Summary
Twee recente technologieën - tatoeage en textiel - hebben veelbelovende resultaten laten zien in cutane sensing. Hier presenteren we de fabricage- en evaluatiemethoden van tatoeage- en textielelektroden voor cutane elektrofysiologische detectie. Deze elektronische interfaces van geleidende polymeren presteren beter dan de bestaande normen op het gebied van comfort en gevoeligheid.
Abstract
Draagbare elektronische apparaten worden belangrijke spelers in het monitoren van de lichaamssignalen die voornamelijk worden gewijzigd tijdens het volgen van fysieke activiteiten. Gezien de groeiende interesse in telegeneeskunde en gepersonaliseerde zorg, gedreven door de opkomst van het Internet of Things-tijdperk, hebben draagbare sensoren hun toepassingsgebied uitgebreid naar de gezondheidszorg. Om de verzameling van klinisch relevante gegevens te garanderen, moeten deze apparaten conforme interfaces met het menselijk lichaam tot stand brengen om opnames van hoge signaalkwaliteit en langdurige werking te bieden. Hiertoe presenteert dit artikel een methode om eenvoudig conforme dunne tatoeage- en zachte textielgebaseerde sensoren te fabriceren voor hun toepassing als draagbare organische elektronische apparaten in een breed spectrum van oppervlakte-elektrofysiologische opnames.
De sensoren zijn ontwikkeld door middel van een kosteneffectief en schaalbaar proces van cutane elektrodepatronen met behulp van poly (3,4-ethyleendioxythiofeen) -poly (styreensulfaat) (PEDOT: PSS), het meest populaire geleidende polymeer in bio-elektronica, op kant-en-klare, draagbare substraten. Dit artikel presenteert belangrijke stappen in elektrodekarakterisering door middel van impedantiespectroscopie om hun prestaties in signaaltransductie in combinatie met de huid te onderzoeken. Vergelijkende studies zijn nodig om de prestaties van nieuwe sensoren te positioneren ten opzichte van de klinische gouden standaard. Om de prestaties van de gefabriceerde sensoren te valideren, laat dit protocol zien hoe verschillende biosignale opnames uit verschillende configuraties kunnen worden uitgevoerd via een gebruiksvriendelijke en draagbare elektronische opstelling in een laboratoriumomgeving. Dit methodendocument zal meerdere experimentele initiatieven mogelijk maken om de huidige stand van de techniek in draagbare sensoren voor het monitoren van de gezondheid van het menselijk lichaam te bevorderen.
Introduction
Niet-invasieve biopotentiële registratie wordt uitgevoerd via huidcontactelektroden, die een enorme hoeveelheid gegevens opleveren over de fysiologische status van het menselijk lichaam in fitness en gezondheidszorg1. Nieuwe soorten draagbare biomonitoring-apparaten zijn ontwikkeld op basis van de nieuwste technologische ontwikkelingen in de elektronica tot het afschalen van geïntegreerde besturings- en communicatiecomponenten naar draagbare afmetingen. Slimme bewakingsapparatuur doordringt dagelijks de markt en biedt meerdere bewakingsmogelijkheden met als uiteindelijk doel voldoende fysiologische inhoud te bieden om medische diagnostiek mogelijk te maken2. Daarom vormen veilige, betrouwbare en robuuste interfaces met het menselijk lichaam cruciale uitdagingen bij de ontwikkeling van legitieme draagbare technologieën voor de gezondheidszorg. Tatoeage- en textielelektroden zijn onlangs verschenen als betrouwbare en stabiele interfaces die worden gezien als innovatieve, comfortabele apparaten voor draagbare biosensing 3,4,5.
Tatoeagesensoren zijn droge en dunne interfaces die door hun lage dikte (~1 μm) zorgen voor lijmvrij, conformeerbaar huidcontact. Ze zijn gebaseerd op een in de handel verkrijgbare tattoo-papierkit die bestaat uit een gelaagde structuur, waardoor een ultradunne polymere laag op de huid kan wordenvrijgegeven 6. De gelaagde structuur zorgt ook voor een eenvoudige hantering van de dunne polymere laag tijdens het fabricageproces van de sensor en de overdracht ervan naar de huid. De uiteindelijke elektrode is volledig conformeerbaar en bijna onmerkbaar voor de drager. Textielsensoren zijn elektronische apparaten die worden verkregen uit de functionalisering van stoffen met elektroactieve materialen7. Ze zijn voornamelijk geïntegreerd of eenvoudig in kleding genaaid om het comfort van de gebruiker te garanderen vanwege hun zachtheid, ademend vermogen en duidelijke affiniteit met kledingstukken. Al bijna een decennium worden textiel- en tatoeage-elektroden beoordeeld in oppervlakte-elektrofysiologische opnames 3,8,9, die goede resultaten laten zien, zowel in draagbaarheid als signaalkwaliteitsregistraties en rapportage van hoge signaal-ruisverhouding (SNR) in korte- en langetermijnevaluaties. Ze zijn ook opgevat als een potentieel platform voor draagbare biochemische zweetanalyse 1,10.
