Waiting
Elaborazione accesso...

Trial ends in Request Full Access Tell Your Colleague About Jove
JoVE Journal Bioengineering
Click here for the English version

Bioengineering

Overensstemmende bærbare elektroder: Fra fabrikation til elektrofysiologisk vurdering

Published: July 22, 2022 doi: 10.3791/63204
Automatic Translation
1, 2, 1
1Centre CMP, Département BEL, Mines Saint-Etienne, 2INRIA, Université Côte d'Azur

Summary

To nylige teknologier - tatovering og tekstiler - har vist lovende resultater i kutan sensing. Her præsenterer vi fremstillings- og evalueringsmetoderne for tatoverings- og tekstilelektroder til kutan elektrofysiologisk sansning. Disse elektroniske grænseflader lavet af ledende polymerer overgår de eksisterende standarder med hensyn til komfort og følsomhed.

Abstract

Bærbare elektroniske enheder bliver nøgleaktører i overvågningen af kroppens signaler, der overvejende ændres under sporing af fysisk aktivitet. I betragtning af den stigende interesse for telemedicin og personlig pleje drevet af fremkomsten af tingenes internet-æra har bærbare sensorer udvidet deres anvendelsesområde til sundhedsvæsenet. For at sikre indsamling af klinisk relevante data skal disse anordninger etablere overensstemmende grænseflader med den menneskelige krop for at levere optagelser af høj signalkvalitet og langvarig drift. Til dette formål præsenterer dette papir en metode til let at fremstille konforme tynde tatoverings- og bløde tekstilbaserede sensorer til deres anvendelse som bærbare organiske elektroniske enheder i et bredt spektrum af overfladeelektrofysiologiske optagelser.

Sensorerne er udviklet gennem en omkostningseffektiv og skalerbar proces med kutan elektrodemønster ved hjælp af poly(3,4-ethylendioxythiophen)-poly(styrenesulfonat) (PEDOT:PSS), den mest populære ledende polymer i bioelektronik, på off-the-shelf, bærbare substrater. Dette papir præsenterer vigtige trin i elektrodekarakterisering gennem impedansspektroskopi for at undersøge deres ydeevne i signaltransduktion, når de kombineres med huden. Sammenlignende undersøgelser er nødvendige for at placere nye sensorers ydeevne i forhold til den kliniske guldstandard. For at validere de fremstillede sensorers ydeevne viser denne protokol, hvordan man udfører forskellige biosignaloptagelser fra forskellige konfigurationer gennem en brugervenlig og bærbar elektronisk opsætning i et laboratoriemiljø. Dette metodepapir vil muliggøre flere eksperimentelle initiativer til at fremme den nuværende state of the art inden for bærbare sensorer til overvågning af menneskekroppens sundhed.

Introduction

Ikke-invasiv biopotentiel registrering udføres gennem hudkontaktelektroder, der giver en enorm mængde data om den menneskelige krops fysiologiske status i fitness og sundhedspleje1. Nye typer bærbare bioovervågningsenheder er blevet udviklet fra de nyeste teknologiske fremskridt inden for elektronik gennem nedskalering af integrerede styrings- og kommunikationskomponenter til bærbare dimensioner. Smarte overvågningsenheder gennemsyrer markedet dagligt og tilbyder flere overvågningsfunktioner med det ultimative mål at levere tilstrækkeligt fysiologisk indhold til at muliggøre medicinsk diagnostik2. Derfor udgør sikre, pålidelige og robuste grænseflader med menneskekroppen kritiske udfordringer i udviklingen af legitime bærbare teknologier til sundhedsvæsenet. Tatoverings- og tekstilelektroder har for nylig vist sig som pålidelige og stabile grænseflader, der opfattes som innovative, komfortable enheder til bærbar biosensing 3,4,5.

Tatoveringssensorer er tørre og tynde grænseflader, der på grund af deres lave tykkelse (~ 1 μm) sikrer klæbefri, konform hudkontakt. De er baseret på et kommercielt tilgængeligt tatoveringspapirsæt sammensat af en lagdelt struktur, som tillader frigivelse af et ultratyndt polymert lag på huden6. Den lagdelte struktur giver også mulighed for nem håndtering af det tynde polymere lag under sensorens fremstillingsproces og dens overførsel til huden. Den endelige elektrode er fuldt konform og næsten umærkelig for bæreren. Tekstilsensorer er elektroniske enheder opnået ved stoffunktionalisering med elektroaktive materialer7. De er hovedsageligt integreret eller simpelthen syet i tøj for at sikre brugerens komfort på grund af deres blødhed, åndbarhed og tydelige affinitet med beklædningsgenstande. I næsten et årti er tekstil- og tatoveringselektroder blevet vurderet i overfladeelektrofysiologiske optagelser 3,8,9, hvilket viser gode resultater både i bærbarhed og signalkvalitetsoptagelser og rapportering af højt signal-støj-forhold (SNR) i kort- og langsigtede evalueringer. De er også udtænkt som en potentiel platform for bærbar biokemisk svedanalyse 1,10.

