequel différents concepts ont été proposés. Jusqu'à présent, plusieurs systèmes de détection plantaires intelligents en élastomère ont été développés avec des mécanismes de détection mécaniques intégrés, notamment des capteurs de pression capacitifs21,22, piézorésistifs23, sensibles à la force24 et triboélectriques25,26. De tels systèmes intégrés ont été fabriqués en utilisant soit la fabrication bobine à bobine27, soit l'induction laser28, soit la fabrication en salle blanche29. Malgré ces développements attrayants, les approches actuelles reposent toujours sur des flux de travail de fabrication conventionnels qui ne peuvent pas répondre à la demande croissante de numérisation et de personnalisation.

L'impression 3D est une approche prometteuse pour combler cette lacune en offrant des niveaux élevés de personnalisation, des cycles de production courts et des opportunités de numérisation complète30,31. Même si l'industrie du sport a manifesté beaucoup d'intérêt pour les objets personnalisés imprimés en 3D32, la recherche appliquée sur la fabrication et la caractérisation de tels dispositifs a pris du retard. Les technologies d'impression 3D des matériaux souples nécessaires à la fabrication de l'électronique portable sont déjà disponibles. Celles-ci incluent la photopolymérisation en cuve33,34, le jet de matériau35 et les techniques d'extrusion de matériau telles que l'écriture directe à l'encre (DIW) et la fabrication de filaments fusionnés (FFF)36,37,38,39. En particulier, DIW est adapté en raison de la myriade de matériaux qui peuvent être déposés à l'aide de cette technique33,34,40,41, notamment des polymères, des pâtes conductrices, ainsi que des matériaux piézorésistifs et piézoélectriques42,43,44,45,46,47,48,49. Malgré les vastes palettes de matériaux disponibles, cette technique d'impression 3D polyvalente n'a pas encore été pleinement exploitée pour la fabrication de chaussures électroniques. Des travaux récents sur DIW de l'électronique douce ont démontré le potentiel de cette technologie dans la génération de réseaux de capteurs pour les applications de semelles intérieures21. L'impression 3D de semelles spécifiques à l'utilisateur et leur validation dans des environnements de vie libre sont les prochaines étapes cruciales pour créer la prochaine génération de chaussures électroniques personnalisées.

Dans ce travail, nous proposons une plate-forme d'impression 3D intégrée pour la fabrication numérique d'une semelle intérieure intelligente entièrement personnalisée avec des capteurs piézorésistifs intégrés, et démontrons l'utilisation de telles chaussures personnalisées dans des activités physiques réelles. En utilisant des encres fonctionnelles qui fournissent à la fois des capacités de détection et un réglage local des propriétés mécaniques de la semelle intérieure, notre objectif est d'exploiter la capacité de mise en forme complexe et multimatériau du DIW non seulement pour recueillir des données à partir des interactions utilisateur-environnement, mais également pour ajuster la réponse mécanique de la semelle personnalisée pour améliorer les performances ou l'état de santé de l'utilisateur (Fig. 1). À long terme, la vision est d'utiliser cette plate-forme d'impression pour acquérir des données physiques réelles, qui peuvent être utilisées comme données d'entrée pour la création d'un jumeau numérique afin de générer des conceptions de chaussures améliorées. Pour cela, les propriétés mécaniques et rhéologiques des composites silicones, avec des charges fonctionnelles, sont d'abord caractérisées et optimisées pour permettre la fabrication de structures 3D complexes avec des capteurs de pression et de cisaillement intégrés. Ensuite, nous validons les performances de nos capteurs et conceptions de semelles grâce à des tests mécaniques qui simulent les charges statiques et dynamiques d'une personne qui marche. Enfin, nous façonnons une semelle intérieure avec des capteurs intégrés en reconstruisant la surface d'une semelle intérieure de chaussure commerciale et effectuons des tests avec la semelle intérieure à l'intérieur d'une chaussure pour capturer la marche dans des conditions de vie libre.

Proposition de cycle d'analyse et de fabrication de semelles personnalisées avec capteurs embarqués. Dans le flux de travail envisagé, un professionnel de la santé formé peut imprimer en 3D la semelle intérieure en fonction du diagnostic médical initial et en imprimer ultérieurement des versions adaptées en tenant compte des données de marche capturées pendant les activités physiques. Illustration fournie par Estevam Quintino (CC BY 4.0).

La plateforme de fabrication numérique proposée repose sur le développement d'une palette de matériaux adaptée. À cette fin, nous avons préparé un ensemble d'encres qui correspondent au comportement rhéologique requis pour DIW et qui présentent également les propriétés matérielles nécessaires pour imprimer des capteurs fonctionnels et des structures 3D accordables mécaniquement. Pour correspondre à la flexibilité et à l'élasticité requises pour un appareil portable, nos formulations sont basées sur un élastomère de silicone disponible dans le commerce, que nous avons combiné avec deux types de particules de charge fonctionnelles. Premièrement, des nanocristaux de cellulose modifiés en surface (CNC) ont été utilisés comme charge structurelle pour modifier les propriétés rhéologiques des encres et la réponse mécanique des parties porteuses de la semelle intérieure. La nanocellulose est fonctionnalisée avec du méthyltriméthoxysilane (MTMS) pour renforcer son affinité de surface vis-à-vis du silicone, et ainsi faciliter le mélange avec l'élastomère de base (Fig. 2 a). Deuxièmement, des charges fonctionnelles sous forme de particules de noir de carbone ont été incorporées dans des silicones rhéologiquement optimisés pour imprimer les éléments piézorésistifs des capteurs de la semelle intérieure. Ces particules de charge électriquement conductrices sont censées former un réseau de percolation au sein du composite à base de silicone, ce qui modifie sa résistance électrique lors de l'application de forces externes.

Conception et caractérisation d'encres structurelles et piézorésistives. ( a ) Schéma du processus d'impression DIW de la résine de silicone renforcée par CNC utilisée comme encre structurelle. Les dessins animés illustrent l'alignement des CNC modifiés en surface dans la matrice de silicone. (b) Modules de cisaillement de stockage et de perte d'encres structurelles avec différentes concentrations de CNC. ( c ) Modules de traction d'encres composites préparées avec des concentrations de CNC distinctes. L'encart affiche l'effet du sens d'impression sur la résistance à la traction des pièces imprimées. ( d ) Structures de type grille avec différentes densités de remplissage imprimées avec 12, 5% (w / w) d'encre renforcée par CNC. De bas en haut, les densités de remplissage correspondent à 100 %, 50 % et 25 %. ( e ) Modules de compression de l'encre renforcée à 12, 5% de CNC à différentes densités de remplissage. ( f ) Les reconstructions 3D de surface des encres structurelles contiennent des concentrations de CNC de 5, 0% (w / w) (en haut) et de 12, 5% (w / w) (en bas). Les deux échantillons ont été imprimés à l'aide d'une buse d'un diamètre de 0,62 mm. ( g ) Reconstruction 3D de surface d'un connecteur en argent imprimé sur un substrat imprimé avec une encre renforcée à 5,0% de CNC. (h) Effet de différentes concentrations de noir de carbone sur la sensibilité d'éléments piézorésistifs imprimés à partir d'encres contenant du 1-pentanol comme diluant. En médaillon, exemple de capteur normal utilisé pour la détermination de la sensibilité.

