Summary
Deux technologies récentes - tatouage et textiles - ont démontré des résultats prometteurs dans la détection cutanée. Nous présentons ici les méthodes de fabrication et d’évaluation des électrodes de tatouage et textiles pour la détection électrophysiologique cutanée. Ces interfaces électroniques en polymères conducteurs surpassent les normes existantes en termes de confort et de sensibilité.
Abstract
Les appareils électroniques portables deviennent des acteurs clés dans la surveillance des signaux corporels principalement altérés lors du suivi de l’activité physique. Compte tenu de l’intérêt croissant pour la télémédecine et les soins personnalisés provoqué par l’essor de l’ère de l’Internet des objets, les capteurs portables ont élargi leur champ d’application aux soins de santé. Pour assurer la collecte de données cliniquement pertinentes, ces dispositifs doivent établir des interfaces conformes avec le corps humain afin de fournir des enregistrements de haute qualité de signal et un fonctionnement à long terme. À cette fin, cet article présente une méthode permettant de fabriquer facilement des capteurs à base de tatouage mince et de textile souple conformables pour leur application en tant que dispositifs électroniques organiques portables dans un large éventail d’enregistrements électrophysiologiques de surface.
Les capteurs sont développés grâce à un processus rentable et évolutif de modelage d’électrodes cutanées utilisant le poly(3,4-éthylènedioxythiophène)-poly(styrènesulfonate) (PEDOT:PSS), le polymère conducteur le plus populaire en bioélectronique, sur des substrats portables prêts à l’emploi. Cet article présente les étapes clés de la caractérisation des électrodes par spectroscopie d’impédance pour étudier leur performance dans la transduction du signal lorsqu’elle est couplée à la peau. Des études comparatives sont nécessaires pour positionner les performances de nouveaux capteurs par rapport à l’étalon-or clinique. Pour valider les performances des capteurs fabriqués, ce protocole montre comment effectuer divers enregistrements de biosignaux à partir de différentes configurations grâce à une configuration électronique conviviale et portable dans un environnement de laboratoire. Ce document sur les méthodes permettra à de multiples initiatives expérimentales de faire progresser l’état actuel de la technique en matière de capteurs portables pour la surveillance de la santé du corps humain.
Introduction
L’enregistrement biopotentiel non invasif est effectué à l’aide d’électrodes de contact avec la peau, fournissant une grande quantité de données sur l’état physiologique du corps humain en matière de conditionnement physique et de soins de santé1. De nouveaux types de dispositifs de biosurveillance portables ont été développés à partir des dernières avancées technologiques en électronique grâce à la réduction d’échelle des composants de contrôle et de communication intégrés aux dimensions portables. Les appareils de surveillance intelligents envahissent le marché quotidiennement, offrant de multiples capacités de surveillance dans le but ultime de fournir un contenu physiologique suffisant pour permettre le diagnostic médical2. Par conséquent, des interfaces sûres, fiables et robustes avec le corps humain présentent des défis critiques dans le développement de technologies portables légitimes pour les soins de santé. Les électrodes de tatouage et de textile sont récemment apparues comme des interfaces fiables et stables perçues comme des dispositifs innovants et confortables pour la biodétection portable 3,4,5.
Les capteurs de tatouage sont des interfaces sèches et minces qui, en raison de leur faible épaisseur (~ 1 μm), assurent un contact cutané sans adhésif et conformable. Ils sont basés sur un kit de papier de tatouage disponible dans le commerce composé d’une structure en couches, ce qui permet la libération d’une couche polymère ultramince sur la peau6. La structure en couches permet également une manipulation facile de la couche polymère mince pendant le processus de fabrication du capteur et son transfert à la peau. L’électrode finale est entièrement conformable et presque imperceptible pour le porteur. Les capteurs textiles sont des dispositifs électroniques obtenus à partir de la fonctionnalisation du tissu avec des matériaux électroactifs7. Ils sont principalement intégrés ou simplement cousus dans des vêtements pour assurer le confort de l’utilisateur en raison de leur douceur, de leur respirabilité et de leur affinité évidente avec les vêtements. Depuis près d’une décennie, les électrodes textiles et de tatouage sont évaluées dans des enregistrements électrophysiologiques de surface 3,8,9, montrant de bons résultats à la fois dans les enregistrements de portabilité et de qualité du signal et signalant un rapport signal/bruit (SNR) élevé dans les évaluations à court et à long terme. Ils sont également conçus comme une plate-forme potentielle pour l’analyse biochimique de la sueur portable 1,10.
