Maschinengestricktes, waschbares Sensorarray-Textil zur präzisen epidermalen physiologischen Signalüberwachung

Tragbare Textilelektronik ist für die Umsetzung eines personalisierten Gesundheitsmanagements äußerst wünschenswert.Die meisten gemeldeten textilen Elektronikgeräte können jedoch entweder periodisch auf ein einzelnes physiologisches Signal abzielen oder die expliziten Details der Signale übersehen, was zu einer teilweisen Gesundheitsbewertung führt.Darüber hinaus bleiben Textilien mit hervorragenden Eigenschaften und Komfort immer noch eine Herausforderung.Hier berichten wir über ein triboelektrisches, rein textiles Sensorarray mit hoher Druckempfindlichkeit und Komfort.Es zeichnet sich durch Druckempfindlichkeit (7,84 mV Pa−1), schnelle Reaktionszeit (20 ms), Stabilität (>100.000 Zyklen), große Arbeitsfrequenzbandbreite (bis zu 20 Hz) und Maschinenwaschbarkeit (>40 Wäschen) aus.Die hergestellten TATSAs wurden in verschiedene Teile der Kleidung eingenäht, um gleichzeitig die arteriellen Pulswellen und Atemsignale zu überwachen.Wir haben ein Gesundheitsüberwachungssystem zur langfristigen und nichtinvasiven Beurteilung von Herz-Kreislauf-Erkrankungen und Schlafapnoe-Syndrom weiterentwickelt, das einen großen Fortschritt für die quantitative Analyse einiger chronischer Krankheiten darstellt.

Tragbare Elektronik stellt aufgrund ihrer vielversprechenden Anwendungen in der personalisierten Medizin eine faszinierende Chance dar.Sie können den Gesundheitszustand einer Person kontinuierlich, in Echtzeit und nichtinvasiv überwachen (1–11).Puls und Atmung können als zwei unverzichtbare Bestandteile der Vitalfunktionen sowohl eine genaue Beurteilung des physiologischen Zustands als auch bemerkenswerte Einblicke in die Diagnose und Prognose verwandter Krankheiten liefern (12–21).Bis heute basieren die meisten tragbaren Elektronikgeräte zur Erkennung subtiler physiologischer Signale auf ultradünnen Substraten wie Polyethylenterephthalat, Polydimethylsiloxan, Polyimid, Glas und Silikon (22–26).Ein Nachteil dieser Substrate zur Anwendung auf der Haut liegt in ihren ebenen und starren Formaten.Daher sind Klebebänder, Pflaster oder andere mechanische Vorrichtungen erforderlich, um einen kompakten Kontakt zwischen der tragbaren Elektronik und der menschlichen Haut herzustellen, was bei längerem Gebrauch zu Reizungen und Unannehmlichkeiten führen kann (27, 28).Darüber hinaus weisen diese Substrate eine schlechte Luftdurchlässigkeit auf, was bei der langfristigen, kontinuierlichen Gesundheitsüberwachung zu Unbehagen führt.Um die oben genannten Probleme im Gesundheitswesen, insbesondere im täglichen Gebrauch, zu lindern, bieten Smart Textiles eine zuverlässige Lösung.Diese Textilien zeichnen sich durch Weichheit, geringes Gewicht und Atmungsaktivität aus und bieten somit das Potenzial, Komfort in tragbarer Elektronik zu realisieren.In den letzten Jahren wurden intensive Anstrengungen unternommen, um textilbasierte Systeme für empfindliche Sensoren, Energiegewinnung und -speicherung zu entwickeln (29–39).Insbesondere wurde über erfolgreiche Forschung zu optischen Fasern, Piezoelektrizität und widerstandsbasierten intelligenten Textilien berichtet, die bei der Überwachung von Puls- und Atemsignalen eingesetzt werden (40–43).Diese intelligenten Textilien weisen jedoch typischerweise eine geringe Empfindlichkeit und einen einzigen Überwachungsparameter auf und können nicht in großem Maßstab hergestellt werden (Tabelle S1).Bei der Pulsmessung ist es aufgrund der schwachen und schnellen Schwankung des Pulses (z. B. seiner Merkmalspunkte) schwierig, detaillierte Informationen zu erfassen. Daher sind eine hohe Empfindlichkeit und eine angemessene Frequenzgangleistung erforderlich.

In dieser Studie stellen wir ein triboelektrisches rein textiles Sensorarray (TATSA) mit hoher Empfindlichkeit für die Erfassung subtilen epidermalen Drucks vor, das aus leitfähigen Garnen und Nylongarnen in einem Vollstrickstrick gestrickt ist.Der TATSA bietet eine hohe Druckempfindlichkeit (7,84 mV Pa−1), eine schnelle Reaktionszeit (20 ms), Stabilität (>100.000 Zyklen), eine große Arbeitsfrequenzbandbreite (bis zu 20 Hz) und Maschinenwaschbarkeit (>40 Wäschen).Es ist in der Lage, sich diskret, komfortabel und ästhetisch ansprechend in die Kleidung zu integrieren.Insbesondere kann unser TATSA direkt in verschiedene Stellen des Gewebes eingearbeitet werden, die den Pulswellen an Hals-, Handgelenk-, Fingerspitzen- und Knöchelpositionen sowie den Atemwellen im Bauch und in der Brust entsprechen.Um die hervorragende Leistung des TATSA bei der Echtzeit- und Fernüberwachung des Gesundheitszustands zu bewerten, entwickeln wir ein personalisiertes intelligentes Gesundheitsüberwachungssystem, um kontinuierlich physiologische Signale für die Analyse von Herz-Kreislauf-Erkrankungen (CAD) und die Beurteilung des Schlafapnoe-Syndroms (SAS) zu erfassen und zu speichern ).

