Носимая текстильная электроника весьма желательна для реализации персонализированного управления здоровьем.Тем не менее, большинство сообщений о текстильной электронике могут либо периодически ориентироваться на один физиологический сигнал, либо упускать явные детали сигналов, что приводит к частичной оценке состояния здоровья.Кроме того, текстиль с отличными свойствами и комфортом по-прежнему остается проблемой.Здесь мы сообщаем о трибоэлектрической полностью текстильной матрице датчиков с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.Он обладает чувствительностью к давлению (7,84 мВ Па-1), быстрым временем отклика (20 мс), стабильностью (>100 000 циклов), широким диапазоном рабочих частот (до 20 Гц) и возможностью машинной стирки (>40 стирок).Изготовленные TATSA были пришиты к различным частям одежды для одновременного мониторинга артериальных пульсовых волн и дыхательных сигналов.Далее мы разработали систему мониторинга здоровья для долгосрочной и неинвазивной оценки сердечно-сосудистых заболеваний и синдрома апноэ во сне, которая демонстрирует большие возможности для количественного анализа некоторых хронических заболеваний.
Носимая электроника представляет собой потрясающую возможность благодаря ее многообещающим применениям в персонализированной медицине.Они могут контролировать состояние здоровья человека непрерывно, в режиме реального времени и неинвазивным способом (1–11).Пульс и дыхание, как два незаменимых компонента жизненно важных функций, могут обеспечить как точную оценку физиологического состояния, так и важные сведения о диагностике и прогнозе связанных заболеваний (12–21).На сегодняшний день большая часть носимой электроники для обнаружения тонких физиологических сигналов основана на ультратонких подложках, таких как полиэтилентерефталат, полидиметилсилоксан, полиимид, стекло и силикон (22–26).Недостаток этих подложек для нанесения на кожу заключается в их плоской и жесткой форме.В результате для установления плотного контакта между носимой электроникой и кожей человека требуются ленты, пластыри или другие механические приспособления, что может вызвать раздражение и неудобства при длительном использовании (27, 28).Кроме того, эти субстраты имеют плохую воздухопроницаемость, что приводит к дискомфорту при их использовании для длительного и непрерывного мониторинга здоровья.Для решения вышеупомянутых проблем в здравоохранении, особенно при повседневном использовании, умный текстиль предлагает надежное решение.Эти ткани обладают характеристиками мягкости, легкости и воздухопроницаемости и, таким образом, обладают потенциалом для реализации комфорта в носимой электронике.В последние годы интенсивные усилия были направлены на разработку текстильных систем чувствительных датчиков, сбора и хранения энергии (29–39).В частности, сообщалось об успешных исследованиях оптического волокна, пьезоэлектричества и интеллектуального текстиля на основе удельного сопротивления, применяемого для мониторинга пульсовых и дыхательных сигналов (40–43).Однако этот «умный текстиль» обычно имеет низкую чувствительность и единый параметр мониторинга и не может производиться в больших масштабах (таблица S1).В случае измерения пульса сложно получить подробную информацию из-за слабых и быстрых колебаний пульса (например, его характерных точек), поэтому требуются высокая чувствительность и соответствующие характеристики частотной характеристики.
В этом исследовании мы представляем трибоэлектрическую цельнотекстильную сенсорную матрицу (TATSA) с высокой чувствительностью для тонкого улавливания эпидермального давления, связанную из проводящих и нейлоновых нитей полным кардиганным швом.TATSA может обеспечить высокую чувствительность к давлению (7,84 мВ Па-1), быстрое время отклика (20 мс), стабильность (> 100 000 циклов), широкий диапазон рабочих частот (до 20 Гц) и возможность машинной стирки (> 40 стирок).Он способен удобно интегрироваться в одежду, обеспечивая комфорт и эстетическую привлекательность.Примечательно, что наша TATSA может быть непосредственно встроена в различные участки ткани, которые соответствуют пульсовым волнам на шее, запястьях, кончиках пальцев и лодыжках, а также дыхательным волнам в области живота и груди.Чтобы оценить превосходную производительность TATSA в режиме реального времени и удаленном мониторинге состояния здоровья, мы разрабатываем персонализированную интеллектуальную систему мониторинга состояния здоровья, которая непрерывно собирает и сохраняет физиологические сигналы для анализа сердечно-сосудистых заболеваний (CAD) и оценки синдрома апноэ во сне (SAS). ).
