Draagbare textielelektronica is zeer wenselijk om gepersonaliseerd gezondheidsmanagement te realiseren.De meeste gerapporteerde textielelektronica kan zich echter periodiek richten op een enkel fysiologisch signaal of de expliciete details van de signalen missen, wat leidt tot een gedeeltelijke gezondheidsbeoordeling.Bovendien blijft textiel met uitstekende eigenschappen en comfort nog steeds een uitdaging.Hier rapporteren we een tribo-elektrische volledig textielsensorarray met hoge drukgevoeligheid en comfort.Het vertoont de drukgevoeligheid (7,84 mV Pa−1), snelle responstijd (20 ms), stabiliteit (> 100.000 cycli), brede werkfrequentiebandbreedte (tot 20 Hz) en wasbaarheid in de machine (> 40 wasbeurten).De gefabriceerde TATSA's werden in verschillende delen van kleding genaaid om tegelijkertijd de arteriële pulsgolven en ademhalingssignalen te volgen.We hebben verder een gezondheidsmonitoringsysteem ontwikkeld voor langdurige en niet-invasieve beoordeling van hart- en vaatziekten en slaapapneusyndroom, dat grote vooruitgang vertoont voor kwantitatieve analyse van sommige chronische ziekten.
Draagbare elektronica biedt een fascinerende kans vanwege hun veelbelovende toepassingen in gepersonaliseerde geneeskunde.Ze kunnen de gezondheidstoestand van een persoon op een continue, realtime en niet-invasieve manier volgen (1-11).Polsslag en ademhaling, als twee onmisbare componenten van vitale functies, kunnen zowel een nauwkeurige beoordeling van de fysiologische toestand als opmerkelijke inzichten in de diagnose en prognose van gerelateerde ziekten opleveren (12-21).Tot op heden zijn de meeste draagbare elektronica voor het detecteren van subtiele fysiologische signalen gebaseerd op ultradunne substraten zoals polyethyleentereftalaat, polydimethylsiloxaan, polyimide, glas en siliconen (22-26).Een nadeel van deze substraten voor gebruik op de huid ligt in hun vlakke en stijve formaten.Dientengevolge zijn tapes, pleisters of andere mechanische bevestigingen vereist om een compact contact tussen draagbare elektronica en de menselijke huid tot stand te brengen, wat irritatie en ongemak kan veroorzaken tijdens langdurig gebruik (27, 28).Bovendien hebben deze substraten een slechte luchtdoorlatendheid, wat resulteert in ongemak bij gebruik voor langdurige, continue gezondheidsmonitoring.Om de bovengenoemde problemen in de zorg, met name in het dagelijks gebruik, te verlichten, biedt slim textiel een betrouwbare oplossing.Dit textiel heeft de eigenschappen zachtheid, lichtgewicht en ademend vermogen en daarmee het potentieel om comfort te realiseren in draagbare elektronica.In de afgelopen jaren zijn er intensieve inspanningen geleverd om op textiel gebaseerde systemen te ontwikkelen voor gevoelige sensoren, energiewinning en opslag (29-39).Er is met name succesvol onderzoek gerapporteerd naar optische vezels, piëzo-elektriciteit en op weerstand gebaseerd slim textiel dat wordt toegepast bij het bewaken van pols- en ademhalingssignalen (40-43).Deze slimme textielsoorten hebben echter doorgaans een lage gevoeligheid en een enkele bewakingsparameter en kunnen niet op grote schaal worden vervaardigd (tabel S1).In het geval van pulsmeting is gedetailleerde informatie moeilijk vast te leggen vanwege de zwakke en snelle fluctuatie van de puls (bijv. de kenmerkende punten), en daarom zijn hoge gevoeligheid en geschikte frequentieresponsprestaties vereist.
In deze studie introduceren we een tribo-elektrische all-textile sensor array (TATSA) met een hoge gevoeligheid voor het opvangen van subtiele epidermale druk, gebreid met geleidende en nylon garens in een volledige veststeek.De TATSA biedt een hoge drukgevoeligheid (7,84 mV Pa−1), snelle responstijd (20 ms), stabiliteit (>100.000 cycli), brede werkfrequentiebandbreedte (tot 20 Hz) en wasbaarheid in de machine (>40 wasbeurten).Het is in staat om zichzelf gemakkelijk te integreren in kleding met discretie, comfort en esthetische aantrekkingskracht.Onze TATSA kan met name direct worden opgenomen in verschillende plaatsen van de stof die overeenkomen met de pulsgolven in de nek-, pols-, vingertop- en enkelposities en met de ademhalingsgolven in de buik en borst.Om de uitstekende prestaties van de TATSA in realtime en op afstand gezondheidsmonitoring te evalueren, ontwikkelen we een gepersonaliseerd intelligent gezondheidsmonitoringsysteem om continu fysiologische signalen te verzamelen en op te slaan voor de analyse van hart- en vaatziekten (CAD) en de beoordeling van slaapapneusyndroom (SAS ).
