Bärbar textilelektronik är mycket önskvärt för att förverkliga personlig hälsohantering.Men de flesta rapporterade textilelektronik kan antingen periodiskt rikta in sig på en enskild fysiologisk signal eller missa de explicita detaljerna i signalerna, vilket leder till en partiell hälsobedömning.Dessutom är textilier med utmärkta egenskaper och komfort fortfarande en utmaning.Här rapporterar vi en triboelektrisk heltextil sensoruppsättning med hög tryckkänslighet och komfort.Den uppvisar tryckkänslighet (7,84 mV Pa−1), snabb svarstid (20 ms), stabilitet (>100 000 cykler), bred arbetsfrekvensbandbredd (upp till 20 Hz) och maskintvättbarhet (>40 tvättar).De tillverkade TATSA:erna syddes in i olika delar av kläderna för att övervaka arteriella pulsvågor och andningssignaler samtidigt.Vi vidareutvecklade ett hälsoövervakningssystem för långsiktig och icke-invasiv bedömning av hjärt-kärlsjukdomar och sömnapnésyndrom, som visar stora framsteg för kvantitativ analys av vissa kroniska sjukdomar.
Bärbar elektronik utgör en fascinerande möjlighet på grund av deras lovande tillämpningar inom personlig medicin.De kan övervaka en individs hälsotillstånd på ett kontinuerligt, realtids- och icke-invasivt sätt (1–11).Puls och andning, som två oumbärliga komponenter i vitala tecken, kan ge både en korrekt bedömning av det fysiologiska tillståndet och anmärkningsvärda insikter om diagnos och prognos för relaterade sjukdomar (12–21).Hittills är den mest bärbara elektroniken för att detektera subtila fysiologiska signaler baserad på ultratunna substrat som polyetylentereftalat, polydimetylsiloxan, polyimid, glas och silikon (22–26).En nackdel med dessa substrat för användning på huden ligger i deras plana och stela format.Som ett resultat av detta krävs tejp, plåster eller andra mekaniska fixturer för att skapa en kompakt kontakt mellan bärbar elektronik och mänsklig hud, vilket kan orsaka irritation och olägenheter under längre användningsperioder (27, 28).Dessutom har dessa substrat dålig luftgenomsläpplighet, vilket resulterar i obehag när de används för långvarig, kontinuerlig hälsoövervakning.För att lindra ovannämnda problem inom hälso- och sjukvården, särskilt i dagligt bruk, erbjuder smarta textilier en pålitlig lösning.Dessa textilier har egenskaperna mjukhet, låg vikt och andningsförmåga och därmed potentialen för att uppnå komfort i bärbar elektronik.Under de senaste åren har intensiva ansträngningar ägnats åt att utveckla textilbaserade system inom känsliga sensorer, energiskörd och lagring (29–39).Framför allt har framgångsrik forskning rapporterats om optisk fiber, piezoelektricitet och resistivitetsbaserade smarta textilier som tillämpas vid övervakning av puls- och andningssignaler (40–43).Dessa smarta textilier har dock vanligtvis låg känslighet och en enda övervakningsparameter och kan inte tillverkas i stor skala (tabell S1).När det gäller pulsmätning är detaljerad information svår att fånga på grund av den svaga och snabba fluktuationen av pulsen (t.ex. dess särdrag), och därför krävs hög känslighet och lämplig frekvensrespons.
I den här studien introducerar vi en triboelectric all-textile sensor array (TATSA) med hög känslighet för epidermal subtil tryckfångning, stickad med ledande och nylongarn i en hel koftsöm.TATSA kan ge hög tryckkänslighet (7,84 mV Pa−1), snabb svarstid (20 ms), stabilitet (>100 000 cykler), bred arbetsfrekvensbandbredd (upp till 20 Hz) och maskintvättbarhet (>40 tvättar).Den kan enkelt integreras i kläder med diskretion, komfort och estetisk tilltalande.Speciellt kan vår TATSA integreras direkt i olika ställen av tyget som motsvarar pulsvågorna vid nacke, handled, fingertopps- och ankelpositioner och till andningsvågorna i buken och bröstet.För att utvärdera TATSA:s utmärkta prestanda i realtids- och fjärrövervakning av hälsa, utvecklar vi ett personligt intelligent hälsoövervakningssystem för att kontinuerligt skaffa och spara fysiologiska signaler för analys av hjärt-kärlsjukdom (CAD) och bedömning av sömnapnésyndrom (SAS) ).
