Bærbar tekstilelektronikk er svært ønskelig for å realisere personlig helsebehandling.Imidlertid kan de fleste rapporterte tekstilelektronikk enten periodisk målrette mot et enkelt fysiologisk signal eller gå glipp av de eksplisitte detaljene i signalene, noe som fører til en delvis helsevurdering.Dessuten er tekstiler med utmerket egenskap og komfort fortsatt en utfordring.Her rapporterer vi om en triboelektrisk heltekstil sensorgruppe med høy trykkfølsomhet og komfort.Den viser trykkfølsomhet (7,84 mV Pa−1), rask responstid (20 ms), stabilitet (>100 000 sykluser), bred arbeidsfrekvensbåndbredde (opptil 20 Hz) og maskinvaskbarhet (>40 vask).De fremstilte TATSA-ene ble sydd inn i forskjellige deler av klærne for å overvåke arterielle pulsbølger og respirasjonssignaler samtidig.Vi videreutviklet et helseovervåkingssystem for langsiktig og ikke-invasiv vurdering av kardiovaskulær sykdom og søvnapnésyndrom, som viser store fremskritt for kvantitativ analyse av enkelte kroniske sykdommer.
Bærbar elektronikk representerer en fascinerende mulighet på grunn av deres lovende bruksområder innen personlig medisin.De kan overvåke en persons helsetilstand på en kontinuerlig, sanntids og ikke-invasiv måte (1–11).Puls og respirasjon, som to uunnværlige komponenter av vitale tegn, kan gi både en nøyaktig vurdering av den fysiologiske tilstanden og bemerkelsesverdig innsikt i diagnostisering og prognose av relaterte sykdommer (12–21).Til dags dato er mest bærbar elektronikk for å oppdage subtile fysiologiske signaler basert på ultratynne substrater som polyetylentereftalat, polydimetylsiloksan, polyimid, glass og silikon (22–26).En ulempe med disse substratene for bruk på huden ligger i deres plane og stive formater.Som et resultat kreves tape, plaster eller andre mekaniske inventar for å etablere en kompakt kontakt mellom bærbar elektronikk og menneskelig hud, noe som kan forårsake irritasjon og ulempe under lengre bruksperioder (27, 28).Dessuten har disse underlagene dårlig luftgjennomtrengelighet, noe som resulterer i ubehag når de brukes til langsiktig, kontinuerlig helseovervåking.For å lindre de nevnte problemene i helsevesenet, spesielt i daglig bruk, tilbyr smarte tekstiler en pålitelig løsning.Disse tekstilene har egenskapene til mykhet, lett vekt og pusteevne, og dermed potensialet for å realisere komfort i bærbar elektronikk.De siste årene har det blitt viet intensive anstrengelser for å utvikle tekstilbaserte systemer innen sensitive sensorer, energihøsting og lagring (29–39).Spesielt er det rapportert vellykket forskning på optisk fiber, piezoelektrisitet og resistivitetsbaserte smarte tekstiler brukt i overvåking av puls- og respirasjonssignaler (40–43).Imidlertid har disse smarte tekstilene vanligvis lav følsomhet og en enkelt overvåkingsparameter og kan ikke produseres i stor skala (tabell S1).Når det gjelder pulsmåling, er detaljert informasjon vanskelig å fange på grunn av svake og raske svingninger i pulsen (f.eks. funksjonspunkter), og derfor kreves høy følsomhet og passende frekvensresponsytelse.
I denne studien introduserer vi en triboelectric all-textile sensor array (TATSA) med høy følsomhet for epidermal subtil trykkfanging, strikket med ledende og nylongarn i en hel cardigansøm.TATSA kan gi høy trykkfølsomhet (7,84 mV Pa−1), rask responstid (20 ms), stabilitet (>100 000 sykluser), bred arbeidsfrekvensbåndbredde (opptil 20 Hz) og maskinvaskbarhet (>40 vask).Den er i stand til å integrere seg praktisk i klær med diskresjon, komfort og estetisk appell.Spesielt kan vår TATSA innlemmes direkte i forskjellige steder av stoffet som tilsvarer pulsbølgene ved nakke-, håndledd-, fingertupp- og ankelposisjoner og til åndedrettsbølgene i magen og brystet.For å evaluere den utmerkede ytelsen til TATSA i sanntid og ekstern helseovervåking, utvikler vi et personlig tilpasset intelligent helseovervåkingssystem for kontinuerlig å innhente og lagre fysiologiske signaler for analyse av kardiovaskulær sykdom (CAD) og vurdering av søvnapnésyndrom (SAS) ).
