Носимата текстилна електроника е много желателна за реализиране на персонализирано управление на здравето.Повечето отчетени текстилни електроники обаче могат периодично да се насочват към един физиологичен сигнал или да пропуснат изричните детайли на сигналите, което води до частична оценка на здравето.Освен това, текстилът с отлични свойства и комфорт все още остава предизвикателство.Тук докладваме трибоелектричен изцяло текстилен сензорен масив с висока чувствителност на натиск и комфорт.Той показва чувствителност към натиск (7,84 mV Pa−1), бързо време за реакция (20 ms), стабилност (>100 000 цикъла), широка работна честотна лента (до 20 Hz) и възможност за машинно пране (>40 пранета).Изработените TATSA бяха зашити в различни части на дрехите, за да се наблюдават едновременно артериалните пулсови вълни и дихателните сигнали.Допълнително разработихме система за наблюдение на здравето за дългосрочна и неинвазивна оценка на сърдечно-съдови заболявания и синдром на сънна апнея, която показва голям напредък за количествен анализ на някои хронични заболявания.
Носимата електроника представлява очарователна възможност поради обещаващите им приложения в персонализираната медицина.Те могат да наблюдават здравословното състояние на индивида по непрекъснат, в реално време и неинвазивен начин (1-11).Пулсът и дишането, като два незаменими компонента на жизнените показатели, могат да осигурят както точна оценка на физиологичното състояние, така и забележителни прозрения за диагнозата и прогнозата на свързани заболявания (12–21).Към днешна дата повечето носими електроники за откриване на фини физиологични сигнали са базирани на ултратънки субстрати като полиетилен терефталат, полидиметилсилоксан, полиимид, стъкло и силикон (22-26).Недостатъкът на тези субстрати за използване върху кожата се крие в техния планарен и твърд формат.В резултат на това са необходими ленти, лейкопластири или други механични приспособления за установяване на компактен контакт между носимата електроника и човешката кожа, което може да причини дразнене и неудобство по време на продължителни периоди на употреба (27, 28).Освен това тези субстрати имат лоша пропускливост на въздуха, което води до дискомфорт, когато се използват за дългосрочно, непрекъснато наблюдение на здравето.За облекчаване на гореспоменатите проблеми в здравеопазването, особено при ежедневна употреба, интелигентният текстил предлага надеждно решение.Тези текстилни материали имат характеристиките на мекота, леко тегло и дишане и по този начин имат потенциал за реализиране на комфорт в носимата електроника.През последните години бяха положени интензивни усилия за разработване на текстилни системи в чувствителни сензори, събиране на енергия и съхранение (29–39).По-специално, докладвани са успешни изследвания върху оптични влакна, пиезоелектричество и интелигентни текстилни изделия, базирани на съпротивление, прилагани при наблюдение на пулс и дихателни сигнали (40–43).Тези интелигентни текстилни изделия обаче обикновено имат ниска чувствителност и един параметър за наблюдение и не могат да бъдат произведени в голям мащаб (таблица S1).В случай на измерване на пулса, подробната информация е трудна за улавяне поради слабата и бърза флуктуация на пулса (напр. неговите характерни точки) и по този начин се изисква висока чувствителност и подходяща честотна характеристика.
В това проучване представяме трибоелектричен изцяло текстилен сензорен масив (TATSA) с висока чувствителност за улавяне на епидермално фино налягане, плетен с проводящи и найлонови прежди в пълен жилетен шев.TATSA може да осигури висока чувствителност към налягане (7,84 mV Pa−1), бързо време за реакция (20 ms), стабилност (>100 000 цикъла), широка работна честотна лента (до 20 Hz) и възможност за машинно пране (>40 пранета).Той е в състояние да се интегрира удобно в дрехите с дискретност, комфорт и естетически привлекателен вид.Трябва да се отбележи, че нашата TATSA може да бъде директно включена в различни места на тъканта, които съответстват на пулсовите вълни в позициите на врата, китката, върха на пръстите и глезена и на дихателните вълни в корема и гърдите.За да оценим отличното представяне на TATSA в реално време и дистанционно наблюдение на здравето, ние разработваме персонализирана интелигентна система за наблюдение на здравето за непрекъснато придобиване и запазване на физиологични сигнали за анализ на сърдечно-съдови заболявания (CAD) и оценка на синдрома на сънна апнея (SAS). ).