Såsom illustreras i Fig. 1A, syddes två TATSA:er in i manschetten och bröstet på en skjorta för att möjliggöra dynamisk och samtidig övervakning av puls- respektive andningssignalerna.Dessa fysiologiska signaler överfördes trådlöst till den intelligenta mobila terminalapplikationen (APP) för ytterligare analys av hälsostatus.Figur 1B visar TATSA sys till ett tygstycke, och insatsen visar den förstorade vyn av TATSA, som stickades med det karakteristiska ledande garnet och kommersiellt nylongarn tillsammans i en hel koftsöm.Jämfört med den grundläggande slätsömmen, den vanligaste och vanligaste stickningsmetoden, valdes helkoftsömmen eftersom kontakten mellan öglehuvudet på det ledande garnet och det intilliggande tuckstygnshuvudet på nylongarnet (fig. S1) är en yta snarare än en punktkontakt, vilket leder till en större verkningsyta för hög triboelektrisk effekt.För att förbereda det ledande garnet valde vi rostfritt stål som den fasta kärnfibern, och flera stycken enskiktiga Terylene-garn snoddes runt kärnfibern till ett ledande garn med en diameter på 0,2 mm (fig. S2), vilket fungerade som både elektrifieringsytan och den ledande elektroden.Nylongarnet, som hade en diameter på 0,15 mm och fungerade som ytterligare en elektrifieringsyta, hade en stark dragkraft eftersom det var tvinnat av outräkningsbara garner (fig. S3).Figur 1 (C och D, respektive) visar fotografier av det tillverkade ledande garnet och nylongarnet.Insättningarna visar sina respektive svepelektronmikroskopi (SEM) bilder, som visar ett typiskt tvärsnitt av det ledande garnet och ytan av nylongarnet.Den höga draghållfastheten hos de ledande och nylontrådarna säkerställde deras vävförmåga på en industriell maskin för att bibehålla en enhetlig prestanda för alla sensorer.Som visas i Fig. 1E lindades de ledande garnen, nylongarnen och vanliga trådarna på sina respektive koner, som sedan laddades på den industriella datoriserade plattstickningsmaskinen för automatisk vävning (film S1).Såsom visas i fig.S4, flera TATSA stickades ihop med vanligt tyg med hjälp av industrimaskinen.En enda TATSA med en tjocklek på 0,85 mm och en vikt på 0,28 g skulle kunna skräddarsys från hela strukturen för individuell användning, vilket visar sin utmärkta kompatibilitet med andra dukar.Dessutom kan TATSA designas i olika färger för att möta estetiska och moderiktiga krav på grund av mångfalden av kommersiella nylongarn (Fig. 1F och Fig. S5).De tillverkade TATSA:erna har utmärkt mjukhet och förmåga att motstå hårda böjningar eller deformationer (fig. S6).Figur 1G visar TATSA sydd direkt i buken och manschetten på en tröja.Processen att sticka tröjan visas i fig.S7 och filmen S2.Detaljerna för fram- och baksidan av den sträckta TATSA vid bukpositionen visas i fig.S8 (A respektive B), och positionen för ledande garn och nylongarn illustreras i fig.S8C.Det kan ses här att TATSA kan bäddas in i vanliga tyger sömlöst för ett diskret och smart utseende.
(A) Två TATSAs integrerade i en tröja för övervakning av puls- och andningssignaler i realtid.(B) Schematisk illustration av kombinationen av TATSA och kläder.Insatsen visar den förstorade bilden av sensorn.(C) Fotografi av det ledande garnet (skalstång, 4 cm).Insättningen är SEM-bilden av tvärsnittet av det ledande garnet (skalstång, 100 μm), som består av rostfritt stål och Terylene-garn.(D) Fotografi av nylongarnet (skalstång, 4 cm).Insättningen är SEM-bilden av nylongarnytan (skalstång, 100 μm).(E) Bild av den datoriserade plattstickningsmaskinen som utför den automatiska vävningen av TATSA:erna.(F) Fotografi av TATSA i olika färger (skala, 2 cm).Insatsen är den vridna TATSA, som visar sin utmärkta mjukhet.(G) Fotografi av två TATSA:er helt och sömlöst sydda till en tröja.Fotokredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
För att analysera arbetsmekanismen för TATSA, inklusive dess mekaniska och elektriska egenskaper, konstruerade vi en geometrisk stickningsmodell av TATSA, som visas i Fig. 2A.Genom att använda den fullständiga koftsömmen är de ledande och nylontrådarna sammankopplade i form av ögleenheter i kurs- och valsriktningen.En enkel öglestruktur (fig. S1) består av ett öglehuvud, öglearm, en ribbkorsande del, insticksstygnsarm och insticksstygnshuvud.Två former av kontaktytan mellan de två olika garnerna kan hittas: (i) kontaktytan mellan öglehuvudet på det ledande garnet och nylongarnets stickstygnhuvud och (ii) kontaktytan mellan öglehuvudet på nylongarnet och stickstygnshuvudet på det ledande garnet.
(A) TATSA med fram-, höger- och ovansidan av de stickade öglorna.(B) Simuleringsresultat av kraftfördelningen av en TATSA under ett applicerat tryck på 2 kPa med hjälp av COMSOL-mjukvaran.(C) Schematiska illustrationer av laddningsöverföringen av en kontaktenhet under kortslutningsförhållanden.(D) Simuleringsresultat av laddningsfördelningen av en kontaktenhet under ett öppet kretsförhållande med hjälp av COMSOL-mjukvaran.