Zoals geïllustreerd in figuur 1A, werden twee TATSA's in de manchet en de borst van een shirt gestikt om de dynamische en gelijktijdige bewaking van respectievelijk de pols- en ademhalingssignalen mogelijk te maken.Deze fysiologische signalen werden draadloos verzonden naar de intelligente mobiele terminalapplicatie (APP) voor verdere analyse van de gezondheidsstatus.Figuur 1B toont de TATSA die in een stuk stof is gestikt, en de inzet toont het vergrote aanzicht van de TATSA, die werd gebreid met het karakteristieke geleidende garen en commercieel nylongaren samen in een volledige veststeek.Vergeleken met de fundamentele platte steek, de meest gebruikelijke en basale breimethode, werd de volledige veststeek gekozen omdat het contact tussen de luskop van het geleidende garen en de aangrenzende plooisteekkop van het nylongaren (fig. S1) een oppervlak is in plaats van een puntcontact, wat leidt tot een groter actiegebied voor een hoog tribo-elektrisch effect.Om het geleidende garen voor te bereiden, kozen we roestvrij staal als de vaste kernvezel, en verschillende stukken eenlaags Teryleengaren werden rond de kernvezel gedraaid tot één geleidend garen met een diameter van 0,2 mm (fig. S2), dat diende als zowel het elektrificatieoppervlak als de geleidende elektrode.Het nylongaren, dat een diameter had van 0,15 mm en diende als een ander elektrificatieoppervlak, had een sterke trekkracht omdat het werd getwijnd door onberekenbare garens (fig. S3).Figuur 1 (respectievelijk C en D) toont foto's van het gefabriceerde geleidende garen en nylongaren.De inzetstukken tonen hun respectievelijke scanning elektronenmicroscopie (SEM) beelden, die een typische dwarsdoorsnede van het geleidende garen en het oppervlak van het nylon garen weergeven.De hoge treksterkte van de geleidende en nylon garens zorgde ervoor dat ze op een industriële machine konden weven om een uniforme prestatie van alle sensoren te behouden.Zoals getoond in figuur 1E, werden de geleidende garens, nylongarens en gewone draden op hun respectieve kegels gewikkeld, die vervolgens op de industriële computergestuurde vlakbreimachine werden geladen voor automatisch weven (film S1).Zoals getoond in afb.S4 werden verschillende TATSA's aan elkaar gebreid met gewone stof met behulp van de industriële machine.Een enkele TATSA met een dikte van 0,85 mm en een gewicht van 0,28 g zou uit de hele structuur kunnen worden gemaakt voor individueel gebruik, wat zijn uitstekende compatibiliteit met andere doeken aantoont.Bovendien kunnen TATSA's in verschillende kleuren worden ontworpen om te voldoen aan esthetische en modieuze vereisten vanwege de diversiteit aan commerciële nylongarens (Fig. 1F en Fig. S5).De gefabriceerde TATSA's hebben een uitstekende zachtheid en het vermogen om harde buiging of vervorming te weerstaan (fig. S6).Figuur 1G toont de TATSA die direct in de buik en manchet van een trui is gestikt.Het proces van het breien van de trui wordt getoond in Fig.S7 en film S2.De details van de voor- en achterkant van de gestrekte TATSA ter hoogte van de buik worden getoond in Fig.S8 (respectievelijk A en B), en de positie van geleidend garen en nylongaren wordt geïllustreerd in Fig.S8C.Hier is te zien dat de TATSA naadloos kan worden ingebed in gewone stoffen voor een discrete en slimme uitstraling.
(A) Twee TATSA's geïntegreerd in een shirt voor het in realtime bewaken van pols- en ademhalingssignalen.(B) Schematische illustratie van de combinatie van TATSA en kleding.De inzet toont de vergrote weergave van de sensor.(C) Foto van het geleidende garen (schaalbalk, 4 cm).De inzet is het SEM-beeld van de dwarsdoorsnede van het geleidende garen (schaalbalk, 100 m), dat bestaat uit roestvrij staal en Terylene-garens.(D) Foto van het nylongaren (schaalbalk, 4 cm).De inzet is het SEM-beeld van het nylon garenoppervlak (schaalbalk, 100 m).(E) Afbeelding van de geautomatiseerde vlakbreimachine die het automatisch weven van de TATSA's uitvoert.(F) Foto van TATSA's in verschillende kleuren (schaalbalk, 2 cm).De inzet is de gedraaide TATSA, die zijn uitstekende zachtheid aantoont.(G) Foto van twee TATSA's die volledig en naadloos in een trui zijn gestikt.Fotocredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
Om het werkingsmechanisme van de TATSA te analyseren, inclusief de mechanische en elektrische eigenschappen, hebben we een geometrisch breimodel van de TATSA geconstrueerd, zoals weergegeven in figuur 2A.Met behulp van de volledige veststeek zijn de geleidende en nylon garens in de vorm van luseenheden in de loop- en walrichting met elkaar verbonden.Een enkele lusstructuur (fig. S1) bestaat uit een luskop, lusarm, rib-kruisend deel, plooisteekarm en plooisteekkop.Er zijn twee vormen van het contactoppervlak tussen de twee verschillende garens te vinden: (i) het contactoppervlak tussen de luskop van het geleidende garen en de tuck stitch-kop van het nylongaren en (ii) het contactoppervlak tussen de luskop van het nylongaren en de tuck stitch-kop van het geleidende garen.
(A) De TATSA met de voor-, rechter- en bovenzijden van de gebreide lussen.(B) simulatieresultaat van de krachtverdeling van een TATSA onder een toegepaste druk van 2 kPa met behulp van de COMSOL-software.(C) Schematische illustraties van de ladingsoverdracht van een contacteenheid onder kortsluitingsomstandigheden.(D) Simulatieresultaten van de ladingsverdeling van een contacteenheid onder een open circuitconditie met behulp van de COMSOL-software.
Het werkingsprincipe van de TATSA kan in twee aspecten worden verklaard: externe krachtstimulatie en de geïnduceerde lading.Om de spanningsverdeling intuïtief te begrijpen als reactie op externe krachtstimulus, gebruikten we eindige-elementenanalyse met behulp van COMSOL-software bij verschillende externe krachten van 2 en 0, 2 kPa, zoals respectievelijk getoond in Fig. 2B en Fig.S9.De spanning verschijnt op de contactoppervlakken van twee garens.Zoals getoond in afb.S10 hebben we twee luseenheden overwogen om de spanningsverdeling te verduidelijken.Bij het vergelijken van de spanningsverdeling onder twee verschillende externe krachten, neemt de spanning op de oppervlakken van de geleidende en nylon garens toe met de verhoogde externe kracht, wat resulteert in het contact en de extrusie tussen de twee garens.Zodra de externe kracht wordt losgelaten, scheiden de twee garens en bewegen ze van elkaar weg.