Den stigende interesse for tatoverings-, tekstil- og generelt fleksible tyndfilmsteknologier (f.eks. dem, der er fremstillet af plastfolier såsom parylen eller forskellige elastomerer) fremmes hovedsageligt af kompatibiliteten med billige og skalerbare fremstillingsmetoder. Serigrafi, inkjetudskrivning, direkte mønster, dyppebelægning og frimærkeoverførsel er blevet vedtaget med succes for at producere sådanne former for elektroniske grænseflader11. Blandt disse er inkjetudskrivning den mest avancerede digitale og hurtige prototypeteknik. Det anvendes hovedsageligt til mønsteret af ledende blæk på en ikke-kontakt, additiv måde under omgivelsesforhold og på et stort udvalg af substrater12. Selvom flere bærbare sensorer er blevet fremstillet gennem ædelmetalblækmønster13, er metalfilm sprøde og gennemgår revner, når de er mekanisk stressede. Forskellige forskergrupper har vedtaget forskellige strategier for at udstyre metaller med egenskaben af mekanisk kompatibilitet med huden. Disse strategier omfatter reduktion af filmtykkelsen og anvendelse af serpentindesign eller rynkede og forspændte underlag 14,15,16. Bløde og iboende fleksible ledende materialer, såsom ledende polymerer, fandt deres anvendelse i fleksible bioelektroniske enheder. Deres polymere fleksibilitet kombineres med elektrisk og ionisk ledningsevne. PEDOT:PSS er den mest anvendte ledende polymer i bioelektronik. Det er kendetegnet ved blødhed, biokompatibilitet, bæredygtighed og trykprocesabilitet17, hvilket gør det kompatibelt med den udbredte produktion af biomedicinsk udstyr.

Enheder, såsom plane elektroder, der er forbundet til et anskaffelsessystem, tillader registrering af biopotentialer i sundhedsovervågning. Menneskets kropsbiopotentialer er elektriske signaler genereret af elektrogene celler, der formerer sig gennem kroppen op til hudoverfladen. I henhold til hvor elektroderne er placeret, er det muligt at erhverve data relateret til hjernens elektriske aktivitet (EEG), muskler (EMG), hjerte (EKG) og hudledningsevne (f.eks. Bioimpedans eller elektrodermal aktivitet, EDA). Kvaliteten af dataene vurderes derefter for at evaluere elektrodernes anvendelighed i kliniske applikationer. En høj SNR definerer deres præstation18, som typisk sammenlignes med state-of-the-art Ag / AgCl elektrodeoptagelser. Selvom Ag / AgCl-elektroderne også har høj SNR, mangler de langsigtet operationalitet og konform bærbarhed. Biosignaloptagelser af høj kvalitet giver indsigt i menneskers sundhedsstatus relateret til et bestemt organs funktion. Disse fordele ved komfortable tatoverings- eller tekstilgrænseflader indikerer således deres løfte om langsigtede applikationer, der kan muliggøre mobil sundhedsovervågning i det virkelige liv og bane vejen for udviklingen af telemedicin19.

Dette papir rapporterer, hvordan man fremstiller og vurderer tatoverings- og tekstilelektroder i sundhedsbioovervågning. Efter fremstillingen skal en ny elektrode karakteriseres. Typisk vedtages elektrokemisk impedansspektroskopi (EIS) for at studere elektrodens elektriske ydeevne i forhold til en målgrænseflade (f.eks. Hud) med hensyn til overførselsfunktionen. EIS bruges til at sammenligne impedansegenskaberne for flere elektroder og udføre test under forskellige forhold (f.eks. variere elektrodedesignet eller studere langsigtede reaktioner). Dette papir viser optagelsen af overfladebiosignaler gennem en nem opsætning og rapporterer en brugervenlig metode til registrering af forskellige typer biosignaler, der gælder for enhver ny fremstillet elektrode, der skal valideres til kutane biopotentielle optagelser.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

BEMÆRK: Eksperimenter, der involverede mennesker, involverede ikke indsamling af identificerbare private oplysninger relateret til individets sundhedsstatus og bruges kun her til teknologisk demonstration. Data blev i gennemsnit over tre forskellige emner. De elektrofysiologiske optagelser er udtrukket fra tidligere offentliggjorte data 6,21.

1. Inkjet-trykt PEDOT: PSS elektrodefabrikation

BEMÆRK: Følgende protokol er blevet brugt til at fremstille elektroder til elektrofysiologi på kommercielle, fleksible substrater-tatoveringspapir6 og tekstil21. Den samme tilgang er stort set blevet vedtaget for at fremstille elektroder på fleksible underlag såsom tynde plastfolier22. I alle tilfælde blev der brugt en inkjetprinter til mønsteret af PEDOT:PSS (se materialetabellen).