Arbetsprincipen för TATSA kan förklaras i två aspekter: extern kraftstimulering och dess inducerade laddning.För att intuitivt förstå spänningsfördelningen som svar på extern kraftstimulans använde vi finita elementanalys med användning av COMSOL-programvara vid olika yttre krafter på 2 och 0,2 kPa, som visas i fig. 2B respektive fig.S9.Spänningen uppträder på kontaktytorna hos två garn.Såsom visas i fig.S10 övervägde vi två slingenheter för att klargöra spänningsfördelningen.Vid jämförelse av spänningsfördelningen under två olika yttre krafter, ökar spänningen på ytorna av de ledande och nylontrådarna med den ökade yttre kraften, vilket resulterar i kontakt och extrudering mellan de två trådarna.När den yttre kraften släpps separeras de två garnerna och rör sig bort från varandra.
Kontaktseparationsrörelserna mellan det ledande garnet och nylongarnet inducerar laddningsöverföring, vilket tillskrivs kombinationen av triboelektrifiering och elektrostatisk induktion.För att förtydliga den elgenererande processen analyserar vi tvärsnittet av området där de två garnen kommer i kontakt med varandra (Fig. 2C1).Såsom visas i Fig. 2 (C2 respektive C3), när TATSA stimuleras av den yttre kraften och de två trådarna kommer i kontakt med varandra, sker elektrifiering på ytan av de ledande och nylontrådarna, och motsvarande laddningar med motsatta polariteter genereras på ytan av de två garnen.När de två garnen separeras induceras positiva laddningar i det inre rostfria stålet på grund av den elektrostatiska induktionseffekten.Det fullständiga schemat visas i fig.S11.För att få en mer kvantitativ förståelse av den elgenererande processen, simulerade vi den potentiella distributionen av TATSA med hjälp av COMSOL-mjukvara (Fig. 2D).När de två materialen är i kontakt, samlas laddningen huvudsakligen på friktionsmaterialet, och endast en liten mängd inducerad laddning finns på elektroden, vilket resulterar i den lilla potentialen (Fig. 2D, botten).När de två materialen separeras (fig. 2D, överst), ökar den inducerade laddningen på elektroden på grund av potentialskillnaden, och motsvarande potential ökar, vilket visar en god överensstämmelse mellan resultaten från experimenten och de från simuleringarna .Dessutom, eftersom TATSA:s ledande elektrod är inlindad i Terylene-garn och huden är i kontakt med båda de två friktionsmaterialen, därför, när TATSA bärs direkt på huden, är laddningen beroende av den yttre kraften och kommer inte att försvagas av huden.
För att karakterisera prestandan hos vår TATSA i olika aspekter, tillhandahöll vi ett mätsystem innehållande en funktionsgenerator, effektförstärkare, elektrodynamisk skakare, kraftmätare, elektrometer och dator (fig. S12).Detta system genererar ett externt dynamiskt tryck på upp till 7 kPa.I experimentet placerades TATSA på ett platt plastark i fritt tillstånd, och de elektriska utsignalerna registreras av elektrometern.
Specifikationerna för de ledande och nylontrådarna påverkar TATSA:s uteffekt eftersom de bestämmer kontaktytan och förmågan att uppfatta det yttre trycket.För att undersöka detta tillverkade vi tre storlekar av de två garnerna, respektive: ledande garn med storleken 150D/3, 210D/3 och 250D/3 och nylongarn med storleken 150D/6, 210D/6 och 250D /6 (D, denier; en måttenhet som används för att bestämma fibertjockleken för individuella trådar; tyger med högt deniertal tenderar att vara tjocka).Sedan valde vi dessa två garn med olika storlekar för att sticka dem till en sensor, och dimensionen på TATSA hölls på 3 cm gånger 3 cm med slingantalet 16 i valsriktningen och 10 i kursriktningen.Således erhölls sensorerna med nio stickmönster.Sensorn vid det ledande garnet med storleken 150D/3 och nylongarn med storleken 150D/6 var den tunnaste, och sensorn vid det ledande garnet med storleken 250D/3 och nylongarn med storleken 250D/ 6 var tjockast.Under en mekanisk excitation på 0,1 till 7 kPa undersöktes och testades de elektriska uteffekterna för dessa mönster systematiskt, såsom visas i Fig. 3A.Utspänningarna från de nio TATSAerna ökade med det ökade pålagda trycket, från 0,1 till 4 kPa.Specifikt, av alla stickmönster, gav specifikationen för 210D/3 ledande garn och 210D/6 nylongarn den högsta elektriska effekten och uppvisade den högsta känsligheten.Utspänningen visade en ökande trend med ökningen av tjockleken på TATSA (på grund av den tillräckliga kontaktytan) tills TATSA stickades med 210D/3 ledande garn och 210D/6 nylongarn.Eftersom ytterligare ökningar i tjocklek skulle leda till absorption av yttre tryck av garnerna, minskade utspänningen i enlighet därmed.Vidare noteras att i lågtrycksområdet (<4 kPa) gav en väluppförd linjär variation i utspänningen med tryck en överlägsen tryckkänslighet på 7,84 mV Pa−1.I högtrycksområdet (>4 kPa) observerades experimentellt en lägre tryckkänslighet på 0,31 mV Pa−1 på grund av mättnaden av det effektiva friktionsområdet.En liknande tryckkänslighet demonstrerades under den motsatta processen att applicera kraft.De konkreta tidsprofilerna för utspänningen och strömmen under olika tryck presenteras i fig.S13 (A och B, respektive).
