Bærbar tekstilelektronik er yderst ønskværdig for at realisere personlig sundhedsstyring.Imidlertid kan de fleste rapporterede tekstilelektronik enten periodisk målrette mod et enkelt fysiologisk signal eller gå glip af de eksplicitte detaljer i signalerne, hvilket fører til en delvis helbredsvurdering.Desuden er tekstiler med fremragende egenskaber og komfort stadig en udfordring.Her rapporterer vi om et triboelektrisk sensorsystem i hel tekstil med høj trykfølsomhed og komfort.Den udviser trykfølsomhed (7,84 mV Pa−1), hurtig responstid (20 ms), stabilitet (>100.000 cyklusser), bred arbejdsfrekvensbåndbredde (op til 20 Hz) og maskinvaskbarhed (>40 vaske).De fremstillede TATSA'er blev syet ind i forskellige dele af tøjet for at overvåge de arterielle pulsbølger og respiratoriske signaler samtidigt.Vi videreudviklede et sundhedsovervågningssystem til langsigtet og ikke-invasiv vurdering af kardiovaskulær sygdom og søvnapnøsyndrom, som udviser store fremskridt for kvantitativ analyse af nogle kroniske sygdomme.
Bærbar elektronik repræsenterer en fascinerende mulighed på grund af deres lovende anvendelser inden for personlig medicin.De kan overvåge en persons helbredstilstand på en kontinuerlig, realtid og ikke-invasiv måde (1-11).Puls og respiration, som to uundværlige komponenter i vitale tegn, kan give både en nøjagtig vurdering af den fysiologiske tilstand og bemærkelsesværdig indsigt i diagnosticering og prognose af relaterede sygdomme (12-21).Til dato er den mest bærbare elektronik til at detektere subtile fysiologiske signaler baseret på ultratynde substrater såsom polyethylenterephthalat, polydimethylsiloxan, polyimid, glas og silikone (22-26).En ulempe ved disse substrater til brug på huden ligger i deres plane og stive formater.Som følge heraf kræves tape, plaster eller andre mekaniske armaturer for at etablere en kompakt kontakt mellem bærbar elektronik og menneskelig hud, hvilket kan forårsage irritation og gener i længere perioder med brug (27, 28).Desuden har disse substrater dårlig luftgennemtrængelighed, hvilket resulterer i ubehag, når de bruges til langvarig, kontinuerlig sundhedsovervågning.For at afhjælpe de førnævnte problemer i sundhedsvæsenet, især i daglig brug, tilbyder smarte tekstiler en pålidelig løsning.Disse tekstiler har egenskaberne blødhed, let vægt og åndbarhed og dermed potentialet for at realisere komfort i bærbar elektronik.I de senere år har der været gjort intensive bestræbelser på at udvikle tekstilbaserede systemer inden for følsomme sensorer, energihøst og opbevaring (29-39).Især er der rapporteret succesfuld forskning om optisk fiber, piezoelektricitet og resistivitetsbaserede smarte tekstiler anvendt til overvågning af puls- og respiratoriske signaler (40-43).Disse smarte tekstiler har dog typisk lav følsomhed og en enkelt overvågningsparameter og kan ikke fremstilles i stor skala (tabel S1).I tilfælde af pulsmåling er detaljerede oplysninger vanskelige at fange på grund af den svage og hurtige udsving i pulsen (f.eks. dens egenskabspunkter), og derfor kræves høj følsomhed og passende frekvensrespons.
I denne undersøgelse introducerer vi et triboelectric all-textile sensor array (TATSA) med høj følsomhed for epidermal subtil trykfangning, strikket med ledende og nylongarn i en hel cardigansøm.TATSA kan give høj trykfølsomhed (7,84 mV Pa−1), hurtig responstid (20 ms), stabilitet (>100.000 cyklusser), bred arbejdsfrekvensbåndbredde (op til 20 Hz) og maskinvaskbarhed (>40 vaske).Den er i stand til bekvemt at integrere sig i tøj med diskretion, komfort og æstetisk appel.Især kan vores TATSA inkorporeres direkte i forskellige steder i stoffet, der svarer til pulsbølgerne ved nakke-, håndleds-, fingerspids- og ankelpositioner og til åndedrætsbølgerne i maven og brystet.For at evaluere TATSA's fremragende ydeevne i realtid og fjernsundhedsovervågning udvikler vi et personligt intelligent sundhedsovervågningssystem til løbende at erhverve og gemme fysiologiske signaler til analyse af hjerte-kar-sygdomme (CAD) og vurdering af søvnapnøsyndrom (SAS) ).