Som illustrert i fig. 1A ble to TATSA-er sydd inn i mansjetten og brystet på en skjorte for å muliggjøre dynamisk og samtidig overvåking av henholdsvis puls- og respirasjonssignaler.Disse fysiologiske signalene ble overført trådløst til den intelligente mobilterminalapplikasjonen (APP) for videre analyse av helsestatus.Figur 1B viser TATSA sydd inn i et tøystykke, og innlegget viser det forstørrede bildet av TATSA, som ble strikket med det karakteristiske ledende garnet og kommersielle nylongarn sammen i en hel cardigansøm.Sammenlignet med den grunnleggende glatte sømmen, den vanligste og mest grunnleggende strikkemetoden, ble hel cardigan-søm valgt fordi kontakten mellom løkkehodet til det ledende garnet og det tilstøtende stikksømhodet til nylongarnet (fig. S1) er en overflate snarere enn en punktkontakt, noe som fører til et større virkeområde for høy triboelektrisk effekt.For å forberede det ledende garnet valgte vi rustfritt stål som den faste kjernefiberen, og flere stykker av ettlags Terylene-garn ble tvunnet rundt kjernefiberen til ett ledende garn med en diameter på 0,2 mm (fig. S2), som fungerte som både elektrifiseringsflaten og den ledende elektroden.Nylongarnet, som hadde en diameter på 0,15 mm og fungerte som en annen elektrifiseringsflate, hadde en sterk strekkkraft fordi det ble tvunnet av uberegnelige garn (fig. S3).Figur 1 (henholdsvis C og D) viser fotografier av det fremstilte ledende garnet og nylongarnet.Innleggene viser deres respektive skanningelektronmikroskopi (SEM) bilder, som viser et typisk tverrsnitt av det ledende garnet og overflaten av nylongarnet.Den høye strekkstyrken til de ledende og nylongarnene sikret deres veveevne på en industrimaskin for å opprettholde en jevn ytelse for alle sensorer.Som vist i fig. 1E ble de ledende garnene, nylongarnene og de vanlige trådene viklet på sine respektive kjegler, som deretter ble lastet inn på den industrielle datastyrte flatstrikkemaskinen for automatisk veving (film S1).Som vist i fig.S4, flere TATSAer ble strikket sammen med vanlig tøy ved hjelp av industrimaskinen.En enkelt TATSA med en tykkelse på 0,85 mm og en vekt på 0,28 g kan skreddersys fra hele strukturen for individuell bruk, og viser sin utmerkede kompatibilitet med andre kluter.I tillegg kan TATSA-er utformes i forskjellige farger for å møte estetiske og moteriktige krav på grunn av mangfoldet av kommersielle nylongarn (fig. 1F og fig. S5).De fremstilte TATSA-ene har utmerket mykhet og kapasitet til å motstå hard bøyning eller deformasjon (fig. S6).Figur 1G viser TATSA sydd direkte inn i magen og mansjetten på en genser.Prosessen med å strikke genseren er vist i fig.S7 og film S2.Detaljene til for- og baksiden av den strakte TATSA ved mageposisjon er vist i fig.S8 (henholdsvis A og B), og plasseringen av ledende garn og nylongarn er illustrert i fig.S8C.Det kan sees her at TATSA kan legges inn i vanlige stoffer sømløst for et diskret og smart utseende.
(A) To TATSA-er integrert i en skjorte for overvåking av puls- og respirasjonssignaler i sanntid.(B) Skjematisk illustrasjon av kombinasjonen av TATSA og klær.Innsatsen viser den forstørrede visningen av sensoren.(C) Fotografi av det ledende garnet (skalastang, 4 cm).Innsatsen er SEM-bildet av tverrsnittet til det ledende garnet (skalastang, 100 μm), som består av rustfritt stål og Terylene-garn.(D) Fotografi av nylongarnet (skalastang, 4 cm).Innsatsen er SEM-bildet av nylongarnoverflaten (skalastang, 100 μm).(E) Bilde av den datastyrte flatstrikkemaskinen som utfører den automatiske vevingen av TATSA-ene.(F) Fotografi av TATSA-er i forskjellige farger (skalastang, 2 cm).Innsatsen er den vridde TATSA, som demonstrerer sin utmerkede mykhet.(G) Fotografi av to TATSA-er fullstendig og sømløst sydd inn i en genser.Fotokreditt: Wenjing Fan, Chongqing University.
For å analysere arbeidsmekanismen til TATSA, inkludert dens mekaniske og elektriske egenskaper, konstruerte vi en geometrisk strikkemodell av TATSA, som vist i fig. 2A.Ved å bruke full cardigan-søm låses de ledende og nylongarnene sammen i form av løkkeenheter i kurs- og valsretningen.En enkelt løkkestruktur (fig. S1) består av et løkkehode, løkkearm, ribbekryssende del, stikksømarm og stikksømhode.To former for kontaktflaten mellom de to forskjellige garnene kan bli funnet: (i) kontaktflaten mellom løkkehodet til det ledende garnet og stikksømhodet til nylongarnet og (ii) kontaktflaten mellom løkkehodet til nylongarnet og stikksømhodet til det ledende garnet.
(A) TATSA med forsiden, høyre og oversiden av strikkeløkkene.(B) Simuleringsresultat av kraftfordelingen til en TATSA under et påført trykk på 2 kPa ved bruk av COMSOL-programvaren.(C) Skjematiske illustrasjoner av ladningsoverføringen til en kontaktenhet under kortslutningsforhold.(D) Simuleringsresultater av ladningsfordelingen til en kontaktenhet under en åpen kretstilstand ved bruk av COMSOL-programvaren.
Arbeidsprinsippet til TATSA kan forklares i to aspekter: ekstern kraftstimulering og dens induserte ladning.For intuitivt å forstå spenningsfordelingen som respons på ekstern kraftstimulus, brukte vi endelig elementanalyse ved bruk av COMSOL-programvare ved forskjellige eksterne krefter på 2 og 0,2 kPa, som henholdsvis vist i fig. 2B og fig.S9.Spenningen vises på kontaktflatene til to garn.Som vist i fig.S10 vurderte vi to sløyfeenheter for å klargjøre spenningsfordelingen.Ved å sammenligne spenningsfordelingen under to forskjellige ytre krefter, øker belastningen på overflatene til de ledende og nylongarnene med den økte ytre kraften, noe som resulterer i kontakt og ekstrudering mellom de to garnene.Når den ytre kraften er frigjort, skilles de to garnene og beveger seg bort fra hverandre.