Както е показано на фиг. 1A, две TATSA бяха зашити в маншета и гърдите на риза, за да се даде възможност за динамично и едновременно наблюдение на пулса и респираторните сигнали, съответно.Тези физиологични сигнали бяха предадени безжично към приложението за интелигентен мобилен терминал (APP) за допълнителен анализ на здравословното състояние.Фигура 1B показва TATSA, зашита в парче плат, а вложката показва увеличен изглед на TATSA, която е изплетена с помощта на характерната проводяща прежда и търговската найлонова прежда заедно в пълен бод за жилетка.В сравнение с основния обикновен шев, най-разпространеният и основен метод за плетене, пълният шев на жилетката е избран, тъй като контактът между главата на примката на проводящата прежда и съседната глава на опънатия шев на найлоновата прежда (фиг. S1) е повърхност вместо точков контакт, което води до по-голяма зона на действие за висок трибоелектричен ефект.За да подготвим проводящата прежда, ние избрахме неръждаема стомана като фиксирано влакно със сърцевина и няколко парчета еднослойни териленови прежди бяха усукани около влакното на сърцевината в една проводяща прежда с диаметър 0,2 mm (фиг. S2), която служи като както повърхността на наелектризиране, така и проводящия електрод.Найлоновата прежда, която имаше диаметър 0,15 mm и служеше като друга електрифицираща повърхност, имаше силна сила на опън, тъй като беше усукана от неизчислими прежди (фиг. S3).Фигура 1 (C и D, съответно) показва снимки на произведената проводяща прежда и найлонова прежда.Вложките показват техните съответни изображения от сканираща електронна микроскопия (SEM), които представят типично напречно сечение на проводимата прежда и повърхността на найлоновата прежда.Високата якост на опън на проводимите и найлоновите нишки гарантира способността им да се тъкат на промишлена машина, за да се поддържа еднаква работа на всички сензори.Както е показано на Фиг. 1E, проводимите прежди, найлоновите прежди и обикновените нишки бяха навити върху съответните им конуси, които след това бяха заредени в промишлената компютъризирана плоска плетачна машина за автоматично тъкане (филм S1).Както е показано на фиг.S4, няколко TATSA бяха изплетени заедно с обикновен плат с помощта на индустриалната машина.Единична TATSA с дебелина 0,85 mm и тегло 0,28 g може да бъде изработена от цялата структура за индивидуална употреба, показвайки отличната си съвместимост с други тъкани.В допълнение, TATSA могат да бъдат проектирани в различни цветове, за да отговорят на естетическите и модни изисквания поради разнообразието от търговски найлонови прежди (фиг. 1F и фиг. S5).Изработените TATSA имат отлична мекота и капацитет да издържат на грубо огъване или деформация (фиг. S6).Фигура 1G показва TATSA, зашит директно в корема и маншета на пуловер.Процесът на плетене на пуловер е показан на фиг.S7 и филм S2.Детайлите на предната и задната страна на разтегнатата TATSA в коремно положение са показани на фиг.S8 (съответно A и B), а позицията на проводимата прежда и найлоновата прежда е илюстрирана на фиг.S8C.Тук може да се види, че TATSA може да бъде вградена безпроблемно в обикновени тъкани за дискретен и елегантен външен вид.
(A) Два TATSA, интегрирани в риза за наблюдение на пулс и дихателни сигнали в реално време.(B) Схематична илюстрация на комбинацията от TATSA и дрехи.Вложката показва увеличен изглед на сензора.(C) Снимка на проводимата прежда (мащабна лента, 4 cm).Вмъкването е SEM изображение на напречното сечение на проводимата прежда (скала, 100 μm), която се състои от неръждаема стомана и териленови нишки.(D) Снимка на найлоновата прежда (мащабна лента, 4 cm).Вмъкването е SEM изображение на повърхността на найлоновата прежда (скала, 100 μm).(E) Изображение на компютъризираната плоска плетачна машина, извършваща автоматичното тъкане на TATSA.(F) Снимка на TATSA в различни цветове (мащабна лента, 2 cm).Вложката е усуканата TATSA, която демонстрира отличната си мекота.(G) Снимка на два TATSA, напълно и безпроблемно зашити в пуловер.Снимка: Wenjing Fan, Университет Чунцин.
За да анализираме работния механизъм на TATSA, включително неговите механични и електрически свойства, ние конструирахме геометричен модел на плетене на TATSA, както е показано на Фиг. 2A.Използвайки пълния шев на жилетката, проводящите и найлоновите нишки са преплетени във форми на бримкови единици в посоката на курса и ръба.Структурата с една примка (фиг. S1) се състои от глава за примка, рамо за примка, част за пресичане на ребрата, рамо за прибиране и глава за прибиране.Могат да бъдат открити две форми на контактната повърхност между двете различни прежди: (i) контактната повърхност между главата на примката на проводящата прежда и главата на шевния бод на найлоновата прежда и (ii) контактната повърхност между главата на примката на найлоновата прежда и главата на проводящата прежда.
(A) TATSA с предната, дясната и горната страна на плетените бримки.(B) Резултат от симулация на разпределението на силата на TATSA при приложено налягане от 2 kPa с помощта на софтуера COMSOL.(C) Схематични илюстрации на прехвърляне на заряд на контактна единица при условия на късо съединение.(D) Резултати от симулация на разпределението на заряда на контактна единица при състояние на отворена верига с помощта на софтуера COMSOL.
Принципът на работа на TATSA може да се обясни в два аспекта: стимулиране на външна сила и нейния индуциран заряд.За да разберем интуитивно разпределението на напрежението в отговор на стимул от външна сила, ние използвахме анализ на крайните елементи, използвайки софтуер COMSOL при различни външни сили от 2 и 0,2 kPa, както е показано съответно на Фиг. 2B и фиг.S9.Напрежението се появява върху контактните повърхности на две прежди.Както е показано на фиг.S10, разгледахме две бримкови единици, за да изясним разпределението на напрежението.При сравняване на разпределението на напрежението при две различни външни сили, напрежението върху повърхностите на проводимата и найлонова прежда се увеличава с увеличената външна сила, което води до контакт и екструзия между двете прежди.След като външната сила се освободи, двете нишки се разделят и се отдалечават една от друга.