Som illustreret i fig. 1A blev to TATSA'er syet ind i manchetten og brystet på en skjorte for at muliggøre dynamisk og samtidig overvågning af henholdsvis puls- og respiratoriske signaler.Disse fysiologiske signaler blev transmitteret trådløst til den intelligente mobile terminalapplikation (APP) for yderligere analyse af sundhedsstatus.Figur 1B viser TATSA'en syet til et stykke stof, og indsatsen viser den forstørrede visning af TATSA'en, som blev strikket ved hjælp af det karakteristiske ledende garn og kommercielt nylongarn sammen i en hel cardigansøm.Sammenlignet med den grundlæggende almindelige sting, den mest almindelige og grundlæggende strikkemetode, blev den fulde cardigan-søm valgt, fordi kontakten mellem løkkehovedet på det ledende garn og det tilstødende stiksømshoved på nylongarnet (fig. S1) er en overflade snarere end en punktkontakt, hvilket fører til et større virkeområde for høj triboelektrisk effekt.For at forberede det ledende garn valgte vi rustfrit stål som den faste kernefiber, og flere stykker et-lags Terylene-garn blev snoet rundt om kernefiberen til et ledende garn med en diameter på 0,2 mm (fig. S2), som fungerede som både elektrificeringsfladen og den ledende elektrode.Nylongarnet, som havde en diameter på 0,15 mm og fungerede som endnu en elektrificeringsoverflade, havde en stærk trækkraft, fordi det blev snoet af uberegnelige garner (fig. S3).Figur 1 (henholdsvis C og D) viser fotografier af det fremstillede ledende garn og nylongarn.Indsætningerne viser deres respektive scanning elektronmikroskopi (SEM) billeder, som viser et typisk tværsnit af det ledende garn og overfladen af nylongarnet.Den høje trækstyrke af de ledende og nylongarn sikrede deres vævningsevne på en industriel maskine for at opretholde en ensartet ydeevne af alle sensorer.Som vist i fig. 1E blev de ledende garner, nylongarner og almindelige tråde viklet på deres respektive kegler, som derefter blev læsset på den industrielle computeriserede fladstrikkemaskine til automatisk vævning (film S1).Som vist i fig.S4 blev flere TATSA'er strikket sammen med almindeligt stof ved hjælp af industrimaskinen.En enkelt TATSA med en tykkelse på 0,85 mm og en vægt på 0,28 g kunne skræddersyes fra hele strukturen til individuel brug, hvilket viser sin fremragende kompatibilitet med andre klude.Derudover kunne TATSA'er designes i forskellige farver, så de opfylder æstetiske og moderigtige krav på grund af mangfoldigheden af kommercielle nylongarn (fig. 1F og fig. S5).De fremstillede TATSA'er har fremragende blødhed og kapacitet til at modstå hård bøjning eller deformation (fig. S6).Figur 1G viser TATSA syet direkte ind i maven og manchetten på en sweater.Processen med at strikke trøjen er vist i fig.S7 og film S2.Detaljerne for for- og bagsiden af den strakte TATSA ved mavepositionen er vist i fig.S8 (henholdsvis A og B), og positionen af ledende garn og nylongarn er illustreret i fig.S8C.Det kan ses her, at TATSA kan indlejres i almindelige stoffer problemfrit for et diskret og smart udseende.
(A) To TATSA'er integreret i en skjorte til overvågning af puls- og respiratoriske signaler i realtid.(B) Skematisk illustration af kombinationen af TATSA og tøj.Indsatsen viser det forstørrede billede af sensoren.(C) Fotografi af det ledende garn (skalastang, 4 cm).Indsatsen er SEM-billedet af tværsnittet af det ledende garn (skalastang, 100 μm), som består af rustfrit stål og Terylene-garn.(D) Fotografi af nylongarnet (skalastang, 4 cm).Indsatsen er SEM-billedet af nylongarnoverfladen (skalastang, 100 μm).(E) Billede af den computeriserede flade strikkemaskine, der udfører den automatiske vævning af TATSA'erne.(F) Fotografi af TATSA'er i forskellige farver (skalalinje, 2 cm).Indsatsen er den snoede TATSA, som demonstrerer sin fremragende blødhed.(G) Fotografi af to TATSA'er fuldstændigt og sømløst syet til en sweater.Fotokredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
For at analysere arbejdsmekanismen for TATSA, herunder dens mekaniske og elektriske egenskaber, konstruerede vi en geometrisk strikkemodel af TATSA, som vist i fig. 2A.Ved at bruge den fulde cardigan-søm, er de ledende garn og nylongarn sammenlåst i form af løkkeenheder i kurs- og valsretningen.En enkelt løkkestruktur (fig. S1) består af et løkkehoved, løkkearm, ribkrydsende del, tuckstingarm og tuckstinghoved.To former for kontaktfladen mellem de to forskellige garner kan findes: (i) kontaktfladen mellem løkkehovedet på det ledende garn og stiksømshovedet på nylongarnet og (ii) kontaktfladen mellem løkkehovedet på nylongarnet og stikstingshovedet på det ledende garn.
(A) TATSA med de forreste, højre og øverste sider af de strikkede løkker.(B) Simuleringsresultat af kraftfordelingen af en TATSA under et påført tryk på 2 kPa ved brug af COMSOL-softwaren.(C) Skematiske illustrationer af ladningsoverførslen af en kontaktenhed under kortslutningsforhold.(D) Simuleringsresultater af ladningsfordelingen af en kontaktenhed under en åben kredsløbstilstand ved hjælp af COMSOL-softwaren.
Arbejdsprincippet for TATSA kan forklares i to aspekter: ekstern kraftstimulering og dens inducerede ladning.For intuitivt at forstå spændingsfordelingen som reaktion på ekstern kraftstimulus, brugte vi finite element-analyse ved hjælp af COMSOL-software ved forskellige eksterne kræfter på 2 og 0,2 kPa, som henholdsvis vist i fig. 2B og fig.S9.Spændingen vises på kontaktfladerne af to garner.Som vist i fig.S10 overvejede vi to sløjfeenheder for at tydeliggøre spændingsfordelingen.Ved sammenligning af spændingsfordelingen under to forskellige ydre kræfter, øges spændingen på overfladerne af de ledende og nylongarner med den øgede ydre kraft, hvilket resulterer i kontakt og ekstrudering mellem de to garner.Når den ydre kraft er frigivet, adskilles de to garner og bevæger sig væk fra hinanden.
