A eletrônica têxtil vestível é altamente desejável para realizar o gerenciamento personalizado da saúde.No entanto, a maioria dos produtos eletrónicos têxteis relatados pode atingir periodicamente um único sinal fisiológico ou perder os detalhes explícitos dos sinais, levando a uma avaliação parcial da saúde.Além disso, os têxteis com excelentes propriedades e conforto continuam a ser um desafio.Aqui, relatamos um conjunto de sensores triboelétricos totalmente têxteis com alta sensibilidade e conforto à pressão.Ele exibe sensibilidade à pressão (7,84 mV Pa-1), tempo de resposta rápido (20 ms), estabilidade (> 100.000 ciclos), ampla largura de banda de frequência de trabalho (até 20 Hz) e capacidade de lavagem na máquina (> 40 lavagens).Os TATSAs fabricados foram costurados em diferentes partes da roupa para monitorar simultaneamente as ondas de pulso arterial e os sinais respiratórios.Desenvolvemos ainda um sistema de monitoramento de saúde para avaliação não invasiva e de longo prazo de doenças cardiovasculares e síndrome de apnéia do sono, que apresenta grande avanço para análise quantitativa de algumas doenças crônicas.
A eletrônica vestível representa uma oportunidade fascinante devido às suas aplicações promissoras na medicina personalizada.Eles podem monitorar o estado de saúde de um indivíduo de maneira contínua, em tempo real e não invasiva (1–11).O pulso e a respiração, como dois componentes indispensáveis dos sinais vitais, podem fornecer uma avaliação precisa do estado fisiológico e insights notáveis sobre o diagnóstico e prognóstico de doenças relacionadas (12–21).Até o momento, a maioria dos eletrônicos vestíveis para detecção de sinais fisiológicos sutis são baseados em substratos ultrafinos, como tereftalato de polietileno, polidimetilsiloxano, poliimida, vidro e silicone (22–26).Uma desvantagem destes substratos para utilização na pele reside nos seus formatos planos e rígidos.Como resultado, fitas, band-aids ou outros acessórios mecânicos são necessários para estabelecer um contato compacto entre os eletrônicos vestíveis e a pele humana, o que pode causar irritação e inconveniência durante longos períodos de uso (27, 28).Além disso, estes substratos têm fraca permeabilidade ao ar, resultando em desconforto quando utilizados para monitorização contínua da saúde a longo prazo.Para aliviar os problemas acima mencionados nos cuidados de saúde, especialmente no uso diário, os têxteis inteligentes oferecem uma solução fiável.Esses têxteis têm características de suavidade, leveza e respirabilidade e, portanto, o potencial para proporcionar conforto em eletrônicos vestíveis.Nos últimos anos, esforços intensivos têm sido dedicados ao desenvolvimento de sistemas baseados em têxteis em sensores sensíveis, captação e armazenamento de energia (29–39).Em particular, foram relatadas pesquisas bem-sucedidas sobre fibra óptica, piezoeletricidade e têxteis inteligentes baseados em resistividade aplicados no monitoramento de sinais respiratórios e de pulso (40–43).No entanto, estes têxteis inteligentes têm normalmente baixa sensibilidade e um único parâmetro de monitorização e não podem ser fabricados em grande escala (tabela S1).No caso da medição de pulso, é difícil capturar informações detalhadas devido à flutuação tênue e rápida do pulso (por exemplo, seus pontos característicos) e, portanto, são necessários alta sensibilidade e desempenho de resposta de frequência apropriado.
Neste estudo, apresentamos um conjunto de sensores triboelétricos totalmente têxteis (TATSA) com alta sensibilidade para captura de pressão sutil epidérmica, tricotado com fios condutores e de náilon em ponto de cardigã completo.O TATSA pode fornecer alta sensibilidade à pressão (7,84 mV Pa-1), tempo de resposta rápido (20 ms), estabilidade (> 100.000 ciclos), ampla largura de banda de frequência de trabalho (até 20 Hz) e capacidade de lavagem na máquina (> 40 lavagens).É capaz de se integrar convenientemente às roupas com discrição, conforto e apelo estético.Notavelmente, nosso TATSA pode ser incorporado diretamente em diferentes locais do tecido que correspondem às ondas de pulso nas posições do pescoço, punho, ponta dos dedos e tornozelo e às ondas respiratórias no abdômen e no peito.Para avaliar o excelente desempenho do TATSA no monitoramento de saúde remoto e em tempo real, desenvolvemos um sistema de monitoramento de saúde inteligente e personalizado para adquirir e salvar continuamente sinais fisiológicos para análise de doenças cardiovasculares (DAC) e avaliação da síndrome de apneia do sono (SAS). ).