En incorporant les CNC modifiés dans la matrice de silicone, nous sommes en mesure d'ajuster à la fois les propriétés rhéologiques des encres et la réponse mécanique du matériau imprimé après durcissement (Fig. 2b). En termes de comportement rhéologique, l'encre passe d'un fluide à un matériau viscoélastique lorsque la concentration de CNC est augmentée au-delà de 5,0 % (w/w). Les propriétés mécaniques de l'encre durcie sont également fortement affectées par la présence de CNC. Les tests de traction montrent que la capacité de formation de réseau des particules CNC conduit à une résistance 2 fois plus élevée et à une rigidité 5 fois plus élevée par rapport à celles du silicone pur (Fig. 2c). L'ajout de CNC permet non seulement de modifier les propriétés rhéologiques et la rigidité de l'encre, mais également d'obtenir une réponse mécanique anisotrope. En raison des forces de cisaillement et d'extension subies par le matériau lors de l'extrusion à travers la buse, les particules CNC allongées s'alignent dans la direction du flux appliqué (Fig. 2a), comme démontré dans des travaux antérieurs50. Il en résulte une ligne imprimée avec une microstructure et des propriétés anisotropes (Fig. 2c, encadré) et nous donne la possibilité d'agir davantage sur la résistance de la semelle intérieure imprimée simplement en déterminant le motif de déplacement de l'extrudeuse pendant le processus d'impression. En plus de la formulation de l'encre, les propriétés mécaniques des pièces imprimées peuvent également être facilement ajustées en modifiant la densité des lignes d'impression dans les structures de type grille (Fig. 2d). En effet, une augmentation du facteur de remplissage de 25 à 100 % a permis d'améliorer la rigidité en compression de la grille de 3 à près de 8 MPa (Fig. 2e).

Le comportement rhéologique de l'encre joue également un rôle déterminant dans notre capacité à imprimer des géométries complexes en 3D avec une réponse mécanique réglable ou des substrats lisses pour des éléments fonctionnels piézorésistifs et conducteurs. Pour imprimer des structures 3D avec des surplombs et des motifs complexes, l'encre doit afficher une limite d'élasticité suffisamment élevée pour éviter l'effet de distorsion de forme des forces capillaires51. Cette exigence est satisfaite par les encres silicone contenant 12,5 % (p/p) de CNC modifiés. Avec une limite d'élasticité de 1,3 kPa, cette encre permet le dépôt de filaments sans distorsion qui permettent de fabriquer des pièces qui s'étendent en 3D, telles que les structures de type grille représentées sur la Fig. 2d. Alors que les géométries 3D nécessitent des encres viscoélastiques, les régions plus lisses de la semelle intérieure nécessaires pour accueillir les éléments piézorésistifs et conducteurs ne peuvent être formées qu'à l'aide d'encres suffisamment fluides pour être aplaties en une surface plus lisse sous l'action de la gravité et des forces capillaires. Pour satisfaire cette condition, nous avons opté pour des encres avec une concentration CNC inférieure de 5,0 % (p/p). L'analyse par microscopie optique d'échantillons imprimés révèle que cette encre conduit à une rugosité de surface de 4,2 ± 1,5 µm, soit au moins 8 fois inférieure à celle obtenue avec une formulation contenant 12,5 % (p/p) de CNC (Fig. 2f). Les expériences d'impression montrent que la douceur du substrat est cruciale pour générer des connecteurs électriques robustes et des éléments piézorésistifs (Figure S1). De plus, nous avons constaté que l'introduction de bosses rigides au-dessus de la couche piézorésistive imprimée améliorait la sensibilité du capteur en améliorant le transfert de force vers l'élément de détection (Fig. 2g). La présence de bosses rigides pouvant réduire l'ergonomie et le maintien du pied, une couche topologique supplémentaire peut être imprimée sur la semelle intérieure pour éviter toute influence des bosses sur la démarche et assurer la fiabilité à long terme du dispositif portable final. Des encres contenant 12,5 % (p/p) de CNC ont été utilisées pour la production des bosses rigides au-dessus de la couche de détection. Surtout, nos résultats montrent que l'utilisation de CNC modifiés et de conceptions de grille accordables nous permet d'ajuster la rhéologie de l'encre et les propriétés mécaniques du matériau imprimé sans modifier la composition chimique de la matrice de silicone de base.

Des éléments piézorésistifs ont été imprimés avec succès sur des substrats de silicone lisses à l'aide d'encres fonctionnelles remplies de particules de noir de carbone (Fig. 2g). Pour obtenir une réponse piézorésistive, ces encres ont été diluées avec un solvant qui induit la formation d'un réseau sensible au stress de particules de carbone lors du séchage. Le comportement rhéologique de l'encre piézorésistive a été optimisé pour DIW en incorporant de la silice fumée dans la formulation (Figure S2). Pour compléter le jeu d'encres nécessaires à l'impression des semelles électroniques, nous avons sélectionné une formulation à base d'argent disponible dans le commerce. Une telle encre a été utilisée pour générer le circuit de lignes de 50 à 100 µm d'épaisseur reliant les éléments de détection (Fig. 2g). Pour améliorer l'adhésion de cette encre sur le substrat silicone, nous effectuons un traitement plasma à arc pulsé sur l'élastomère à l'aide d'un système plasma atmosphérique monté sur mesure. Ce système est monté directement sur l'imprimante pour permettre un traitement de surface en ligne du substrat pendant le processus de fabrication. Les effets positifs d'un tel traitement sur l'adhérence des connecteurs en argent ont été confirmés par un test d'adhérence au ruban (Figure S3). La capacité de détection du composite noir de carbone-silicone a été évaluée en mesurant le changement de résistance électrique de l'élément piézorésistif imprimé en fonction de la pression appliquée. En utilisant différentes formulations d'encre, nous avons observé que la sensibilité des éléments piézorésistifs peut être augmentée d'un facteur 3 en ajustant la concentration de noir de carbone dans la plage de 4, 0 à 5, 0% (w / w) (Fig. 2h). Une optimisation supplémentaire du type et de la quantité de solvant ajouté à l'encre a permis une amélioration supplémentaire de la stabilité des capteurs (Figure S4). Pour l'application ciblée, une concentration de 4,0 % (w/w) de noir de carbone et de 80 % de 1-pentanol s'est avérée optimale en termes d'imprimabilité de l'encre et de performances piézorésistives. Le module de compression du matériau imprimé à partir de cette encre optimale a été mesuré (Figure S2d) et utilisé pour la détermination du facteur de jauge des éléments de détection imprimés.

En utilisant les matériaux et le système d'impression décrits ci-dessus, nous avons développé des conceptions de capteurs de force normale et de cisaillement qui pourraient être intégrées dans une semelle intérieure flexible pour surveiller la démarche. Des capteurs avec une conception à jauge de contrainte simple ont été fabriqués par impression DIW d'une encre piézorésistive avec 4,0 % (p/p) de noir de carbone sur un substrat imprimé avec une encre structurelle contenant 5,0 % (p/p) de CNC. La détection de pression normale a été obtenue à l'aide d'une configuration de capteur qui utilise un seul élément piézorésistif rectangulaire reposant sur deux électrodes d'argent parallèles (Fig. 3a.i). Le principe de fonctionnement de ce capteur repose sur l'augmentation de la résistance électrique dans le chemin conducteur longitudinal de la jauge de détection induite par la contrainte de traction due à la compression normale52. Pour mesurer les forces de cisaillement, nous avons utilisé une deuxième configuration de capteur constituée de deux éléments piézorésistifs placés en parallèle. Dans cette conception, la différence de résistance électrique entre les deux éléments est utilisée pour quantifier les forces de cisaillement appliquées (Fig. 3a.ii). Des éléments piézorésistifs en forme de chevron ont été utilisés pour introduire une souplesse mécanique dans une direction et une résistance dans l'autre sens, entraînant une différence de contrainte entre les deux éléments sous la même force de cisaillement. Les jauges de contrainte de tous les capteurs étaient recouvertes d'une bosse, imprimée à partir d'une encre structurelle plus rigide (12,5 % (w/w) CNC), pour permettre un transfert de force plus efficace et une pression de compression constante. Pour montrer l'efficacité de notre approche d'impression 3D, plusieurs capteurs ont été fabriqués et testés en utilisant un ensemble de conditions de test prédéterminées.