De groeiende interesse in tatoeage, textiel en, in het algemeen, flexibele dunnefilmtechnologieën (bijvoorbeeld die gemaakt van plastic folies zoals paryleen of verschillende elastomeren) wordt voornamelijk bevorderd door de compatibiliteit met goedkope en schaalbare fabricagemethoden. Zeefdruk, inkjetdruk, directe patronen, dipcoating en stempeloverdracht zijn met succes toegepast om dergelijke elektronische interfaces te produceren11. Onder deze, inkjet printen is de meest geavanceerde digitale en snelle prototyping techniek. Het wordt voornamelijk toegepast op het patroon van geleidende inkten op een contactloze, additieve manier onder omgevingsomstandigheden en op een grote verscheidenheid aan substraten12. Hoewel meerdere draagbare sensoren zijn vervaardigd door middel van edelmetaalinktpatroon13, zijn metalen films broos en worden ze gebarsten wanneer ze mechanisch worden belast. Verschillende onderzoeksgroepen hebben verschillende strategieën aangenomen om metalen te voorzien van de eigenschap van mechanische compatibiliteit met de huid. Deze strategieën omvatten het verminderen van de filmdikte en het gebruik van serpentijnontwerpen of gerimpelde en voorgespannen substraten 14,15,16. Zachte en intrinsiek flexibele geleidende materialen, zoals geleidende polymeren, vonden hun toepassing in flexibele bio-elektronische apparaten. Hun polymere flexibiliteit wordt gecombineerd met elektrische en ionische geleidbaarheid. PEDOT: PSS is het meest gebruikte geleidende polymeer in de bio-elektronica. Het wordt gekenmerkt door zachtheid, biocompatibiliteit, duurzaamheid en printprocesbaarheid17, waardoor het compatibel is met de wijdverspreide productie van biomedische apparaten.
Apparaten, zoals planaire elektroden die zijn aangesloten op een acquisitiesysteem, maken het mogelijk om biopotentiële stoffen in gezondheidsmonitoring te registreren. Biopotentialen van het menselijk lichaam zijn elektrische signalen die worden gegenereerd door elektrogene cellen die zich door het lichaam naar het huidoppervlak voortplanten. Afhankelijk van waar de elektroden zijn geplaatst, is het mogelijk om gegevens te verkrijgen met betrekking tot de elektrische activiteit van de hersenen (EEG), spieren (EMG), hart (ECG) en huidgeleiding (bijv. Bio-impedantie of elektrodermale activiteit, EDA). De kwaliteit van de gegevens wordt vervolgens beoordeeld om de bruikbaarheid van de elektroden in klinische toepassingen te evalueren. Een hoge SNR definieert hun prestaties18, die meestal worden vergeleken met state-of-the-art Ag / AgCl-elektrode-opnames. Hoewel de Ag/AgCl-elektroden ook een hoge SNR hebben, missen ze de operationele bruikbaarheid op lange termijn en de aanpasbare draagbaarheid. Hoogwaardige biosignale opnames geven inzicht in de gezondheidstoestand van de mens met betrekking tot de functie van een bepaald orgaan. Deze voordelen van comfortabele tattoo- of textielinterfaces geven dus hun belofte aan voor langetermijntoepassingen die real-life mobiele gezondheidsmonitoring mogelijk kunnen maken en de weg vrijmaken voor de ontwikkeling van telegeneeskunde19.
Dit artikel rapporteert hoe tatoeage- en textielelektroden in biomonitoring voor gezondheid kunnen worden vervaardigd en beoordeeld. Na de fabricage moet een nieuwe elektrode worden gekarakteriseerd. Doorgaans wordt elektrochemische impedantiespectroscopie (EIS) gebruikt om de elektrische prestaties van de elektrode te bestuderen met betrekking tot een doelinterface (bijv. Huid) in termen van de overdrachtsfunctie. EIS wordt gebruikt om de impedantie-eigenschappen van meerdere elektroden te vergelijken en tests uit te voeren onder verschillende omstandigheden (bijvoorbeeld het variëren van het elektrodeontwerp of het bestuderen van langetermijnresponsen). Dit artikel toont de registratie van oppervlaktebiosignalen door middel van een eenvoudige installatie en rapporteert een gebruiksvriendelijke methode om verschillende soorten biosignalen vast te leggen die van toepassing zijn op elke nieuwe gefabriceerde elektrode die moet worden gevalideerd voor cutane biopotentiële opnames.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Protocol
OPMERKING: Experimenten met menselijke proefpersonen betroffen niet het verzamelen van identificeerbare privé-informatie met betrekking tot de gezondheidstoestand van het individu en worden hier alleen gebruikt voor technologische demonstratie. De gegevens werden gemiddeld over drie verschillende onderwerpen. De elektrofysiologische opnames werden geëxtraheerd uit eerder gepubliceerde gegevens 6,21.
1. Inkjet-geprinte PEDOT: PSS elektrode fabricage
OPMERKING: Het volgende protocol is gebruikt om elektroden voor elektrofysiologie te fabriceren op commerciële, flexibele substraten-tattoo papier6 en textiel21. Dezelfde aanpak is grotendeels gevolgd om elektroden te maken op flexibele substraten zoals dunne plastic folies22. In alle gevallen werd een inkjetprinter gebruikt voor het patroon van PEDOT:PSS (zie de tabel met materialen).
- Elektrode substraat voorbewerking
- Snijd een stuk van het substraat van belang.
- Wanneer u een tatoeagesubstraat gebruikt, was het dan met water voordat u het afdrukt om de bovenste, in water oplosbare laag van het papier te verwijderen23.
OPMERKING: De tattoo-papierkit is ook voorzien van een lijmvel die in dit werk wordt gebruikt, zowel om de tatoeagehechting te verbeteren als als een passiveringslaag. Tatoeagepapier heeft een gelaagde structuur (aanvullende figuur S1), inclusief een ondersteunend vel papier, een in water oplosbare polyvinylalcohol (PVA) laag, een vrij te geven polyurethaanfilm en een bovenste PVA-laag. De lijmplaat heeft een gelaagde structuur die bestaat uit siliconenpapier als ondersteuning, acryllijm op waterbasis en een top release liner.
- Wanneer u een tatoeagesubstraat gebruikt, was het dan met water voordat u het afdrukt om de bovenste, in water oplosbare laag van het papier te verwijderen23.
- Om draagbare sensoren te fabriceren, begint u met het snijden van het substraat van belang. Plaats het substraat op de printerplaat en plak de rand af om het plat te houden.