Wie in Abb. 1A dargestellt, wurden zwei TATSAs in die Manschette und die Brust eines Hemdes eingenäht, um die dynamische und gleichzeitige Überwachung der Puls- bzw. Atemsignale zu ermöglichen.Diese physiologischen Signale wurden zur weiteren Analyse des Gesundheitszustands drahtlos an die intelligente mobile Terminalanwendung (APP) übertragen.Abbildung 1B zeigt das in ein Stück Stoff eingenähte TATSA, und der Einschub zeigt die vergrößerte Ansicht des TATSA, das aus dem charakteristischen leitfähigen Garn und handelsüblichem Nylongarn in einem vollständigen Cardigan-Stich gestrickt wurde.Im Vergleich zum grundlegenden Glattstich, der gebräuchlichsten und grundlegendsten Strickmethode, wurde der volle Strickjackenstich gewählt, da der Kontakt zwischen dem Schlingenkopf des leitfähigen Garns und dem angrenzenden Fangstichkopf des Nylongarns (Abb. S1) eine Oberfläche darstellt statt eines Punktkontakts, was zu einer größeren Wirkfläche und einem hohen triboelektrischen Effekt führt.Um das leitfähige Garn vorzubereiten, wählten wir Edelstahl als feste Kernfaser und mehrere Stücke einlagiger Terylengarne wurden um die Kernfaser zu einem leitfähigen Garn mit einem Durchmesser von 0,2 mm gedreht (Abb. S2), das als diente sowohl die Elektrisierungsoberfläche als auch die leitende Elektrode.Das Nylongarn, das einen Durchmesser von 0,15 mm hatte und als weitere Elektrifizierungsoberfläche diente, hatte eine starke Zugkraft, da es durch unberechenbare Garne verdrillt war (Abb. S3).Abbildung 1 (C bzw. D) zeigt Fotos des hergestellten leitfähigen Garns und des Nylongarns.Die Einschübe zeigen die jeweiligen Rasterelektronenmikroskopbilder (REM), die einen typischen Querschnitt des leitfähigen Garns und der Oberfläche des Nylongarns darstellen.Die hohe Zugfestigkeit der leitfähigen Garne und der Nylongarne gewährleistete deren Webbarkeit auf einer Industriemaschine, um eine gleichmäßige Leistung aller Sensoren aufrechtzuerhalten.Wie in Abb. 1E gezeigt, wurden die leitfähigen Garne, Nylongarne und gewöhnlichen Fäden auf ihre jeweiligen Konen gewickelt, die dann zum automatischen Weben auf die industrielle computergesteuerte Flachstrickmaschine geladen wurden (Film S1).Wie in Abb. gezeigt.S4, mehrere TATSAs wurden mit der Industriemaschine aus gewöhnlichem Stoff zusammengestrickt.Ein einzelnes TATSA mit einer Dicke von 0,85 mm und einem Gewicht von 0,28 g konnte aus der gesamten Struktur für den individuellen Gebrauch maßgeschneidert werden und zeigte seine hervorragende Kompatibilität mit anderen Tüchern.Darüber hinaus könnten TATSAs aufgrund der Vielfalt kommerzieller Nylongarne in verschiedenen Farben gestaltet werden, um ästhetischen und modischen Anforderungen gerecht zu werden (Abb. 1F und Abb. S5).Die hergestellten TATSAs zeichnen sich durch eine hervorragende Weichheit und die Fähigkeit aus, starken Biegungen oder Verformungen standzuhalten (Abb. S6).Abbildung 1G zeigt das TATSA, das direkt in den Bauch und die Manschette eines Pullovers eingenäht ist.Der Strickvorgang des Pullovers ist in Abb. dargestellt.S7 und Film S2.Die Details der Vorder- und Rückseite des gestreckten TATSA an der Bauchposition sind in Abb. dargestellt.S8 (A bzw. B) und die Position des leitfähigen Garns und des Nylongarns ist in Abb. dargestellt.S8C.Hier ist zu sehen, dass sich TATSA nahtlos in gewöhnliche Stoffe einbetten lässt und so für ein dezentes und elegantes Erscheinungsbild sorgt.

(A) Zwei in ein Hemd integrierte TATSAs zur Überwachung von Puls- und Atemsignalen in Echtzeit.(B) Schematische Darstellung der Kombination von TATSA und Kleidung.Der Einschub zeigt die vergrößerte Ansicht des Sensors.(C) Foto des leitfähigen Garns (Maßstabsbalken, 4 cm).Der Einschub ist das REM-Bild des Querschnitts des leitfähigen Garns (Maßstabsbalken, 100 μm), das aus Edelstahl- und Terylengarnen besteht.(D) Foto des Nylongarns (Maßstabsbalken, 4 cm).Der Einschub ist das REM-Bild der Nylongarnoberfläche (Maßstabsbalken, 100 μm).(E) Bild der computergesteuerten Flachstrickmaschine, die das automatische Weben der TATSAs durchführt.(F) Foto von TATSAs in verschiedenen Farben (Maßstabsbalken, 2 cm).Der Einsatz besteht aus gedrehtem TATSA, das seine hervorragende Weichheit unter Beweis stellt.(G) Foto von zwei TATSAs, die vollständig und nahtlos zu einem Pullover zusammengenäht sind.Bildnachweis: Wenjing Fan, Universität Chongqing.

Um den Funktionsmechanismus des TATSA, einschließlich seiner mechanischen und elektrischen Eigenschaften, zu analysieren, haben wir ein geometrisches Strickmodell des TATSA erstellt, wie in Abb. 2A dargestellt.Beim Full-Cardigan-Stich werden die leitfähigen Garne und die Nylongarne in Form von Schlingeneinheiten in Maschen- und Maschenreihenrichtung miteinander verflochten.Eine Einzelschlaufenstruktur (Abb. S1) besteht aus einem Schlaufenkopf, einem Schlaufenarm, einem Rippenkreuzungsteil, einem Fangsticharm und einem Fangstichkopf.Es gibt zwei Formen der Kontaktfläche zwischen den beiden unterschiedlichen Garnen: (i) die Kontaktfläche zwischen dem Schlingenkopf des leitfähigen Garns und dem Fangmaschenkopf des Nylongarns und (ii) die Kontaktfläche zwischen dem Schlingenkopf des Nylongarns dem Nylongarn und dem Fangstichkopf aus dem leitfähigen Garn.

(A) Das TATSA mit der Vorder-, rechten und Oberseite der Strickschlaufen.(B) Simulationsergebnis der Kraftverteilung eines TATSA unter einem angelegten Druck von 2 kPa mit der COMSOL-Software.(C) Schematische Darstellungen der Ladungsübertragung einer Kontakteinheit unter Kurzschlussbedingungen.(D) Simulationsergebnisse der Ladungsverteilung einer Kontakteinheit unter Leerlaufbedingungen mit der COMSOL-Software.

