Draagbare textielelektronica is zeer wenselijk voor het realiseren van gepersonaliseerd gezondheidsmanagement.De meeste gerapporteerde textielelektronica kan zich echter periodiek op een enkel fysiologisch signaal richten of de expliciete details van de signalen missen, wat leidt tot een gedeeltelijke gezondheidsbeoordeling.Bovendien blijft textiel met uitstekende eigenschappen en comfort nog steeds een uitdaging.Hier rapporteren we een tribo-elektrische volledig uit textiel bestaande sensorarray met hoge drukgevoeligheid en comfort.Het vertoont de drukgevoeligheid (7,84 mV Pa−1), snelle responstijd (20 ms), stabiliteit (> 100.000 cycli), brede werkfrequentiebandbreedte (tot 20 Hz) en machinewasbaarheid (> 40 wasbeurten).De gefabriceerde TATSA's werden in verschillende delen van kleding gestikt om tegelijkertijd de arteriële pulsgolven en ademhalingssignalen te monitoren.We hebben verder een gezondheidsmonitoringsysteem ontwikkeld voor de lange termijn en niet-invasieve beoordeling van hart- en vaatziekten en slaapapneusyndroom, dat grote vooruitgang vertoont voor de kwantitatieve analyse van sommige chronische ziekten.
Draagbare elektronica biedt een fascinerende kans vanwege hun veelbelovende toepassingen in de gepersonaliseerde geneeskunde.Ze kunnen de gezondheidstoestand van een individu op een continue, realtime en niet-invasieve manier monitoren (1–11).Pols en ademhaling, als twee onmisbare componenten van vitale functies, kunnen zowel een nauwkeurige beoordeling van de fysiologische toestand als opmerkelijke inzichten verschaffen in de diagnose en prognose van gerelateerde ziekten (12-21).Tot nu toe zijn de meeste draagbare elektronica voor het detecteren van subtiele fysiologische signalen gebaseerd op ultradunne substraten zoals polyethyleentereftalaat, polydimethylsiloxaan, polyimide, glas en siliconen (22-26).Een nadeel van deze substraten voor gebruik op de huid ligt in hun vlakke en stijve formaten.Als gevolg hiervan zijn tapes, pleisters of andere mechanische armaturen nodig om een compact contact tot stand te brengen tussen draagbare elektronica en de menselijke huid, wat bij langdurig gebruik irritatie en ongemak kan veroorzaken (27, 28).Bovendien hebben deze substraten een slechte luchtdoorlaatbaarheid, wat resulteert in ongemak bij gebruik voor langdurige, continue gezondheidsmonitoring.Om bovengenoemde problemen in de gezondheidszorg te verlichten, vooral in het dagelijks gebruik, biedt slim textiel een betrouwbare oplossing.Deze textielsoorten hebben de kenmerken zachtheid, licht gewicht en ademend vermogen en daarmee het potentieel voor het realiseren van comfort in draagbare elektronica.De afgelopen jaren zijn er intensieve inspanningen geleverd om op textiel gebaseerde systemen te ontwikkelen op het gebied van gevoelige sensoren, het oogsten van energie en opslag (29-39).Er is met name succesvol onderzoek gerapporteerd naar optische vezels, piëzo-elektriciteit en op resistiviteit gebaseerd slim textiel, toegepast bij het monitoren van pols- en ademhalingssignalen (40-43).Deze slimme textielsoorten hebben echter doorgaans een lage gevoeligheid en één enkele monitoringparameter en kunnen niet op grote schaal worden vervaardigd (tabel S1).In het geval van pulsmeting is gedetailleerde informatie moeilijk vast te leggen vanwege de zwakke en snelle fluctuatie van de puls (bijvoorbeeld de kenmerkende punten ervan), en daarom zijn een hoge gevoeligheid en een geschikte frequentierespons vereist.
In deze studie introduceren we een tribo-elektrische volledig uit textiel bestaande sensorarray (TATSA) met hoge gevoeligheid voor het vastleggen van subtiele epidermale druk, gebreid met geleidende en nylon garens in een volledige veststeek.De TATSA kan een hoge drukgevoeligheid (7,84 mV Pa−1), snelle responstijd (20 ms), stabiliteit (> 100.000 cycli), brede werkfrequentiebandbreedte (tot 20 Hz) en machinewasbaarheid (> 40 wasbeurten) bieden.Het is in staat zichzelf gemakkelijk te integreren in kleding met discretie, comfort en esthetische aantrekkingskracht.Onze TATSA kan met name rechtstreeks worden geïntegreerd in verschillende plaatsen van de stof die overeenkomen met de pulsgolven in de nek-, pols-, vingertop- en enkelposities en met de ademhalingsgolven in de buik en borst.Om de uitstekende prestaties van de TATSA bij gezondheidsmonitoring in realtime en op afstand te evalueren, ontwikkelen we een gepersonaliseerd intelligent gezondheidsmonitoringsysteem dat voortdurend fysiologische signalen verzamelt en opslaat voor de analyse van hart- en vaatziekten (CAD) en de beoordeling van het slaapapneusyndroom (SAS). ).