Kontakt-adskillelsesbevægelserne mellem det ledende garn og nylongarn inducerer ladningsoverførsel, hvilket tilskrives kombinationen af triboelektrificering og elektrostatisk induktion.For at tydeliggøre den el-genererende proces analyserer vi tværsnittet af det område, hvor de to garner er i kontakt med hinanden (fig. 2C1).Som vist i fig. 2 (hhv. C2 og C3), når TATSA stimuleres af den ydre kraft, og de to garner er i kontakt med hinanden, sker der elektrificering på overfladen af de ledende og nylongarn, og de ækvivalente ladninger med modsatte polariteter genereres på overfladen af de to garner.Når de to garner adskilles, induceres positive ladninger i det indre rustfri stål på grund af den elektrostatiske induktionseffekt.Det komplette skema er vist i fig.S11.For at opnå en mere kvantitativ forståelse af den el-genererende proces, simulerede vi den potentielle distribution af TATSA ved hjælp af COMSOL software (fig. 2D).Når de to materialer er i kontakt, samler ladningen sig hovedsageligt på friktionsmaterialet, og kun en lille mængde induceret ladning er til stede på elektroden, hvilket resulterer i det lille potentiale (fig. 2D, nederst).Når de to materialer adskilles (fig. 2D, øverst), øges den inducerede ladning på elektroden på grund af potentialforskellen, og det tilsvarende potentiale stiger, hvilket afslører en god overensstemmelse mellem resultaterne opnået fra eksperimenterne og dem fra simuleringerne .Da TATSA'ens ledende elektrode er pakket ind i Terylene-garn, og huden er i kontakt med begge de to friktionsmaterialer, er ladningen derfor afhængig af den ydre kraft og vil ikke, når TATSA'en bæres direkte på huden. blive svækket af huden.
For at karakterisere ydeevnen af vores TATSA i forskellige aspekter, leverede vi et målesystem indeholdende en funktionsgenerator, effektforstærker, elektrodynamisk ryster, kraftmåler, elektrometer og computer (fig. S12).Dette system genererer et eksternt dynamisk tryk på op til 7 kPa.I forsøget blev TATSA placeret på en flad plastikplade i fri tilstand, og de elektriske udgangssignaler registreres af elektrometeret.
Specifikationerne for de ledende og nylongarner påvirker outputydelsen af TATSA, fordi de bestemmer kontaktfladen og kapaciteten til at opfatte det eksterne tryk.For at undersøge dette fremstillede vi tre størrelser af de to garner, henholdsvis: ledende garn med en størrelse på 150D/3, 210D/3 og 250D/3 og nylongarn med en størrelse på 150D/6, 210D/6 og 250D /6 (D, denier; en måleenhed, der bruges til at bestemme fibertykkelsen af individuelle tråde; stoffer med et højt deniertal har tendens til at være tykke).Derefter valgte vi disse to garner med forskellige størrelser for at strikke dem til en sensor, og dimensionen af TATSA blev holdt på 3 cm gange 3 cm med løkkenummeret 16 i wale-retningen og 10 i kursretningen.Således blev sensorerne med ni strikkeopskrifter opnået.Sensoren ved det ledende garn med størrelsen 150D/3 og nylongarn med størrelsen 150D/6 var den tyndeste, og sensoren ved det ledende garn med størrelsen 250D/3 og nylongarn med størrelsen 250D/ 6 var den tykkeste.Under en mekanisk excitation på 0,1 til 7 kPa blev de elektriske output for disse mønstre systematisk undersøgt og testet, som vist i fig. 3A.Udgangsspændingerne fra de ni TATSA'er steg med det øgede påførte tryk, fra 0,1 til 4 kPa.Specifikt af alle strikkemønstrene leverede specifikationen for 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn den højeste elektriske effekt og udviste den højeste følsomhed.Udgangsspændingen viste en stigende tendens med stigningen i tykkelsen af TATSA (på grund af den tilstrækkelige kontaktflade), indtil TATSA blev strikket med 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn.Da yderligere stigninger i tykkelsen ville føre til absorption af eksternt tryk af garnene, faldt udgangsspændingen tilsvarende.Endvidere bemærkes, at i lavtryksområdet (<4 kPa) gav en velopdragen lineær variation i udgangsspændingen med tryk en overlegen trykfølsomhed på 7,84 mV Pa−1.I højtryksområdet (>4 kPa) blev der eksperimentelt observeret en lavere trykfølsomhed på 0,31 mV Pa−1 på grund af mætning af det effektive friktionsområde.En lignende trykfølsomhed blev demonstreret under den modsatte proces med at påføre kraft.De konkrete tidsprofiler for udgangsspændingen og strømmen under forskellige tryk er vist i fig.S13 (henholdsvis A og B).
