ウェアラブル繊維エレクトロニクスは、個人の健康管理を実現するために非常に望ましいものです。しかし、報告されている繊維エレクトロニクスのほとんどは、単一の生理学的信号を定期的にターゲットにするか、信号の明確な詳細を見逃して、部分的な健康評価につながる可能性があります。さらに、優れた特性と快適性を備えたテキスタイルには依然として課題が残されています。ここでは、高い圧力感度と快適性を備えた摩擦電気全繊維センサー アレイについて報告します。圧力感度 (7.84 mV Pa-1)、高速応答時間 (20 ms)、安定性 (>100,000 サイクル)、広い動作周波数帯域幅 (最大 20 Hz)、および洗濯機での洗濯可能性 (> 40 回の洗濯) を示します。作製したTATSAを衣服のさまざまな部分に縫い付けて、動脈脈波と呼吸信号を同時に監視した。さらに、心血管疾患と睡眠時無呼吸症候群を長期かつ非侵襲的に評価するための健康モニタリングシステムを開発しました。これは、一部の慢性疾患の定量分析に大きな進歩をもたらしました。
ウェアラブルエレクトロニクスは、個別化医療への応用が期待できるため、魅力的な機会となります。これらは、継続的、リアルタイム、非侵襲的な方法で個人の健康状態を監視できます (1-11)。脈拍と呼吸は、バイタルサインの 2 つの不可欠な要素として、生理学的状態の正確な評価と、関連する病気の診断と予後に関する驚くべき洞察の両方を提供します (12-21)。現在まで、微妙な生理学的信号を検出するウェアラブル電子機器のほとんどは、ポリエチレン テレフタレート、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、ガラス、シリコンなどの極薄基板に基づいています (22-26)。皮膚上で使用するこれらの基材の欠点は、その平面的で硬い形式にあります。その結果、ウェアラブル電子機器と人間の皮膚との間に密な接触を確立するには、テープ、バンドエイド、またはその他の機械的固定具が必要ですが、これは長期間の使用中に刺激や不便を引き起こす可能性があります(27、28)。さらに、これらの基材は通気性が低いため、長期にわたる継続的な健康状態のモニタリングに使用すると不快感が生じます。ヘルスケア、特に日常使用における前述の問題を軽減するために、スマート テキスタイルは信頼できるソリューションを提供します。これらのテキスタイルは、柔らかさ、軽さ、通気性などの特徴を備えており、ウェアラブルエレクトロニクスの快適性を実現する可能性があります。近年、高感度センサー、環境発電、および貯蔵における繊維ベースのシステムの開発に集中的な努力が注がれてきました(29-39)。特に、脈拍や呼吸信号のモニタリングに適用される光ファイバー、圧電、抵抗率ベースのスマート テキスタイルに関する研究の成功が報告されています (40-43)。ただし、これらのスマート テキスタイルは通常、感度が低く、監視パラメーターが 1 つしかないため、大規模に製造できません (表 S1)。脈拍測定の場合、脈拍の微弱かつ急速な変動（特徴点など）により詳細な情報を捉えることが難しいため、高い感度と適切な周波数応答性能が求められます。
この研究では、表皮の微妙な圧力を捕捉するための高感度を備えた、導電性糸とナイロン糸をフルカーディガンステッチで編んだ摩擦電気全繊維センサーアレイ（TATSA）を紹介します。TATSA は、高い圧力感度 (7.84 mV Pa-1)、高速応答時間 (20 ms)、安定性 (>100,000 サイクル)、広い動作周波数帯域幅 (最大 20 Hz)、および洗濯機での洗濯可能性 (> 40 回の洗濯) を提供します。裁量性、快適さ、そして美的魅力を備えた衣服に便利に組み込むことができます。特に、当社の TATSA は、首、手首、指先、足首の位置での脈波と腹部と胸部の呼吸波に対応する生地のさまざまな部位に直接組み込むことができます。リアルタイムおよび遠隔健康モニタリングにおける TATSA の優れたパフォーマンスを評価するために、心血管疾患 (CAD) の分析と睡眠時無呼吸症候群 (SAS) の評価のための生理学的信号を継続的に取得して保存する、パーソナライズされたインテリジェントな健康モニタリング システムを開発しています。 ）。