Conforme ilustrado na Figura 1A, dois TATSAs foram costurados no punho e no peito de uma camisa para permitir o monitoramento dinâmico e simultâneo do pulso e dos sinais respiratórios, respectivamente.Esses sinais fisiológicos foram transmitidos sem fio para o aplicativo de terminal móvel inteligente (APP) para análise posterior do estado de saúde.A Figura 1B mostra o TATSA costurado em um pedaço de tecido, e a inserção mostra a visão ampliada do TATSA, que foi tricotado usando o fio condutor característico e o fio de náilon comercial juntos em um ponto de cardigã completo.Comparado com o ponto liso fundamental, o método de tricô mais comum e básico, o ponto cardigan completo foi escolhido porque o contato entre a cabeça do laço do fio condutor e a cabeça do ponto dobrado adjacente do fio de náilon (fig. S1) é uma superfície em vez de um contato pontual, levando a uma área de atuação maior para alto efeito triboelétrico.Para preparar o fio condutor, selecionamos o aço inoxidável como fibra de núcleo fixo, e vários pedaços de fios Terylene de uma camada foram torcidos ao redor da fibra do núcleo em um fio condutor com diâmetro de 0,2 mm (fig. S2), que serviu como tanto a superfície de eletrificação quanto o eletrodo condutor.O fio de náilon, que tinha diâmetro de 0,15 mm e servia como outra superfície de eletrificação, apresentava forte força de tração porque era torcido por fios incomputáveis (fig. S3).A Figura 1 (C e D, respectivamente) mostra fotografias do fio condutor fabricado e do fio de náilon.As inserções mostram suas respectivas imagens de microscopia eletrônica de varredura (MEV), que apresentam uma seção transversal típica do fio condutor e da superfície do fio de náilon.A alta resistência à tração dos fios condutores e de náilon garantiu sua capacidade de tecelagem em uma máquina industrial para manter um desempenho uniforme de todos os sensores.Como mostrado na Figura 1E, os fios condutores, fios de náilon e fios comuns foram enrolados em seus respectivos cones, que foram então carregados na máquina industrial computadorizada de tricô plano para tecelagem automática (filme S1).Como mostrado na fig.S4, vários TATSAs foram tricotados com tecido comum na máquina industrial.Um único TATSA com espessura de 0,85 mm e peso de 0,28 g pôde ser adaptado de toda a estrutura para uso individual, exibindo sua excelente compatibilidade com outros panos.Além disso, os TATSAs poderiam ser projetados em várias cores para atender aos requisitos estéticos e de moda devido à diversidade de fios de náilon comerciais (Fig. 1F e fig. S5).Os TATSAs fabricados possuem excelente maciez e capacidade de resistir a flexões ou deformações severas (fig. S6).A Figura 1G mostra o TATSA costurado diretamente no abdômen e no punho de um suéter.O processo de tricotar um suéter é mostrado na fig.S7 e filme S2.Os detalhes da frente e de trás do TATSA esticado na posição abdominal são mostrados na fig.S8 (A e B, respectivamente), e a posição do fio condutor e do fio de náilon está ilustrada na fig.S8C.Pode-se ver aqui que o TATSA pode ser incorporado perfeitamente em tecidos comuns para uma aparência discreta e inteligente.
(A) Dois TATSAs integrados em uma camisa para monitoramento de pulso e sinais respiratórios em tempo real.(B) Ilustração esquemática da combinação de TATSA e roupas.A inserção mostra a visão ampliada do sensor.(C) Fotografia do fio condutor (barra de escala, 4 cm).A inserção é a imagem SEM da seção transversal do fio condutor (barra de escala, 100 μm), que consiste em fios de aço inoxidável e Terylene.(D) Fotografia do fio de nylon (barra de escala, 4 cm).A inserção é a imagem SEM da superfície do fio de náilon (barra de escala, 100 μm).(E) Imagem da máquina de tricô plana computadorizada realizando a tecelagem automática dos TATSAs.(F) Fotografia de TATSAs em cores diferentes (barra de escala, 2 cm).A inserção é o TATSA torcido, que demonstra a sua excelente suavidade.(G) Fotografia de dois TATSAs costurados completa e perfeitamente em um suéter.Crédito da foto: Wenjing Fan, Universidade de Chongqing.
Para analisar o mecanismo de funcionamento do TATSA, incluindo suas propriedades mecânicas e elétricas, construímos um modelo geométrico de tricô do TATSA, conforme mostrado na Fig.Usando o ponto cardigã completo, os fios condutores e de náilon são interligados em formas de unidades de laço na direção do curso e da linha.Uma estrutura de laço único (fig. S1) consiste em uma cabeça de laço, braço de laço, parte que cruza as costelas, braço de ponto dobrado e cabeça de ponto dobrado.Podem ser encontradas duas formas de superfície de contato entre os dois fios diferentes: (i) a superfície de contato entre a cabeça do laço do fio condutor e a cabeça do ponto dobrado do fio de náilon e (ii) a superfície de contato entre a cabeça do laço do o fio de náilon e a cabeça do ponto dobrado do fio condutor.
(A) O TATSA com os lados frontal, direito e superior das alças de malha.(B) Resultado da simulação da distribuição de força de um TATSA sob pressão aplicada de 2 kPa usando o software COMSOL.(C) Ilustrações esquemáticas da transferência de carga de uma unidade de contato sob condições de curto-circuito.(D) Resultados de simulação da distribuição de carga de uma unidade de contato sob condição de circuito aberto usando o software COMSOL.