(A) Udgangsspænding under ni strikkemønstre af det ledende garn (150D/3, 210D/3 og 250D/3) kombineret med nylongarnet (150D/6, 210D/6 og 250D/6).(B) Spændingsrespons på forskellige antal sløjfeenheder i det samme stofområde, når sløjfenummeret holdes uændret i wale-retningen.(C) Plot, der viser frekvensresponserne under et dynamisk tryk på 1 kPa og trykindgangsfrekvens på 1 Hz.(D) Forskellige udgangs- og strømspændinger under frekvenserne 1, 5, 10 og 20 Hz.(E) Holdbarhedstest af en TATSA under et tryk på 1 kPa.(F) Outputkarakteristika for TATSA efter vask 20 og 40 gange.
Følsomheden og udgangsspændingen blev også påvirket af stingtætheden af TATSA, som blev bestemt af det samlede antal løkker i et målt stofområde.En stigning i stingtætheden ville føre til større kompakthed af stofstrukturen.Figur 3B viser outputydelserne under forskellige løkkenumre i tekstilområdet på 3 cm gange 3 cm, og det indsatte illustrerer strukturen af en løkkeenhed (vi holdt løkkenummeret i kursretningen på 10, og løkkenummeret i wale-retningen var 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 og 26).Ved at øge sløjfetallet udviste udgangsspændingen først en stigende tendens på grund af den stigende kontaktflade, indtil den maksimale udgangsspændingsspids på 7,5 V med et sløjfetal på 180. Efter dette punkt fulgte udgangsspændingen en faldende tendens, fordi TATSA blev stram, og de to garner havde et reduceret kontaktadskillelsesrum.For at undersøge i hvilken retning tætheden har en stor indflydelse på outputtet, holdt vi løkkenummeret for TATSA i wale-retningen på 18, og løkkenummeret i kursretningen blev sat til at være 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 og 14. De tilsvarende udgangsspændinger er vist i fig.S14.Til sammenligning kan vi se, at tætheden i kursretningen har større indflydelse på udgangsspændingen.Som et resultat blev strikkemønstret for 210D/3 ledende garn og 210D/6 nylongarn og 180 loop-enheder valgt til at strikke TATSA efter omfattende evalueringer af output-egenskaberne.Ydermere sammenlignede vi udgangssignalerne fra to tekstilsensorer ved hjælp af fuld cardigansøm og almindelig søm.Som vist i fig.S15, den elektriske effekt og følsomheden ved brug af hel cardigansøm er meget højere end ved almindelig søm.
Responstiden for overvågning af realtidssignaler blev målt.For at undersøge vores sensors responstid på eksterne kræfter sammenlignede vi udgangsspændingssignalerne med de dynamiske trykindgange ved en frekvens på 1 til 20 Hz (henholdsvis fig. 3C og fig. S16).Udgangsspændingsbølgeformerne var næsten identiske med de sinusformede inputtrykbølger under et tryk på 1 kPa, og udgangsbølgeformerne havde en hurtig responstid (ca. 20 ms).Denne hysterese kan tilskrives, at den elastiske struktur ikke er vendt tilbage til den oprindelige tilstand så hurtigt som muligt efter at have modtaget den ydre kraft.Ikke desto mindre er denne lille hysterese acceptabel til overvågning i realtid.For at opnå det dynamiske tryk med et bestemt frekvensområde forventes en passende frekvensrespons af TATSA.Således blev frekvenskarakteristikken for TATSA også testet.Ved at øge den eksterne exciteringsfrekvens forblev amplituden af udgangsspændingen næsten uændret, hvorimod amplituden af strømmen steg, når udtagsfrekvenserne varierede fra 1 til 20 Hz (fig. 3D).
For at evaluere repeterbarheden, stabiliteten og holdbarheden af TATSA testede vi udgangsspændingen og strømreaktionerne på trykbelastnings-aflastningscyklusser.Et tryk på 1 kPa med en frekvens på 5 Hz blev påført sensoren.Top-to-peak spændingen og strømmen blev registreret efter 100.000 belastnings-aflæsningscyklusser (henholdsvis fig. 3E og fig. S17).De forstørrede billeder af spændingen og strømbølgeformen er vist i indsættelsen af fig. 3E og fig.henholdsvis S17.Resultaterne afslører den bemærkelsesværdige repeterbarhed, stabilitet og holdbarhed af TATSA.Vaskbarhed er også et væsentligt vurderingskriterium for TATSA som en hel-tekstil enhed.For at evaluere vaskeevnen testede vi sensorens udgangsspænding, efter at vi maskinvaskede TATSA i henhold til American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC) testmetode 135-2017.Den detaljerede vaskeprocedure er beskrevet i Materialer og metoder.Som vist i fig. 3F blev de elektriske output registreret efter vask 20 gange og 40 gange, hvilket viste, at der ikke var nogen tydelige ændringer af udgangsspændingen gennem vasketestene.Disse resultater bekræfter den bemærkelsesværdige vaskbarhed af TATSA.Som en bærbar tekstilsensor undersøgte vi også outputydelsen, når TATSA var i træk (fig. S18), snoet (fig. S19) og forskellige fugtighedsforhold (fig. S20).