Zoals geïllustreerd in figuur 1A werden twee TATSA's in de manchet en borst van een shirt gestikt om de dynamische en gelijktijdige monitoring van respectievelijk de pols- en ademhalingssignalen mogelijk te maken.Deze fysiologische signalen werden draadloos verzonden naar de intelligente mobiele terminalapplicatie (APP) voor verdere analyse van de gezondheidsstatus.Figuur 1B toont de TATSA die in een stuk stof is gestikt, en de inzet toont het vergrote aanzicht van de TATSA, die is gebreid met behulp van het karakteristieke geleidende garen en commercieel nylongaren samen in een volledige veststeek.Vergeleken met de fundamentele gewone steek, de meest gebruikelijke en basisbreimethode, werd de volledige veststeek gekozen omdat het contact tussen de luskop van het geleidende garen en de aangrenzende plooisteekkop van het nylongaren (fig. S1) een oppervlak is in plaats van een puntcontact, wat leidt tot een groter werkingsgebied voor een hoog tribo-elektrisch effect.Om het geleidende garen te vervaardigen, kozen we roestvrij staal als de vaste kernvezel, en verschillende stukken eenlaags teryleengaren werden rond de kernvezel gedraaid tot één geleidend garen met een diameter van 0,2 mm (fig. S2), dat diende als zowel het elektrificatieoppervlak als de geleidende elektrode.Het nylongaren, dat een diameter had van 0,15 mm en diende als een ander elektrificatieoppervlak, had een sterke trekkracht omdat het werd getwijnd door onberekenbare garens (fig. S3).Figuur 1 (respectievelijk C en D) toont foto's van het vervaardigde geleidende garen en nylongaren.De inzetstukken tonen hun respectieve scanning-elektronenmicroscopie (SEM) -beelden, die een typische dwarsdoorsnede van het geleidende garen en het oppervlak van het nylongaren weergeven.De hoge treksterkte van de geleidende en nylongarens zorgde ervoor dat ze op een industriële machine konden worden geweven om een uniforme prestatie van alle sensoren te behouden.Zoals weergegeven in figuur 1E werden de geleidende garens, nylongarens en gewone draden op hun respectievelijke kegels gewikkeld, die vervolgens op de industriële computergestuurde vlakbreimachine werden geladen voor automatisch weven (film S1).Zoals weergegeven in afb.S4 werden verschillende TATSA's met gewone stof aan elkaar gebreid met behulp van de industriële machine.Een enkele TATSA met een dikte van 0,85 mm en een gewicht van 0,28 g zou uit de gehele structuur op maat kunnen worden gemaakt voor individueel gebruik, en vertoont zijn uitstekende compatibiliteit met andere stoffen.Bovendien kunnen TATSA's in verschillende kleuren worden ontworpen om aan esthetische en modieuze eisen te voldoen vanwege de diversiteit aan commerciële nylongarens (Fig. 1F en Fig. S5).De gefabriceerde TATSA's hebben een uitstekende zachtheid en het vermogen om harde buigingen of vervormingen te weerstaan (fig. S6).Figuur 1G toont de TATSA die rechtstreeks in de buik en manchet van een trui is gestikt.Het proces van het breien van de trui wordt getoond in Fig.S7 en film S2.De details van de voor- en achterkant van de uitgerekte TATSA in de buikpositie worden getoond in Fig.S8 (respectievelijk A en B), en de positie van geleidend garen en nylongaren wordt geïllustreerd in Fig.S8C.Hier is te zien dat de TATSA naadloos kan worden ingebed in gewone stoffen voor een discrete en slimme uitstraling.
(A) Twee TATSA's geïntegreerd in een shirt voor het in realtime monitoren van pols- en ademhalingssignalen.(B) Schematische weergave van de combinatie van TATSA en kleding.De inzet toont het vergrote beeld van de sensor.(C) Foto van het geleidende garen (schaalbalk, 4 cm).De inzet is het SEM-beeld van de dwarsdoorsnede van het geleidende garen (schaalbalk, 100 μm), dat bestaat uit roestvrij staal en teryleengarens.(D) Foto van het nylongaren (schaalbalk, 4 cm).De inzet is het SEM-beeld van het nylongarenoppervlak (schaalbalk, 100 μm).(E) Afbeelding van de computergestuurde vlakbreimachine die het automatische weven van de TATSA's uitvoert.(F) Foto van TATSA's in verschillende kleuren (schaalbalk, 2 cm).De inzet is de gedraaide TATSA, die zijn uitstekende zachtheid demonstreert.(G) Foto van twee TATSA's die volledig en naadloos in een trui zijn gestikt.Fotocredit: Wenjing Fan, Chongqing Universiteit.
Om het werkingsmechanisme van de TATSA te analyseren, inclusief de mechanische en elektrische eigenschappen ervan, hebben we een geometrisch breimodel van de TATSA geconstrueerd, zoals weergegeven in figuur 2A.Met behulp van de volledige veststeek worden de geleidende en nylongarens in de vorm van luseenheden in de loop- en ribbelrichting met elkaar verbonden.Een enkele lusstructuur (fig. S1) bestaat uit een luskop, lusarm, ribkruisend deel, plooisteekarm en plooisteekkop.Er zijn twee vormen van het contactoppervlak tussen de twee verschillende garens te vinden: (i) het contactoppervlak tussen de luskop van het geleidende garen en de plooisteekkop van het nylongaren en (ii) het contactoppervlak tussen de luskop van het nylongaren en de plooisteekkop van het geleidende garen.
(A) De TATSA met de voor-, rechter- en bovenzijde van de gebreide lussen.(B) Simulatieresultaat van de krachtverdeling van een TATSA onder een uitgeoefende druk van 2 kPa met behulp van de COMSOL-software.(C) Schematische illustraties van de ladingsoverdracht van een contacteenheid onder kortsluitingsomstandigheden.(D) Simulatieresultaten van de ladingsverdeling van een contacteenheid onder een open circuitconditie met behulp van de COMSOL-software.
Het werkingsprincipe van de TATSA kan in twee aspecten worden verklaard: externe krachtstimulatie en de geïnduceerde lading ervan.Om de spanningsverdeling als reactie op externe krachtprikkels intuïtief te begrijpen, hebben we eindige-elementenanalyse gebruikt met behulp van COMSOL-software bij verschillende externe krachten van 2 en 0,2 kPa, zoals respectievelijk weergegeven in figuur 2B en figuur 2.S9.De spanning verschijnt op de contactoppervlakken van twee garens.Zoals weergegeven in afb.S10 hebben we twee luseenheden overwogen om de spanningsverdeling te verduidelijken.Bij het vergelijken van de spanningsverdeling onder twee verschillende externe krachten neemt de spanning op de oppervlakken van de geleidende en nylongarens toe met de toegenomen externe kracht, resulterend in contact en extrusie tussen de twee garens.Zodra de externe kracht is opgeheven, scheiden de twee garens zich en bewegen ze zich van elkaar af.