Движенията за разделяне на контакта между проводящата прежда и найлоновата прежда предизвикват прехвърляне на заряд, което се дължи на връзката на трибоелектрификация и електростатична индукция.За да изясним процеса на генериране на електричество, ние анализираме напречното сечение на зоната, където двете прежди контактуват една с друга (фиг. 2C1).Както е показано на фиг. 2 (съответно C2 и C3), когато TATSA се стимулира от външната сила и двете прежди контактуват една с друга, възниква наелектризиране на повърхността на проводимата и найлонова прежда и еквивалентните заряди с противоположни полярностите се генерират на повърхността на двете прежди.След като двете нишки се разделят, във вътрешната неръждаема стомана се индуцират положителни заряди поради ефекта на електростатичната индукция.Пълната схема е показана на фиг.S11.За да придобием по-количествено разбиране на процеса на генериране на електроенергия, симулирахме потенциалното разпределение на TATSA с помощта на софтуера COMSOL (фиг. 2D).Когато двата материала са в контакт, зарядът се събира главно върху фрикционния материал и само малко количество индуциран заряд присъства върху електрода, което води до малкия потенциал (фиг. 2D, отдолу).Когато двата материала са разделени (фиг. 2D, отгоре), индуцираният заряд на електрода се увеличава поради потенциалната разлика и съответният потенциал се увеличава, което разкрива добро съответствие между резултатите, получени от експериментите и тези от симулациите .Освен това, тъй като проводящият електрод на TATSA е обвит с териленови нишки и кожата е в контакт и с двата триещи се материала, следователно, когато TATSA се носи директно към кожата, зарядът зависи от външната сила и няма да бъдат отслабени от кожата.
За да характеризираме работата на нашия TATSA в различни аспекти, ние предоставихме система за измерване, съдържаща функционален генератор, усилвател на мощност, електродинамичен шейкър, манометър за сила, електрометър и компютър (фиг. S12).Тази система генерира външно динамично налягане до 7 kPa.В експеримента TATSA беше поставен върху плосък пластмасов лист в свободно състояние и изходните електрически сигнали се записват от електрометъра.
Спецификациите на проводимите и найлоновите нишки влияят върху изходните характеристики на TATSA, тъй като те определят контактната повърхност и капацитета за възприемане на външното налягане.За да проучим това, създадохме съответно три размера на двете прежди: проводяща прежда с размери 150D/3, 210D/3 и 250D/3 и найлонова прежда с размери 150D/6, 210D/6 и 250D /6 (D, дение; мерна единица, използвана за определяне на дебелината на влакното на отделните нишки; тъканите с висок брой дение обикновено са дебели).След това избрахме тези две прежди с различни размери, за да ги сплетем в сензор и размерът на TATSA беше запазен на 3 см на 3 см с номер на бримката 16 в посоката на ръба и 10 в посоката на курса.Така бяха получени сензорите с девет модела на плетене.Сензорът от проводяща прежда с размер 150D/3 и найлонова прежда с размер 150D/6 беше най-тънък, а сензорът от проводяща прежда с размер 250D/3 и найлонова прежда с размер 250D/ 6 беше най-дебелият.При механично възбуждане от 0,1 до 7 kPa, електрическите изходи за тези модели бяха систематично изследвани и тествани, както е показано на Фиг. 3A.Изходните напрежения на деветте TATSA се увеличават с увеличеното приложено налягане от 0,1 до 4 kPa.По-конкретно, от всички модели за плетене, спецификацията на проводящата прежда 210D/3 и найлоновата прежда 210D/6 осигурява най-високата електрическа мощност и показва най-висока чувствителност.Изходното напрежение показва нарастваща тенденция с увеличаване на дебелината на TATSA (поради достатъчната контактна повърхност), докато TATSA не бъде изплетена с помощта на 210D/3 проводяща прежда и 210D/6 найлонова прежда.Тъй като по-нататъшното увеличаване на дебелината би довело до абсорбиране на външно налягане от преждите, изходното напрежение намалява съответно.Освен това се отбелязва, че в областта на ниско налягане (<4 kPa), добре поддържаната линейна вариация на изходното напрежение с налягане дава превъзходна чувствителност към налягане от 7,84 mV Pa−1.В областта на високо налягане (>4 kPa), експериментално се наблюдава по-ниска чувствителност към налягане от 0,31 mV Pa−1 поради насищането на ефективната площ на триене.Подобна чувствителност към натиск беше демонстрирана по време на обратния процес на прилагане на сила.Конкретните времеви профили на изходното напрежение и ток при различни налягания са представени на фиг.S13 (съответно A и B).