O princípio de funcionamento do TATSA pode ser explicado em dois aspectos: estimulação de força externa e sua carga induzida.Para compreender intuitivamente a distribuição de tensões em resposta ao estímulo de força externa, utilizamos a análise de elementos finitos usando o software COMSOL em diferentes forças externas de 2 e 0,2 kPa, conforme mostrado respectivamente na Fig.S9.A tensão aparece nas superfícies de contato de dois fios.Como mostrado na fig.S10, consideramos duas unidades de loop para esclarecer a distribuição de tensões.Ao comparar a distribuição de tensões sob duas forças externas diferentes, a tensão nas superfícies dos fios condutores e de náilon aumenta com o aumento da força externa, resultando no contato e extrusão entre os dois fios.Uma vez liberada a força externa, os dois fios se separam e se afastam um do outro.
Os movimentos de separação de contato entre o fio condutor e o fio de náilon induzem a transferência de carga, que é atribuída à conjunção de triboeletrificação e indução eletrostática.Para esclarecer o processo de geração de eletricidade, analisamos a seção transversal da área onde os dois fios entram em contato (Fig. 2C1).Conforme demonstrado na Fig. 2 (C2 e C3, respectivamente), quando o TATSA é estimulado pela força externa e os dois fios entram em contato entre si, ocorre eletrificação na superfície dos fios condutores e de náilon, e as cargas equivalentes com opostos polaridades são geradas na superfície dos dois fios.Uma vez que os dois fios se separam, cargas positivas são induzidas no aço inoxidável interno devido ao efeito de indução eletrostática.O esquema completo é mostrado na fig.S11.Para adquirir uma compreensão mais quantitativa do processo de geração de eletricidade, simulamos a distribuição potencial do TATSA utilizando o software COMSOL (Fig. 2D).Quando os dois materiais estão em contato, a carga se acumula principalmente no material de atrito, e apenas uma pequena quantidade de carga induzida está presente no eletrodo, resultando no pequeno potencial (Fig. 2D, parte inferior).Quando os dois materiais são separados (Fig. 2D, topo), a carga induzida no eletrodo aumenta devido à diferença de potencial, e o potencial correspondente aumenta, o que revela uma boa concordância entre os resultados obtidos nos experimentos e os das simulações .Além disso, como o eletrodo condutor do TATSA é envolto em fios de Terylene e a pele está em contato com ambos os materiais de fricção, portanto, quando o TATSA é usado diretamente na pele, a carga depende da força externa e não irá ser enfraquecido pela pele.
Para caracterizar o desempenho do nosso TATSA em vários aspectos, fornecemos um sistema de medição contendo gerador de funções, amplificador de potência, agitador eletrodinâmico, medidor de força, eletrômetro e computador (fig. S12).Este sistema gera uma pressão dinâmica externa de até 7 kPa.No experimento, o TATSA foi colocado sobre uma folha plástica plana em estado livre, e os sinais elétricos de saída foram registrados pelo eletrômetro.
As especificações dos fios condutores e de náilon afetam o desempenho de saída do TATSA porque determinam a superfície de contato e a capacidade de percepção da pressão externa.Para investigar isso, fabricamos três tamanhos dos dois fios, respectivamente: fio condutor com tamanho de 150D/3, 210D/3 e 250D/3 e fio de náilon com tamanho de 150D/6, 210D/6 e 250D. /6 (D, denier; uma unidade de medida usada para determinar a espessura da fibra de fios individuais; tecidos com alta contagem de denier tendem a ser grossos).Em seguida, selecionamos esses dois fios com tamanhos diferentes para tricotá-los em um sensor, e a dimensão do TATSA foi mantida em 3 cm por 3 cm com o número de laçadas 16 na direção do wale e 10 na direção do percurso.Assim, foram obtidos os sensores com nove padrões de tricô.O sensor do fio condutor com tamanho 150D/3 e fio de náilon com tamanho 150D/6 foi o mais fino, e o sensor do fio condutor com tamanho 250D/3 e fio de náilon com tamanho 250D/ 6 foi o mais grosso.Sob uma excitação mecânica de 0,1 a 7 kPa, as saídas elétricas para esses padrões foram sistematicamente investigadas e testadas, conforme mostrado na Figura 3A.As tensões de saída dos nove TATSAs aumentaram com o aumento da pressão aplicada, de 0,1 para 4 kPa.Especificamente, de todos os padrões de tricô, a especificação do fio condutor 210D/3 e do fio de náilon 210D/6 proporcionou a maior saída elétrica e exibiu a maior sensibilidade.A tensão de saída mostrou uma tendência crescente com o aumento da espessura do TATSA (devido à superfície de contato suficiente) até que o TATSA foi tricotado usando o fio condutor 210D/3 e o fio de náilon 210D/6.Como aumentos adicionais na espessura levariam à absorção da pressão externa pelos fios, a tensão de saída diminuiu proporcionalmente.Além disso, nota-se que na região de baixa pressão (<4 kPa), uma variação linear bem comportada na tensão de saída com a pressão proporcionou uma sensibilidade à pressão superior de 7,84 mV Pa−1.Na região de alta pressão (> 4 kPa), uma menor sensibilidade à pressão de 0,31 mV Pa-1 foi observada experimentalmente devido à saturação da área de atrito efetiva.Uma sensibilidade à pressão semelhante foi demonstrada durante o processo oposto de aplicação de força.Os perfis de tempo concretos da tensão e corrente de saída sob diferentes pressões são apresentados na fig.S13 (A e B, respectivamente).
