ウェアラブル テキスタイル エレクトロニクスは、パーソナライズされた健康管理を実現するために非常に望ましいものです。ただし、報告されているほとんどのテキスタイル エレクトロニクスは、定期的に単一の生理学的信号をターゲットにするか、信号の明示的な詳細を見逃す可能性があり、部分的な健康評価につながります。さらに、優れた特性と快適性を備えたテキスタイルは、依然として課題のままです。ここでは、高い圧力感度と快適さを備えた摩擦電気全繊維センサー アレイを報告します。圧力感度 (7.84 mV Pa−1)、高速応答時間 (20 ms)、安定性 (>100,000 サイクル)、広い動作周波数帯域幅 (最大 20 Hz)、および洗濯機での洗浄性 (>40 回の洗浄) を示します。製造された TATSA は、衣服のさまざまな部分に縫い付けられ、動脈の脈波と呼吸信号を同時に監視しました。さらに、心血管疾患と睡眠時無呼吸症候群の長期的かつ非侵襲的な評価のための健康監視システムを開発しました。これは、いくつかの慢性疾患の定量分析に大きな進歩をもたらします。
ウェアラブル エレクトロニクスは、個別化医療への応用が有望であるため、魅力的な機会です。個人の健康状態を継続的、リアルタイム、かつ非侵襲的な方法で監視できます (1–11)。脈拍と呼吸は、バイタル サインの 2 つの不可欠な要素として、生理学的状態の正確な評価と、関連する疾患の診断と予後に対する驚くべき洞察の両方を提供できます (12–21)。今日まで、微妙な生理学的信号を検出するためのほとんどのウェアラブル電子機器は、ポリエチレンテレフタレート、ポリジメチルシロキサン、ポリイミド、ガラス、シリコンなどの極薄基板に基づいています (22–26)。皮膚に使用するためのこれらの基質の欠点は、それらの平面的で剛性のあるフォーマットにあります。その結果、ウェアラブル電子機器と人間の皮膚との間にコンパクトな接触を確立するために、テープ、バンドエイド、またはその他の機械的固定具が必要になり、長時間の使用中に刺激や不便を引き起こす可能性があります (27, 28)。さらに、これらの基材は通気性が悪いため、長期間連続して健康モニタリングを行うと不快感が生じます。ヘルスケア、特に日常の使用における前述の問題を軽減するために、スマート テキスタイルは信頼できるソリューションを提供します。これらのテキスタイルは、柔らかさ、軽さ、通気性を備えているため、ウェアラブル エレクトロニクスの快適性を実現する可能性があります。近年、高感度センサー、エネルギー ハーベスティング、およびストレージにおけるテキスタイル ベースのシステムの開発に集中的な取り組みが行われています (29–39)。特に、脈拍および呼吸信号のモニタリングに適用される光ファイバー、圧電性、および抵抗率ベースのスマート テキスタイルに関する成功した研究が報告されています (40–43)。ただし、これらのスマート テキスタイルは通常、感度が低く、監視パラメーターが 1 つしかないため、大規模に製造することはできません (表 S1)。脈拍計測の場合、脈拍（特徴点など）は微弱かつ急速に変動するため、詳細な情報を捉えることが難しく、高い感度と適切な周波数応答性能が求められます。
この研究では、完全なカーディガン ステッチで導電性およびナイロン糸で編まれた、表皮の微妙な圧力を捕捉するための高感度の摩擦電気全繊維センサー アレイ (TATSA) を紹介します。TATSA は、高い圧力感度 (7.84 mV Pa−1)、高速応答時間 (20 ms)、安定性 (>100,000 サイクル)、広い動作周波数帯域幅 (最大 20 Hz)、および洗濯機洗い可能 (>40 回の洗浄) を提供できます。それは、裁量、快適さ、および美的魅力を備えた衣服に便利に統合することができます.特に、当社の TATSA は、首、手首、指先、足首の位置での脈波と、腹部と胸部の呼吸波に対応するファブリックのさまざまな場所に直接組み込むことができます。リアルタイムおよびリモートの健康モニタリングにおける TATSA の優れたパフォーマンスを評価するために、心血管疾患 (CAD) の分析および睡眠時無呼吸症候群 (SAS ）。