Das Funktionsprinzip des TATSA lässt sich in zwei Aspekten erklären: der externen Kraftstimulation und der induzierten Ladung.Um die Spannungsverteilung als Reaktion auf externe Kraftreize intuitiv zu verstehen, verwendeten wir eine Finite-Elemente-Analyse mit der COMSOL-Software bei verschiedenen externen Kräften von 2 und 0,2 kPa, wie in Abb. 2B bzw. Abb. dargestellt.S9.Die Spannung entsteht an den Kontaktflächen zweier Garne.Wie in Abb. gezeigt.S10 haben wir zwei Schleifeneinheiten in Betracht gezogen, um die Spannungsverteilung zu klären.Beim Vergleich der Spannungsverteilung unter zwei verschiedenen äußeren Kräften nimmt die Spannung auf den Oberflächen der leitfähigen Garne und der Nylongarne mit der erhöhten äußeren Kraft zu, was zu einem Kontakt und einer Extrusion zwischen den beiden Garnen führt.Sobald die äußere Kraft nachlässt, trennen sich die beiden Fäden und entfernen sich voneinander.

Die Kontakttrennungsbewegungen zwischen dem leitfähigen Garn und dem Nylongarn induzieren einen Ladungstransfer, der auf die Verbindung von Triboelektrifizierung und elektrostatischer Induktion zurückzuführen ist.Um den Stromerzeugungsprozess zu verdeutlichen, analysieren wir den Querschnitt des Bereichs, in dem die beiden Garne einander berühren (Abb. 2C1).Wie in Abb. 2 (C2 bzw. C3) gezeigt, kommt es, wenn das TATSA durch die äußere Kraft stimuliert wird und die beiden Garne miteinander in Kontakt kommen, zu einer Elektrifizierung auf der Oberfläche der leitfähigen Garne und der Nylongarne und zu den entsprechenden Ladungen mit entgegengesetzten Ladungen Auf der Oberfläche der beiden Garne werden Polaritäten erzeugt.Sobald sich die beiden Garne trennen, werden aufgrund des elektrostatischen Induktionseffekts positive Ladungen im inneren Edelstahl induziert.Das vollständige Schema ist in Abb. dargestellt.S11.Um ein quantitativeres Verständnis des Stromerzeugungsprozesses zu erlangen, haben wir die potenzielle Verteilung des TATSA mit der COMSOL-Software simuliert (Abb. 2D).Wenn die beiden Materialien in Kontakt sind, sammelt sich die Ladung hauptsächlich auf dem Reibungsmaterial, und an der Elektrode ist nur eine geringe Menge induzierter Ladung vorhanden, was zu dem kleinen Potenzial führt (Abb. 2D, unten).Wenn die beiden Materialien getrennt werden (Abb. 2D, oben), erhöht sich die induzierte Ladung an der Elektrode aufgrund der Potentialdifferenz und das entsprechende Potential steigt, was eine gute Übereinstimmung zwischen den Ergebnissen der Experimente und denen der Simulationen zeigt .Da außerdem die leitende Elektrode des TATSA mit Terylene-Garnen umwickelt ist und die Haut mit den beiden Reibungsmaterialien in Kontakt steht, ist die Ladung daher beim direkten Tragen des TATSA auf der Haut von der äußeren Kraft abhängig und wird dies nicht tun durch die Haut geschwächt werden.

Um die Leistung unseres TATSA in verschiedenen Aspekten zu charakterisieren, haben wir ein Messsystem bereitgestellt, das einen Funktionsgenerator, einen Leistungsverstärker, einen elektrodynamischen Shaker, ein Kraftmessgerät, ein Elektrometer und einen Computer enthält (Abb. S12).Dieses System erzeugt einen externen Staudruck von bis zu 7 kPa.Im Experiment wurde das TATSA im freien Zustand auf eine flache Plastikfolie gelegt und die elektrischen Ausgangssignale wurden vom Elektrometer aufgezeichnet.

Die Spezifikationen der leitfähigen Garne und Nylongarne wirken sich auf die Ausgangsleistung des TATSA aus, da sie die Kontaktfläche und die Fähigkeit zur Wahrnehmung des Außendrucks bestimmen.Um dies zu untersuchen, haben wir drei Größen der beiden Garne hergestellt: leitfähiges Garn mit einer Größe von 150D/3, 210D/3 und 250D/3 und Nylongarn mit einer Größe von 150D/6, 210D/6 und 250D /6 (D, Denier; eine Maßeinheit zur Bestimmung der Faserdicke einzelner Fäden; Stoffe mit einer hohen Denier-Zahl neigen dazu, dick zu sein).Dann haben wir diese beiden Garne mit unterschiedlichen Größen ausgewählt, um sie zu einem Sensor zu verstricken, und die Abmessung des TATSA wurde bei 3 cm x 3 cm gehalten, mit einer Maschenzahl von 16 in Maschenstäbchenrichtung und 10 in Maschenreihenrichtung.Auf diese Weise wurden Sensoren mit neun Strickmustern erhalten.Der Sensor aus leitfähigem Garn mit der Größe 150D/3 und Nylongarn mit der Größe 150D/6 war am dünnsten, und der Sensor aus leitfähigem Garn mit der Größe 250D/3 und Nylongarn mit der Größe 250D/6 war am dünnsten. 6 war die dickste.Unter einer mechanischen Anregung von 0,1 bis 7 kPa wurden die elektrischen Ausgänge für diese Muster systematisch untersucht und getestet, wie in Abb. 3A dargestellt.Die Ausgangsspannungen der neun TATSAs stiegen mit dem erhöhten angelegten Druck von 0,1 auf 4 kPa.Insbesondere lieferte die Spezifikation des leitfähigen Garns 210D/3 und des Nylongarns 210D/6 von allen Strickmustern die höchste elektrische Leistung und zeigte die höchste Empfindlichkeit.Die Ausgangsspannung zeigte einen steigenden Trend mit zunehmender Dicke des TATSA (aufgrund der ausreichenden Kontaktfläche), bis das TATSA aus dem leitfähigen 210D/3-Garn und dem 210D/6-Nylongarn gestrickt wurde.Da eine weitere Dickenzunahme dazu führen würde, dass die Fäden äußeren Druck absorbieren würden, verringerte sich die Ausgangsspannung entsprechend.Darüber hinaus ist anzumerken, dass im Niederdruckbereich (<4 kPa) eine gut verhaltene lineare Variation der Ausgangsspannung mit dem Druck eine überlegene Druckempfindlichkeit von 7,84 mV Pa−1 ergab.Im Hochdruckbereich (>4 kPa) wurde aufgrund der Sättigung der effektiven Reibungsfläche experimentell eine geringere Druckempfindlichkeit von 0,31 mV Pa−1 beobachtet.Eine ähnliche Druckempfindlichkeit zeigte sich beim umgekehrten Krafteinwirkungsvorgang.Die konkreten zeitlichen Verläufe der Ausgangsspannung und des Ausgangsstroms bei verschiedenen Drücken sind in Abb. dargestellt.S13 (A bzw. B).