Capteurs piézorésistifs utilisés pour mesurer les forces normales et de cisaillement. (ai,ii) Images et schémas des capteurs (i) normaux et (ii) de force de cisaillement. (b–d) Réponses sous forme de changement de résistance (∆R) du capteur normal dans des conditions (b) statiques et (c) basse fréquence ou (d) dynamique haute fréquence. (e,f) Réponses du capteur de cisaillement sous la forme de la différence de résistance entre le capteur avant et arrière en fonction de (e) le temps et (f) la force de cisaillement appliquée. ( g ) Sensibilité du capteur de force de cisaillement quantifiée en termes de changement de résistance normalisé (%) sous des forces normales et de cisaillement distinctes.

Les réponses de nos capteurs de force normale ont été déterminées en appliquant des cas de charge ressemblant à une utilisation humaine égales aux pressions plantaires exercées pendant la marche, la course et d'autres activités sportives53,54. La performance du capteur normal aux charges statiques a été déterminée en mesurant le changement de résistance (∆R) 30 s après une charge complète pour plusieurs capteurs (n = 6) sur une plage de pression de 200 à 1000 kPa (Fig. 3b). La sensibilité statique moyenne des capteurs s'est avérée être de 13,2 ± 0,5 Ω/kPa ou 0,22 ± 0,03 %/kPa (R2 = 0,998) pour cette plage de pression. Les écarts observés dans les valeurs de réponse maximales peuvent être attribués à une légère différence de résistance de base (R0) entre les capteurs, qui avait une valeur de 6,1 ± 1,4 kΩ (Figure S5). En calibrant pour ce décalage de base, les capteurs peuvent détecter avec précision les pressions plantaires pour les activités à faible et à fort impact. Les réponses statiques se sont révélées stables dans le temps après une application à pleine charge dans les cas de chargement et de déchargement (Figure S6). À partir du changement de résistance mesuré expérimentalement de 8,2 ± 1,1 kΩ et du module de compression de 9,2 ± 0,1 MPa (Figure S2d), nous avons calculé que le facteur de jauge (GF) des capteurs de force normale était de 31,2 ± 0,1.

En plus des conditions de charge statique, la réponse dynamique des capteurs de force normale a également été évaluée en utilisant des pressions sélectionnées de 200, 600 et 1000 kPa. Les mesures ont été effectuées aux fréquences de 0,5 Hz, 1 Hz et 2 Hz pour représenter des vitesses de marche lente inférieures à 3 km/h (< 1 Hz) et des vitesses de course supérieures à 18 km/h (Fig. 3c, d, Figure S7)55. Après une courte période de stabilisation, la réponse du capteur peut être vue comme une onde harmonique avec des maxima et des minima correspondant aux états chargés (pic) et déchargés (vallée). La différence entre ces deux valeurs est définie comme l'amplitude dynamique. Ces amplitudes se sont révélées stables dans le temps, avec moins de 2 % de dérive maximale pour l'intervalle de temps compris entre 5 et 30 min (Figure S7). Pour quantifier la sensibilité de l'élément piézorésistif dans ces conditions dynamiques, nous avons fait la moyenne des valeurs de pic et de vallée mesurées toutes les 5 min et analysées pour chaque condition de test (Figure S8). Les résultats indiquent que la réponse maximale relative augmente linéairement avec la pression d'actionnement, conduisant à une sensibilité de 16,9 ± 0,8 % par 100 kPa (R2 = 0,999). Cette sensibilité est légèrement inférieure à celle mesurée pour le test statique, probablement en raison du caractère transitoire de la charge appliquée. Les valeurs relatives de la vallée suivent la même tendance, mais avec une variation plus faible de 10,1 ± 2 % par 100 kPa (R2 = 0,989). La plus faible sensibilité obtenue pour les valeurs de vallée pourrait être liée aux propriétés viscoélastiques du matériau piézorésistif, qui l'empêche de revenir complètement à son état initial. Notamment, la fréquence de chargement n'a pas influencé de manière significative les sensibilités de crête ou de vallée du capteur piézorésistif (Figure S8b).

Les capteurs de force de cisaillement ont été évalués en serrant les capteurs avec des pressions normales de 400, 600 et 800 kPa et en les cisaillant dans le sens négatif ou positif jusqu'à une force de 15 N. Le sens positif correspond à un effort de cisaillement appliqué vers les orteils, tandis que le sens négatif est associé à des forces pointant vers le talon (Fig. 3e). Avant le cisaillement, les capteurs présentaient une résistance de base moyenne sous pression de serrage (RN) de 7,0 ± 0,8 kΩ. La réponse du capteur aux différentes forces de cisaillement appliquées a été quantifiée en mesurant la variation de résistance (R − RN) des éléments piézorésistifs pour des pressions de serrage de 400, 600 et 800 kPa. Nous appelons le changement de résistance dans les éléments piézorésistifs avant et arrière ∆RFont et ∆RBack, respectivement. Les données expérimentales révèlent qu'en mesurant la différence de changement de résistance entre les éléments piézorésistifs avant et arrière (∆RFront – ∆RBack), les capteurs peuvent être utilisés pour distinguer efficacement la direction de la force de cisaillement appliquée indépendamment de la charge normale (Fig. 3f). Pour des charges normales de 600 et 800 kPa, on observe une corrélation directe entre la valeur différentielle mesurée et les efforts tranchants appliqués. Cette corrélation permet la détection de la plage d'effort tranchant si les pressions de charge appliquées sont suffisamment élevées. Une telle fonctionnalité est particulièrement utile pour détecter des activités intenses avec des pressions de cisaillement transitoires élevées, telles que couper ou sauter. Même si le différentiel absolu est plus élevé à une pression normale accrue, la sensibilité la plus élevée, définie comme (∆R/∆RN), a été atteinte à une pression de 400 kPa (Fig. 3g) avec une valeur de 2,96 ± 0,11 %/N (R2 = 0,99), contre 2,31 ± 0,28 %/N pour 600–800 kPa. Ces sensibilités se sont avérées indépendantes de la direction de cisaillement. Les résultats présentés indiquent que les capteurs piézorésistifs entièrement imprimés en 3D développés conviennent à la détection d'une large gamme de mouvements répétitifs à une variété de vitesses et de pressions pertinentes pour la surveillance de la marche. Pour la détection des pressions de marche, seule la réponse maximale doit être surveillée, ce qui s'est avéré linéaire et reproductible pour les capteurs de force normaux. En plus de la pression maximale, l'intensité de l'activité physique peut être déterminée avec l'amplitude dynamique du signal, qui présente une légère erreur de quelques pour cent sur les valeurs de pression mesurées. La capacité de mesurer la direction et l'amplitude des forces de cisaillement est une caractéristique unique des capteurs piézorésistifs développés, complétant les informations fournies par les données de pression normale. Enfin, une petite quantité de dérive dans le temps a été observée lors des tests dynamiques qui était la plus forte à un rythme de marche plus lent. Cette dépendance à la fréquence et à la dérive pourrait être corrigée en développant un algorithme de traitement du signal approprié.

