Носимая текстильная электроника очень желательна для реализации персонализированного управления здоровьем.Тем не менее, в большинстве случаев текстильная электроника может либо периодически нацеливаться на один физиологический сигнал, либо упускать явные детали сигналов, что приводит к частичной оценке состояния здоровья.Кроме того, текстиль с отличными свойствами и комфортом по-прежнему остается проблемой.Здесь мы сообщаем о массиве трибоэлектрических полностью текстильных датчиков с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.Он обладает чувствительностью к давлению (7,84 мВ Па-1), малым временем отклика (20 мс), стабильностью (> 100 000 циклов), широким диапазоном рабочих частот (до 20 Гц) и возможностью машинной стирки (> 40 стирок).Изготовленные TATSA были пришиты к различным частям одежды для одновременного мониторинга артериальных пульсовых волн и дыхательных сигналов.Далее мы разработали систему мониторинга состояния здоровья для долгосрочной и неинвазивной оценки сердечно-сосудистых заболеваний и синдрома апноэ во сне, которая демонстрирует большие возможности для количественного анализа некоторых хронических заболеваний.
Носимая электроника представляет собой захватывающую возможность из-за ее многообещающего применения в персонализированной медицине.Они могут отслеживать состояние здоровья человека непрерывно, в режиме реального времени и неинвазивным образом (1–11).Пульс и дыхание, как два обязательных компонента основных показателей жизнедеятельности, могут обеспечить как точную оценку физиологического состояния, так и важную информацию в диагностике и прогнозе сопутствующих заболеваний (12–21).На сегодняшний день большая часть носимой электроники для обнаружения едва уловимых физиологических сигналов основана на ультратонких подложках, таких как полиэтилентерефталат, полидиметилсилоксан, полиимид, стекло и силикон (22–26).Недостаток этих подложек для нанесения на кожу заключается в их плоском и жестком формате.В результате для установления компактного контакта между носимой электроникой и кожей человека требуются ленты, лейкопластыри или другие механические приспособления, что может вызвать раздражение и неудобство при длительном использовании (27, 28).Кроме того, эти подложки обладают плохой воздухопроницаемостью, что приводит к дискомфорту при длительном постоянном наблюдении за состоянием здоровья.Чтобы облегчить вышеупомянутые проблемы в области здравоохранения, особенно при повседневном использовании, умный текстиль предлагает надежное решение.Эти ткани обладают характеристиками мягкости, легкости и воздухопроницаемости и, следовательно, потенциалом для реализации комфорта в носимой электронике.В последние годы были предприняты интенсивные усилия по разработке текстильных систем для чувствительных датчиков, сбора и хранения энергии (29–39).В частности, сообщалось об успешных исследованиях оптического волокна, пьезоэлектричества и умных тканей на основе удельного сопротивления, применяемых для мониторинга пульсовых и дыхательных сигналов (40–43).Однако эти «умные» ткани обычно имеют низкую чувствительность и единственный контролируемый параметр и не могут производиться в больших масштабах (таблица S1).В случае измерения пульса получение подробной информации затруднено из-за слабых и быстрых колебаний пульса (например, его характерных точек), поэтому требуется высокая чувствительность и соответствующие характеристики частотной характеристики.
В этом исследовании мы представляем трибоэлектрическую полностью текстильную сенсорную матрицу (TATSA) с высокой чувствительностью для захвата тонкого эпидермального давления, связанную из проводящей и нейлоновой пряжи полным кардиганным швом.TATSA может обеспечить высокую чувствительность к давлению (7,84 мВ Па-1), быстрое время отклика (20 мс), стабильность (> 100 000 циклов), широкий диапазон рабочих частот (до 20 Гц) и возможность машинной стирки (> 40 стирок).Он способен удобно интегрироваться в одежду с осторожностью, комфортом и эстетической привлекательностью.Примечательно, что наш TATSA может быть непосредственно включен в различные участки ткани, соответствующие пульсовым волнам на шее, запястьях, кончиках пальцев и лодыжках, а также дыхательным волнам в брюшной полости и грудной клетке.Чтобы оценить превосходную производительность TATSA при мониторинге состояния здоровья в режиме реального времени и удаленно, мы разработали персонализированную интеллектуальную систему мониторинга состояния здоровья, которая непрерывно собирает и сохраняет физиологические сигналы для анализа сердечно-сосудистых заболеваний (CAD) и оценки синдрома апноэ во сне (SAS). ).