Как показано на рис. 1А, два TATSA были вшиты в манжету и на грудь рубашки, чтобы обеспечить динамический и одновременный мониторинг пульсовых и дыхательных сигналов соответственно.Эти физиологические сигналы передавались по беспроводной сети в интеллектуальное приложение мобильного терминала (APP) для дальнейшего анализа состояния здоровья.На рисунке 1B показан TATSA, сшитый на кусок ткани, а на вставке показан увеличенный вид TATSA, который был связан с использованием характерной проводящей пряжи и коммерческой нейлоновой пряжи вместе полным кардиганным швом.По сравнению с основным простым стежком, наиболее распространенным и основным методом вязания, был выбран полный кардиганный шов, поскольку контакт между головкой петли проводящей пряжи и прилегающей головкой подвернутой петли нейлоновой пряжи (рис. S1) представляет собой поверхность. а не точечный контакт, что приводит к большей площади действия и высокому трибоэлектрическому эффекту.Для изготовления проводящей нити в качестве волокна с фиксированной сердцевиной мы выбрали нержавеющую сталь, а вокруг сердцевинного волокна скрутили несколько кусков однослойных териленовых нитей в одну проводящую нить диаметром 0,2 мм (рис. S2), которая служила как поверхность электрификации, так и проводящий электрод.Нейлоновая нить диаметром 0,15 мм, служившая еще одной поверхностью электрификации, имела большую растягивающую силу, поскольку была скручена неисчислимыми нитями (рис. S3).На рис. 1 (C и D соответственно) показаны фотографии изготовленной проводящей нити и нейлоновой пряжи.На вставках показаны соответствующие изображения, полученные сканирующей электронной микроскопией (СЭМ), на которых представлено типичное поперечное сечение проводящей нити и поверхность нейлоновой нити.Высокая прочность на разрыв токопроводящих и нейлоновых нитей обеспечила возможность их переплетения на промышленном станке для сохранения равномерной работы всех датчиков.Как показано на рис. 1E, проводящие нити, нейлоновые нити и обычные нити были намотаны на соответствующие конусы, которые затем были загружены в промышленную компьютеризированную плосковязальную машину для автоматического ткачества (фильм S1).Как показано на рис.S4: несколько TATSA были связаны вместе из обычной ткани на промышленной машине.Один TATSA толщиной 0,85 мм и весом 0,28 г может быть изготовлен из всей конструкции для индивидуального использования, демонстрируя его превосходную совместимость с другими тканями.Кроме того, TATSA могут быть выполнены в различных цветах для удовлетворения эстетических и модных требований из-за разнообразия коммерческих нейлоновых нитей (рис. 1F и рис. S5).Изготовленные TATSA обладают превосходной мягкостью и способностью выдерживать резкий изгиб или деформацию (рис. S6).На рисунке 1G показано, как TATSA пришита непосредственно к животу и манжетам свитера.Процесс вязания свитера показан на рис.S7 и фильм S2.Детали передней и задней стороны растянутой ТАТСА в положении живота показаны на рис.S8 (А и В соответственно), а положение проводящей нити и нейлоновой нити показано на рис.S8C.Здесь видно, что TATSA можно легко встроить в обычную ткань, придав ей сдержанный и элегантный вид.
(A) Два TATSA, встроенные в рубашку, для мониторинга пульса и дыхательных сигналов в режиме реального времени.(Б) Схематическая иллюстрация сочетания ТАТСА и одежды.На вставке показано увеличенное изображение датчика.(C) Фотография проводящей пряжи (шкала, 4 см).На вставке — СЭМ-изображение поперечного сечения проводящей нити (шкала 100 мкм), состоящей из нитей из нержавеющей стали и терилена.(D) Фотография нейлоновой пряжи (шкала, 4 см).На вставке — СЭМ-изображение поверхности нейлоновой нити (шкала 100 мкм).(E) Изображение компьютеризированной плосковязальной машины, выполняющей автоматическое плетение TATSA.(F) Фотография TATSA в разных цветах (шкала, 2 см).Вставка – скрученная ТАТСА, демонстрирующая свою превосходную мягкость.(G) Фотография двух TATSA, полностью и бесшовно вшитых в свитер.Фото предоставлено: Вэньцзин Фань, Университет Чунцина.
Чтобы проанализировать рабочий механизм ТАТСА, включая его механические и электрические свойства, мы построили геометрическую модель вязания ТАТСА, как показано на рис. 2А.При использовании полного стежка кардигана проводящая и нейлоновая нити переплетаются в виде петель по ходу и по направлению продольной стенки.Однопетлевая конструкция (рис. S1) состоит из головки петли, плеча петли, части, пересекающей резинку, плеча подкладки и головки подкладки.Можно обнаружить две формы поверхности контакта между двумя разными нитями: (i) поверхность контакта между головкой петли проводящей нити и головкой подворачивающего стежка нейлоновой пряжи и (ii) поверхность контакта между головкой петли из нейлоновая пряжа и головка проводящей пряжи.
(А) ТАТСА с передней, правой и верхней сторонами провязанных петель.(B) Результат моделирования распределения силы TATSA под приложенным давлением 2 кПа с использованием программного обеспечения COMSOL.(C) Схематические иллюстрации переноса заряда контактного блока в условиях короткого замыкания.(D) Результаты моделирования распределения заряда контактного блока в состоянии разомкнутой цепи с использованием программного обеспечения COMSOL.