(A) Utspänning under nio stickmönster av det ledande garnet (150D/3, 210D/3 och 250D/3) kombinerat med nylongarnet (150D/6, 210D/6 och 250D/6).(B) Spänningssvar på olika antal slingenheter i samma tygområde när slingnumret hålls oförändrat i valsriktningen.(C) Plots som visar frekvenssvar under ett dynamiskt tryck på 1 kPa och en tryckinmatningsfrekvens på 1 Hz.(D) Olika ut- och strömspänningar under frekvenserna 1, 5, 10 och 20 Hz.(E) Hållbarhetstest av en TATSA under ett tryck på 1 kPa.(F) Utgångsegenskaper hos TATSA efter tvätt 20 och 40 gånger.
Känsligheten och utspänningen påverkades också av stygntätheten hos TATSA, som bestämdes av det totala antalet slingor i ett uppmätt område av tyget.En ökning av stygntätheten skulle leda till att tygstrukturen blir mer kompakt.Figur 3B visar utdataprestanda under olika slingnummer i textilområdet på 3 cm gånger 3 cm, och insättningen illustrerar strukturen för en slingenhet (vi behöll slingnumret i kursriktningen vid 10, och slingnumret i valriktningen var 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 och 26).Genom att öka slingantalet uppvisade utgångsspänningen först en ökande trend på grund av den ökande kontaktytan, tills den maximala utgångsspänningstoppen på 7,5 V med ett slingtal på 180. Efter denna punkt följde utgångsspänningen en minskande trend eftersom TATSA blev tätt och de två garnerna hade ett minskat kontaktsepareringsutrymme.För att utforska i vilken riktning tätheten har en stor inverkan på utmatningen, höll vi slingnumret för TATSA i wale-riktningen på 18, och slingnumret i kursriktningen sattes till 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 och 14. Motsvarande utspänningar visas i fig.S14.Som jämförelse kan vi se att densiteten i kursriktningen har större inverkan på utspänningen.Som ett resultat valdes stickmönstret för 210D/3 ledande garn och 210D/6 nylongarn och 180 loopenheter för att sticka TATSA efter omfattande utvärderingar av utdataegenskaperna.Dessutom jämförde vi utsignalerna från två textilsensorer med hjälp av hel koftsöm och vanlig söm.Såsom visas i fig.S15, den elektriska effekten och känsligheten med hel koftsöm är mycket högre än med vanlig söm.
Svarstiden för övervakning av realtidssignaler mättes.För att undersöka vår sensors svarstid på externa krafter jämförde vi utspänningssignalerna med de dynamiska tryckingångarna vid en frekvens på 1 till 20 Hz (fig. 3C respektive fig. S16).Vågformerna för utspänningen var nästan identiska med de ingående sinusformade tryckvågorna under ett tryck på 1 kPa, och de utgående vågformerna hade en snabb svarstid (ca 20 ms).Denna hysteres kan tillskrivas att den elastiska strukturen inte har återgått till det ursprungliga tillståndet så snart som möjligt efter att ha mottagit den yttre kraften.Ändå är denna lilla hysteres acceptabel för realtidsövervakning.För att erhålla det dynamiska trycket med ett visst frekvensområde förväntas ett lämpligt frekvenssvar för TATSA.Således testades också frekvenskarakteristiken för TATSA.Genom att öka den externa exciteringsfrekvensen förblev amplituden hos utspänningen nästan oförändrad, medan strömmens amplitud ökade när uttagsfrekvenserna varierade från 1 till 20 Hz (fig. 3D).
För att utvärdera repeterbarheten, stabiliteten och hållbarheten hos TATSA testade vi utspänningen och strömsvaren på tryckbelastnings-avlastningscykler.Ett tryck på 1 kPa med en frekvens på 5 Hz applicerades på sensorn.Topp-till-topp spänningen och strömmen registrerades efter 100 000 laddnings-avlastningscykler (fig. 3E respektive fig. S17).De förstorade vyerna av spänningen och strömvågformen visas i insättningen av figur 3E och figur.S17, respektive.Resultaten avslöjar den anmärkningsvärda repeterbarheten, stabiliteten och hållbarheten hos TATSA.Tvättbarhet är också ett väsentligt bedömningskriterium för TATSA som en heltextil enhet.För att utvärdera tvättförmågan testade vi sensorns utspänning efter att vi maskintvättat TATSA enligt American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC) Test Method 135-2017.Det detaljerade tvättförfarandet beskrivs i Material och metoder.Såsom visas i fig. 3F registrerades de elektriska utsignalerna efter tvättning 20 gånger och 40 gånger, vilket visade att det inte fanns några tydliga förändringar av utspänningen under tvätttesten.Dessa resultat bekräftar den anmärkningsvärda tvättbarheten hos TATSA.Som en bärbar textilsensor undersökte vi också uteffekten när TATSA var i drag (fig. S18), vridna (fig. S19) och olika luftfuktighetsförhållanden (fig. S20).