(A) Tensão de saída sob nove padrões de tricô do fio condutor (150D/3, 210D/3 e 250D/3) combinado com o fio de náilon (150D/6, 210D/6 e 250D/6).(B) Resposta de tensão a vários números de unidades de loop na mesma área de tecido ao manter inalterado o número de loop na direção wale.(C) Parcelas mostrando as respostas de frequência sob uma pressão dinâmica de 1 kPa e frequência de entrada de pressão de 1 Hz.(D) Diferentes tensões de saída e corrente nas frequências de 1, 5, 10 e 20 Hz.(E) Teste de durabilidade de um TATSA sob pressão de 1 kPa.(F) Características de saída do TATSA após lavagem 20 e 40 vezes.
A sensibilidade e a tensão de saída também foram influenciadas pela densidade do ponto do TATSA, que foi determinada pelo número total de voltas em uma área medida do tecido.Um aumento na densidade do ponto levaria a uma maior compactação da estrutura do tecido.A Figura 3B mostra os desempenhos de saída sob diferentes números de loop na área têxtil de 3 cm por 3 cm, e a inserção ilustra a estrutura de uma unidade de loop (mantivemos o número de loop na direção do curso em 10, e o número de loop no direção wale era 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 e 26).Ao aumentar o número do loop, a tensão de saída apresentou primeiro uma tendência crescente devido ao aumento da superfície de contato, até o pico máximo da tensão de saída de 7,5 V com um número de loop de 180. Após este ponto, a tensão de saída seguiu uma tendência decrescente porque o O TATSA ficou apertado e os dois fios tiveram um espaço de separação de contato reduzido.Para explorar em que direção a densidade tem um grande impacto na saída, mantivemos o número do loop do TATSA na direção wale em 18, e o número do loop na direção do curso foi definido como 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 e 14. As tensões de saída correspondentes são mostradas na fig.S14.Por comparação, podemos ver que a densidade na direção do curso tem maior influência na tensão de saída.Como resultado, o padrão de tricô do fio condutor 210D/3 e do fio de náilon 210D/6 e 180 unidades de laço foram escolhidos para tricotar o TATSA após avaliações abrangentes das características de saída.Além disso, comparamos os sinais de saída de dois sensores têxteis usando o ponto cardigã completo e o ponto simples.Como mostrado na fig.S15, a saída elétrica e a sensibilidade usando ponto cardigan completo são muito maiores do que usando ponto simples.
O tempo de resposta para monitoramento de sinais em tempo real foi medido.Para examinar o tempo de resposta do nosso sensor a forças externas, comparamos os sinais de tensão de saída com as entradas de pressão dinâmica a uma frequência de 1 a 20 Hz (Fig. 3C e fig. S16, respectivamente).As formas de onda da tensão de saída eram quase idênticas às ondas de pressão sinusoidal de entrada sob uma pressão de 1 kPa, e as formas de onda de saída tinham um tempo de resposta rápido (cerca de 20 ms).Esta histerese pode ser atribuída ao fato de a estrutura elástica não ter retornado ao estado original o mais rápido possível após receber a força externa.No entanto, esta pequena histerese é aceitável para monitorização em tempo real.Para obter a pressão dinâmica com uma determinada faixa de frequência, espera-se uma resposta de frequência apropriada do TATSA.Assim, a característica de frequência do TATSA também foi testada.Ao aumentar a frequência de excitação externa, a amplitude da tensão de saída permaneceu quase inalterada, enquanto a amplitude da corrente aumentou quando as frequências de derivação variaram de 1 a 20 Hz (Fig. 3D).
Para avaliar a repetibilidade, estabilidade e durabilidade do TATSA, testamos a tensão de saída e as respostas de corrente aos ciclos de carga-descarga de pressão.Uma pressão de 1 kPa com frequência de 5 Hz foi aplicada ao sensor.A tensão e a corrente pico a pico foram registradas após 100.000 ciclos de carga-descarga (Fig. 3E e fig. S17, respectivamente).As vistas ampliadas da tensão e da forma de onda da corrente são mostradas na inserção da Fig. 3E e na fig.S17, respectivamente.Os resultados revelam a notável repetibilidade, estabilidade e durabilidade do TATSA.A lavabilidade também é um critério essencial de avaliação do TATSA como um dispositivo totalmente têxtil.Para avaliar a capacidade de lavagem, testamos a tensão de saída do sensor depois de lavarmos o TATSA na máquina de acordo com o método de teste 135-2017 da Associação Americana de Químicos e Coloristas Têxteis (AATCC).O procedimento detalhado de lavagem é descrito em Materiais e Métodos.Conforme mostrado na Figura 3F, as saídas elétricas foram registradas após lavagem 20 e 40 vezes, o que demonstrou que não houve alterações distintas na tensão de saída ao longo dos testes de lavagem.Estes resultados verificam a notável lavabilidade do TATSA.Como um sensor têxtil vestível, também exploramos o desempenho de saída quando o TATSA estava em condições de tração (fig. S18), torcido (fig. S19) e diferentes condições de umidade (fig. S20).