  1. Forbehandling af elektrodesubstrat
    1. Skær et stykke af substratet af interesse.
      1. Når du bruger et tatoveringssubstrat, skal du vaske det med vand inden udskrivning for at fjerne det øverste, vandopløselige lag fra papiret23.
        BEMÆRK: Tatoveringspapirsættet er også forsynet med et limbark, der bruges i dette arbejde, både for at forbedre tatoveringsadhæsionen og som et passiveringslag. Tatoveringspapir har en lagdelt struktur (supplerende figur S1), herunder et understøttende papirark, et vandopløseligt polyvinylalkohollag (PVA), en releasbar polyurethanfilm og et øverste PVA-lag. Limpladen har en lagdelt struktur sammensat af silikonepapir som understøtning, vandbaseret akryllim og en topudløsningsforing.
    2. For at fremstille bærbare sensorer skal du begynde at skære substratet af interesse. Placer underlaget på printerpladen, og tape dens kant for at holde den flad.
  2. Udskrivning af PEDOT:PSS-blæk
    1. Forbered designet til udskrivning, såsom en cirkel (12 mm diameter) med en rektangulær pude i bunden (3 mm x 7 mm), sidstnævnte skal bruges til sammenkoblingen.
    2. Fyld printerpatronerne (10 pl) med PEDOT:PSS kommercielt blæk efter filtrering. Dette er en vandig dispersion af den ledende polymer.
    3. Udskriv designet på underlaget.
      1. Når du bruger tatoveringspapir og tekstil, som har henholdsvis moderat høj overfladeenergi og absorberende egenskaber, skal du udskrive med en dråbeafstand på ~ 20 μm.
      2. Udskriv flere PEDOT:PSS-lag, enten fortløbende eller ved at anvende en tørringsproces (110 °C i 15 min)) mellem lagene for at skabe et homogent og kontinuerligt ledende mønster.
        BEMÆRK: Dette er især nødvendigt i tilfælde af tekstilelektroder, hvor tekstilernes 3D-lignende struktur kræver mere blækindhold for at skabe en kontinuerlig ledende vej i stoffet.
    4. Elektroden tørres ved 110 °C i 15 minutter i ovnen for at fuldføre fordampningen af opløsningsmidlet.
      BEMÆRK: Elektroder opnået på tekstil-, PET- og tatoveringspapir (figur 1A-C) ved udskrivning af flere enheder i en kørsel (figur 1D) kan nu opbevares i et lukket, rent og tørt miljø, inden de fortsætter med de næste trin.
  3. Fremstilling af eksterne stik
    1. Tatoveringselektroder
      1. Skær et rektangulært stykke polyethylennaphthalat (PEN) substrat (8 mm x 12 mm, 1,3 mm tykkelse).
      2. Udskriv et rektangulært design (3 mm x 12 mm) med tre PEDOT:PSS-lag oven på underlaget.
      3. Den trykte prøve tørres i ovnen ved 110 °C i 15 minutter.
      4. Laminere PEN-sammenkoblingen på tatoveringselektroden med PEDOT:PSS-rektangulære dele vendt mod hinanden.
      5. Skær et hul (diameter 11,3 mm) i tatoveringspapirlimarket. Juster dette hul i limplissen med den cirkulære sensordel af tatoveringen PEDOT: PSS-elektroden. Tilsæt et stykke polyimidtape (se materialetabellen) i den frie ende af PEN-sammenkoblingen.
    2. Tekstil- og plastfolienektroder
      1. Fastgør et stykke ledende tape (f.eks. kobbertape) omkring den rektangulære trykte forbindelse for at opnå en robust og stabil sammenkobling.
      2. Sæt et pogo pin-stik i kobberbåndet, og tilslut pogo-stiften til optagesystemet.
  4. Overførsel af tatoveringselektrode
    1. Fjern limforingen. Placer tatoveringen på den ønskede del af huden.
    2. Våd rygstøttepapiret, og hold tatoveringen på plads. Når rygstøttepapiret er gennemblødt, skal du skubbe det for at fjerne det og kun efterlade elektroden lavet af den overførbare ultratynde film på huden.
    3. Sæt den flade PEN-kontakt i den eksterne anskaffelsesenhed. Se afsnit 1.3.
  5. Positionering af tekstilelektrode
    1. Placer elektroden på huden. Ved hjælp af et stofsportsarmbånd eller medicinsk tape skal du holde elektroden i stabil kontakt med huden for at sikre signaloptagelser af høj kvalitet under bevægelse.
  6. Udfør den ønskede overflade elektrofysiologiske optagelse. Vask tatoveringselekterne væk efter optagelserne ved at gnide dem med en våd svamp.