L’intérêt croissant pour les technologies de tatouage, de textile et, en général, de couche mince flexible (par exemple, celles faites de feuilles de plastique telles que le parylène ou différents élastomères) est principalement favorisé par la compatibilité avec des méthodes de fabrication peu coûteuses et évolutives. La sérigraphie, l’impression à jet d’encre, le motif direct, le revêtement par immersion et le transfert de timbres ont été adoptés avec succès pour produire ce type d’interfaces électroniques11. Parmi celles-ci, l’impression jet d’encre est la technique de prototypage numérique et rapide la plus avancée. Il est principalement appliqué au modelage d’encres conductrices de manière additive sans contact dans des conditions ambiantes et sur une grande variété de substrats12. Bien que plusieurs capteurs portables aient été fabriqués à l’aide d’encre de métal noble13, les films métalliques sont fragiles et se fissurent lorsqu’ils sont soumis à des contraintes mécaniques. Différents groupes de recherche ont adopté différentes stratégies pour doter les métaux de la propriété de compatibilité mécanique avec la peau. Ces stratégies comprennent la réduction de l’épaisseur du film et l’utilisation de motifs serpentins ou de substrats ridés et préétrés 14,15,16. Les matériaux conducteurs souples et intrinsèquement flexibles, tels que les polymères conducteurs, ont trouvé leur application dans les dispositifs bioélectroniques flexibles. Leur flexibilité polymère est combinée à la conductivité électrique et ionique. PEDOT:PSS est le polymère conducteur le plus utilisé en bioélectronique. Il se caractérise par sa douceur, sa biocompatibilité, sa durabilité et sa capacité d’impression17, ce qui le rend compatible avec la production généralisée de dispositifs biomédicaux.
Les dispositifs, tels que les électrodes planes connectées à un système d’acquisition, permettent l’enregistrement de biopotentiels dans la surveillance de la santé. Les biopotentiels du corps humain sont des signaux électriques générés par des cellules électrogènes qui se propagent à travers le corps jusqu’à la surface de la peau. Selon l’endroit où les électrodes sont placées, il est possible d’acquérir des données relatives à l’activité électrique du cerveau (EEG), des muscles (EMG), du cœur (ECG) et de la conductivité cutanée (par exemple, bioimpédance ou activité électrodermique, EDA). La qualité des données est ensuite évaluée pour évaluer la facilité d’utilisation des électrodes dans les applications cliniques. Un SNR élevé définit leur performance18, qui est généralement comparée aux enregistrements d’électrodes Ag/AgCl de pointe. Bien que les électrodes Ag/AgCl aient également un SNR élevé, elles manquent d’opérationnalité à long terme et de portabilité conformable. Des enregistrements de biosignaux de haute qualité fournissent des informations sur l’état de santé humaine lié à la fonction d’un organe particulier. Ainsi, ces avantages d’interfaces de tatouage ou de textile confortables indiquent leur promesse pour des applications à long terme qui peuvent permettre une surveillance de la santé mobile réelle et ouvrir la voie au développement de la télémédecine19.
