Nositelná textilní elektronika je velmi žádoucí pro realizaci personalizovaného řízení zdraví.Většina uváděné textilní elektroniky však může buď periodicky cílit na jeden fyziologický signál, nebo postrádat explicitní detaily signálů, což vede k částečnému posouzení zdravotního stavu.Kromě toho textilie s vynikajícími vlastnostmi a pohodlím stále zůstávají výzvou.Zde uvádíme triboelektrické celotextilní senzorové pole s vysokou citlivostí na tlak a komfortem.Vyznačuje se tlakovou citlivostí (7,84 mV Pa−1), rychlou dobou odezvy (20 ms), stabilitou (>100 000 cyklů), širokým pracovním frekvenčním pásmem (až 20 Hz) a praním v pračce (>40 praní).Vyrobené TATSA byly všity do různých částí oblečení, aby současně monitorovaly arteriální pulzní vlny a respirační signály.Dále jsme vyvinuli systém sledování zdraví pro dlouhodobé a neinvazivní hodnocení kardiovaskulárních onemocnění a syndromu spánkové apnoe, který představuje velký pokrok pro kvantitativní analýzu některých chronických onemocnění.
Nositelná elektronika představuje fascinující příležitost díky jejím slibným aplikacím v personalizované medicíně.Mohou monitorovat zdravotní stav jednotlivce nepřetržitě, v reálném čase a neinvazivním způsobem (1–11).Pulz a dýchání, jako dvě nepostradatelné složky vitálních funkcí, mohou poskytnout jak přesné posouzení fyziologického stavu, tak pozoruhodný pohled na diagnózu a prognózu souvisejících onemocnění [12–21].K dnešnímu dni je většina nositelné elektroniky pro detekci jemných fyziologických signálů založena na ultratenkých substrátech, jako je polyethylentereftalát, polydimethylsiloxan, polyimid, sklo a silikon (22–26).Nevýhoda těchto substrátů pro použití na kůži spočívá v jejich plošném a tuhém formátu.V důsledku toho jsou k vytvoření kompaktního kontaktu mezi nositelnou elektronikou a lidskou pokožkou vyžadovány pásky, náplasti nebo jiná mechanická zařízení, což může způsobit podráždění a nepříjemnosti při delším používání (27, 28).Kromě toho mají tyto substráty špatnou propustnost vzduchu, což má za následek nepohodlí při dlouhodobém nepřetržitém sledování zdravotního stavu.Pro zmírnění výše uvedených problémů ve zdravotnictví, zejména při každodenním používání, nabízí chytré textilie spolehlivé řešení.Tyto textilie se vyznačují vlastnostmi měkkosti, nízké hmotnosti a prodyšnosti, a tedy potenciálem pro realizaci pohodlí v nositelné elektronice.V posledních letech bylo intenzivní úsilí věnováno vývoji textilních systémů v citlivých senzorech, získávání energie a skladování (29–39).Úspěšný výzkum byl zaznamenán zejména v oblasti optických vláken, piezoelektriky a inteligentních textilií na bázi měrného odporu aplikovaných při monitorování pulzních a respiračních signálů (40–43).Tyto chytré textilie však mají obvykle nízkou citlivost a jediný monitorovací parametr a nelze je vyrábět ve velkém měřítku (tabulka S1).V případě měření pulsu je obtížné zachytit podrobné informace z důvodu slabého a rychlého kolísání pulsu (např. jeho charakteristických bodů), a proto je vyžadována vysoká citlivost a odpovídající frekvenční odezva.
V této studii představujeme triboelektrické celotextilní senzorové pole (TATSA) s vysokou citlivostí pro zachycení jemného epidermálního tlaku, pletené vodivými a nylonovými nitěmi v plném cardiganovém stehu.TATSA může poskytovat vysokou tlakovou citlivost (7,84 mV Pa−1), rychlou dobu odezvy (20 ms), stabilitu (>100 000 cyklů), široké pracovní frekvenční pásmo (až 20 Hz) a praní v pračce (>40 praní).Dokáže se pohodlně integrovat do oblečení s diskrétností, pohodlím a estetickým vzhledem.Naše TATSA může být přímo začleněna do různých míst tkaniny, která odpovídají pulzním vlnám na krku, zápěstí, konečcích prstů a kotníků a respiračním vlnám v břiše a hrudníku.Abychom mohli vyhodnotit vynikající výkon TATSA při monitorování zdraví v reálném čase a na dálku, vyvíjíme personalizovaný inteligentní systém monitorování zdraví, který nepřetržitě získává a ukládá fyziologické signály pro analýzu kardiovaskulárních onemocnění (CAD) a hodnocení syndromu spánkové apnoe (SAS). ).