(A) Ausgangsspannung unter neun Strickmustern des leitfähigen Garns (150D/3, 210D/3 und 250D/3) kombiniert mit dem Nylongarn (150D/6, 210D/6 und 250D/6).(B) Spannungsreaktion auf eine unterschiedliche Anzahl von Schlingeneinheiten im gleichen Stoffbereich, wenn die Schlaufenanzahl in Maschenstäbchenrichtung unverändert bleibt.(C) Diagramme, die die Frequenzgänge unter einem dynamischen Druck von 1 kPa und einer Druckeingangsfrequenz von 1 Hz zeigen.(D) Unterschiedliche Ausgangs- und Stromspannungen bei den Frequenzen 1, 5, 10 und 20 Hz.(E) Haltbarkeitstest eines TATSA unter einem Druck von 1 kPa.(F) Ausgabeeigenschaften des TATSA nach 20- und 40-maligem Waschen.

Die Empfindlichkeit und die Ausgangsspannung wurden auch von der Stichdichte des TATSA beeinflusst, die durch die Gesamtzahl der Maschen in einer gemessenen Stofffläche bestimmt wurde.Eine Erhöhung der Maschendichte würde zu einer größeren Kompaktheit der Gewebestruktur führen.Abbildung 3B zeigt die Ausgabeleistungen bei unterschiedlichen Maschenzahlen im Textilbereich von 3 cm x 3 cm, und der Einschub veranschaulicht die Struktur einer Mascheneinheit (wir haben die Maschenzahl in Laufrichtung bei 10 und die Maschenzahl in der Maschenrichtung bei 10 belassen). Die Maschenrichtung war 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 und 26).Durch die Erhöhung der Schleifenzahl zeigte die Ausgangsspannung aufgrund der zunehmenden Kontaktfläche zunächst einen steigenden Trend, bis die maximale Ausgangsspannungsspitze 7,5 V bei einer Schleifenzahl von 180 erreichte. Ab diesem Zeitpunkt folgte die Ausgangsspannung einem abnehmenden Trend, da die TATSA wurde eng und die beiden Garne hatten einen verringerten Kontakt-Trennraum.Um herauszufinden, in welcher Richtung die Dichte einen großen Einfluss auf die Ausgabe hat, haben wir die Schlaufenzahl des TATSA in der Maschenrichtung bei 18 belassen und die Schlingenzahl in der Verlaufsrichtung auf 7, 8, 9, 10 eingestellt. 11, 12, 13 und 14. Die entsprechenden Ausgangsspannungen sind in Abb. dargestellt.S14.Im Vergleich sehen wir, dass die Dichte in Verlaufsrichtung einen größeren Einfluss auf die Ausgangsspannung hat.Als Ergebnis wurde das Strickmuster aus 210D/3-Leitgarn und 210D/6-Nylongarn sowie 180 Mascheneinheiten zum Stricken des TATSA nach umfassenden Bewertungen der Ausgangseigenschaften ausgewählt.Darüber hinaus haben wir die Ausgangssignale zweier Textilsensoren für den Vollstrick- und den Glattstich verglichen.Wie in Abb. gezeigt.S15 sind die elektrische Leistung und die Empfindlichkeit beim Vollstrick-Stich viel höher als beim Glattstich.

Die Reaktionszeit für die Überwachung von Echtzeitsignalen wurde gemessen.Um die Reaktionszeit unseres Sensors auf äußere Kräfte zu untersuchen, verglichen wir die Ausgangsspannungssignale mit den dynamischen Druckeingängen bei einer Frequenz von 1 bis 20 Hz (Abb. 3C bzw. Abb. S16).Die Ausgangsspannungswellenformen waren nahezu identisch mit den sinusförmigen Eingangsdruckwellen unter einem Druck von 1 kPa, und die Ausgangswellenformen hatten eine schnelle Reaktionszeit (ca. 20 ms).Diese Hysterese kann darauf zurückgeführt werden, dass die elastische Struktur nicht so schnell wie möglich nach Einwirkung der äußeren Kraft in den ursprünglichen Zustand zurückgekehrt ist.Dennoch ist diese geringe Hysterese für die Echtzeitüberwachung akzeptabel.Um den dynamischen Druck mit einem bestimmten Frequenzbereich zu erhalten, wird ein geeigneter Frequenzgang von TATSA erwartet.Somit wurde auch die Frequenzcharakteristik von TATSA getestet.Durch die Erhöhung der externen Erregerfrequenz blieb die Amplitude der Ausgangsspannung nahezu unverändert, wohingegen die Amplitude des Stroms zunahm, wenn die Abgrifffrequenzen zwischen 1 und 20 Hz variierten (Abb. 3D).

Um die Wiederholbarkeit, Stabilität und Haltbarkeit des TATSA zu bewerten, haben wir die Ausgangsspannung und die Stromreaktionen auf Drucklade- und Entladezyklen getestet.Auf den Sensor wurde ein Druck von 1 kPa mit einer Frequenz von 5 Hz ausgeübt.Die Spitze-zu-Spitze-Spannung und der Spitze-Strom wurden nach 100.000 Lade-Entlade-Zyklen aufgezeichnet (Abb. 3E bzw. Abb. S17).Die vergrößerten Ansichten der Spannungs- und Stromwellenform sind im Einschub von Abb. 3E und Abb. 3E dargestellt.S17 bzw.Die Ergebnisse zeigen die bemerkenswerte Wiederholbarkeit, Stabilität und Haltbarkeit des TATSA.Auch die Waschbarkeit ist ein wesentliches Beurteilungskriterium des TATSA als rein textiles Gerät.Um die Waschbarkeit zu bewerten, haben wir die Ausgangsspannung des Sensors getestet, nachdem wir den TATSA gemäß der Testmethode 135-2017 der American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC) in der Maschine gewaschen hatten.Das detaillierte Waschverfahren ist in Materialien und Methoden beschrieben.Wie in Abb. 3F dargestellt, wurden die elektrischen Leistungen nach 20-maligem und 40-maligem Waschen aufgezeichnet, was zeigte, dass es während der Waschtests zu keinen deutlichen Änderungen der Ausgangsspannung kam.Diese Ergebnisse bestätigen die bemerkenswerte Waschbarkeit des TATSA.Als tragbarer Textilsensor haben wir auch die Ausgangsleistung des TATSA unter Zug- (Abb. S18), verdrehten (Abb. S19) und unterschiedlichen Feuchtigkeitsbedingungen (Abb. S20) untersucht.