Cet article explique comment fabriquer et évaluer les électrodes de tatouage et de textile dans la biosurveillance de la santé. Après sa fabrication, une nouvelle électrode doit être caractérisée. En règle générale, la spectroscopie d’impédance électrochimique (EIS) est adoptée pour étudier la performance électrique de l’électrode par rapport à une interface cible (par exemple, la peau) en termes de fonction de transfert. L’EIE est utilisé pour comparer les caractéristiques d’impédance de plusieurs électrodes et effectuer des essais dans différentes conditions (p. ex., faire varier la conception de l’électrode ou étudier les réponses à long terme). Cet article montre l’enregistrement des biosignaux de surface grâce à une configuration facile et présente une méthode conviviale pour enregistrer différents types de biosignaux applicables à toute nouvelle électrode fabriquée qui doit être validée pour les enregistrements biopotentiels cutanés.
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Protocol
REMARQUE : Les expériences impliquant des sujets humains n’impliquaient pas la collecte de renseignements privés identifiables liés à l’état de santé de la personne et ne sont utilisées ici qu’à des fins de démonstration technologique. Les données ont été calculées en moyenne sur trois sujets différents. Les enregistrements électrophysiologiques ont été extraits de données précédemment publiées 6,21.
1. Fabrication d’électrodes PEDOT:PSS imprimées à jet d’encre
REMARQUE: Le protocole suivant a été utilisé pour fabriquer des électrodes pour l’électrophysiologie sur des substrats commerciaux et flexibles - papier de tatouage6 et textile21. La même approche a été largement adoptée pour fabriquer des électrodes sur des substrats flexibles tels que des feuilles de plastique minces22. Dans tous les cas, une imprimante à jet d’encre a été utilisée pour le modelage de PEDOT:PSS (voir la table des matériaux).
- Prétraitement du substrat d’électrode
- Coupez un morceau du substrat d’intérêt.
- Lorsque vous utilisez un substrat de tatouage, lavez-le à l’eau avant l’impression pour enlever la couche supérieure soluble dans l’eau du papier23.
REMARQUE: Le kit de papier de tatouage est également fourni avec une feuille de colle utilisée dans ce travail, à la fois pour améliorer l’adhérence du tatouage et comme couche de passivation. Le papier de tatouage a une structure en couches (figure supplémentaire S1), y compris une feuille de papier de support, une couche de polyvinylalcool soluble dans l’eau (PVA), un film de polyuréthane libérable et une couche de PVA la plus haute. La feuille de colle a une structure en couches composée de papier silicone comme support, de colle acrylique à base d’eau et d’une doublure de libération supérieure.
- Lorsque vous utilisez un substrat de tatouage, lavez-le à l’eau avant l’impression pour enlever la couche supérieure soluble dans l’eau du papier23.
- Pour fabriquer des capteurs portables, commencez à couper le substrat d’intérêt. Placez le substrat sur la plaque de l’imprimante, en scotchant sa bordure pour la garder à plat.
- Coupez un morceau du substrat d’intérêt.
- Impression d’encre PEDOT:PSS
- Préparez le dessin à imprimer, tel qu’un cercle (12 mm de diamètre) avec un tampon rectangulaire en bas (3 mm x 7 mm), ce dernier à utiliser pour l’interconnexion.
- Remplissez les cartouches d’imprimante (10 pl) avec l’encre commerciale PEDOT:PSS après l’avoir filtrée. Il s’agit d’une dispersion aqueuse du polymère conducteur.
- Imprimez le dessin sur le substrat.
- Lorsque vous utilisez du papier de tatouage et du textile, qui ont respectivement une énergie de surface modérée à élevée et des propriétés absorbantes, imprimez avec un espacement des gouttes d’environ 20 μm.
- Imprimez plusieurs couches PEDOT:PSS, soit consécutivement, soit en appliquant un processus de séchage (110 °C pendant 15 min) entre les couches pour créer un motif conducteur homogène et continu.
REMARQUE: Ceci est particulièrement nécessaire dans le cas des électrodes textiles, où la structure 3D des textiles nécessite plus de contenu d’encre pour créer un chemin conducteur continu dans le tissu.
- Sécher l’électrode à 110 °C pendant 15 min au four pour compléter l’évaporation du solvant.