Jak je znázorněno na obr. 1A, dva TATSA byly přišity do manžety a hrudníku košile, aby se umožnilo dynamické a současné monitorování pulzu a respiračních signálů.Tyto fyziologické signály byly bezdrátově přenášeny do aplikace inteligentního mobilního terminálu (APP) pro další analýzu zdravotního stavu.Obrázek 1B ukazuje TATSA všitou do kusu látky a vložka ukazuje zvětšený pohled na TATSA, která byla upletena za použití charakteristické vodivé příze a komerční nylonové příze dohromady v plném kardiganovém stehu.Ve srovnání se základním hladkým stehem, nejběžnějším a nejzákladnějším způsobem pletení, byl zvolen plný pletený steh, protože kontakt mezi hlavou smyčky vodivé příze a přilehlou hlavou tuhovaného stehu nylonové příze (obr. S1) je povrch spíše než bodový kontakt, což vede k větší působící ploše pro vysoký triboelektrický efekt.Pro přípravu vodivé příze jsme jako pevné jádrové vlákno zvolili nerezovou ocel a několik kusů jednovrstvých terylenových přízí bylo stočeno kolem jádrového vlákna do jedné vodivé příze o průměru 0,2 mm (obr. S2), která sloužila jako jak elektrizační povrch, tak vodivou elektrodu.Nylonová příze, která měla průměr 0,15 mm a sloužila jako další elektrifikační plocha, měla silnou tahovou sílu, protože byla kroucena nevyčíslitelnými přízemi (obr. S3).Obrázek 1 (C a D, v tomto pořadí) ukazuje fotografie vyrobené vodivé příze a nylonové příze.Vložky ukazují jejich příslušné snímky ze skenovacího elektronového mikroskopu (SEM), které představují typický průřez vodivou přízí a povrch nylonové příze.Vysoká pevnost v tahu vodivých a nylonových přízí zajistila jejich schopnost tkaní na průmyslovém stroji, aby byla zachována jednotná výkonnost všech senzorů.Jak je znázorněno na obr. 1E, vodivé nitě, nylonové nitě a běžné nitě byly navinuty na jejich příslušné kužely, které byly poté vloženy do průmyslového počítačově řízeného plochého pletacího stroje pro automatické tkaní (film S1).Jak je znázorněno na Obr.S4, několik TATSA bylo pleteno dohromady běžnou látkou na průmyslovém stroji.Jedna TATSA o tloušťce 0,85 mm a hmotnosti 0,28 g by mohla být ušita na míru z celé konstrukce pro individuální použití, což vykazuje vynikající kompatibilitu s jinými látkami.Kromě toho mohou být TATSA navrženy v různých barvách, aby splňovaly estetické a módní požadavky kvůli rozmanitosti komerčních nylonových přízí (obr. 1F a obr. S5).Vyrobené TATSA mají vynikající měkkost a schopnost odolávat tvrdému ohybu nebo deformaci (obr. S6).Obrázek 1G ukazuje TATSA přišitý přímo do břicha a manžety svetru.Proces pletení svetru je znázorněn na obr.S7 a film S2.Detaily přední a zadní strany natažené TATSA v poloze na břiše jsou na obr.S8 (A a B, v tomto pořadí) a poloha vodivé příze a nylonové příze je znázorněna na Obr.S8C.Zde je vidět, že TATSA lze bez problémů zapustit do běžných tkanin pro diskrétní a elegantní vzhled.
(A) Dva TATSA integrované do košile pro monitorování tepových a respiračních signálů v reálném čase.(B) Schematické znázornění kombinace TATSA a oblečení.Vložka ukazuje zvětšený pohled na snímač.(C) Fotografie vodivé příze (měřítko, 4 cm).Vložkou je SEM snímek průřezu vodivé příze (měřítko, 100 μm), která se skládá z nerezových a terylenových přízí.(D) Fotografie nylonové příze (měřítko, 4 cm).Vložka je SEM snímek povrchu nylonové příze (měřítko, 100 μm).(E) Obrázek počítačově řízeného plochého pletacího stroje provádějícího automatické tkaní TATSA.(F) Fotografie TATSA v různých barvách (měřítko, 2 cm).Vložkou je kroucená TATSA, která demonstruje svou vynikající měkkost.(G) Fotografie dvou TATSA kompletně a hladce sešitých do svetru.Fotografický kredit: Wenjing Fan, Univerzita Chongqing.
Pro analýzu pracovního mechanismu TATSA, včetně jeho mechanických a elektrických vlastností, jsme zkonstruovali geometrický pletací model TATSA, jak je znázorněno na obr. 2A.Pomocí plného cardiganového stehu jsou vodivé a nylonové příze propojeny ve formě smyčkových jednotek ve směru kurzu a ve směru sloupku.Struktura s jednou smyčkou (obr. S1) se skládá z hlavy smyčky, ramene smyčky, části přecházející žebra, ramene zasunutého stehu a hlavy zasunutého stehu.Lze nalézt dvě formy kontaktního povrchu mezi dvěma různými nitěmi: (i) kontaktní povrch mezi hlavou smyčky vodivé příze a hlavou prošívaného stehu nylonové příze a (ii) kontaktní povrch mezi hlavou smyčky vodivé příze. nylonovou přízi a hlavu tuck stehu vodivé příze.
(A) TATSA s přední, pravou a horní stranou pletených smyček.(B) Výsledek simulace rozložení sil TATSA pod aplikovaným tlakem 2 kPa pomocí softwaru COMSOL.(C) Schematické znázornění přenosu náboje kontaktní jednotky za podmínek zkratu.(D) Výsledky simulace rozložení náboje kontaktní jednotky za stavu otevřeného obvodu pomocí softwaru COMSOL.