Принцип работы TATSA можно объяснить в двух аспектах: стимуляция внешней силой и ее индуцированный заряд.Чтобы интуитивно понять распределение напряжения в ответ на воздействие внешней силы, мы использовали анализ методом конечных элементов с использованием программного обеспечения COMSOL при различных внешних силах 2 и 0,2 кПа, как показано соответственно на рис. 2B и рис.С9.Напряжение возникает на контактных поверхностях двух нитей.Как показано на рис.В S10 мы рассмотрели две петли для уточнения распределения напряжений.При сравнении распределения напряжения под действием двух разных внешних сил напряжение на поверхностях проводящей и нейлоновой нитей увеличивается с увеличением внешней силы, что приводит к контакту и экструзии между двумя нитями.Как только внешняя сила высвобождается, две нити разделяются и удаляются друг от друга.
Движения разделения контактов между проводящей нитью и нейлоновой нитью вызывают перенос заряда, который объясняется сочетанием трибоэлектрификации и электростатической индукции.Чтобы прояснить процесс генерации электричества, мы проанализируем поперечное сечение области контакта двух нитей друг с другом (рис. 2C1).Как показано на рис. 2 (C2 и C3 соответственно), когда TATSA стимулируется внешней силой и две нити соприкасаются друг с другом, на поверхности проводящих и нейлоновых нитей происходит электрификация, и эквивалентные заряды с противоположными полярности генерируются на поверхности двух нитей.Как только две нити разделяются, во внутренней нержавеющей стали индуцируются положительные заряды из-за эффекта электростатической индукции.Полная схема представлена на рис.С11.Чтобы получить более количественное представление о процессе выработки электроэнергии, мы смоделировали потенциальное распределение TATSA с помощью программного обеспечения COMSOL (рис. 2D).Когда два материала находятся в контакте, заряд в основном собирается на фрикционном материале, а на электроде присутствует лишь небольшое количество индуцированного заряда, что приводит к небольшому потенциалу (рис. 2D, внизу).Когда два материала разделены (рис. 2D, вверху), индуцированный заряд на электроде увеличивается из-за разности потенциалов, и соответствующий потенциал увеличивается, что показывает хорошее соответствие между результатами, полученными в экспериментах, и результатами моделирования. .Более того, поскольку проводящий электрод TATSA обернут териленовой нитью, а кожа находится в контакте с обоими фрикционными материалами, поэтому, когда TATSA носится непосредственно на коже, заряд зависит от внешней силы и не будет быть ослабленной кожей.
Чтобы охарактеризовать производительность нашего TATSA в различных аспектах, мы предоставили измерительную систему, содержащую функциональный генератор, усилитель мощности, электродинамический шейкер, датчик силы, электрометр и компьютер (рис. S12).Эта система создает внешнее динамическое давление до 7 кПа.В эксперименте ТАТСА помещался на плоский лист пластика в свободном состоянии, а выходные электрические сигналы регистрировались электрометром.
Характеристики проводящих и нейлоновых нитей влияют на выходные характеристики TATSA, поскольку они определяют поверхность контакта и способность воспринимать внешнее давление.Чтобы исследовать это, мы изготовили три размера двух нитей соответственно: проводящую нить размером 150D/3, 210D/3 и 250D/3 и нейлоновую пряжу размером 150D/6, 210D/6 и 250D. /6 (D, денье; единица измерения, используемая для определения толщины волокна отдельных нитей; ткани с большим количеством денье, как правило, толстые).Затем мы выбрали эти две пряжи разного размера, чтобы связать их в датчик, а размер TATSA сохранился на уровне 3 см на 3 см с количеством петель 16 в направлении петель и 10 в направлении ряда.Таким образом были получены датчики с девятью схемами вязания.Датчик из токопроводящей нити размером 150D/3 и нейлоновой нити размером 150D/6 оказался самым тонким, а датчик из токопроводящей нити размером 250D/3 и капроновой нити размером 250D/ 6 был самым толстым.При механическом возбуждении от 0,1 до 7 кПа электрические выходы этих структур систематически исследовались и тестировались, как показано на рис. 3А.Выходные напряжения девяти TATSA увеличивались с увеличением приложенного давления с 0,1 до 4 кПа.В частности, из всех схем вязания спецификация проводящей пряжи 210D/3 и нейлоновой пряжи 210D/6 обеспечила самую высокую электрическую мощность и продемонстрировала самую высокую чувствительность.Выходное напряжение имело тенденцию к увеличению с увеличением толщины TATSA (из-за достаточной контактной поверхности), пока TATSA не была связана с использованием проводящей пряжи 210D/3 и нейлоновой пряжи 210D/6.Поскольку дальнейшее увеличение толщины привело бы к поглощению внешнего давления нитями, выходное напряжение соответственно уменьшилось.Кроме того, отмечается, что в области низкого давления (<4 кПа) линейное изменение выходного напряжения в зависимости от давления обеспечивает превосходную чувствительность к давлению — 7,84 мВ Па-1.В области высоких давлений (>4 кПа) экспериментально наблюдалась меньшая чувствительность по давлению — 0,31 мВ Па-1 из-за насыщения эффективной площади трения.Аналогичная чувствительность к давлению была продемонстрирована во время противоположного процесса приложения силы.Конкретные временные профили выходного напряжения и тока при различных давлениях представлены на рис.S13 (А и Б соответственно).