På basis av de många fördelarna med TATSA som visats ovan, utvecklade vi ett trådlöst mobilt hälsoövervakningssystem (WMHMS), som har förmågan att kontinuerligt ta emot fysiologiska signaler och sedan ge professionella råd till en patient.Figur 4A visar schemadiagrammet för WMHMS baserat på TATSA.Systemet har fyra komponenter: TATSA för att ta emot de analoga fysiologiska signalerna, en analog konditioneringskrets med ett lågpassfilter (MAX7427) och en förstärkare (MAX4465) för att säkerställa tillräckliga detaljer och utmärkt synkronisering av signaler, en analog-till-digital omvandlare baserad på en mikrokontrollerenhet för att samla in och omvandla de analoga signalerna till digitala signaler, och en Bluetooth-modul (CC2640 low-power Bluetooth-chip) för att överföra den digitala signalen till mobiltelefonens terminalapplikation (APP; Huawei Honor 9).I denna studie sydde vi TATSA sömlöst i en spets, armband, fingerstall och strumpa, som visas i Fig. 4B.
(A) Illustration av WMHMS.(B) Fotografier av TATSA:erna sydda i ett armband, fingerbåge, strumpa respektive bröstrem.Mätning av pulsen vid (C1) nacke, (D1) handled, (E1) fingertoppen och (F1) fotled.Pulsvågform vid (C2) nacke, (D2) handled, (E2) fingertoppen och (F2) ankel.(G) Pulsvågformer av olika åldrar.(H) Analys av en enda pulsvåg.Radiellt förstärkningsindex (AIx) definierat som AIx (%) = P2/P1.P1 är toppen av den framåtgående vågen och P2 är toppen av den reflekterade vågen.(I) En pulscykel av armen och fotleden.Pulsvåghastighet (PWV) definieras som PWV = D/∆T.D är avståndet mellan ankeln och armbenet.∆T är tidsfördröjningen mellan topparna på fotleden och armens pulsvågor.PTT, pulstransittid.(J) Jämförelse av AIx och brachial-ankel PWV (BAPWV) mellan friska och CADs.*P < 0,01, **P < 0,001 och ***P < 0,05.HTN, hypertoni;CHD, kranskärlssjukdom;DM, diabetes mellitus.Fotokredit: Jin Yang, Chongqing University.
För att övervaka pulssignalerna från de olika människokroppsdelarna fäste vi ovannämnda dekorationer med TATSA på motsvarande positioner: nacke (fig. 4C1), handled (fig. 4D1), fingertopp (fig. 4E1) och fotled (fig. 4F1). ), som utvecklats i filmerna S3 till S6.Inom medicin finns det tre väsentliga särdrag i pulsvågen: toppen av den framåtskridande vågen P1, toppen av den reflekterade vågen P2 och toppen av den dikrotiska vågen P3.Egenskaperna för dessa särdrag återspeglar hälsotillståndet för arteriell elasticitet, perifert motstånd och vänsterkammarkontraktilitet relaterat till det kardiovaskulära systemet.Pulsvågformerna för en 25-årig kvinna vid ovanstående fyra positioner förvärvades och registrerades i vårt test.Observera att de tre särskiljbara särdragspunkterna (P1 till P3) observerades på pulsvågformen vid nacke-, handleds- och fingertoppspositioner, som visas i Fig. 4 (C2 till E2).Däremot uppträdde endast P1 och P3 på pulsvågformen vid fotledspositionen, och P2 var inte närvarande (Fig. 4F2).Detta resultat orsakades av överlagringen av den inkommande blodvågen som utstöts av den vänstra ventrikeln och den reflekterade vågen från de nedre extremiteterna (44).Tidigare studier har visat att P2 förekommer i vågformer mätt i de övre extremiteterna men inte i fotleden (45, 46).Vi observerade liknande resultat i vågformerna som mättes med TATSA, som visas i fig.S21, som visar typiska data från populationen av 80 patienter som studerats här.Vi kan se att P2 inte förekom i dessa pulsvågformer mätt i fotleden, vilket visar TATSA:s förmåga att upptäcka subtila egenskaper i vågformen.Dessa pulsmätningsresultat indikerar att vårt WMHMS exakt kan avslöja pulsvågsegenskaperna i över- och underkroppen och att det är överlägset andra verk (41, 47).För att ytterligare indikera att vår TATSA kan tillämpas brett på olika åldrar, mätte vi pulsvågformer för 80 försökspersoner i olika åldrar, och vi visade några typiska data, som visas i fig.S22.Som visas i Fig. 4G valde vi tre deltagare i åldrarna 25, 45 och 65 år, och de tre särdragen var uppenbara för de unga och medelålders deltagarna.Enligt den medicinska litteraturen (48) förändras egenskaperna hos de flesta människors pulsvågformer när de åldras, såsom att punkten P2 försvinner, vilket orsakas av att den reflekterade vågen flyttas framåt för att lägga sig på den framskridande vågen genom minskningen av vaskulär elasticitet.Detta fenomen återspeglas också i de vågformer som vi samlade in, vilket ytterligare verifierar att TATSA kan tillämpas på olika populationer.