Princip činnosti TATSA lze vysvětlit ve dvou aspektech: stimulace vnější silou a její indukovaný náboj.Abychom intuitivně porozuměli rozložení napětí v reakci na podnět vnější síly, použili jsme analýzu konečných prvků pomocí softwaru COMSOL při různých vnějších silách 2 a 0,2 kPa, jak je znázorněno na Obr. 2B a Obr.S9.Napětí se objevuje na kontaktních plochách dvou přízí.Jak je znázorněno na Obr.S10, zvážili jsme dvě smyčkové jednotky, abychom objasnili rozložení napětí.Při porovnání rozložení napětí pod dvěma různými vnějšími silami se napětí na povrchu vodivých a nylonových přízí zvyšuje se zvýšenou vnější silou, což vede ke kontaktu a vytlačování mezi dvěma přízemi.Jakmile je vnější síla uvolněna, dvě příze se oddělí a vzdalují se od sebe.
Kontaktně-separační pohyby mezi vodivou přízí a nylonovou přízí vyvolávají přenos náboje, který je připisován spojení triboelektrifikace a elektrostatické indukce.Abychom objasnili proces výroby elektřiny, analyzujeme průřez oblastí, kde se dvě příze vzájemně dotýkají (obr. 2C1).Jak je ukázáno na obr. 2 (C2 a C3, v tomto pořadí), když je TATSA stimulována vnější silou a obě příze se vzájemně dotýkají, dochází k elektrifikaci na povrchu vodivých a nylonových přízí a ekvivalentní náboje s opačnými polarity jsou generovány na povrchu dvou přízí.Jakmile se dvě vlákna oddělí, ve vnitřní nerezové oceli se indukují kladné náboje v důsledku elektrostatického indukčního efektu.Kompletní schéma je znázorněno na Obr.S11.Abychom získali kvantitativnější pochopení procesu výroby elektřiny, simulovali jsme rozložení potenciálu TATSA pomocí softwaru COMSOL (obr. 2D).Když jsou dva materiály v kontaktu, náboj se shromažďuje hlavně na třecím materiálu a na elektrodě je přítomno pouze malé množství indukovaného náboje, což má za následek malý potenciál (obr. 2D, dole).Když jsou dva materiály odděleny (obr. 2D, nahoře), indukovaný náboj na elektrodě se zvyšuje kvůli rozdílu potenciálu a odpovídající potenciál se zvyšuje, což ukazuje dobrou shodu mezi výsledky získanými z experimentů a výsledky ze simulací. .Kromě toho, protože vodivá elektroda TATSA je obalena terylenovými nitěmi a kůže je v kontaktu s oběma třecími materiály, takže když je TATSA nasazena přímo na kůži, je náboj závislý na vnější síle a nebude být oslaben kůží.
Abychom charakterizovali výkon našeho TATSA v různých aspektech, poskytli jsme měřicí systém obsahující generátor funkcí, výkonový zesilovač, elektrodynamickou třepačku, siloměr, elektroměr a počítač (obr. S12).Tento systém vytváří vnější dynamický tlak až 7 kPa.V experimentu byla TATSA umístěna na plochou plastovou fólii ve volném stavu a výstupní elektrické signály jsou zaznamenávány elektrometrem.
Specifikace vodivých a nylonových přízí ovlivňují výstupní výkon TATSA, protože určují kontaktní povrch a kapacitu pro vnímání vnějšího tlaku.Abychom to prozkoumali, vyrobili jsme tři velikosti těchto dvou přízí: vodivou přízi o velikosti 150D/3, 210D/3 a 250D/3 a nylonovou přízi o velikosti 150D/6, 210D/6 a 250D. /6 (D, denier; měrná jednotka používaná k určení tloušťky vláken jednotlivých nití; tkaniny s vysokým počtem denierů bývají silné).Potom jsme vybrali tyto dvě příze s různými velikostmi, abychom je upletli do senzoru, a rozměr TATSA byl dodržen na 3 cm x 3 cm s číslem smyčky 16 ve směru sloupu a 10 ve směru kurzu.Tak byly získány senzory s devíti pletacími vzory.Nejtenčí byl snímač u vodivé příze o velikosti 150D/3 a nylonové příze o velikosti 150D/6 a snímač u vodivé příze o velikosti 250D/3 a nylonové příze o velikosti 250D/ 6 byla nejtlustší.Při mechanickém buzení 0,1 až 7 kPa byly elektrické výstupy pro tyto vzory systematicky zkoumány a testovány, jak je znázorněno na obr. 3A.Výstupní napětí devíti TATSA se zvyšovalo se zvýšeným aplikovaným tlakem z 0,1 na 4 kPa.Konkrétně ze všech pletacích vzorů specifikace vodivé příze 210D/3 a nylonové příze 210D/6 poskytly nejvyšší elektrický výkon a vykazovaly nejvyšší citlivost.Výstupní napětí vykazovalo vzrůstající trend s nárůstem tloušťky TATSA (kvůli dostatečné kontaktní ploše), dokud nebyla TATSA upletena pomocí vodivé příze 210D/3 a nylonové příze 210D/6.Protože další zvýšení tloušťky by vedlo k absorpci vnějšího tlaku nitěmi, výstupní napětí se odpovídajícím způsobem snížilo.Dále je třeba poznamenat, že v oblasti nízkého tlaku (<4 kPa) poskytla dobře se chová lineární změna výstupního napětí s tlakem vyšší citlivost na tlak 7,84 mV Pa-1.V oblasti vysokého tlaku (>4 kPa) byla experimentálně pozorována nižší tlaková citlivost 0,31 mV Pa−1 z důvodu nasycení efektivní třecí plochy.Podobná tlaková citlivost byla prokázána při opačném procesu působení síly.Konkrétní časové profily výstupního napětí a proudu při různých tlacích jsou uvedeny na Obr.S13 (A a B, v tomto pořadí).