På baggrund af de talrige fordele ved TATSA, der er vist ovenfor, udviklede vi et trådløst mobilt sundhedsovervågningssystem (WMHMS), som har evnen til kontinuerligt at optage fysiologiske signaler og derefter give professionel rådgivning til en patient.Figur 4A viser skemadiagrammet for WMHMS baseret på TATSA.Systemet har fire komponenter: TATSA til at modtage de analoge fysiologiske signaler, et analogt konditioneringskredsløb med et lavpasfilter (MAX7427) og en forstærker (MAX4465) for at sikre tilstrækkelige detaljer og fremragende synkronisering af signaler, en analog-til-digital konverter baseret på en mikrocontrollerenhed til at indsamle og konvertere de analoge signaler til digitale signaler og et Bluetooth-modul (CC2640 low-power Bluetooth-chip) til at transmittere det digitale signal til mobiltelefonens terminalapplikation (APP; Huawei Honor 9).I denne undersøgelse syede vi TATSA sømløst ind i en blonde, et armbånd, en fingerbås og en sok, som vist i fig. 4B.
(A) Illustration af WMHMS.(B) Fotografier af TATSA'erne syet ind i henholdsvis et armbånd, en fingerbøjle, en sok og en brystrem.Måling af pulsen ved (C1) nakke, (D1) håndled, (E1) fingerspids og (F1) ankel.Pulsbølgeform ved (C2) hals, (D2) håndled, (E2) fingerspids og (F2) ankel.(G) Pulsbølgeformer af forskellige aldre.(H) Analyse af en enkelt pulsbølge.Radialt forstærkningsindeks (AIx) defineret som AIx (%) = P2/P1.P1 er toppen af den fremadskridende bølge, og P2 er toppen af den reflekterede bølge.(I) En pulscyklus af brachialis og ankel.Pulsbølgehastighed (PWV) er defineret som PWV = D/∆T.D er afstanden mellem ankel og arm.∆T er tidsforsinkelsen mellem toppen af ankel- og brachialispulsbølgerne.PTT, puls transittid.(J) Sammenligning af AIx og brachial-ankel PWV (BAPWV) mellem raske og CAD'er.*P < 0,01, **P < 0,001 og ***P < 0,05.HTN, hypertension;CHD, koronar hjertesygdom;DM, diabetes mellitus.Fotokredit: Jin Yang, Chongqing University.
For at overvåge pulssignalerne fra de forskellige menneskelige kropsdele fastgjorde vi førnævnte dekorationer med TATSA'er til de tilsvarende positioner: hals (fig. 4C1), håndled (fig. 4D1), fingerspids (fig. 4E1) og ankel (fig. 4F1) ), som uddybet i film S3 til S6.I medicin er der tre væsentlige trækpunkter i pulsbølgen: toppen af den fremadskridende bølge P1, toppen af den reflekterede bølge P2 og toppen af den dikrotiske bølge P3.Karakteristikaene for disse trækpunkter afspejler sundhedstilstanden for arteriel elasticitet, perifer modstand og venstre ventrikelkontraktilitet relateret til det kardiovaskulære system.Pulsbølgeformerne for en 25-årig kvinde ved de ovennævnte fire positioner blev erhvervet og registreret i vores test.Bemærk, at de tre skelnelige trækpunkter (P1 til P3) blev observeret på pulsbølgeformen ved nakke-, håndleds- og fingerspidspositioner, som vist i fig. 4 (C2 til E2).I modsætning hertil optrådte kun P1 og P3 på pulsbølgeformen ved ankelpositionen, og P2 var ikke til stede (fig. 4F2).Dette resultat var forårsaget af overlejringen af den indkommende blodbølge, der blev udstødt af venstre ventrikel, og den reflekterede bølge fra underekstremiteterne (44).Tidligere undersøgelser har vist, at P2 forekommer i bølgeformer målt i de øvre ekstremiteter, men ikke i anklen (45, 46).Vi observerede lignende resultater i bølgeformerne målt med TATSA, som vist i fig.S21, som viser typiske data fra populationen på 80 patienter, der er undersøgt her.Vi kan se, at P2 ikke optrådte i disse pulsbølgeformer målt i anklen, hvilket viser TATSA'ens evne til at detektere subtile træk i bølgeformen.Disse pulsmålingsresultater indikerer, at vores WMHMS nøjagtigt kan afsløre pulsbølgekarakteristikaene for over- og underkroppen, og at den er overlegen i forhold til andre værker (41, 47).For yderligere at indikere, at vores TATSA kan anvendes bredt til forskellige aldre, målte vi pulsbølgeformer for 80 forsøgspersoner i forskellige aldre, og vi viste nogle typiske data, som vist i fig.S22.Som vist i Fig. 4G valgte vi tre deltagere i alderen 25, 45 og 65 år, og de tre karakteristiske punkter var tydelige for de unge og midaldrende deltagere.Ifølge den medicinske litteratur (48) ændrer karakteristikaene for de fleste menneskers pulsbølgeformer sig, efterhånden som de ældes, såsom forsvinden af punktet P2, som er forårsaget af den reflekterede bølge flyttet fremad for at overlejre sig på den fremadskridende bølge gennem faldet i vaskulær elasticitet.Dette fænomen afspejles også i de bølgeformer, vi indsamlede, hvilket yderligere bekræfter, at TATSA kan anvendes på forskellige populationer.