À l'aide des capteurs développés, nous démontrons pour la première fois une chaussure imprimée en 3D entièrement intégrée avec des capacités de détection de force normale et de cisaillement pour la surveillance de la marche en temps réel (Fig. 4a). La disposition des capteurs de la semelle intérieure développée était basée sur la structure squelettique du pied, avec des capteurs positionnés dans les régions d'intérêt susceptibles de subir une charge mécanique importante (Fig. 4b). La semelle intérieure a été imprimée à l'aide des encres structurelles (5,0 % et 12,5 % p/p CNC) pour générer la forme de base tridimensionnelle, l'encre piézorésistive (4 % p/p de noir de carbone) pour les éléments de détection et l'encre conductrice pour les électrodes et les éléments de connexion. Pour protéger les capteurs et les électrodes de l'usure, une couche d'encapsulation monolithique a également été imprimée sur le dessus de la semelle intérieure à l'aide de l'encre structurelle avec 5,0 % (w/w) CNC. Cette couche supplémentaire a entraîné un effet de raidissement et une réponse accrue du capteur pendant la compression statique qui a amélioré la sensibilité de l'élément piézorésistif jusqu'à 16,8 ± 1,5 Ω/kPa ou 0,3 ± 0,0 %/kPa. De plus, la diaphonie qui pourrait être causée par l'encapsulation a été analysée en réévaluant les capteurs après l'encapsulation (Figure S10). La diaphonie trouvée était d'une erreur inférieure à 0,4 % ou inférieure à 0,1 kPa, ce qui n'influence pas de manière significative la lecture du capteur.

Semelle intérieure entièrement imprimée en 3D avec capteurs intégrés et sa réponse pour différents types d'activités physiques. (a) Photographie de la semelle intérieure complète. (b) Superposition de la structure squelettique d'un pied sur la disposition du capteur. Les carrés indiquent les capteurs de cisaillement et les cercles les capteurs de pression normaux. (c) Pressions plantaires normales et forces de cisaillement détectées avec les capteurs intégrés sur l'ensemble du pied pour le sujet testé, sans aucune charge supplémentaire et avec 20 kg de poids supplémentaire. (d) Répartition du poids dans la semelle intérieure avec une charge ajoutée croissante. (e–g) Signaux des capteurs et leurs changements pour plusieurs activités, y compris (e) marcher sur des pentes à 2 km/h, (f) monter et descendre des escaliers, (g) marcher à 4 km/h et faire du jogging à 6 km/h. Illustrations en panneaux (e–g) fournies par Estevam Quintino (CC BY 4.0).

Pour évaluer les capacités de surveillance de la marche de la semelle intérieure, des tests statiques et dynamiques ont été effectués par un sujet d'environ 70 kg. Pour ces expériences de surveillance, le sujet de test a effectué plusieurs activités physiques tout en portant la semelle intérieure. Les forces normales et de cisaillement ont été capturées au cours de ces activités à l'aide des capteurs intégrés. Une évaluation statique de la distribution normale de la pression plantaire pourrait également être effectuée, ce qui montre que la pression la plus élevée se produit à l'arrière du pied. Nos résultats indiquent que 57,1 ± 1,7 % du poids total a été enregistré à l'arrière du pied, contre 42,8 ± 2,6 % à l'avant-pied (Fig. 4c). Ces valeurs concordent avec des mesures réalisées à l'aide d'un appareil externe de mesure de la pression plantaire56. La détection de pression a ensuite été évaluée avec le sujet de test portant un sac à dos avec 10 et 20 kg de poids supplémentaire. Cela a modifié à la fois la répartition plantaire normale et leur position, le poids supplémentaire déplaçant la répartition de la pression vers le talon (Fig. 4d).

Pour compléter l'analyse statique, les performances de la semelle intérieure de la chaussure ont été étudiées plus en détail sous plusieurs modes de marche dynamiques, notamment la marche sur des terrains aux pentes distinctes, la montée et la descente d'un escalier et la course à différentes vitesses (Fig. 4e – g). Les résultats sont tous rapportés en termes de sortie de tension numérique des capteurs de force normale et de cisaillement. Pour démontrer l'influence de l'inclinaison de la surface sur la marche, des forces normales et de cisaillement ont été mesurées pendant la marche sur un tapis roulant incliné. Les tests de marche ont été effectués à un rythme détendu de 2 km/h sur une surface plane, une pente moyenne de 15° et une pente raide de 30° (Fig. 4e).

Les données de détection dynamique obtenues révèlent que le sujet de test a compensé l'augmentation de l'inclinaison en changeant de position. Ceci est mis en évidence par une redistribution de la pression normale, avec plus de poids transféré à l'avant-pied, ce qui correspond aux résultats précédents mesurés avec un appareil externe57. Pour les capteurs qui n'ont pas déjà subi de charges à haute pression sur des surfaces planes, leur réponse n'a pas changé de manière significative dans des conditions inclinées. Le changement de position est également capturé par les données de force de cisaillement. Ces forces sont évaluées en termes de signaux différentiels créés en soustrayant les réponses d'une paire de jauges. Deux ensembles de paires de jauges sont considérés, l'un positionné à l'arrière-pied et l'autre à l'avant-pied. Pour les deux ensembles de capteurs, lorsque la force de cisaillement est appliquée vers les talons (orteils), le signal différentiel est positif (négatif). Sur une surface plane, nos mesures révèlent que les deux signaux de force de cisaillement montrent une amplitude comparable d'environ 6,3 ± 0,9 au mais de polarités opposées. Cela signifie que des forces de cisaillement sont appliquées en direction des orteils pour l'avant-pied et en direction du talon pour l'arrière-pied, similaires aux forces de cisaillement mesurées à l'aide d'une semelle équipée de capteurs optiques58. Lorsque la surface est inclinée à 15°, cependant, la polarité de la tension dans l'avant-pied passe du négatif au positif, ce qui indique que les forces de cisaillement à l'avant-pied et à l'arrière-pied sont maintenant toutes deux appliquées vers le talon. L'amplitude des efforts tranchants détectés dans le talon diminue d'environ 18 % à une inclinaison de 15° et devient irrégulière et bidirectionnelle à une inclinaison de 30°. Cela est probablement dû à la réduction de la longueur des pas et au changement de cadence avec l'augmentation de l'inclinaison59.

Notre semelle a également été testée lors de la montée et de la descente d'un escalier, ce qui constitue un type de démarche unique (Fig. 4f). Lorsque le sujet de test monte les escaliers, des pressions normales élevées sont exercées sur toutes les régions du pied à l'exception de l'arrière-pied, car tout le corps doit être soulevé pour placer l'autre jambe sur la marche suivante. Le signal à l'arrière du pied est dominé par les forces de cisaillement, car le talon frappe le pas suivant en premier avant que le reste du pied ne le touche. Un scénario similaire se retrouve lorsque le sujet descend les escaliers. Là encore, des pressions normales élevées sont détectées dans toutes les régions sauf à l'arrière du pied puisque le sujet atterrit de tout son poids sur l'avant du pied avant de se stabiliser. Cette instabilité se traduit par un mouvement de cisaillement bidirectionnel similaire à celui observé chez le sujet marchant selon une inclinaison de 30°. Dans ce cas, cependant, des forces de cisaillement élevées ne se développent qu'à l'avant-pied, qui est la région qui touche en premier la marche d'escalier suivante lors de la descente.