(A) Изходно напрежение под девет модела на плетене на проводимата прежда (150D/3, 210D/3 и 250D/3), комбинирана с найлоновата прежда (150D/6, 210D/6 и 250D/6).(B) Реакция на напрежението към различен брой бримкови единици в една и съща тъканна област, когато номерът на бримката в посоката на ръба се запазва непроменен.(C) Графики, показващи честотните характеристики при динамично налягане от 1 kPa и входна честота на налягане от 1 Hz.(D) Различни изходни и токови напрежения при честоти от 1, 5, 10 и 20 Hz.(E) Тест за издръжливост на TATSA под налягане от 1 kPa.(F) Изходни характеристики на TATSA след измиване 20 и 40 пъти.
Чувствителността и изходното напрежение също бяха повлияни от плътността на шева на TATSA, която беше определена от общия брой бримки в измерена площ от тъкан.Увеличаването на плътността на шева би довело до по-голяма компактност на структурата на тъканта.Фигура 3B показва изходните характеристики при различни номера на бримки в текстилната област от 3 cm на 3 cm, а вложката илюстрира структурата на бримкова единица (запазихме номера на бримката в посоката на курса 10 и номера на бримката в посоката на брега беше 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 и 26).Чрез увеличаване на броя на веригата, изходното напрежение първо показа нарастваща тенденция поради увеличаващата се контактна повърхност, до максималния пик на изходното напрежение от 7,5 V с брой на веригата 180. След тази точка изходното напрежение следва тенденция на намаляване, тъй като TATSA стана стегната и двете прежди имаха намалено пространство за разделяне на контакта.За да проучим в коя посока плътността има голямо влияние върху изхода, ние запазихме номера на контура на TATSA в посоката на брега на 18, а номерът на контура в посоката на курса беше зададен да бъде 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 и 14. Съответните изходни напрежения са показани на фиг.S14.За сравнение можем да видим, че плътността в посоката на курса има по-голямо влияние върху изходното напрежение.В резултат моделът на плетене на 210D/3 проводяща прежда и 210D/6 найлонова прежда и 180 бримки бяха избрани за плетене на TATSA след цялостни оценки на изходните характеристики.Освен това сравнихме изходните сигнали на два текстилни сензора, използващи цял шев на жилетка и обикновен шев.Както е показано на фиг.S15, електрическият изход и чувствителността при използване на пълен шев на жилетка са много по-високи от тези при използване на обикновен шев.
Беше измерено времето за реакция за наблюдение на сигнали в реално време.За да изследваме времето за реакция на нашия сензор към външни сили, сравнихме сигналите на изходното напрежение с входовете за динамично налягане при честота от 1 до 20 Hz (фиг. 3C и фиг. S16, съответно).Вълните на изходното напрежение бяха почти идентични с входните синусоидални вълни на налягане при налягане от 1 kPa, а изходните вълни имаха бързо време за реакция (около 20 ms).Този хистерезис може да се дължи на това, че еластичната структура не се е върнала в първоначалното си състояние възможно най-скоро след получаване на външната сила.Независимо от това, този малък хистерезис е приемлив за наблюдение в реално време.За да се получи динамично налягане с определен честотен диапазон, се очаква подходяща честотна характеристика на TATSA.По този начин беше тествана и честотната характеристика на TATSA.Чрез увеличаване на външната възбуждаща честота амплитудата на изходното напрежение остава почти непроменена, докато амплитудата на тока се увеличава, когато честотите на потупване варират от 1 до 20 Hz (фиг. 3D).
За да оценим повторяемостта, стабилността и издръжливостта на TATSA, тествахме изходното напрежение и токовите отговори на циклите на натоварване-разтоварване под налягане.Към сензора беше приложено налягане от 1 kPa с честота 5 Hz.Напрежението и токът от връх до връх бяха записани след 100 000 цикъла на натоварване-разтоварване (фиг. 3E и фиг. S17, съответно).Увеличените изгледи на формата на вълната на напрежението и тока са показани във вмъкването на Фиг. 3E и фиг.S17, съответно.Резултатите разкриват забележителната повторяемост, стабилност и издръжливост на TATSA.Възможността за пране също е основен критерий за оценка на TATSA като изцяло текстилно устройство.За да оценим способността за пране, тествахме изходното напрежение на сензора, след като изпрахме TATSA машинно съгласно тестовия метод 135-2017 на Американската асоциация на текстилните химици и колористи (AATCC).Подробната процедура на измиване е описана в Материали и методи.Както е показано на фиг. 3F, електрическите изходи бяха записани след измиване 20 пъти и 40 пъти, което демонстрира, че няма отчетливи промени на изходното напрежение по време на тестовете за измиване.Тези резултати потвърждават забележителната възможност за пране на TATSA.Като текстилен сензор за носене, ние също проучихме изходната производителност, когато TATSA беше в условия на опън (фиг. S18), усукване (фиг. S19) и различна влажност (фиг. S20).