図 1A に示すように、2 つの TATSA をシャツの袖口と胸部に縫い付けて、それぞれ脈拍と呼吸信号の動的モニタリングと同時モニタリングを可能にしました。これらの生理学的信号は、健康状態をさらに分析するために、インテリジェント モバイル端末アプリケーション (APP) にワイヤレスで送信されました。図1BはTATSAを布地に縫い合わせたもので、挿入図はTATSAの拡大図で、特徴的な導電糸と市販のナイロン糸を合わせてフルカーディガン編みで編んだものです。最も一般的で基本的な編み方である基本的なプレーンステッチと比較して、フルカーディガンステッチが選択されました.点接触ではなく、作用面積が大きくなり、高い摩擦電気効果が得られます。導電糸を準備するために、固定コア繊維としてステンレス鋼を選択し、コア繊維の周りに1プライのテリレン糸を数本撚り合わせて、直径0.2 mmの1本の導電糸にしました（図S2）。帯電面と導電電極の両方。直径0.15mmのナイロン糸は、別の帯電面として機能し、計算不可能な糸によって撚られているため、強い引張力を持っていました（図S3）。図 1 (それぞれ C と D) は、作製した導電糸とナイロン糸の写真を示しています。挿入図は、導電性糸の典型的な断面とナイロン糸の表面を示す、それぞれの走査型電子顕微鏡 (SEM) 画像を示しています。導電性糸とナイロン糸の高い引張強度により、産業用機械での織り能力が保証され、すべてのセンサーの均一な性能が維持されます。図 1E に示すように、導電糸、ナイロン糸、普通の糸をそれぞれのコーンに巻き付け、産業用コンピュータ制御横編機にロードして自動織りを行いました (動画 S1)。図に示すように。S4、何枚かのTATSAを工業用ミシンを使って普通の布で編みました。厚さ0.85mm、重さ0.28gのTATSA一枚は、全体の構造から個人用に仕立てることができ、他のクロスとの相性も抜群です。さらに、TATSA は、市販のナイロン糸が多様であるため、審美的でファッショナブルな要件を満たすためにさまざまな色で設計できます (図 1F および図 S5)。製造された TATSA は、優れた柔らかさと、激しい曲げや変形に耐える能力を備えています (図 S6)。図 1G は、セーターの腹部と袖口に直接縫い付けられた TATSA を示しています。セーターを編むプロセスは図に示されています。S7と映画S2。腹部の位置で伸ばした TATSA の前面と背面の詳細を図 1 に示します。S8（それぞれAとB）、および導電糸とナイロン糸の位置は図に示されています。S8C。TATSA は通常のファブリックにシームレスに埋め込むことができ、控えめでスマートな外観になっていることがわかります。
(A) 2 つの TATSA がシャツに統合され、脈拍と呼吸信号をリアルタイムで監視します。(B) TATSAと服の組み合わせの模式図。挿入図は、センサーの拡大図を示しています。(C) 導電糸の写真 (スケールバー、4 cm)。挿入図は、ステンレス鋼とテリレン糸で構成される導電糸 (スケール バー、100 μm) の断面の SEM 画像です。(D) ナイロン糸の写真 (スケール バー、4 cm)。挿入図は、ナイロン糸表面の SEM 画像です (スケール バー、100 μm)。(E) TATSAs の自動織りを行うコンピューター化された横編機のイメージ。(F) さまざまな色の TATSA の写真 (スケール バー、2 cm)。はめ込みはツイストしたTATSAで、抜群の柔らかさを発揮。(G) セーターに完全かつシームレスに縫い付けられた 2 つの TATSA の写真。写真提供者: Wenjing Fan、重慶大学。
機械的および電気的特性を含むTATSAの動作メカニズムを分析するために、図2Aに示すように、TATSAの幾何学的編みモデルを構築しました。フルカーディガンステッチを使用し、導電糸とナイロン糸をコース方向とウェール方向にループ単位で絡み合わせています。シングルループ構造（図S1）は、ループヘッド、ループアーム、リブ交差部分、タックステッチアーム、タックステッチヘッドで構成されています.2 つの異なる糸の間の接触面の 2 つの形式を見つけることができます: (i) 導電性糸のループ頭とナイロン糸のタック ステッチ頭との間の接触面、および (ii)ナイロン糸と導電糸のタックステッチヘッド。
(A) ニットループの前、右、上にあるTATSA。(B) COMSOL ソフトウェアを使用した 2 kPa の圧力下での TATSA の力分布のシミュレーション結果。(C) 短絡状態での接点ユニットの電荷転送の模式図。(D) COMSOL ソフトウェアを使用した開回路条件下での接点ユニットの電荷分布のシミュレーション結果。
TATSA の動作原理は、外力刺激とその誘導電荷という 2 つの側面で説明できます。外力刺激に対する応力分布を直感的に理解するために、図 2B と図 2 にそれぞれ示すように、2 kPa と 0.2 kPa の異なる外力で COMSOL ソフトウェアを使用した有限要素解析を使用しました。S9.応力は 2 本の糸の接触面に現れます。図に示すように。S10では、応力分布を明らかにするために2つのループユニットを考えました。2つの異なる外力下での応力分布を比較すると、導電糸とナイロン糸の表面の応力は、外力の増加とともに増加し、2本の糸の間で接触と押し出しが発生します。外力が解放されると、2本の糸は分離し、互いに離れます。