De contactscheidingsbewegingen tussen het geleidende garen en het nylongaren induceren ladingsoverdracht, die wordt toegeschreven aan de combinatie van tribo-elektrificatie en elektrostatische inductie.Om het elektriciteitsopwekkingsproces te verduidelijken, analyseren we de dwarsdoorsnede van het gebied waar de twee garens met elkaar in contact komen (Fig. 2C1).Zoals aangetoond in Fig. 2 (respectievelijk C2 en C3), wanneer de TATSA wordt gestimuleerd door de externe kracht en de twee garens met elkaar in contact komen, vindt elektrificatie plaats op het oppervlak van de geleidende en nylon garens, en de equivalente ladingen met tegengestelde polariteiten worden gegenereerd op het oppervlak van de twee garens.Zodra de twee garens gescheiden zijn, worden positieve ladingen geïnduceerd in het binnenste roestvrij staal vanwege het elektrostatische inductie-effect.Het volledige schema wordt getoond in Fig.S11.Om een meer kwantitatief begrip te krijgen van het elektriciteitsopwekkingsproces, hebben we de potentiële distributie van de TATSA gesimuleerd met behulp van COMSOL-software (Fig. 2D).Wanneer de twee materialen in contact zijn, verzamelt de lading zich voornamelijk op het wrijvingsmateriaal en is er slechts een kleine hoeveelheid geïnduceerde lading aanwezig op de elektrode, wat resulteert in de kleine potentiaal (Fig. 2D, onder).Wanneer de twee materialen worden gescheiden (Fig. 2D, boven), neemt de geïnduceerde lading op de elektrode toe vanwege het potentiaalverschil, en de bijbehorende potentiaal neemt toe, wat een goede overeenstemming laat zien tussen de resultaten verkregen uit de experimenten en die van de simulaties .Bovendien, aangezien de geleidende elektrode van de TATSA is omwikkeld met Terylene-garens en de huid in contact staat met beide wrijvingsmaterialen, is de lading daarom, wanneer de TATSA rechtstreeks op de huid wordt gedragen, afhankelijk van de externe kracht en zal niet worden verzwakt door de huid.
Om de prestaties van onze TATSA in verschillende aspecten te karakteriseren, hebben we een meetsysteem geleverd met een functiegenerator, eindversterker, elektrodynamische shaker, krachtmeter, elektrometer en computer (fig. S12).Dit systeem genereert een externe dynamische druk tot 7 kPa.In een experiment werd de TATSA in een vrije staat op een vlakke plastic plaat geplaatst en de elektrische uitvoersignalen worden geregistreerd door de elektrometer.
De specificaties van de geleidende en nylon garens beïnvloeden de uitvoerprestaties van de TATSA omdat ze het contactoppervlak en het vermogen om de externe druk waar te nemen bepalen.Om dit te onderzoeken, hebben we drie maten van de twee garens gefabriceerd: geleidend garen met een maat van 150D/3, 210D/3 en 250D/3 en nylon garen met een maat van 150D/6, 210D/6 en 250D /6 (D, denier; een meeteenheid die wordt gebruikt om de vezeldikte van afzonderlijke draden te bepalen; stoffen met een hoog deniergetal hebben de neiging om dik te zijn).Vervolgens selecteerden we deze twee garens met verschillende maten om ze in een sensor te breien, en de afmeting van de TATSA werd op 3 cm bij 3 cm gehouden met het lusnummer 16 in de looprichting en 10 in de looprichting.Zo werden de sensoren met negen breipatronen verkregen.De sensor door het geleidende garen met de maat 150D/3 en nylon garen met de maat 150D/6 was de dunste, en de sensor door het geleidende garen met de maat 250D/3 en nylon garen met de maat 250D/ 6 was de dikste.Onder een mechanische excitatie van 0,1 tot 7 kPa werden de elektrische uitgangen voor deze patronen systematisch onderzocht en getest, zoals weergegeven in figuur 3A.De uitgangsspanningen van de negen TATSA's namen toe met de verhoogde toegepaste druk, van 0,1 tot 4 kPa.Van alle breipatronen leverde de specificatie van het 210D/3 geleidende garen en 210D/6 nylongaren de hoogste elektrische output en vertoonde de hoogste gevoeligheid.De uitgangsspanning vertoonde een stijgende trend met de toename van de dikte van de TATSA (vanwege het voldoende contactoppervlak) totdat de TATSA werd gebreid met behulp van het 210D/3 geleidende garen en 210D/6 nylon garen.Aangezien verdere diktetoename zou leiden tot de absorptie van externe druk door de garens, nam de uitgangsspanning dienovereenkomstig af.Verder wordt opgemerkt dat in het lagedrukgebied (<4 kPa), een goed opgevoede lineaire variatie in de uitgangsspanning met druk een superieure drukgevoeligheid van 7,84 mV Pa−1 gaf.In het hogedrukgebied (>4 kPa) werd experimenteel een lagere drukgevoeligheid van 0,31 mV Pa−1 waargenomen vanwege de verzadiging van het effectieve wrijvingsgebied.Een vergelijkbare drukgevoeligheid werd aangetoond tijdens het tegenovergestelde proces van het uitoefenen van kracht.De concrete tijdprofielen van de uitgangsspanning en stroom onder verschillende drukken worden weergegeven in Fig.S13 (respectievelijk A en B).