De contactscheidingsbewegingen tussen het geleidende garen en het nylongaren veroorzaken ladingsoverdracht, die wordt toegeschreven aan de combinatie van tribo-elektrificatie en elektrostatische inductie.Om het elektriciteitsopwekkingsproces te verduidelijken, analyseren we de dwarsdoorsnede van het gebied waar de twee garens met elkaar in contact komen (Fig. 2C1).Zoals aangetoond in figuur 2 (respectievelijk C2 en C3), wanneer de TATSA wordt gestimuleerd door de externe kracht en de twee garens met elkaar in contact komen, vindt er elektrificatie plaats op het oppervlak van de geleidende en nylon garens, en de equivalente ladingen met tegengestelde polariteiten worden gegenereerd op het oppervlak van de twee garens.Zodra de twee garens gescheiden zijn, worden positieve ladingen geïnduceerd in het binnenste roestvrij staal vanwege het elektrostatische inductie-effect.Het volledige schema wordt getoond in Fig.S11.Om een meer kwantitatief inzicht te krijgen in het elektriciteitsopwekkingsproces, hebben we de potentiële distributie van de TATSA gesimuleerd met behulp van COMSOL-software (Fig. 2D).Wanneer de twee materialen in contact zijn, verzamelt de lading zich voornamelijk op het wrijvingsmateriaal en is er slechts een kleine hoeveelheid geïnduceerde lading aanwezig op de elektrode, wat resulteert in de kleine potentiaal (Fig. 2D, onder).Wanneer de twee materialen worden gescheiden (figuur 2D, bovenaan), neemt de geïnduceerde lading op de elektrode toe vanwege het potentiaalverschil, en neemt de overeenkomstige potentiaal toe, wat een goede overeenstemming onthult tussen de resultaten verkregen uit de experimenten en die uit de simulaties .Omdat de geleidende elektrode van de TATSA bovendien is omwikkeld met teryleengarens en de huid in contact is met beide wrijvingsmaterialen, is de lading, wanneer de TATSA rechtstreeks op de huid wordt gedragen, afhankelijk van de externe kracht en zal deze niet afnemen. verzwakt worden door de huid.
Om de prestaties van onze TATSA in verschillende aspecten te karakteriseren, hebben we een meetsysteem geleverd met een functiegenerator, eindversterker, elektrodynamische schudder, krachtmeter, elektrometer en computer (fig. S12).Dit systeem genereert een externe dynamische druk tot 7 kPa.In een experiment werd de TATSA in een vrije toestand op een vlakke plastic plaat geplaatst, en de elektrische uitgangssignalen werden geregistreerd door de elektrometer.
De specificaties van de geleidende en nylongarens beïnvloeden de uitvoerprestaties van de TATSA omdat ze het contactoppervlak en het vermogen voor het waarnemen van de externe druk bepalen.Om dit te onderzoeken hebben we van de twee garens respectievelijk drie maten vervaardigd: geleidend garen met een maat van 150D/3, 210D/3 en 250D/3 en nylongaren met een maat van 150D/6, 210D/6 en 250D. /6 (D, denier; een meeteenheid die wordt gebruikt om de vezeldikte van afzonderlijke draden te bepalen; stoffen met een hoog denieraantal zijn vaak dik).Vervolgens selecteerden we deze twee garens met verschillende afmetingen om ze in een sensor te breien, en de afmeting van de TATSA werd op 3 cm bij 3 cm gehouden met het lusnummer van 16 in de ribbelrichting en 10 in de looprichting.Zo werden de sensoren met negen breipatronen verkregen.De sensor van het geleidende garen met de maat 150D/3 en nylongaren met de maat van 150D/6 was de dunste, en de sensor van het geleidende garen met de maat van 250D/3 en nylongaren met de maat van 250D/ 6 was de dikste.Onder een mechanische excitatie van 0,1 tot 7 kPa werden de elektrische outputs voor deze patronen systematisch onderzocht en getest, zoals weergegeven in figuur 3A.De uitgangsspanningen van de negen TATSA's namen toe met de toegenomen toegepaste druk, van 0,1 naar 4 kPa.Van alle breipatronen leverde de specificatie van het geleidende garen 210D/3 en het nylongaren 210D/6 het hoogste elektrische vermogen op en vertoonde de hoogste gevoeligheid.De uitgangsspanning vertoonde een stijgende trend met de toename van de dikte van de TATSA (vanwege het voldoende contactoppervlak) totdat de TATSA werd gebreid met behulp van het 210D/3 geleidende garen en 210D/6 nylongaren.Omdat een verdere toename van de dikte zou leiden tot de absorptie van externe druk door de garens, nam de uitgangsspanning dienovereenkomstig af.Verder wordt opgemerkt dat in het lagedrukgebied (<4 kPa) een goed opgevoede lineaire variatie in de uitgangsspanning met druk een superieure drukgevoeligheid van 7,84 mV Pa−1 opleverde.In het hogedrukgebied (>4 kPa) werd experimenteel een lagere drukgevoeligheid van 0,31 mV Pa−1 waargenomen vanwege de verzadiging van het effectieve wrijvingsgebied.Een vergelijkbare drukgevoeligheid werd aangetoond tijdens het tegenovergestelde proces van het uitoefenen van kracht.De concrete tijdsprofielen van de uitgangsspanning en -stroom onder verschillende drukken worden weergegeven in Fig.S13 (respectievelijk A en B).