Pulsvågformen påverkas inte bara av individens fysiologiska tillstånd utan också av testförhållandena.Därför mätte vi pulssignalerna under olika kontakttäthet mellan TATSA och huden (fig. S23) och olika detekteringspositioner vid mätplatsen (fig. S24).Det kan konstateras att TATSA kan erhålla konsekventa pulsvågformer med detaljerad information runt kärlet i ett stort effektivt detekteringsområde på mätplatsen.Dessutom finns det distinkta utsignaler under olika kontakttäthet mellan TATSA och huden.Dessutom skulle rörelsen hos individer som bär sensorerna påverka pulssignalerna.När patientens handled är i ett statiskt tillstånd är amplituden för den erhållna pulsvågformen stabil (fig. S25A);omvänt, när handleden långsamt rör sig i en vinkel från -70° till 70° under 30 s, kommer amplituden för pulsvågformen att fluktuera (fig. S25B).Konturen av varje pulsvågform är dock synlig, och pulsfrekvensen kan fortfarande erhållas exakt.Uppenbarligen, för att uppnå stabil pulsvågsinsamling i mänsklig rörelse, krävs ytterligare arbete inklusive sensordesign och back-end-signalbehandling.
Dessutom, för att analysera och kvantitativt bedöma tillståndet hos det kardiovaskulära systemet genom de förvärvade pulsvågformerna med vår TATSA, introducerade vi två hemodynamiska parametrar enligt bedömningsspecifikationen för det kardiovaskulära systemet, nämligen augmentation index (AIx) och pulsvågshastigheten (PWV), som representerar artärernas elasticitet.Såsom visas i fig. 4H användes pulsvågformen vid handledspositionen för den 25-åriga friska mannen för analys av AIx.Enligt formeln (avsnitt S1) erhölls AIx = 60 %, vilket är ett normalvärde.Sedan samlade vi samtidigt två pulsvågformer vid arm- och fotledspositionerna hos denna deltagare (den detaljerade metoden för att mäta pulsvågformen beskrivs i Material och metoder).Såsom visas i fig. 4I var särdragspunkterna för de två pulsvågformerna distinkta.Vi beräknade sedan PWV enligt formeln (avsnitt S1).PWV = 1363 cm/s, vilket är ett karakteristiskt värde som förväntas av en frisk vuxen hane, erhölls.Å andra sidan kan vi se att måtten för AIx eller PWV inte påverkas av amplitudskillnaden för pulsvågformen, och värdena för AIx i olika kroppsdelar är olika.I vår studie användes den radiella AIx.För att verifiera tillämpligheten av WMHMS hos olika personer valde vi ut 20 deltagare i den friska gruppen, 20 i gruppen med högt blodtryck (HTN), 20 i gruppen med kranskärlssjukdom (CHD) i åldern 50 till 59 år och 20 i gruppen diabetes mellitus (DM) grupp.Vi mätte deras pulsvågor och jämförde deras två parametrar, AIx och PWV, som presenteras i Fig. 4J.Det kan konstateras att PWV-värdena för HTN-, CHD- och DM-grupperna var lägre jämfört med de för friska grupper och har statistisk skillnad (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 och PDM ≪ 0,001; P-värdena beräknades med t testa).Samtidigt var AIx-värdena för HTN- och CHD-grupperna lägre jämfört med den friska gruppen och har statistiska skillnader (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 och PDM < 0,05).PWV och AIx för deltagarna med CHD, HTN eller DM var högre än de i den friska gruppen.Resultaten visar att TATSA är kapabel att exakt erhålla pulsvågformen för att beräkna den kardiovaskulära parametern för att bedöma kardiovaskulär hälsostatus.Sammanfattningsvis, på grund av dess trådlösa, högupplösta, högkänsliga egenskaper och komfort, ger WMHMS baserad på TATSA ett mer effektivt alternativ för realtidsövervakning än den nuvarande dyra medicinska utrustningen som används på sjukhus.
Bortsett från pulsvågen är andningsinformation också ett primärt vital tecken för att hjälpa till att bedöma en individs fysiska tillstånd.Övervakning av andning baserad på vår TATSA är mer attraktiv än den konventionella polysomnografin eftersom den sömlöst kan integreras i kläder för bättre komfort.Sydd i ett vitt elastiskt bröstband, bands TATSA direkt till människokroppen och fästes runt bröstet för att övervaka andningen (Fig. 5A och film S7).TATSA deformerades med utvidgningen och sammandragningen av bröstkorgen, vilket resulterade i en elektrisk effekt.Den förvärvade vågformen verifieras i fig. 5B.Signalen med stora fluktuationer (en amplitud på 1,8 V) och periodiska förändringar (en frekvens på 0,5 Hz) motsvarade andningsrörelsen.Den relativt små fluktuationssignalen överlagrades på denna stora fluktuationssignal, som var hjärtslagssignalen.Enligt frekvensegenskaperna för andnings- och hjärtslagssignalerna använde vi ett 0,8-Hz lågpassfilter och ett 0,8- till 20-Hz bandpassfilter för att separera andnings- respektive hjärtslagssignalerna, som visas i fig. 5C .I det här fallet erhölls stabila andnings- och pulssignaler med riklig fysiologisk information (såsom andningsfrekvens, hjärtslagsfrekvens och särdrag i pulsvågen) samtidigt och exakt genom att helt enkelt placera den enda TATSA på bröstet.