(A) Выходное напряжение при девяти схемах вязания проводящей пряжи (150D/3, 210D/3 и 250D/3) в сочетании с нейлоновой пряжей (150D/6, 210D/6 и 250D/6).(B) Реакция напряжения на различное количество модулей шлейфа в одной и той же области ткани при сохранении количества шлейфов в направлении стенки неизменным.(C) Графики, показывающие частотные характеристики при динамическом давлении 1 кПа и частоте входного давления 1 Гц.(D) Различные выходные и текущие напряжения на частотах 1, 5, 10 и 20 Гц.(E) Испытание TATSA на долговечность под давлением 1 кПа.(F) Выходные характеристики ТАТСА после 20- и 40-кратной стирки.
На чувствительность и выходное напряжение также влияла плотность стежков ТАТСА, которая определялась общим количеством петель на измеренном участке ткани.Увеличение плотности стежков приведет к большей компактности структуры ткани.На рисунке 3B показаны выходные характеристики при различных количествах петель на площади ткани 3х3 см, а на вставке показана структура блока петель (мы сохранили номер петли в направлении направления равным 10, а номер петли в направление вала было 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 и 26).При увеличении номера контура выходное напряжение сначала демонстрировало тенденцию к увеличению из-за увеличения поверхности контакта, пока не достигло максимального пика выходного напряжения 7,5 В с номером контура 180. После этого выходное напряжение начало снижаться, поскольку TATSA стала плотной, и две нити имели уменьшенное пространство для разделения контактов.Чтобы выяснить, в каком направлении плотность оказывает большое влияние на выходную мощность, мы сохранили номер цикла TATSA в направлении стенки равным 18, а номер цикла в направлении курса был установлен равным 7, 8, 9, 10. 11, 12, 13 и 14. Соответствующие выходные напряжения показаны на рис.С14.Для сравнения мы видим, что плотность в направлении курса оказывает большее влияние на выходное напряжение.В результате после всесторонней оценки выходных характеристик для вязания ТАТСА была выбрана схема вязания из проводящей пряжи 210D/3 и капроновой пряжи 210D/6 и 180 петель.Кроме того, мы сравнили выходные сигналы двух текстильных датчиков, использующих полную строчку кардигана и простую строчку.Как показано на рис.S15 электрическая мощность и чувствительность при использовании полного кардиганного стежка намного выше, чем при использовании простого стежка.
Было измерено время отклика для мониторинга сигналов в реальном времени.Чтобы изучить время реакции нашего датчика на внешние силы, мы сравнили сигналы выходного напряжения с входами динамического давления на частоте от 1 до 20 Гц (рис. 3C и рис. S16 соответственно).Формы выходного напряжения были практически идентичны входным синусоидальным волнам давления под давлением 1 кПа, а формы выходных сигналов имели малое время отклика (около 20 мс).Этот гистерезис можно объяснить тем, что упругая структура не вернулась в исходное состояние как можно скорее после воздействия внешней силы.Тем не менее, этот крошечный гистерезис приемлем для мониторинга в реальном времени.Для получения динамического давления в определенном частотном диапазоне ожидается соответствующая частотная характеристика TATSA.Таким образом, была проверена и частотная характеристика ТАТСА.При увеличении внешней частоты возбуждения амплитуда выходного напряжения практически не менялась, тогда как амплитуда тока возрастала при изменении частоты отводов от 1 до 20 Гц (рис. 3Г).
Чтобы оценить повторяемость, стабильность и долговечность TATSA, мы протестировали реакцию выходного напряжения и тока на циклы нагрузки-разгрузки давлением.На датчик подавалось давление 1 кПа с частотой 5 Гц.Размах напряжения и тока был зафиксирован после 100 000 циклов нагрузки-разгрузки (рис. 3E и рис. S17 соответственно).Увеличенные изображения формы напряжения и тока показаны на вставке к рис. 3E и рис.S17 соответственно.Результаты показывают замечательную повторяемость, стабильность и долговечность TATSA.Возможность стирки также является важным критерием оценки TATSA как полностью текстильного устройства.Чтобы оценить способность к стирке, мы проверили выходное напряжение датчика после машинной стирки TATSA в соответствии с методом испытаний 135-2017 Американской ассоциации химиков и колористов по текстилю (AATCC).Подробная процедура промывки описана в разделе «Материалы и методы».Как показано на фиг. 3F, электрические выходные сигналы были записаны после 20-кратной и 40-кратной стирки, что продемонстрировало отсутствие явных изменений выходного напряжения на протяжении всех испытаний на стирку.Эти результаты подтверждают замечательную моющуюся способность TATSA.В качестве носимого текстильного датчика мы также исследовали выходные характеристики TATSA в условиях растяжения (рис. S18), скручивания (рис. S19) и различной влажности (рис. S20).