導電糸とナイロン糸の接触・離間運動は、摩擦帯電と静電誘導の結合による電荷移動を引き起こします。発電過程を明らかにするために、2本の糸が互いに接触する領域の断面を分析します（図2C1）。図2（それぞれC2とC3）に示すように、TATSAが外力によって刺激され、2本の糸が互いに接触すると、導電糸とナイロン糸の表面に帯電が発生し、反対の等価電荷が発生します極性は2本の糸の表面に生成されます。2本の糸が分離すると、静電誘導効果により、内側のステンレス鋼にプラスの電荷が誘導されます。完全な回路図を図に示します。S11.発電プロセスをより定量的に理解するために、COMSOLソフトウェアを使用してTATSAの電位分布をシミュレートしました（図2D）。2 つの材料が接触している場合、電荷は主に摩擦材料に集まり、電極には少量の誘導電荷しか存在しないため、電位が小さくなります (図 2D、下)。2 つの材料が分離されると (図 2D、上)、電位差のために電極上の誘導電荷が増加し、対応する電位が増加します。これは、実験から得られた結果とシミュレーションから得られた結果との間の良好な一致を示しています。 .さらに、TATSAの導電性電極はテリレン糸で包まれており、皮膚は2つの摩擦材の両方に接触しているため、TATSAを皮膚に直接装着した場合、電荷は外力に依存し、帯電しません。皮膚によって弱くなります。
TATSA の性能をさまざまな側面から特徴付けるために、関数発生器、パワーアンプ、動電型シェーカー、フォースゲージ、電位計、およびコンピューターを含む測定システムを提供しました (図 S12)。このシステムは、最大 7 kPa の外部動圧を生成します。実験では、TATSA を平らなプラスチック シート上に自由な状態で置き、出力された電気信号を電位計で記録しました。
導電糸とナイロン糸の仕様は、TATSAの出力性能に影響を与えます。接触面と外圧を感知する能力を決定するからです。これを調べるために、2 つの糸の 3 つのサイズをそれぞれ作成しました。150D/3、210D/3、および 250D/3 のサイズの導電性糸と、150D/6、210D/6、および 250D のサイズのナイロン糸です。 /6 (D、デニール。個々の糸の繊維の太さを決定するために使用される測定単位。デニール数の多い生地は厚くなる傾向があります)。そして、このサイズの異なる2本の糸を選別してセンサーに編み込み、TATSAの寸法は3cm×3cm、ループ数はウェール方向16回、コース方向10回にしました。このようにして、９つの編みパターンのセンサーが得られた。150D/3 サイズの導電糸と 150D/6 サイズのナイロン糸によるセンサーが最も細く、250D/3 サイズの導電糸と 250D/6 サイズのナイロン糸によるセンサーが最も細かった。 6が一番太かった。図 3A に示すように、0.1 ～ 7 kPa の機械的励起下で、これらのパターンの電気出力を体系的に調査およびテストしました。9 つの TATSA の出力電圧は、0.1 から 4 kPa への圧力の増加に伴って増加しました。具体的には、すべての編成パターンの中で、210D/3 導電糸と 210D/6 ナイロン糸の仕様が最も高い電気出力と最高の感度を示しました。210D/3 導電糸と 210D/6 ナイロン糸を用いて TATSA を編成するまでは、TATSA の厚さの増加に伴い (十分な接触面があるため)、出力電圧は増加傾向を示しました。さらに太くなると糸が外圧を吸収するため、出力電圧が低下します。さらに、低圧領域 (<4 kPa) では、圧力に伴う出力電圧の良好な線形変化により、7.84 mV Pa-1 という優れた圧力感度が得られることに注意してください。高圧領域 (>4 kPa) では、有効摩擦面積の飽和により、0.31 mV Pa-1 の低い圧力感度が実験的に観察されました。同様の圧力感度は、力を加える反対のプロセスで実証されました。さまざまな圧力下での出力電圧と電流の具体的な時間プロファイルを図 1 に示します。S13 (それぞれ A と B)。
(A) 導電糸 (150D/3、210D/3、250D/3) とナイロン糸 (150D/6、210D/6、250D/6) を組み合わせた 9 つの編みパターンでの出力電圧。(B) ウェール方向のループ数を変更しない場合の、同じファブリック領域内のさまざまな数のループ ユニットに対する電圧応答。(C) 1 kPa の動圧と 1 Hz の圧力入力周波数の下での周波数応答を示すプロット。(D) 1、5、10、および 20 Hz の周波数での異なる出力および電流電圧。(E) 1 kPa の圧力下での TATSA の耐久性テスト。(F) 20 回および 40 回洗浄後の TATSA の出力特性。