2. Elektrodekarakterisering ved hjælp af elektrokemisk impedansspektroskopi

  1. Måling på kroppen
    1. Sørg for, at den frivillige sidder komfortabelt med en arm placeret på et bord i ro.
      BEMÆRK: Ingen hudrensning eller skrubning er nødvendig.
  2. Elektrode placering
    1. Anbring en elektrode på huden, og tilslut den til EIS's arbejdselektrodefølende elektrode (WE-S).
    2. Placer en anden elektrode 3 cm fra den første, og tilslut den til eis modelektrode (CE).
    3. Anbring den tredje elektrode på albuen, og tilslut den til EIS's referenceelektrode (RE). Se figur 2A for opsætning af de tre elektroder .
      BEMÆRK: Elektroderne, der er forbundet til CE og RE i EIS, kan både være Ag /AgCl-elektroder eller lavet af PEDOT: PSS, som det er tilfældet for WE i denne undersøgelse.
  3. Start optagelsen på EIS-potentiostaten. Påfør en strøm mellem tælleren og arbejdselektrerne. Mål den potentielle variation på tværs af reference- og sensorparret.
    BEMÆRK: Tatoverings- og tekstilelektrodeforbindelsen med anskaffelsessystemet kan laves med et klip for at danne en stabil elektrisk forbindelse med potentiostatkablerne. Udgangsimpedansen beregnet ved hver frekvens består af to bidrag: hudimpedans og hud-elektrodekontaktimpedans.

3. Overflade elektrofysiologiske optagelser

BEMÆRK: I det følgende afsnit beskrives elektrodeplaceringen for hvert biosignal af interesse. Når elektroderne er korrekt placeret og godt fastgjort til huden, kan de tilsluttes det bærbare anskaffelsessystem for at starte optagelserne. Videoindholdet i denne artikel viser et eksempel på elektrofysiologisk overvågning ved hjælp af kommercielt tilgængelige Ag / AgCl-elektroder og en bærbar elektronisk enhed.

  1. For EKG skal du vedtage en bærbar konfiguration med to eller tre (en brugt som jord) elektroder. Placer elektroderne i flere kropsområder (f.eks. Bryst, håndled, ribben) med en minimumsafstand mellem elektrotrode på 6 cm for at få et mærkbart signal.
    BEMÆRK: En klassisk placering indebærer placering af to elektroder på venstre og højre kraveben; i dette tilfælde kan jordelektroden placeres på venstre iliac crest.
  2. Til muskelelektrisk aktivitetsregistrering (EMG) skal du placere elektroderne langs den muskel, der er af interesse (f.eks. På biceps eller læg). Placer jordelektroden på et statisk sted, såsom en tilstødende knogle.
  3. Til registrering af elektrisk aktivitet i hjernen (EEG) skal du placere elektroderne flere steder på hovedet.
    BEMÆRK: Komfortable steder er panden og omkring de ydre ører. En referenceelektrode kan være påkrævet, typisk bag øret på mastoidbenet.
  4. Til elektrodermale aktivitetsmålinger (EDA) skal du placere to elektroder på venstre håndflade. Udfør optagelsen, når motivet er i ro eller dyrker fysisk træning.
    BEMÆRK: Hudimpedans kan måles over hele kropsoverfladen (f.eks. ribbenene, på ryggen, på fodsålen); en tilstrækkelig interelektrodeafstand på 6 cm sikrer god overvågning.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Dette papir viser fremstillingen af komfortable hudkontaktelektroder ved inkjetudskrivning og en metode til at karakterisere dem og udføre elektrofysiologiske optagelser. Vi rapporterede fremstillingstrinnene i PEDOT: PSS inkjetudskrivning direkte på forskellige underlag, såsom stof (figur 1A), PEN (figur 1B) og tatoveringspapir (figur 1C, D) til reference. De foreslåede design i protokoltrin 1.2.1. og trin 1.3.1.5. definere et cirkulært sensorområde på 1 cm2 for at sammenligne elektroder med den avancerede Ag /AgCl, der hovedsagelig anvendes i klinikker.

For at karakterisere elektrodernes ydeevne blev deres impedanser målt gennem EIS-opsætningen med tre elektroder (figur 2A,B). Denne metode gør det muligt at undersøge hudelektrodeimpedans, når der udføres målinger på kroppen med elektroder placeret på armen. Som et eksempel er den repræsentative impedans af tekstilelektroder rapporteret i figur 2C, hvor impedansmodulet er rapporteret i Bode-plottet. Tekstilelektroder udviser lidt højere, men sammenlignelige impedanser end Ag / AgCl-elektroder, guldstandarden inden for elektrofysiologi. Impedansmodulets form (figur 2C) indikerer en lidt højere resistiv adfærd i tilfælde af tekstilelektroderne, mens standard Ag / AgCl viser typisk resistiv-kapacitiv adfærd24. Alle tre typer elektroder, tatovering, tekstil og tyndfolier, er blevet undersøgt via EIS, hvilket gør det muligt at karakterisere deres grænseflade med huden25.