Auf der Grundlage der zahlreichen oben aufgezeigten Vorteile des TATSA haben wir ein drahtloses mobiles Gesundheitsüberwachungssystem (WMHMS) entwickelt, das in der Lage ist, kontinuierlich physiologische Signale zu erfassen und einem Patienten dann professionelle Ratschläge zu geben.Abbildung 4A zeigt das Schemadiagramm des WMHMS basierend auf dem TATSA.Das System besteht aus vier Komponenten: dem TATSA zur Erfassung der analogen physiologischen Signale, einer analogen Konditionierungsschaltung mit einem Tiefpassfilter (MAX7427) und einem Verstärker (MAX4465), um ausreichende Details und eine hervorragende Synchronität der Signale zu gewährleisten, sowie einem Analog-zu-Digital-System Konverter basierend auf einer Mikrocontroller-Einheit zum Sammeln und Umwandeln der analogen Signale in digitale Signale und einem Bluetooth-Modul (CC2640 Low-Power-Bluetooth-Chip) zur Übertragung des digitalen Signals an die Mobiltelefon-Terminalanwendung (APP; Huawei Honor 9).In dieser Studie haben wir das TATSA nahtlos in einen Schnürsenkel, ein Armband, einen Fingerling und eine Socke eingenäht, wie in Abb. 4B dargestellt.

(A) Abbildung des WMHMS.(B) Fotos der TATSAs, die jeweils in ein Armband, einen Fingerling, eine Socke und einen Brustgurt eingenäht sind.Messung des Pulses am (C1) Hals, (D1) Handgelenk, (E1) Fingerspitze und (F1) Knöchel.Pulswellenform am (C2) Hals, (D2) Handgelenk, (E2) Fingerspitze und (F2) Knöchel.(G) Pulswellenformen unterschiedlichen Alters.(H) Analyse einer einzelnen Pulswelle.Radialer Augmentationsindex (AIx), definiert als AIx (%) = P2/P1.P1 ist die Spitze der fortschreitenden Welle und P2 ist die Spitze der reflektierten Welle.(I) Ein Pulszyklus des Oberarms und des Knöchels.Die Pulswellengeschwindigkeit (PWV) ist definiert als PWV = D/∆T.D ist der Abstand zwischen Knöchel und Oberarm.∆T ist die Zeitverzögerung zwischen den Spitzen der Knöchel- und Brachialpulswellen.PTT, Impulslaufzeit.(J) Vergleich von AIx und Oberarm-Knöchel-PWV (BAPWV) zwischen gesunden und CAD-Patienten.*P < 0,01, **P < 0,001 und ***P < 0,05.HTN, Bluthochdruck;KHK, koronare Herzkrankheit;DM, Diabetes mellitus.Bildnachweis: Jin Yang, Universität Chongqing.

Um die Pulssignale der verschiedenen menschlichen Körperteile zu überwachen, haben wir die oben genannten Dekorationen mit TATSAs an den entsprechenden Positionen angebracht: Hals (Abb. 4C1), Handgelenk (Abb. 4D1), Fingerspitze (Abb. 4E1) und Knöchel (Abb. 4F1). ), wie in den Filmen S3 bis S6 näher erläutert.In der Medizin gibt es drei wesentliche Merkmalspunkte in der Pulswelle: den Höhepunkt der fortschreitenden Welle P1, den Höhepunkt der reflektierten Welle P2 und den Höhepunkt der dikrotischen Welle P3.Die Eigenschaften dieser Merkmalspunkte spiegeln den Gesundheitszustand der arteriellen Elastizität, des peripheren Widerstands und der linksventrikulären Kontraktilität im Zusammenhang mit dem Herz-Kreislauf-System wider.In unserem Test wurden die Pulswellenformen einer 25-jährigen Frau an den oben genannten vier Positionen erfasst und aufgezeichnet.Beachten Sie, dass die drei unterscheidbaren Merkmalspunkte (P1 bis P3) auf der Pulswellenform an den Positionen Hals, Handgelenk und Fingerspitzen beobachtet wurden, wie in Abb. 4 dargestellt (C2 bis E2).Im Gegensatz dazu erschienen nur P1 und P3 auf der Pulswellenform an der Knöchelposition und P2 war nicht vorhanden (Abb. 4F2).Dieses Ergebnis wurde durch die Überlagerung der vom linken Ventrikel ausgestoßenen ankommenden Blutwelle und der von den unteren Gliedmaßen reflektierten Welle verursacht (44).Frühere Studien haben gezeigt, dass P2 in Wellenformen auftritt, die an den oberen Extremitäten gemessen werden, nicht jedoch am Knöchel (45, 46).Wir beobachteten ähnliche Ergebnisse bei den mit dem TATSA gemessenen Wellenformen, wie in Abb. dargestellt.S21, das typische Daten aus der hier untersuchten Population von 80 Patienten zeigt.Wir können sehen, dass P2 in diesen am Knöchel gemessenen Pulswellenformen nicht auftrat, was die Fähigkeit des TATSA zeigt, subtile Merkmale innerhalb der Wellenform zu erkennen.Diese Ergebnisse der Pulsmessung zeigen, dass unser WMHMS die Pulswelleneigenschaften des Ober- und Unterkörpers genau erkennen kann und dass es anderen Arbeiten überlegen ist (41, 47).Um weiter zu verdeutlichen, dass unser TATSA in großem Umfang auf verschiedene Altersstufen angewendet werden kann, haben wir die Pulswellenformen von 80 Probanden unterschiedlichen Alters gemessen und einige typische Daten gezeigt, wie in Abb. dargestellt.S22.Wie in Abb. 4G dargestellt, haben wir drei Teilnehmer im Alter von 25, 45 und 65 Jahren ausgewählt, und die drei Merkmalspunkte waren für die Teilnehmer im jungen und mittleren Alter offensichtlich.Laut der medizinischen Literatur (48) ändern sich die Eigenschaften der Pulswellenformen der meisten Menschen mit zunehmendem Alter, wie zum Beispiel das Verschwinden des Punktes P2, der dadurch verursacht wird, dass sich die reflektierte Welle nach vorne bewegt und sich durch die Abnahme der fortschreitenden Welle überlagert Gefäßelastizität.Dieses Phänomen spiegelt sich auch in den von uns gesammelten Wellenformen wider und bestätigt weiter, dass TATSA auf verschiedene Populationen angewendet werden kann.