図 1A に示すように、2 つの TATSA がシャツの袖口と胸元に縫い付けられ、脈拍信号と呼吸信号をそれぞれ動的かつ同時に監視できるようになりました。これらの生理学的信号は、健康状態をさらに分析するために、インテリジェントモバイル端末アプリケーション (APP) にワイヤレスで送信されました。図 1B は、布地に縫い付けられた TATSA を示し、挿入図は、特徴的な導電性糸と市販のナイロン糸を使用してフルカーディガンステッチで編まれた TATSA の拡大図を示しています。最も一般的で基本的な編み方である基本平編みと比較して、導電糸のループ頭と隣接するナイロン糸のタック編み頭との接触が面であるため、フルカーディガン編みが選択されました（図S1）。点接触ではなく、作用面積が大きくなり、高い摩擦電気効果が得られます。導電性糸を準備するために、固定コア繊維としてステンレス鋼を選択し、数本の単層テリレン糸をコア繊維の周りに撚り合わせて、直径 0.2 mm の 1 本の導電性糸を形成しました (図 S2)。帯電面と導電性電極の両方。もう一つの帯電面となる直径0.15mmのナイロン糸は、計算不能な糸で撚られていたため、強い引張力を持っていました（図S3）。図 1 (それぞれ C と D) に、作製した導電糸とナイロン糸の写真を示します。挿入図はそれぞれの走査型電子顕微鏡 (SEM) 画像を示しており、導電性糸の典型的な断面とナイロン糸の表面を示しています。導電性糸とナイロン糸の高い引張強度により、産業用機械での製織能力が確保され、すべてのセンサーの均一な性能が維持されます。図１Ｅに示すように、導電糸、ナイロン糸、普通糸をそれぞれのコーンに巻き付け、工業用コンピュータ横編機に装着して自動製織した（動画Ｓ１）。図に示すように。S4では、工業用機械を使用して、通常の布地と数本のTATSAを編み合わせました。厚さ0.85mm、重さ0.28gのTATSAを1枚で全体構造から個別にカスタマイズすることができ、他の生地との相性も抜群です。さらに、市販のナイロン糸は多様であるため、TATSA は美的およびファッショナブルな要件を満たすためにさまざまな色でデザインできます (図 1F および図 S5)。製造された TATSA は優れた柔らかさと、過酷な曲げや変形に耐える能力を備えています (図 S6)。図 1G は、セーターの腹部と袖口に直接縫い付けられた TATSA を示しています。セーターを編む過程を図に示します。S7と映画S2。腹部の位置で伸ばされたTATSAの表側と裏側の詳細を図に示します。S8 (それぞれ A と B)、導電糸とナイロン糸の位置を図に示します。S8C。ここでは、TATSA を通常の生地にシームレスに埋め込んで目立たずスマートな外観を実現できることがわかります。
(A) 脈拍と呼吸信号をリアルタイムでモニタリングするためにシャツに統合された 2 つの TATSA。(B) TATSA と衣服の組み合わせの模式図。挿入図はセンサーの拡大図を示しています。(C) 導電性糸の写真 (スケール バー、4 cm)。挿入図は、ステンレス鋼とテリレンの糸で構成される導電性糸の断面の SEM 画像 (スケール バー、100 μm) です。(D) ナイロン糸の写真 (スケール バー、4 cm)。挿入図はナイロン糸表面の SEM 画像です (スケール バー、100 μm)。(E) TATSA の自動製織を実行するコンピューター化された横編機の画像。(F) さまざまな色の TATSA の写真 (スケール バー、2 cm)。インセットには優れた柔らかさを発揮するツイストTATSAを採用。(G) セーターに完全かつシームレスに縫い付けられた 2 つの TATSA の写真。写真提供者: Wenjing Fan、重慶大学。
機械的および電気的特性を含む TATSA の動作メカニズムを解析するために、図 2A に示すように、TATSA の幾何学的編みモデルを構築しました。フルカーディガンステッチにより、導電糸とナイロン糸がコース方向とウェール方向にループ単位で絡み合っています。シングルループ構造（図S1）は、ループヘッド、ループアーム、リブ渡り部、タックステッチアーム、タックステッチヘッドで構成されます。2 つの異なる糸間の接触面には 2 つの形態が見られます: (i) 導電性糸のループヘッドとナイロン糸のタックステッチヘッドの間の接触面、および (ii) 導電性糸のループヘッド間の接触面ナイロン糸と導電糸のタックステッチヘッド。
(A) ニットループの正面、右側、上面を備えたTATSA。(B) COMSOL ソフトウェアを使用した、2 kPa の加圧力下での TATSA の力分布のシミュレーション結果。(C) 短絡条件下での接触ユニットの電荷移動の概略図。(D) COMSOL ソフトウェアを使用した、開回路条件下での接点ユニットの電荷分布のシミュレーション結果。
TATSA の動作原理は、外力刺激とその誘導電荷という 2 つの側面で説明できます。外力刺激に応じた応力分布を直感的に理解するために、図 2B と図 2 に示すように、COMSOL ソフトウェアを使用して異なる外力 2 kPa と 0.2 kPa で有限要素解析を使用しました。S9.応力は 2 本の糸の接触面に現れます。図に示すように。S10では、応力分布を明らかにするために2つのループユニットを検討しました。2 つの異なる外力下での応力分布を比較すると、外力の増加に伴って導電糸とナイロン糸の表面にかかる応力が増加し、その結果 2 本の糸が接触して押し出されます。外力が解放されると、2 本の糸は分離して互いに遠ざかります。