Ved at placere elektroderne på huden i forskellige kropsområder, som vist i figur 3, har vi adgang til flere biosignaler (f.eks. EEG, EKG, EMG og EDA). Biosignaloptagelser kan let opnås ved at forbinde elektroderne til passende bærbar eller laboratorieskala instrumentering. Figur 3A viser EEG-sporing - den elektriske aktivitetsregistrering af populationer af aktive neuroner. En af de grundlæggende grupper af hjernebølger er alfabølgerne (8-13 Hz). Alfabølgerne afspejler hjernens tilstand under afslapning og kan fremkaldes ved at bede forsøgspersonen om at lukke øjnene26. Den grå lodrette stiplede linje (figur 3A) markerer det øjeblik i optagelsen, hvor den frivillige blev bedt om at åbne øjnene. I EKG-sporingen i figur 3B er polariseringen og depolariseringen af hjertets atrier og ventrikler repræsenteret af det karakteristiske mønster bestående af P-bølgen, QRS-komplekset og en T-bølge27. I figur 3B er QRS-komplekset identificerbart, og R-toppe viser den højeste amplitude og bruges til at beregne pulsen ved at overveje tiden mellem to på hinanden følgende.

Figur 3C viser EMG-sporingen, mens den frivillige gradvist øgede kraften i deres armmuskler. Den intensiverede muskelaktivitet kvantificeres af den øgede amplitude af spændingstoppene. I en EMG-sporing afspejler pigge med amplitude fra et par mikrovolt til et par millivolt i frekvensområdet 10-1.000 Hz muskelfiberaktiviteten drevet af motorenhedens aktionspotentialer. Figur 3D viser EDA-sporingen, der typisk består af toniske og fasiske komponenter. Tonickomponenten afspejler hudens konduktansniveau og svarer til baggrundssignalet. Den fasiske komponent afspejler forsøgspersonens reaktion på en specifik stimulus og kan påvises ved en ændring i hudens konduktansværdi28. Denne sporing bruges til at evaluere menneskelige stressniveauer og kropshydrering.

Figure 1
Figur 1: PEDOT:PSS inkjetprintede elektroder. Elektroder trykt på (A) 100% bomuldsstof, (B) PET-folie og (C) midlertidigt tatoveringspapir. (D) Fotografi af inkjetprinteren under udskrivning af flere PEDOT:PSS-elektroder på tatoveringspapirunderlag. Forkortelser: PET = polyethylenterephthalat; PEDOT:PSS = poly(3,4-ethylendioxythiophen)-poly(styrenesulfonat). Klik her for at se en større version af denne figur.

Figure 2
Figur 2: EIS-målinger. (A) Skematisk oversigt over elektrodekonfigurationen til EIS-måling på kroppen arbejdselektroden placeres 3 cm fra tælleren Ag/AgCl-elektroden; referencen Ag/AgCl placeres på den frivilliges albue. B) Skema over opsætningen af tre elektroder til EIS-målinger på huden. Der påføres en strøm mellem tælleren og arbejdselektroder, og spændingen måles mellem reference- og sanselektrorerne. (C) Impedansmodul for Ag/AgCl og PEDOT:PSS-ioniske tekstilelektelektroder med flydende gel (henholdsvis blå og grønne kurver). Impedans blev målt med en tre-elektrode opsætning på armen. Dette tal er blevet ændret fra Bihar et al.21. Forkortelser: EIS = elektrokemisk impedansspektroskopi; CE = modelektrode; WE = arbejdselektrode; RE = referenceelektrode; S = sanselektrode; PEDOT: PSS = poly(3,4-ethylendioxythiophen)-poly(styrenesulfonat). Klik her for at se en større version af denne figur.

Figure 3
Figur 3: Elektrodekropspositionering skematisk med de respektive elektrofysiologiske registreringssporinger. (A) EEG-sporing. Den stiplede lodrette linje angiver overgangen fra en tilstand med alfabølger til en tilstand uden, hvilket falder sammen med, da den frivillige blev bedt om at åbne øjnene. B) SPORING AF EKG. De øverste pigge repræsenterer de R-toppe, der tilhører QRS-komplekset. C) EMG-sporing. Muskelaktiviteten er repræsenteret af et spændingssignal, hvis amplitude stiger med den stigende aktivitet af musklen fremkaldt af den frivillige. D) EDA-sporing. I løbet af de første 2 s repræsenterer signalet den toniske komponent, mens den følgende amplitudeforøgelse indikerer den fasiske komponent, som afspejler den frivilliges reaktion på en stimulus. Alle optagelserne blev udført med Ag/AgCl elektroder på en rask frivillig. Forkortelser: EEG = elektroencefalografi; EKG = elektrokardiografi; EMG = elektromyografi; EDA = elektrodermal aktivitet. Klik her for at se en større version af denne figur.