Как показано на рис. 1А, два TATSA были пришиты к манжете и груди рубашки, чтобы обеспечить динамический и одновременный мониторинг пульса и дыхательных сигналов соответственно.Эти физиологические сигналы передавались по беспроводной сети в приложение интеллектуального мобильного терминала (APP) для дальнейшего анализа состояния здоровья.На рисунке 1B показана TATSA, сшитая с куском ткани, а на вставке показан увеличенный вид TATSA, который был связан с использованием характерной электропроводящей пряжи и коммерческой нейлоновой пряжи вместе в полный кардиганный шов.По сравнению с основным простым стежком, наиболее распространенным и основным методом вязания, был выбран полный стежок кардигана, потому что контакт между головкой петли проводящей пряжи и головкой соседней петли нейлоновой пряжи (рис. S1) представляет собой поверхность. а не точечный контакт, что приводит к большей действующей площади для высокого трибоэлектрического эффекта.Для изготовления токопроводящей нити в качестве волокна с фиксированным сердечником была выбрана нержавеющая сталь, а несколько отрезков однослойных териленовых нитей были скручены вокруг стержневого волокна в одну токопроводящую нить диаметром 0,2 мм (рис. S2), которая служила как поверхность электризации, так и проводящий электрод.Нейлоновая нить, которая имела диаметр 0,15 мм и служила еще одной поверхностью электризации, обладала большой силой натяжения, поскольку была скручена неисчислимыми нитями (рис. S3).На рис. 1 (C и D соответственно) представлены фотографии изготовленной электропроводной нити и нейлоновой нити.На вставках показаны соответствующие изображения, полученные с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ), на которых представлено типичное поперечное сечение проводящей нити и поверхности нейлоновой нити.Высокая прочность на растяжение токопроводящих и нейлоновых нитей обеспечила возможность их плетения на промышленном станке для поддержания равномерной работы всех датчиков.Как показано на рис. 1Е, проводящие нити, нейлоновые нити и обычные нити были намотаны на соответствующие конусы, которые затем были загружены на промышленную компьютеризированную плосковязальную машину для автоматического ткачества (видео S1).Как показано на рис.S4 несколько ТАТС были связаны вместе из обычной ткани на промышленной машине.Для индивидуального использования из всей конструкции может быть изготовлена одна ТАТСА толщиной 0,85 мм и весом 0,28 г, демонстрирующая превосходную совместимость с другими тканями.Кроме того, TATSA могут быть выполнены в различных цветах для удовлетворения эстетических и модных требований из-за разнообразия коммерческих нейлоновых нитей (рис. 1F и рис. S5).Изготовленные TATSA обладают превосходной мягкостью и способностью выдерживать резкий изгиб или деформацию (рис. S6).На рис. 1G показан TATSA, пришитый непосредственно к животу и манжетам свитера.Процесс вязания свитера показан на рис.S7 и фильм S2.Детали передней и задней стороны растянутого TATSA в положении живота показаны на рис.S8 (A и B соответственно), а положение проводящей нити и нейлоновой нити показано на рис.S8C.Здесь видно, что TATSA можно легко встроить в обычные ткани для сдержанного и элегантного внешнего вида.
(A) Два TATSA, встроенные в рубашку для мониторинга пульса и дыхательных сигналов в режиме реального времени.(B) Схематическая иллюстрация комбинации TATSA и одежды.На вставке показан увеличенный вид датчика.(C) Фотография проводящей пряжи (шкала, 4 см).Вставка представляет собой СЭМ-изображение поперечного сечения проводящей нити (масштабная линейка, 100 мкм), состоящей из нитей из нержавеющей стали и терилена.(D) Фотография нейлоновой пряжи (шкала, 4 см).Вставка представляет собой СЭМ-изображение поверхности нейлоновой пряжи (масштабная линейка, 100 мкм).(E) Изображение компьютеризированной плосковязальной машины, выполняющей автоматическое плетение TATSA.(F) Фотография TATSA разных цветов (масштабная линейка, 2 см).Вставка – витая ТАТСА, демонстрирующая свою превосходную мягкость.(G) Фотография двух TATSA, полностью и бесшовно вшитых в свитер.Фото: Wenjing Fan, Чунцинский университет.
Для анализа рабочего механизма TATSA, включая его механические и электрические свойства, мы построили геометрическую модель вязания TATSA, как показано на рис. 2А.Используя полный кардиганный шов, токопроводящая и нейлоновая пряжа переплетаются в виде петель по ходу и направлению петель.Структура с одной петлей (рис. S1) состоит из головки петли, плеча петли, части, пересекающей резинку, плеча защипной петли и головки закладной строчки.Можно найти две формы контактной поверхности между двумя разными нитями: (i) контактная поверхность между головкой петли проводящей пряжи и головкой защипного стежка нейлоновой пряжи и (ii) контактная поверхность между головкой петли нейлоновая пряжа и головка стежка из проводящей пряжи.
(А) ТАТСА с лицевой, правой и верхней сторонами лицевых петель.(B) Результат моделирования распределения силы TATSA под приложенным давлением 2 кПа с использованием программного обеспечения COMSOL.(C) Схематические иллюстрации передачи заряда контактного узла в условиях короткого замыкания.(D) Результаты моделирования распределения заряда контактного узла в условиях разомкнутой цепи с использованием программного обеспечения COMSOL.