REMARQUE : Les électrodes obtenues sur du papier textile, PET et tatoueur (Figure 1A-C) en imprimant plusieurs appareils en une seule fois (Figure 1D) peuvent maintenant être stockées dans un environnement fermé, propre et sec avant de passer aux étapes suivantes.
- Fabrication de connecteurs externes
- Électrodes de tatouage
- Couper un morceau rectangulaire de substrat en polyéthylène naphtalate (PEN) (8 mm x 12 mm, 1,3 mm d’épaisseur).
- Imprimez un dessin rectangulaire (3 mm x 12 mm) avec trois couches PEDOT:PSS sur le dessus du substrat.
- Sécher l’échantillon imprimé au four à 110 °C pendant 15 min.
- Laminez l’interconnexion PEN sur l’électrode de tatouage, avec les parties rectangulaires PEDOT:PSS se faisant face.
- Coupez un trou (diamètre 11,3 mm) dans la feuille de colle de papier à tatouer. Alignez ce trou de la feuille de colle avec la partie de détection circulaire de l’électrode pedot:PSS de tatouage. Ajoutez un morceau de ruban de polyimide (voir la table des matériaux) à l’extrémité libre de l’interconnexion PEN.
- Électrodes en textile et en feuille de plastique
- Fixez un morceau de ruban conducteur (p. ex. ruban de cuivre) autour de la connexion rectangulaire imprimée pour obtenir une interconnexion robuste et stable.
- Branchez un connecteur à broche pogo dans la bande de cuivre et connectez la broche pogo au système d’enregistrement.
- Électrodes de tatouage
- Transfert d’électrode de tatouage
- Retirez la doublure de colle. Placez le tatouage sur la partie souhaitée de la peau.
- Mouillez le papier de support arrière, en gardant le tatouage en position. Une fois que le papier de support arrière est trempé, faites-le glisser pour le retirer, en ne laissant que l’électrode faite du film ultramince transférable sur la peau.
- Branchez le contact PEN plat dans l’unité d’acquisition externe. Voir la section 1.3.
- Positionnement des électrodes textiles
- Placez l’électrode sur la peau. À l’aide d’un bracelet de sport en tissu ou d’un ruban médical, maintenez l’électrode en contact stable avec la peau pour assurer des enregistrements de signaux de haute qualité pendant le mouvement.
- Effectuer l’enregistrement électrophysiologique de surface souhaité. Lavez les électrodes de tatouage après les enregistrements en les frottant avec une éponge humide.
2. Caractérisation des électrodes par spectroscopie d’impédance électrochimique
- Mesure sur le corps
- Assurez-vous que le bénévole est confortablement assis avec un bras placé sur une table au repos.
REMARQUE: Aucun nettoyage ou frottement de la peau n’est nécessaire.
- Assurez-vous que le bénévole est confortablement assis avec un bras placé sur une table au repos.
- Placement des électrodes
- Placez une électrode sur la peau et connectez-la à l’électrode de détection d’électrode de travail (WE-S) de l’EIS.
- Placez une autre électrode à 3 cm de la première et connectez-la à la contre-électrode (CE) de l’EIS.
- Placez la troisième électrode sur le coude et connectez-la à l’électrode de référence (RE) de l’EIS. Voir la Figure 2A pour la configuration des trois électrodes.
REMARQUE: Les électrodes connectées au CE et au RE de l’EIS peuvent être à la fois des électrodes Ag / AgCl ou en PEDOT: PSS, comme c’est le cas pour le WE dans cette étude.
- Démarrez l’enregistrement sur le potentiostat EIS. Appliquez un courant entre le compteur et les électrodes de travail. Mesurez la variation potentielle entre le couple de référence et de détection.
REMARQUE: La connexion de l’électrode de tatouage et de textile avec le système d’acquisition peut être effectuée avec un clip pour former une connexion électrique stable avec les câbles potentiostat. L’impédance de sortie calculée à chaque fréquence se compose de deux contributions : l’impédance cutanée et l’impédance de contact peau-électrode.