Pulsbølgeformen påvirkes ikke kun af individets fysiologiske tilstand, men også af testbetingelserne.Derfor målte vi pulssignalerne under forskellig kontakttæthed mellem TATSA og huden (fig. S23) og forskellige detekteringspositioner på målestedet (fig. S24).Det kan konstateres, at TATSA kan opnå konsistente pulsbølgeformer med detaljeret information omkring karret i et stort effektivt detekteringsområde på målestedet.Derudover er der forskellige udgangssignaler under forskellig kontakttæthed mellem TATSA og huden.Derudover vil bevægelsen af personer, der bærer sensorerne, påvirke pulssignalerne.Når emnets håndled er i en statisk tilstand, er amplituden af den opnåede pulsbølgeform stabil (fig. S25A);omvendt, når håndleddet langsomt bevæger sig i en vinkel fra -70° til 70° i løbet af 30 s, vil amplituden af pulsbølgeformen svinge (fig. S25B).Konturen af hver pulsbølgeform er dog synlig, og pulsfrekvensen kan stadig opnås nøjagtigt.For at opnå stabil pulsbølgeoptagelse i menneskelig bevægelse er der naturligvis behov for yderligere arbejde, herunder sensordesign og back-end signalbehandling.
Desuden, for at analysere og kvantitativt vurdere tilstanden af det kardiovaskulære system gennem de erhvervede pulsbølgeformer ved hjælp af vores TATSA, introducerede vi to hæmodynamiske parametre i henhold til vurderingsspecifikationen for det kardiovaskulære system, nemlig augmentationsindekset (AIx) og pulsbølgehastigheden (PWV), som repræsenterer arteriernes elasticitet.Som vist i fig. 4H blev pulsbølgeformen ved håndledspositionen af den 25-årige raske mand brugt til analysen af AIx.Ifølge formlen (afsnit S1) blev AIx = 60 % opnået, hvilket er en normal værdi.Derefter indsamlede vi samtidig to pulsbølgeformer ved denne deltagers arm- og ankelpositioner (den detaljerede metode til måling af pulsbølgeformen er beskrevet i Materialer og metoder).Som vist i fig. 4I var trækpunkterne for de to pulsbølgeformer adskilte.Vi beregnede derefter PWV i henhold til formlen (afsnit S1).PWV = 1363 cm/s, som er en karakteristisk værdi, der forventes af en rask voksen mand, blev opnået.På den anden side kan vi se, at metrikken for AIx eller PWV ikke påvirkes af amplitudeforskellen af pulsbølgeformen, og værdierne af AIx i forskellige kropsdele er forskellige.I vores undersøgelse blev den radiale AIx brugt.For at verificere anvendeligheden af WMHMS hos forskellige mennesker udvalgte vi 20 deltagere i den raske gruppe, 20 i hypertensionsgruppen (HTN), 20 i gruppen med koronar hjertesygdom (CHD) i alderen fra 50 til 59 år og 20 i gruppen. diabetes mellitus (DM) gruppe.Vi målte deres pulsbølger og sammenlignede deres to parametre, AIx og PWV, som vist i fig. 4J.Det kan konstateres, at PWV-værdierne for HTN-, CHD- og DM-grupperne var lavere sammenlignet med den for raske grupper og har statistisk forskel (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 og PDM ≪ 0,001; P-værdierne blev beregnet ved t prøve).I mellemtiden var AIx-værdierne for HTN- og CHD-grupperne lavere sammenlignet med den raske gruppe og har statistisk forskel (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 og PDM < 0,05).PWV og AIx for deltagerne med CHD, HTN eller DM var højere end dem i den raske gruppe.Resultaterne viser, at TATSA er i stand til nøjagtigt at opnå pulsbølgeformen for at beregne den kardiovaskulære parameter for at vurdere kardiovaskulær sundhedsstatus.Som konklusion giver WMHMS baseret på TATSA på grund af dets trådløse højopløsnings- og højfølsomhedsegenskaber og komfort et mere effektivt alternativ til realtidsovervågning end det nuværende dyre medicinske udstyr, der bruges på hospitaler.
Bortset fra pulsbølgen er åndedrætsinformation også et primært vitalt tegn for at hjælpe med at vurdere en persons fysiske tilstand.Overvågning af respiration baseret på vores TATSA er mere attraktiv end den konventionelle polysomnografi, fordi den problemfrit kan integreres i tøj for bedre komfort.Syet ind i en hvid elastisk brystrem blev TATSA direkte bundet til den menneskelige krop og fastgjort rundt om brystet til overvågning af respiration (fig. 5A og film S7).TATSA deformeret med udvidelsen og sammentrækningen af brystkassen, hvilket resulterede i en elektrisk udgang.Den opnåede bølgeform er verificeret i fig. 5B.Signalet med store udsving (en amplitude på 1,8 V) og periodiske ændringer (en frekvens på 0,5 Hz) svarede til åndedrætsbevægelsen.Det relativt lille udsvingssignal blev overlejret dette store udsvingssignal, som var hjerteslagssignalet.I henhold til frekvenskarakteristikaene for respirations- og hjerteslagssignalerne brugte vi et 0,8-Hz lavpasfilter og et 0,8- til 20-Hz båndpasfilter til at adskille henholdsvis respirations- og hjerteslagssignalerne, som vist i fig. 5C .I dette tilfælde blev stabile respirations- og pulssignaler med rigelig fysiologisk information (såsom respirationsfrekvens, hjerteslagsfrekvens og pulsbølgens karakteristiske punkter) opnået samtidigt og nøjagtigt ved blot at placere den enkelte TATSA på brystet.