(A) Uitgangsspanning onder negen breipatronen van het geleidende garen (150D/3, 210D/3 en 250D/3) gecombineerd met het nylongaren (150D/6, 210D/6 en 250D/6).(B) Spanningsrespons op verschillende aantallen luseenheden in hetzelfde materiaalgebied wanneer het lusnummer in de looprichting ongewijzigd blijft.(C) Grafieken die de frequentieresponsen tonen onder een dynamische druk van 1 kPa en een drukingangsfrequentie van 1 Hz.(D) Verschillende uitgangs- en stroomspanningen onder de frequenties van 1, 5, 10 en 20 Hz.(E) Duurzaamheidstest van een TATSA onder een druk van 1 kPa.(F) Outputkarakteristieken van de TATSA na 20 en 40 keer wassen.
De gevoeligheid en uitgangsspanning werden ook beïnvloed door de steekdichtheid van de TATSA, die werd bepaald door het totale aantal lussen in een gemeten stuk stof.Een toename van de steekdichtheid zou leiden tot een grotere compactheid van de weefselstructuur.Figuur 3B toont de uitvoerprestaties onder verschillende lusnummers in het textielgebied van 3 cm bij 3 cm, en de inzet illustreert de structuur van een luseenheid (we hielden het lusnummer in de looprichting op 10, en het lusnummer in de ribbelrichting was 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 en 26).Door het lusnummer te verhogen vertoonde de uitgangsspanning eerst een stijgende trend vanwege het toenemende contactoppervlak, tot de maximale uitgangsspanningspiek van 7,5 V met een lusnummer van 180. Daarna volgde de uitgangsspanning een dalende trend omdat de TATSA werd strak en de twee garens hadden een kleinere contactscheidingsruimte.Om te onderzoeken in welke richting de dichtheid een grote invloed heeft op de output, hebben we het lusnummer van de TATSA in de walrichting op 18 gehouden, en het lusnummer in de koersrichting op 7, 8, 9, 10. 11, 12, 13 en 14. De overeenkomstige uitgangsspanningen worden getoond in Fig.S14.Ter vergelijking: we kunnen zien dat de dichtheid in de koersrichting een grotere invloed heeft op de uitgangsspanning.Als gevolg hiervan werd het breipatroon van het 210D/3 geleidende garen en 210D/6 nylon garen en 180 luseenheden gekozen om de TATSA te breien na uitgebreide evaluaties van de outputkarakteristieken.Verder hebben we de uitgangssignalen van twee textielsensoren vergeleken met behulp van de volledige veststeek en gewone steek.Zoals weergegeven in afb.S15 zijn het elektrisch vermogen en de gevoeligheid bij gebruik van volledige veststeek veel hoger dan bij gewone steek.
De responstijd voor het monitoren van real-time signalen werd gemeten.Om de responstijd van onze sensor op externe krachten te onderzoeken, vergeleken we de uitgangsspanningssignalen met de dynamische drukingangen met een frequentie van 1 tot 20 Hz (respectievelijk figuur 3C en figuur S16).De uitgangsspanningsgolfvormen waren vrijwel identiek aan de sinusoïdale ingangsdrukgolven onder een druk van 1 kPa, en de uitgangsgolfvormen hadden een snelle responstijd (ongeveer 20 ms).Deze hysteresis kan worden toegeschreven aan het feit dat de elastische structuur niet zo snel mogelijk naar de oorspronkelijke staat is teruggekeerd na ontvangst van de externe kracht.Niettemin is deze kleine hysteresis acceptabel voor realtime monitoring.Om de dynamische druk met een bepaald frequentiebereik te verkrijgen, wordt een passende frequentierespons van TATSA verwacht.Zo werd ook de frequentiekarakteristiek van TATSA getest.Door de externe excitatiefrequentie te verhogen bleef de amplitude van de uitgangsspanning vrijwel onveranderd, terwijl de amplitude van de stroom toenam wanneer de aftakkingsfrequenties varieerden van 1 tot 20 Hz (figuur 3D).
Om de herhaalbaarheid, stabiliteit en duurzaamheid van de TATSA te evalueren, hebben we de uitgangsspanning en stroomreacties op druklaad-ontlaadcycli getest.Op de sensor werd een druk van 1 kPa met een frequentie van 5 Hz uitgeoefend.De piek-tot-piekspanning en -stroom werden geregistreerd na 100.000 laad-ontlaadcycli (respectievelijk figuur 3E en figuur S17).De vergrote aanzichten van de spanning en de stroomgolfvorm worden getoond in de inzet van Fig. 3E en Fig.S17, respectievelijk.De resultaten onthullen de opmerkelijke herhaalbaarheid, stabiliteit en duurzaamheid van de TATSA.Wasbaarheid is ook een essentieel beoordelingscriterium van de TATSA als volledig uit textiel bestaand apparaat.Om het wasvermogen te evalueren, hebben we de uitgangsspanning van de sensor getest nadat we de TATSA in de machine hadden gewassen volgens testmethode 135-2017 van de American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC).De gedetailleerde wasprocedure wordt beschreven in Materialen en methoden.Zoals weergegeven in figuur 3F werden de elektrische vermogens geregistreerd na 20 keer en 40 keer wassen, wat aantoonde dat er tijdens de wastests geen duidelijke veranderingen in de uitgangsspanning waren.Deze resultaten bevestigen de opmerkelijke wasbaarheid van de TATSA.Als draagbare textielsensor hebben we ook de uitvoerprestaties onderzocht wanneer de TATSA zich in trek- (fig. S18), gedraaide (fig. S19) en verschillende vochtigheidscondities (fig. S20) bevond.
Op basis van de talrijke voordelen van de TATSA die hierboven zijn aangetoond, hebben we een draadloos mobiel gezondheidsmonitoringsysteem (WMHMS) ontwikkeld, dat de mogelijkheid heeft om continu fysiologische signalen te verzamelen en vervolgens professioneel advies aan een patiënt te geven.Figuur 4A toont het schema van het WMHMS op basis van de TATSA.Het systeem bestaat uit vier componenten: de TATSA om de analoge fysiologische signalen te verwerven, een analoog conditioneringscircuit met een laagdoorlaatfilter (MAX7427) en een versterker (MAX4465) om voldoende details en uitstekende synchronisatie van signalen te garanderen, een analoog-naar-digitaal converter gebaseerd op een microcontrollereenheid om de analoge signalen te verzamelen en om te zetten in digitale signalen, en een Bluetooth-module (CC2640 low-power Bluetooth-chip) om het digitale signaal naar de mobiele telefoonterminalapplicatie (APP; Huawei Honor 9) te verzenden.In deze studie hebben we de TATSA naadloos in een veter, polsbandje, vingerbeugel en sok gestikt, zoals weergegeven in figuur 4B.