Kontakt-separasjonsbevegelsene mellom det ledende garnet og nylongarnet induserer ladningsoverføring, som tilskrives kombinasjonen av triboelektrifisering og elektrostatisk induksjon.For å klargjøre den elektrisitetsgenererende prosessen analyserer vi tverrsnittet av området der de to garnene kommer i kontakt med hverandre (fig. 2C1).Som vist i fig. 2 (henholdsvis C2 og C3), når TATSA stimuleres av den ytre kraften og de to garnene kommer i kontakt med hverandre, skjer elektrifisering på overflaten av de ledende og nylongarnene, og de ekvivalente ladningene med motsatte. polariteter genereres på overflaten av de to garnene.Når de to garnene skilles, induseres positive ladninger i det indre rustfrie stålet på grunn av den elektrostatiske induksjonseffekten.Det komplette skjemaet er vist i fig.S11.For å få en mer kvantitativ forståelse av den elektrisitetsgenererende prosessen, simulerte vi den potensielle distribusjonen av TATSA ved å bruke COMSOL-programvare (fig. 2D).Når de to materialene er i kontakt, samler ladningen seg hovedsakelig på friksjonsmaterialet, og bare en liten mengde indusert ladning er tilstede på elektroden, noe som resulterer i det lille potensialet (fig. 2D, nederst).Når de to materialene separeres (fig. 2D, øverst), øker den induserte ladningen på elektroden på grunn av potensialforskjellen, og det tilsvarende potensialet øker, noe som viser en god samsvar mellom resultatene oppnådd fra eksperimentene og de fra simuleringene .Videre, siden den ledende elektroden til TATSA er pakket inn i Terylene-garn og huden er i kontakt med begge de to friksjonsmaterialene, derfor, når TATSA bæres direkte på huden, er ladningen avhengig av den ytre kraften og vil ikke bli svekket av huden.
For å karakterisere ytelsen til vår TATSA i ulike aspekter, leverte vi et målesystem som inneholder en funksjonsgenerator, effektforsterker, elektrodynamisk shaker, kraftmåler, elektrometer og datamaskin (fig. S12).Dette systemet genererer et eksternt dynamisk trykk på opptil 7 kPa.I eksperimentet ble TATSA plassert på et flatt plastark i fri tilstand, og de elektriske utgangssignalene registreres av elektrometeret.
Spesifikasjonene til de ledende og nylongarnene påvirker utgangsytelsen til TATSA fordi de bestemmer kontaktflaten og kapasiteten for å oppfatte det ytre trykket.For å undersøke dette laget vi tre størrelser av de to garnene, henholdsvis: ledende garn med størrelsen 150D/3, 210D/3 og 250D/3 og nylongarn med størrelsen 150D/6, 210D/6 og 250D /6 (D, denier; en måleenhet som brukes til å bestemme fibertykkelsen til individuelle tråder; stoffer med høyt denierantall har en tendens til å være tykke).Deretter valgte vi disse to garnene med forskjellige størrelser for å strikke dem til en sensor, og dimensjonen til TATSA ble holdt på 3 cm ganger 3 cm med løkkenummeret 16 i valsretningen og 10 i kursretningen.Dermed ble sensorene med ni strikkeoppskrifter oppnådd.Sensoren ved det ledende garn med størrelsen 150D/3 og nylongarn med størrelsen 150D/6 var den tynneste, og sensoren ved det ledende garnet med størrelsen 250D/3 og nylongarn med størrelsen 250D/ 6 var den tykkeste.Under en mekanisk eksitasjon på 0,1 til 7 kPa ble de elektriske utgangene for disse mønstrene systematisk undersøkt og testet, som vist i fig. 3A.Utgangsspenningene til de ni TATSA-ene økte med det økte påførte trykket, fra 0,1 til 4 kPa.Nærmere bestemt, av alle strikkemønstrene, ga spesifikasjonen til 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn høyest elektrisk effekt og viste høyest følsomhet.Utgangsspenningen viste en økende trend med økningen i tykkelsen på TATSA (på grunn av den tilstrekkelige kontaktflaten) inntil TATSA ble strikket med 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn.Ettersom ytterligere økninger i tykkelse ville føre til absorpsjon av ytre trykk av garnene, sank utgangsspenningen tilsvarende.Videre bemerkes det at i lavtrykksområdet (<4 kPa) ga en veloppdragen lineær variasjon i utgangsspenningen med trykk en overlegen trykkfølsomhet på 7,84 mV Pa−1.I høytrykksområdet (>4 kPa) ble en lavere trykkfølsomhet på 0,31 mV Pa−1 eksperimentelt observert på grunn av metningen av det effektive friksjonsområdet.En lignende trykkfølsomhet ble demonstrert under den motsatte prosessen med å påføre kraft.De konkrete tidsprofilene til utgangsspenningen og strømmen under forskjellige trykk er presentert i fig.S13 (henholdsvis A og B).