3. Enregistrements électrophysiologiques de surface
REMARQUE: La section suivante décrit le placement de l’électrode pour chaque biosignal d’intérêt. Une fois que les électrodes sont correctement placées et bien attachées à la peau, elles peuvent être connectées au système d’acquisition portable pour démarrer les enregistrements. Le contenu vidéo de cet article montre un exemple de surveillance électrophysiologique à l’aide d’électrodes Ag/AgCl disponibles dans le commerce et d’une unité électronique portable.
- Pour l’ECG, adoptez une configuration portable avec deux ou trois électrodes (dont une utilisée comme électrode de terre). Placez les électrodes dans plusieurs zones du corps (par exemple, poitrine, poignets, côtes) avec une distance interélectronde minimale de 6 cm pour obtenir un signal appréciable.
REMARQUE: Un emplacement classique implique le placement de deux électrodes sur les clavicules gauche et droite; dans ce cas, l’électrode de terre peut être placée sur la crête iliaque gauche. - Pour l’enregistrement de l’activité électrique musculaire (EMG), placez les électrodes le long du muscle d’intérêt (par exemple, sur le biceps ou le mollet). Placez l’électrode de terre sur un emplacement statique tel qu’un os adjacent.
- Pour l’enregistrement de l’activité électrique cérébrale (EEG), placez les électrodes à plusieurs endroits sur la tête.
REMARQUE: Les endroits confortables sont le front et autour des oreilles externes. Une électrode de référence peut être nécessaire, généralement derrière l’oreille sur l’os mastoïdien. - Pour les mesures d’activité électrodermique (EDA), placez deux électrodes sur la paume de la main gauche. Effectuez l’enregistrement lorsque le sujet est au repos ou fait de l’exercice physique.
REMARQUE: L’impédance cutanée peut être mesurée sur toute la surface du corps (par exemple, les côtes, sur le dos, sur la semelle du pied); une distance interélectrode suffisante de 6 cm assure une bonne surveillance.
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Representative Results
Cet article montre la fabrication d’électrodes confortables en contact avec la peau par impression à jet d’encre et une méthode pour les caractériser et effectuer des enregistrements électrophysiologiques. Nous avons signalé les étapes de fabrication de l’impression jet d’encre PEDOT:PSS directement sur différents substrats, tels que le tissu (Figure 1A), le PEN (Figure 1B) et le papier de tatouage (Figure 1C, D) pour référence. Les conceptions proposées à l’étape 1.2.1 du protocole. et l’étape 1.3.1.5. définir une zone de détection circulaire de 1 cm2 pour comparer les électrodes avec l’Ag/AgCl de pointe principalement adopté dans les cliniques.
Pour caractériser les performances des électrodes, leurs impédances ont été mesurées à l’aide de la configuration EIS à trois électrodes (Figure 2A, B). Cette méthode permet d’étudier l’impédance de la peau et des électrodes lors de la réalisation de mesures sur le corps avec des électrodes placées sur le bras. À titre d’exemple, l’impédance représentative des électrodes textiles est indiquée à la figure 2C, où le module d’impédance est indiqué dans le diagramme de Bode. Les électrodes textiles présentent des impédances légèrement plus élevées mais comparables que les électrodes Ag/AgCl, la référence en électrophysiologie. La forme du module d’impédance (Figure 2C) indique un comportement résistif légèrement plus élevé dans le cas des électrodes textiles, alors que l’Ag/AgCl standard montre un comportement résistif-capacitif typique24. Les trois types d’électrodes, tatouage, textile et feuilles minces, ont été étudiés via EIS, permettant la caractérisation de leur interface avec la peau25.