- Snijd een stuk van het substraat van belang.
- Afdrukken van PEDOT:PSS-inkt
- Bereid het ontwerp voor om af te drukken, zoals een cirkel (12 mm diameter) met een rechthoekige pad aan de onderkant (3 mm x 7 mm), de laatste te gebruiken voor de interconnectie.
- Vul de printercartridges (10 pl) met de commerciële PEDOT:PSS-inkt nadat u deze hebt gefilterd. Dit is een waterige dispersie van het geleidende polymeer.
- Print het ontwerp op het substraat.
- Bij gebruik van tatoeagepapier en textiel, die respectievelijk een matig-hoge oppervlakte-energie en absorberende eigenschappen hebben, print dan met een druppelafstand van ~ 20 μm.
- Print meerdere PEDOT:PSS-lagen, achter elkaar of door een droogproces (110 °C gedurende 15 minuten) tussen de lagen aan te brengen om een homogeen en continu geleidend patroon te creëren.
OPMERKING: Dit is vooral vereist in het geval van textielelektroden, waar de 3D-achtige structuur van textiel meer inktinhoud vereist om een continu geleidend pad in de stof te creëren.
- Droog de elektrode bij 110 °C gedurende 15 minuten in de oven om de verdamping van het oplosmiddel te voltooien.
OPMERKING: Elektroden verkregen op textiel, PET en tatoeagepapier (figuur 1A-C) door meerdere apparaten in één keer af te drukken (figuur 1D) kunnen nu worden opgeslagen in een gesloten, schone en droge omgeving voordat ze doorgaan met de volgende stappen.
- Fabricage van externe connectoren
- Tattoo elektroden
- Snijd een rechthoekig stuk polyethyleen naftalaat (PEN) substraat (8 mm x 12 mm, 1,3 mm dikte).
- Print een rechthoekig ontwerp (3 mm x 12 mm) met drie PEDOT:PSS lagen bovenop het substraat.
- Droog het bedrukte monster gedurende 15 minuten in de oven bij 110 °C.
- Lamineer de PEN-interconnectie op de tatoeage-elektrode, met de rechthoekige PEDOT: PSS-delen naar elkaar toe.
- Knip een gat (diameter 11,3 mm) in het lijmvel van tatoeagepapier. Lijn dit gat van de lijmplaat uit met het cirkelvormige sensorgedeelte van de PEDOT: PSS-elektrode van de tatoeage. Voeg een stuk polyimidetape (zie de tabel met materialen) toe aan het vrije uiteinde van de PEN-interconnectie.
- Textiel- en kunststoffolie-elektroden
- Bevestig een stuk geleidende tape (bijv. kopertape) rond de rechthoekige gedrukte verbinding om een robuuste en stabiele interconnectie te verkrijgen.
- Sluit een pogo-pinconnector aan op de koperen tape en sluit de pogo-pin aan op het opnamesysteem.
- Tattoo elektroden
- Tattoo elektrode overdracht
- Verwijder de lijmvoering. Plaats de tatoeage op het gewenste deel van de huid.
- Maak het rugsteunpapier nat en houd de tatoeage op zijn plaats. Zodra het rugsteunpapier is doorweekt, schuift u het om het te verwijderen, waardoor alleen de elektrode van de overdraagbare ultradunne film op de huid achterblijft.
- Sluit het platte PEN-contact aan op de externe acquisitie-eenheid. Zie rubriek 1.3.
- Positionering van textielelektrode
- Plaats de elektrode op de huid. Houd met behulp van een stoffen sportarmband of medische tape de elektrode in stabiel contact met de huid om signaalopnamen van hoge kwaliteit tijdens beweging te garanderen.
- Voer de gewenste elektrofysiologische opname van het oppervlak uit. Was de tatoeage-elektroden na de opnames weg door ze met een natte spons te wrijven.
2. Elektrodekarakterisering met behulp van elektrochemische impedantiespectroscopie
- Meting op het lichaam
- Zorg ervoor dat de vrijwilliger comfortabel zit met een arm op een tafel in rust.
OPMERKING: Er is geen huidreiniging of scrubben nodig.
- Zorg ervoor dat de vrijwilliger comfortabel zit met een arm op een tafel in rust.
- Plaatsing van de elektrode
- Plaats één elektrode op de huid en sluit deze aan op de werkende elektrode-sensorelektrode (WE-S) van de EIS.
- Plaats een andere elektrode op 3 cm afstand van de eerste en sluit deze aan op de tegenelektrode (CE) van de EIS.
- Plaats de derde elektrode op de elleboog en sluit deze aan op de referentie-elektrode (RE) van de EIS. Zie figuur 2A voor de opstelling van de drie elektroden .
OPMERKING: De elektroden die zijn aangesloten op de CE en RE van de EIS kunnen zowel Ag/AgCl-elektroden zijn als pedot:PSS, zoals het geval is voor de WE in deze studie.
- Start de opname op de EIS-potentiostaat. Breng een stroom aan tussen de teller en de werkende elektroden. Meet de potentiële variatie tussen het referentie- en detectiepaar.
OPMERKING: De tatoeage- en textielelektrodeverbinding met het acquisitiesysteem kan worden gemaakt met een clip om een stabiele elektrische verbinding met de potentiostaatkabels te vormen. De outputimpedantie berekend op elke frequentie bestaat uit twee bijdragen: huidimpedantie en huid-elektrode contactimpedantie.
3. Oppervlakte elektrofysiologische opnames
OPMERKING: In de volgende sectie wordt de plaatsing van de elektrode voor elk biosignaal van belang beschreven. Zodra de elektroden correct zijn geplaatst en goed op de huid zijn bevestigd, kunnen ze worden aangesloten op het draagbare acquisitiesysteem om de opnames te starten. De video-inhoud van dit artikel toont een voorbeeld van elektrofysiologische monitoring met behulp van in de handel verkrijgbare Ag/AgCl-elektroden en een draagbare elektronische eenheid.