(A) Uitgangsspanning onder negen breipatronen van het geleidende garen (150D/3, 210D/3 en 250D/3) gecombineerd met het nylongaren (150D/6, 210D/6 en 250D/6).(B) Spanningsrespons op verschillende aantallen luseenheden in hetzelfde weefselgebied wanneer het lusnummer in de walrichting ongewijzigd blijft.(C) Percelen die de frequentieresponsen tonen onder een dynamische druk van 1 kPa en een drukingangsfrequentie van 1 Hz.(D) Verschillende uitgangs- en stroomspanningen onder de frequenties van 1, 5, 10 en 20 Hz.(E) Duurzaamheidstest van een TATSA onder een druk van 1 kPa.(F) Uitvoerkenmerken van de TATSA na 20 en 40 keer wassen.
De gevoeligheid en uitgangsspanning werden ook beïnvloed door de steekdichtheid van de TATSA, die werd bepaald door het totale aantal lussen in een gemeten gebied van stof.Een verhoging van de steekdichtheid zou leiden tot een grotere compactheid van de weefselstructuur.Figuur 3B toont de outputprestaties onder verschillende lusnummers in het textielgebied van 3 cm bij 3 cm, en de inzet illustreert de structuur van een luseenheid (we hielden het lusnummer in de koersrichting op 10 en het lusnummer in de wale richting was 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 en 26).Door het lusnummer te verhogen, vertoonde de uitgangsspanning eerst een stijgende trend vanwege het toenemende contactoppervlak, tot de maximale uitgangsspanningspiek van 7,5 V met een lusnummer van 180. Daarna volgde de uitgangsspanning een dalende trend omdat de TATSA werd strak en de twee garens hadden een verminderde contactscheidingsruimte.Om te onderzoeken in welke richting de dichtheid een grote invloed heeft op de output, hebben we het lusnummer van de TATSA in de looprichting op 18 gehouden, en het lusnummer in de koersrichting is ingesteld op 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13 en 14. De corresponderende uitgangsspanningen worden getoond in Fig.S14.Ter vergelijking zien we dat de dichtheid in de koersrichting een grotere invloed heeft op de uitgangsspanning.Als resultaat werd het breipatroon van het 210D/3 geleidende garen en 210D/6 nylon garen en 180 luseenheden gekozen om de TATSA te breien na uitgebreide evaluaties van de outputkenmerken.Verder hebben we de uitgangssignalen van twee textielsensoren vergeleken met de volledige veststeek en effen steek.Zoals getoond in afb.S15, het elektrisch vermogen en de gevoeligheid bij het gebruik van een volledige veststeek zijn veel hoger dan bij het gebruik van een gewone steek.
De responstijd voor het monitoren van realtime signalen werd gemeten.Om de responstijd van onze sensor op externe krachten te onderzoeken, vergeleken we de uitgangsspanningssignalen met de dynamische drukingangen met een frequentie van 1 tot 20 Hz (respectievelijk Fig. 3C en Fig. S16).De golfvormen van de uitgangsspanning waren bijna identiek aan de sinusvormige ingangsdrukgolven onder een druk van 1 kPa, en de uitgangsgolfvormen hadden een snelle responstijd (ongeveer 20 ms).Deze hysterese kan worden toegeschreven aan het feit dat de elastische structuur niet zo snel mogelijk na het ontvangen van de externe kracht in de oorspronkelijke staat is teruggekeerd.Desalniettemin is deze kleine hysterese acceptabel voor realtime monitoring.Om de dynamische druk met een bepaald frequentiebereik te verkrijgen, wordt een geschikte frequentierespons van TATSA verwacht.Zo werd ook de frequentiekarakteristiek van TATSA getest.Door de externe excitatiefrequentie te verhogen, bleef de amplitude van de uitgangsspanning bijna onveranderd, terwijl de amplitude van de stroom toenam wanneer de aftakfrequenties varieerden van 1 tot 20 Hz (figuur 3D).
Om de herhaalbaarheid, stabiliteit en duurzaamheid van de TATSA te evalueren, hebben we de uitgangsspanning en stroomreacties op drukbelasting-ontlaadcycli getest.Op de sensor werd een druk van 1 kPa met een frequentie van 5 Hz uitgeoefend.De piek-tot-piekspanning en stroom werden geregistreerd na 100.000 laad- en ontlaadcycli (respectievelijk Fig. 3E en Fig. S17).De vergrote weergaven van de spanning en de stroomgolfvorm worden getoond in de inzet van Fig. 3E en Fig.S17, respectievelijk.De resultaten onthullen de opmerkelijke herhaalbaarheid, stabiliteit en duurzaamheid van de TATSA.Wasbaarheid is ook een essentieel beoordelingscriterium van de TATSA als een volledig textielapparaat.Om het wasvermogen te evalueren, hebben we de uitgangsspanning van de sensor getest nadat we de TATSA in de machine hadden gewassen volgens de testmethode 135-2017 van de American Association of Textile Chemists and Colorists (AATCC).De gedetailleerde wasprocedure wordt beschreven in Materialen en Methoden.Zoals getoond in Fig. 3F, werden de elektrische uitgangen geregistreerd na 20 keer en 40 keer wassen, wat aantoonde dat er geen duidelijke veranderingen waren in de uitgangsspanning tijdens de wastests.Deze resultaten bevestigen de opmerkelijke wasbaarheid van de TATSA.Als draagbare textielsensor hebben we ook de outputprestaties onderzocht wanneer de TATSA in trek was (fig. S18), gedraaid (fig. S19) en verschillende vochtigheids (fig. S20) omstandigheden.
Op basis van de talrijke voordelen van de TATSA die hierboven zijn aangetoond, hebben we een draadloos mobiel gezondheidsmonitoringsysteem (WMHMS) ontwikkeld dat in staat is continu fysiologische signalen te ontvangen en vervolgens professioneel advies te geven aan een patiënt.Figuur 4A toont het schema van de WMHMS op basis van de TATSA.Het systeem bestaat uit vier componenten: de TATSA om de analoge fysiologische signalen op te vangen, een analoog conditioneringscircuit met een laagdoorlaatfilter (MAX7427) en een versterker (MAX4465) om voldoende details en uitstekende synchronisatie van signalen te garanderen, een analoog-naar-digitaal converter op basis van een microcontrollereenheid om de analoge signalen te verzamelen en om te zetten in digitale signalen, en een Bluetooth-module (CC2640 low-power Bluetooth-chip) om het digitale signaal naar de mobiele telefoonterminaltoepassing (APP; Huawei Honor 9) te verzenden.In deze studie hebben we de TATSA naadloos gestikt in een veter, polsband, fingerstall en sok, zoals weergegeven in figuur 4B.