Enfin, nous avons testé la réponse de la semelle intérieure lors d'allures plus rapides en faisant marcher le sujet testé à une vitesse de 4 km/h et en faisant un jogging léger à 6 km/h (Fig. 4g). Dans ces conditions, tous les capteurs ont pu enregistrer l'évolution de la marche (Figure S10). En augmentant la vitesse de 4 à 6 km/h, on observe une augmentation de 2,5 ± 0,6 fois de la pression normale, ce qui est en accord avec les valeurs trouvées dans la littérature57,60. De plus, à des vitesses plus rapides, le placement du pied devient moins stable, comme l'indiquent les forces de cisaillement se produisant dans les deux sens. Ces schémas de cisaillement sont similaires à ceux des pentes à 30° et de la descente d'escaliers. Dans l'ensemble, nos tests de surveillance de la marche en temps réel démontrent que la combinaison de capteurs de force normale et de cisaillement, répartis à des endroits spécifiques sur la semelle intérieure, fournit des données de mouvement étendues qui peuvent être utilisées efficacement comme plans pour identifier le mode de marche et l'intensité de l'activité physique.

En résumé, nous avons développé des encres fonctionnelles pour la fabrication d'une semelle entièrement imprimée en 3D avec des capteurs piézorésistifs intégrés qui conviennent à la surveillance de la pression normale et de cisaillement de la marche humaine. En plaçant ces capteurs à des positions spécifiques au patient de la semelle intérieure, il est possible d'identifier et de quantifier la démarche dans des conditions réelles. Comme les matières premières sont facilement disponibles et peuvent être traitées à température ambiante à l'aide d'une imprimante de bureau basée sur l'extrusion, nous nous attendons à ce que cette plate-forme de fabrication soit rentable et facilement transposable aux installations orthopédiques où la semelle intérieure peut être adaptée in situ à l'utilisateur par des médecins et des spécialistes en orthopédie. De plus, la nature biocompatible du silicone utilisé dans les formulations d'encre rend nos matériaux sans danger pour la peau, flexibles et robustes pour le port humain. La technologie proposée devrait donc ouvrir la voie à des chaussures intelligentes personnalisées capables de mesurer la marche à la fois pour la rééducation et la performance sportive.

Le triméthoxyméthylsilane (MTMS) et le 1-pentanol ont été achetés chez Sigma-Aldrich. La micropoudre de noir de carbone (Ketjenblack EC-300J) a été obtenue auprès de Nouryon. La silice pyrogénée hydrophobe (HDK 30) a été obtenue auprès de Wacker Chemie AG, tandis que les nanocristaux de cellulose (CNC, CelluForce NCV10) ont été obtenus auprès de CelluForce. L'élastomère de silicone SYLGARD 184 utilisé tout au long du projet a été fourni par Dow Chemical, tandis que l'encre à base d'argent (Ag Paste 520 EI) et le diluant ont été achetés auprès de Chimet SpA.

La silanisation des CNC avec MTMS a été réalisée selon un protocole établi61. Brièvement, 1,7 g de MTMS ont été ajoutés goutte à goutte à 500 ml d'eau distillée (MilliQ) et le pH de la solution résultante a été ajusté à pH 4 à l'aide de HCl. Pendant ce temps, 5 g de CNC ont été dispersés dans 250 ml d'eau MilliQ et le pH de la suspension obtenue a été ajusté à 4 à l'aide de HCl. Après stabilisation du pH des deux lots, la solution de MTMS a été ajoutée goutte à goutte à la suspension de CNC sous agitation et le mélange a été laissé pendant 1 h pour permettre la réaction de silanisation. La suspension a ensuite été congelée avec de l'azote liquide et lyophilisée pour obtenir une poudre de CNC-MTMS pelucheuse.

La pâte d'argent conductrice (Chimet, Ag Paste 520 EI) a été utilisée pour imprimer les électrodes et les connexions des capteurs après dilution avec 10% (p/p) de diluant. Pour préparer l'encre à base de silicone piézorésistive avec 4 % (p/p) de noir de carbone, 0,20 g de micropoudre de noir de carbone ont été mélangés à 3,49 g de 1-pentanol à l'aide d'un mélangeur planétaire (Thinky, ARE-250) pendant 5 min à 2000 tr/min. Plus tard, 0,44 g de silice pyrogénée hydrophobe et 3,96 g de base élastomère SYLGARD 184 ont été ajoutés au lot et mélangés à nouveau dans le mélangeur planétaire pendant 5 min à 2000 tr/min. La pâte obtenue a ensuite été broyée jusqu'à 10 µm à l'aide d'un broyeur 3 cylindres (EXAKT Technologies, EXAKT 80). Enfin, l'agent de durcissement SYLGARD 184 a été ajouté au mélange dans un rapport de 1:10 (p/p) par rapport à la quantité de base élastomère présente dans la pâte après broyage. L'encre piézorésistive a ensuite été directement utilisée pour imprimer les éléments sensibles. Pour préparer l'encre structurelle à base de silicone avec 5 % (p/p) de CNC modifié, nous avons mélangé 0,50 g de CNC revêtu de MTMS dans 8,64 g de base élastomère SYLGARD 184 à l'aide du mélangeur planétaire pendant 5 min à 2000 tr/min. Après avoir broyé la pâte obtenue jusqu'à 10 μm à l'aide du broyeur à 3 cylindres, nous avons ajouté 0,86 g de durcisseur SYLGARD 184 au mélange. L'encre structurelle avec 12,5 % (p/p) de CNC revêtue de MTMS a été préparée en suivant la même procédure. Dans ce cas, 1,25 g de CNC revêtu de MTMS ont été ajoutés à 7,95 g de base élastomère SYLGARD 184, avec 0,80 g d'agent de durcissement SYLGARD 184 ajouté à la fin du processus.

Le système d'impression utilisé tout au long de l'étude a été assemblé en interne sur la base d'une plate-forme Stepcraft D420 (Figure S12a). Cette plate-forme était équipée d'une tête d'impression sur mesure capable de contenir 3 outils à la fois (Figure S12b). Les encres structurelles à base de silicone ont été imprimées à l'aide d'une pompe à cavité progressive (Preeflow, eco-PEN300), tandis que les autres formulations d'encre ont été déposées à l'aide d'un contrôleur de pression d'air. La plate-forme a également été équipée d'un système plasma (Relyon, plasmabrush PB3) pour activer les encres et améliorer l'adhérence entre les couches. Comme les structures imprimées sont fines et légères, une plaque chauffante a été intégrée à l'imprimante pour assurer le durcissement thermique. Dans le cas où des géométries plus hautes doivent être imprimées à l'aide de notre système, une chambre de chauffage supplémentaire devra être utilisée pour s'assurer que les impressions sont correctement durcies. Tous les codes G utilisés pour l'impression ont été obtenus à l'aide d'un trancheur personnalisé développé dans Grasshopper pour Rhinoceros (McNeel).

Les essais de compression et de traction ont tous été réalisés à l'aide d'une machine d'essai mécanique de table (AGS-X, Shimadzu). Les mesures de compression et de traction ont été effectuées à une vitesse de déplacement de 5 mm/s. Pour les essais de compression, nous avons utilisé des éprouvettes cylindriques de 6 mm d'épaisseur et de 19 mm de diamètre. Pour les essais de traction, des éprouvettes en os de chien ont été utilisées. Tous les tests rhéologiques ont été effectués à 25 ° C sur un rhéomètre compact à contrainte contrôlée (Anton Paar MCR 302) en utilisant une géométrie de plaque parallèle sablée (PP25) avec un écart de 1 mm. Les balayages d'amplitude ont été effectués à une fréquence de 1 Hz. Des tests de récupération élastique ont été réalisés en alternant des mesures oscillatoires à 1 % de déformation et 1 Hz, et des mesures de rotation à un taux de cisaillement de 50 s-1, pour simuler les forces appliquées aux encres lors du processus d'impression.