(A) Výstupní napětí pod devíti pletacími vzory vodivé příze (150D/3, 210D/3 a 250D/3) kombinované s nylonovou přízí (150D/6, 210D/6 a 250D/6).(B) Napěťová odezva na různé počty jednotek smyčky ve stejné oblasti tkaniny při zachování čísla smyčky ve směru stěny nezměněné.(C) Grafy zobrazující frekvenční odezvy při dynamickém tlaku 1 kPa a vstupní frekvenci tlaku 1 Hz.(D) Různá výstupní a proudová napětí při frekvencích 1, 5, 10 a 20 Hz.(E) Zkouška trvanlivosti TATSA pod tlakem 1 kPa.(F) Výstupní charakteristiky TATSA po 20 a 40 promytích.
Citlivost a výstupní napětí byly také ovlivněny hustotou stehu TATSA, která byla určena celkovým počtem smyček v měřené oblasti tkaniny.Zvýšení hustoty stehu by vedlo k větší kompaktnosti struktury tkaniny.Obrázek 3B ukazuje výstupní výkony pod různými čísly smyček v textilní oblasti 3 cm x 3 cm a vložka ilustruje strukturu smyčkové jednotky (číslo smyčky ve směru kurzu jsme ponechali na 10 a číslo smyčky v směr stěny byl 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 a 26).Zvýšením počtu smyčky výstupní napětí nejprve vykazovalo rostoucí trend kvůli rostoucí kontaktní ploše, až do maximální špičky výstupního napětí 7,5 V s číslem smyčky 180. Po tomto bodě mělo výstupní napětí klesající trend, protože TATSA se stala těsnou a dvě nitě měly zmenšený kontaktní prostor.Abychom prozkoumali, ve kterém směru má hustota velký dopad na výstup, ponechali jsme číslo smyčky TATSA ve směru stěny na 18 a číslo smyčky ve směru kurzu bylo nastaveno na 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 a 14. Odpovídající výstupní napětí jsou znázorněna na Obr.S14.Porovnáním vidíme, že hustota ve směru průběhu má větší vliv na výstupní napětí.V důsledku toho byl pro pletení TATSA po komplexním vyhodnocení výstupních charakteristik zvolen vzor pletení vodivé příze 210D/3 a nylonové příze 210D/6 a 180 smyčkových jednotek.Dále jsme porovnali výstupní signály dvou textilních senzorů s použitím plného cardiganového stehu a hladkého stehu.Jak je znázorněno na Obr.S15, elektrický výstup a citlivost při použití plného kardiganového stehu jsou mnohem vyšší než při použití hladkého stehu.
Byla měřena doba odezvy pro monitorování signálů v reálném čase.Abychom prozkoumali dobu odezvy našeho senzoru na vnější síly, porovnali jsme výstupní napěťové signály se vstupy dynamického tlaku při frekvenci 1 až 20 Hz (obr. 3C, resp. obr. S16).Průběhy výstupního napětí byly téměř totožné se vstupními sinusovými tlakovými vlnami pod tlakem 1 kPa a výstupní průběhy měly rychlou odezvu (asi 20 ms).Tato hystereze může být přičítána tomu, že se elastická struktura nevrátila do původního stavu co nejdříve po působení vnější síly.Nicméně tato malá hystereze je přijatelná pro monitorování v reálném čase.Pro získání dynamického tlaku s určitým frekvenčním rozsahem se očekává odpovídající frekvenční odezva TATSA.Tak byla testována i frekvenční charakteristika TATSA.Zvýšením externí budicí frekvence zůstala amplituda výstupního napětí téměř nezměněna, zatímco amplituda proudu se zvýšila, když se odbočovací frekvence měnily od 1 do 20 Hz (obr. 3D).
Abychom vyhodnotili opakovatelnost, stabilitu a životnost TATSA, testovali jsme odezvu výstupního napětí a proudu na cykly tlakového zatížení a vyložení.Na snímač byl aplikován tlak 1 kPa s frekvencí 5 Hz.Vrcholové napětí a proud byly zaznamenány po 100 000 cyklech nakládání a vykládání (obr. 3E, resp. obr. S17).Zvětšené pohledy na průběh napětí a proudu jsou znázorněny na vložce na obr. 3E a obr. 3E.S17, resp.Výsledky odhalují pozoruhodnou opakovatelnost, stabilitu a trvanlivost TATSA.Omyvatelnost je také základním hodnotícím kritériem TATSA jako celotextilního zařízení.Abychom vyhodnotili schopnost praní, otestovali jsme výstupní napětí senzoru poté, co jsme TATSA vyprali v pračce podle zkušební metody 135-2017 Americké asociace textilních chemiků a koloristů (AATCC).Podrobný postup promývání je popsán v části Materiály a metody.Jak je znázorněno na obr. 3F, elektrické výstupy byly zaznamenány po promytí 20krát a 40krát, což prokázalo, že nedošlo k žádným zřetelným změnám výstupního napětí v průběhu mycích testů.Tyto výsledky potvrzují pozoruhodnou omyvatelnost TATSA.Jako nositelný textilní senzor jsme také zkoumali výstupní výkon, když byl TATSA v tahu (obr. S18), zkroucený (obr. S19) a při různé vlhkosti (obr. S20).