(A) Illustratie van de WMHMS.(B) Foto's van de TATSA's die respectievelijk in een polsband, fingerstall, sok en borstband zijn gestikt.Meting van de pols bij de (C1) nek, (D1) pols, (E1) vingertop en (F1) enkel.Pulsgolfvorm bij de (C2) nek, (D2) pols, (E2) vingertop en (F2) enkel.(G) Pulsgolfvormen van verschillende leeftijden.(H) Analyse van een enkele pulsgolf.Radiale augmentatie-index (AIx) gedefinieerd als AIx (%) = P2/P1.P1 is de piek van de voortschrijdende golf en P2 is de piek van de gereflecteerde golf.(I) Een pulscyclus van de arm en de enkel.Pulsgolfsnelheid (PWV) wordt gedefinieerd als PWV = D/∆T.D is de afstand tussen de enkel en de arm.∆T is de tijdsvertraging tussen de pieken van de enkel en de polsgolven van de arm.PTT, puls transittijd.(J) Vergelijking van AIx en brachiale enkel PWV (BAPWV) tussen gezond en CAD's.*P < 0,01, **P < 0,001 en ***P < 0,05.HTN, hypertensie;CHD, coronaire hartziekte;DM, diabetes mellitus.Fotocredit: Jin Yang, Chongqing University.
Om de pulssignalen van de verschillende menselijke lichaamsdelen te volgen, hebben we bovengenoemde versieringen met TATSA's op de overeenkomstige posities bevestigd: nek (Fig. 4C1), pols (Fig. 4D1), vingertop (Fig. 4E1) en enkel (Fig. 4F1 ), zoals uitgewerkt in films S3 tot S6.In de geneeskunde zijn er drie substantiële kenmerkende punten in de pulsgolf: de piek van de voortschrijdende golf P1, de piek van de gereflecteerde golf P2 en de piek van de dicrotische golf P3.De kenmerken van deze kenmerkende punten weerspiegelen de gezondheidstoestand van arteriële elasticiteit, perifere weerstand en contractiliteit van het linkerventrikel met betrekking tot het cardiovasculaire systeem.De polsgolfvormen van een 25-jarige vrouw op de bovenstaande vier posities werden verkregen en geregistreerd in onze test.Merk op dat de drie te onderscheiden kenmerkpunten (P1 tot P3) werden waargenomen op de pulsgolfvorm in de nek-, pols- en vingertopposities, zoals weergegeven in Fig. 4 (C2 tot E2).Daarentegen verschenen alleen P1 en P3 op de pulsgolfvorm in de enkelpositie en P2 was niet aanwezig (figuur 4F2).Dit resultaat werd veroorzaakt door de superpositie van de binnenkomende bloedgolf die wordt uitgestoten door de linker hartkamer en de gereflecteerde golf van de onderste ledematen (44).Eerdere studies hebben aangetoond dat P2 zich presenteert in golfvormen gemeten in de bovenste ledematen, maar niet in de enkel (45, 46).We hebben vergelijkbare resultaten waargenomen in de golfvormen gemeten met de TATSA, zoals weergegeven in Fig.S21, die typische gegevens toont van de populatie van 80 patiënten die hier zijn bestudeerd.We kunnen zien dat P2 niet verscheen in deze pulsgolfvormen gemeten in de enkel, wat het vermogen van de TATSA aantoont om subtiele kenmerken binnen de golfvorm te detecteren.Deze polsmetingsresultaten geven aan dat onze WMHMS de polsgolfkarakteristieken van het boven- en onderlichaam nauwkeurig kan onthullen en dat het superieur is aan andere werken (41, 47).Om verder aan te geven dat onze TATSA op grote schaal kan worden toegepast op verschillende leeftijden, hebben we pulsgolfvormen van 80 proefpersonen op verschillende leeftijden gemeten, en we hebben enkele typische gegevens laten zien, zoals weergegeven in Fig.S22.Zoals getoond in Fig. 4G, kozen we drie deelnemers van 25, 45 en 65 jaar oud, en de drie kenmerkende punten waren duidelijk voor de jonge en middelbare leeftijd deelnemers.Volgens de medische literatuur (48) veranderen de kenmerken van de pulsgolfvormen van de meeste mensen naarmate ze ouder worden, zoals het verdwijnen van het punt P2, dat wordt veroorzaakt doordat de gereflecteerde golf naar voren wordt bewogen om zichzelf te superponeren op de voortschrijdende golf door de afname in vasculaire elasticiteit.Dit fenomeen wordt ook weerspiegeld in de golfvormen die we hebben verzameld, waarmee we verder verifiëren dat de TATSA op verschillende populaties kan worden toegepast.