(A) Fotografi som visar displayen av TATSA placerad på bröstet för att mäta signalen i trycket i samband med andning.(B) Spännings-tid plot för TATSA monterad på bröstet.(C) Nedbrytning av signalen (B) till hjärtslag och andningsvågform.(D) Fotografi som visar två TATSA placerade på buken och handleden för att mäta respiration respektive puls under sömnen.(E) Andnings- och pulssignaler från en frisk deltagare.HR, hjärtfrekvens;BPM, slag per minut.(F) Andnings- och pulssignaler från en SAS-deltagare.(G) Andningssignal och PTT från en frisk deltagare.(H) Andningssignal och PTT från en SAS-deltagare.(I) Samband mellan PTT arousal index och apné-hypopnea index (AHI).Fotokredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
För att bevisa att vår sensor kan övervaka puls- och andningssignaler exakt och tillförlitligt, genomförde vi ett experiment för att jämföra mätresultaten av puls- och andningssignalerna mellan våra TATSA:er och ett medicinskt standardinstrument (MHM-6000B), som utvecklats i filmer S8 och S9.Vid pulsvågsmätning bars den fotoelektriska sensorn på det medicinska instrumentet på vänster pekfinger på en ung flicka, och under tiden bars vår TATSA på hennes högra pekfinger.Från de två förvärvade pulsvågformerna kan vi se att deras konturer och detaljer var identiska, vilket indikerar att pulsen som mäts av TATSA är lika exakt som den av det medicinska instrumentet.Vid andningsvågsmätning fästes fem elektrokardiografiska elektroder på fem områden på en ung mans kropp enligt medicinska instruktioner.Däremot var endast en TATSA direkt bunden till kroppen och fäst runt bröstet.Från de insamlade andningssignalerna kan det ses att variationstendensen och hastigheten för den detekterade andningssignalen av vår TATSA överensstämde med den hos det medicinska instrumentet.Dessa två jämförelseexperiment validerade noggrannheten, tillförlitligheten och enkelheten hos vårt sensorsystem för övervakning av puls- och andningssignaler.
Dessutom tillverkade vi ett stycke smarta kläder och sydde två TATSA:er vid buken och handleden för att övervaka andnings- respektive pulssignalerna.Specifikt användes ett utvecklat dubbelkanals WMHMS för att fånga puls- och andningssignalerna samtidigt.Genom detta system fick vi andnings- och pulssignalerna från en 25-årig man klädd i våra smarta kläder medan han sov (fig. 5D och film S10) och satt (fig. S26 och film S11).De inhämtade andnings- och pulssignalerna kunde överföras trådlöst till mobiltelefonens APP.Som nämnts ovan har TATSA förmågan att fånga andnings- och pulssignaler.Dessa två fysiologiska signaler är också kriterierna för att uppskatta SAS medicinskt.Därför kan vår TATSA också användas för att övervaka och bedöma sömnkvalitet och relaterade sömnstörningar.Som visas i Fig. 5 (E respektive F) mätte vi kontinuerligt puls- och andningsvågformerna för två deltagare, en frisk och en patient med SAS.För personen utan apné förblev den uppmätta andnings- och pulsfrekvensen stabil på 15 respektive 70.För patienten med SAS observerades en distinkt apné under 24 s, vilket är en indikation på en obstruktiv andningshändelse, och hjärtfrekvensen ökade något efter en period av apné på grund av regleringen av nervsystemet (49).Sammanfattningsvis kan andningsstatus utvärderas av vår TATSA.
För att ytterligare bedöma typen av SAS genom puls- och andningssignaler analyserade vi pulstransittiden (PTT), en icke-invasiv indikator som återspeglar förändringarna i perifert vaskulärt motstånd och intratorakalt tryck (definierat i avsnitt S1) hos en frisk man och en patient med SAS.För den friska deltagaren förblev andningsfrekvensen oförändrad och PTT var relativt stabil från 180 till 310 ms (Fig. 5G).Men för SAS-deltagaren ökade PTT kontinuerligt från 120 till 310 ms under apné (fig. 5H).Således fick deltagaren diagnosen obstruktiv SAS (OSAS).Om förändringen i PTT minskade under apnéen, skulle tillståndet bestämmas som ett centralt sömnapnésyndrom (CSAS), och om båda dessa två symtom existerade samtidigt, skulle det diagnostiseras som en blandad SAS (MSAS).För att bedöma svårighetsgraden av SAS analyserade vi de insamlade signalerna ytterligare.PTT-arousalindex, som är antalet PTT-arousaler per timme (PTT-arousal definieras som ett fall i PTT på ≥15 ms som varar i ≥3 s), spelar en viktig roll för att utvärdera graden av SAS.Apné-hypopné-index (AHI) är en standard för att bestämma graden av SAS (apné är andningsupphörande, och hypopné är alltför ytlig andning eller en onormalt låg andningsfrekvens), vilket definieras som antalet apnéer och hypopnéer per timme medan du sover (sambandet mellan AHI och klassificeringskriterierna för OSAS visas i tabell S2).För att undersöka sambandet mellan AHI och PTT-arousalindex valdes andningssignalerna från 20 patienter med SAS ut och analyserades med TATSA.Såsom visas i Fig. 5I korrelerade PTT-arousalindex positivt med AHI, eftersom apné och hypopné under sömn orsakar den uppenbara och övergående höjningen av blodtrycket, vilket leder till minskningen av PTT.Därför kan vår TATSA erhålla stabila och exakta puls- och andningssignaler samtidigt, vilket ger viktig fysiologisk information om det kardiovaskulära systemet och SAS för övervakning och utvärdering av relaterade sjukdomar.