Des tests d'adhésion ont été réalisés sur des patchs d'argent de 1 × 1 cm2 obtenus en imprimant l'encre conductrice sur différents substrats. Chaque carré a été découpé dans une grille avec un scalpel, ce qui a donné 49 régions carrées différentes. Le Scotch Shipping Packaging Tape a été appliqué sur chaque échantillon et retiré après un temps d'adhésion de 10 s. Le score d'adhérence a ensuite été évalué selon la norme ASTM F1842-15 (Figure S3)62.

Les réponses statiques et dynamiques de tous les capteurs ont été quantifiées en mesurant la résistance électrique de l'élément piézorésistif tout en appliquant des pressions de compression à l'aide d'un testeur mécanique (Instron 3340). La résistance des capteurs a été mesurée à l'aide d'un multimètre numérique Agilent 34410/11A en mode sonde à deux points. Les effets viscoélastiques ont été réduits en réchauffant les capteurs en les cyclant jusqu'à la charge maximale appliquée (1000 ou 800 kPa) à une vitesse de cyclage de 20 kPa/s.

L'évaluation des capteurs sous charges statiques a été réalisée à des pressions comprises entre 200 et 1000 kPa à des pas de 200 kPa. Des mesures ont été prises pour les cycles de chargement et de déchargement. La réponse des capteurs a été traitée à l'aide d'un script Python. La résistance électrique de l'élément piézorésistif a été mesurée 30 s après l'application de la charge maximale pour permettre la stabilisation du signal.

Les tests d'hystérésis (Figure S9) ont été effectués en appliquant des charges de 200, 600 et 1000 kPa à un taux de charge de 20 kPa/s sur un total de 3 cycles. Les données obtenues ont été traitées à l'aide d'un script Python pour déterminer le pourcentage d'hystérésis.

La réponse dynamique des capteurs a été évaluée à des pressions de compression de 200, 600 et 1000 kPa à l'aide d'un testeur mécanique dynamique (Bose Electroforce 3400) à des vitesses de cyclage de 0,5, 1 et 2 Hz. Les signaux ont été traités à l'aide d'un script Python pour déterminer les caractéristiques dépendant du temps de la sortie électrique.

Des tests de cisaillement ont été effectués dans un testeur mécanique (Instron 3340) sous des charges de compression de 400, 600 et 800 kPa. Des forces de cisaillement de 5, 10, 15, 20 N ont été appliquées successivement et séparément pour les deux sens de détection à l'aide d'une configuration de cisaillement sur mesure. Les charges de force de cisaillement ont été enregistrées à l'aide d'une cellule de charge dédiée (Futek FSH00096) et d'un contrôleur (Futek IPM650).

Pour les tests de semelle intérieure, les signaux des capteurs ont été capturés à l'aide d'un diviseur de tension sur mesure interfacé avec un microcontrôleur (Adafruit Feather 32u4). Les données ont été collectées à l'aide d'une suite Python développée en interne qui pouvait capturer et traiter les données.

Pour pouvoir connecter le circuit de lecture électronique à la semelle intérieure souple, de la pâte d'argent (Chimet, Ag Paste 520 EI) a été imprimée au pochoir sur les fils des capteurs pour créer une connexion avec une carte de circuit imprimé flexible à motifs en cuivre (PCB). Après durcissement, les connexions ont été encapsulées avec du silicone de vulcanisation à température ambiante (RTV) pour créer un contact robuste.

Des tests sur la semelle intérieure imprimée ont été effectués avec l'aide d'un participant humain. Le consentement éclairé a été obtenu du participant avant les tests. L'utilisation de participants humains dans le projet a été approuvée par le Comité d'éthique de la recherche humaine (HREC) de l'École Polytechnique Fédérale de Lausanne, n° 016-2021. Tous les tests ont été effectués conformément aux directives et réglementations en vigueur.

Des informations supplémentaires sont jointes sous la forme d'un document .pdf avec plusieurs tracés et graphiques supplémentaires, et deux vidéos. Les données à l'appui des conclusions de cette étude sont disponibles auprès des auteurs correspondants sur demande raisonnable.

Ha, M., Lim, S. & Ko, H. Capteurs portables et flexibles pour les dispositifs de surveillance de la santé interactifs pour l'utilisateur. J. Mater. Chim. B 6, 4043–4064 (2018).

Article CAS Google Scholar

Majumder, S., Mondal, T. & Deen, MJ Capteurs portables pour la surveillance de la santé à distance. Capteurs (Suisse) 17, 25 (2017).

Article Google Scholar

Dimitrov, DV Medical Internet des objets et mégadonnées dans le domaine de la santé. Santéc. Informer. Rés. 22, 156 (2016).

Article Google Scholar

Yuk, H., Lu, B. & Zhao, X. Hydrogel bioelectronics. Chim. Soc. Tour. 48, 1642-1667 (2019).

Article CAS Google Scholar

Li, J., Fang, L., Sun, B., Li, X. & Kang, SH Progrès récents dans les capteurs piézorésistifs flexibles et extensibles et leurs applications. J. Electrochem. Soc. 167, 037561 (2020).

Article ADS CAS Google Scholar

Kim, DH et al. Électronique épidermique. Sciences (80–) 333, 838–843 (2011).

Article ADS CAS Google Scholar

Matsuhisa, N. et al. Conducteurs élastiques imprimables par formation in situ de nanoparticules d'argent à partir de paillettes d'argent. Nat. Mater. 16, 834–840 (2017).

Article ADS CAS Google Scholar

Lopez, G., Abe, S., Hashimoto, K. & Yokokubo, A. Aide à l'amélioration des compétences sportives personnelles sur site en utilisant uniquement une montre connectée. En 2019, Conférence internationale de l'IEEE sur l'informatique et les communications omniprésentes (PerCom). 2019 158-164 (2019). https://doi.org/10.1109/PERCOMW.2019.8730681.

Ling, Y. et al. Capteurs perturbateurs, doux et portables. Adv. Mater. 32, 1–13 (2020).

Annonces d'article Google Scholar

Dragulinescu, A. et al. Chaussettes intelligentes et systèmes intégrés aux chaussures : la pointe de la technologie pour deux technologies populaires pour l'analyse des mouvements du pied, les sports et les applications médicales. Capteurs 20, 4316 (2020).

Annonces d'article Google Scholar

Middleton, A., Fritz, SL et Lusardi, M. Vitesse de marche : le signe vital fonctionnel. J. Vieillissement Phys. Loi. 23, 314-322 (2015).

Article Google Scholar

Blanc, DK et al. Les trajectoires de la vitesse de marche prédisent la mortalité chez les personnes âgées qui fonctionnent bien : l'étude sur la santé, le vieillissement et la composition corporelle. J. Gérontol. Ser. Un Biol. Sci. Méd. Sci. 68, 456–464 (2013).

Article Google Scholar

Ostir, GV et al. Vitesse de marche et immobilité chez les personnes âgées. Cambre. Phys. Méd. Réhabilit. 96, 1641-1645 (2015).

Article Google Scholar

DeJong, AF & Hertel, J. Dispositifs d'entraînement à la marche dans le traitement des blessures des membres inférieurs en médecine du sport : situation actuelle et perspectives d'avenir. Expert Rev. Med. Appareils 15, 891–909 (2018).

Article CAS Google Scholar

Menolotto, M., Komaris, DS, Tedesco, S., Oflynn, B. et Walsh, M. Technologie de capture de mouvement dans les applications industrielles : une revue systématique. Capteurs (Suisse) 20, 1–25 (2020).