Принцип работы TATSA можно объяснить в двух аспектах: стимуляция внешней силой и ее индуцированный заряд.Чтобы интуитивно понять распределение напряжения в ответ на внешнее силовое воздействие, мы использовали анализ конечных элементов с использованием программного обеспечения COMSOL при различных внешних силах 2 и 0,2 кПа, как показано соответственно на рис. 2B и рис.С9.Напряжение возникает на контактных поверхностях двух нитей.Как показано на рис.S10, мы рассмотрели две единицы петли, чтобы уточнить распределение напряжения.При сравнении распределения напряжения под действием двух различных внешних сил напряжение на поверхности проводящих и нейлоновых нитей увеличивается с увеличением внешней силы, что приводит к контакту и выдавливанию между двумя нитями.Как только внешняя сила снимается, две нити расходятся и удаляются друг от друга.
Контактно-разделительные движения между проводящей нитью и нейлоновой нитью вызывают перенос заряда, который объясняется сочетанием трибоэлектризации и электростатической индукции.Чтобы прояснить процесс генерации электричества, мы анализируем поперечное сечение области, где две нити соприкасаются друг с другом (рис. 2C1).Как показано на рис. 2 (C2 и C3 соответственно), когда TATSA стимулируется внешней силой и две нити контактируют друг с другом, на поверхности проводящей и нейлоновой нитей возникает электризация, и эквивалентные заряды с противоположными полярности генерируются на поверхности двух нитей.Когда две нити разделяются, во внутренней части нержавеющей стали индуцируются положительные заряды из-за эффекта электростатической индукции.Полная схема показана на рис.С11.Чтобы получить более количественное представление о процессе выработки электроэнергии, мы смоделировали распределение потенциала TATSA с помощью программного обеспечения COMSOL (рис. 2D).Когда два материала находятся в контакте, заряд в основном накапливается на фрикционном материале, а на электроде присутствует лишь небольшое количество индуцированного заряда, что приводит к небольшому потенциалу (рис. 2D, внизу).Когда два материала разделены (рис. 2D, вверху), индуцированный заряд на электроде увеличивается из-за разности потенциалов, и соответствующий потенциал увеличивается, что показывает хорошее соответствие между результатами, полученными в ходе экспериментов, и результатами моделирования. .Кроме того, поскольку проводящий электрод TATSA обернут нитями терилена, а кожа находится в контакте с обоими фрикционными материалами, поэтому, когда TATSA надевается непосредственно на кожу, заряд зависит от внешней силы и не будет быть ослабленным кожей.
Чтобы охарактеризовать работу нашего TATSA в различных аспектах, мы предоставили измерительную систему, содержащую функциональный генератор, усилитель мощности, электродинамический вибратор, датчик силы, электрометр и компьютер (рис. S12).Эта система создает внешнее динамическое давление до 7 кПа.В эксперименте ТАТСА размещался на плоском пластиковом листе в свободном состоянии, а выходные электрические сигналы регистрировались электрометром.
Характеристики проводящих и нейлоновых нитей влияют на выходные характеристики TATSA, поскольку они определяют контактную поверхность и способность воспринимать внешнее давление.Чтобы исследовать это, мы изготовили три размера двух нитей соответственно: проводящая пряжа размером 150D/3, 210D/3 и 250D/3 и нейлоновая пряжа размером 150D/6, 210D/6 и 250D. /6 (D, денье; единица измерения, используемая для определения толщины отдельных нитей; ткани с большим числом денье имеют тенденцию быть толстыми).Затем мы выбрали эти две пряжи разного размера, чтобы связать их в датчик, а размер TATSA был сохранен на уровне 3 см на 3 см с числом петель 16 в направлении столбика и 10 в направлении курса.Таким образом, были получены датчики с девятью схемами вязания.Датчик токопроводящей пряжей размером 150D/3 и нейлоновой пряжей размером 150D/6 оказался самым тонким, а датчик токопроводящей нитью размером 250D/3 и нейлоновой пряжей размером 250D/ 6 был самым толстым.При механическом возбуждении от 0,1 до 7 кПа электрические выходы для этих моделей систематически исследовались и тестировались, как показано на рис. 3А.Выходные напряжения девяти TATSA увеличивались с увеличением приложенного давления с 0,1 до 4 кПа.В частности, из всех рисунков вязания характеристики проводящей пряжи 210D/3 и нейлоновой пряжи 210D/6 обеспечивали самый высокий электрический выход и самую высокую чувствительность.Выходное напряжение имело тенденцию к увеличению с увеличением толщины TATSA (из-за достаточной контактной поверхности) до тех пор, пока TATSA не был связан с использованием проводящей пряжи 210D/3 и нейлоновой пряжи 210D/6.Поскольку дальнейшее увеличение толщины привело бы к поглощению внешнего давления нитями, выходное напряжение соответственно уменьшилось.Кроме того, следует отметить, что в области низкого давления (<4 кПа) правильное линейное изменение выходного напряжения в зависимости от давления обеспечивает превосходную чувствительность к давлению 7,84 мВ Па-1.В области высокого давления (> 4 кПа) экспериментально наблюдалась более низкая чувствительность к давлению 0,31 мВ Па-1 из-за насыщения эффективной площади трения.Аналогичная чувствительность к давлению была продемонстрирована при противоположном процессе приложения силы.Конкретные временные профили выходного напряжения и тока при различных давлениях представлены на рис.S13 (А и Б соответственно).