Sammanfattningsvis utvecklade vi en TATSA som använder den fullständiga koftsömmen för att upptäcka olika fysiologiska signaler samtidigt.Denna sensor hade en hög känslighet på 7,84 mV Pa−1, snabb svarstid på 20 ms, hög stabilitet på över 100 000 cykler och bred arbetsfrekvensbandbredd.På basis av TATSA utvecklades också ett WMHMS för att överföra de uppmätta fysiologiska parametrarna till en mobiltelefon.TATSA kan inkorporeras i olika klädplatser för estetisk design och användas för att samtidigt övervaka pulsen och andningssignalerna i realtid.Systemet kan användas för att hjälpa till att skilja mellan friska individer och de med CAD eller SAS på grund av dess förmåga att fånga detaljerad information.Denna studie gav ett bekvämt, effektivt och användarvänligt tillvägagångssätt för att mäta mänsklig puls och andning, vilket representerar ett framsteg i utvecklingen av bärbar textilelektronik.
Det rostfria stålet fördes upprepade gånger genom formen och sträcktes för att bilda en fiber med en diameter på 10 μm.En rostfri stålfiber som elektroden sattes in i flera stycken kommersiella enskiktiga Terylene-garn.
En funktionsgenerator (Stanford DS345) och en förstärkare (LabworkPa-13) användes för att ge en sinusformad trycksignal.En kraftsensor med två intervall (Vernier Software & Technology LLC) användes för att mäta det externa trycket som applicerades på TATSA.En Keithley-systemelektrometer (Keithley 6514) användes för att övervaka och registrera utspänningen och strömmen från TATSA.
Enligt AATCC testmetod 135-2017 använde vi TATSA och tillräckligt med ballast som en 1,8 kg last och lade dem sedan i en kommersiell tvättmaskin (Labtex LBT-M6T) för att utföra ömtåliga maskintvättcykler.Sedan fyllde vi tvättmaskinen med 18 liter vatten vid 25°C och ställde in tvättmaskinen för vald tvättcykel och tid (omrörningshastighet, 119 slag per minut; tvätttid, 6 min; slutcentrifugeringshastighet, 430 rpm; slutlig centrifugeringstid, 3 min).Sist hängdes TATSA torr i stillastående luft vid rumstemperatur inte högre än 26°C.
Försökspersonerna instruerades att ligga i ryggläge på sängen.TATSA placerades på mätplatserna.När försökspersonerna väl var i standard ryggläge bibehöll de ett helt avslappnat tillstånd i 5 till 10 minuter.Pulssignalen började sedan mätas.
Kompletterande material för den här artikeln finns tillgängligt på https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Fig. S9.Simuleringsresultat av kraftfördelningen av en TATSA under applicerat tryck vid 0,2 kPa med hjälp av COMSOL-mjukvaran.
Fig. S10.Simuleringsresultat av kraftfördelningen av en kontaktenhet under de applicerade trycken vid 0,2 respektive 2 kPa.
Fig. S11.Kompletta schematiska illustrationer av laddningsöverföringen av en kontaktenhet under kortslutningsförhållanden.
Fig. S13.Kontinuerlig utspänning och ström från TATSA som svar på det kontinuerligt applicerade externa trycket i en mätcykel.
Fig. S14.Spänningssvar på olika antal slingenheter i samma tygområde när slingnumret hålls oförändrat i valsriktningen.
Fig. S15.En jämförelse mellan uteffekten för de två textilsensorerna med hel koftsöm och vanlig söm.
Fig. S16.Plots som visar frekvenssvar vid ett dynamiskt tryck på 1 kPa och en tryckinmatningsfrekvens på 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 och 20 Hz.
Fig. S25.Sensorns utspänningar när motivet befann sig i statiska förhållanden och rörelseförhållanden.
Fig. S26.Fotografi som visar TATSA placerade på buken och handleden samtidigt för att mäta andning respektive puls.
Detta är en artikel med öppen tillgång som distribueras under villkoren för Creative Commons Attribution-NonCommercial-licensen, som tillåter användning, distribution och reproduktion i vilket medium som helst, så länge som den resulterande användningen inte är för kommersiell fördel och förutsatt att originalverket är korrekt citerad.
OBS: Vi ber bara om din e-postadress så att personen du rekommenderar sidan till vet att du ville att den skulle se den och att det inte är skräppost.Vi registrerar ingen e-postadress.
Av Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk heltextilsensor med hög tryckkänslighet och komfort har utvecklats för hälsoövervakning.
Av Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk heltextilsensor med hög tryckkänslighet och komfort har utvecklats för hälsoövervakning.
© 2020 American Association for the Advancement of Science.Alla rättigheter förbehållna.AAAS är partner till HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef och COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Posttid: 27 mars 2020