(A) Illustratie van de WMHMS.(B) Foto's van de TATSA's die respectievelijk in een polsbandje, vingerbeugel, sok en borstband zijn gestikt.Meting van de hartslag bij de (C1) nek, (D1) pols, (E1) vingertop en (F1) enkel.Pulsgolfvorm bij de (C2) nek, (D2) pols, (E2) vingertop en (F2) enkel.(G) Pulsgolfvormen van verschillende leeftijden.(H) Analyse van een enkele pulsgolf.Radiale augmentatie-index (AIx) gedefinieerd als AIx (%) = P2/P1.P1 is de piek van de voortschrijdende golf en P2 is de piek van de gereflecteerde golf.(I) Een polscyclus van de arm en de enkel.Pulsgolfsnelheid (PWV) wordt gedefinieerd als PWV = D/∆T.D is de afstand tussen de enkel en de arm.∆T is de tijdsvertraging tussen de pieken van de enkel en de armpulsgolven.PTT, pulsovergangstijd.(J) Vergelijking van AIx en PWV aan de arm-enkel (BAPWV) tussen gezonde mensen en CAD's.*P < 0,01, **P < 0,001 en ***P < 0,05.HTN, hypertensie;CHD, coronaire hartziekte;DM, suikerziekte.Fotocredit: Jin Yang, Chongqing Universiteit.
Om de pulssignalen van de verschillende menselijke lichaamsdelen te volgen, hebben we de bovengenoemde versieringen met TATSA's op de overeenkomstige posities bevestigd: nek (Fig. 4C1), pols (Fig. 4D1), vingertop (Fig. 4E1) en enkel (Fig. 4F1). ), zoals uitgewerkt in de films S3 tot en met S6.In de geneeskunde zijn er drie substantiële kenmerkende punten in de pulsgolf: de piek van de voortschrijdende golf P1, de piek van de gereflecteerde golf P2 en de piek van de dicrotische golf P3.De kenmerken van deze kenmerkpunten weerspiegelen de gezondheidstoestand van arteriële elasticiteit, perifere weerstand en contractiliteit van de linkerventrikel gerelateerd aan het cardiovasculaire systeem.De polsgolfvormen van een 25-jarige vrouw op de vier bovengenoemde posities werden in onze test verkregen en geregistreerd.Merk op dat de drie te onderscheiden kenmerkpunten (P1 tot P3) werden waargenomen op de pulsgolfvorm ter hoogte van de nek-, pols- en vingertopposities, zoals weergegeven in figuur 4 (C2 tot E2).Daarentegen verschenen alleen P1 en P3 op de pulsgolfvorm ter hoogte van de enkel, en was P2 niet aanwezig (Fig. 4F2).Dit resultaat werd veroorzaakt door de superpositie van de binnenkomende bloedgolf die door de linker hartkamer werd uitgestoten en de gereflecteerde golf van de onderste ledematen (44).Eerdere onderzoeken hebben aangetoond dat P2 zich manifesteert in golfvormen gemeten in de bovenste ledematen, maar niet in de enkel (45, 46).We hebben vergelijkbare resultaten waargenomen in de golfvormen gemeten met de TATSA, zoals weergegeven in Fig.S21, die typische gegevens toont van de populatie van 80 hier bestudeerde patiënten.We kunnen zien dat P2 niet voorkwam in deze pulsgolfvormen gemeten in de enkel, wat het vermogen van de TATSA aantoont om subtiele kenmerken binnen de golfvorm te detecteren.Deze resultaten van polsmetingen geven aan dat ons WMHMS nauwkeurig de polsgolfkarakteristieken van het boven- en onderlichaam kan onthullen en dat het superieur is aan andere werken (41, 47).Om verder aan te geven dat onze TATSA op grote schaal kan worden toegepast op verschillende leeftijden, hebben we polsgolfvormen van 80 proefpersonen op verschillende leeftijden gemeten, en we hebben enkele typische gegevens laten zien, zoals weergegeven in figuur 2.S22.Zoals weergegeven in figuur 4G kozen we drie deelnemers van 25, 45 en 65 jaar oud, en de drie kenmerken waren duidelijk voor de jonge en middelbare leeftijd deelnemers.Volgens de medische literatuur (48) veranderen de kenmerken van de polsgolfvormen van de meeste mensen naarmate ze ouder worden, zoals het verdwijnen van het punt P2, dat wordt veroorzaakt doordat de gereflecteerde golf naar voren beweegt en zichzelf superponeert op de voortschrijdende golf door de afname van de hartslag. vasculaire elasticiteit.Dit fenomeen wordt ook weerspiegeld in de golfvormen die we hebben verzameld, waarmee we verder verifiëren dat de TATSA op verschillende populaties kan worden toegepast.