- Gebruik voor ECG een draagbare configuratie met twee of drie (één gebruikt als geslepen) elektroden. Plaats de elektroden in meerdere lichaamsdelen (bijv. borst, polsen, ribben) met een minimale interelectrodeafstand van 6 cm om een merkbaar signaal te krijgen.
OPMERKING: Een klassieke locatie omvat de plaatsing van twee elektroden op de linker- en rechtersleutelbeenderen; in dit geval kan de grondelektrode op de linker iliacale kam worden geplaatst. - Voor spier elektrische activiteitsregistratie (EMG), plaatst u de elektroden langs de spier van belang (bijvoorbeeld op de biceps of de kuit). Plaats de grondelektrode op een statische locatie zoals een aangrenzend bot.
- Voor de opname van elektrische activiteit in de hersenen (EEG), plaatst u de elektroden op meerdere locaties op het hoofd.
OPMERKING: Comfortabele locaties zijn het voorhoofd en rond de buitenste oren. Een referentie-elektrode kan nodig zijn, meestal achter het oor op het mastoïde bot. - Voor elektrodermale activiteitsmetingen (EDA) plaatst u twee elektroden op de palm van de linkerhand. Voer de opname uit wanneer het onderwerp in rust is of lichaamsbeweging doet.
OPMERKING: Huidimpedantie kan worden gemeten over het hele lichaamsoppervlak (bijv. De ribben, op de rug, op de voetzool); een voldoende interelectrode afstand van 6 cm zorgt voor een goede monitoring.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Representative Results
Dit artikel toont de fabricage van comfortabele huidcontactelektroden door inkjetprinten en een methode om ze te karakteriseren en elektrofysiologische opnames uit te voeren. We rapporteerden de fabricagestappen van PEDOT:PSS inkjetprinten rechtstreeks op verschillende substraten, zoals stof (figuur 1A), PEN (figuur 1B) en tatoeagepapier (figuur 1C, D) ter referentie. De voorgestelde ontwerpen in protocolstap 1.2.1. en stap 1.3.1.5. definieer een cirkelvormig detectiegebied van 1 cm2 om elektroden te vergelijken met de state-of-the-art Ag/AgCl die voornamelijk in klinieken wordt gebruikt.
Om de prestaties van de elektroden te karakteriseren, werden hun impedanties gemeten via de EIS-opstelling met drie elektroden (figuur 2A,B). Deze methode maakt de studie van huid-elektrode impedantie mogelijk bij het uitvoeren van metingen op het lichaam met elektroden die op de arm worden geplaatst. Als voorbeeld wordt de representatieve impedantie van textiele elektroden gerapporteerd in figuur 2C, waar de impedantiemodulus wordt gerapporteerd in de Bode-plot. Textielelektroden vertonen iets hogere maar vergelijkbare impedanties dan Ag/AgCl-elektroden, de gouden standaard in de elektrofysiologie. De vorm van de impedantiemodulus (figuur 2C) duidt op een iets hoger resistief gedrag in het geval van de textielelektroden, terwijl de standaard Ag/AgCl typisch resistief-capacitief gedrag vertoont24. Alle drie de soorten elektroden, tatoeage, textiel en dunne folies, zijn bestudeerd via EIS, waardoor de karakterisering van hun interface met de huid25 mogelijk is.
Door de elektroden op de huid in verschillende lichaamsdelen te plaatsen, zoals weergegeven in figuur 3, hebben we toegang tot meerdere biosignalen (bijv. EEG, ECG, EMG en EDA). Biosignal-opnamen kunnen eenvoudig worden verkregen door de elektroden aan te sluiten op geschikte draagbare of laboratoriumschaalinstrumenten. Figuur 3A toont het EEG-traceren van de elektrische activiteitsregistratie van populaties van actieve neuronen. Een van de basisgroepen van hersengolven zijn de alfagolven (8-13 Hz). De alfagolven weerspiegelen de toestand van de hersenen onder ontspanning en kunnen worden geïnduceerd door de proefpersoon te vragen zijn ogen te sluiten26. De grijze verticale stippellijn (figuur 3A) markeert het moment in de opname waarop de vrijwilliger werd gevraagd zijn ogen te openen. In de ECG-tracering in figuur 3B worden de polarisatie en depolarisatie van de boezems en ventrikels van het hart weergegeven door het karakteristieke patroon bestaande uit de P-golf, het QRS-complex en een T-golf27. In figuur 3B is het QRS-complex identificeerbaar en de R-pieken vertonen de hoogste amplitude en worden gebruikt om de hartslag te berekenen door rekening te houden met de tijd tussen twee opeenvolgende.
Figuur 3C toont de EMG-tracering terwijl de vrijwilliger de kracht van zijn armspieren geleidelijk verhoogde. De geïntensiveerde spieractiviteit wordt gekwantificeerd door de verhoogde amplitude van de spanningspieken. In een EMG-tracering weerspiegelen pieken met amplitude van enkele microvolten tot enkele millivolts, in het frequentiebereik van 10-1.000 Hz, de spiervezelactiviteit die wordt aangedreven door de actiepotentialen van de motoreenheid. Figuur 3D toont de EDA-tracering die meestal bestaat uit tonische en fasische componenten. De tonische component weerspiegelt het huidgeleidingsniveau en komt overeen met het achtergrondsignaal. De fasecomponent weerspiegelt de reactie van de proefpersoon op een specifieke stimulus en is detecteerbaar door een verandering in de huidgeleidingswaarde28. Deze tracering wordt gebruikt om menselijke stressniveaus en lichaamshydratatie te evalueren.