Com base nas inúmeras vantagens do TATSA demonstradas acima, desenvolvemos um sistema móvel de monitoramento de saúde sem fio (WMHMS), que tem a capacidade de adquirir continuamente sinais fisiológicos e, em seguida, fornecer aconselhamento profissional ao paciente.A Figura 4A mostra o diagrama esquemático do WMHMS baseado no TATSA.O sistema possui quatro componentes: o TATSA para adquirir os sinais fisiológicos analógicos, um circuito de condicionamento analógico com filtro passa-baixa (MAX7427) e um amplificador (MAX4465) para garantir detalhes suficientes e excelente sincronismo de sinais, um sistema analógico-digital conversor baseado em uma unidade microcontroladora para coletar e converter os sinais analógicos em sinais digitais, e um módulo Bluetooth (chip Bluetooth de baixa potência CC2640) para transmitir o sinal digital para o aplicativo de terminal de telefone móvel (APP; Huawei Honor 9).Neste estudo, costuramos o TATSA perfeitamente em uma renda, pulseira, dedo e meia, como mostrado na Fig.
(A) Ilustração do WMHMS.(B) Fotografias dos TATSAs costuradas em uma pulseira, dedo, meia e cinta torácica, respectivamente.Medição do pulso no pescoço (C1), punho (D1), ponta do dedo (E1) e tornozelo (F1).Forma de onda de pulso no pescoço (C2), pulso (D2), ponta do dedo (E2) e tornozelo (F2).(G) Formas de onda de pulso de diferentes idades.(H) Análise de uma única onda de pulso.Índice de aumento radial (AIx) definido como AIx (%) = P2/P1.P1 é o pico da onda que avança e P2 é o pico da onda refletida.(I) Um ciclo de pulso do braquial e do tornozelo.A velocidade da onda de pulso (PWV) é definida como PWV = D/∆T.D é a distância entre o tornozelo e o braquial.∆T é o atraso de tempo entre os picos das ondas de pulso do tornozelo e braquial.PTT, tempo de trânsito do pulso.(J) Comparação de AIx e VOP do tornozelo braquial (BAPWV) entre saudáveis e CADs.*P < 0,01, **P < 0,001 e ***P < 0,05.HA, hipertensão;DCC, doença coronariana;DM, diabetes mellitus.Crédito da foto: Jin Yang, Universidade de Chongqing.
Para monitorar os sinais de pulso das diferentes partes do corpo humano, anexamos as decorações mencionadas com TATSAs às posições correspondentes: pescoço (Fig. 4C1), pulso (Fig. 4D1), ponta do dedo (Fig. 4E1) e tornozelo (Fig. 4F1). ), conforme elaborado nos filmes S3 a S6.Na medicina, existem três pontos característicos substanciais na onda de pulso: o pico da onda que avança P1, o pico da onda refletida P2 e o pico da onda dicrótica P3.As características desses pontos característicos refletem o estado de saúde da elasticidade arterial, resistência periférica e contratilidade ventricular esquerda relacionada ao sistema cardiovascular.As formas de onda de pulso de uma mulher de 25 anos nas quatro posições acima foram adquiridas e registradas em nosso teste.Observe que os três pontos característicos distinguíveis (P1 a P3) foram observados na forma de onda do pulso nas posições do pescoço, punho e ponta dos dedos, conforme mostrado na Figura 4 (C2 a E2).Por outro lado, apenas P1 e P3 apareceram na forma de onda de pulso na posição do tornozelo, e P2 não estava presente (Fig. 4F2).Esse resultado foi causado pela superposição da onda sanguínea que entra e ejetada pelo ventrículo esquerdo e a onda refletida pelos membros inferiores (44).Estudos anteriores demonstraram que P2 se apresenta em formas de onda medidas nas extremidades superiores, mas não no tornozelo (45, 46).Observamos resultados semelhantes nas formas de onda medidas com o TATSA, conforme mostrado na fig.S21, que mostra dados típicos da população de 80 pacientes aqui estudados.Podemos ver que P2 não apareceu nessas formas de onda de pulso medidas no tornozelo, demonstrando a capacidade do TATSA de detectar características sutis dentro da forma de onda.Esses resultados de medição de pulso indicam que nosso WMHMS pode revelar com precisão as características das ondas de pulso da parte superior e inferior do corpo e que é superior a outros trabalhos (41, 47).Para indicar ainda que nosso TATSA pode ser amplamente aplicado a diferentes idades, medimos formas de onda de pulso de 80 indivíduos em diferentes idades e mostramos alguns dados típicos, como mostrado na fig.S22.Conforme mostrado na Figura 4G, escolhemos três participantes com idades entre 25, 45 e 65 anos, e os três pontos característicos eram óbvios para os participantes jovens e de meia-idade.De acordo com a literatura médica (48), as características das formas de onda de pulso da maioria das pessoas mudam à medida que envelhecem, como o desaparecimento do ponto P2, que é causado pela onda refletida movida para frente para se sobrepor à onda que avança através da diminuição da elasticidade vascular.Este fenômeno também se reflete nas formas de onda que coletamos, verificando ainda que o TATSA pode ser aplicado a diferentes populações.