Article Google Scholar

Sprager, S. & Juric, M. Reconnaissance de la marche basée sur un capteur inertiel : une revue. Capteurs 15, 22089–22127 (2015).

Annonces d'article Google Scholar

Kobsar, D. et al. Capteurs inertiels portables pour l'analyse de la marche chez les adultes souffrant d'arthrose - un examen de la portée. Capteurs (Suisse) 20, 1–24 (2020).

Article Google Scholar

Muro-de-la-Herran, A., García-Zapirain, B. & Méndez-Zorrilla, A. Méthodes d'analyse de la marche : aperçu des systèmes portables et non portables, mettant en évidence les applications cliniques. Capteurs (Suisse) 14, 3362–3394 (2014).

Annonces d'article Google Scholar

Alfuth, M. Semelles intérieures texturées et stimulantes pour les troubles de l'équilibre et de la marche chez les patients atteints de sclérose en plaques et de la maladie de Parkinson : une revue systématique et une méta-analyse. Posture de marche 51, 132–141 (2017).

Article Google Scholar

Willwacher, S., Kurz, M., Menne, C., Schrödter, E. & Brüggemann, GP Réponse biomécanique à la modification de la rigidité de flexion longitudinale de la chaussure dans la phase d'accélération précoce du sprint. Chaussures Sci. 8, 99-108 (2016).

Article Google Scholar

Valentin, AD et al. Impression 3D hybride d'électronique douce. Adv. Mater. 29, 1703817 (2017).

Article Google Scholar

Tao, J. et al. Système de semelle intérieure intelligent de cartographie de la pression en temps réel basé sur une couche diélectrique à pores verticaux contrôlable. Microsystème. Nanoeng. 6, 62 (2020).

Annonces d'article Google Scholar

Jung, K., Son, J. & Chang, S. Chaussures intelligentes auto-alimentées avec récolteuses de ruban de type tension et capteurs. Adv. Mater. Technol. 6, 2000872 (2021).

Article Google Scholar

Raiteri, D. et al. Réseaux de capteurs de pression extensibles entièrement imprimés. En 2019 CAPTEURS IEEE 1–4 (2019). https://doi.org/10.1109/CAPTEURS43011.2019.8956665.

Zhang, Z., Du, K., Chen, X., Xue, C. & Wang, K. Un nanogénérateur triboélectrique à coussin d'air intégré à une électrode extensible pour la collecte et la surveillance de l'énergie du mouvement humain. Nanoénergie 53, 108-115 (2018).

Article CAS Google Scholar

Zhang, Z. et al. Chaussettes intelligentes triboélectriques compatibles avec l'apprentissage en profondeur pour l'analyse de la marche basée sur l'IdO et les applications de réalité virtuelle. NPJ Flex. Électron. 4, 1–12 (2020).

Article ADS CAS Google Scholar

Alaimo, F. et al. Fabrication bobine à bobine de fils à détection de tension et réalisation de semelles intelligentes. Sens. Actionneurs A Phys. 301, 111741 (2020).

Article CAS Google Scholar

Carvalho, AF, Fernandes, AJS, Martins, R., Fortunato, E. & Costa, FM Capteurs piézorésistifs au graphène induits par laser synthétisés directement sur des semelles en liège pour l'analyse de la marche. Adv. Mater. Technol. 5, 1–8 (2020).

Article Google Scholar

Sengupta, D. & Prakash Kottapalli, AG Capteurs de graphène spongieux piézorésistifs ultralégers pour les applications de surveillance de la marche humaine. Dans la 15e Conférence internationale de l'IEEE sur les systèmes nano/micro-ingénierie et moléculaires NEMS 2020 2020, 120-123 (2020).

Tofail, SAM et al. Fabrication additive : défis scientifiques et technologiques, adoption par le marché et opportunités. Mater. Aujourd'hui 21, 22–37 (2017).

Article Google Scholar

Truby, RL & Lewis, JA Impression de matières molles en trois dimensions. Nature 540, 371-378 (2016).

Article ADS CAS Google Scholar

Novak, JI & Novak, AR La fabrication additive améliore-t-elle les performances dans le sport ? Une revue systématique. Proc. Inst. Méca. Ing. Partie P J. Sport. Ing. Technol. 20, 20. https://doi.org/10.1177/1754337120971521 (2020).

Article Google Scholar

Wallin, TJ, Pikul, J. & Shepherd, RF Impression 3D de systèmes robotiques mous. Nat. Rév. Mater. 3, 84–100 (2018).

Annonces d'article Google Scholar

Zhou, LY, Fu, J. & He, Y. Un examen des technologies d'impression 3D pour les matériaux polymères souples. Adv. Fonct. Mater. 2000187, 1–38 (2020).

Google Scholar

Khosravani, MR & Reinicke, T. Capteurs imprimés en 3D : Progrès actuels et défis futurs. Sens. Actionneurs A Phys. 305, 25 (2020).

Article Google Scholar

Christ, JF, Aliheidari, N., Pötschke, P. & Ameli, A. Capteurs piézorésistifs bidirectionnels et extensibles activés par l'impression 3D multimatériaux de nanocomposites de nanotubes de carbone/polyuréthane thermoplastique. Polymers (Bâle) 11, 25 (2018).

Article Google Scholar

Stano, G. et al. Fabrication additive unique d'un doigt robotique avec détection et actionnement intégrés. Int. J. Adv. Fab. Technol. https://doi.org/10.1007/s00170-022-10556-x (2022).

Article Google Scholar

Stano, G., Di Nisio, A., Lanzolla, AM, Ragolia, MA & Percoco, G. Fabrication additive pour capteurs capacitifs de niveau de liquide. Int. J. Adv. Fab. Technol. https://doi.org/10.1007/s00170-022-10344-7 (2022).

Article Google Scholar

Loh, LYW et al. Matrice de détection capacitive en métamatériau imprimée en 3D pour pince de brouillage universelle et dispositifs portables pour articulations humaines. Adv. Ing. Mater. 23, 25 (2021).

Article Google Scholar

Lewis, JA Écriture directe à l'encre de matériaux fonctionnels 3D. Adv. Fonct. Mater. 16, 2193-2204 (2006).

Article CAS Google Scholar

Falahati, M. et al. Polymères et nanocomposites intelligents pour l'impression 3D et 4D. Mater. Aujourd'hui 40, 215-245 (2020).

Article CAS Google Scholar

Mao, M. et al. Les frontières émergentes et les applications de l'impression 3D haute résolution. Micromachines 8, 1–20 (2017).

Article Google Scholar

Cholleti, ER Une revue sur l'impression 3D de matériaux piézoélectriques. Conf. Ser. Mater. Sci. Ing. 455, 25 (2018).

Article Google Scholar

Nadgorny, M. & Ameli, A. Polymères fonctionnels et nanocomposites pour l'impression 3D de structures et dispositifs intelligents. ACS Appl. Mater. Interfaces 10, 17489–17507 (2018).

Article CAS Google Scholar

Mannoor, MS et al. Oreilles bioniques imprimées en 3D. Nano Lett. 13, 2634-2639 (2013).

Article ADS CAS Google Scholar

Guo, SZ, Qiu, K., Meng, F., Park, SH & McAlpine, MC Capteurs tactiles extensibles imprimés en 3D. Adv. Mater. 29, 25 (2017).

Article Google Scholar

Wu, Q., Zou, S., Gosselin, FP, Therriault, D. & Heuzey, MC Impression 3D d'un nanocomposite auto-cicatrisant pour capteurs extensibles. J. Mater. Chim. C 6, 12180–12186 (2018).