Figuur 1: PEDOT:PSS inkjet-geprinte elektroden. Elektroden bedrukt op (A) 100% katoenen stof, (B) PET-folie en (C) tijdelijk tatoeagepapier. (D) Foto van de inkjetprinter tijdens het afdrukken van meerdere PEDOT:PSS-elektroden op het substraat van tatoeagepapier. Afkortingen: PET = polyethyleentereftalaat; PEDOT:PSS = poly(3,4-ethyleendioxythiofeen)-poly(styreensulfaat). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 2: EIS-metingen. (A) Schema van de elektrodeconfiguratie voor EIS-meting op het lichaam; de werkelektrode wordt 3 cm uit elkaar geplaatst van de Ag/AgCl-elektrode; de referentie Ag/AgCl wordt op de elleboog van de vrijwilliger geplaatst. (B) Schema van de opstelling met drie elektroden voor EIS-metingen op de huid. Er wordt een stroom uitgeoefend tussen de teller en de werkelektroden en de spanning wordt gemeten tussen de referentie- en de zintuigelektroden. (C) Impedantiemodulus van Ag/AgCl en PEDOT:PSS-ionische vloeibare gel textiele elektroden (respectievelijk blauwe en groene curven). De impedantie werd gemeten met een opstelling met drie elektroden op de arm. Dit cijfer is aangepast van Bihar et al.21. Afkortingen: EIS = elektrochemische impedantie spectroscopie; CE = tegenelektrode; WE = werkelektrode; RE = referentie-elektrode; S = zintuigelektrode; PEDOT: PSS = poly(3,4-ethyleendioxythiofeen)-poly(styreensulfaat). Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Figuur 3: Schematische positionering van het lichaam van de elektrofysiologie met de respectieve elektrofysiologische registratietraceringen. (A) EEG-tracering. De onderbroken verticale lijn geeft de overgang aan van een toestand met alfagolven naar een toestand zonder, die samenvalt met het moment waarop de vrijwilliger werd gevraagd zijn ogen te openen. B) ECG-tracering. De bovenste spikes vertegenwoordigen de R-pieken die tot het QRS-complex behoren. (C) EMG-tracering. De spieractiviteit wordt weergegeven door een spanningssignaal waarvan de amplitude toeneemt met de toenemende activiteit van de spier die door de vrijwilliger wordt opgeroepen. D) EDA-tracering. Tijdens de eerste 2 s vertegenwoordigt het signaal de tonische component, terwijl de volgende amplitudeverhoging de fasische component aangeeft, die de reactie van de vrijwilliger op een stimulus weerspiegelt. Alle opnames werden uitgevoerd met Ag/AgCl elektroden op een gezonde vrijwilliger. Afkortingen: EEG = elektro-encefalografie; ECG = elektrocardiografie; EMG = elektromyografie; EDA = elektrodermale activiteit. Klik hier om een grotere versie van deze figuur te bekijken.
Aanvullende figuur S1: Tatoeagepapier gelaagd structuurschema. Een vel achtergrondpapier ondersteunt de vrij te geven nanofilm gemaakt met een mengsel van polyurethaan en andere polymeren. Twee in water oplosbare lagen polyvinylalcohol (PVA) bedekken beide zijden van de film. Klik hier om dit bestand te downloaden.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Discussion
Dit artikel beschrijft een eenvoudig en schaalbaar proces om draagbare elektroden te fabriceren en demonstreert een methode voor het registreren van elektrofysiologische biosignalen. Het maakt gebruik van drie voorbeelden van draagbare substraten, zoals tatoeage, textiel en dunne films. Het introduceert hoe een sensor op deze substraten kan worden gebouwd en de prestaties ervan kunnen worden gekarakteriseerd voordat deze wordt aangebracht. Om de elektroden hier te maken, gebruikten we PEDOT: PSS, een geleidend polymeer dat zich onderscheidt van op metaal gebaseerde geleiders vanwege zijn kosteneffectiviteit, veelzijdige verwerkbaarheid, biocompatibiliteit, zachtheid en duurzaamheid vanwege de compatibiliteit met groene verwerking29. PEDOT: PSS-patronen op kant-en-klare substraten werden bereikt via een inkjetdruktechniek die nauwkeurige controle van de inktafzetting met ontwerpvrijheid mogelijk maakt (figuur 1).
Inkjetprinten is een contactloze techniek die de selectieve functionalisatie mogelijk maakt van flexibele en onconventionele substraten die chemisch en fysisch onverenigbaar zijn met traditionele fotolithografie microfabricageprocessen. In vergelijking met zeefdruk, een andere techniek die vaak wordt gebruikt voor elektrodefabricage, vereist inkjet geen maskers, wat resulteert in minder inktafval en eenvoudige aanpassing30. De inkjettechnologie controleert de dikte rigoureus door meerlaagse depositie (inkjet: <1 μm vs. scherm: >een paar μm). Inderdaad, bij het afdrukken op tatoeagepapier (figuur 1D) is één PEDOT: PSS-geprinte laag (dikte van 240 nm ± 30 nm) voldoende om een homogene geleidende film te krijgen (figuur 1C), met een submicrometerdikte die zich van nature aan de huid hecht na zijn rugositeit31. Bij het printen op stoffen valt de inkt echter over de poreuze 3D-structuren die worden gecreëerd door gebreide of gegolfde garens (figuur 1A). Meerdere lagen zijn nodig om elektrische verbinding tussen de gecoate vezels te krijgen, waardoor de textielstof op een gecontroleerde en aangepaste manier wordt gefunctionaliseerd32.