Die Pulswellenform wird nicht nur vom physiologischen Zustand des Individuums, sondern auch von den Testbedingungen beeinflusst.Daher haben wir die Pulssignale bei unterschiedlicher Kontaktdichte zwischen TATSA und Haut (Abb. S23) und verschiedenen Erfassungspositionen an der Messstelle (Abb. S24) gemessen.Es zeigt sich, dass der TATSA in einem großen effektiven Erfassungsbereich am Messort konsistente Pulswellenformen mit detaillierten Informationen rund um das Schiff erhalten kann.Darüber hinaus gibt es unterschiedliche Ausgangssignale bei unterschiedlicher Kontaktdichte zwischen TATSA und Haut.Darüber hinaus würde die Bewegung von Personen, die die Sensoren tragen, die Pulssignale beeinflussen.Wenn sich das Handgelenk des Probanden in einem statischen Zustand befindet, ist die Amplitude der erhaltenen Pulswellenform stabil (Abb. S25A);Wenn sich das Handgelenk hingegen 30 Sekunden lang langsam in einem Winkel von –70° bis 70° bewegt, schwankt die Amplitude der Pulswellenform (Abb. S25B).Allerdings ist die Kontur jeder Pulswellenform sichtbar und die Pulsfrequenz kann immer noch genau ermittelt werden.Um eine stabile Pulswellenerfassung bei menschlicher Bewegung zu erreichen, müssen natürlich weitere Arbeiten einschließlich des Sensordesigns und der Back-End-Signalverarbeitung erforscht werden.

Um den Zustand des Herz-Kreislauf-Systems anhand der erfassten Pulswellenformen mithilfe unseres TATSA zu analysieren und quantitativ zu beurteilen, haben wir außerdem zwei hämodynamische Parameter gemäß der Bewertungsspezifikation des Herz-Kreislauf-Systems eingeführt, nämlich den Augmentationsindex (AIx) und die Pulswellengeschwindigkeit (PWV), die die Elastizität der Arterien darstellen.Wie in Abb. 4H dargestellt, wurde die Pulswellenform an der Handgelenksposition des 25-jährigen gesunden Mannes für die Analyse von AIx verwendet.Gemäß der Formel (Abschnitt S1) wurde AIx = 60 % erhalten, was ein normaler Wert ist.Anschließend haben wir gleichzeitig zwei Pulswellenformen an den Arm- und Knöchelpositionen dieses Teilnehmers erfasst (die detaillierte Methode zur Messung der Pulswellenform ist in Materialien und Methoden beschrieben).Wie in Abb. 4I dargestellt, waren die Merkmalspunkte der beiden Pulswellenformen unterschiedlich.Anschließend haben wir den PWV nach der Formel berechnet (Abschnitt S1).Es wurde ein PWV = 1363 cm/s ermittelt, ein charakteristischer Wert, der von einem gesunden erwachsenen Mann erwartet wird.Andererseits können wir sehen, dass die Metriken von AIx oder PWV nicht durch den Amplitudenunterschied der Pulswellenform beeinflusst werden und die Werte von AIx in verschiedenen Körperteilen unterschiedlich sind.In unserer Studie wurde der radiale AIx verwendet.Um die Anwendbarkeit von WMHMS bei verschiedenen Menschen zu überprüfen, haben wir 20 Teilnehmer in der gesunden Gruppe, 20 in der Gruppe mit Bluthochdruck (HTN), 20 in der Gruppe mit koronarer Herzkrankheit (KHK) im Alter von 50 bis 59 Jahren und 20 in der Gruppe ausgewählt Gruppe mit Diabetes mellitus (DM).Wir haben ihre Pulswellen gemessen und ihre beiden Parameter AIx und PWV verglichen, wie in Abb. 4J dargestellt.Es kann festgestellt werden, dass die PWV-Werte der HTN-, CHD- und DM-Gruppen im Vergleich zu denen der gesunden Gruppe niedriger waren und statistische Unterschiede aufweisen (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 und PDM ≪ 0,001; die P-Werte wurden nach t berechnet prüfen).Unterdessen waren die AIx-Werte der HTN- und CHD-Gruppen im Vergleich zur gesunden Gruppe niedriger und weisen statistische Unterschiede auf (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 und PDM < 0,05).PWV und AIx der Teilnehmer mit KHK, HTN oder DM waren höher als die der gesunden Gruppe.Die Ergebnisse zeigen, dass der TATSA in der Lage ist, die Pulswellenform genau zu erfassen, um den kardiovaskulären Parameter zur Beurteilung des kardiovaskulären Gesundheitszustands zu berechnen.Zusammenfassend lässt sich sagen, dass das auf dem TATSA basierende WMHMS aufgrund seiner drahtlosen, hochauflösenden, hochempfindlichen Eigenschaften und seines Komforts eine effizientere Alternative für die Echtzeitüberwachung bietet als die derzeit in Krankenhäusern verwendeten teuren medizinischen Geräte.

Neben der Pulswelle sind auch Ateminformationen ein wichtiges Vitalzeichen, das bei der Beurteilung der körperlichen Verfassung einer Person hilft.Die Überwachung der Atmung auf Basis unseres TATSA ist attraktiver als die herkömmliche Polysomnographie, da sie für einen besseren Komfort nahtlos in die Kleidung integriert werden kann.Das in einen weißen elastischen Brustgurt eingenähte TATSA wurde direkt am menschlichen Körper befestigt und zur Überwachung der Atmung um die Brust befestigt (Abb. 5A und Film S7).Das TATSA verformte sich mit der Ausdehnung und Kontraktion des Brustkorbs, was zu einem elektrischen Ausgang führte.Die erfasste Wellenform wird in Abb. 5B überprüft.Das Signal mit großen Schwankungen (Amplitude 1,8 V) und periodischen Änderungen (Frequenz 0,5 Hz) entsprach der Atembewegung.Das relativ kleine Schwankungssignal wurde diesem großen Schwankungssignal, dem Herzschlagsignal, überlagert.Entsprechend den Frequenzeigenschaften der Atem- und Herzschlagsignale verwendeten wir einen 0,8-Hz-Tiefpassfilter und einen 0,8- bis 20-Hz-Bandpassfilter, um die Atem- und Herzschlagsignale zu trennen, wie in Abb. 5C dargestellt .In diesem Fall wurden stabile Atem- und Pulssignale mit zahlreichen physiologischen Informationen (wie Atemfrequenz, Herzschlagfrequenz und Merkmalspunkten der Pulswelle) gleichzeitig und genau durch einfaches Platzieren des einzelnen TATSA auf der Brust erhalten.