導電性糸とナイロン糸の間の接触 - 分離の動きは、摩擦帯電と静電誘導の組み合わせによる電荷移動を誘発します。発電プロセスを明らかにするために、2 本の糸が互いに接触している領域の断面を分析します (図 2C1)。図 2 (それぞれ C2 と C3) に示すように、TATSA が外力によって刺激され、2 本の糸が互いに接触すると、導電糸とナイロン糸の表面に帯電が発生し、反対側に等価な電荷が発生します。 2本の糸の表面に極性が生じます。2 本の糸が分離すると、静電誘導効果により内側のステンレス鋼にプラスの電荷が誘導されます。完全な回路図を図に示します。S11.発電プロセスをより定量的に理解するために、COMSOL ソフトウェアを使用して TATSA の電位分布をシミュレーションしました (図 2D)。2 つの材料が接触すると、電荷は主に摩擦材料に集まり、電極には少量の誘導電荷しか存在しないため、電位は小さくなります (図 2D、下)。2 つの材料が分離されると (図 2D、上)、電位差により電極に誘導された電荷が増加し、対応する電位が増加します。これは、実験で得られた結果とシミュレーションで得られた結果がよく一致していることを示しています。 。さらに、TATSAの導電性電極はテリレン糸で包まれており、皮膚は2つの摩擦材の両方に接触しているため、TATSAを皮膚に直接着用すると、帯電は外力に依存し、帯電は起こりません。皮膚が弱くなる。
さまざまな側面で TATSA の性能を特徴付けるために、ファンクション ジェネレーター、パワー アンプ、電気力学的シェーカー、フォース ゲージ、電位計、およびコンピューターを含む測定システムを提供しました (図 S12)。このシステムは、最大 7 kPa の外部動圧を生成します。実験では、TATSA を平らなプラスチック シート上に自由な状態で置き、出力される電気信号を電位計で記録しました。
導電糸とナイロン糸の仕様は、接触面と外圧の感知能力を決定するため、TATSA の出力性能に影響を与えます。これを調査するために、2 つの糸の 3 サイズをそれぞれ作製しました。サイズが 150D/3、210D/3、および 250D/3 の導電糸と、サイズが 150D/6、210D/6、および 250D のナイロン糸です。 /6 (D、デニール。個々の糸の繊維の太さを決定するために使用される測定単位。デニール数が高い生地は厚くなる傾向があります)。この太さの異なる2本の糸を選択してセンサーに編み込み、TATSAの寸法は3cm×3cm、ループ数はウェール方向16本、コース方向10本とした。このようにして、９種類の編みパターンのセンサーが得られた。150D/3の導電糸と150D/6のナイロン糸によるセンサーが最も薄く、250D/3の導電糸と250D/6のナイロン糸によるセンサーが最も細かった。 6が一番厚かったです。図 3A に示すように、0.1 ～ 7 kPa の機械的励起下で、これらのパターンの電気出力が体系的に調査およびテストされました。9 つの TATSA の出力電圧は、加えられる圧力が 0.1 kPa から 4 kPa に増加するにつれて増加しました。具体的には、すべての編みパターンの中で、210D/3 導電糸と 210D/6 ナイロン糸の仕様が最も高い電気出力を発揮し、最も高い感度を示しました。210D/3 導電糸と 210D/6 ナイロン糸を使用して TATSA を編成するまでは、TATSA の厚みが増すにつれて出力電圧は増加傾向を示しました (接触面が十分であるため)。さらに厚みが増すと糸が外圧を吸収してしまうため、出力電圧が低下してしまいます。さらに、低圧領域 (<4 kPa) では、圧力に対する出力電圧の線形変化が良好に動作し、7.84 mV Pa-1 という優れた圧力感度が得られたことがわかります。高圧領域 (>4 kPa) では、有効摩擦面積の飽和により、0.31 mV Pa-1 という低い圧力感度が実験的に観察されました。同様の圧力感度は、力を加える反対のプロセスでも実証されました。さまざまな圧力下での出力電圧と電流の具体的な時間プロファイルを図に示します。S13 (それぞれ A と B)。