На основе многочисленных преимуществ TATSA, продемонстрированных выше, мы разработали беспроводную мобильную систему мониторинга здоровья (WMHMS), которая способна непрерывно получать физиологические сигналы, а затем давать профессиональные советы пациенту.На рисунке 4А показана принципиальная схема WMHMS на основе TATSA.Система состоит из четырех компонентов: TATSA для сбора аналоговых физиологических сигналов, аналоговой схемы преобразования с фильтром нижних частот (MAX7427) и усилителя (MAX4465) для обеспечения достаточной детализации и превосходной синхронизации сигналов, аналого-цифрового преобразователя. преобразователь на основе микроконтроллера для сбора и преобразования аналоговых сигналов в цифровые сигналы и модуль Bluetooth (чип Bluetooth с низким энергопотреблением CC2640) для передачи цифрового сигнала в приложение терминала мобильного телефона (APP; Huawei Honor 9).В этом исследовании мы бесшовно вшили TATSA в шнурок, браслет, напальчник и носок, как показано на рис. 4B.
(A) Иллюстрация WMHMS.(B) Фотографии TATSA, вшитые в браслет, наручник, носок и нагрудный ремень соответственно.Измерение пульса на шее (C1), запястье (D1), кончике пальца (E1) и лодыжке (F1).Форма импульса на шее (C2), запястье (D2), кончике пальца (E2) и лодыжке (F2).(G) Формы пульса разного возраста.(H) Анализ одиночной пульсовой волны.Индекс радиального увеличения (AIx), определяемый как AIx (%) = P2/P1.P1 – пик набегающей волны, а P2 – пик отраженной волны.(I) Пульсовый цикл плечевого сустава и лодыжки.Скорость пульсовой волны (СПВ) определяется как СПВ = D/∆T.D – расстояние между лодыжкой и плечом.∆T — временная задержка между пиками пульсовых волн лодыжки и плеча.PTT, время прохождения импульса.(J) Сравнение AIx и PWV плечевого сустава (BAPWV) у здоровых людей и больных ИБС.*P <0,01, **P <0,001 и ***P <0,05.АГ, гипертония;ИБС, ишемическая болезнь сердца;СД, сахарный диабет.Фото предоставлено: Цзинь Ян, Университет Чунцина.
Для мониторинга пульсовых сигналов различных частей тела человека мы прикрепили вышеупомянутые украшения с TATSA к соответствующим позициям: шее (рис. 4C1), запястью (рис. 4D1), кончикам пальцев (рис. 4E1) и лодыжке (рис. 4F1). ), как показано в фильмах с S3 по S6.В медицине выделяют три существенные особенности пульсовой волны: пик наступающей волны Р1, пик отраженной волны Р2 и пик дикротической волны Р3.Характеристики этих характерных точек отражают состояние здоровья артериальной эластичности, периферического сопротивления и сократительной способности левого желудочка, связанного с сердечно-сосудистой системой.В ходе нашего теста были получены и записаны формы пульсовых волн 25-летней женщины в четырех вышеуказанных позициях.Обратите внимание, что на форме пульсовой волны наблюдались три различимые характерные точки (от P1 до P3) на шее, запястье и кончиках пальцев, как показано на рис. 4 (от C2 до E2).Напротив, на пульсовой волне в положении лодыжки появлялись только P1 и P3, а P2 отсутствовал (рис. 4F2).Этот результат был вызван суперпозицией приходящей волны крови, выбрасываемой левым желудочком, и отраженной волны от нижних конечностей (44).Предыдущие исследования показали, что P2 присутствует в волнах, измеренных в верхних конечностях, но не в лодыжке (45, 46).Мы наблюдали аналогичные результаты в формах сигналов, измеренных с помощью TATSA, как показано на рис.S21, на котором показаны типичные данные из 80 исследованных здесь пациентов.Мы видим, что P2 не появился в этих формах пульса, измеренных на лодыжке, что демонстрирует способность TATSA обнаруживать тонкие особенности внутри формы волны.Эти результаты измерения пульса показывают, что наша WMHMS может точно выявить характеристики пульсовой волны верхней и нижней части тела и превосходит другие работы (41, 47).Чтобы еще раз показать, что наша TATSA может широко применяться к разным возрастам, мы измерили формы пульсовых волн 80 человек в разном возрасте и показали некоторые типичные данные, как показано на рис.С22.Как показано на рис. 4G, мы выбрали трех участников в возрасте 25, 45 и 65 лет, и три особенности были очевидны для участников молодого и среднего возраста.Согласно медицинской литературе (48), характеристики пульсовых волн у большинства людей изменяются с возрастом, например, исчезновение точки P2, что вызвано перемещением отраженной волны вперед и наложением себя на наступающую волну за счет уменьшения эластичность сосудов.Это явление также отражено в собранных нами сигналах, что еще раз подтверждает, что TATSA можно применять к различным группам населения.
На форму пульсовой волны влияет не только физиологическое состояние человека, но и условия проведения исследования.Поэтому мы измеряли импульсные сигналы при разной плотности контакта ТАТСА с кожей (рис. S23) и различных положениях детектирования в месте измерения (рис. S24).Можно обнаружить, что TATSA может получать согласованные формы импульсных сигналов с подробной информацией вокруг сосуда в большой эффективной зоне обнаружения в месте измерения.Кроме того, существуют различные выходные сигналы при разной плотности контакта между TATSA и кожей.Кроме того, движение людей, носящих датчики, будет влиять на сигналы пульса.Когда запястье обследуемого находится в статическом состоянии, амплитуда полученной пульсовой волны стабильна (рис. S25A);и наоборот, при медленном движении запястья под углом от −70° до 70° в течение 30 с амплитуда пульсовой волны будет колебаться (рис. S25B).Однако контур каждой импульсной волны виден, и частоту пульса по-прежнему можно точно определить.Очевидно, что для достижения стабильного сбора пульсовых волн при движении человека необходимы дальнейшие исследования, включая разработку датчиков и внутреннюю обработку сигналов.