Supplerende figur S1: Tatoveringspapir lagdelt strukturskema. Et bagpapirark understøtter den releasable nanofilm fremstillet med en polyurethan og andre polymerer blanding. To vandopløselige polyvinylalkohollag (PVA) dækker begge sider af filmen. Klik her for at downloade denne fil.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Dette papir beskriver en nem og skalerbar proces til fremstilling af bærbare elektroder og demonstrerer en metode til registrering af elektrofysiologiske biosignaler. Det bruger tre eksempler på bærbare underlag, såsom tatovering, tekstil og tynde film. Det introducerer, hvordan man bygger en sensor på disse underlag og karakteriserer dens ydeevne inden dens anvendelse. For at fremstille elektroderne her anvendte vi PEDOT:PSS, en ledende polymer, der skiller sig ud fra metalbaserede ledere på grund af sin omkostningseffektivitet, alsidige bearbejdelighed, biokompatibilitet, blødhed og bæredygtighed for dens kompatibilitet med grøn behandling29. PEDOT:PSS-mønster på hyldeunderlag blev opnået via en inkjetudskrivningsteknik, der muliggør præcis styring af blækaflejringen med designfrihed (figur 1).

Inkjetudskrivning er en ikke-kontaktteknik, der muliggør selektiv funktionalisering af fleksible og ukonventionelle substrater, der er kemisk og fysisk uforenelige med traditionelle fotolitografimikrofabrikationsprocesser. Sammenlignet med serigrafi, en anden teknik, der ofte bruges til elektrodefremstilling, kræver inkjet ikke masker, hvilket resulterer i lavere blækspild og enkel tilpasning30. Inkjet-teknologien styrer tykkelsen strengt ved hjælp af aflejring af flere lag (inkjet: <1 μm vs. skærm: >en par μm). Når man udskriver på tatoveringspapir (figur 1D), er et PEDOT:PSS-trykt lag (tykkelse på 240 nm ± 30 nm) tilstrækkeligt til at få en homogen ledende film (figur 1C) med en submikrometertykkelse, der naturligt klæber til huden efter dens rugositet31. Men når man udskriver på stoffer, falder blækket over de porøse 3D-strukturer, der er skabt af strikkede eller vinkede garner (figur 1A). Flere lag er nødvendige for at få elektrisk forbindelse mellem de belagte fibre og funktionalisere tekstilmaterialet på en kontrolleret og tilpasset måde32.

Ved udskrivning på nye og atypiske substrater er det afgørende at finde det optimale antal trykte lag i betragtning af afvejningen mellem fremstillingsprocessens ydeevne og hastighed. Ved fremstilling af tekstilelektrode skal der lægges vægt på at holde substratet fladt under trykningen (se protokol punkt 1.3.). Derfor bør udskrivningsstrategien overveje at optimere udskrivningslayoutet i flerlagsaflejring og en mulighed for justering i aflejring af på hinanden følgende materialer.

Det er dog vigtigt at påpege nogle begrænsninger af disse elektroder og deres fremstilling. Tekstilelektroder kan have brug for yderligere udskrivningstrin af en gelelektrolyt. Det er blevet påvist, at det spiller en central rolle med hensyn til at mindske kontaktimpedansen mellem hud og elektrode og dermed levere biosignaloptagelser af høj kvalitet33 Desuden er vaskbarheden af bærbare tekstilsensorer et kritisk aspekt, når man forestiller sig fuld integration i tøj. Tekstilsubstratets og det ledende polymerblæks fysisk-kemiske egenskaber påvirker den endelige enheds overensstemmelse med vaskecyklusser. Derfor bør man udtømmende undersøge ovennævnte aspekt for fuldt ud at vurdere deres langsigtede præstationer.

Ved fremstilling af tatoveringssensorer er et delikat trin at finde den bedste elektriske sammenkobling mellem tatoveringssensoren og anskaffelsessystemet (se protokol afsnit 1.3.). Faktisk har tatoveringsteknologi fået interesse på grund af det tynde filmformat, der gør tatoveringselektroder umærkelige. Derfor kræver deres manipulation særlig omhu, når der påføres mekanisk belastning, især på sammenkoblingsdelen. Det er også vigtigt at huske overførselsmekanismen for tatoveringer på huden, der kræver befugtning af støttepapiret med vand. Selvom denne metode er ligetil, vil enhver pludselig kontakt mellem vand og den allerede overførte tatoveringssensor delaminere sidstnævnte. Mens overensstemmelsen af ultratynde tatoveringer er en vigtig fordel for bærbar teknologi, indsnævrer sårbarheden over for vand og gnidning af mekaniske belastninger tatoveringssensorens driftsperiode til et par dage.