Въз основа на многобройните предимства на TATSA, демонстрирани по-горе, ние разработихме безжична мобилна система за наблюдение на здравето (WMHMS), която има способността непрекъснато да получава физиологични сигнали и след това да дава професионални съвети на пациента.Фигура 4A показва схемата на WMHMS, базирана на TATSA.Системата има четири компонента: TATSA за получаване на аналогови физиологични сигнали, аналогова кондиционираща верига с нискочестотен филтър (MAX7427) и усилвател (MAX4465), за да се осигурят достатъчно детайли и отличен синхрон на сигналите, аналогово-цифров преобразувател на базата на микроконтролер за събиране и преобразуване на аналоговите сигнали в цифрови сигнали и Bluetooth модул (CC2640 Bluetooth чип с ниска мощност) за предаване на цифровия сигнал към терминалното приложение за мобилен телефон (APP; Huawei Honor 9).В това проучване ние зашихме TATSA безпроблемно в дантела, лента за китка, дръжка за пръсти и чорап, както е показано на фиг. 4B.
(A) Илюстрация на WMHMS.(B) Снимки на TATSAs, зашити съответно в лента за китка, пръстен, чорап и каишка за гърдите.Измерване на пулса на (C1) врата, (D1) китката, (E1) върха на пръста и (F1) глезена.Форма на вълната на импулса на (C2) врата, (D2) китката, (E2) върха на пръста и (F2) глезена.(G) Пулсови вълни на различни възрасти.(H) Анализ на единична пулсова вълна.Индекс на радиално увеличение (AIx), дефиниран като AIx (%) = P2/P1.P1 е пикът на настъпващата вълна, а P2 е пикът на отразената вълна.(I) Пулсов цикъл на брахиалния и глезена.Скоростта на пулсовата вълна (PWV) се определя като PWV = D/∆T.D е разстоянието между глезена и брахиала.∆T е забавянето във времето между върховете на глезенните и брахиалните пулсови вълни.PTT, време на преминаване на импулса.(J) Сравнение на AIx и PWV на брахиалния глезен (BAPWV) между здрави и CADs.*P <0,01, **P <0,001 и ***P <0,05.HTN, хипертония;CHD, коронарна болест на сърцето;DM, захарен диабет.Снимка: Джин Янг, Университет Чунцин.
За да наблюдаваме пулсовите сигнали на различните части на човешкото тяло, ние прикрепихме гореспоменатите декорации с TATSA към съответните позиции: врата (Фиг. 4C1), китката (Фиг. 4D1), върха на пръста (Фиг. 4E1) и глезена (Фиг. 4F1 ), както е разработено във филми от S3 до S6.В медицината има три съществени характерни точки в пулсовата вълна: пикът на напредващата вълна P1, пикът на отразената вълна P2 и пикът на дикротичната вълна P3.Характеристиките на тези характеристики отразяват здравословното състояние на артериалната еластичност, периферното съпротивление и контрактилитета на лявата камера, свързани със сърдечно-съдовата система.Пулсовите вълни на 25-годишна жена на горните четири позиции бяха получени и записани в нашия тест.Обърнете внимание, че трите отличителни характерни точки (P1 до P3) са наблюдавани върху формата на вълната на пулса в позициите на врата, китката и върха на пръста, както е показано на Фиг. 4 (C2 до E2).За разлика от това, само P1 и P3 се появяват на формата на пулсовата вълна в позицията на глезена, а P2 не присъства (фиг. 4F2).Този резултат се дължи на суперпозицията на входящата кръвна вълна, изхвърлена от лявата камера, и отразената вълна от долните крайници (44).Предишни проучвания показват, че P2 се представя във вълнови форми, измерени в горните крайници, но не и в глезена (45, 46).Наблюдавахме подобни резултати във формите на вълните, измерени с TATSA, както е показано на фиг.S21, който показва типични данни от популацията от 80 пациенти, изследвани тук.Можем да видим, че P2 не се появява в тези пулсови вълни, измерени в глезена, демонстрирайки способността на TATSA да открива фини характеристики във формата на вълната.Тези резултати от измерване на пулса показват, че нашата WMHMS може точно да разкрие характеристиките на пулсовата вълна на горната и долната част на тялото и че превъзхожда други разработки (41, 47).За да покажем допълнително, че нашата TATSA може да се прилага широко за различни възрасти, ние измерихме пулсови вълни на 80 субекта на различна възраст и показахме някои типични данни, както е показано на фиг.S22.Както е показано на фиг. 4G, ние избрахме трима участници на възраст 25, 45 и 65 години и трите характерни точки бяха очевидни за младите и участниците на средна възраст.Според медицинската литература (48), характеристиките на пулсовите вълни на повечето хора се променят с възрастта, като например изчезването на точка P2, което се причинява от отразената вълна, преместена напред, за да се насложи върху напредващата вълна чрез намаляване на съдова еластичност.Това явление е отразено и във формите на вълните, които събрахме, допълнително потвърждавайки, че TATSA може да се приложи към различни популации.