(A) Выходное напряжение при девяти схемах вязания из токопроводящей пряжи (150D/3, 210D/3 и 250D/3) в сочетании с нейлоновой пряжей (150D/6, 210D/6 и 250D/6).(B) Реакция напряжения на различное количество единиц петли в одной и той же области ткани при неизменном количестве петель в направлении оси.(C) Графики, показывающие частотные характеристики при динамическом давлении 1 кПа и входной частоте давления 1 Гц.(D) Различные выходные и текущие напряжения при частотах 1, 5, 10 и 20 Гц.(E) Испытание на долговечность TATSA под давлением 1 кПа.(F) Выходные характеристики TATSA после стирки 20 и 40 раз.
На чувствительность и выходное напряжение также влияла плотность стежка ТАТСА, которую определяли по общему количеству петель на измеренном участке ткани.Увеличение плотности стежков привело бы к большей компактности структуры ткани.На рис. 3В показаны выходные характеристики при разных номерах петель на текстильной площади 3 см на 3 см, а на вставке показана структура блока петель (мы сохранили номер петли в направлении хода равным 10, а номер петли в Западное направление было 12, 14, 16, 18, 20, 22, 24 и 26).При увеличении номера контура выходное напряжение сначала демонстрировало тенденцию к увеличению из-за увеличения контактной поверхности до максимального пика выходного напряжения 7,5 В с номером контура 180. После этого выходное напряжение следовало тенденции к снижению, поскольку TATSA стала плотной, и у двух нитей уменьшилось расстояние между контактами.Чтобы выяснить, в каком направлении плотность оказывает большое влияние на производительность, мы сохранили количество витков TATSA в западном направлении равным 18, а число витков в направлении курса было установлено равным 7, 8, 9, 10. 11, 12, 13 и 14. Соответствующие выходные напряжения показаны на рис.С14.Для сравнения мы видим, что плотность в направлении хода оказывает большее влияние на выходное напряжение.В результате схема вязания из проводящей пряжи 210D/3 и нейлоновой пряжи 210D/6 и 180 петель была выбрана для вязания TATSA после всесторонних оценок выходных характеристик.Кроме того, мы сравнили выходные сигналы двух текстильных датчиков, использующих полный кардиганный стежок и простой стежок.Как показано на рис.S15, электрическая мощность и чувствительность при использовании полного кардиганного стежка намного выше, чем при использовании простого стежка.
Было измерено время отклика для мониторинга сигналов в реальном времени.Чтобы изучить время отклика нашего датчика на внешние силы, мы сравнили сигналы выходного напряжения с входами динамического давления на частоте от 1 до 20 Гц (рис. 3C и рис. S16 соответственно).Осциллограммы выходного напряжения были практически идентичны входным синусоидальным волнам давления при давлении 1 кПа, а выходные осциллограммы имели быстрое время отклика (около 20 мс).Этот гистерезис может быть связан с тем, что упругая структура не вернулась в исходное состояние как можно скорее после воздействия внешней силы.Тем не менее, этот крошечный гистерезис приемлем для мониторинга в реальном времени.Для получения динамического давления с определенным частотным диапазоном ожидается соответствующая АЧХ ТАТСА.Таким образом, была протестирована и частотная характеристика ТАТСа.При увеличении частоты внешнего возбуждения амплитуда выходного напряжения практически не менялась, тогда как амплитуда тока увеличивалась при изменении частот постукивания от 1 до 20 Гц (рис. 3D).
Чтобы оценить воспроизводимость, стабильность и долговечность TATSA, мы протестировали выходное напряжение и реакцию тока на циклы нагрузки-разгрузки давлением.К датчику прикладывалось давление 1 кПа с частотой 5 Гц.Пиковое напряжение и ток были зарегистрированы после 100 000 циклов нагрузки-разгрузки (рис. 3E и рис. S17 соответственно).Увеличенные изображения формы волны напряжения и тока показаны на вставке рис. 3E и рис.S17 соответственно.Результаты показывают замечательную воспроизводимость, стабильность и долговечность TATSA.Стираемость также является важным критерием оценки TATSA как полностью текстильного устройства.Чтобы оценить способность к стирке, мы проверили выходное напряжение датчика после машинной стирки TATSA в соответствии с Методом испытаний 135-2017 Американской ассоциации текстильных химиков и колористов (AATCC).Подробная процедура промывки описана в разделе «Материалы и методы».Как показано на рис. 3F, электрические выходы были зарегистрированы после 20-кратной и 40-кратной стирки, что продемонстрировало отсутствие отчетливых изменений выходного напряжения во время испытаний на стирку.Эти результаты подтверждают замечательную моющуюся способность TATSA.В качестве носимого текстильного датчика мы также исследовали выходные характеристики, когда TATSA находился в условиях растяжения (рис. S18), скручивания (рис. S19) и различной влажности (рис. S20).