(A) Utgangsspenning under ni strikkemønstre av det ledende garnet (150D/3, 210D/3 og 250D/3) kombinert med nylongarnet (150D/6, 210D/6 og 250D/6).(B) Spenningsrespons på forskjellige antall sløyfeenheter i samme stoffområde når sløyfenummeret holdes uendret i valsretningen.(C) Plott som viser frekvensresponsene under et dynamisk trykk på 1 kPa og trykkinngangsfrekvens på 1 Hz.(D) Ulike utgangs- og strømspenninger under frekvensene 1, 5, 10 og 20 Hz.(E) Holdbarhetstest av en TATSA under et trykk på 1 kPa.(F) Utgangsegenskaper til TATSA etter vask 20 og 40 ganger.
Følsomheten og utgangsspenningen ble også påvirket av stingtettheten til TATSA, som ble bestemt av det totale antallet løkker i et målt område av stoffet.En økning i stingtettheten vil føre til større kompakthet av stoffstrukturen.Figur 3B viser produksjonsytelsen under forskjellige sløyfenummer i tekstilområdet på 3 cm x 3 cm, og det innfelte illustrerer strukturen til en sløyfeenhet (vi holdt løkkenummeret i kursretningen på 10, og sløyfenummeret i Wale-retningen var 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 og 26).Ved å øke sløyfetallet viste utgangsspenningen først en økende trend på grunn av den økende kontaktflaten, inntil den maksimale utgangsspenningstoppen på 7,5 V med et sløyfenummer på 180. Etter dette punktet fulgte utgangsspenningen en synkende trend fordi TATSA ble tett, og de to garnene hadde redusert kontakt-separasjonsrom.For å utforske i hvilken retning tettheten har stor innvirkning på utgangen, holdt vi sløyfenummeret til TATSA i wale-retningen på 18, og sløyfenummeret i kursretningen ble satt til 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 og 14. De tilsvarende utgangsspenningene er vist i fig.S14.Til sammenligning kan vi se at tettheten i kursretningen har større innflytelse på utgangsspenningen.Som et resultat ble strikkemønsteret til 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn og 180 løkkeenheter valgt for å strikke TATSA etter omfattende evalueringer av utgangsegenskapene.Videre sammenlignet vi utgangssignalene til to tekstilsensorer ved å bruke hel cardigansøm og vanlig søm.Som vist i fig.S15, den elektriske effekten og følsomheten ved bruk av hel cardigansøm er mye høyere enn ved bruk av vanlig søm.
Responstiden for overvåking av sanntidssignaler ble målt.For å undersøke responstiden til sensoren vår på eksterne krefter, sammenlignet vi utgangsspenningssignalene med de dynamiske trykkinngangene ved en frekvens på 1 til 20 Hz (henholdsvis fig. 3C og fig. S16).Utgangsspenningsbølgeformene var nesten identiske med de sinusformede inngangstrykkbølgene under et trykk på 1 kPa, og utgangsbølgeformene hadde en rask responstid (ca. 20 ms).Denne hysteresen kan tilskrives at den elastiske strukturen ikke har returnert til den opprinnelige tilstanden så snart som mulig etter å ha mottatt den ytre kraften.Ikke desto mindre er denne lille hysteresen akseptabel for sanntidsovervåking.For å oppnå det dynamiske trykket med et visst frekvensområde, forventes en passende frekvensrespons av TATSA.Dermed ble også frekvenskarakteristikken til TATSA testet.Ved å øke den eksterne spenningsfrekvensen forble amplituden til utgangsspenningen nesten uendret, mens amplituden til strømmen økte når tappefrekvensene varierte fra 1 til 20 Hz (fig. 3D).
For å evaluere repeterbarheten, stabiliteten og holdbarheten til TATSA, testet vi utgangsspenningen og strømresponsene på trykkbelastnings-avlastningssykluser.Et trykk på 1 kPa med en frekvens på 5 Hz ble påført sensoren.Topp-til-topp spenningen og strømmen ble registrert etter 100 000 lasting-avlastingssykluser (henholdsvis fig. 3E og fig. S17).De forstørrede visningene av spenningen og strømbølgeformen er vist i innlegget på fig. 3E og fig.henholdsvis S17.Resultatene avslører den bemerkelsesverdige repeterbarheten, stabiliteten og holdbarheten til TATSA.Vaskbarhet er også et viktig vurderingskriterium for TATSA som en heltekstil enhet.For å evaluere vaskeevnen testet vi utgangsspenningen til sensoren etter at vi maskinvasket TATSA i henhold til American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC) testmetode 135-2017.Den detaljerte vaskeprosedyren er beskrevet i Materialer og metoder.Som vist i fig. 3F ble de elektriske utgangene registrert etter vask 20 ganger og 40 ganger, noe som viste at det ikke var noen tydelige endringer i utgangsspenningen gjennom vasketestene.Disse resultatene bekrefter den bemerkelsesverdige vaskbarheten til TATSA.Som en bærbar tekstilsensor utforsket vi også utgangsytelsen når TATSA var i strekkforhold (fig. S18), vridd (fig. S19) og forskjellige fuktighetsforhold (fig. S20).