Når en ny type elektrode introduceres, hjælper EIS med at give den primære vurdering af elektrodens ydeevne sammenlignet med benchmarket (Ag/AgCl-elektroderne), inden man går videre med en applikation. Protokolafsnit 2 beskrev EIS-målingerne af de fremstillede elektroder, når de placeres direkte på menneskekroppen for at få indsigt i, hvordan de er elektrisk koblet med huden. Konfigurationen med tre elektroder (figur 2A,B) evaluerer signaloverførselsevnen gennem hud-elektrode-grænsefladen. Den nye elektrode, der skal undersøges, er den, der er forbundet med WE og S i EIS. De to andre elektroder bruges som CE og RE. EIS udføres i en potentiostatisk tilstand, hvor en lille (0,1 V) sinusformet strøm (0,1-100 Hz) påføres mellem CE og WE, mens den potentielle variation måles på tværs af RE-S-parret. Impedansen beregnes derefter ved hver frekvens. Den målte impedans består af to bidrag: hudimpedansen og hudelektrodekontaktimpedansen.

En elektrodes kapacitive og resistive opførsel er defineret ud fra EIS-plottene (figur 2C). Ved at udvikle ækvivalente kredsløb, der passer til de eksperimentelle data, er det muligt at forstå, hvordan en elektrode transducerer biosignaler, og hvilken slags grænseflade den etablerer med huden34. Mens tatoveringselektroder er tørre og klæber til huden, adskiller deres impedanser sig lidt fra de standard gelerede Ag / AgCl-elektroder. Tilstedeværelsen af en gelgrænseflade mellem huden og elektroden fremmer signaltransduktion og sænker kontaktimpedansen.

Mekanisk styrke er et andet centralt kendetegn ved wearables. Tekstil PEDOT:PSS elektroder har vist sig at modstå strækspænding33. Kombineret med trykte ioniske flydende geler giver de stabil elektrisk kontakt med huden og mekanisk robusthed under bærbare forhold. Strækbarheden, blødheden og den strukturelle porøsitet, som giver evnen til at passere sved på grund af kontakt med menneskekroppen, driver denne type elektrode til at være den mest egnede teknologi til bærbar elektronik. Endnu en gang er sammenkoblingen med elektroniske systemer fortsat delikat. Derfor kan disse systemer deponeres direkte i stoffet.

Den ultimative validering af kutane sensorer kan kun udføres på forsøgspersoner. Kutane sensorer er betinget af hudens variabilitet mellem forsøgspersoner og forskellige dynamiske faktorer og miljøforhold, som direkte påvirker deres ydeevne. Her har vi demonstreret, hvordan man opnår meningsfulde EEG-, EKG-, EMG- og EDA-sporinger gennem en fuldt bærbar platform. Elektrodeplacering spiller en vigtig rolle i at få pålidelige og nøjagtige oplysninger under overvågningen. Analysen af optagelserne vist i figur 3 kan bekræfte elektrodens evne til elektrofysiologiske optagelser og opnå værdifulde kropsovervågningsresultater. Optageevnen varierer fra ekstremt svag neural aktivitet (figur 3A) til muskelkontraktioner med høj effekt (figur 3C).

I figur 3B og figur 3D viser hjerteaktiviteten og de elektrodermale reaktioner opløsningen og følsomheden af de fremstillede elektroder. Biosignaloptagelse giver nyttige data om brugerens kropssundhed, ydeevne under specifikke forhold og reaktion på specifikke interne eller eksterne stimuli, hvilket udvider deres anvendelse til en række biomedicinske undersøgelser. Der findes flere bærbare elektronikfrontender til at erhverve biosignaler som EKG, EMG, EEG og EDA. Eksempler er de bærbare elektrofysiologiforstærkerchips RHD2216 fra Intan Technologies, Shimmer wearable, DueLite-enheden fra OT Bioelettronica, den trådløse PLUX-enhed i den avancerede version (kaldet Biosignal PLUX) eller DIT-versionen (kaldet BITalino).

Afslutningsvis kan flere sensorer fremstilles med de præsenterede protokoller til en række sundhedsovervågningsapplikationer. For eksempel er tatoveringsbaserede PEDOT: PSS multielektrode arrays (MEA'er) med succes blevet anvendt til ansigts-EMG, da de ikke forringer naturlige ansigtsbevægelser og tillader biosignaloptagelse fri for ændring25,35. Tynde og strækbare elektroder er imidlertid blevet fremstillet ved inkjetudskrivning PEDOT:PSS på billigt, strækbart strømpebukser substrat, hvilket giver EKG-optagelser af høj kvalitet, både under hvile- og bevægelsesforhold, med minimalt ubehag for brugeren33. Med denne protokol opnåede vi bløde, konforme og behagelige hudsensorer gennem mønsteret af ledende blæk på hyldeunderlag. Inkjetudskrivning er en billig og skalerbar teknik, der skiller sig ud fra traditionelle mikroelektroniske fremstillingsprocesser. Den foreslåede metode beskriver, hvordan man erhverver elektrofysiologiske signaler, som varierer fra svag neural aktivitet til muskelkontraktioner med høj effekt. Disse signaler gør det muligt at få indsigt i brugerens krops fysiologiske status. Samlet set præsenterer vi de første skridt til gennemførligheden af sømløse bærbare elektroniske enheder til en række biomedicinske applikationer, der strækker sig fra fitness til sundhedsovervågning.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen interessekonflikter at oplyse.