Pulsgolfvorm wordt niet alleen beïnvloed door de fysiologische toestand van het individu, maar ook door de testomstandigheden.Daarom hebben we de pulssignalen gemeten onder verschillende contactdichtheid tussen de TATSA en de huid (fig. S23) en verschillende detectieposities op de meetplaats (fig. S24).Het blijkt dat de TATSA consistente pulsgolfvormen kan verkrijgen met gedetailleerde informatie rond het vat in een groot effectief detectiegebied op de meetlocatie.Bovendien zijn er verschillende uitgangssignalen bij verschillende contactdichtheid tussen de TATSA en de huid.Bovendien zou de beweging van personen die de sensoren dragen de pulssignalen beïnvloeden.Wanneer de pols van de proefpersoon zich in een statische toestand bevindt, is de amplitude van de verkregen pulsgolfvorm stabiel (fig. S25A);omgekeerd, wanneer de pols langzaam beweegt onder een hoek van -70° tot 70° gedurende 30 s, zal de amplitude van de pulsgolfvorm fluctueren (fig. S25B).De contour van elke pulsgolfvorm is echter zichtbaar en de pulsfrequentie kan nog steeds nauwkeurig worden verkregen.Het is duidelijk dat, om stabiele pulsgolfacquisitie in menselijke beweging te bereiken, verder onderzoek nodig is, inclusief sensorontwerp en back-end signaalverwerking.
Om de toestand van het cardiovasculaire systeem te analyseren en kwantitatief te beoordelen door middel van de verkregen pulsgolfvormen met behulp van onze TATSA, hebben we bovendien twee hemodynamische parameters geïntroduceerd volgens de beoordelingsspecificatie van het cardiovasculaire systeem, namelijk de augmentatie-index (AIx) en de pulsgolfsnelheid (PWV), die de elasticiteit van slagaders vertegenwoordigen.Zoals getoond in Fig. 4H, werd de pulsgolfvorm bij de polspositie van de 25-jarige gezonde man gebruikt voor de analyse van AIx.Volgens de formule (sectie S1) werd AIx = 60% verkregen, wat een normale waarde is.Vervolgens hebben we tegelijkertijd twee pulsgolfvormen verzameld bij de arm- en enkelposities van deze deelnemer (de gedetailleerde methode voor het meten van de pulsgolfvorm wordt beschreven in Materialen en methoden).Zoals getoond in figuur 4I waren de kenmerkende punten van de twee pulsgolfvormen verschillend.Vervolgens hebben we de PWV berekend volgens de formule (paragraaf S1).PWV = 1363 cm/s, wat een karakteristieke waarde is die verwacht wordt van een gezonde volwassen man, werd verkregen.Aan de andere kant kunnen we zien dat de statistieken van AIx of PWV niet worden beïnvloed door het amplitudeverschil van de pulsgolfvorm, en de waarden van AIx in verschillende lichaamsdelen zijn verschillend.In onze studie werd de radiale AIx gebruikt.Om de toepasbaarheid van WMHMS bij verschillende mensen te verifiëren, selecteerden we 20 deelnemers in de gezonde groep, 20 in de hypertensie (HTN) groep, 20 in de coronaire hartziekte (CHD) groep van 50 tot 59 jaar oud, en 20 in de diabetes mellitus (DM) groep.We maten hun pulsgolven en vergeleken hun twee parameters, AIx en PWV, zoals weergegeven in figuur 4J.Er kan worden vastgesteld dat de PWV-waarden van de HTN-, CHD- en DM-groepen lager waren in vergelijking met die van de gezonde groep en een statistisch verschil hebben (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001, en PDM ≪ 0,001; de P-waarden werden berekend door t testen).Ondertussen waren de AIx-waarden van de HTN- en CHD-groepen lager in vergelijking met de gezonde groep en hebben ze een statistisch verschil (PHTN <0,01, PCHD <0,001 en PDM <0,05).De PWV en AIx van de deelnemers met CHD, HTN of DM waren hoger dan die in de gezonde groep.De resultaten laten zien dat de TATSA in staat is om nauwkeurig de pulsgolfvorm te verkrijgen om de cardiovasculaire parameter te berekenen om de cardiovasculaire gezondheidsstatus te beoordelen.Concluderend, vanwege zijn draadloze, hoge resolutie, hoge gevoeligheidseigenschappen en comfort, biedt het WMHMS op basis van de TATSA een efficiënter alternatief voor realtime monitoring dan de huidige dure medische apparatuur die in ziekenhuizen wordt gebruikt.
Afgezien van de polsgolf, is ademhalingsinformatie ook een primair vitaal teken om de fysieke conditie van een persoon te helpen beoordelen.Het monitoren van de ademhaling op basis van onze TATSA is aantrekkelijker dan de conventionele polysomnografie omdat het naadloos kan worden geïntegreerd in kleding voor meer comfort.De TATSA werd in een witte elastische borstband gestikt en werd direct aan het menselijk lichaam vastgemaakt en rond de borst vastgemaakt voor het bewaken van de ademhaling (Fig. 5A en film S7).De TATSA vervormde met het uitzetten en samentrekken van de ribbenkast, wat resulteerde in een elektrische output.De verkregen golfvorm wordt geverifieerd in figuur 5B.Het signaal met grote fluctuaties (een amplitude van 1,8 V) en periodieke veranderingen (een frequentie van 0,5 Hz) kwam overeen met de ademhalingsbeweging.Het relatief kleine fluctuatiesignaal werd gesuperponeerd op dit grote fluctuatiesignaal, dat het hartslagsignaal was.Volgens de frequentiekarakteristieken van de ademhalings- en hartslagsignalen, gebruikten we een 0,8-Hz laagdoorlaatfilter en een 0,8- tot 20-Hz banddoorlaatfilter om respectievelijk de ademhalings- en hartslagsignalen te scheiden, zoals weergegeven in figuur 5C. .In dit geval werden stabiele ademhalings- en pulssignalen met overvloedige fysiologische informatie (zoals ademhalingsfrequentie, hartslag en kenmerkende punten van de pulsgolf) gelijktijdig en nauwkeurig verkregen door simpelweg de enkele TATSA op de borst te plaatsen.