感度と出力電圧は、TATSA のステッチ密度の影響も受けました。TATSA のステッチ密度は、生地の測定領域内のループの総数によって決定されました。ステッチ密度の増加は、ファブリック構造のコンパクト化につながります。図 3B は、3 cm x 3 cm のテキスタイル領域でのさまざまなループ数での出力パフォーマンスを示しています。挿入図は、ループ ユニットの構造を示しています (コース方向のループ数を 10 に保ち、ループ数をウェール方向は 12、14、16、18、20、22、24、および 26 でした)。ループ数を増やすと、最初は接触面が増えるため出力電圧は上昇傾向を示し、ループ数 180 で最大出力電圧のピークは 7.5 V になりました。その後、出力電圧は減少傾向をたどります。 TATSAがきつくなり、2本の糸の接触分離スペースが減少しました。どの方向の密度がアウトプットに大きく影響するかを探るため、TATSAのウェール方向のループ数は18、コース方向のループ数は7、8、9、10、図11、12、13、および14。対応する出力電圧を図1に示します。S14.比較すると、コース方向の密度が出力電圧に大きく影響することがわかります。その結果、出力特性を総合的に評価した結果、210D/3 導電糸と 210D/6 ナイロン糸の編成パターンと 180 ループユニットを選択して TATSA を編成しました。さらに、フルカーディガンステッチとプレーンステッチを使用して、2 つのテキスタイルセンサーの出力信号を比較しました。図に示すように。S15では、フルカーディガンステッチを使用した方が電気出力と感度がプレーンステッチを使用した場合よりもはるかに高くなります。
リアルタイム信号を監視するための応答時間を測定しました。外力に対するセンサーの応答時間を調べるために、出力電圧信号を1〜20 Hzの周波数で動圧入力と比較しました（それぞれ図3Cおよび図S16）。出力電圧波形は、1 kPa の圧力下で入力正弦波圧力波とほぼ同じであり、出力波形の応答時間は高速 (約 20 ms) でした。このヒステリシスは、弾性構造が外力を受けた後、すぐに元の状態に戻らなかったことに起因する可能性があります。それでも、このわずかなヒステリシスはリアルタイム モニタリングには許容されます。特定の周波数範囲で動圧を取得するには、TATSA の適切な周波数応答が期待されます。したがって、TATSA の周波数特性もテストされました。外部励起周波数を増加させることにより、出力電圧の振幅はほとんど変化しませんでしたが、タッピング周波数が1から20 Hzに変化すると電流の振幅が増加しました（図3D）。
TATSA の再現性、安定性、および耐久性を評価するために、圧力の負荷と負荷のサイクルに対する出力電圧と電流の応答をテストしました。センサーには、5 Hz の周波数で 1 kPa の圧力が加えられました。ピークツーピーク電圧と電流は、100,000回の負荷と負荷のサイクル後に記録されました（それぞれ図3Eと図S17）。電圧と電流波形の拡大図を図 3E と図 3 の挿入図に示します。S17、それぞれ。この結果は、TATSA の優れた再現性、安定性、耐久性を示しています。ウォッシャビリティも、全繊維製品としての TATSA の重要な評価基準です。洗濯能力を評価するために、TATSA を洗濯機で洗った後、米国繊維化学者協会 (AATCC) のテスト方法 135-2017 に従ってセンサーの出力電圧をテストしました。詳細な洗浄手順は、材料と方法に記載されています。図 3F に示すように、電気出力は 20 回と 40 回の洗浄後に記録され、洗浄テスト全体で出力電圧の明確な変化がないことが実証されました。これらの結果は、TATSA の優れた洗浄性を裏付けています。ウェアラブル テキスタイル センサーとして、TATSA が引張 (図 S18)、ねじれ (図 S19)、および異なる湿度 (図 S20) の状態にあるときの出力性能も調査しました。