A forma de onda do pulso é afetada não apenas pelo estado fisiológico do indivíduo, mas também pelas condições de teste.Portanto, medimos os sinais de pulso sob diferentes tensões de contato entre o TATSA e a pele (fig. S23) e várias posições de detecção no local de medição (fig. S24).Pode-se descobrir que o TATSA pode obter formas de onda de pulso consistentes com informações detalhadas ao redor da embarcação em uma grande área de detecção efetiva no local de medição.Além disso, existem sinais de saída distintos sob diferentes tensões de contato entre o TATSA e a pele.Além disso, o movimento dos indivíduos que usam os sensores afetaria os sinais de pulso.Quando o pulso do sujeito está em condição estática, a amplitude da forma de onda do pulso obtida é estável (fig. S25A);inversamente, quando o pulso se move lentamente em um ângulo de -70° a 70° durante 30 s, a amplitude da forma de onda do pulso irá flutuar (fig. S25B).No entanto, o contorno de cada forma de onda de pulso é visível e a frequência de pulso ainda pode ser obtida com precisão.Obviamente, para obter uma aquisição estável de ondas de pulso no movimento humano, é necessário pesquisar mais trabalhos, incluindo o design do sensor e o processamento de sinal de back-end.
Além disso, para analisar e avaliar quantitativamente a condição do sistema cardiovascular através das formas de onda de pulso adquiridas usando nosso TATSA, introduzimos dois parâmetros hemodinâmicos de acordo com a especificação de avaliação do sistema cardiovascular, a saber, o índice de aumento (AIx) e a velocidade da onda de pulso (PWV), que representam a elasticidade das artérias.Conforme mostrado na Figura 4H, a forma de onda do pulso na posição do punho do homem saudável de 25 anos foi utilizada para a análise do AIx.De acordo com a fórmula (seção S1), obteve-se AIx = 60%, que é um valor normal.Em seguida, coletamos simultaneamente duas formas de onda de pulso nas posições do braço e tornozelo deste participante (o método detalhado de medição da forma de onda de pulso está descrito em Materiais e Métodos).Como mostrado na Fig. 4I, os pontos característicos das duas formas de onda de pulso eram distintos.Calculamos então a VOP de acordo com a fórmula (seção S1).Foi obtida VOP = 1363 cm/s, valor característico esperado de um homem adulto saudável.Por outro lado, podemos ver que as métricas de AIx ou PWV não são afetadas pela diferença de amplitude da forma de onda do pulso, e os valores de AIx em diferentes partes do corpo são variados.Em nosso estudo foi utilizado o AIx radial.Para verificar a aplicabilidade do WMHMS em diferentes pessoas, selecionamos 20 participantes do grupo saudável, 20 do grupo hipertenso (HA), 20 do grupo coronariopata (CC) com idade entre 50 e 59 anos e 20 do grupo grupo diabetes mellitus (DM).Medimos suas ondas de pulso e comparamos seus dois parâmetros, AIx e VOP, conforme apresentado na Fig.Verifica-se que os valores de VOP dos grupos HA, CC e DM foram inferiores aos do grupo saudável e apresentam diferença estatística (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 e PDM ≪ 0,001; os valores de P foram calculados por t teste).Enquanto isso, os valores de AIx dos grupos HA e CC foram menores em comparação com o grupo saudável e apresentam diferença estatística (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 e PDM < 0,05).A VOP e o AIx dos participantes com doença coronariana, hipertensão ou DM foram maiores do que aqueles do grupo saudável.Os resultados mostram que o TATSA é capaz de obter com precisão a forma de onda do pulso para calcular o parâmetro cardiovascular para avaliar o estado de saúde cardiovascular.Concluindo, devido às suas características e conforto sem fio, de alta resolução, alta sensibilidade, o WMHMS baseado no TATSA oferece uma alternativa mais eficiente para monitoramento em tempo real do que os atuais equipamentos médicos caros usados em hospitais.
Além da onda de pulso, as informações respiratórias também são um sinal vital primário para ajudar a avaliar a condição física de um indivíduo.O monitoramento da respiração baseado em nosso TATSA é mais atraente que a polissonografia convencional porque pode ser perfeitamente integrado à roupa para melhor conforto.Costurado em uma tira torácica elástica branca, o TATSA foi amarrado diretamente ao corpo humano e preso ao redor do tórax para monitorar a respiração (Fig. 5A e filme S7).O TATSA deformou-se com a expansão e contração da caixa torácica, resultando em uma saída elétrica.A forma de onda adquirida é verificada na Fig. 5B.O sinal com grandes flutuações (amplitude de 1,8 V) e mudanças periódicas (frequência de 0,5 Hz) correspondia ao movimento respiratório.O sinal de flutuação relativamente pequeno foi sobreposto a este grande sinal de flutuação, que era o sinal de batimento cardíaco.De acordo com as características de frequência dos sinais de respiração e batimento cardíaco, usamos um filtro passa-baixa de 0,8 Hz e um filtro passa-faixa de 0,8 a 20 Hz para separar os sinais respiratórios e de batimento cardíaco, respectivamente, conforme mostrado na Fig. .Neste caso, sinais respiratórios e de pulso estáveis com informações fisiológicas abundantes (como frequência respiratória, frequência cardíaca e pontos característicos da onda de pulso) foram obtidos simultaneamente e com precisão, simplesmente colocando o único TATSA no peito.