(A) Foto met de weergave van de TATSA die op de borst is geplaatst voor het meten van het signaal in de druk die verband houdt met de ademhaling.(B) Voltage-time plot voor de TATSA gemonteerd op de borst.(C) Ontleding van het signaal (B) in de hartslag en de ademhalingsgolfvorm.(D) Foto met twee TATSA's die op de buik en pols zijn geplaatst voor het meten van respectievelijk ademhaling en pols tijdens de slaap.(E) Ademhalings- en pulssignalen van een gezonde deelnemer.HR, hartslag;BPM, slagen per minuut.(F) Ademhalings- en pulssignalen van een SAS-deelnemer.(G) Ademhalingssignaal en PTT van een gezonde deelnemer.(H) Ademhalingssignaal en PTT van een SAS-deelnemer.(I) Verband tussen PTT-opwindingsindex en apneu-hypopneu-index (AHI).Fotocredit: Wenjing Fan, Chongqing University.
Om te bewijzen dat onze sensor de pols- en ademhalingssignalen nauwkeurig en betrouwbaar kan monitoren, hebben we een experiment uitgevoerd om de meetresultaten van de pols- en ademhalingssignalen te vergelijken tussen onze TATSA's en een standaard medisch instrument (MHM-6000B), zoals uitgewerkt in films S8 en S9.Bij pulsgolfmeting werd de foto-elektrische sensor van het medische instrument aan de linkerwijsvinger van een jong meisje gedragen, en ondertussen werd onze TATSA aan haar rechterwijsvinger gedragen.Uit de twee verkregen pulsgolfvormen kunnen we zien dat hun contouren en details identiek waren, wat aangeeft dat de puls gemeten door de TATSA net zo nauwkeurig is als die door het medische instrument.Bij ademhalingsgolfmetingen werden volgens de medische instructie vijf elektrocardiografische elektroden op vijf gebieden op het lichaam van een jonge man bevestigd.Daarentegen werd slechts één TATSA direct aan het lichaam vastgemaakt en rond de borst vastgemaakt.Uit de verzamelde ademhalingssignalen blijkt dat de variatietendens en -snelheid van het gedetecteerde ademhalingssignaal door onze TATSA consistent waren met die van het medische instrument.Deze twee vergelijkingsexperimenten valideerden de nauwkeurigheid, betrouwbaarheid en eenvoud van ons sensorsysteem voor het bewaken van pols- en ademhalingssignalen.
Verder hebben we een stuk slimme kleding gefabriceerd en twee TATSA's aan de buik- en polsposities genaaid voor het bewaken van respectievelijk de ademhalings- en polssignalen.Specifiek werd een ontwikkeld tweekanaals WMHMS gebruikt om de pols- en ademhalingssignalen tegelijkertijd vast te leggen.Via dit systeem verkregen we de ademhalings- en polssignalen van een 25-jarige man gekleed in onze nette kleding terwijl hij sliep (fig. 5D en film S10) en zittend (fig. S26 en film S11).De verkregen ademhalings- en polssignalen kunnen draadloos worden verzonden naar de APP van de mobiele telefoon.Zoals hierboven vermeld, heeft de TATSA het vermogen om ademhalings- en polssignalen op te vangen.Deze twee fysiologische signalen zijn ook de criteria om SAS medisch in te schatten.Daarom kan onze TATSA ook worden gebruikt om de slaapkwaliteit en gerelateerde slaapstoornissen te monitoren en te beoordelen.Zoals weergegeven in figuur 5 (respectievelijk E en F), hebben we continu de pols- en ademhalingsgolfvormen van twee deelnemers gemeten, een gezonde en een patiënt met SAS.Voor de persoon zonder apneu bleven de gemeten ademhalings- en polsfrequenties stabiel op respectievelijk 15 en 70.Bij de patiënt met SAS werd een duidelijke apneu gedurende 24 s waargenomen, wat een indicatie is van een obstructieve respiratoire gebeurtenis, en de hartslag nam na een periode van apneu licht toe vanwege de regulatie van het zenuwstelsel (49).Samengevat kan de ademhalingsstatus worden beoordeeld door onze TATSA.
Om het type SAS verder te beoordelen door middel van puls- en ademhalingssignalen, analyseerden we de pulstransittijd (PTT), een niet-invasieve indicator die de veranderingen in perifere vasculaire weerstand en intrathoracale druk (gedefinieerd in sectie S1) van een gezonde man en een patiënt met SAS.Voor de gezonde deelnemer bleef de ademhalingsfrequentie ongewijzigd en was de PTT relatief stabiel van 180 tot 310 ms (Fig. 5G).Voor de SAS-deelnemer nam de PTT echter continu toe van 120 tot 310 ms tijdens apneu (figuur 5H).Zo werd de deelnemer gediagnosticeerd met obstructieve SAS (OSAS).Als de verandering in PTT tijdens de apneu afnam, zou de aandoening worden bepaald als een centraal slaapapneusyndroom (CSAS), en als beide symptomen tegelijkertijd zouden bestaan, zou het worden gediagnosticeerd als een gemengde SAS (MSAS).Om de ernst van SAS te beoordelen, hebben we de verzamelde signalen verder geanalyseerd.PTT-opwindingsindex, het aantal PTT-opwekkingen per uur (PTT-opwinding wordt gedefinieerd als een daling in PTT van ≥15 ms die ≥3 s aanhoudt), speelt een cruciale rol bij het evalueren van de mate van SAS.De apneu-hypopneu-index (AHI) is een standaard voor het bepalen van de mate van SAS (apneu is het stoppen van de ademhaling en hypopneu is een te oppervlakkige ademhaling of een abnormaal lage ademhalingsfrequentie), die wordt gedefinieerd als het aantal apneus en hypopneu per uur tijdens het slapen (de relatie tussen de AHI en de beoordelingscriteria voor OSAS is weergegeven in tabel S2).Om de relatie tussen de AHI en de PTT-arousal-index te onderzoeken, werden de ademhalingssignalen van 20 patiënten met SAS geselecteerd en geanalyseerd met TATSA's.Zoals getoond in Fig. 5I, correleerde de PTT-opwindingsindex positief met de AHI, aangezien apneu en hypopneu tijdens de slaap de duidelijke en voorbijgaande verhoging van de bloeddruk veroorzaken, wat leidt tot de verlaging van de PTT.Daarom kan onze TATSA tegelijkertijd stabiele en nauwkeurige pols- en ademhalingssignalen verkrijgen, waardoor belangrijke fysiologische informatie over het cardiovasculaire systeem en SAS wordt verstrekt voor de monitoring en evaluatie van gerelateerde ziekten.