На основе многочисленных преимуществ TATSA, продемонстрированных выше, мы разработали беспроводную мобильную систему мониторинга здоровья (WMHMS), которая способна непрерывно получать физиологические сигналы, а затем давать профессиональные советы пациенту.На рис. 4А показана принципиальная схема WMHMS на основе TATSA.Система состоит из четырех компонентов: TATSA для сбора аналоговых физиологических сигналов, схема аналогового преобразования с фильтром нижних частот (MAX7427) и усилителем (MAX4465) для обеспечения достаточной детализации и превосходной синхронности сигналов, аналого-цифрового преобразователя. преобразователь на основе блока микроконтроллера для сбора и преобразования аналоговых сигналов в цифровые сигналы и модуль Bluetooth (микросхема Bluetooth с низким энергопотреблением CC2640) для передачи цифрового сигнала в приложение терминала мобильного телефона (приложение; Huawei Honor 9).В этом исследовании мы бесшовно вшивали TATSA в шнурок, браслет, напальчник и носок, как показано на рис. 4B.
(A) Иллюстрация WMHMS.(B) Фотографии TATSA, вшитых в браслет, напальчник, носок и нагрудный ремень соответственно.Измерение пульса на шее (C1), запястье (D1), кончике пальца (E1) и лодыжке (F1).Форма волны пульса на шее (C2), запястье (D2), кончике пальца (E2) и лодыжке (F2).(G) Импульсные волны разного возраста.(H) Анализ одной пульсовой волны.Индекс радиального увеличения (AIx), определяемый как AIx (%) = P2/P1.P1 — пик наступающей волны, а P2 — пик отражённой волны.(I) Пульсовый цикл плечевого и голеностопного суставов.Скорость пульсовой волны (СРПВ) определяется как СРПВ = D/∆T.D — расстояние между лодыжкой и плечевой костью.∆T — временная задержка между пиками лодыжечных и плечевых пульсовых волн.PTT, время прохождения импульса.(J) Сравнение AIx и плече-лодыжечной PWV (BAPWV) между здоровыми и больными ИБС.*P <0,01, **P <0,001 и ***P <0,05.АГ, гипертония;ИБС, ишемическая болезнь сердца;СД, сахарный диабет.Фото: Цзинь Ян, Чунцинский университет.
Для отслеживания пульсовых сигналов различных частей человеческого тела мы прикрепили вышеупомянутые украшения с TATSA к соответствующим позициям: шее (рис. 4C1), запястью (рис. 4D1), кончику пальца (рис. 4E1) и лодыжке (рис. 4F1). ), как показано в фильмах с S3 по S6.В медицине различают три существенные характерные точки пульсовой волны: пик набегающей волны Р1, пик отражённой волны Р2 и пик дикротической волны Р3.Характеристики этих характерных точек отражают состояние здоровья артериальной эластичности, периферического сопротивления и сократительной способности левого желудочка, связанных с сердечно-сосудистой системой.В нашем тесте были получены и записаны формы пульсовых волн 25-летней женщины в вышеуказанных четырех положениях.Обратите внимание, что на волне пульса на шее, запястье и кончиках пальцев наблюдались три характерные точки (от P1 до P3), как показано на рис. 4 (от C2 до E2).Напротив, только P1 и P3 появлялись на волне пульса в положении на лодыжке, а P2 отсутствовал (рис. 4F2).Этот результат был вызван наложением входящей волны крови, выбрасываемой левым желудочком, и волны, отраженной от нижних конечностей (44).Предыдущие исследования показали, что P2 представлен в форме волны, измеренной на верхних конечностях, но не на лодыжке (45, 46).Мы наблюдали аналогичные результаты для сигналов, измеренных с помощью TATSA, как показано на рис.S21, который показывает типичные данные из популяции из 80 пациентов, исследованных здесь.Мы можем видеть, что P2 не появился в этих формах импульса, измеренных на лодыжке, демонстрируя способность TATSA обнаруживать тонкие особенности в форме волны.Эти результаты измерения пульса показывают, что наша WMHMS может точно определить характеристики пульсовой волны верхней и нижней части тела и что она превосходит другие работы (41, 47).Чтобы дополнительно показать, что наш TATSA может широко применяться к разным возрастам, мы измерили формы импульсов 80 человек в разном возрасте и показали некоторые типичные данные, как показано на рис.С22.Как показано на рис. 4G, мы выбрали трех участников в возрасте 25, 45 и 65 лет, и три характерные черты были очевидны для участников молодого и среднего возраста.Согласно медицинской литературе (48), характеристики пульсовых волн у большинства людей меняются с возрастом, например, исчезновение точки P2, что вызвано тем, что отраженная волна движется вперед и накладывается на наступающую волну за счет уменьшения эластичность сосудов.Это явление также отражено в собранных нами кривых, что еще раз подтверждает, что TATSA может применяться к разным группам населения.