(A) Fotografia mostrando o display do TATSA colocado no tórax para medição do sinal de pressão associado à respiração.(B) Gráfico de tensão-tempo para o TATSA montado no peito.(C) Decomposição do sinal (B) no batimento cardíaco e na forma de onda respiratória.(D) Fotografia mostrando dois TATSAs colocados no abdômen e no pulso para medir a respiração e o pulso, respectivamente, durante o sono.(E)Sinais respiratórios e de pulso de um participante saudável.FC, frequência cardíaca;BPM, batidas por minuto.(F) Sinais respiratórios e de pulso de um participante do SAS.(G) Sinal respiratório e PTT de um participante saudável.(H) Sinal respiratório e PTT de um participante do SAS.(I) Relação entre o índice de despertar do PTT e o índice de apneia-hipopneia (IAH).Crédito da foto: Wenjing Fan, Universidade de Chongqing.
Para provar que nosso sensor pode monitorar com precisão e confiabilidade os sinais respiratórios e de pulso, realizamos um experimento para comparar os resultados da medição dos sinais de pulso e respiração entre nossos TATSAs e um instrumento médico padrão (MHM-6000B), conforme elaborado nos filmes S8 e S9.Na medição da onda de pulso, o sensor fotoelétrico do instrumento médico foi usado no dedo indicador esquerdo de uma jovem e, enquanto isso, nosso TATSA foi usado no dedo indicador direito.A partir das duas formas de onda de pulso adquiridas, podemos ver que seus contornos e detalhes eram idênticos, indicando que o pulso medido pelo TATSA é tão preciso quanto o do instrumento médico.Na medição das ondas respiratórias, cinco eletrodos eletrocardiográficos foram fixados em cinco áreas do corpo de um jovem, de acordo com as instruções médicas.Em contraste, apenas um TATSA foi amarrado diretamente ao corpo e preso ao peito.A partir dos sinais respiratórios coletados, pode-se observar que a tendência de variação e a taxa do sinal respiratório detectado pelo nosso TATSA eram consistentes com as do instrumento médico.Esses dois experimentos de comparação validaram a precisão, confiabilidade e simplicidade do nosso sistema de sensores para monitorar sinais respiratórios e de pulso.
Além disso, confeccionamos uma peça de roupa inteligente e costuramos dois TATSAs nas posições do abdômen e do pulso para monitorar os sinais respiratórios e de pulso, respectivamente.Especificamente, um WMHMS de canal duplo desenvolvido foi usado para capturar os sinais de pulso e respiratórios simultaneamente.Através deste sistema, obtivemos os sinais respiratórios e de pulso de um homem de 25 anos vestido com nossas roupas elegantes enquanto dormia (Fig. 5D e filme S10) e sentado (fig. S26 e filme S11).Os sinais respiratórios e de pulso adquiridos podem ser transmitidos sem fio para o APP do celular.Conforme mencionado acima, o TATSA tem a capacidade de captar sinais respiratórios e de pulso.Esses dois sinais fisiológicos também são os critérios para estimar o SAS clinicamente.Portanto, nosso TATSA também pode ser usado para monitorar e avaliar a qualidade do sono e distúrbios do sono relacionados.Conforme mostrado na Figura 5 (E e F, respectivamente), medimos continuamente o pulso e as formas de ondas respiratórias de dois participantes, um saudável e um paciente com SAS.Para a pessoa sem apnéia, as frequências respiratória e de pulso medidas permaneceram estáveis em 15 e 70, respectivamente.Para o paciente com SAS, foi observada uma apneia distinta por 24 s, que é uma indicação de um evento respiratório obstrutivo, e a frequência cardíaca aumentou ligeiramente após um período de apneia devido à regulação do sistema nervoso (49).Em resumo, o estado respiratório pode ser avaliado pelo nosso TATSA.
Para avaliar melhor o tipo de SAS através de sinais respiratórios e de pulso, analisamos o tempo de trânsito de pulso (PTT), um indicador não invasivo que reflete as alterações na resistência vascular periférica e na pressão intratorácica (definida na seção S1) de um homem saudável e um paciente com SAS.Para o participante saudável, a frequência respiratória permaneceu inalterada e o PTT permaneceu relativamente estável de 180 a 310 ms (Fig. 5G).No entanto, para o participante do SAS, o PTT aumentou continuamente de 120 para 310 ms durante a apneia (Fig. 5H).Assim, o participante foi diagnosticado com SAS obstrutiva (SAOS).Se a alteração no PTT diminuísse durante a apneia, então a condição seria determinada como uma síndrome de apneia central do sono (CSAS), e se ambos os sintomas existissem simultaneamente, então seria diagnosticado como uma SAS mista (MSAS).Para avaliar a gravidade do SAS, analisamos ainda mais os sinais coletados.O índice de excitação do PTT, que é o número de despertares do PTT por hora (o despertar do PTT é definido como uma queda no PTT de ≥15 ms com duração ≥3 s), desempenha um papel vital na avaliação do grau de SAS.O índice de apneia-hipopneia (IAH) é um padrão para determinar o grau de SAS (apneia é a cessação da respiração e hipopneia é uma respiração excessivamente superficial ou uma frequência respiratória anormalmente baixa), que é definido como o número de apneias e hipopneias por hora durante o sono (a relação entre o IAH e os critérios de classificação para SAOS é mostrada na tabela S2).Para investigar a relação entre o IAH e o índice de excitação do PTT, os sinais respiratórios de 20 pacientes com SAS foram selecionados e analisados com TATSAs.5I, o índice de despertar do PTT correlacionou-se positivamente com o IAH, pois a apneia e a hipopneia durante o sono causam a elevação óbvia e transitória da pressão arterial, levando à diminuição do PTT.Portanto, nosso TATSA pode obter sinais respiratórios e de pulso estáveis e precisos simultaneamente, fornecendo informações fisiológicas importantes sobre o sistema cardiovascular e SAS para o monitoramento e avaliação de doenças relacionadas.