Кроме того, для анализа и количественной оценки состояния сердечно-сосудистой системы по полученным формам пульса с помощью нашего TATSA мы ввели два гемодинамических параметра в соответствии со спецификацией оценки сердечно-сосудистой системы, а именно индекс аугментации (AIx) и скорость пульсовой волны. (PWV), которые отражают эластичность артерий.Как показано на рис. 4H, для анализа AIx использовалась форма пульсовой волны в положении запястья 25-летнего здорового мужчины.По формуле (раздел S1) получено AIx = 60%, что является нормальным значением.Затем мы одновременно собрали две формы пульсовой волны в положениях руки и лодыжки этого участника (подробный метод измерения формы пульсовой волны описан в разделе «Материалы и методы»).Как показано на рис. 4I, характерные точки двух импульсных сигналов были различны.Затем мы рассчитали СПВ по формуле (раздел S1).Была получена PWV = 1363 см/с, что является характерным значением, ожидаемым для здорового взрослого мужчины.С другой стороны, мы видим, что на показатели AIx или PWV не влияет разница амплитуд формы импульсного сигнала, а значения AIx в разных частях тела различны.В нашем исследовании использовался радиальный AIx.Чтобы проверить применимость WMHMS у разных людей, мы выбрали 20 участников из группы здоровых, 20 из группы с гипертонией (АГ), 20 из группы ишемической болезни сердца (ИБС) в возрасте от 50 до 59 лет и 20 из группы больных с ишемической болезнью сердца (ИБС). Группа сахарного диабета (СД).Мы измерили их пульсовые волны и сравнили два их параметра, AIx и PWV, как показано на рис. 4J.Установлено, что значения СПВ в группах АГ, ИБС и СД были ниже по сравнению со здоровыми и имели статистическую разницу (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 и PDM ≪ 0,001; значения P рассчитывались по t тест).При этом значения AIx в группах АГ и ИБС были ниже по сравнению со здоровой группой и имели статистическую разницу (PHTN <0,01, PCHD <0,001 и PDM <0,05).PWV и AIx участников с ИБС, АГ или СД были выше, чем в здоровой группе.Результаты показывают, что TATSA способен точно получать форму пульсовой волны для расчета сердечно-сосудистых параметров и оценки состояния сердечно-сосудистой системы.В заключение, благодаря своим беспроводным характеристикам, высокому разрешению, высокой чувствительности и комфорту, WMHMS на базе TATSA обеспечивает более эффективную альтернативу мониторингу в реальном времени, чем нынешнее дорогое медицинское оборудование, используемое в больницах.
Помимо пульсовой волны, респираторная информация также является основным жизненно важным показателем, помогающим оценить физическое состояние человека.Мониторинг дыхания на основе нашей TATSA более привлекателен, чем обычная полисомнография, поскольку его можно легко интегрировать в одежду для большего комфорта.Зашитый в белый эластичный нагрудный ремень TATSA привязывался непосредственно к телу человека и закреплялся вокруг груди для мониторинга дыхания (рис. 5A и видеоролик S7).TATSA деформировалась при расширении и сжатии грудной клетки, что приводило к возникновению электрического тока.Полученная форма сигнала проверена на рис. 5B.Дыхательному движению соответствовал сигнал с большими колебаниями (амплитуда 1,8 В) и периодическими изменениями (частота 0,5 Гц).Относительно небольшой сигнал колебаний накладывался на этот большой сигнал колебаний, который был сигналом сердцебиения.В соответствии с частотными характеристиками сигналов дыхания и сердцебиения мы использовали фильтр нижних частот 0,8 Гц и полосовой фильтр 0,8–20 Гц для разделения сигналов дыхания и сердцебиения соответственно, как показано на рис. 5В. .В этом случае стабильные сигналы дыхания и пульса с обширной физиологической информацией (например, частотой дыхания, частотой сердцебиения и характерными точками пульсовой волны) были получены одновременно и точно, просто поместив один TATSA на грудь.
(А) Фотография, показывающая дисплей TATSA, помещенный на грудь для измерения сигнала давления, связанного с дыханием.(B) График зависимости напряжения от времени для TATSA, установленного на груди.(C) Разложение сигнала (B) на сердцебиение и форму дыхательной волны.(D) Фотография, на которой показаны два TATSA, помещенные на живот и запястье для измерения дыхания и пульса соответственно во время сна.(E) Дыхательные и пульсовые сигналы здорового участника.ЧСС, частота сердечных сокращений;BPM, ударов в минуту.(F) Дыхательные и пульсовые сигналы участника САС.(G) Дыхательный сигнал и ЧТВ здорового участника.(H) Дыхательный сигнал и PTT участника SAS.(I) Связь между индексом возбуждения PTT и индексом апноэ-гипопноэ (AHI).Фото предоставлено: Вэньцзин Фань, Университет Чунцина.