Bij het afdrukken op nieuwe en atypische substraten is het van cruciaal belang om het optimale aantal geprinte lagen te vinden, rekening houdend met de afweging tussen de prestaties en de snelheid van het fabricageproces. Bij de fabricage van textielelektroden moet aandacht worden besteed aan het vlak houden van het substraat tijdens het afdrukken (zie protocolsectie 1.3.). Daarom moet de printstrategie overwegen om de afdruklay-out in meerlaagse depositie te optimaliseren en een mogelijkheid voor uitlijning in de depositie van opeenvolgende materialen.
Het is echter belangrijk om te wijzen op enkele beperkingen van deze elektroden en hun fabricage. Textielelektroden hebben mogelijk extra afdrukstappen van een gel-elektrolyt nodig. Het is aangetoond dat het een sleutelrol speelt bij het verminderen van de huid-elektrode contactimpedantie, waardoor hoogwaardige biosignale opnamesworden geleverd 33 Bovendien is de wasbaarheid van draagbare textielsensoren een cruciaal aspect bij het overwegen van volledige integratie in kleding. De fysisch-chemische eigenschappen van het textielsubstraat en de geleidende polymeerinkt beïnvloeden de conformiteit van het uiteindelijke apparaat met wascycli. Daarom moet men het bovengenoemde aspect uitputtend onderzoeken om hun prestaties op lange termijn volledig te beoordelen.
Bij de fabricage van tatoeagesensoren is het een delicate stap om de beste elektrische verbinding te vinden tussen de tatoeagesensor en het acquisitiesysteem (zie protocolsectie 1.3.). Inderdaad, tattoo-technologie heeft interesse gekregen vanwege het dunne filmformaat dat tatoeage-elektroden onmerkbaar maakt. Daarom vereist hun manipulatie bijzondere zorg wanneer mechanische spanning wordt uitgeoefend, met name op het interconnectiegedeelte. Het is ook belangrijk om het overdrachtsmechanisme van tatoeages op de huid te onthouden dat het ondersteunende papier met water moet bevochtigen. Hoewel deze methode eenvoudig is, zal elk abrupt contact tussen water en de reeds overgedragen tatoeagesensor de laatste delamineren. Hoewel de aanpasbaarheid van ultradunne tatoeages een belangrijk voordeel is voor draagbare technologie, beperkt de kwetsbaarheid voor water en wrijvende mechanische spanningen de werkingsperiode van de tatoeagesensor tot een paar dagen.
Wanneer een nieuw type elektrode wordt geïntroduceerd, helpt EIS de primaire beoordeling van de prestaties van de elektrode te geven in vergelijking met de benchmark (de Ag / AgCl-elektroden) voordat u verder gaat met een toepassing. Protocol sectie 2 beschreef de EIS-metingen van de gefabriceerde elektroden wanneer ze rechtstreeks op het menselijk lichaam werden geplaatst om inzicht te krijgen in hoe ze elektrisch zijn gekoppeld aan de huid. De configuratie met drie elektroden (figuur 2A,B) evalueert de signaaloverdracht via de huid-elektrode-interface. De nieuw te onderzoeken elektrode is die welke is aangesloten op de WE en S van het MER. De andere twee elektroden worden gebruikt als CE en RE. EIS wordt uitgevoerd in een potentiostatische modus, waarbij een kleine (0,1 V) sinusoïdale stroom (0,1-100 Hz) wordt toegepast tussen de CE en WE, terwijl de potentiaalvariatie wordt gemeten over het RE-S-paar. De impedantie wordt vervolgens op elke frequentie berekend. De gemeten impedantie bestaat uit twee bijdragen: de huidimpedantie en de huid-elektrode contactimpedantie.
Het capacitieve en resistieve gedrag van een elektrode wordt gedefinieerd uit de EIS-plots (figuur 2C). Door equivalente circuits te ontwikkelen die passen bij de experimentele gegevens, is het mogelijk om te begrijpen hoe een elektrode biosignalen transduceert en wat voor soort interface het met de huid tot stand brengt34. Hoewel tatoeage-elektroden droog zijn en zich aan de huid hechten, verschillen hun impedanties enigszins van de standaard gelled Ag / AgCl-elektroden. De aanwezigheid van een gelinterface tussen de huid en de elektrode bevordert de signaaltransductie en verlaagt de contactimpedantie.
Mechanische sterkte is een ander belangrijk kenmerk van wearables. Van textiel PEDOT:PSS-elektroden is aangetoond dat ze bestand zijn tegen rekspanning33. In combinatie met geprinte ionische vloeibare gels bieden ze een stabiel elektrisch contact met de huid en mechanische robuustheid in draagbare omstandigheden. De rekbaarheid, zachtheid en structurele porositeit, die de mogelijkheid bieden om transpiratie door te geven als gevolg van contact met het menselijk lichaam, drijven dit type elektrode aan tot de meest geschikte technologie voor draagbare elektronica. Nogmaals, de koppeling met elektronische systemen blijft delicaat. Daarom kunnen deze systemen direct in de stof worden gedeponeerd.
De ultieme validatie van huidsensoren kan alleen op proefpersonen worden uitgevoerd. Huidsensoren worden geconditioneerd door de huidvariabiliteit tussen proefpersonen en verschillende dynamische factoren en omgevingsomstandigheden, die hun prestaties direct beïnvloeden. Hier hebben we aangetoond hoe we zinvolle EEG-, ECG-, EMG- en EDA-traceringen kunnen verkrijgen via een volledig draagbaar platform. Elektrodeplaatsing speelt een belangrijke rol bij het verkrijgen van betrouwbare en nauwkeurige informatie tijdens de monitoring. De analyse van de in figuur 3 getoonde opnamen kan het vermogen van de elektrofysiologische opname van de elektrode bevestigen en waardevolle resultaten op het gebied van lichaamsmonitoring verkrijgen. Het opnamevermogen varieert van extreem zwakke neurale activiteit (figuur 3A) tot spiercontracties met een hoog vermogen (figuur 3C).