De pulsgolfvorm wordt niet alleen beïnvloed door de fysiologische toestand van het individu, maar ook door de testomstandigheden.Daarom hebben we de pulssignalen gemeten onder verschillende contactdichtheid tussen de TATSA en de huid (fig. S23) en verschillende detectieposities op de meetlocatie (fig. S24).Het blijkt dat de TATSA consistente pulsgolfvormen kan verkrijgen met gedetailleerde informatie rondom het vat in een groot effectief detectiegebied op de meetlocatie.Bovendien zijn er verschillende uitgangssignalen onder verschillende contactdichtheid tussen de TATSA en de huid.Bovendien zou de beweging van personen die de sensoren dragen de pulssignalen beïnvloeden.Wanneer de pols van de proefpersoon zich in een statische toestand bevindt, is de amplitude van de verkregen pulsgolfvorm stabiel (fig. S25A);omgekeerd, wanneer de pols gedurende 30 seconden langzaam beweegt onder een hoek van −70° tot 70°, zal de amplitude van de pulsgolfvorm fluctueren (fig. S25B).De contouren van elke pulsgolfvorm zijn echter zichtbaar en de pulsfrequentie kan nog steeds nauwkeurig worden verkregen.Om stabiele pulsgolfacquisitie in menselijke bewegingen te bereiken, is er uiteraard verder onderzoek nodig, inclusief sensorontwerp en back-end signaalverwerking.
Om de toestand van het cardiovasculaire systeem te analyseren en kwantitatief te beoordelen via de verkregen pulsgolfvormen met behulp van onze TATSA, hebben we bovendien twee hemodynamische parameters geïntroduceerd volgens de beoordelingsspecificatie van het cardiovasculaire systeem, namelijk de augmentatie-index (AIx) en de pulsgolfsnelheid. (PWV), die de elasticiteit van slagaders vertegenwoordigen.Zoals weergegeven in figuur 4H werd de polsgolfvorm ter hoogte van de pols van de 25-jarige gezonde man gebruikt voor de analyse van AIx.Volgens de formule (sectie S1) werd AIx = 60% verkregen, wat een normale waarde is.Vervolgens verzamelden we tegelijkertijd twee pulsgolfvormen op de arm- en enkelposities van deze deelnemer (de gedetailleerde methode voor het meten van de pulsgolfvorm wordt beschreven in Materialen en methoden).Zoals getoond in figuur 4I waren de kenmerkende punten van de twee pulsgolfvormen verschillend.Vervolgens hebben we de PWV berekend volgens de formule (sectie S1).Er werd een PWV = 1363 cm/s verkregen, wat een karakteristieke waarde is die verwacht wordt van een gezonde volwassen man.Aan de andere kant kunnen we zien dat de metrieken van AIx of PWV niet worden beïnvloed door het amplitudeverschil van de pulsgolfvorm, en dat de waarden van AIx in verschillende lichaamsdelen verschillend zijn.In ons onderzoek werd de radiale AIx gebruikt.Om de toepasbaarheid van WMHMS bij verschillende mensen te verifiëren, selecteerden we 20 deelnemers in de gezonde groep, 20 in de groep met hypertensie (HTN), 20 in de groep met coronaire hartziekten (CHD) in de leeftijd van 50 tot 59 jaar oud, en 20 in de groep diabetes mellitus (DM) groep.We hebben hun pulsgolven gemeten en hun twee parameters, AIx en PWV, vergeleken, zoals weergegeven in figuur 4J.Er kan worden vastgesteld dat de PWV-waarden van de HTN-, CHD- en DM-groepen lager waren vergeleken met die van de gezonde groep en dat er statistische verschillen zijn (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 en PDM ≪ 0,001; de P-waarden werden berekend door t test).Ondertussen waren de AIx-waarden van de HTN- en CHD-groepen lager vergeleken met de gezonde groep en vertonen ze een statistisch verschil (PHTN <0,01, PCHD <0,001 en PDM <0,05).De PWV en AIx van de deelnemers met CHD, HTN of DM waren hoger dan die in de gezonde groep.De resultaten laten zien dat de TATSA in staat is om nauwkeurig de polsgolfvorm te verkrijgen om de cardiovasculaire parameter te berekenen en zo de cardiovasculaire gezondheidsstatus te beoordelen.Concluderend: vanwege zijn draadloze, hoge resolutie, hoge gevoeligheidseigenschappen en comfort biedt het WMHMS, gebaseerd op de TATSA, een efficiënter alternatief voor realtime monitoring dan de huidige dure medische apparatuur die in ziekenhuizen wordt gebruikt.
Naast de pulsgolf is ademhalingsinformatie ook een primair vitaal teken om de fysieke toestand van een individu te helpen beoordelen.Het monitoren van de ademhaling op basis van onze TATSA is aantrekkelijker dan de conventionele polysomnografie omdat het naadloos in kleding kan worden geïntegreerd voor meer comfort.De TATSA werd in een witte elastische borstband gestikt en direct aan het menselijk lichaam vastgemaakt en rond de borst vastgemaakt om de ademhaling te monitoren (Fig. 5A en film S7).De TATSA vervormde bij het uitzetten en samentrekken van de ribbenkast, wat resulteerde in een elektrische output.De verkregen golfvorm wordt geverifieerd in figuur 5B.Het signaal met grote fluctuaties (een amplitude van 1,8 V) en periodieke veranderingen (een frequentie van 0,5 Hz) kwam overeen met de ademhalingsbeweging.Het relatief kleine fluctuatiesignaal werd gesuperponeerd op dit grote fluctuatiesignaal, dat het hartslagsignaal was.Volgens de frequentiekarakteristieken van de ademhalings- en hartslagsignalen hebben we een laagdoorlaatfilter van 0,8 Hz en een banddoorlaatfilter van 0,8 tot 20 Hz gebruikt om respectievelijk de ademhalings- en hartslagsignalen te scheiden, zoals weergegeven in figuur 5C .In dit geval werden stabiele ademhalings- en polssignalen met overvloedige fysiologische informatie (zoals ademhalingsfrequentie, hartslag en kenmerkende punten van de polsgolf) gelijktijdig en nauwkeurig verkregen door simpelweg de enkele TATSA op de borst te plaatsen.