En plaçant les électrodes sur la peau dans différentes zones du corps, comme le montre la figure 3, nous avons accès à plusieurs biosignaux (par exemple, EEG, ECG, EMG et EDA). Les enregistrements biosignaux peuvent être facilement obtenus en connectant les électrodes à l’instrumentation portable ou à l’échelle du laboratoire appropriée. La figure 3A montre le traçage EEG - l’enregistrement de l’activité électrique des populations de neurones actifs. L’un des groupes de base des ondes cérébrales est les ondes alpha (8-13 Hz). Les ondes alpha reflètent l’état du cerveau sous relaxation et peuvent être induites en demandant au sujet de fermer les yeux26. La ligne pointillée verticale grise (figure 3A) marque le moment de l’enregistrement où le volontaire a été invité à ouvrir les yeux. Dans le traçage ECG de la figure 3B, la polarisation et la dépolarisation des oreillettes et des ventricules du cœur sont représentées par le motif caractéristique composé de l’onde P, du complexe QRS et d’une onde T27. Dans la figure 3B, le complexe QRS est identifiable, et les pics R montrent l’amplitude la plus élevée et sont utilisés pour calculer la fréquence cardiaque en considérant le temps entre deux pics consécutifs.
La figure 3C montre le tracé EMG tandis que le volontaire augmentait progressivement la force des muscles de son bras. L’activité musculaire intensifiée est quantifiée par l’amplitude accrue des pics de tension. Dans un traçage EMG, des pics d’amplitude de quelques microvolts à quelques millivolts, dans la gamme de fréquences de 10 à 1 000 Hz, reflètent l’activité des fibres musculaires entraînée par les potentiels d’action de l’unité motrice. La figure 3D montre le tracé EDA généralement composé de composants toniques et phasiques. Le composant tonique reflète le niveau de conductance de la peau et correspond au signal de fond. La composante phasique reflète la réponse du sujet à un stimulus spécifique et est détectable par un changement de la valeur de conductance cutanée28. Ce traçage est utilisé pour évaluer les niveaux de stress humain et l’hydratation du corps.
Figure 1 : électrodes imprimées à jet d’encre PEDOT:PSS. Électrodes imprimées sur (A) tissu 100% coton, (B) feuille PET et (C) papier de tatouage temporaire. (D) Photographie de l’imprimante à jet d’encre lors de l’impression de plusieurs électrodes PEDOT:PSS sur un substrat de papier de tatouage. Abréviations : PET = polyéthylène téréphtalate; PEDOT:PSS = poly(3,4-éthylènedioxythiophène)-poly(styrènesulfonate). Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure 2: Mesures DE L’EIS. (A) Schéma de la configuration de l’électrode pour la mesure de l’EIS sur le corps; l’électrode de travail est placée à 3 cm de distance de l’électrode De compteur Ag/AgCl; la référence Ag/AgCl est placée sur le coude du volontaire. (B) Schéma de la configuration à trois électrodes pour les mesures EIS sur la peau. Un courant est appliqué entre le compteur et les électrodes de travail, et la tension est mesurée entre les électrodes de référence et les électrodes de détection. (C) Module d’impédance des électrodes textiles Ag/AgCl et PEDOT:PSS-ionic liquid gel (courbes bleue et verte, respectivement). L’impédance a été mesurée avec une configuration à trois électrodes sur le bras. Ce chiffre a été modifié à partir de Bihar et al.21. Abréviations : EIS = spectroscopie d’impédance électrochimique; CE = contre-électrode; WE = électrode de travail; RE = électrode de référence; S = électrode de détection; PEDOT : PSS = poly(3,4-éthylènedioxythiophène)-poly(styrènesulfonate). Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure 3: Schéma de positionnement du corps de l’électrode avec les tracés d’enregistrement électrophysiologique respectifs. (A) Traçage EEG. La ligne verticale en pointillés indique la transition d’un état avec des ondes alpha à un état sans, ce qui coïncide avec le moment où le volontaire a été invité à ouvrir les yeux. (B) Traçage ECG. Les pointes supérieures représentent les pics R qui appartiennent au complexe QRS. (C) Traçage EMG. L’activité musculaire est représentée par un signal de tension dont l’amplitude augmente avec l’activité croissante du muscle évoquée par le volontaire. D) Traçage de l’AED. Au cours des 2 premières secondes, le signal représente la composante tonique, tandis que son augmentation d’amplitude suivante indique la composante phasique, qui reflète la réponse du volontaire à un stimulus. Tous les enregistrements ont été réalisés avec des électrodes Ag/AgCl sur un volontaire sain. Abréviations : EEG = électroencéphalographie; ECG = électrocardiographie; EMG = électromyographie; EDA = activité électrodermique. Veuillez cliquer ici pour voir une version agrandie de cette figure.