На форму пульсовой волны влияет не только физиологическое состояние человека, но и условия теста.Поэтому мы измеряли импульсные сигналы при различной плотности контакта между TATSA и кожей (рис. S23) и различных положениях обнаружения в месте измерения (рис. S24).Можно обнаружить, что TATSA может получать согласованные формы импульсов с подробной информацией вокруг судна в большой эффективной зоне обнаружения в месте измерения.Кроме того, существуют различные выходные сигналы при разной плотности контакта между TATSA и кожей.Кроме того, движение людей, носящих датчики, может повлиять на сигналы пульса.Когда запястье субъекта находится в статическом состоянии, амплитуда полученной пульсовой волны стабильна (рис. S25A);и наоборот, когда запястье медленно движется под углом от -70° до 70° в течение 30 с, амплитуда пульсовой волны будет колебаться (рис. S25B).Однако контур каждой волны пульса виден, и частоту пульса можно точно определить.Очевидно, что для достижения стабильной регистрации пульсовой волны при движении человека необходимы дальнейшие исследования, включая разработку датчика и внутреннюю обработку сигналов.
Кроме того, для анализа и количественной оценки состояния сердечно-сосудистой системы по полученным формам пульсовых волн с помощью нашего TATSA мы ввели два гемодинамических параметра в соответствии со спецификацией оценки сердечно-сосудистой системы, а именно индекс аугментации (AIx) и скорость пульсовой волны. (PWV), которые представляют эластичность артерий.Как показано на рис. 4H, для анализа AIx использовалась форма волны пульса в положении запястья 25-летнего здорового мужчины.По формуле (участок S1) получен AIx = 60%, что является нормальным значением.Затем мы одновременно собрали две формы пульсовой волны в положениях руки и лодыжки этого участника (подробный метод измерения формы пульсовой волны описан в разделе «Материалы и методы»).Как показано на рис. 4I, характерные точки двух импульсных сигналов были разными.Затем мы рассчитали PWV по формуле (раздел S1).Была получена PWV = 1363 см/с, что является характерным значением, ожидаемым от здорового взрослого мужчины.С другой стороны, мы видим, что на показатели AIx или PWV не влияет разность амплитуд формы пульсовой волны, а значения AIx в разных частях тела различны.В нашем исследовании использовался радиальный AIx.Для проверки применимости WMHMS у разных людей были отобраны 20 участников в группе здоровых, 20 в группе с артериальной гипертензией (АГ), 20 в группе с ишемической болезнью сердца (ИБС) в возрасте от 50 до 59 лет и 20 в группе группа сахарного диабета (СД).Мы измерили их пульсовые волны и сравнили их два параметра, AIx и PWV, как показано на рис. 4J.Можно обнаружить, что значения PWV в группах АГ, ИБС и СД были ниже, чем в группе здоровых, и имеют статистическую разницу (PHTN ≪ 0,001, PCHD ≪ 0,001 и PDM ≪ 0,001; значения P рассчитаны по t тест).При этом значения AIx в группах АГ и ИБС были ниже по сравнению со здоровой группой и имеют статистическую разницу (PHTN < 0,01, PCHD < 0,001 и PDM < 0,05).СРПВ и AIx у участников с ИБС, АГ или СД были выше, чем в группе здоровых.Результаты показывают, что TATSA способен точно получать форму волны пульса для расчета сердечно-сосудистого параметра для оценки состояния здоровья сердечно-сосудистой системы.В заключение, благодаря своим беспроводным характеристикам, высокому разрешению, высокой чувствительности и комфорту, WMHMS на основе TATSA представляет собой более эффективную альтернативу для мониторинга в реальном времени, чем современное дорогое медицинское оборудование, используемое в больницах.
Помимо пульсовой волны, респираторная информация также является основным жизненно важным признаком, помогающим оценить физическое состояние человека.Мониторинг дыхания на основе нашего TATSA более привлекателен, чем обычная полисомнография, потому что его можно легко интегрировать в одежду для большего комфорта.Пришитый к белому эластичному нагрудному ремню TATSA был непосредственно привязан к телу человека и закреплен вокруг груди для мониторинга дыхания (рис. 5А и видео S7).TATSA деформировался из-за расширения и сжатия грудной клетки, что привело к электрическому выходу.Полученная форма волны проверена на рис. 5B.Сигнал с большими колебаниями (амплитуда 1,8 В) и периодическими изменениями (частота 0,5 Гц) соответствовал дыхательному движению.Относительно небольшой сигнал флуктуации накладывался на этот сигнал большой флуктуации, который представлял собой сигнал сердцебиения.В соответствии с частотными характеристиками сигналов дыхания и сердцебиения мы использовали фильтр нижних частот с частотой 0,8 Гц и полосовой фильтр с полосой пропускания от 0,8 до 20 Гц для разделения сигналов дыхания и сердцебиения соответственно, как показано на рис. 5C. .В этом случае стабильные дыхательные и пульсовые сигналы с обильной физиологической информацией (такой как частота дыхания, частота сердечных сокращений и характерные точки пульсовой волны) были получены одновременно и точно путем простого размещения одного TATSA на груди.
(A) Фотография, показывающая дисплей TATSA, помещенный на грудь, для измерения сигнала давления, связанного с дыханием.(B) График напряжения и времени для TATSA, установленного на груди.(C) Разложение сигнала (B) на сердцебиение и форму волны дыхания.(D) Фотография, показывающая два TATSA, помещенных на живот и запястье для измерения дыхания и пульса, соответственно, во время сна.(E) Дыхательные и пульсовые сигналы здорового участника.ЧСС, частота сердечных сокращений;BPM, ударов в минуту.(F) Дыхательные и пульсовые сигналы участника SAS.(G) Дыхательный сигнал и PTT здорового участника.(H) Дыхательный сигнал и PTT участника SAS.(I) Связь между индексом возбуждения PTT и индексом апноэ-гипопноэ (AHI).Фото: Wenjing Fan, Чунцинский университет.