Em resumo, desenvolvemos um TATSA utilizando o ponto cardigan completo para detectar diferentes sinais fisiológicos simultaneamente.Este sensor apresentava alta sensibilidade de 7,84 mV Pa-1, tempo de resposta rápido de 20 ms, alta estabilidade de mais de 100.000 ciclos e ampla largura de banda de frequência de trabalho.Com base no TATSA, também foi desenvolvido um WMHMS para transmitir os parâmetros fisiológicos medidos para um telefone celular.O TATSA pode ser incorporado em diferentes locais de roupas para design estético e usado para monitorar simultaneamente o pulso e os sinais respiratórios em tempo real.O sistema pode ser aplicado para ajudar a distinguir entre indivíduos saudáveis e aqueles com CAD ou SAS devido à sua capacidade de capturar informações detalhadas.Este estudo forneceu uma abordagem confortável, eficiente e fácil de usar para medir o pulso e a respiração humanos, representando um avanço no desenvolvimento de eletrônicos têxteis vestíveis.
O aço inoxidável foi passado repetidamente pelo molde e esticado para formar uma fibra com diâmetro de 10 μm.Uma fibra de aço inoxidável como eletrodo foi inserida em vários pedaços de fios Terylene comerciais de uma camada.
Um gerador de função (Stanford DS345) e um amplificador (LabworkPa-13) foram utilizados para fornecer um sinal de pressão sinusoidal.Um sensor de força de faixa dupla (Vernier Software & Technology LLC) foi utilizado para medir a pressão externa aplicada ao TATSA.Um eletrômetro do sistema Keithley (Keithley 6514) foi usado para monitorar e registrar a tensão e corrente de saída do TATSA.
De acordo com o método de teste 135-2017 da AATCC, usamos o TATSA e lastro suficiente como uma carga de 1,8 kg e depois os colocamos em uma máquina de lavar comercial (Labtex LBT-M6T) para realizar ciclos delicados de lavagem na máquina.Em seguida, enchemos a máquina de lavar com 18 galões de água a 25 ° C e ajustamos a lavadora para o ciclo e tempo de lavagem selecionados (velocidade de agitação, 119 golpes por minuto; tempo de lavagem, 6 min; velocidade de centrifugação final, 430 rpm; final tempo de centrifugação, 3 min).Por último, o TATSA foi pendurado seco em ar calmo a uma temperatura ambiente não superior a 26°C.
Os sujeitos foram instruídos a deitar-se em posição supina na cama.O TATSA foi colocado nos locais de medição.Uma vez que os sujeitos estavam na posição supina padrão, eles mantinham um estado completamente relaxado por 5 a 10 minutos.O sinal de pulso então começou a medir.
Material complementar para este artigo está disponível em https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Figura S9.Resultado da simulação da distribuição de força de um TATSA sob pressões aplicadas de 0,2 kPa usando o software COMSOL.
Figura S10.Resultados de simulação da distribuição de força de uma unidade de contato sob pressões aplicadas de 0,2 e 2 kPa, respectivamente.
Figura S11.Ilustrações esquemáticas completas da transferência de carga de uma unidade de contato sob condições de curto-circuito.
Figura S13.Tensão e corrente de saída contínua do TATSA em resposta à pressão externa aplicada continuamente em um ciclo de medição.
Figura S14.Resposta de tensão para vários números de unidades de loop na mesma área de malha ao manter inalterado o número de loop na direção wale.
Figura S15.Uma comparação entre os desempenhos de saída dos dois sensores têxteis usando o ponto cardigã completo e o ponto simples.
Figura S16.Gráficos mostrando respostas de frequência na pressão dinâmica de 1 kPa e frequência de entrada de pressão de 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 e 20 Hz.
Figura S25.As tensões de saída do sensor quando o sujeito estava em condições estáticas e de movimento.
Figura S26.Fotografia mostrando os TATSAs colocados no abdômen e no punho simultaneamente para medir a respiração e o pulso, respectivamente.
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Por Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Um sensor triboelétrico totalmente têxtil com alta sensibilidade à pressão e conforto foi desenvolvido para monitoramento de saúde.
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© 2020 Associação Americana para o Avanço da Ciência.Todos os direitos reservados.AAAS é parceira de HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef e COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Horário da postagem: 27 de março de 2020