In figuur 3B en figuur 3D tonen de hartactiviteit en de elektrodermale reacties de resolutie en gevoeligheid van de gefabriceerde elektroden. Biosignal-registratie biedt nuttige gegevens over de gezondheid van het lichaam van de gebruiker, de prestaties onder specifieke omstandigheden en de reactie op specifieke interne of externe stimuli, waardoor hun toepassing wordt uitgebreid naar een verscheidenheid aan biomedische studies. Er bestaan meerdere front-ends voor draagbare elektronica om biosignalen zoals ECG, EMG, EEG en EDA te verwerven. Voorbeelden zijn de draagbare elektrofysiologische versterkerchips RHD2216 van Intan Technologies, de Shimmer wearable, het DueLite-apparaat van OT Bioelettronica, het PLUX draadloze apparaat in de geavanceerde versie (genaamd Biosignal PLUX) of de DIT-versie (genaamd BITalino).
Tot slot kunnen meerdere sensoren worden gefabriceerd met de gepresenteerde protocollen voor een verscheidenheid aan toepassingen voor gezondheidsmonitoring. Op tatoeage gebaseerde PEDOT: PSS multielectrode arrays (MEA's) zijn bijvoorbeeld met succes gebruikt voor gezichts-EMG omdat ze de natuurlijke gezichtsbewegingen niet aantasten en biosignale opname vrij van verandering mogelijk maken 25,35. Dunne en rekbare elektroden zijn echter vervaardigd door PEDOT:PSS te inkjetprinten op goedkoop, rekbaar pantysubstraat, waardoor hoogwaardige ECG-opnames worden verkregen, zowel onder rust- als bewegingsomstandigheden, met minimaal ongemak voor de gebruiker33. Met dit protocol verkregen we zachte, aanpasbare en comfortabele huidsensoren door het patroon van geleidende inkt op kant-en-klare substraten. Inkjetprinten is een goedkope en schaalbare techniek die zich onderscheidt van traditionele micro-elektronische fabricageprocessen. De voorgestelde methode beschrijft hoe elektrofysiologische signalen kunnen worden verkregen, die variëren van zwakke neurale activiteit tot spiercontracties met een hoog vermogen. Deze signalen maken het mogelijk om inzicht te krijgen in de fysiologische status van het lichaam van de gebruiker. Over het algemeen presenteren we de eerste stappen over de haalbaarheid van naadloze draagbare elektronische apparaten voor een verscheidenheid aan biomedische toepassingen, die zich uitstrekken van fitness tot monitoring van de gezondheidszorg.
Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.
Disclosures
De auteurs hebben geen belangenconflicten te onthullen.
Acknowledgments
Dit werk werd ondersteund door het Franse Nationale Onderzoeksagentschap via het ANR JCJC OrgTex-project (ANR-17-CE19-0010). Het heeft ook financiering ontvangen van het Horizon 2020 onderzoeks- en innovatieprogramma van de Europese Unie in het kader van de Marie Sklodowska-Curie-subsidieovereenkomst nr. 813863. E.I. wil de medewerkers van de CMP cleanroom van het Centre Microelectronics in de Provence bedanken voor hun technische ondersteuning tijdens de ontwikkeling van het project.
Materials
| Name | Company | Catalog Number | Comments |
| Biosignalplux - Plux wireless device for electrophysiological recordings | PLUX Wireless Biosignals S.A | EEG, ECG, EMG, EDA sensors | |
| Covidien Kendal Disposable electrodes, medical grade disposable electrodes (Pregelled, 24 mm) | Covidien / Kendal (formally Tyco) ARBO electrodes | H124SG | Commercial Ag/AgCl electrodes for electrophysiology |
| Dimatix inkjet printer | Fujifilm | DMP 2800 | Inkjet printer |
| Laser Cutter | Universal Laser Systems | VLS 3.50, 50 W | Laser cutter to cut the glue sheet for tattoo electrodes fabrication |
| NOVA | Metrohm Autolab | NOVA 2.1 | Electrochemistry software to control Autolab instruments |
| OpenSignals | 2020 PLUX wireless biosignals, S.A. | Software suite for real-time biosignals visualisation, capable of direct interaction with PLUX devices | |
| PEDOT:PSS inkjet printable ink | Heraeus Deutschland GmbH & Co. KG | CLEVIOS Pjet 700 | |
| Polyethylene naphthalene (PEN) foil | Goodfellow | thickness 1.3 μm | Used for tattoo electrodes interconnection fabrication |
| Polyimide tape | 3M | Kapton tape by 3 M, thickness 50 μm | Used for tattoo electrodes interconnection fabrication |
| Potentiostat | Metrohm Autolab | Autolab potentiostat B.V. | Used for EIS measurements |
| Silhouette temporary tattoo paper kit | Silhouette Americ, Inc, US | Substrate for tattoo-based electrodes | |
| Wowen textile 100% cotton and commercially available pantyhose | Substrate for textile-based electrodes |
References
- Kim, J., et al. Noninvasive alcohol monitoring using a wearable tattoo-based iontophoretic-biosensing system. ACS Sensors. 1 (8), 1011-1019 (2016).
- Ha, M., Lim, S., Ko, H. Wearable and flexible sensors for user-interactive health-monitoring devices. Journal of Materials Chemistry B. 6 (24), 4043-4064 (2018).
- Kim, D. H., et al.
- Takamatsu, S., et al. Direct patterning of organic conductors on knitted textiles for long-term electrocardiography. Scientific Reports. 5, 1-7 (2015).
- Windmiller, J. R., et al. Electrochemical sensing based on printable temporary transfer tattoos. Chemical Communications. 48 (54), 6794-6796 (2012).