上で示した TATSA の多くの利点に基づいて、生理学的信号を継続的に取得し、患者に専門的なアドバイスを提供する機能を備えた無線モバイル健康監視システム (WMHMS) を開発しました。図 4A は、TATSA に基づく WMHMS のスキーム図を示しています。このシステムには、アナログ生理信号を取得する TATSA、ローパスフィルタ (MAX7427) を備えたアナログ調整回路、および信号の十分な詳細と優れた同期性を保証するアンプ (MAX4465)、アナログからデジタルへの変換という 4 つのコンポーネントがあります。アナログ信号を収集してデジタル信号に変換するマイクロコントローラーユニットに基づくコンバーター、およびデジタル信号を携帯電話端末アプリケーション (APP; Huawei Honor 9) に送信する Bluetooth モジュール (CC2640 低電力 Bluetooth チップ)。この研究では、図 4B に示すように、TATSA をレース、リストバンド、指サック、靴下にシームレスに縫い付けました。
(A) WMHMS の図。(B) リストバンド、指サック、靴下、チェスト ストラップにそれぞれ縫い付けられた TATSA の写真。(C1) 首、(D1) 手首、(E1) 指先、(F1) 足首での脈拍の測定。(C2)首、(D2)手首、(E2)指先、(F2)足首の脈波波形。(G) 異なる年齢の脈波波形。(H) 単一脈波の解析。AIx (%) = P2/P1 として定義される橈骨増大指数 (AIx)。P1 は進行波のピーク、P2 は反射波のピークです。(I) 上腕と足首の脈周期。脈波速度 (PWV) は、PWV = D/ΔT として定義されます。D は足首と上腕骨の間の距離です。ΔT は、足首と上腕の脈波のピーク間の時間遅延です。PTT、パルス通過時間。(J) 健康と CAD 間の AIx と上腕足首 PWV (BAPWV) の比較。*P < 0.01、**P < 0.001、および ***P < 0.05。HTN、高血圧;CHD、冠状動脈性心臓病;DM、糖尿病。写真提供者: ジン ヤン、重慶大学。
人体のさまざまな部分の脈拍信号を監視するために、首 (図 4C1)、手首 (図 4D1)、指先 (図 4E1)、および足首 (図 4F1) の対応する位置に、TATSA を使用した前述の装飾を取り付けました。 )、ムービー S3 から S6 で詳しく説明されています。医学では、脈波には進行波Ｐ１のピーク、反射波Ｐ２のピーク、重複波Ｐ３のピークの３つの大きな特徴点がある。これらの特徴点の特徴は、心血管系に関連する動脈の弾力性、末梢抵抗、および左心室収縮の健康状態を反映しています。上記の 4 つの位置での 25 歳の女性の脈波波形が取得され、テストで記録されました。なお、図 4 (C2 ～ E2) に示すように、首、手首、指先の脈波波形には 3 つの特徴点 (P1 ～ P3) が観察されました。一方、足首位置の脈波波形には P1 と P3 のみが現れ、P2 は存在しなかった（図 4F2）。この結果は、左心室から放出された入力血流波と下肢からの反射波の重ね合わせによって引き起こされた(44)。以前の研究では、P2 は足首ではなく上肢で測定された波形に存在することが示されています (45、46)。図に示すように、TATSAで測定した波形でも同様の結果が観察されました。S21 は、ここで研究した 80 人の患者集団からの典型的なデータを示しています。足首で測定されたこれらのパルス波形には P2 が現れていないことがわかり、波形内の微妙な特徴を検出する TATSA の能力を示しています。これらの脈拍測定結果は、我々の WMHMS が上半身と下半身の脈波特性を正確に明らかにすることができ、他の研究よりも優れていることを示しています (41, 47)。TATSA がさまざまな年齢に広く適用できることをさらに示すために、さまざまな年齢の 80 人の被験者の脈波波形を測定し、いくつかの典型的なデータを示しました。S22.図 4G に示すように、25 歳、45 歳、65 歳の 3 人の参加者を選びました。3 つの特徴点は、若い参加者と中年の参加者にとって明らかでした。医学文献 (48) によると、ほとんどの人の脈波波形の特徴は、年齢とともに変化します。たとえば、点 P2 が消失します。血管の弾力性。この現象は、収集した波形にも反映されており、TATSA がさまざまな集団に適用できることがさらに検証されました。
脈波波形は、個人の生理状態だけでなく、検査条件にも影響されます。そこで、TATSA と皮膚の密着度を変えて（図 S23）、測定部位の検出位置を変えて（図 S24）、脈波信号を測定した。TATSA は、測定部位の広い有効検出領域で血管周辺の詳細な情報を含む一貫した脈波波形を取得できることがわかります。さらに、TATSA と皮膚との間の接触強度が異なると、明確な出力信号が得られます。さらに、センサーを装着した個人の動きが脈拍信号に影響を与える可能性があります。被験者の手首が静止状態にある場合、得られる脈波波形の振幅は安定しています (図 S25A)。逆に、手首が 30 秒間で -70° から 70° の角度でゆっくりと動いている場合、パルス波形の振幅は変動します (図 S25B)。しかし、各脈波波形の輪郭は見えており、正確な脈拍数を得ることができます。もちろん、人間の動きの中で脈波を安定して取得するには、センサーの設計やバックエンドの信号処理など、さらなる研究が必要です。