Формата на пулсовата вълна се влияе не само от физиологичното състояние на индивида, но и от условията на теста.Следователно, ние измервахме импулсните сигнали при различна плътност на контакта между TATSA и кожата (фиг. S23) и различни позиции на откриване на мястото на измерване (фиг. S24).Може да се установи, че TATSA може да получи последователни импулсни вълни с подробна информация около съда в голяма ефективна зона за откриване на мястото на измерване.В допълнение, има различни изходни сигнали при различна плътност на контакт между TATSA и кожата.В допълнение, движението на хората, носещи сензорите, би повлияло на импулсните сигнали.Когато китката на субекта е в статично състояние, амплитудата на получената импулсна вълна е стабилна (фиг. S25A);обратно, когато китката се движи бавно под ъгъл от −70° до 70° в продължение на 30 s, амплитудата на формата на импулсната вълна ще варира (фиг. S25B).Контурът на всяка импулсна вълна обаче е видим и пулсовата честота може да бъде получена точно.Очевидно е, че за да се постигне стабилно придобиване на пулсова вълна при движение на човека, е необходимо да се проучи допълнителна работа, включително дизайн на сензора и обработка на сигнала в задния край.
Освен това, за да анализираме и количествено оценим състоянието на сърдечно-съдовата система чрез придобитите пулсови вълни, използвайки нашата TATSA, ние въведохме два хемодинамични параметъра според спецификацията за оценка на сърдечно-съдовата система, а именно индексът на увеличаване (AIx) и скоростта на пулсовата вълна (PWV), които представляват еластичността на артериите.Както е показано на Фиг. 4H, формата на пулсовата вълна в позицията на китката на 25-годишния здрав мъж е използвана за анализ на AIx.По формулата (раздел S1) се получава AIx = 60%, което е нормална стойност.След това едновременно събрахме две пулсови вълни в позициите на ръката и глезена на този участник (подробният метод за измерване на пулсовата форма е описан в Материали и методи).Както е показано на Фиг. 4I, характерните точки на двете импулсни вълни са различни.След това изчислихме PWV съгласно формулата (раздел S1).Получена е PWV = 1363 cm/s, което е характерна стойност, очаквана от здрав възрастен мъж.От друга страна, можем да видим, че показателите на AIx или PWV не се влияят от разликата в амплитудата на формата на импулсната вълна и стойностите на AIx в различните части на тялото са различни.В нашето изследване беше използван радиалният AIx.За да проверим приложимостта на WMHMS при различни хора, избрахме 20 участници в групата на здравите, 20 в групата с хипертония (HTN), 20 в групата с коронарна болест на сърцето (CHD) на възраст от 50 до 59 години и 20 в група със захарен диабет (ЗД).Измерихме техните пулсови вълни и сравнихме техните два параметъра, AIx и PWV, както е представено на Фиг. 4J.Може да се установи, че стойностите на PWV на групите с HTN, CHD и DM са по-ниски в сравнение с тези на здравата група и имат статистическа разлика (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 и PDM ≪ 0,001; стойностите на P са изчислени чрез t тест).Междувременно стойностите на AIx на групите с HTN и CHD са по-ниски в сравнение със здравата група и имат статистическа разлика (PHTN <0,01, PCHD <0,001 и PDM <0,05).PWV и AIx на участниците с CHD, HTN или DM са по-високи от тези в групата на здравите.Резултатите показват, че TATSA е в състояние точно да получи формата на вълната на пулса, за да изчисли сърдечно-съдовия параметър за оценка на здравословното състояние на сърдечно-съдовата система.В заключение, поради своите безжични характеристики, висока разделителна способност, висока чувствителност и комфорт, WMHMS, базиран на TATSA, предоставя по-ефективна алтернатива за наблюдение в реално време от настоящото скъпо медицинско оборудване, използвано в болниците.
Освен пулсовата вълна, дихателната информация също е основен жизненоважен признак, който помага да се оцени физическото състояние на индивида.Мониторингът на дишането, базиран на нашата TATSA, е по-привлекателен от конвенционалната полисомнография, защото може да бъде безпроблемно интегриран в дрехите за по-добър комфорт.Зашит в бяла еластична лента за гръдния кош, TATSA беше директно вързан към човешкото тяло и закрепен около гърдите за наблюдение на дишането (фиг. 5A и филм S7).TATSA се деформира с разширяването и свиването на гръдния кош, което води до електрически изход.Получената форма на вълната се проверява на Фиг. 5B.Сигналът с големи флуктуации (амплитуда 1,8 V) и периодични промени (честота 0,5 Hz) съответства на дихателното движение.Относително малкият флуктуационен сигнал беше насложен върху този голям флуктуационен сигнал, който беше сигналът на сърдечния ритъм.Съгласно честотните характеристики на сигналите за дишане и сърдечен ритъм, ние използвахме 0,8-Hz нискочестотен филтър и 0,8- до 20-Hz лентов филтър, за да разделим съответно дихателните и сърдечните сигнали, както е показано на Фиг. 5C .В този случай стабилни респираторни и пулсови сигнали с богата физиологична информация (като честота на дишане, честота на сърдечния ритъм и характерни точки на пулсовата вълна) бяха получени едновременно и точно чрез просто поставяне на единичния TATSA върху гърдите.