På grunnlag av de mange fordelene med TATSA som er vist ovenfor, utviklet vi et trådløst mobilt helseovervåkingssystem (WMHMS), som har evnen til kontinuerlig å innhente fysiologiske signaler og deretter gi profesjonelle råd til en pasient.Figur 4A viser skjemadiagrammet for WMHMS basert på TATSA.Systemet har fire komponenter: TATSA for å motta de analoge fysiologiske signalene, en analog kondisjoneringskrets med lavpassfilter (MAX7427) og en forsterker (MAX4465) for å sikre tilstrekkelige detaljer og utmerket synkronisering av signaler, en analog-til-digital omformer basert på en mikrokontrollerenhet for å samle inn og konvertere de analoge signalene til digitale signaler, og en Bluetooth-modul (CC2640 laveffekt Bluetooth-brikke) for å overføre det digitale signalet til mobilterminalapplikasjonen (APP; Huawei Honor 9).I denne studien sydde vi TATSA sømløst inn i blonder, armbånd, fingerstall og sokk, som vist i fig. 4B.
(A) Illustrasjon av WMHMS.(B) Fotografier av TATSA-ene sydd inn i henholdsvis et armbånd, fingerstall, sokk og bryststropp.Måling av pulsen ved (C1) halsen, (D1) håndleddet, (E1) fingertuppen og (F1) ankelen.Pulsbølgeform ved (C2) halsen, (D2) håndleddet, (E2) fingertuppen og (F2) ankelen.(G) Pulsbølgeformer av forskjellige aldre.(H) Analyse av en enkelt pulsbølge.Radial augmentation index (AIx) definert som AIx (%) = P2/P1.P1 er toppen av den fremadskridende bølgen, og P2 er toppen av den reflekterte bølgen.(I) En pulssyklus av brachial og ankel.Pulsbølgehastighet (PWV) er definert som PWV = D/∆T.D er avstanden mellom ankel og arm.∆T er tidsforsinkelsen mellom toppene av ankel- og armpulsbølgene.PTT, pulsovergangstid.(J) Sammenligning av AIx og brachial-ankel PWV (BAPWV) mellom friske og CADs.*P < 0,01, **P < 0,001 og ***P < 0,05.HTN, hypertensjon;CHD, koronar hjertesykdom;DM, diabetes mellitus.Fotokreditt: Jin Yang, Chongqing University.
For å overvåke pulssignalene til de forskjellige menneskelige kroppsdelene festet vi de nevnte dekorasjonene med TATSA-er til de tilsvarende posisjonene: hals (fig. 4C1), håndledd (fig. 4D1), fingertupp (fig. 4E1) og ankel (fig. 4F1) ), som utdypet i filmene S3 til S6.I medisin er det tre vesentlige trekkpunkter i pulsbølgen: toppen av den fremadskridende bølgen P1, toppen av den reflekterte bølgen P2 og toppen av den dikrotiske bølgen P3.Egenskapene til disse funksjonspunktene gjenspeiler helsetilstanden til arteriell elastisitet, perifer motstand og venstre ventrikkels kontraktilitet relatert til det kardiovaskulære systemet.Pulsbølgeformene til en 25 år gammel kvinne i de fire ovennevnte posisjonene ble registrert og registrert i vår test.Merk at de tre kjennetegnene (P1 til P3) ble observert på pulsbølgeformen ved nakke-, håndledd- og fingertuppposisjoner, som vist i fig. 4 (C2 til E2).Derimot dukket bare P1 og P3 opp på pulsbølgeformen ved ankelposisjonen, og P2 var ikke til stede (fig. 4F2).Dette resultatet ble forårsaket av superposisjonen av den innkommende blodbølgen som ble kastet ut av venstre ventrikkel og den reflekterte bølgen fra underekstremitetene (44).Tidligere studier har vist at P2 presenteres i bølgeformer målt i overekstremitetene, men ikke i ankelen (45, 46).Vi observerte lignende resultater i bølgeformene målt med TATSA, som vist i fig.S21, som viser typiske data fra befolkningen på 80 pasienter som er studert her.Vi kan se at P2 ikke dukket opp i disse pulsbølgeformene målt i ankelen, noe som demonstrerer evnen til TATSA til å oppdage subtile funksjoner i bølgeformen.Disse pulsmålingsresultatene indikerer at vår WMHMS nøyaktig kan avsløre pulsbølgekarakteristikkene til over- og underkroppen og at den er overlegen andre arbeider (41, 47).For ytterligere å indikere at vår TATSA kan brukes bredt til forskjellige aldre, målte vi pulsbølgeformer til 80 personer i forskjellige aldre, og vi viste noen typiske data, som vist i fig.S22.Som vist i Fig. 4G, valgte vi tre deltakere i alderen 25, 45 og 65 år, og de tre funksjonspunktene var åpenbare for de unge og middelaldrende deltakerne.I følge medisinsk litteratur (48) endres egenskapene til de fleste menneskers pulsbølgeformer etter hvert som de blir eldre, slik som forsvinningen av punktet P2, som er forårsaket av at den reflekterte bølgen beveger seg fremover for å legge seg på den fremadskridende bølgen gjennom reduksjonen i vaskulær elastisitet.Dette fenomenet gjenspeiles også i bølgeformene vi samlet inn, og bekrefter ytterligere at TATSA kan brukes på forskjellige populasjoner.