さらに、TATSA を使用して取得した脈波波形から心血管系の状態を分析および定量的に評価するために、心血管系の評価仕様に従って 2 つの血行動態パラメーター、すなわち、増強指数 (AIx) と脈波伝播速度を導入しました。 (PWV)、動脈の弾力性を表します。図 4H に示すように、AIx の解析には 25 歳の健康な男性の手首位置の脈波波形が使用されました。式（セクション S1）によると、AIx = 60% が得られ、これは正常な値です。次に、この参加者の腕と足首の位置で2つのパルス波形を同時に収集しました（パルス波形の詳細な測定方法は、材料と方法で説明されています）。図 4I に示すように、2 つのパルス波形の特徴点は明確でした。次に、式に従ってPWVを計算しました（セクションS1）。健康な成人男性に期待される特性値であるPWV=1363cm/sが得られました。一方、AIx や PWV のメトリクスは脈波波形の振幅差の影響を受けておらず、部位ごとの AIx の値はさまざまであることがわかります。私たちの研究では、ラジアル AIx が使用されました。さまざまな人々への WMHMS の適用性を検証するために、健康なグループで 20 人の参加者、高血圧 (HTN) グループで 20 人、50 歳から 59 歳の冠状動脈性心臓病 (CHD) のグループで 20 人の参加者を選択しました。糖尿病（DM）グループ。図4Jに示すように、脈波を測定し、AIxとPWVの2つのパラメーターを比較しました。HTN、CHD、およびDMグループのPWV値は、健康なグループのPWV値と比較して低く、統計的な差があることがわかります（PHTN≪0.001、PCHD≪0.001、およびPDM≪0.001; P値はtによって計算されましたテスト）。一方、HTN 群と CHD 群の AIx 値は健常群と比較して低く、統計的な差がありました (PHTN < 0.01、PCHD < 0.001、および PDM < 0.05)。CHD、HTN、またはDMの参加者のPWVとAIxは、健康なグループの参加者よりも高かった。結果は、TATSA が心臓血管パラメータを計算して心臓血管の健康状態を評価するためのパルス波形を正確に取得できることを示しています。結論として、ワイヤレス、高解像度、高感度の特性と快適さにより、TATSA に基づく WMHMS は、現在病院で使用されている高価な医療機器よりも効率的なリアルタイム モニタリングの代替手段を提供します。
脈波とは別に、呼吸情報も個人の体調を評価するのに役立つ主要なバイタル サインです。当社の TATSA に基づく呼吸のモニタリングは、従来の睡眠ポリグラフ検査よりも魅力的であり、衣服にシームレスに統合して快適性を向上させることができます。白い伸縮性のあるチェスト ストラップに縫い付けられた TATSA は、人体に直接結び付けられ、呼吸を監視するために胸の周りに固定されました (図 5A および動画 S7)。TATSA は、胸郭の伸縮に合わせて変形し、電気出力が発生します。取得した波形を図 5B で確認します。大きな変動 (1.8 V の振幅) と周期的な変化 (0.5 Hz の周波数) を伴う信号は、呼吸運動に対応していました。この大きな変動信号である心拍信号に、比較的小さな変動信号が重畳した。呼吸信号と心拍信号の周波数特性に応じて、0.8 Hz のローパス フィルターと 0.8 ～ 20 Hz のバンドパス フィルターを使用して、図 5C に示すように、呼吸信号と心拍信号をそれぞれ分離しました。 .この場合、単一のTATSAを胸部に置くだけで、豊富な生理学的情報(呼吸数、心拍数、脈波の特徴点など)を含む安定した呼吸信号と脈拍信号が同時に正確に取得されました。
(A) 呼吸に関連する圧力の信号を測定するために胸に配置された TATSA のディスプレイを示す写真。(B) 胸部に取り付けられた TATSA の電圧-時間プロット。(C) 心拍と呼吸波形への信号 (B) の分解。(D) 睡眠中の呼吸と脈拍をそれぞれ測定するために腹部と手首に配置された 2 つの TATSA を示す写真。(E) 健康な参加者の呼吸信号と脈拍信号。HR、心拍数;BPM、ビート/分。(F) SAS 参加者の呼吸信号と脈拍信号。(G) 健康な参加者の呼吸信号と PTT。(H) SAS 参加者の呼吸信号と PTT。(I) PTT 覚醒指数と無呼吸低呼吸指数 (AHI) の関係。写真提供者: Wenjing Fan、重慶大学。