(A) Снимка, показваща дисплея на TATSA, поставен на гърдите за измерване на сигнала в налягането, свързано с дишането.(B) Диаграма напрежение-време за TATSA, монтиран на гърдите.(C) Разлагане на сигнала (B) в сърдечния ритъм и формата на дихателната вълна.(D) Снимка, показваща два TATSA, поставени на корема и китката за измерване съответно на дишане и пулс по време на сън.(E) Респираторни и пулсови сигнали на здрав участник.HR, сърдечна честота;BPM, удари в минута.(F) Респираторни и пулсови сигнали на участник в SAS.(G) Респираторен сигнал и PTT на здрав участник.(H) Респираторен сигнал и PTT на участник в SAS.(I) Връзка между PTT индекса на възбуда и индекса на апнея-хипопнея (AHI).Снимка: Wenjing Fan, Университет Чунцин.
За да докажем, че нашият сензор може точно и надеждно да наблюдава пулса и дихателните сигнали, ние проведохме експеримент, за да сравним резултатите от измерването на пулса и дихателните сигнали между нашите TATSA и стандартен медицински инструмент (MHM-6000B), както е разработено във филми S8 и S9.При измерване на пулсова вълна фотоелектричният сензор на медицинския инструмент беше носен на левия показалец на младо момиче, а междувременно нашата TATSA беше носена на десния й показалец.От двете получени пулсови вълни можем да видим, че техните контури и детайли са идентични, което показва, че пулсът, измерен от TATSA, е толкова прецизен, колкото този от медицинския инструмент.При измерване на дихателната вълна, пет електрокардиографски електрода бяха прикрепени към пет области на тялото на млад мъж съгласно медицинските инструкции.За разлика от това, само една TATSA беше директно завързана за тялото и закрепена около гърдите.От събраните дихателни сигнали може да се види, че тенденцията на вариация и скоростта на открития респираторен сигнал от нашия TATSA са в съответствие с тези от медицинския инструмент.Тези два сравнителни експеримента потвърдиха точността, надеждността и простотата на нашата сензорна система за наблюдение на пулс и дихателни сигнали.
Освен това, ние изработихме умно облекло и зашихме две TATSA в позициите на корема и китката за наблюдение съответно на респираторните и пулсовите сигнали.По-конкретно, разработен двуканален WMHMS беше използван за улавяне на пулс и дихателни сигнали едновременно.Чрез тази система получихме респираторни и пулсови сигнали на 25-годишен мъж, облечен в нашето умно облекло, докато спи (фиг. 5D и филм S10) и седи (фиг. S26 и филм S11).Получените респираторни и пулсови сигнали могат да се предават безжично към APP на мобилния телефон.Както бе споменато по-горе, TATSA има способността да улавя респираторни и пулсови сигнали.Тези два физиологични сигнала също са критериите за медицинска оценка на SAS.Следователно нашата TATSA може да се използва и за наблюдение и оценка на качеството на съня и свързаните с него нарушения.Както е показано на Фиг. 5 (съответно E и F), ние непрекъснато измервахме пулса и дихателните вълни на двама участници, здрав и пациент със SAS.За лицето без апнея, измерените честоти на дишане и пулс остават стабилни съответно на 15 и 70.При пациента със SAS се наблюдава отчетлива апнея за 24 s, което е индикация за обструктивно респираторно събитие, и сърдечната честота леко се повишава след период на апнея поради регулацията на нервната система (49).В обобщение, респираторният статус може да бъде оценен от нашата TATSA.
За по-нататъшна оценка на типа SAS чрез импулсни и респираторни сигнали, анализирахме времето за преминаване на импулса (PTT), неинвазивен индикатор, отразяващ промените в периферното съдово съпротивление и интраторакалното налягане (дефинирани в раздел S1) на здрав мъж и пациент с SAS.За здравия участник дихателната честота остава непроменена и PTT е относително стабилен от 180 до 310 ms (фиг. 5G).Въпреки това, за участника в SAS, PTT се увеличава непрекъснато от 120 до 310 ms по време на апнея (фиг. 5H).По този начин участникът беше диагностициран с обструктивен SAS (OSAS).Ако промяната в PTT намалее по време на апнея, тогава състоянието ще се определи като централен синдром на сънна апнея (CSAS) и ако двата от тези два симптома съществуват едновременно, тогава ще бъде диагностицирано като смесен SAS (MSAS).За да оценим тежестта на SAS, ние допълнително анализирахме събраните сигнали.Индексът на PTT възбуда, който е броят на PTT възбудите на час (PTT възбудата се определя като спад на PTT от ≥15 ms, продължаващ ≥3 s), играе жизненоважна роля при оценката на степента на SAS.Индексът на апнея-хипопнея (AHI) е стандарт за определяне на степента на SAS (апнея е спиране на дишането, а хипопнея е прекалено плитко дишане или необичайно ниска дихателна честота), който се определя като брой апнеи и хипопнеи на час по време на сън (връзката между AHI и критериите за оценка за OSAS е показана в таблица S2).За да се изследва връзката между AHI и PTT индекса на възбуда, респираторните сигнали на 20 пациенти със SAS бяха избрани и анализирани с TATSA.Както е показано на Фиг. 5I, индексът на PTT възбуда корелира положително с AHI, тъй като апнея и хипопнея по време на сън причиняват очевидното и преходно повишаване на кръвното налягане, което води до намаляване на PTT.Следователно, нашият TATSA може да получава стабилни и точни пулсови и дихателни сигнали едновременно, като по този начин предоставя важна физиологична информация за сърдечно-съдовата система и SAS за наблюдение и оценка на свързани заболявания.