Pulsbølgeform påvirkes ikke bare av den fysiologiske tilstanden til individet, men også av testforholdene.Derfor målte vi pulssignalene under forskjellig kontakttetthet mellom TATSA og huden (fig. S23) og ulike deteksjonsposisjoner på målestedet (fig. S24).Det kan oppdages at TATSA kan oppnå konsistente pulsbølgeformer med detaljert informasjon rundt fartøyet i et stort effektivt deteksjonsområde på målestedet.I tillegg er det distinkte utgangssignaler under ulik kontakttetthet mellom TATSA og huden.I tillegg vil bevegelsen til individer som har på seg sensorene påvirke pulssignalene.Når håndleddet til motivet er i en statisk tilstand, er amplituden til den oppnådde pulsbølgeformen stabil (fig. S25A);omvendt, når håndleddet sakte beveger seg i en vinkel fra -70° til 70° i løpet av 30 s, vil amplituden til pulsbølgeformen svinge (fig. S25B).Konturen til hver pulsbølgeform er imidlertid synlig, og pulsfrekvensen kan fortsatt oppnås nøyaktig.For å oppnå stabil pulsbølgeinnsamling i menneskelig bevegelse, er det åpenbart nødvendig å undersøke ytterligere arbeid, inkludert sensordesign og back-end-signalbehandling.
Videre, for å analysere og kvantitativt vurdere tilstanden til det kardiovaskulære systemet gjennom de ervervede pulsbølgeformene ved hjelp av vår TATSA, introduserte vi to hemodynamiske parametere i henhold til vurderingsspesifikasjonen for det kardiovaskulære systemet, nemlig augmentation index (AIx) og pulsbølgehastigheten (PWV), som representerer elastisiteten til arterier.Som vist i fig. 4H ble pulsbølgeformen ved håndleddsposisjonen til den 25 år gamle friske mannen brukt for analysen av AIx.I henhold til formelen (seksjon S1) ble AIx = 60 % oppnådd, som er en normal verdi.Deretter samlet vi samtidig to pulsbølgeformer ved arm- og ankelposisjonene til denne deltakeren (den detaljerte metoden for måling av pulsbølgeformen er beskrevet i Materialer og metoder).Som vist i fig. 4I var trekkpunktene til de to pulsbølgeformene forskjellige.Vi beregnet deretter PWV i henhold til formelen (seksjon S1).PWV = 1363 cm/s, som er en karakteristisk verdi som forventes av en frisk voksen mann, ble oppnådd.På den annen side kan vi se at metrikkene til AIx eller PWV ikke påvirkes av amplitudeforskjellen til pulsbølgeformen, og verdiene til AIx i forskjellige kroppsdeler er forskjellige.I vår studie ble den radielle AIx brukt.For å verifisere anvendeligheten av WMHMS hos forskjellige personer, valgte vi 20 deltakere i den friske gruppen, 20 i hypertensjonsgruppen (HTN), 20 i gruppen med koronar hjertesykdom (CHD) i alderen 50 til 59 år og 20 i gruppen. diabetes mellitus (DM) gruppe.Vi målte deres pulsbølger og sammenlignet deres to parametere, AIx og PWV, som presentert i fig. 4J.Det kan bli funnet at PWV-verdiene til HTN-, CHD- og DM-gruppene var lavere sammenlignet med den for friske grupper og har statistisk forskjell (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 og PDM ≪ 0,001; P-verdiene ble beregnet ved t test).I mellomtiden var AIx-verdiene til HTN- og CHD-gruppene lavere sammenlignet med den friske gruppen og har statistisk forskjell (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 og PDM < 0,05).PWV og AIx for deltakerne med CHD, HTN eller DM var høyere enn de i den friske gruppen.Resultatene viser at TATSA er i stand til nøyaktig å oppnå pulsbølgeformen for å beregne den kardiovaskulære parameteren for å vurdere kardiovaskulær helsestatus.Som konklusjon, på grunn av dens trådløse, høyoppløselige, høysensitive egenskaper og komfort, gir WMHMS basert på TATSA et mer effektivt alternativ for sanntidsovervåking enn det nåværende dyre medisinske utstyret som brukes på sykehus.
Bortsett fra pulsbølgen, er respirasjonsinformasjon også et primært vitalt tegn for å hjelpe med å vurdere den fysiske tilstanden til et individ.Overvåking av respirasjon basert på vår TATSA er mer attraktivt enn konvensjonell polysomnografi fordi den kan integreres sømløst i klær for bedre komfort.Sydd inn i en hvit elastisk bryststropp, ble TATSA direkte bundet til menneskekroppen og festet rundt brystet for å overvåke respirasjonen (fig. 5A og film S7).TATSA deformerte seg med utvidelsen og sammentrekningen av brystkassen, noe som resulterte i en elektrisk utgang.Den innhentede bølgeformen er verifisert i fig. 5B.Signalet med store svingninger (en amplitude på 1,8 V) og periodiske endringer (en frekvens på 0,5 Hz) tilsvarte respirasjonsbevegelsen.Det relativt små fluktuasjonssignalet ble lagt over dette store fluktuasjonssignalet, som var hjerteslagsignalet.I henhold til frekvenskarakteristikkene til respirasjons- og hjerteslagsignalene brukte vi et 0,8-Hz lavpassfilter og et 0,8- til 20-Hz båndpassfilter for å skille henholdsvis respirasjons- og hjerteslagsignalene, som vist i fig. 5C .I dette tilfellet ble stabile respirasjons- og pulssignaler med rikelig fysiologisk informasjon (som respirasjonsfrekvens, hjerteslagfrekvens og funksjonspunkter på pulsbølgen) oppnådd samtidig og nøyaktig ved ganske enkelt å plassere den enkle TATSA på brystet.