(A) 導電糸 (150D/3、210D/3、250D/3) とナイロン糸 (150D/6、210D/6、250D/6) を組み合わせた 9 つの編みパターンでの出力電圧。(B) ウェール方向のループ数を変えずに維持した場合の、同じファブリック領域内のさまざまな数のループユニットに対する電圧応答。(C) 動圧 1 kPa、圧力入力周波数 1 Hz における周波数応答を示すプロット。(D) 1、5、10、および 20 Hz の周波数での異なる出力および電流電圧。(E) 1 kPa の圧力下での TATSA の耐久性テスト。(F) 20 回および 40 回洗浄後の TATSA の出力特性。
感度と出力電圧は、TATSA のステッチ密度にも影響を受けます。TATSA は、生地の測定領域内のループの総数によって決まります。ステッチ密度が増加すると、生地構造がよりコンパクトになります。図 3B は、3 cm × 3 cm のテキスタイル領域でのさまざまなループ番号での出力パフォーマンスを示し、挿入図はループ ユニットの構造を示しています (コース方向のループ番号を 10 に保ち、方向のループ番号を維持しました)。ウェール方向は 12、14、16、18、20、22、24、26)。ループ数を増やすと、ループ数 180 で最大出力電圧のピークが 7.5 V になるまで、接触面積の増加により出力電圧は増加傾向を示しました。この時点以降、出力電圧は減少傾向をたどりました。 TATSA はきつくなり、2 本の糸の接触間隔が減少しました。どの方向の密度が出力に大きな影響を与えるかを調べるため、TATSA のウェール方向のループ数を 18 とし、コース方向のループ数を 7、8、9、10、対応する出力電圧を図 11、12、13、14 に示します。S14.比較すると、コース方向の密度が出力電圧に大きく影響することがわかります。その結果、出力特性を総合的に評価した上で、TATSAを編成するための210D/3導電糸と210D/6ナイロン糸の編みパターンと180ループユニットを決定しました。さらに、フルカーディガンステッチと平ステッチを使用した 2 つのテキスタイルセンサーの出力信号を比較しました。図に示すように。S15では、フルカーディガンステッチを使用した場合、プレーンステッチを使用した場合よりも電気出力と感度が大幅に高くなります。
リアルタイム信号を監視するための応答時間を測定しました。外力に対するセンサーの応答時間を調べるために、周波数 1 ～ 20 Hz で出力電圧信号と動圧入力を比較しました (それぞれ図 3C と図 S16)。出力電圧波形は、圧力 1 kPa における入力正弦波圧力波とほぼ同一であり、出力波形の応答時間は高速 (約 20 ms) でした。このヒステリシスは、弾性構造が外力を受けてもすぐに元の状態に戻らないことに起因すると考えられます。それにもかかわらず、この小さなヒステリシスはリアルタイム監視では許容されます。特定の周波数範囲の動圧を得るには、TATSA の適切な周波数応答が期待されます。そこでTATSAの周波数特性もテストしてみました。外部励磁周波数を増加させると、出力電圧の振幅はほとんど変化しませんでしたが、タッピング周波数が 1 から 20 Hz まで変化すると、電流の振幅が増加しました (図 3D)。
TATSA の再現性、安定性、耐久性を評価するために、圧力負荷/負荷解除サイクルに対する出力電圧と電流の応答をテストしました。5 Hz の周波数で 1 kPa の圧力がセンサーに加えられました。ピークツーピーク電圧と電流は、100,000 回のロード/アンロードサイクル後に記録されました (それぞれ図 3E と図 S17)。電圧と電流波形の拡大図を図 3E の挿入図と図 3e に示します。それぞれS17。結果は、TATSA の優れた再現性、安定性、耐久性を明らかにしています。洗濯可能性も、すべて繊維製品である TATSA の重要な評価基準です。洗浄能力を評価するために、米国繊維化学者および色彩協会 (AATCC) の試験方法 135-2017 に従って、TATSA を洗濯機で洗浄した後のセンサーの出力電圧をテストしました。詳細な洗浄手順は、「材料と方法」に記載されています。図3Fに示すように、20回および40回の洗浄後に電気出力が記録され、洗浄テスト全体を通じて出力電圧に明確な変化がないことが実証されました。これらの結果は、TATSA の優れた洗浄性を証明しています。ウェアラブル繊維センサーとして、TATSA が引張条件 (図 S18)、ねじれ条件 (図 S19)、およびさまざまな湿度条件 (図 S20) にあるときの出力性能も調査しました。