Acknowledgments

Dette arbejde blev støttet af det franske nationale forskningsagentur gennem ANR JCJC OrgTex-projektet (ANR-17-CE19-0010). Det har også modtaget finansiering fra EU's Horizon 2020 forsknings- og innovationsprogram under Marie Sklodowska-Curie-tilskudsaftalen nr. 813863. E.I. vil gerne takke CMP's renrumspersonale på Centre Microelectronics i Provence for deres tekniske support under udviklingen af projektet.

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

DOWNLOAD MATERIALS LIST

References

  1. Kim, J., et al. Noninvasive alcohol monitoring using a wearable tattoo-based iontophoretic-biosensing system. ACS Sensors. 1 (8), 1011-1019 (2016).
  2. 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).
  3. Kim, D. H., et al. Epidermal electronics. Science. 333 (6044), 838-843 (2011).
  4. Takamatsu, S., et al. Direct patterning of organic conductors on knitted textiles for long-term electrocardiography. Scientific Reports. 5, 1-7 (2015).
  5. Windmiller, J. R., et al. Electrochemical sensing based on printable temporary transfer tattoos. Chemical Communications. 48 (54), 6794-6796 (2012).
  6. 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).
  7. 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).
  8. 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).
  9. Wang, Y., et al. Electrically compensated, tattoo-like electrodes for epidermal electrophysiology at scale. Science Advances. 6 (43), (2020).
  10. Fan, W., et al. Machine-knitted washable sensor array textile for precise epidermal physiological signal monitoring. Science Advances. 6 (11), (2020).
  11. 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).
  12. Magliulo, M., et al. Printable and flexible electronics: From TFTs to bioelectronic devices. Journal of Materials Chemistry C. 3 (48), 12347-12363 (2015).
  13. 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).
  14. Kaltenbrunner, M., et al. An ultra-lightweight design for imperceptible plastic electronics. Nature. 499 (7459), 458-463 (2013).
  15. Kim, D. H., et al. Optimized structural designs for stretchable silicon integrated circuits. Small. 5 (24), 2841-2847 (2009).
  16. 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).
  17. Martin, D. C., Malliaras, G. G. Interfacing electronic and ionic charge transport in bioelectronics. ChemElectroChem. 3 (5), 686-688 (2016).
  18. Inzelberg, L., Hanein, Y. Electrophysiology meets printed electronics: The beginning of a beautiful friendship. Frontiers in Neuroscience. 12, 992 (2019).
  19. Kim, J., Campbell, A. S., de Ávila, B. E. F., Wang, J. Wearable biosensors for healthcare monitoring. Nature Biotechnology. 37 (4), 389-406 (2019).
  20. 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).
  21. Bihar, E., et al. Fully printed all-polymer tattoo/textile electronics for electromyography. Flexible and Printed Electronics. 3 (3), 034004 (2018).
  22. Seekaew, Y., et al. Low-cost and flexible printed graphene-PEDOT:PSS gas sensor for ammonia detection. Organic Electronics. 15 (11), 2971-2981 (2014).
  23. 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).
  24. Searle, A., Kirkup, L. A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes. Physiological Measurement. 21 (2), 271-283 (2000).
  25. Ferrari, L. M., et al. Ultraconformable temporary tattoo electrodes for electrophysiology. Advanced Science. 5 (3), 1700771 (2018).
  26. Teplan, M. Fundamental of EEG measurement. Measurement Science Review. 2 (2), 1-11 (2002).
  27. 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).
  28. 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).
  29. 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).
  30. Bonnassieux, Y., et al. The 2021 flexible and printed electronics roadmap. Flexible and Printed Electronics. 6, 023001 (2022).
  31. Nawrocki, R. A. Super- and ultrathin organic field-effect transistors: from flexibility to super- and ultraflexibility. Advanced Functional Materials. 29 (51), 1-12 (2019).
  32. 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).
  33. Bihar, E., et al. Fully printed electrodes on stretchable textiles for long-term electrophysiology. Advanced Materials Technologies. 2 (4), 1600251 (2017).
  34. 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).
  35. 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).

Tags

Bioengineering Udgave 185 Overfladeelektrofysiologi wearables inkjettryk PEDOT:PSS tatovering tekstil
Overensstemmende bærbare elektroder: Fra fabrikation til elektrofysiologisk vurdering
Play Video
PDF DOI DOWNLOAD MATERIALS LIST

Cite this Article

Galliani, M., Ferrari, L. M.,… More

Galliani, M., Ferrari, L. M., Ismailova, E. Conformable Wearable Electrodes: From Fabrication to Electrophysiological Assessment. J. Vis. Exp. (185), e63204, doi:10.3791/63204 (2022).

Less
Copy Citation Download Citation Reprints and Permissions
View Video

Get cutting-edge science videos from JoVE sent straight to your inbox every month.

Waiting X
Simple Hit Counter