私たちのセンサーが脈拍と呼吸信号を正確かつ確実に監視できることを証明するために、動画 S8 で詳しく説明されているように、TATSA と標準的な医療機器 (MHM-6000B) との間で脈拍と呼吸信号の測定結果を比較する実験を行いました。そしてS9。脈波測定では、医療機器の光電センサーを若い女性の左人差し指に装着し、当社のTATSAを右人差し指に装着しました。取得した 2 つの脈波波形から、それらの輪郭と詳細が同一であることがわかります。これは、TATSA によって測定された脈拍が医療機器によって測定されたものと同じくらい正確であることを示しています。呼吸波測定では、医師の指示に従って、若い男性の体の5つの領域に5つの心電図電極が取り付けられました。対照的に、TATSA は 1 つだけ体に直接結び付けられ、胸の周りに固定されていました。収集された呼吸信号から、TATSA によって検出された呼吸信号の変化傾向と速度は、医療機器によるものと一致していたことがわかります。これらの 2 つの比較実験は、脈拍と呼吸信号を監視するためのセンサー システムの精度、信頼性、シンプルさを検証しました。
さらに、スマートな衣服を作成し、呼吸信号と脈拍信号をそれぞれ監視するために、腹部と手首の位置に 2 つの TATSA を縫い付けました。具体的には、開発されたデュアル チャネル WMHMS を使用して、脈拍と呼吸信号を同時にキャプチャしました。このシステムを介して、睡眠中 (図 5D およびムービー S10) と座っている間 (図 S26 およびムービー S11) に、スマートな服を着た 25 歳の男性の呼吸信号と脈拍信号を取得しました。取得した呼吸信号と脈拍信号は、携帯電話のAPPにワイヤレスで送信できます。前述のように、TATSA には呼吸信号と脈拍信号をキャプチャする機能があります。これら 2 つの生理学的信号は、SAS を医学的に推定する基準でもあります。したがって、当社の TATSA は、睡眠の質と関連する睡眠障害の監視と評価にも使用できます。図5（それぞれEとF）に示すように、健康な人とSAS患者の2人の参加者の脈拍と呼吸波形を連続的に測定しました。無呼吸のない人では、測定された呼吸数と脈拍数はそれぞれ 15 と 70 で安定していました。SAS の患者では、24 秒間の明確な無呼吸が観察されました。これは、閉塞性呼吸イベントの兆候であり、神経系の調節により、無呼吸期間の後に心拍数がわずかに増加しました (49)。要約すると、呼吸状態は TATSA で評価できます。
パルス信号と呼吸信号を通じて SAS の種類をさらに評価するために、健康な男性と患者の末梢血管抵抗と胸腔内圧 (セクション S1 で定義) の変化を反映する非侵襲的指標であるパルス通過時間 (PTT) を分析しました。 SAS。健康な参加者の場合、呼吸数は変化せず、PTT は 180 ～ 310 ms で比較的安定していました (図 5G)。ただし、SAS参加者の場合、PTTは無呼吸中に120から310ミリ秒まで連続的に増加しました（図5H）。したがって、参加者は閉塞性 SAS (OSAS) と診断されました。無呼吸中にPTTの変化が減少した場合、中枢性睡眠時無呼吸症候群（CSAS）と診断され、これら2つの症状が同時に存在する場合、混合型SAS（MSAS）と診断されます。SAS の重症度を評価するために、収集したシグナルをさらに分析しました。1 時間あたりの PTT 覚醒の数である PTT 覚醒指数 (PTT 覚醒は、3 秒以上持続する 15 ミリ秒以上の PTT の低下として定義されます) は、SAS の程度を評価する上で重要な役割を果たします。無呼吸低呼吸指数（AHI）は、1回あたりの無呼吸と低呼吸の数として定義されるSAS（無呼吸は呼吸の停止であり、低呼吸は過度に浅い呼吸または異常に低い呼吸数）の程度を決定するための基準です。睡眠時間 (AHI と OSAS の評価基準との関係を表 S2 に示します)。AHI と PTT 覚醒指数の関係を調査するために、20 人の SAS 患者の呼吸信号が選択され、TATSA で分析されました。図 5I に示すように、PTT 覚醒指数は AHI と正の相関がありました。これは、睡眠中の無呼吸と低呼吸が血圧の明らかな一時的な上昇を引き起こし、PTT の減少につながるためです。したがって、当社のTATSAは、安定した正確な脈拍と呼吸信号を同時に取得できるため、関連疾患の監視と評価のための心血管系とSASに関する重要な生理学的情報を提供します。