Na základě četných výhod TATSA demonstrovaných výše jsme vyvinuli bezdrátový mobilní systém monitorování zdraví (WMHMS), který má schopnost nepřetržitě získávat fyziologické signály a následně poskytovat odborné rady pro pacienta.Obrázek 4A ukazuje schéma schématu WMHMS založeného na TATSA.Systém má čtyři komponenty: TATSA pro získávání analogových fyziologických signálů, analogový kondicionační obvod s dolní propustí (MAX7427) a zesilovač (MAX4465) pro zajištění dostatečných detailů a vynikající synchronizaci signálů, analogově-digitální převodník založený na jednotce mikrokontroléru pro shromažďování a převod analogových signálů na digitální signály a modul Bluetooth (čip Bluetooth CC2640 s nízkou spotřebou energie) pro přenos digitálního signálu do aplikace terminálu mobilního telefonu (APP; Huawei Honor 9).V této studii jsme TATSA hladce sešili do krajky, náramku, stojánku na ruce a ponožky, jak je znázorněno na obr. 4B.
(A) Ilustrace WMHMS.(B) Fotografie TATSA všitých do náramku, stojánku na ruce, ponožky a hrudního pásu.Měření pulsu na (C1) krku, (D1) zápěstí, (E1) konečku prstu a (F1) kotníku.Tvar pulzní vlny na (C2) krku, (D2) zápěstí, (E2) špičce prstu a (F2) kotníku.(G) Průběhy pulzů různého stáří.(H) Analýza jedné pulzní vlny.Index radiální augmentace (AIx) definovaný jako AIx (%) = P2/P1.P1 je vrchol postupující vlny a P2 je vrchol odražené vlny.(I) Pulzní cyklus pažní a kotníku.Rychlost pulzní vlny (PWV) je definována jako PWV = D/∆T.D je vzdálenost mezi kotníkem a paží.∆T je časové zpoždění mezi vrcholy kotníkových a pažních pulzních vln.PTT, doba průchodu pulzu.(J) Srovnání AIx a PWV pažního kotníku (BAPWV) mezi zdravými a CAD.*P < 0,01, **P < 0,001 a ***P < 0,05.HTN, hypertenze;CHD, ischemická choroba srdeční;DM, diabetes mellitus.Fotografický kredit: Jin Yang, Univerzita Chongqing.
Abychom mohli sledovat pulzní signály různých částí lidského těla, připevnili jsme výše uvedené ozdoby pomocí TATSA na odpovídající pozice: krk (obr. 4C1), zápěstí (obr. 4D1), špička prstu (obr. 4E1) a kotník (obr. 4F1 ), jak je vypracováno ve filmech S3 až S6.V medicíně existují tři podstatné body v pulzní vlně: vrchol postupující vlny P1, vrchol odražené vlny P2 a vrchol dikrotické vlny P3.Charakteristiky těchto charakteristických bodů odrážejí zdravotní stav arteriální elasticity, periferního odporu a kontraktility levé komory související s kardiovaskulárním systémem.V našem testu byly získány a zaznamenány pulsové křivky 25leté ženy ve výše uvedených čtyřech polohách.Všimněte si, že tři rozlišitelné body (P1 až P3) byly pozorovány na křivce pulzu v polohách krku, zápěstí a konečků prstů, jak je znázorněno na obr. 4 (C2 až E2).Naproti tomu na pulsu v poloze kotníku se objevily pouze P1 a P3 a P2 nebyl přítomen (obr. 4F2).Tento výsledek byl způsoben superpozicí příchozí krevní vlny vyvržené levou komorou a odražené vlny od dolních končetin (44).Předchozí studie ukázaly, že P2 se vyskytuje v křivkách měřených na horních končetinách, ale ne v kotníku [45, 46].Podobné výsledky jsme pozorovali u křivek měřených pomocí TATSA, jak je znázorněno na Obr.S21, která ukazuje typická data ze zde studované populace 80 pacientů.Můžeme vidět, že P2 se neobjevil v těchto pulsních křivkách měřených v kotníku, což prokazuje schopnost TATSA detekovat jemné rysy v křivce.Tyto výsledky měření pulsu ukazují, že naše WMHMS dokáže přesně odhalit charakteristiky pulsových vln horní a dolní části těla a že je lepší než jiné práce (41, 47).Abychom dále naznačili, že naše TATSA lze široce aplikovat na různé věkové skupiny, změřili jsme pulsní křivky 80 subjektů v různém věku a ukázali jsme některá typická data, jak je znázorněno na obr.S22.Jak je znázorněno na obr. 4G, vybrali jsme tři účastníky ve věku 25, 45 a 65 let a tři hlavní body byly zřejmé pro účastníky v mladém a středním věku.Podle lékařské literatury (48) se vlastnosti pulsových křivek většiny lidí mění s tím, jak stárnou, jako je vymizení bodu P2, což je způsobeno odraženou vlnou posunutou dopředu, aby se překryla na postupující vlnu prostřednictvím poklesu cévní elasticita.Tento jev se také odráží v křivkách, které jsme shromáždili, což dále ověřuje, že TATSA lze aplikovat na různé populace.