- Ferrari, L. M., Ismailov, U., Badier, J. M., Greco, F., Ismailova, E. Conducting polymer tattoo electrodes in clinical electro- and magneto-encephalography. npj Flexible Electronics. 4 (1), 1-9 (2020).
- Heo, J. S., Eom, J., Kim, Y. H., Park, S. K. Recent progress of textile-based wearable electronics: A comprehensive review of materials, devices, and applications. Small. 14 (3), 1-16 (2018).
- Nigusse, A. B., Mengistie, D. A., Malengier, B., Tseghai, G. B., Van Langenhove, L. Wearable smart textiles for long-term electrocardiography monitoring-a review. Sensors. 21 (12), 4174 (2021).
- Wang, Y., et al. Electrically compensated, tattoo-like electrodes for epidermal electrophysiology at scale. Science Advances. 6 (43), (2020).
- Fan, W., et al. Machine-knitted washable sensor array textile for precise epidermal physiological signal monitoring. Science Advances. 6 (11), (2020).
- Tseghai, G. B., Mengistie, D. A., Malengier, B., Fante, K. A., Van Langenhove, L. PEDOT:PSS-based conductive textiles and their applications. Sensors. 20 (7), 1-18 (2020).
- Magliulo, M., et al. Printable and flexible electronics: From TFTs to bioelectronic devices. Journal of Materials Chemistry C. 3 (48), 12347-12363 (2015).
- Raut, N. C., Al-Shamery, K. Inkjet printing metals on flexible materials for plastic and paper electronics. Journal of Materials Chemistry C. 6 (7), 1618-1641 (2018).
- Kaltenbrunner, M., et al. An ultra-lightweight design for imperceptible plastic electronics. Nature. 499 (7459), 458-463 (2013).
- Kim, D. H., et al. Optimized structural designs for stretchable silicon integrated circuits. Small. 5 (24), 2841-2847 (2009).
- Yu, Y., Peng, S., Blanloeuil, P., Wu, S., Wang, C. H. Wearable temperature sensors with enhanced sensitivity by engineering microcrack morphology in PEDOT:PSS-PDMS sensors. ACS Applied Materials and Interfaces. 12 (32), 36578-36588 (2020).
- Martin, D. C., Malliaras, G. G. Interfacing electronic and ionic charge transport in bioelectronics. ChemElectroChem. 3 (5), 686-688 (2016).
- Inzelberg, L., Hanein, Y. Electrophysiology meets printed electronics: The beginning of a beautiful friendship. Frontiers in Neuroscience. 12, 992 (2019).
- Kim, J., Campbell, A. S., de Ávila, B. E. F., Wang, J. Wearable biosensors for healthcare monitoring. Nature Biotechnology. 37 (4), 389-406 (2019).
- Bihar, E., et al. Fully inkjet-printed, ultrathin and conformable organic photovoltaics as power source based on cross-linked PEDOT:PSS electrodes. Advanced Materials Technologies. 5 (8), 2000226 (2020).
- Bihar, E., et al. Fully printed all-polymer tattoo/textile electronics for electromyography. Flexible and Printed Electronics. 3 (3), 034004 (2018).
- Seekaew, Y., et al. Low-cost and flexible printed graphene-PEDOT:PSS gas sensor for ammonia detection. Organic Electronics. 15 (11), 2971-2981 (2014).
- Ferrari, L. M., Keller, K., Burtscher, B., Greco, F. Temporary tattoo as unconventional substrate for conformable and transferable electronics on skin and beyond. Multifunctional Materials. 3 (3), 032003 (2020).
- Searle, A., Kirkup, L. A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes. Physiological Measurement. 21 (2), 271-283 (2000).
- Ferrari, L. M., et al. Ultraconformable temporary tattoo electrodes for electrophysiology. Advanced Science. 5 (3), 1700771 (2018).
- Teplan, M.
- Pachori, R., Gupta, V. Biomedical engineering fundamentals. Intelligent Internet of Things. From Device to Fog and Cloud. Firouzi, F., Chakrabarty, K., Nassif, S. , Springer. Cham. 547-605 (2019).
- Caruelle, D., Gustafsson, A., Shams, P., Lervik-Olsen, L. The use of electrodermal activity (EDA) measurement to understand consumer emotions-A literature review and a call for action. Journal of Business Research. 104, 146-160 (2019).
- Huseynova, G., Hyun Kim, Y., Lee, J. H., Lee, J. Rising advancements in the application of PEDOT:PSS as a prosperous transparent and flexible electrode material for solution-processed organic electronics. Journal of Information Display. 21 (2), 71-91 (2020).
- Bonnassieux, Y., et al. The 2021 flexible and printed electronics roadmap. Flexible and Printed Electronics. 6, 023001 (2022).
- Nawrocki, R. A. Super- and ultrathin organic field-effect transistors: from flexibility to super- and ultraflexibility. Advanced Functional Materials. 29 (51), 1-12 (2019).
- Kim, I., Shahariar, H., Ingram, W. F., Zhou, Y., Jur, J. S. Inkjet process for conductive patterning on textiles: Maintaining inherent stretchability and breathability in knit structures. Advanced Functional Materials. 29 (7), 1807573 (2019).
- Bihar, E., et al. Fully printed electrodes on stretchable textiles for long-term electrophysiology. Advanced Materials Technologies. 2 (4), 1600251 (2017).
- Ferrari, L. M., Ismailov, U., Greco, F., Ismailova, E. Capacitive coupling of conducting polymer tattoo electrodes with the skin. Advanced Materials Interfaces. 8 (15), 2100352 (2021).
- Inzelberg, L., Rand, D., Steinberg, S., David-Pur, M., Hanein, Y. A wearable high-resolution facial electromyography for long term recordings in freely behaving humans. Scientific Reports. 8 (1), 2058 (2018).