Чтобы доказать, что наш датчик может точно и надежно отслеживать сигналы пульса и дыхания, мы провели эксперимент по сравнению результатов измерения сигналов пульса и дыхания между нашими TATSA и стандартным медицинским прибором (MHM-6000B), как описано в фильмах S8. и С9.При измерении пульсовой волны фотоэлектрический датчик медицинского прибора был надет на левый указательный палец молодой девушки, а наш ТАТСА был надет на правый указательный палец.Из двух полученных форм пульса мы видим, что их контуры и детали были идентичными, что указывает на то, что пульс, измеренный TATSA, так же точен, как и пульс медицинским инструментом.При измерении волн дыхания пять электрокардиографических электродов были прикреплены к пяти областям на теле молодого человека в соответствии с медицинской инструкцией.Напротив, только один TATSA был непосредственно привязан к телу и закреплен на груди.Из собранных дыхательных сигналов видно, что тенденция изменения и скорость сигнала дыхания, обнаруженного нашим TATSA, соответствовали таковым для медицинского инструмента.Эти два сравнительных эксперимента подтвердили точность, надежность и простоту нашей сенсорной системы для мониторинга сигналов пульса и дыхания.
Кроме того, мы изготовили предмет «умной» одежды и сшили две TATSA на животе и на запястье для отслеживания сигналов дыхания и пульса соответственно.В частности, была использована разработанная двухканальная WMHMS для одновременного захвата сигналов пульса и дыхания.С помощью этой системы мы получили сигналы дыхания и пульса 25-летнего мужчины, одетого в нашу элегантную одежду, во время сна (рис. 5D и видеоролик S10) и сидя (рис. S26 и видеоролик S11).Полученные сигналы дыхания и пульса могут быть переданы по беспроводной сети в приложение мобильного телефона.Как упоминалось выше, TATSA может регистрировать сигналы дыхания и пульса.Эти два физиологических сигнала также являются критериями для медицинской оценки САС.Таким образом, наш TATSA также можно использовать для мониторинга и оценки качества сна и связанных с ним нарушений сна.Как показано на рис. 5 (E и F соответственно), мы непрерывно измеряли пульс и формы дыхания двух участников, здорового и пациента с САС.У человека без апноэ измеренная частота дыхания и пульс оставались стабильными на уровне 15 и 70 соответственно.У пациента с САС наблюдалось отчетливое апноэ в течение 24 с, что свидетельствует об обструктивном респираторном событии, и частота сердечных сокращений слегка увеличивалась после периода апноэ из-за регуляции нервной системы (49).Таким образом, с помощью нашего TATSA можно оценить респираторный статус.
Для дальнейшей оценки типа САС по пульсовым и дыхательным сигналам мы проанализировали время прохождения импульса (ПТВ) — неинвазивный показатель, отражающий изменения периферического сосудистого сопротивления и внутригрудного давления (определенные в разделе S1) у здорового мужчины и пациента с САС.У здорового участника частота дыхания оставалась неизменной, а ПТВ было относительно стабильным от 180 до 310 мс (рис. 5G).Однако для участника SAS PTT непрерывно увеличивался со 120 до 310 мс во время апноэ (рис. 5H).Таким образом, у участника был диагностирован обструктивный САС (СОАС).Если изменение ПТВ уменьшалось во время апноэ, то состояние определяли бы как синдром центрального апноэ сна (СЦАС), а если оба этих симптома существовали одновременно, то диагностировали бы как смешанный САС (МСАС).Чтобы оценить серьезность САС, мы дополнительно проанализировали собранные сигналы.Индекс возбуждения PTT, который представляет собой количество возбуждений PTT в час (возбуждение PTT определяется как падение PTT на ≥15 мс, продолжающееся ≥3 с), играет жизненно важную роль в оценке степени SAS.Индекс апноэ-гипопноэ (ИАГ) является эталоном для определения степени САС (апноэ — это остановка дыхания, а гипопноэ — чрезмерно поверхностное дыхание или аномально низкая частота дыхания), который определяется как количество апноэ и гипопноэ в сутки. час во время сна (взаимосвязь между ИАГ и рейтинговыми критериями СОАС показана в таблице S2).Для исследования взаимосвязи между ИАГ и индексом возбуждения ПТВ были отобраны и проанализированы с помощью TATSA дыхательные сигналы 20 пациентов с САС.Как показано на рис. 5I, индекс возбуждения ПТВ положительно коррелировал с ИАГ, поскольку апноэ и гипопноэ во время сна вызывают явное и преходящее повышение артериального давления, приводящее к снижению ПТВ.Таким образом, наш TATSA может одновременно получать стабильные и точные сигналы пульса и дыхания, тем самым предоставляя важную физиологическую информацию о сердечно-сосудистой системе и САС для мониторинга и оценки сопутствующих заболеваний.