(A) Foto, das die Anzeige des auf der Brust platzierten TATSA zeigt, um das Signal im mit der Atmung verbundenen Druck zu messen.(B) Spannungs-Zeit-Diagramm für das auf der Brust montierte TATSA.(C) Zerlegung des Signals (B) in den Herzschlag und die Atemwellenform.(D) Foto, das zwei TATSAs zeigt, die am Bauch und am Handgelenk angebracht sind, um Atmung bzw. Puls während des Schlafs zu messen.(E) Atem- und Pulssignale eines gesunden Teilnehmers.HR, Herzfrequenz;BPM, Schläge pro Minute.(F) Atem- und Pulssignale eines SAS-Teilnehmers.(G) Atemsignal und PTT eines gesunden Teilnehmers.(H) Atemsignal und PTT eines SAS-Teilnehmers.(I) Zusammenhang zwischen PTT-Erregungsindex und Apnoe-Hypopnoe-Index (AHI).Bildnachweis: Wenjing Fan, Universität Chongqing.

Um zu beweisen, dass unser Sensor Puls- und Atemsignale genau und zuverlässig überwachen kann, haben wir ein Experiment durchgeführt, um die Messergebnisse der Puls- und Atemsignale zwischen unseren TATSAs und einem medizinischen Standardinstrument (MHM-6000B) zu vergleichen, wie in den Filmen S8 erläutert und S9.Bei der Pulswellenmessung wurde der fotoelektrische Sensor des medizinischen Instruments am linken Zeigefinger eines jungen Mädchens getragen, währenddessen wurde unser TATSA am rechten Zeigefinger getragen.Anhand der beiden erfassten Pulswellenformen können wir erkennen, dass ihre Konturen und Details identisch waren, was darauf hindeutet, dass der vom TATSA gemessene Puls genauso präzise ist wie der vom medizinischen Instrument.Bei der Atemwellenmessung wurden nach ärztlicher Anweisung fünf elektrokardiographische Elektroden an fünf Stellen am Körper eines jungen Mannes angebracht.Im Gegensatz dazu wurde nur ein TATSA direkt am Körper befestigt und um die Brust befestigt.Aus den gesammelten Atemsignalen ist ersichtlich, dass die Variationstendenz und -rate des von unserem TATSA erkannten Atemsignals mit denen des medizinischen Instruments übereinstimmte.Diese beiden Vergleichsexperimente bestätigten die Genauigkeit, Zuverlässigkeit und Einfachheit unseres Sensorsystems zur Überwachung von Puls- und Atemsignalen.

Darüber hinaus stellten wir ein intelligentes Kleidungsstück her und nähten zwei TATSAs an der Bauch- und Handgelenksposition zur Überwachung der Atem- bzw. Pulssignale.Konkret wurde ein entwickeltes Zweikanal-WMHMS verwendet, um die Puls- und Atemsignale gleichzeitig zu erfassen.Mit diesem System haben wir die Atem- und Pulssignale eines 25-jährigen Mannes erhalten, der unsere elegante Kleidung trug, während er schlief (Abb. 5D und Film S10) und saß (Abb. S26 und Film S11).Die erfassten Atem- und Pulssignale könnten drahtlos an die APP des Mobiltelefons übertragen werden.Wie oben erwähnt, verfügt der TATSA über die Fähigkeit, Atem- und Pulssignale zu erfassen.Diese beiden physiologischen Signale sind auch die Kriterien für die medizinische Einschätzung des SAS.Daher kann unser TATSA auch zur Überwachung und Beurteilung der Schlafqualität und damit verbundener Schlafstörungen eingesetzt werden.Wie in Abb. 5 (E bzw. F) gezeigt, haben wir kontinuierlich die Puls- und Atemwellenformen von zwei Teilnehmern gemessen, einem gesunden und einem Patienten mit SAS.Bei der Person ohne Apnoe blieben die gemessenen Atem- und Pulsfrequenzen stabil bei 15 bzw. 70.Bei dem Patienten mit SAS wurde eine deutliche Apnoe für 24 s beobachtet, die auf ein obstruktives respiratorisches Ereignis hinweist, und die Herzfrequenz stieg nach einer Phase der Apnoe aufgrund der Regulation des Nervensystems leicht an (49).Zusammenfassend lässt sich sagen, dass der Atemwegsstatus mit unserem TATSA beurteilt werden kann.

Um die Art des SAS anhand von Puls- und Atemsignalen weiter zu beurteilen, analysierten wir die Pulslaufzeit (PTT), einen nichtinvasiven Indikator, der die Veränderungen des peripheren Gefäßwiderstands und des intrathorakalen Drucks (definiert in Abschnitt S1) eines gesunden Mannes und eines Patienten mit widerspiegelt SAS.Beim gesunden Teilnehmer blieb die Atemfrequenz unverändert und die PTT war von 180 bis 310 ms relativ stabil (Abb. 5G).Beim SAS-Teilnehmer stieg die PTT jedoch während der Apnoe kontinuierlich von 120 auf 310 ms an (Abb. 5H).Daher wurde bei dem Teilnehmer ein obstruktiver SAS (OSAS) diagnostiziert.Wenn sich die PTT-Änderung während der Apnoe verringerte, wurde der Zustand als zentrales Schlafapnoe-Syndrom (CSAS) eingestuft, und wenn diese beiden Symptome gleichzeitig auftraten, wurde die Erkrankung als gemischtes SAS (MSAS) diagnostiziert.Um den Schweregrad von SAS einzuschätzen, haben wir die gesammelten Signale weiter analysiert.Der PTT-Erregungsindex, der die Anzahl der PTT-Erregungen pro Stunde angibt (PTT-Erregung ist definiert als ein Abfall der PTT um ≥ 15 ms über einen Zeitraum von ≥ 3 s), spielt eine entscheidende Rolle bei der Beurteilung des SAS-Grades.Der Apnoe-Hypopnoe-Index (AHI) ist ein Standard zur Bestimmung des SAS-Grades (Apnoe ist ein Atemstillstand und Hypopnoe ist eine übermäßig flache Atmung oder eine ungewöhnlich niedrige Atemfrequenz), der als Anzahl der Apnoen und Hypopnoen pro Sekunde definiert ist Stunde während des Schlafens (die Beziehung zwischen dem AHI und den Bewertungskriterien für OSAS ist in Tabelle S2 dargestellt).Um den Zusammenhang zwischen dem AHI und dem PTT-Erregungsindex zu untersuchen, wurden die Atemsignale von 20 Patienten mit SAS ausgewählt und mit TATSAs analysiert.Wie in Abb. 5I gezeigt, korrelierte der PTT-Erregungsindex positiv mit dem AHI, da Apnoe und Hypopnoe während des Schlafs zu einem offensichtlichen und vorübergehenden Anstieg des Blutdrucks führen, was zu einer Abnahme des PTT führt.Daher kann unser TATSA gleichzeitig stabile und genaue Puls- und Atemsignale erhalten und so wichtige physiologische Informationen über das Herz-Kreislauf-System und das SAS für die Überwachung und Bewertung damit verbundener Krankheiten liefern.