要約すると、フル カーディガン ステッチを使用して異なる生理学的信号を同時に検出する TATSA を開発しました。このセンサーは、7.84 mV Pa−1 の高感度、20 ms の高速応答時間、100,000 サイクルを超える高い安定性、および広い動作周波数帯域幅を備えていました。TATSA に基づいて、測定された生理学的パラメーターを携帯電話に送信するための WMHMS も開発されました。TATSA は、美的デザインのために衣服のさまざまな場所に組み込むことができ、リアルタイムで脈拍と呼吸信号を同時に監視するために使用できます。このシステムは、詳細な情報を取得できるため、健康な個人と CAD または SAS を持つ個人とを区別するために適用できます。この研究は、人間の脈拍と呼吸を測定するための快適で効率的で使いやすいアプローチを提供し、ウェアラブル テキスタイル エレクトロニクスの開発における進歩を表しています。
ステンレス鋼を繰り返し金型に通し、延伸して、直径10μmの繊維を形成した。電極としてのステンレス鋼繊維は、市販の単層テリレン糸のいくつかの部分に挿入されました。
関数発生器 (Stanford DS345) と増幅器 (LabworkPa-13) を使用して、正弦波圧力信号を提供しました。TATSAに加えられた外圧を測定するために、デュアルレンジ力センサー（Vernier Software & Technology LLC）が使用されました。Keithley システム電位計 (Keithley 6514) を使用して、TATSA の出力電圧と電流を監視および記録しました。
AATCC テスト方法 135-2017 に従って、TATSA と十分な量のバラストを 1.8 kg の負荷として使用し、それらを市販の洗濯機 (Labtex LBT-M6T) に入れてデリケートな機械洗浄サイクルを実行しました。次に、洗濯機に 25°C の 18 ガロンの水を入れ、選択した洗濯サイクルと時間 (攪拌速度、毎分 119 ストローク、洗濯時間 6 分、最終回転速度 430 rpm、最終回転数) に合わせて洗濯機を設定しました。スピン時間、3 分)。最後に、TATSA を 26°C 以下の室温で静止空気中に吊るして乾かしました。
被験者はベッドに仰臥位で横になるように指示されました。TATSA は測定部位に配置されました。被験者が標準的な仰臥位になると、完全にリラックスした状態を 5 ～ 10 分間維持しました。その後、パルス信号の測定が開始されました。
この記事の補足資料は、https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1 で入手できます。
図 S9。COMSOL ソフトウェアを使用した 0.2 kPa の圧力下での TATSA の力分布のシミュレーション結果。
図 S10。それぞれ 0.2 および 2 kPa の圧力が加えられた場合の接触ユニットの力分布のシミュレーション結果。
図 S11。短絡状態での接点ユニットの電荷転送の完全な概略図。
図 S13。測定サイクル中に連続的に加えられた外圧に応答して、TATSA の連続出力電圧と電流。
図 S14。ウェール方向のループ数を変更しない場合の、同じファブリック領域内のさまざまな数のループ ユニットに対する電圧応答。
図 S15。総カーディガンステッチと無地ステッチの2つのテキスタイルセンサーの出力性能の比較。
図 S16。1 kPa の動圧と 3、5、7、9、10、11、13、15、18、および 20 Hz の圧力入力周波数での周波数応答を示すプロット。
図 S25。対象物が静止および運動状態にあるときのセンサーの出力電圧。
図 S26。呼吸と脈拍をそれぞれ測定するために、腹部と手首に同時に配置されたTATSAを示す写真。
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ファン・ウェンジン、チャン・ヘー、ケユー・メン、シューロン・タン、ジハオ・チョウ、ガオチャン・チャン、ジン・ヤン、ゾン・リン・ワン
高い圧力感度と快適性を備えた摩擦電気全繊維センサーは、ヘルスモニタリング用に開発されました。
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© 2020 米国科学振興協会。全著作権所有。AAAS は、HINARI、AGORA、OARE、CHORUS、CLOCKSS、CrossRef、および COUNTER のパートナーです。Science Advances ISSN 2375-2548。
投稿時間: 2020 年 3 月 27 日