上記で実証した TATSA の数多くの利点に基づいて、私たちは、生理学的信号を継続的に取得し、患者に専門的なアドバイスを提供する機能を備えたワイヤレス モバイル健康モニタリング システム (WMHMS) を開発しました。図 4A は、TATSA に基づく WMHMS のスキーム図を示しています。このシステムには、アナログ生理学的信号を取得するTATSA、ローパスフィルタを備えたアナログ調整回路(MAX7427)および信号の十分な詳細と優れた同期性を保証するアンプ(MAX4465)、アナログ-デジタル変換機能の4つのコンポーネントがあります。アナログ信号を収集してデジタル信号に変換するマイクロコントローラーユニットと、デジタル信号を携帯電話端末アプリケーション（APP; Huawei Honor 9）に送信するBluetoothモジュール（CC2640低電力Bluetoothチップ）に基づくコンバーター。この研究では、図 4B に示すように、TATSA をレース、リストバンド、指サック、靴下にシームレスに縫い付けました。
(A) WMHMS の図。(B) リストバンド、指サック、靴下、チェストストラップにそれぞれ縫い付けられた TATSA の写真。(C1) 首、(D1) 手首、(E1) 指先、(F1) 足首での脈拍の測定。(C2)首、(D2)手首、(E2)指先、(F2)足首のパルス波形。(G) 異なる年齢のパルス波形。(H) 単一パルス波の解析。放射状増強指数 (AIx) は、AIx (%) = P2/P1 として定義されます。P1 は進行波のピーク、P2 は反射波のピークです。(I) 上腕と足首の脈拍周期。脈波伝播速度（PWV）は、PWV = D/ΔT として定義されます。D は足首と上腕骨の間の距離です。ΔT は、足首の脈波と上腕の脈波のピーク間の時間遅延です。PTT、パルス伝播時間。(J) 健常者と CAD の間の AIx と上腕足首 PWV (BAPWV) の比較。*P < 0.01、**P < 0.001、***P < 0.05。HTN、高血圧。CHD、冠状動脈性心疾患。DM、糖尿病。写真提供: Jin Yang、重慶大学。
人体のさまざまな部分の脈拍信号を監視するために、首 (図 4C1)、手首 (図 4D1)、指先 (図 4E1)、および足首 (図 4F1) の対応する位置に、TATSA を使用した前述の装飾を取り付けました。 ）、映画S3からS6で詳しく説明されています。医学において、脈波には進行波のピークＰ１、反射波のピークＰ２、および重波のピークＰ３の３つの実質的な特徴点が存在する。これらの特徴点の特性は、心臓血管系に関連する動脈の弾性、末梢抵抗、および左心室の収縮性の健康状態を反映します。私たちのテストでは、25 歳の女性の上記 4 つの位置での脈波波形が取得および記録されました。なお、図４（Ｃ２～Ｅ２）に示すように、首、手首、指先の位置の脈波波形上に３つの特徴点（Ｐ１～Ｐ３）が観察された。対照的に、足首位置の脈波波形には P1 と P3 のみが現れ、P2 は存在しませんでした (図 4F2)。この結果は、左心室から排出された入ってくる血液波と下肢からの反射波の重ね合わせによって引き起こされました (44)。以前の研究では、P2 は上肢で測定された波形に現れるが、足首では現れないことが示されています (45、46)。図に示すように、TATSA で測定した波形でも同様の結果が観察されました。S21 は、ここで調査した 80 人の患者集団からの典型的なデータを示しています。足首で測定されたこれらの脈波波形には P2 が現れていないことがわかり、TATSA が波形内の微妙な特徴を検出できることがわかります。これらの脈拍測定結果は、WMHMS が上半身と下半身の脈波特性を正確に明らかにすることができ、他の研究よりも優れていることを示しています (41, 47)。私たちのTATSAがさまざまな年齢に広く適用できることをさらに示すために、さまざまな年齢の80人の被験者の脈拍波形を測定し、図に示すようないくつかの典型的なデータを示しました。S22.図 4G に示すように、25 歳、45 歳、65 歳の 3 人の参加者を選択しましたが、3 つの特徴点は若年者と中年の参加者にとって明らかでした。医学文献 (48) によると、ほとんどの人の脈拍波形の特徴は加齢とともに変化します。たとえば、点 P2 が消失します。これは、前方に移動した反射波が進行波に重なり、脈拍の減少によって引き起こされます。血管の弾力性。この現象は、収集した波形にも反映されており、TATSA がさまざまな集団に適用できることがさらに実証されました。