(A) Fotografi, der viser displayet af TATSA placeret på brystet til måling af signalet i trykket forbundet med respiration.(B) Spænding-tid plot for TATSA monteret på brystet.(C) Nedbrydning af signalet (B) til hjerteslag og respiratorisk bølgeform.(D) Fotografi, der viser to TATSA'er placeret på maven og håndleddet til måling af henholdsvis respiration og puls under søvn.(E) Respiratoriske og pulssignaler fra en rask deltager.HR, puls;BPM, slag i minuttet.(F) Respirations- og pulssignaler fra en SAS-deltager.(G) Respiratorisk signal og PTT fra en rask deltager.(H) Respirationssignal og PTT fra en SAS-deltager.(I) Forholdet mellem PTT arousal index og apnø-hypopnea index (AHI).Fotokredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
For at bevise, at vores sensor nøjagtigt og pålideligt kan overvåge puls- og respirationssignaler, udførte vi et eksperiment for at sammenligne måleresultaterne af puls- og respirationssignalerne mellem vores TATSA'er og et standard medicinsk instrument (MHM-6000B), som uddybet i film S8 og S9.Ved pulsbølgemåling blev den fotoelektriske sensor på det medicinske instrument båret på venstre pegefinger på en ung pige, og i mellemtiden blev vores TATSA båret på hendes højre pegefinger.Fra de to erhvervede pulsbølgeformer kan vi se, at deres konturer og detaljer var identiske, hvilket indikerer, at pulsen målt af TATSA er lige så præcis som den af det medicinske instrument.Ved åndedrætsbølgemåling blev fem elektrokardiografiske elektroder fastgjort til fem områder på en ung mands krop ifølge den medicinske anvisning.I modsætning hertil var kun én TATSA direkte bundet til kroppen og fastgjort rundt om brystet.Ud fra de indsamlede respirationssignaler kan det ses, at variationstendensen og hastigheden af det detekterede respirationssignal af vores TATSA var i overensstemmelse med det medicinske instruments.Disse to sammenligningseksperimenter validerede nøjagtigheden, pålideligheden og enkelheden af vores sensorsystem til overvågning af puls- og respiratoriske signaler.
Desuden fremstillede vi et stykke smart tøj og syede to TATSA'er ved mave- og håndledspositioner til overvågning af henholdsvis respirations- og pulssignaler.Specifikt blev et udviklet dual-channel WMHMS brugt til at fange puls- og respiratoriske signaler samtidigt.Gennem dette system opnåede vi respirations- og pulssignalerne fra en 25-årig mand klædt i vores smarte tøj, mens han sov (fig. 5D og film S10) og sad (fig. S26 og film S11).De opnåede respirations- og pulssignaler kunne overføres trådløst til mobiltelefonens APP.Som nævnt ovenfor har TATSA evnen til at fange respiratoriske og pulssignaler.Disse to fysiologiske signaler er også kriterierne for at vurdere SAS medicinsk.Derfor kan vores TATSA også bruges til at overvåge og vurdere søvnkvalitet og relaterede søvnforstyrrelser.Som vist i fig. 5 (henholdsvis E og F) målte vi kontinuerligt puls- og respiratoriske bølgeformer hos to deltagere, en rask og en patient med SAS.For personen uden apnø forblev de målte respirations- og pulsfrekvenser stabile på henholdsvis 15 og 70.For patienten med SAS blev der observeret en tydelig apnø i 24 s, hvilket er en indikation på en obstruktiv respirationshændelse, og hjertefrekvensen steg en smule efter en periode med apnø på grund af reguleringen af nervesystemet (49).Sammenfattende kan respiratorisk status evalueres af vores TATSA.
For yderligere at vurdere typen af SAS gennem puls- og respiratoriske signaler analyserede vi pulstransittiden (PTT), en ikke-invasiv indikator, der afspejler ændringerne i perifer vaskulær modstand og intrathorax tryk (defineret i afsnit S1) hos en rask mand og en patient med SAS.For den raske deltager forblev respirationsfrekvensen uændret, og PTT var relativt stabil fra 180 til 310 ms (fig. 5G).For SAS-deltageren steg PTT imidlertid kontinuerligt fra 120 til 310 ms under apnø (fig. 5H).Således fik deltageren diagnosen obstruktiv SAS (OSAS).Hvis ændringen i PTT faldt under apnøen, ville tilstanden blive bestemt som et centralt søvnapnøsyndrom (CSAS), og hvis begge disse to symptomer eksisterede samtidigt, ville det blive diagnosticeret som et blandet SAS (MSAS).For at vurdere sværhedsgraden af SAS analyserede vi yderligere de indsamlede signaler.PTT-arousal-indeks, som er antallet af PTT-arousal per time (PTT-arousal er defineret som et fald i PTT på ≥15 ms, der varer i ≥3 s), spiller en afgørende rolle i evalueringen af graden af SAS.Apnø-hypopnø-indekset (AHI) er en standard til at bestemme graden af SAS (apnø er ophør af vejrtrækning, og hypopnø er for overfladisk vejrtrækning eller en unormalt lav respirationsfrekvens), som defineres som antallet af apnøer og hypopnøer pr. time, mens du sover (forholdet mellem AHI og vurderingskriterierne for OSAS er vist i tabel S2).For at undersøge forholdet mellem AHI og PTT arousal indekset blev respiratoriske signaler fra 20 patienter med SAS udvalgt og analyseret med TATSA'er.Som vist i fig. 5I korrelerede PTT-arousalindekset positivt med AHI, da apnø og hypopnø under søvn forårsager den åbenlyse og forbigående stigning i blodtrykket, hvilket fører til faldet i PTT.Derfor kan vores TATSA opnå stabile og nøjagtige puls- og respirationssignaler samtidigt, og dermed give vigtig fysiologisk information om det kardiovaskulære system og SAS til overvågning og evaluering af relaterede sygdomme.