Чтобы доказать, что наш датчик может точно и надежно отслеживать сигналы пульса и дыхания, мы провели эксперимент по сравнению результатов измерения сигналов пульса и дыхания между нашими TATSA и стандартным медицинским инструментом (MHM-6000B), как описано в фильмах S8. и С9.При измерении пульсовой волны фотоэлектрический датчик медицинского инструмента носил молодая девушка на указательном пальце левой руки, а нашу ТАТСА - на указательном пальце правой руки.Из двух полученных форм пульсовых сигналов мы видим, что их контуры и детали были идентичны, что указывает на то, что пульс, измеренный TATSA, столь же точен, как и пульс, измеренный медицинским инструментом.При измерении волны дыхания пять электрокардиографических электродов прикреплялись к пяти участкам тела молодого человека в соответствии с медицинской инструкцией.Напротив, только одна ТАТСА была привязана непосредственно к телу и закреплена на груди.Из собранных респираторных сигналов видно, что тенденция изменения и скорость сигнала дыхания, обнаруженного нашим TATSA, соответствовали таковым с помощью медицинского прибора.Эти два сравнительных эксперимента подтвердили точность, надежность и простоту нашей сенсорной системы для мониторинга пульсовых и дыхательных сигналов.
Кроме того, мы изготовили кусок умной одежды и сшили два TATSA на животе и запястьях для мониторинга сигналов дыхания и пульса соответственно.В частности, была использована разработанная двухканальная система WMHMS для одновременного захвата пульсовых и дыхательных сигналов.С помощью этой системы мы получили сигналы дыхания и пульса 25-летнего мужчины, одетого в нашу умную одежду, во время сна (рис. 5D и видеоролик S10) и сидя (рис. S26 и видеоролик S11).Полученные сигналы дыхания и пульса можно передавать по беспроводной сети в приложение мобильного телефона.Как упоминалось выше, TATSA обладает способностью улавливать дыхательные и пульсовые сигналы.Эти два физиологических сигнала также являются критериями медицинской оценки САС.Таким образом, наш TATSA также можно использовать для мониторинга и оценки качества сна и связанных с ним нарушений сна.Как показано на рис. 5 (E и F соответственно), мы непрерывно измеряли пульсовые и дыхательные волны у двух участников, здорового и пациента с САС.У человека без апноэ измеренная частота дыхания и пульса оставалась стабильной на уровне 15 и 70 соответственно.У пациента с САС наблюдалось отчетливое апноэ в течение 24 с, что является признаком обструктивного респираторного явления, а частота сердечных сокращений слегка увеличивалась после периода апноэ из-за регуляции нервной системы (49).Таким образом, респираторный статус можно оценить с помощью нашего TATSA.
Для дальнейшей оценки типа САС по пульсовым и дыхательным сигналам мы проанализировали время прохождения пульса (ПТВ) – неинвазивный показатель, отражающий изменения периферического сосудистого сопротивления и внутригрудного давления (определенные в разделе S1) здорового мужчины и больного с САС.У здорового участника частота дыхания оставалась неизменной, а ЧТВ было относительно стабильным от 180 до 310 мс (рис. 5G).Однако у участника SAS ЧТВ постоянно увеличивалось со 120 до 310 мс во время апноэ (рис. 5H).Таким образом, у участника был диагностирован обструктивный САС (СОАС).Если бы изменение ЧТВ уменьшалось во время апноэ, то состояние определялось бы как синдром центрального апноэ во сне (ЦАСС), а если бы оба этих двух симптома существовали одновременно, то диагностировалось бы как смешанный САС (МСАС).Чтобы оценить тяжесть САС, мы дополнительно проанализировали собранные сигналы.Индекс пробуждения ЧТВ, который представляет собой количество пробуждений ЧТВ в час (пробуждение ЧТВ определяется как падение ЧТВ на ≥15 мс длительностью ≥3 с), играет жизненно важную роль в оценке степени САС.Индекс апноэ-гипопноэ (ИАГ) — стандарт определения степени САС (апноэ — остановка дыхания, гипопноэ — чрезмерно поверхностное дыхание или аномально низкая частота дыхания), который определяется как количество апноэ и гипопноэ за один час во время сна (взаимосвязь между ИАГ и критериями оценки СОАС представлена в таблице С2).Для исследования связи между ИАГ и индексом возбуждения ЧТВ были отобраны и проанализированы с помощью TATSA дыхательные сигналы 20 пациентов с САС.Как показано на рис. 5I, индекс возбуждения ЧТВ положительно коррелирует с ИАГ, поскольку апноэ и гипопноэ во время сна вызывают очевидное и преходящее повышение артериального давления, что приводит к снижению ЧАТВ.Таким образом, наша система TATSA может одновременно получать стабильные и точные сигналы пульса и дыхания, предоставляя тем самым важную физиологическую информацию о сердечно-сосудистой системе и САС для мониторинга и оценки сопутствующих заболеваний.