Samenvattend hebben we een TATSA ontwikkeld die de volledige veststeek gebruikt om verschillende fysiologische signalen tegelijkertijd te detecteren.Deze sensor had een hoge gevoeligheid van 7,84 mV Pa−1, een snelle responstijd van 20 ms, een hoge stabiliteit van meer dan 100.000 cycli en een brede werkfrequentiebandbreedte.Op basis van de TATSA is ook een WMHMS ontwikkeld om de gemeten fysiologische parameters door te geven aan een mobiele telefoon.TATSA kan worden geïntegreerd in verschillende kledingstukken voor een esthetisch ontwerp en worden gebruikt om gelijktijdig de pols- en ademhalingssignalen in realtime te volgen.Het systeem kan worden toegepast om onderscheid te maken tussen gezonde personen en mensen met CAD of SAS vanwege het vermogen om gedetailleerde informatie vast te leggen.Deze studie bood een comfortabele, efficiënte en gebruiksvriendelijke benadering voor het meten van de menselijke hartslag en ademhaling, wat een vooruitgang betekent in de ontwikkeling van draagbare textielelektronica.
Het roestvrij staal werd herhaaldelijk door de mal gehaald en uitgerekt tot een vezel met een diameter van 10 m.Een roestvrijstalen vezel als elektrode werd in verschillende stukken commerciële eenlaagse Terylene-garens gestoken.
Een functiegenerator (Stanford DS345) en een versterker (LabworkPa-13) werden gebruikt om een sinusvormig druksignaal te leveren.Een dual-range krachtsensor (Vernier Software & Technology LLC) werd gebruikt om de externe druk te meten die op de TATSA werd uitgeoefend.Een Keithley-systeemelektrometer (Keithley 6514) werd gebruikt om de uitgangsspanning en -stroom van de TATSA te bewaken en te registreren.
Volgens AATCC-testmethode 135-2017 hebben we de TATSA en voldoende ballast gebruikt als een lading van 1,8 kg en deze vervolgens in een commerciële wasmachine (Labtex LBT-M6T) gedaan om delicate machinewascycli uit te voeren.Vervolgens vulden we de wasmachine met 18 gallons water van 25°C en stelden we de wasmachine in op de geselecteerde wascyclus en tijd (roersnelheid, 119 slagen per minuut; wastijd, 6 min; eindcentrifugeersnelheid, 430 rpm; laatste draaitijd, 3 min).Als laatste werd de TATSA droog opgehangen in stilstaande lucht bij kamertemperatuur niet hoger dan 26°C.
De proefpersonen werden geïnstrueerd om in rugligging op het bed te liggen.De TATSA werd op de meetplaatsen geplaatst.Zodra de proefpersonen in standaard rugligging waren, behielden ze een volledig ontspannen toestand gedurende 5 tot 10 minuten.Het pulssignaal begon toen te meten.
Aanvullend materiaal voor dit artikel is beschikbaar op https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1
Afb. S9.Simulatieresultaat van de krachtverdeling van een TATSA onder toegepaste druk bij 0,2 kPa met behulp van de COMSOL-software.
Afb. S10.Simulatieresultaten van de krachtverdeling van een contacteenheid onder de uitgeoefende drukken bij respectievelijk 0,2 en 2 kPa.
Afb. S11.Volledige schematische afbeeldingen van de ladingsoverdracht van een contacteenheid onder kortsluitingsomstandigheden.
Afb. S13.Continue uitgangsspanning en stroom van TATSA als reactie op de continu uitgeoefende externe druk in een meetcyclus.
Afb. S14.Spanningsrespons op verschillende aantallen luseenheden in hetzelfde weefselgebied wanneer het lusnummer in de looprichting ongewijzigd blijft.
Afb. S15.Een vergelijking tussen de uitvoerprestaties van de twee textielsensoren bij gebruik van de volledige veststeek en effen steek.
Afb. S16.Plots met frequentieresponsen bij de dynamische druk van 1 kPa en drukinvoerfrequentie van 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 en 20 Hz.
Afb. S25.De uitgangsspanningen van de sensor wanneer het onderwerp zich in de statische en bewegingscondities bevond.
Afb. S26.Foto die de TATSA's toont die tegelijkertijd op de buik en pols zijn geplaatst voor het meten van respectievelijk ademhaling en pols.
Dit is een open-access artikel dat wordt gedistribueerd onder de voorwaarden van de Creative Commons Naamsvermelding-NietCommercieel-licentie, die gebruik, distributie en reproductie in elk medium toestaat, zolang het resulterende gebruik niet voor commercieel voordeel is en op voorwaarde dat het originele werk correct is aangehaald.
OPMERKING: we vragen alleen om uw e-mailadres zodat de persoon aan wie u de pagina aanbeveelt, weet dat u wilde dat ze deze zouden zien en dat het geen ongewenste e-mail is.We leggen geen e-mailadres vast.
Door Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Voor gezondheidsmonitoring is een tribo-elektrische, volledig textiele sensor met hoge drukgevoeligheid en comfort ontwikkeld.
Door Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Voor gezondheidsmonitoring is een tribo-elektrische, volledig textiele sensor met hoge drukgevoeligheid en comfort ontwikkeld.
© 2020 Amerikaanse Vereniging voor de Bevordering van de Wetenschap.Alle rechten voorbehouden.AAAS is een partner van HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef en COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Posttijd: 27-mrt-2020