(A) Fotografi som viser visningen av TATSA plassert på brystet for å måle signalet i trykket forbundet med respirasjon.(B) Spennings-tidsplott for TATSA montert på brystet.(C) Dekomponering av signalet (B) til hjerteslag og luftveisbølgeform.(D) Fotografi som viser to TATSAer plassert på magen og håndleddet for å måle henholdsvis respirasjon og puls under søvn.(E) Respirasjons- og pulssignaler fra en frisk deltaker.HR, hjertefrekvens;BPM, slag per minutt.(F) Respirasjons- og pulssignaler fra en SAS-deltaker.(G) Respirasjonssignal og PTT fra en frisk deltaker.(H) Respirasjonssignal og PTT fra en SAS-deltaker.(I) Sammenheng mellom PTT opphisselsesindeks og apné-hypopné-indeks (AHI).Fotokreditt: Wenjing Fan, Chongqing University.
For å bevise at sensoren vår kan overvåke puls- og respirasjonssignaler nøyaktig og pålitelig, utførte vi et eksperiment for å sammenligne måleresultatene av puls- og respirasjonssignalene mellom våre TATSA-er og et standard medisinsk instrument (MHM-6000B), som utdypet i filmer S8 og S9.Ved pulsbølgemåling ble den fotoelektriske sensoren til det medisinske instrumentet båret på venstre pekefinger til en ung jente, og i mellomtiden ble vår TATSA båret på hennes høyre pekefinger.Fra de to innhentede pulsbølgeformene kan vi se at deres konturer og detaljer var identiske, noe som indikerer at pulsen målt av TATSA er like presis som den av det medisinske instrumentet.I respirasjonsbølgemålinger ble fem elektrokardiografiske elektroder festet til fem områder på kroppen til en ung mann i henhold til den medisinske instruksjonen.Derimot var bare én TATSA direkte bundet til kroppen og festet rundt brystet.Fra de innsamlede respirasjonssignalene kan det sees at variasjonstendensen og hastigheten til det detekterte respirasjonssignalet av vår TATSA var i samsvar med det medisinske instrumentet.Disse to sammenligningseksperimentene validerte nøyaktigheten, påliteligheten og enkelheten til sensorsystemet vårt for overvåking av puls- og respirasjonssignaler.
Videre laget vi et stykke smarte klær og sydde to TATSA-er ved mage- og håndleddsposisjoner for å overvåke henholdsvis respirasjons- og pulssignaler.Spesielt ble et utviklet tokanals WMHMS brukt for å fange puls- og respirasjonssignaler samtidig.Gjennom dette systemet fikk vi respirasjons- og pulssignalene til en 25 år gammel mann kledd i våre smarte klær mens han sov (fig. 5D og film S10) og satt (fig. S26 og film S11).De innhentede respirasjons- og pulssignalene kan overføres trådløst til APP-en til mobiltelefonen.Som nevnt ovenfor har TATSA evnen til å fange opp respirasjons- og pulssignaler.Disse to fysiologiske signalene er også kriteriene for å estimere SAS medisinsk.Derfor kan vår TATSA også brukes til å overvåke og vurdere søvnkvalitet og relaterte søvnforstyrrelser.Som vist i fig. 5 (henholdsvis E og F) målte vi kontinuerlig puls- og respirasjonsbølgeformene til to deltakere, en frisk og en pasient med SAS.For personen uten apné holdt målte respirasjons- og pulsfrekvenser seg stabile på henholdsvis 15 og 70.For pasienten med SAS ble det observert en distinkt apné i 24 s, som er en indikasjon på en obstruktiv respirasjonshendelse, og hjertefrekvensen økte noe etter en periode med apné på grunn av reguleringen av nervesystemet (49).Oppsummert kan respirasjonsstatus evalueres av vår TATSA.
For ytterligere å vurdere typen SAS gjennom puls- og respirasjonssignaler, analyserte vi pulstransittiden (PTT), en ikke-invasiv indikator som gjenspeiler endringene i perifer vaskulær motstand og intrathorax trykk (definert i avsnitt S1) til en frisk mann og en pasient med SAS.For den friske deltakeren forble respirasjonsfrekvensen uendret, og PTT var relativt stabil fra 180 til 310 ms (fig. 5G).For SAS-deltakeren økte imidlertid PTT kontinuerlig fra 120 til 310 ms under apné (fig. 5H).Dermed ble deltakeren diagnostisert med obstruktiv SAS (OSAS).Hvis endringen i PTT avtok under apnéen, vil tilstanden bli bestemt som et sentralt søvnapnésyndrom (CSAS), og hvis begge disse to symptomene eksisterte samtidig, ville det bli diagnostisert som en blandet SAS (MSAS).For å vurdere alvorlighetsgraden av SAS, analyserte vi de innsamlede signalene videre.PTT-arousal-indeks, som er antall PTT-arousal per time (PTT-arousal er definert som et fall i PTT på ≥15 ms som varer i ≥3 s), spiller en viktig rolle i å evaluere graden av SAS.Apné-hypopné-indeksen (AHI) er en standard for å bestemme graden av SAS (apné er pustestopp, og hypopné er for overfladisk pust eller en unormalt lav respirasjonsfrekvens), som er definert som antall apnéer og hypopné pr. time mens du sover (forholdet mellom AHI og vurderingskriteriene for OSAS er vist i tabell S2).For å undersøke forholdet mellom AHI og PTT-arousal-indeksen, ble respirasjonssignalene til 20 pasienter med SAS valgt og analysert med TATSA.Som vist i fig. 5I korrelerte PTT-arousal-indeksen positivt med AHI, da apné og hypopné under søvn forårsaker den åpenbare og forbigående økningen av blodtrykket, noe som fører til reduksjonen i PTT.Derfor kan vår TATSA oppnå stabile og nøyaktige puls- og respirasjonssignaler samtidig, og dermed gi viktig fysiologisk informasjon om det kardiovaskulære systemet og SAS for overvåking og evaluering av relaterte sykdommer.