Таким образом, мы разработали TATSA с использованием полного кардиганного стежка для одновременного обнаружения различных физиологических сигналов.Этот датчик отличался высокой чувствительностью 7,84 мВ Па-1, малым временем отклика 20 мс, высокой стабильностью более 100 000 циклов и широким диапазоном рабочих частот.На базе TATSA также была разработана WMHMS для передачи измеренных физиологических параметров на мобильный телефон.TATSA можно встраивать в разные участки одежды для эстетического оформления и использовать для одновременного контроля пульса и дыхательных сигналов в режиме реального времени.Систему можно применять, чтобы различать здоровых людей и людей с ИБС или САС благодаря ее способности собирать подробную информацию.Это исследование предоставило удобный, эффективный и удобный подход к измерению пульса и дыхания человека, что представляет собой прогресс в разработке носимой текстильной электроники.
Нержавеющая сталь многократно пропускалась через форму и вытягивалась в волокно диаметром 10 мкм.Волокно из нержавеющей стали в качестве электрода было вставлено в несколько кусков коммерческой однослойной нити из терилена.
Функциональный генератор (Stanford DS345) и усилитель (LabworkPa-13) использовались для получения синусоидального сигнала давления.Двухдиапазонный датчик силы (Vernier Software & Technology LLC) использовался для измерения внешнего давления, приложенного к TATSA.Электрометр системы Keithley (Keithley 6514) использовался для контроля и записи выходного напряжения и тока TATSA.
Согласно методу испытаний AATCC 135-2017, мы использовали TATSA и достаточное количество балласта в качестве загрузки 1,8 кг, а затем поместили их в коммерческую стиральную машину (Labtex LBT-M6T) для выполнения циклов деликатной машинной стирки.Затем мы наполнили стиральную машину 18 галлонами воды при температуре 25°C и установили стиральную машину на выбранный цикл и время стирки (скорость перемешивания 119 ударов в минуту, время стирки 6 мин, конечная скорость отжима 430 об/мин, конечная скорость отжима). время отжима, 3 мин).В последнюю очередь TATSA вывешивали насухо в неподвижном воздухе при комнатной температуре не выше 26°С.
Испытуемым предлагалось лечь на спину на кровать.ТАТСА был размещен на измерительных площадках.Когда испытуемые оказывались в стандартном положении на спине, они сохраняли полностью расслабленное состояние в течение 5–10 минут.Затем импульсный сигнал начал измеряться.
Дополнительный материал к этой статье доступен по адресу https://advances.sciencemag.org/cgi/content/full/6/11/eaay2840/DC1.
Рис. С9.Результат моделирования распределения силы TATSA при приложенном давлении 0,2 кПа с использованием программного обеспечения COMSOL.
Рис. S10.Результаты моделирования силового распределения контактного узла при приложенных давлениях 0,2 и 2 кПа соответственно.
Рис. S11.Полные схематические иллюстрации переноса заряда контактного узла в условиях короткого замыкания.
Рис. S13.Непрерывное выходное напряжение и ток ТАТСА в ответ на постоянно приложенное внешнее давление в цикле измерения.
Рис. S14.Реакция напряжения на различное количество петель в одной и той же области ткани при неизменном количестве петель в направлении петель.
Рис. S15.Сравнение выходных характеристик двух текстильных датчиков при использовании полного кардиганного стежка и простого стежка.
Рис. S16.Графики, показывающие частотные характеристики при динамическом давлении 1 кПа и частоте входного давления 3, 5, 7, 9, 10, 11, 13, 15, 18 и 20 Гц.
Рис. S25.Выходные напряжения датчика при нахождении объекта в статике и движении.
Рис. S26.Фотография, показывающая TATSA, размещенные одновременно на животе и запястье для измерения дыхания и пульса соответственно.
Это статья с открытым доступом, распространяемая в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution-NonCommercial, которая разрешает использование, распространение и воспроизведение на любом носителе, при условии, что полученное в результате использование не преследует коммерческих целей и при условии, что оригинальная работа надлежащим образом цитируется.
ПРИМЕЧАНИЕ. Мы запрашиваем ваш адрес электронной почты только для того, чтобы человек, которому вы рекомендуете страницу, знал, что вы хотите, чтобы он ее увидел, и что это не нежелательная почта.Мы не фиксируем никаких адресов электронной почты.
Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Для мониторинга здоровья был разработан трибоэлектрический цельнотекстильный датчик с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.
Wenjing Fan, Qiang He, Keyu Meng, Xulong Tan, Zhihao Zhou, Gaoqiang Zhang, Jin Yang, Zhong Lin Wang
Для мониторинга здоровья был разработан трибоэлектрический цельнотекстильный датчик с высокой чувствительностью к давлению и комфортом.
© 2020 Американская ассоциация содействия развитию науки.Все права защищены.AAAS является партнером HINARI, AGORA, OARE, CHORUS, CLOCKSS, CrossRef и COUNTER.Science Advances ISSN 2375-2548.
Время публикации: 27 марта 2020 г.