В обобщение, ние разработихме TATSA, използвайки целия шев на жилетката, за да откриваме различни физиологични сигнали едновременно.Този сензор се характеризира с висока чувствителност от 7,84 mV Pa−1, бързо време за реакция от 20 ms, висока стабилност от над 100 000 цикъла и широка работна честотна лента.На базата на TATSA беше разработен и WMHMS за предаване на измерените физиологични параметри към мобилен телефон.TATSA може да се включи в различни сайтове за дрехи за естетичен дизайн и да се използва за едновременно наблюдение на пулса и дихателните сигнали в реално време.Системата може да се приложи, за да помогне за разграничаване на здрави индивиди от тези с CAD или SAS поради способността й да улавя подробна информация.Това проучване предостави удобен, ефективен и удобен за потребителя подход за измерване на човешкия пулс и дишане, което представлява напредък в разработването на текстилна електроника за носене.
Неръждаемата стомана се прекарва многократно през формата и се разтяга, за да образува влакно с диаметър 10 μm.Влакно от неръждаема стомана като електрод беше вмъкнато в няколко парчета търговски еднослойни териленови прежди.
Функционален генератор (Stanford DS345) и усилвател (LabworkPa-13) бяха използвани за осигуряване на синусоидален сигнал за налягане.Сензор за сила с двоен диапазон (Vernier Software & Technology LLC) беше използван за измерване на външното налягане, приложено към TATSA.Системен електрометър Keithley (Keithley 6514) беше използван за наблюдение и запис на изходното напрежение и ток на TATSA.
Съгласно тестов метод 135-2017 на AATCC, използвахме TATSA и достатъчно баласт като товар от 1,8 кг и след това ги поставихме в търговска перална машина (Labtex LBT-M6T), за да извършим деликатни цикли на машинно пране.След това напълнихме пералнята с 18 галона вода при 25°C и настроихме пералнята за избрания цикъл на пране и време (скорост на разбъркване, 119 удара в минута; време за изпиране, 6 минути; крайна скорост на центрофугиране, 430 об./мин.; крайна време на въртене, 3 минути).Последно, TATSA беше окачен да изсъхне на неподвижен въздух при стайна температура не по-висока от 26°C.
Субектите бяха инструктирани да лежат в легнало положение на леглото.TATSA беше поставен на измервателните площадки.След като субектите бяха в стандартно легнало положение, те поддържаха напълно отпуснато състояние за 5 до 10 минути.След това пулсовият сигнал започна да се измерва.
Допълнителен материал за тази статия е достъпен на адрес https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Фиг. S9.Резултат от симулация на разпределението на силата на TATSA при приложено налягане при 0,2 kPa с помощта на софтуера COMSOL.
Фиг. S10.Резултати от симулация на разпределението на силата на контактен възел при приложени налягания съответно при 0,2 и 2 kPa.
Фиг. S11.Пълни схематични илюстрации на прехвърляне на заряд на контактна единица при условия на късо съединение.
Фиг. S13.Непрекъснато изходно напрежение и ток на TATSA в отговор на непрекъснато прилаганото външно налягане в цикъл на измерване.
Фиг. S14.Отклик на напрежението към различен брой бримкови единици в една и съща област на тъканта, когато броят на контурите в посоката на ръба се запазва непроменен.
Фиг. S15.Сравнение между изходните характеристики на двата текстилни сензора при използване на пълен шев на жилетка и обикновен шев.
Фиг. S16.Графики, показващи честотни характеристики при динамично налягане от 1 kPa и входна честота на налягане от 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 и 20 Hz.
Фиг. S25.Изходните напрежения на сензора, когато обектът е бил в статични условия и условия на движение.
Фиг. S26.Снимка, показваща TATSA, поставени на корема и китката едновременно за измерване съответно на дишане и пулс.
Това е статия с отворен достъп, разпространявана съгласно условията на лиценза Creative Commons Attribution-NonCommercial, който позволява използване, разпространение и възпроизвеждане във всякакъв носител, стига произтичащото използване да не е за търговска изгода и при условие че оригиналното произведение е правилно цитиран.
ЗАБЕЛЕЖКА: Искаме само вашия имейл адрес, за да знае лицето, на което препоръчвате страницата, че сте искали да я види и че това не е нежелана поща.Ние не улавяме никакви имейл адреси.
От Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
За наблюдение на здравето е разработен трибоелектричен изцяло текстилен сензор с висока чувствителност и комфорт при натиск.
От Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
За наблюдение на здравето е разработен трибоелектричен изцяло текстилен сензор с висока чувствителност и комфорт при натиск.
© 2020 Американска асоциация за напредък на науката.Всички права запазени.AAAS е партньор на HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef и COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Време на публикуване: 27 март 2020 г