Таким образом, мы разработали TATSA, используя полный стежок кардигана для одновременного обнаружения различных физиологических сигналов.Этот датчик отличался высокой чувствительностью 7,84 мВ Па-1, быстрым временем отклика 20 мс, высокой стабильностью более 100 000 циклов и широкой полосой рабочих частот.На базе TATSA также был разработан WMHMS для передачи измеренных физиологических параметров на мобильный телефон.TATSA можно встроить в различные участки одежды для эстетического дизайна и использовать для одновременного мониторинга пульса и сигналов дыхания в режиме реального времени.Систему можно применять, чтобы отличить здоровых людей от людей с ИБС или САС, благодаря ее способности собирать подробную информацию.Это исследование предоставило удобный, эффективный и удобный подход к измерению пульса и дыхания человека, что представляет собой прогресс в разработке носимой текстильной электроники.
Нержавеющую сталь неоднократно пропускали через форму и растягивали с образованием волокна диаметром 10 мкм.Волокно из нержавеющей стали в качестве электрода было вставлено в несколько кусков коммерческой однослойной териленовой пряжи.
Для формирования синусоидального сигнала давления использовались функциональный генератор (Stanford DS345) и усилитель (LabworkPa-13).Двухдиапазонный датчик силы (Vernier Software & Technology LLC) использовался для измерения внешнего давления, приложенного к TATSA.Электрометр системы Keithley (Keithley 6514) использовался для контроля и записи выходного напряжения и тока TATSA.
В соответствии с методом испытаний AATCC 135-2017 мы использовали TATSA и достаточно балласта в качестве загрузки весом 1,8 кг, а затем поместили их в коммерческую стиральную машину (Labtex LBT-M6T) для выполнения деликатных циклов машинной стирки.Затем мы наполнили стиральную машину 18 галлонами воды при 25°C и установили стиральную машину на выбранный цикл стирки и время (скорость перемешивания 119 ходов в минуту; время стирки 6 минут; конечная скорость отжима 430 об/мин; финальная скорость). время отжима 3 мин).Наконец, ТАТСА сушили подвешиванием на неподвижном воздухе при комнатной температуре не выше 26°С.
Испытуемым было предложено лежать на кровати в положении лежа на спине.ТАТСА размещался на измерительных площадках.Когда испытуемые находились в стандартном положении лежа на спине, они сохраняли полностью расслабленное состояние в течение 5–10 минут.Затем началось измерение импульсного сигнала.
Дополнительные материалы к этой статье доступны по адресу https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1.
Рис. С9.Результат моделирования распределения силы TATSA под давлением 0,2 кПа с использованием программного обеспечения COMSOL.
Рис. S10.Результаты моделирования распределения сил контактного узла под действием приложенного давления 0,2 и 2 кПа соответственно.
Рис. S11.Полные схематические иллюстрации переноса заряда контактного блока в условиях короткого замыкания.
Рис. S13.Непрерывное выходное напряжение и ток TATSA в ответ на постоянно приложенное внешнее давление в цикле измерения.
Рис. S14.Реакция напряжения на различное количество модулей шлейфа в одной и той же области сети при сохранении количества шлейфов в направлении стенки неизменным.
Рис. S15.Сравнение выходных характеристик двух текстильных датчиков при использовании полной кардиганной и простой строчки.
Рис. С16.Графики, показывающие частотные характеристики при динамическом давлении 1 кПа и входной частоте давления 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 и 20 Гц.
Рис. S25.Выходные напряжения датчика, когда объект находился в статике и в движении.
Рис. С26.На фотографии показаны устройства TATSA, расположенные одновременно на животе и запястье для измерения дыхания и пульса соответственно.
Это статья с открытым доступом, распространяемая на условиях некоммерческой лицензии Creative Commons с указанием авторства, которая разрешает использование, распространение и воспроизведение на любом носителе, при условии, что результирующее использование не преследует коммерческих целей и при условии, что оригинальная работа надлежащим образом сохранена. цитируется.
ПРИМЕЧАНИЕ. Мы запрашиваем ваш адрес электронной почты только для того, чтобы человек, которому вы рекомендуете страницу, знал, что вы хотели, чтобы он ее увидел, и что это не нежелательная почта.Мы не фиксируем адреса электронной почты.
Вэньцзин Фань, Цян Хэ, Кейю Мэн, Сюлун Тан, Чжихао Чжоу, Гаоцян Чжан, Цзинь Ян, Чжун Линь Ван
Для мониторинга здоровья был разработан трибоэлектрический цельнотекстильный датчик с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.
Вэньцзин Фань, Цян Хэ, Кейю Мэн, Сюлун Тан, Чжихао Чжоу, Гаоцян Чжан, Цзинь Ян, Чжун Линь Ван
Для мониторинга здоровья был разработан трибоэлектрический цельнотекстильный датчик с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.
© 2020 Американская ассоциация содействия развитию науки.Все права защищены.AAAS является партнером HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef и COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Время публикации: 27 марта 2020 г.