Sammenfattende udviklede vi en TATSA ved at bruge den fulde cardigansøm til at detektere forskellige fysiologiske signaler samtidigt.Denne sensor havde en høj følsomhed på 7,84 mV Pa−1, hurtig responstid på 20 ms, høj stabilitet på over 100.000 cyklusser og bred arbejdsfrekvensbåndbredde.På basis af TATSA blev der også udviklet et WMHMS til at overføre de målte fysiologiske parametre til en mobiltelefon.TATSA kan inkorporeres i forskellige steder af tøj til æstetisk design og bruges til samtidig at overvåge puls og åndedrætssignaler i realtid.Systemet kan anvendes til at hjælpe med at skelne mellem raske personer og dem med CAD eller SAS på grund af dets evne til at indfange detaljerede oplysninger.Denne undersøgelse gav en komfortabel, effektiv og brugervenlig tilgang til måling af menneskelig puls og åndedræt, hvilket repræsenterer et fremskridt i udviklingen af bærbar tekstilelektronik.
Det rustfri stål blev gentagne gange ført gennem formen og strakt for at danne en fiber med en diameter på 10 μm.En rustfri stålfiber som elektroden blev indsat i flere stykker kommercielt et-lags Terylene-garn.
En funktionsgenerator (Stanford DS345) og en forstærker (LabworkPa-13) blev brugt til at give et sinusformet tryksignal.En dual-range kraftsensor (Vernier Software & Technology LLC) blev brugt til at måle det eksterne tryk påført TATSA.Et Keithley-systemelektrometer (Keithley 6514) blev brugt til at overvåge og registrere TATSA'ens udgangsspænding og strøm.
I henhold til AATCC testmetode 135-2017 brugte vi TATSA og nok ballast som en 1,8 kg belastning og lagde dem derefter i en kommerciel vaskemaskine (Labtex LBT-M6T) for at udføre delikate maskinvaskecyklusser.Derefter fyldte vi vaskemaskinen med 18 gallons vand ved 25°C og indstillede vaskemaskinen til den valgte vaskecyklus og tid (omrøringshastighed, 119 slag i minuttet; vasketid, 6 min; slutcentrifugeringshastighed, 430 rpm; sidste centrifugeringstid, 3 min).Til sidst blev TATSA'en hængt tør i stillestående luft ved stuetemperatur ikke højere end 26°C.
Forsøgspersonerne blev instrueret i at ligge i liggende stilling på sengen.TATSA blev placeret på målestederne.Når forsøgspersonerne var i standard liggende stilling, opretholdt de en fuldstændig afslappet tilstand i 5 til 10 minutter.Pulssignalet begyndte derefter at måle.
Supplerende materiale til denne artikel er tilgængeligt på https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Fig. S9.Simuleringsresultat af kraftfordelingen af en TATSA under påført tryk ved 0,2 kPa ved brug af COMSOL-softwaren.
Fig. S10.Simuleringsresultater af kraftfordelingen af en kontaktenhed under de påførte tryk ved henholdsvis 0,2 og 2 kPa.
Fig. S11.Komplet skematiske illustrationer af ladningsoverførslen af en kontaktenhed under kortslutningsforhold.
Fig. S13.Kontinuerlig udgangsspænding og strøm af TATSA som reaktion på det kontinuerligt påførte eksterne tryk i en målecyklus.
Fig. S14.Spændingsrespons på forskellige antal sløjfeenheder i samme stofområde, når sløjfenummeret holdes uændret i wale-retningen.
Fig. S15.En sammenligning mellem output-ydelserne for de to tekstilsensorer ved brug af hel cardigansøm og almindelig søm.
Fig. S16.Plot, der viser frekvensrespons ved det dynamiske tryk på 1 kPa og trykindgangsfrekvens på 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 og 20 Hz.
Fig. S25.Sensorens udgangsspændinger, når motivet var i statiske forhold og bevægelsesforhold.
Fig. S26.Foto, der viser TATSA'erne placeret på maven og håndleddet samtidigt til måling af henholdsvis respiration og puls.
Dette er en artikel med åben adgang distribueret under vilkårene i Creative Commons Attribution-NonCommercial-licensen, som tillader brug, distribution og reproduktion i ethvert medie, så længe den resulterende brug ikke er til kommerciel fordel, og forudsat at det originale værk er korrekt citeret.
BEMÆRK: Vi anmoder kun om din e-mailadresse, så den person, du anbefaler siden til, ved, at du ville have vedkommende skulle se den, og at det ikke er uønsket post.Vi fanger ikke nogen e-mailadresse.
Af Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk hel-tekstil sensor med høj trykfølsomhed og komfort blev udviklet til sundhedsovervågning.
Af Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
En triboelektrisk hel-tekstil sensor med høj trykfølsomhed og komfort blev udviklet til sundhedsovervågning.
© 2020 American Association for the Advancement of Science.Alle rettigheder forbeholdes.AAAS er partner af HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef og COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Indlægstid: 27. marts 2020