脈波波形は個人の生理状態だけでなく、検査条件にも影響されます。そこで、TATSAと皮膚の密着度を変えて（図S23）、測定部位の検出位置を変えてパルス信号を測定しました（図S24）。TATSA は、測定部位の広い有効検出エリアで血管周囲の詳細な情報を含む一貫した脈拍波形を取得できることがわかります。さらに、TATSA と皮膚の間の密着性が異なると、異なる出力信号が発生します。さらに、センサーを装着している人の動きも脈拍信号に影響を与えます。被験者の手首が静止状態にある場合、得られる脈波波形の振幅は安定している（図Ｓ２５Ａ）。逆に、手首が-70°から70°までの角度で30秒間ゆっくりと動くと、脈波波形の振幅が変動します（図S25B）。ただし、各脈拍波形の輪郭は表示され、脈拍数を正確に取得できます。人間の動作において安定した脈波取得を実現するには、センサーの設計やバックエンドの信号処理を含むさらなる研究が必要であることは明らかです。
さらに、当社のTATSAを用いて取得した脈波波形から心血管系の状態を解析・定量的に評価するために、心血管系の評価仕様に応じた2つの血行動態パラメータ、すなわち増大指数（AIx）と脈波伝播速度を導入しました。 (PWV)、動脈の弾力性を表します。図4Hに示すように、AIxの解析には25歳の健康な男性の手首位置における脈波波形を使用した。計算式（S1 項）より、AIx = 60% となり、正常な値となります。次に、この参加者の腕と足首の位置で 2 つの脈拍波形を同時に収集しました (脈拍波形の詳細な測定方法は、「材料と方法」で説明されています)。図４Ｉに示すように、２つのパルス波形の特徴点は明確であった。次に、式に従って PWV を計算しました (セクション S1)。健康な成人男性として期待される特性値であるPWV=1363cm/sが得られた。一方で、AIx や PWV のメトリクスは脈波波形の振幅差には影響を受けず、体の部位ごとに AIx の値が異なることがわかります。私たちの研究では、ラジアル AIx が使用されました。さまざまな人々における WMHMS の適用可能性を検証するために、50 歳から 59 歳までの健康なグループから 20 人、高血圧症 (HTN) グループから 20 人、冠状動脈性心疾患 (CHD) グループから 20 人、および高齢者の参加者 20 人を選択しました。糖尿病（DM）グループ。図4Jに示すように、脈波を測定し、2つのパラメータAIxとPWVを比較しました。HTN、CHD、およびDMグループのPWV値は健康なグループのPWV値と比較して低く、統計的な差異があることがわかります(PHTN≪0.001、PCHD≪0.001、およびPDM≪0.001; P値はtによって計算されました)テスト）。一方、HTN および CHD グループの AIx 値は健常グループと比較して低く、統計的な差異がありました (PHTN < 0.01、PCHD < 0.001、および PDM < 0.05)。CHD、HTN、または DM の参加者の PWV および AIx は、健康なグループよりも高かった。この結果は、TATSA が脈拍波形を正確に取得して心血管パラメータを計算し、心血管の健康状態を評価できることを示しています。結論として、TATSA に基づく WMHMS は、ワイヤレス、高解像度、高感度の特性と快適性により、現在病院で使用されている高価な医療機器よりも効率的なリアルタイム監視の代替手段となります。
脈波とは別に、呼吸情報も個人の健康状態を評価するのに役立つ主要なバイタルサインです。当社の TATSA に基づく呼吸モニタリングは、衣服にシームレスに統合して快適性を向上できるため、従来の睡眠ポリグラフィーよりも魅力的です。TATSA は白い伸縮性のある胸ストラップに縫い付けられ、人体に直接結び付けられ、呼吸を監視するために胸の周りに固定されました (図 5A および動画 S7)。TATSA は胸郭の膨張と収縮に応じて変形し、電気出力をもたらします。取得された波形は図 5B で確認されます。大きな変動（振幅 1.8 V）と周期的変化（周波数 0.5 Hz）を伴う信号は呼吸運動に対応していました。この大きな変動信号に比較的小さな変動信号が重畳されたものが心拍信号である。呼吸信号と心拍信号の周波数特性に従って、図 5C に示すように、0.8 Hz のローパス フィルターと 0.8 ～ 20 Hz のバンドパス フィルターを使用して呼吸信号と心拍信号を分離しました。 。この場合、単一のTATSAを胸部に置くだけで、豊富な生理情報（呼吸数、心拍数、脈波の特徴点など）を含む安定した呼吸信号と脈拍信号が同時に正確に取得されました。
(A) 呼吸に関連する圧力信号を測定するために胸部に配置された TATSA のディスプレイを示す写真。(B) 胸部に取り付けられた TATSA の電圧-時間プロット。(C) 信号 (B) を心拍と呼吸波形に分解します。(D) 睡眠中の呼吸と脈拍をそれぞれ測定するために腹部と手首に配置された 2 つの TATSA を示す写真。(E) 健康な参加者の呼吸信号と脈拍信号。HR、心拍数。BPM、1 分あたりの拍数。(F) SAS 参加者の呼吸信号と脈拍信号。(G) 健康な参加者の呼吸信号と PTT。(H) SAS 参加者の呼吸信号と PTT。(I) PTT 覚醒指数と無呼吸低呼吸指数 (AHI) の関係。写真提供者: Wenjing Fan、重慶大学。