Tvar pulzní vlny je ovlivněn nejen fyziologickým stavem jedince, ale také podmínkami testu.Proto jsme měřili pulzní signály při různé těsnosti kontaktu mezi TATSA a kůží (obr. S23) a různých polohách detekce v místě měření (obr. S24).Lze zjistit, že TATSA může získat konzistentní pulsní křivky s podrobnými informacemi kolem cévy ve velké efektivní detekční oblasti v místě měření.Kromě toho existují odlišné výstupní signály při různé těsnosti kontaktu mezi TATSA a pokožkou.Kromě toho by pohyb jednotlivců, kteří nosí senzory, ovlivnil pulzní signály.Když je zápěstí subjektu ve statickém stavu, amplituda získané pulzní vlny je stabilní (obr. S25A);naopak, když se zápěstí pomalu pohybuje v úhlu od −70° do 70° během 30 s, bude amplituda pulsní vlny kolísat (obr. S25B).Kontura každé pulsní vlny je však viditelná a tepovou frekvenci lze stále přesně získat.Je zřejmé, že pro dosažení stabilního získávání pulzních vln v lidském pohybu je třeba prozkoumat další práci včetně návrhu senzoru a zpracování signálu na konci.
Dále, abychom analyzovali a kvantitativně vyhodnotili stav kardiovaskulárního systému prostřednictvím získaných křivek pulzu pomocí naší TATSA, zavedli jsme dva hemodynamické parametry podle specifikace hodnocení kardiovaskulárního systému, a to index augmentace (AIx) a rychlost pulzní vlny. (PWV), které představují elasticitu tepen.Jak je znázorněno na obr. 4H, pro analýzu AIx byla použita pulsová vlna v poloze zápěstí 25letého zdravého muže.Podle vzorce (sekce S1) bylo získáno AIx = 60 %, což je normální hodnota.Poté jsme simultánně shromáždili dvě pulsové křivky v poloze paže a kotníku tohoto účastníka (podrobný způsob měření pulsové křivky je popsán v Materiály a metody).Jak je znázorněno na obr. 4I, charakteristické body dvou pulsních křivek byly odlišné.Poté jsme vypočítali PWV podle vzorce (sekce S1).Bylo získáno PWV = 1363 cm/s, což je charakteristická hodnota očekávaná u zdravého dospělého muže.Na druhou stranu můžeme vidět, že metriky AIx nebo PWV nejsou ovlivněny rozdílem amplitud pulsní vlny a hodnoty AIx v různých částech těla jsou různé.V naší studii byl použit radiální AIx.Pro ověření použitelnosti WMHMS u různých lidí jsme vybrali 20 účastníků ve zdravé skupině, 20 ve skupině s hypertenzí (HTN), 20 ve skupině s ischemickou chorobou srdeční (ICHS) ve věku od 50 do 59 let a 20 ve skupině skupina diabetes mellitus (DM).Změřili jsme jejich pulzní vlny a porovnali jejich dva parametry, AIx a PWV, jak je uvedeno na obr. 4J.Lze zjistit, že hodnoty PWV u skupin HTN, CHD a DM byly nižší ve srovnání se zdravou skupinou a mají statistický rozdíl (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 a PDM ≪ 0,001; hodnoty P byly vypočteny pomocí t test).Mezitím byly hodnoty AIx ve skupinách HTN a CHD nižší ve srovnání se zdravou skupinou a mají statistický rozdíl (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 a PDM < 0,05).PWV a AIx účastníků s ICHS, HTN nebo DM byly vyšší než ve zdravé skupině.Výsledky ukazují, že TATSA je schopen přesně získat pulsní křivku pro výpočet kardiovaskulárního parametru pro posouzení kardiovaskulárního zdravotního stavu.Závěrem lze říci, že díky svým bezdrátovým charakteristikám s vysokým rozlišením, vysokou citlivostí a pohodlí poskytuje WMHMS založený na TATSA efektivnější alternativu pro monitorování v reálném čase než současné drahé lékařské vybavení používané v nemocnicích.
Kromě pulzní vlny jsou informace o dýchání také primárním vitálním znakem, který pomáhá posoudit fyzický stav jednotlivce.Monitorování dýchání na základě našeho TATSA je atraktivnější než konvenční polysomnografie, protože jej lze bez problémů integrovat do oblečení pro lepší pohodlí.Všitý do bílého elastického hrudního pásu byl TATSA přímo přivázán k lidskému tělu a zajištěn kolem hrudníku pro monitorování dýchání (obr. 5A a film S7).TATSA se deformovala expanzí a kontrakcí hrudního koše, což vedlo k elektrickému výstupu.Získaný průběh je ověřen na obr. 5B.Signál s velkými fluktuacemi (amplituda 1,8 V) a periodickými změnami (frekvence 0,5 Hz) odpovídal dechovému pohybu.Relativně malý fluktuační signál byl superponován na tento velký fluktuační signál, kterým byl signál srdečního tepu.Podle frekvenčních charakteristik signálů dýchání a srdečního tepu jsme použili 0,8 Hz dolní propust a 0,8 až 20 Hz pásmový filtr k oddělení signálů dýchání a srdečního tepu, jak je znázorněno na obr. 5C. .V tomto případě byly stabilní dechové a pulsové signály s bohatými fyziologickými informacemi (jako je dechová frekvence, srdeční tep a hlavní body pulsové vlny) získány současně a přesně pouhým umístěním jediného TATSA na hrudník.