Oppsummert utviklet vi en TATSA ved å bruke hele koftesømmen for å oppdage forskjellige fysiologiske signaler samtidig.Denne sensoren hadde en høy følsomhet på 7,84 mV Pa−1, rask responstid på 20 ms, høy stabilitet på over 100 000 sykluser og bred arbeidsfrekvensbåndbredde.På grunnlag av TATSA ble det også utviklet et WMHMS for å overføre de målte fysiologiske parameterne til en mobiltelefon.TATSA kan innlemmes i forskjellige steder av klær for estetisk design og brukes til samtidig å overvåke puls og respirasjonssignaler i sanntid.Systemet kan brukes for å hjelpe til med å skille mellom friske individer og de med CAD eller SAS på grunn av dets evne til å fange opp detaljert informasjon.Denne studien ga en komfortabel, effektiv og brukervennlig tilnærming for måling av menneskelig puls og respirasjon, og representerte et fremskritt i utviklingen av bærbar tekstilelektronikk.
Det rustfrie stålet ble gjentatte ganger ført gjennom formen og strukket for å danne en fiber med en diameter på 10 μm.En rustfri stålfiber som elektroden ble satt inn i flere stykker kommersielle ettlags Terylene-garn.
En funksjonsgenerator (Stanford DS345) og en forsterker (LabworkPa-13) ble brukt for å gi et sinusformet trykksignal.En kraftsensor med to rekkevidde (Vernier Software & Technology LLC) ble brukt til å måle det eksterne trykket som ble påført TATSA.Et Keithley-systemelektrometer (Keithley 6514) ble brukt til å overvåke og registrere utgangsspenningen og strømmen til TATSA.
I henhold til AATCC Test Method 135-2017 brukte vi TATSA og nok ballast som en 1,8 kg last og la dem deretter inn i en kommersiell vaskemaskin (Labtex LBT-M6T) for å utføre delikate maskinvaskesykluser.Deretter fylte vi vaskemaskinen med 18 liter vann ved 25 °C og stilte inn vaskemaskinen for valgt vaskesyklus og tid (rørehastighet, 119 slag per minutt; vasketid, 6 min; sluttsentrifugering, 430 rpm; siste hastighet sentrifugeringstid, 3 min).Sist ble TATSA hengt tørt i stillestående luft ved romtemperatur ikke høyere enn 26°C.
Forsøkspersonene ble instruert til å ligge i liggende stilling på sengen.TATSA ble plassert på målestedene.Når forsøkspersonene var i standard liggende stilling, opprettholdt de en fullstendig avslappet tilstand i 5 til 10 minutter.Pulssignalet begynte deretter å måle.
Tilleggsmateriale for denne artikkelen er tilgjengelig på https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Fig. S9.Simuleringsresultat av kraftfordelingen til en TATSA under påført trykk ved 0,2 kPa ved bruk av COMSOL-programvaren.
Fig. S10.Simuleringsresultater av kraftfordelingen til en kontaktenhet under påførte trykk ved henholdsvis 0,2 og 2 kPa.
Fig. S11.Komplette skjematiske illustrasjoner av ladningsoverføringen til en kontaktenhet under kortslutningsforhold.
Fig. S13.Kontinuerlig utgangsspenning og strøm av TATSA som svar på det kontinuerlig påførte ytre trykket i en målesyklus.
Fig. S14.Spenningsrespons på ulike antall sløyfeenheter i samme stoffområde når sløyfenummeret holdes uendret i valsretningen.
Fig. S15.En sammenligning mellom ytelsen til de to tekstilsensorene ved bruk av hel cardigansøm og vanlig søm.
Fig. S16.Plott som viser frekvensresponser ved dynamisk trykk på 1 kPa og trykkinngangsfrekvens på 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 og 20 Hz.
Fig. S25.Utgangsspenningene til sensoren når motivet var i statiske forhold og bevegelsesforhold.
Fig. S26.Fotografi som viser TATSA-ene plassert på magen og håndleddet samtidig for måling av henholdsvis respirasjon og puls.
Dette er en artikkel med åpen tilgang distribuert under vilkårene i Creative Commons Attribution-NonCommercial-lisensen, som tillater bruk, distribusjon og reproduksjon i ethvert medium, så lenge den resulterende bruken ikke er for kommersiell fordel og forutsatt at originalverket er riktig sitert.
MERK: Vi ber kun om din e-postadresse slik at personen du anbefaler siden til vet at du ønsket at de skulle se den, og at det ikke er søppelpost.Vi registrerer ingen e-postadresse.
Av Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk heltekstilsensor med høy trykkfølsomhet og komfort ble utviklet for helseovervåking.
Av Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk heltekstilsensor med høy trykkfølsomhet og komfort ble utviklet for helseovervåking.
© 2020 American Association for the Advancement of Science.Alle rettigheter forbeholdt.AAAS er partner av HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef og COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Innleggstid: 27. mars 2020