(A) Foto van het display van de TATSA die op de borst is geplaatst voor het meten van het signaal in de druk die verband houdt met de ademhaling.(B) Spanning-tijdgrafiek voor de TATSA gemonteerd op de borst.(C) Ontleding van het signaal (B) in de hartslag en de ademhalingsgolfvorm.(D) Foto van twee TATSA's die op de buik en pols zijn geplaatst voor het meten van respectievelijk de ademhaling en de hartslag tijdens de slaap.(E) Ademhalings- en polssignalen van een gezonde deelnemer.HR, hartslag;BPM, slagen per minuut.(F) Ademhalings- en polssignalen van een SAS-deelnemer.(G) Ademhalingssignaal en PTT van een gezonde deelnemer.(H) Ademhalingssignaal en PTT van een SAS-deelnemer.(I) Relatie tussen de PTT-opwindingsindex en de apneu-hypopneu-index (AHI).Fotocredit: Wenjing Fan, Chongqing Universiteit.
Om te bewijzen dat onze sensor nauwkeurig en betrouwbaar pols- en ademhalingssignalen kan monitoren, hebben we een experiment uitgevoerd om de meetresultaten van de pols- en ademhalingssignalen tussen onze TATSA's en een standaard medisch instrument (MHM-6000B) te vergelijken, zoals uitgewerkt in films S8 en S9.Bij het meten van pulsgolven werd de foto-elektrische sensor van het medische instrument op de linker wijsvinger van een jong meisje gedragen, en ondertussen werd onze TATSA op haar rechter wijsvinger gedragen.Uit de twee verkregen pulsgolfvormen kunnen we zien dat hun contouren en details identiek waren, wat aangeeft dat de puls gemeten door de TATSA net zo nauwkeurig is als die door het medische instrument.Bij het meten van ademhalingsgolven werden volgens de medische instructies vijf elektrocardiografische elektroden op vijf plekken op het lichaam van een jonge man aangebracht.Daarentegen werd slechts één TATSA rechtstreeks aan het lichaam vastgebonden en rond de borst vastgemaakt.Uit de verzamelde ademhalingssignalen blijkt dat de variatieneiging en snelheid van het gedetecteerde ademhalingssignaal door onze TATSA consistent waren met die van het medische instrument.Deze twee vergelijkingsexperimenten valideerden de nauwkeurigheid, betrouwbaarheid en eenvoud van ons sensorsysteem voor het monitoren van pols- en ademhalingssignalen.
Verder hebben we een slim kledingstuk gefabriceerd en twee TATSA's op de buik- en polsposities gestikt voor het monitoren van respectievelijk de ademhalings- en polssignalen.Concreet werd een ontwikkeld tweekanaals WMHMS gebruikt om tegelijkertijd de pols- en ademhalingssignalen vast te leggen.Via dit systeem verkregen we de ademhalings- en polssignalen van een 25-jarige man, gekleed in onze slimme kleding, terwijl hij sliep (Fig. 5D en film S10) en zat (Fig. S26 en film S11).De verkregen ademhalings- en polssignalen konden draadloos worden verzonden naar de APP van de mobiele telefoon.Zoals hierboven vermeld, heeft de TATSA het vermogen om ademhalings- en polssignalen op te vangen.Deze twee fysiologische signalen zijn ook de criteria om SAS medisch te schatten.Daarom kan onze TATSA ook worden gebruikt om de slaapkwaliteit en gerelateerde slaapstoornissen te monitoren en beoordelen.Zoals weergegeven in figuur 5 (respectievelijk E en F), hebben we continu de pols- en ademhalingsgolfvormen gemeten van twee deelnemers, een gezonde en een patiënt met SAS.Voor de persoon zonder apneu bleven de gemeten ademhalings- en hartslagfrequenties stabiel op respectievelijk 15 en 70.Bij de patiënt met SAS werd gedurende 24 seconden een duidelijke apneu waargenomen, wat een indicatie is van een obstructieve ademhalingsgebeurtenis, en de hartslag nam licht toe na een periode van apneu vanwege de regulatie van het zenuwstelsel (49).Samenvattend kan de ademhalingsstatus worden geëvalueerd door onze TATSA.
Om het type SAS verder te beoordelen aan de hand van puls- en ademhalingssignalen, analyseerden we de pulstransittijd (PTT), een niet-invasieve indicator die de veranderingen in perifere vasculaire weerstand en intrathoracale druk (gedefinieerd in sectie S1) van een gezonde man en een patiënt met SAS.Voor de gezonde deelnemer bleef de ademhalingsfrequentie onveranderd en was de PTT relatief stabiel van 180 tot 310 ms (Fig. 5G).Voor de SAS-deelnemer nam de PTT echter continu toe van 120 naar 310 ms tijdens apneu (Fig. 5H).Bij de deelnemer werd dus de diagnose obstructieve SAS (OSAS) gesteld.Als de verandering in PTT tijdens de apneu afnam, zou de aandoening worden vastgesteld als een centraal slaapapneusyndroom (CSAS), en als beide symptomen tegelijkertijd bestonden, zou de diagnose worden gesteld als een gemengde SAS (MSAS).Om de ernst van SAS te beoordelen, hebben we de verzamelde signalen verder geanalyseerd.De PTT-opwindingsindex, het aantal PTT-opwindingen per uur (PTT-opwinding wordt gedefinieerd als een daling van de PTT van ≥15 ms die ≥3 s duurt), speelt een cruciale rol bij het evalueren van de mate van SAS.De apneu-hypopneu-index (AHI) is een standaard voor het bepalen van de mate van SAS (apneu is het stoppen van de ademhaling en hypopneu is een te oppervlakkige ademhaling of een abnormaal lage ademhalingsfrequentie), die wordt gedefinieerd als het aantal apneus en hypopneu per uur tijdens het slapen (de relatie tussen de AHI en de beoordelingscriteria voor OSAS is weergegeven in tabel S2).Om de relatie tussen de AHI en de PTT-arousal index te onderzoeken, werden de ademhalingssignalen van 20 patiënten met SAS geselecteerd en geanalyseerd met TATSA's.Zoals weergegeven in figuur 5I correleert de PTT-arousal index positief met de AHI, aangezien apneu en hypopneu tijdens de slaap de duidelijke en voorbijgaande verhoging van de bloeddruk veroorzaken, wat leidt tot de afname van de PTT.Daarom kan onze TATSA tegelijkertijd stabiele en nauwkeurige pols- en ademhalingssignalen verkrijgen, waardoor belangrijke fysiologische informatie over het cardiovasculaire systeem en SAS wordt verstrekt voor de monitoring en evaluatie van gerelateerde ziekten.