(A) Fotografie zobrazující displej TATSA umístěný na hrudníku pro měření signálu v tlaku spojeném s dýcháním.(B) Graf napětí-čas pro TATSA namontovaný na hrudi.(C) Rozklad signálu (B) na srdeční tep a křivku dýchání.(D) Fotografie zobrazující dva TATSA umístěné na břiše a zápěstí pro měření dýchání a pulsu během spánku.(E) Respirační a pulzní signály zdravého účastníka.HR, srdeční frekvence;BPM, tepy za minutu.(F) Respirační a pulzní signály účastníka SAS.(G) Respirační signál a PTT zdravého účastníka.(H) Respirační signál a PTT účastníka SAS.(I) Vztah mezi indexem vzrušení PTT a indexem apnoe-hypopnoe (AHI).Fotografický kredit: Wenjing Fan, Univerzita Chongqing.
Abychom prokázali, že náš senzor dokáže přesně a spolehlivě monitorovat pulzní a respirační signály, provedli jsme experiment s cílem porovnat výsledky měření pulzních a respiračních signálů mezi našimi TATSA a standardním lékařským přístrojem (MHM-6000B), jak je zpracováno ve filmech S8 a S9.Při měření pulzních vln byl fotoelektrický senzor lékařského nástroje nošen na levém ukazováčku mladé dívky a mezitím naše TATSA měla na pravém ukazováčku.Ze dvou získaných křivek pulsu můžeme vidět, že jejich obrysy a detaily byly identické, což naznačuje, že puls měřený TATSA je stejně přesný jako puls lékařským přístrojem.Při měření dechové vlny bylo podle lékařského předpisu na pět míst na těle mladého muže připevněno pět elektrokardiografických elektrod.Naproti tomu pouze jeden TATSA byl přímo přivázán k tělu a zajištěn kolem hrudníku.Ze shromážděných respiračních signálů lze vidět, že tendence k variaci a rychlost detekovaného respiračního signálu naším TATSA byly v souladu s tím, které bylo provedeno pomocí lékařského přístroje.Tyto dva srovnávací experimenty potvrdily přesnost, spolehlivost a jednoduchost našeho senzorového systému pro monitorování pulzních a respiračních signálů.
Dále jsme vyrobili kus chytrého oblečení a sešívali dva TATSA na břiše a zápěstí pro monitorování respiračních a pulzních signálů.Konkrétně byl vyvinutý dvoukanálový WMHMS použit k současnému zachycení pulzních a respiračních signálů.Prostřednictvím tohoto systému jsme získali dechové a pulsové signály 25letého muže oblečeného v našem chytrém oblečení během spánku (obr. 5D a film S10) a sezení (obr. S26 a film S11).Získané respirační a pulzní signály lze bezdrátově přenášet do aplikace APP mobilního telefonu.Jak bylo uvedeno výše, TATSA má schopnost zachytit respirační a pulzní signály.Tyto dva fyziologické signály jsou také kritérii pro lékařský odhad SAS.Proto lze naši TATSA použít také ke sledování a hodnocení kvality spánku a souvisejících poruch spánku.Jak je znázorněno na obr. 5 (E a F), průběžně jsme měřili pulzní a respirační křivky dvou účastníků, zdravého a pacienta se SAS.U osoby bez apnoe zůstala naměřená dechová frekvence a tepová frekvence stabilní na 15 a 70, v tomto pořadí.U pacienta se SAS byla pozorována zřetelná apnoe po dobu 24 s, která je známkou obstrukční respirační příhody, a srdeční frekvence se po období apnoe mírně zvýšila v důsledku regulace nervového systému (49).Stručně řečeno, respirační stav může být vyhodnocen naší TATSA.
Pro další posouzení typu SAS prostřednictvím pulzních a respiračních signálů jsme analyzovali dobu průchodu pulzu (PTT), neinvazivní indikátor odrážející změny periferní vaskulární rezistence a nitrohrudního tlaku (definované v sekci S1) zdravého muže a pacienta s SAS.U zdravého účastníka zůstala dechová frekvence nezměněna a PTT byl relativně stabilní od 180 do 310 ms (obr. 5G).U účastníka SAS se však PTT během apnoe kontinuálně zvyšoval ze 120 na 310 ms (obr. 5H).Účastníkovi byla tedy diagnostikována obstrukční SAS (OSAS).Pokud by se změna PTT během apnoe snížila, pak by byl stav určen jako centrální syndrom spánkové apnoe (CSAS), a pokud by oba tyto dva příznaky existovaly současně, pak by byl diagnostikován jako smíšený SAS (MSAS).Pro posouzení závažnosti SAS jsme dále analyzovali shromážděné signály.PTT arousal index, což je počet PTT vzrušení za hodinu (PTT vzrušení je definováno jako pokles PTT o ≥15 ms trvající ≥3 s), hraje zásadní roli při hodnocení stupně SAS.Index apnoe-hypopnoe (AHI) je standardem pro stanovení stupně SAS (apnoe je zástava dýchání a hypopnoe je příliš mělké dýchání nebo abnormálně nízká dechová frekvence), který je definován jako počet apnoe a hypopnoe za hodinu ve spánku (vztah mezi AHI a hodnotícími kritérii pro OSAS je uveden v tabulce S2).Ke zkoumání vztahu mezi AHI a PTT arousal indexem byly vybrány respirační signály 20 pacientů se SAS a analyzovány pomocí TATSA.Jak je znázorněno na obr. 5I, index vzrušení PTT pozitivně koreloval s AHI, protože apnoe a hypopnoe během spánku způsobují zjevné a přechodné zvýšení krevního tlaku, což vede k poklesu PTT.Proto naše TATSA může současně získávat stabilní a přesné pulzní a respirační signály, a tím poskytovat důležité fyziologické informace o kardiovaskulárním systému a SAS pro sledování a hodnocení souvisejících onemocnění.