Zusammenfassend haben wir einen TATSA entwickelt, der den vollständigen Cardigan-Stich verwendet, um verschiedene physiologische Signale gleichzeitig zu erfassen.Dieser Sensor zeichnete sich durch eine hohe Empfindlichkeit von 7,84 mV Pa−1, eine schnelle Reaktionszeit von 20 ms, eine hohe Stabilität von über 100.000 Zyklen und eine große Arbeitsfrequenzbandbreite aus.Auf Basis des TATSA wurde außerdem ein WMHMS entwickelt, um die gemessenen physiologischen Parameter an ein Mobiltelefon zu übertragen.TATSA kann zur ästhetischen Gestaltung an verschiedenen Stellen der Kleidung integriert und zur gleichzeitigen Überwachung der Puls- und Atemsignale in Echtzeit verwendet werden.Aufgrund seiner Fähigkeit, detaillierte Informationen zu erfassen, kann das System zur Unterscheidung zwischen gesunden Personen und solchen mit CAD oder SAS eingesetzt werden.Diese Studie lieferte einen komfortablen, effizienten und benutzerfreundlichen Ansatz zur Messung des menschlichen Pulses und der Atmung und stellte einen Fortschritt in der Entwicklung tragbarer Textilelektronik dar.

Der Edelstahl wurde wiederholt durch die Form geführt und zu einer Faser mit einem Durchmesser von 10 μm gestreckt.Eine Edelstahlfaser als Elektrode wurde in mehrere Stücke handelsüblicher einlagiger Terylengarne eingefügt.

Ein Funktionsgenerator (Stanford DS345) und ein Verstärker (LabworkPa-13) wurden verwendet, um ein sinusförmiges Drucksignal bereitzustellen.Ein Dual-Range-Kraftsensor (Vernier Software & Technology LLC) wurde verwendet, um den auf den TATSA ausgeübten Außendruck zu messen.Zur Überwachung und Aufzeichnung der Ausgangsspannung und des Ausgangsstroms des TATSA wurde ein Elektrometer des Keithley-Systems (Keithley 6514) verwendet.

Gemäß der AATCC-Testmethode 135-2017 haben wir TATSA und ausreichend Ballast als 1,8-kg-Ladung verwendet und sie dann in eine kommerzielle Waschmaschine (Labtex LBT-M6T) gegeben, um empfindliche Maschinenwaschzyklen durchzuführen.Dann füllten wir die Waschmaschine mit 18 Gallonen Wasser bei 25 °C und stellten die Waschmaschine auf den ausgewählten Waschzyklus und die ausgewählte Zeit ein (Rührgeschwindigkeit, 119 Hübe pro Minute; Waschzeit, 6 Minuten; Endschleudergeschwindigkeit, 430 U/min; End Schleuderzeit, 3 Min.).Zuletzt wurde das TATSA trocken an ruhiger Luft bei einer Raumtemperatur von nicht mehr als 26 °C aufgehängt.

Die Probanden wurden angewiesen, in Rückenlage auf dem Bett zu liegen.Die TATSA wurde auf den Messstellen platziert.Sobald sich die Probanden in der Standard-Rückenlage befanden, blieben sie 5 bis 10 Minuten lang völlig entspannt.Anschließend begann das Pulssignal zu messen.

Ergänzendes Material zu diesem Artikel ist unter https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1 verfügbar

Abb. S9.Simulationsergebnis der Kraftverteilung eines TATSA unter angelegten Drücken von 0,2 kPa mit der COMSOL-Software.

Abb. S10.Simulationsergebnisse der Kraftverteilung einer Kontakteinheit unter den angewendeten Drücken von 0,2 bzw. 2 kPa.

Abb. S11.Vollständige schematische Darstellung der Ladungsübertragung einer Kontakteinheit unter Kurzschlussbedingungen.

Abb. S13.Kontinuierliche Ausgangsspannung und -strom von TATSA als Reaktion auf den kontinuierlich angelegten externen Druck in einem Messzyklus.

Abb. S14.Spannungsreaktion auf eine unterschiedliche Anzahl von Schlingeneinheiten im gleichen Stoffbereich, wenn die Schlaufenanzahl in Maschenstäbchenrichtung unverändert bleibt.

Abb. S15.Ein Vergleich zwischen der Ausgabeleistung der beiden Textilsensoren unter Verwendung des Vollstrick-Stichs und des Glattstichs.

Abb. S16.Diagramme, die Frequenzgänge bei einem dynamischen Druck von 1 kPa und einer Druckeingangsfrequenz von 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 und 20 Hz zeigen.

Abb. S25.Die Ausgangsspannungen des Sensors, wenn sich das Subjekt im statischen und bewegten Zustand befand.

Abb. S26.Das Foto zeigt die TATSAs, die gleichzeitig am Bauch und am Handgelenk angebracht werden, um Atmung bzw. Puls zu messen.

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Von Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang

Für die Gesundheitsüberwachung wurde ein triboelektrischer volltextiler Sensor mit hoher Druckempfindlichkeit und Komfort entwickelt.

Von Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang

Für die Gesundheitsüberwachung wurde ein triboelektrischer volltextiler Sensor mit hoher Druckempfindlichkeit und Komfort entwickelt.

© 2020 American Association for the Advancement of Science.Alle Rechte vorbehalten.AAAS ist Partner von HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef und COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.


Zeitpunkt der Veröffentlichung: 27. März 2020
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