Samenvattend hebben we een TATSA ontwikkeld die gebruik maakt van de volledige veststeek om tegelijkertijd verschillende fysiologische signalen te detecteren.Deze sensor had een hoge gevoeligheid van 7,84 mV Pa−1, een snelle responstijd van 20 ms, een hoge stabiliteit van meer dan 100.000 cycli en een brede werkfrequentiebandbreedte.Op basis van de TATSA werd ook een WMHMS ontwikkeld om de gemeten fysiologische parameters naar een mobiele telefoon te verzenden.TATSA kan worden geïntegreerd in verschillende kledinglocaties voor een esthetisch ontwerp en worden gebruikt om tegelijkertijd de hartslag- en ademhalingssignalen in realtime te monitoren.Het systeem kan worden toegepast om onderscheid te maken tussen gezonde personen en mensen met CAD of SAS, omdat het gedetailleerde informatie kan vastleggen.Deze studie leverde een comfortabele, efficiënte en gebruiksvriendelijke aanpak op voor het meten van de menselijke hartslag en ademhaling, wat een vooruitgang betekende in de ontwikkeling van draagbare textielelektronica.
Het roestvrij staal werd herhaaldelijk door de mal geleid en uitgerekt tot een vezel met een diameter van 10 μm.Een roestvrijstalen vezel als elektrode werd in verschillende stukken commerciële eenlaagse teryleengarens gestoken.
Een functiegenerator (Stanford DS345) en een versterker (LabworkPa-13) werden gebruikt om een sinusoïdaal druksignaal te leveren.Een krachtsensor met twee bereiken (Vernier Software & Technology LLC) werd gebruikt om de externe druk te meten die op de TATSA werd uitgeoefend.Een Keithley-systeemelektrometer (Keithley 6514) werd gebruikt om de uitgangsspanning en stroom van de TATSA te bewaken en vast te leggen.
Volgens AATCC-testmethode 135-2017 hebben we de TATSA en voldoende ballast gebruikt als een lading van 1,8 kg en deze vervolgens in een commerciële wasmachine (Labtex LBT-M6T) geplaatst om delicate wascycli uit te voeren.Vervolgens hebben we de wasmachine gevuld met 18 liter water van 25°C en de wasmachine ingesteld op de geselecteerde wascyclus en tijd (roersnelheid, 119 slagen per minuut; wastijd, 6 min; eindcentrifugesnelheid, 430 tpm; eindcentrifugeersnelheid, 430 tpm; centrifugetijd, 3 min).Ten slotte werd de TATSA droog gehangen in stilstaande lucht bij een kamertemperatuur van maximaal 26°C.
De proefpersonen kregen de opdracht om in rugligging op het bed te gaan liggen.Op de meetlocaties werd de TATSA geplaatst.Zodra de proefpersonen zich in de standaard rugligging bevonden, bleven ze gedurende 5 tot 10 minuten volledig ontspannen.Het pulssignaal begon toen te meten.
Aanvullend materiaal voor dit artikel is beschikbaar op https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Afb. S9.Simulatieresultaat van de krachtverdeling van een TATSA onder toegepaste druk bij 0,2 kPa met behulp van de COMSOL-software.
Afb. S10.Simulatieresultaten van de krachtverdeling van een contacteenheid onder de uitgeoefende druk bij respectievelijk 0,2 en 2 kPa.
Afb. S11.Volledige schematische illustraties van de ladingsoverdracht van een contacteenheid onder kortsluitingsomstandigheden.
Afb. S13.Continue uitgangsspanning en stroom van TATSA als reactie op de continu uitgeoefende externe druk in een meetcyclus.
Afb. S14.Spanningsrespons op verschillende aantallen luseenheden in hetzelfde materiaalgebied, wanneer het lusnummer in de ribbelrichting ongewijzigd blijft.
Afb. S15.Een vergelijking tussen de uitvoerprestaties van de twee textielsensoren met behulp van de volledige veststeek en gewone steek.
Afb. S16.Grafieken die de frequentiereacties tonen bij de dynamische druk van 1 kPa en de drukingangsfrequentie van 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 en 20 Hz.
Afb. S25.De uitgangsspanningen van de sensor wanneer het onderwerp zich in statische en bewegingsomstandigheden bevond.
Afb. S26.Foto waarop de TATSA's te zien zijn die tegelijkertijd op de buik en de pols zijn geplaatst voor het meten van respectievelijk de ademhaling en de hartslag.
Dit is een open access-artikel dat wordt verspreid onder de voorwaarden van de Creative Commons Attribution-NonCommercial-licentie, die gebruik, distributie en reproductie op elk medium toestaat, zolang het resulterende gebruik niet voor commercieel voordeel is en op voorwaarde dat het originele werk correct is aangehaald.
OPMERKING: we vragen alleen om uw e-mailadres, zodat de persoon aan wie u de pagina aanbeveelt, weet dat u wilt dat deze de pagina ziet en dat het geen ongewenste e-mail is.Wij registreren geen e-mailadres.
Door Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Voor gezondheidsmonitoring werd een tribo-elektrische volledig uit textiel bestaande sensor met hoge drukgevoeligheid en comfort ontwikkeld.
Door Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Voor gezondheidsmonitoring werd een tribo-elektrische volledig uit textiel bestaande sensor met hoge drukgevoeligheid en comfort ontwikkeld.
© 2020 Amerikaanse Vereniging voor de Bevordering van de Wetenschap.Alle rechten voorbehouden.AAAS is een partner van HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef en COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Posttijd: 27 maart 2020