Stručně řečeno, vyvinuli jsme TATSA s použitím úplného cardiganového stehu k současné detekci různých fyziologických signálů.Tento snímač se vyznačoval vysokou citlivostí 7,84 mV Pa−1, rychlou dobou odezvy 20 ms, vysokou stabilitou přes 100 000 cyklů a širokým pracovním frekvenčním pásmem.Na základě TATSA byl vyvinut také WMHMS pro přenos naměřených fyziologických parametrů do mobilního telefonu.TATSA lze začlenit do různých míst oblečení pro estetický design a použít k současnému sledování pulzu a respiračních signálů v reálném čase.Systém lze použít, aby pomohl rozlišit mezi zdravými jedinci a těmi s CAD nebo SAS díky své schopnosti zachytit podrobné informace.Tato studie poskytla pohodlný, efektivní a uživatelsky přívětivý přístup k měření lidského pulsu a dýchání, což představuje pokrok ve vývoji nositelné textilní elektroniky.
Nerezová ocel byla opakovaně protažena formou a protahována do podoby vlákna o průměru 10 μm.Vlákno z nerezové oceli jako elektroda bylo vloženo do několika kusů komerčních jednovrstvých terylenových přízí.
Pro zajištění sinusového signálu tlaku byl použit funkční generátor (Stanford DS345) a zesilovač (LabworkPa-13).K měření vnějšího tlaku aplikovaného na TATSA byl použit dvourozsahový snímač síly (Vernier Software & Technology LLC).Ke sledování a záznamu výstupního napětí a proudu TATSA byl použit systémový elektrometr Keithley (Keithley 6514).
Podle zkušební metody AATCC 135-2017 jsme použili TATSA a dostatek zátěže jako 1,8 kg náplň a poté je vložili do komerční pračky (Labtex LBT-M6T) k provedení jemných pracích cyklů v pračce.Poté jsme pračku naplnili 18 galony vody o teplotě 25 °C a nastavili pračku na zvolený prací cyklus a dobu (rychlost míchání 119 úderů za minutu; doba praní 6 min; rychlost závěrečného odstřeďování, 430 ot./min; konečná doba odstřeďování, 3 minuty).Nakonec byla TATSA zavěšena na sucho v klidném vzduchu při pokojové teplotě ne vyšší než 26 °C.
Subjekty byly instruovány, aby ležely v poloze na zádech na posteli.Na měřicí místa byla umístěna TATSA.Jakmile byly subjekty ve standardní poloze na zádech, udržovaly si zcela uvolněný stav po dobu 5 až 10 minut.Pulzní signál pak začal měřit.
Doplňkový materiál k tomuto článku je k dispozici na https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Obr. S9.Výsledek simulace rozložení sil TATSA při aplikovaných tlacích při 0,2 kPa pomocí softwaru COMSOL.
Obr. S10.Výsledky simulace rozložení sil kontaktní jednotky při aplikovaných tlacích při 0,2 a 2 kPa.
Obr. S11.Kompletní schematická znázornění přenosu náboje kontaktní jednotky za podmínek zkratu.
Obr. S13.Kontinuální výstupní napětí a proud TATSA v reakci na nepřetržitě aplikovaný vnější tlak v měřicím cyklu.
Obr. S14.Napěťová odezva na různé počty jednotek smyčky ve stejné oblasti tkaniny při zachování čísla smyčky ve směru stěny nezměněné.
Obr. S15.Porovnání mezi výstupními výkony dvou textilních senzorů pomocí plného pleteného kardiganového stehu a hladkého stehu.
Obr. S16.Grafy zobrazující frekvenční odezvy při dynamickém tlaku 1 kPa a vstupní frekvenci tlaku 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 a 20 Hz.
Obr. S25.Výstupní napětí snímače, když byl subjekt ve statickém a pohybovém stavu.
Obr. S26.Fotografie zobrazující TATSA umístěné současně na břiše a zápěstí pro měření dýchání a pulsu.
Toto je článek s otevřeným přístupem distribuovaný za podmínek licence Creative Commons Attribution-NonCommercial, která umožňuje použití, distribuci a reprodukci na jakémkoli médiu, pokud výsledné použití není pro komerční výhodu a pokud je původní dílo správně citováno.
POZNÁMKA: Vaši e-mailovou adresu požadujeme pouze proto, aby osoba, které stránku doporučujete, věděla, že chcete, aby ji viděl, a že se nejedná o nevyžádanou poštu.Nezaznamenáváme žádnou e-mailovou adresu.
Autor: Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Pro sledování zdravotního stavu byl vyvinut triboelektrický celotextilní senzor s vysokou citlivostí na tlak a komfortem.
Autor: Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Pro sledování zdravotního stavu byl vyvinut triboelektrický celotextilní senzor s vysokou citlivostí na tlak a komfortem.
© 2020 American Association for the Advancement of Science.Všechna práva vyhrazena.AAAS je partnerem společností HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef a COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Čas odeslání: 27. března 2020