当社のセンサーが脈拍および呼吸信号を正確かつ確実に監視できることを証明するために、動画 S8 で詳しく説明されているように、TATSA と標準医療機器 (MHM-6000B) の間で脈拍および呼吸信号の測定結果を比較する実験を実施しました。そしてS9。脈波測定では、医療機器の光電センサーを少女の左手人差し指に装着し、当社のTATSAを右手人差し指に装着しました。取得した 2 つの脈拍波形から、それらの輪郭と詳細が同一であることがわかり、TATSA によって測定された脈拍が医療機器によるものと同じくらい正確であることがわかります。呼吸波の測定では、医師の指示に従って、若者の体の５箇所に心電図電極５個を装着した。対照的に、TATSA は 1 つだけ直接体に結び付けられ、胸の周りに固定されていました。収集された呼吸信号から、当社のTATSAで検出された呼吸信号の変化傾向と変化率は医療機器で検出された呼吸信号の変化傾向と速度と一致していることがわかります。これら 2 つの比較実験により、脈拍および呼吸信号を監視するためのセンサー システムの精度、信頼性、および簡素性が検証されました。
さらに、スマート衣類を製作し、呼吸信号と脈拍信号をそれぞれ監視するために腹部と手首の位置に 2 つの TATSA を縫い付けました。具体的には、開発されたデュアルチャネル WMHMS を使用して、脈拍信号と呼吸信号を同時に捕捉しました。このシステムを通じて、当社のスマートウェアを着た 25 歳男性の睡眠時 (図 5D および動画 S10) と座っているとき (図 S26 および動画 S11) の呼吸信号と脈拍信号を取得しました。取得した呼吸信号と脈拍信号は、携帯電話のAPPに無線で送信できます。上で述べたように、TATSA は呼吸信号と脈拍信号を捕捉する機能を備えています。これら 2 つの生理学的信号は、SAS を医学的に推定する基準でもあります。したがって、当社の TATSA は、睡眠の質および関連する睡眠障害の監視および評価にも使用できます。図 5 (それぞれ E と F) に示すように、健康な参加者と SAS 患者の 2 人の参加者の脈拍波形と呼吸波形を継続的に測定しました。無呼吸のない人の場合、測定された呼吸数と脈拍数はそれぞれ 15 と 70 で安定していました。SAS 患者の場合、閉塞性呼吸事象の兆候である 24 秒間の明確な無呼吸が観察され、神経系の調節により無呼吸期間の後に心拍数がわずかに増加しました (49)。要約すると、呼吸状態は TATSA によって評価できます。
脈拍および呼吸信号を通じて SAS の種類をさらに評価するために、健康な男性と SAS 患者の末梢血管抵抗と胸腔内圧 (セクション S1 で定義) の変化を反映する非侵襲的指標である脈拍通過時間 (PTT) を分析しました。 SAS。健康な参加者の場合、呼吸数は変化せず、PTT は 180 ミリ秒から 310 ミリ秒まで比較的安定していました (図 5G)。しかし、SAS 参加者の場合、無呼吸中に PTT は 120 ミリ秒から 310 ミリ秒まで継続的に増加しました (図 5H)。したがって、参加者は閉塞性SAS（OSAS）と診断されました。無呼吸中に PTT の変化が減少した場合、その状態は中枢性睡眠時無呼吸症候群 (CSAS) と判断され、これら 2 つの症状が両方同時に存在する場合、混合型 SAS (MSAS) と診断されます。SAS の重症度を評価するために、収集されたシグナルをさらに分析しました。1 時間あたりの PTT 覚醒の回数である PTT 覚醒指数 (PTT 覚醒は、3 秒以上続く 15 ミリ秒以上の PTT の低下として定義されます) は、SAS の程度を評価する際に重要な役割を果たします。無呼吸・低呼吸指数（AHI）は、SAS（無呼吸は呼吸の停止、低呼吸は過度に浅い呼吸または異常に低い呼吸数）の程度を判定するための基準であり、1回当たりの無呼吸と低呼吸の回数として定義されます。睡眠中の時間 (AHI と OSAS の評価基準の関係を表 S2 に示します)。AHI と PTT 覚醒指数の関係を調査するために、20 人の SAS 患者の呼吸信号が選択され、TATSA を使用して分析されました。図5Iに示すように、睡眠中の無呼吸および呼吸低下は明らかな一時的な血圧上昇を引き起こし、PTTの低下につながるため、PTT覚醒指数はAHIと正の相関がありました。したがって、当社のTATSAは、安定して正確な脈拍信号と呼吸信号を同時に取得することができ、関連疾患のモニタリングと評価のために心血管系とSASに関する重要な生理学的情報を提供します。