Article CAS Google Scholar

Wei, H. et al. Impression 3D directe de nanocomposites hybrides à base de nanofibres pour des applications hautement conductrices et à mémoire de forme. ACS Appl. Mater. Interfaces 11, 24523–24532 (2019).

Article CAS Google Scholar

Matsuhisa, N. et al. Conducteurs élastiques imprimables à haute conductivité pour applications textiles électroniques. Nat. Commun. 6, 25 (2015).

Article Google Scholar

Siqueira, G. et al. Encres nanocristallines cellulosiques pour l'impression 3D d'architectures cellulaires texturées. Adv. Fonct. Mater. 27, 25 (2017).

Article MathSciNet Google Scholar

Kokkinis, D., Schaffner, M. & Studart, AR Impression 3D multimatériaux à assistance magnétique de matériaux composites. Nat. Commun. 6, 8643 (2015).

Annonces d'article Google Scholar

Fu, YF et al. E-Skin super doux mais solide à base de composite fibre de carbone/noir de carbone/silicone : imitant véritablement la détection tactile et le comportement mécanique de la peau humaine. Compos. Sci. Technol. 186, 107910 (2020).

Article CAS Google Scholar

Shu, L. et al. Système de mesure et d'analyse de la pression plantaire dans la chaussure basé sur un réseau de détection de la pression du tissu. IEEE Trans. Inf. Technol. Biomédical. 14, 767–775 (2010).

Article Google Scholar

Orendurff, MS et al. Pression régionale du pied pendant la course, la coupe, le saut et l'atterrissage. Suis. J. Sports Med. 36, 566-571 (2008).

Article Google Scholar

Brage, S., Wedderkopp, N., Franks, PW, Bo Andersen, L. & Froberg, K. Réexamen de la validité et de la fiabilité du moniteur CSA pour la marche et la course. Méd. Sci. Exercice sportif. 35, 1447-1454 (2003).

Article Google Scholar

Birtane, M. & Tuna, H. L'évaluation de la distribution de la pression plantaire chez les adultes obèses et non obèses. Clin. Bioméch. 19, 1055-1059 (2004).

Article Google Scholar

Ho, IJ et al. Comparaison de la répartition de la pression plantaire entre différentes vitesses et inclinaisons pendant le jogging sur tapis roulant. J. Sport. Sci. Méd. 9, 154-160 (2010).

Google Scholar

Tavares, C. et al. Semelle intérieure instrumentée optiquement pour la surveillance de la marche plantaire et de la force de cisaillement. Accès IEEE 9, 132480–132490 (2021).

Article Google Scholar

McIntosh, AS, Beatty, KT, Dwan, LN & Vickers, DR Dynamique de la marche sur une passerelle inclinée. J. Biomech. 39, 2491-2502 (2006).

Article Google Scholar

Chan, CW & Rudins, A. Biomécanique du pied pendant la marche et la course. Mayo Clin. Proc. 69, 448–461 (1994).

Article CAS Google Scholar

Zhang, Z., Sèbe, G., Rentsch, D., Zimmermann, T. & Tingaut, P. Éponges ultralégères et flexibles en nanocellulose silylée pour l'élimination sélective de l'huile de l'eau. Chim. Mater. 26, 2659-2668 (2014).

Article CAS Google Scholar

ASTM. Méthode d'essai standard pour déterminer l'adhérence de l'encre ou du revêtement sur des substrats flexibles pour un interrupteur à membrane ou un appareil électronique imprimé (Springer, 2016).

Google Scholar

Télécharger les références

Marco R. Binelli et Ryan van Dommelen ont contribué à parts égales à ce travail. Le financement de ce travail a été assuré par le domaine d'intervention stratégique Advanced Manufacturing (SFA-AM) du domaine suisse des EPF, dans le cadre du projet D-SENSE. Les auteurs tiennent à remercier Madeleine Kyne pour son travail sur l'électronique et la suite logicielle permettant de récupérer les signaux de la semelle intérieure. En outre, les auteurs tiennent à remercier le Dr Julien Favre du Swiss BioMotion Lab, à l'hôpital universitaire de l'Hôpital universitaire de Lausanne (CHUV), et Laurent Hoffman de NUMO Systems AG pour leurs conseils sur l'analyse de la marche et le mouvement humain et leur soutien au projet. Les auteurs remercient Estevam Quintino pour son aide dans la réalisation de certaines des illustrations présentes dans cet ouvrage. Enfin, les auteurs tiennent à remercier Bertrand Robert pour le soutien et l'accès aux installations sportives de l'Université de Neuchâtel (UniNe).

Ces auteurs ont contribué à parts égales : Marco R. Binelli et Ryan van Dommelen.

Matériaux complexes, Département des matériaux, ETH Zürich, 8093, Zürich, Suisse

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

Laboratoire des transducteurs souples, EPFL Lausanne, 2000, Neuchâtel, Suisse

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

Laboratoire Cellulose & Matériaux Bois, Empa, 8600, Dübendorf, Suisse

Yannick Nagel et Gilberto Siqueira

Vous pouvez également rechercher cet auteur dans PubMed Google Scholar

Des expériences ont été conçues par DB, ARS, GS, RIH, JK, YN, RD et MRB Des contributions ont été apportées par MRB et YN au développement des encres composites de silicone et à l'impression des capteurs et du prototype de semelle intérieure. FC a dirigé le développement de l'infrastructure d'impression 3D. RD, RIH et JK ont contribué à la conception des capteurs, à la disposition de la semelle intérieure et à la caractérisation des capteurs. ARS, GS et DB ont supervisé la recherche et fourni une assistance expérimentale. Le document principal et les informations complémentaires, y compris toutes les figures, ont été co-écrits et préparés par MRB et RD Tous les auteurs ont discuté des résultats, des conclusions et révisé le manuscrit à toutes les étapes.

Correspondance à Gilberto Siqueira, André R. Studart ou Danick Briand.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

Springer Nature reste neutre en ce qui concerne les revendications juridictionnelles dans les cartes publiées et les affiliations institutionnelles.

Libre accès Cet article est sous licence Creative Commons Attribution 4.0 International, qui permet l'utilisation, le partage, l'adaptation, la distribution et la reproduction sur tout support ou format, à condition que vous accordiez le crédit approprié à l'auteur ou aux auteurs originaux et à la source, fournissez un lien vers la licence Creative Commons et indiquez si des modifications ont été apportées. Les images ou tout autre matériel de tiers dans cet article sont inclus dans la licence Creative Commons de l'article, sauf indication contraire dans une ligne de crédit au matériel. Si le matériel n'est pas inclus dans la licence Creative Commons de l'article et que votre utilisation prévue n'est pas autorisée par la réglementation légale ou dépasse l'utilisation autorisée, vous devrez obtenir l'autorisation directement du détenteur des droits d'auteur. Pour voir une copie de cette licence, visitez http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/.

Réimpressions et autorisations

Binelli, MR, van Dommelen, R., Nagel, Y. et al. Fabrication numérique de chaussures personnalisées avec capteurs embarqués. Sci Rep 13, 1962 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-29261-0

Télécharger la citation

Reçu : 15 décembre 2022

Accepté : 01 février 2023

Publié: 03 février 2023

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

Toute personne avec qui vous partagez le lien suivant pourra lire ce contenu :

Désolé, aucun lien partageable n'est actuellement disponible pour cet article.

Fourni par l'initiative de partage de contenu Springer Nature SharedIt

En soumettant un commentaire, vous acceptez de respecter nos conditions d'utilisation et nos directives communautaires. Si vous trouvez quelque chose d'abusif ou qui ne respecte pas nos conditions ou directives, veuillez le signaler comme inapproprié.