要約すると、フルカーディガンステッチを使用してさまざまな生理学的信号を同時に検出するTATSAを開発しました。このセンサーは、7.84 mV Pa-1 の高感度、20 ms の高速応答時間、100,000 サイクルを超える高い安定性、および広い動作周波数帯域幅を特徴としていました。TATSA に基づいて、測定された生理学的パラメータを携帯電話に送信するための WMHMS も開発されました。TATSA は、美的デザインのために衣服のさまざまな部位に組み込むことができ、脈拍と呼吸信号をリアルタイムで同時に監視するために使用できます。このシステムは、詳細な情報を取得できるため、健康な人と CAD または SAS を患っている人とを区別するために適用できます。この研究は、人間の脈拍と呼吸を測定するための快適で効率的かつユーザーフレンドリーなアプローチを提供し、ウェアラブル繊維エレクトロニクスの開発の進歩を表しています。
ステンレス鋼を繰り返し金型に通し、引き伸ばして直径 10 μm の繊維を形成しました。電極としてのステンレス鋼繊維を市販の単層テリレン糸の数本に挿入した。
関数発生器 (Stanford DS345) と増幅器 (LabworkPa-13) を使用して、正弦波圧力信号を提供しました。デュアルレンジ力センサー (Vernier Software & Technology LLC) を使用して、TATSA に加えられる外部圧力を測定しました。Keithley システム電位計 (Keithley 6514) を使用して、TATSA の出力電圧と出力電流を監視および記録しました。
AATCC テスト方法 135-2017 に従って、TATSA と 1.8 kg の負荷として十分なバラストを使用し、それらを業務用洗濯機 (Labtex LBT-M6T) に入れてデリケートな洗濯機サイクルを実行しました。次に、洗濯機に 25°C の 18 ガロンの水を入れ、選択した洗濯サイクルと時間 (撹拌速度、119 ストローク/分、洗濯時間、6 分、最終回転速度、430 rpm、最終回転速度) に設定しました。スピン時間、3 分）。最後に、TATSA を 26°C 以下の室温の静止空気中で吊り下げて乾燥させました。
被験者はベッドの上で仰向けになるように指示されました。TATSA を測定部位に配置しました。被験者が標準的な仰臥位になると、完全にリラックスした状態を 5 ～ 10 分間維持しました。その後、パルス信号の測定が開始されました。
この記事の補足資料は、https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1 で入手できます。
図S9。COMSOL ソフトウェアを使用した、0.2 kPa の加圧力下での TATSA の力分布のシミュレーション結果。
図S10。それぞれ 0.2 kPa と 2 kPa の圧力を加えたときの接触ユニットの力分布のシミュレーション結果。
図S11。短絡条件下での接触ユニットの電荷移動の完全な概略図。
図S13。測定サイクル中に継続的に加えられる外部圧力に応じた TATSA の連続出力電圧と電流。
図S14。ウェール方向のループ数を変更しない場合の、同じファブリック領域内のさまざまな数のループユニットに対する電圧応答。
図S15。フルカーディガンステッチと平ステッチを使用した 2 つのテキスタイルセンサーの出力性能の比較。
図S16。動圧 1 kPa、圧力入力周波数 3、5、7、9、10、11、13、15、18、20 Hz における周波数応答を示すプロット。
図S25。被験者が静止状態および運動状態にあるときのセンサーの出力電圧。
図S26。呼吸と脈拍をそれぞれ測定するために腹部と手首に同時に装着されたTATSAを示す写真。
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著者: Wenjing Fan、Qiang He、Keyu Meng、Xulong Tan、Zhihao Zhou、Gaoqiang Zhang、Jin Yang、Zhong Lin Wang
高い圧力感度と快適性を備えた摩擦電気全繊維センサーが健康モニタリング用に開発されました。
著者: Wenjing Fan、Qiang He、Keyu Meng、Xulong Tan、Zhihao Zhou、Gaoqiang Zhang、Jin Yang、Zhong Lin Wang
高い圧力感度と快適性を備えた摩擦電気全繊維センサーが健康モニタリング用に開発されました。
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投稿時間: 2020 年 3 月 27 日