Figure supplémentaire S1: Schéma de structure en couches de papier de tatouage. Une feuille de papier de support supporte le nanofilm libérable fabriqué avec un mélange de polyuréthane et d’autres polymères. Deux couches de polyvinylalcool (PVA) solubles dans l’eau recouvrent les deux côtés du film. Veuillez cliquer ici pour télécharger ce fichier.
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Discussion
Cet article décrit un processus facile et évolutif pour fabriquer des électrodes portables et démontre une méthode d’enregistrement des biosignaux électrophysiologiques. Il utilise trois exemples de substrats portables, tels que le tatouage, le textile et les films minces. Il explique comment construire un capteur sur ces substrats et caractériser ses performances avant son application. Pour fabriquer les électrodes ici, nous avons utilisé PEDOT:PSS, un polymère conducteur qui se distingue des conducteurs à base de métal par sa rentabilité, sa facilité de traitement polyvalente, sa biocompatibilité, sa douceur et sa durabilité pour sa compatibilité avec le traitement vert29. PEDOT:PSS Patterning sur des substrats prêts à l’emploi a été réalisé grâce à une technique d’impression à jet d’encre qui permet un contrôle précis du dépôt d’encre avec une liberté de conception (Figure 1).
L’impression jet d’encre est une technique sans contact qui permet la fonctionnalisation sélective de substrats flexibles et non conventionnels qui sont chimiquement et physiquement incompatibles avec les procédés traditionnels de microfabrication par photolithographie. Par rapport à la sérigraphie, une autre technique souvent utilisée pour la fabrication d’électrodes, le jet d’encre ne nécessite pas de masques, ce qui réduit le gaspillage d’encre et simplifiela personnalisation 30. La technologie jet d’encre contrôle rigoureusement l’épaisseur par dépôt de plusieurs couches (jet d’encre : <1 μm vs écran : > quelques μm). En effet, lors de l’impression sur papier de tatouage (Figure 1D), une couche imprimée PEDOT:PSS (épaisseur de 240 nm ± 30 nm) suffit pour obtenir un film conducteur homogène (Figure 1C), avec une épaisseur inférieure au micromètre qui adhère naturellement à la peau suite à sa rugosité31. Cependant, lors de l’impression sur des tissus, l’encre tombe sur les structures poreuses 3D créées par des fils tricotés ou ondulés (Figure 1A). Plusieurs couches sont nécessaires pour obtenir une connexion électrique entre les fibres enduites, fonctionnalisant la matière textile de manière contrôlée et personnalisée32.
Lors de l’impression sur des substrats nouveaux et atypiques, il est essentiel de trouver le nombre optimal de couches imprimées, en tenant compte du compromis entre les performances et la vitesse du processus de fabrication. Pour la fabrication d’électrodes textiles, il faut veiller à maintenir le substrat à plat pendant l’impression (voir la section 1.3 du protocole). Par conséquent, la stratégie d’impression devrait envisager d’optimiser la mise en page d’impression en dépôt multicouche et une possibilité d’alignement dans le dépôt de matériaux consécutifs.
Cependant, il est important de souligner certaines limites de ces électrodes et de leur fabrication. Les électrodes textiles peuvent nécessiter des étapes d’impression supplémentaires d’un électrolyte en gel. Il a été démontré qu’il joue un rôle clé dans la diminution de l’impédance de contact peau-électrode, fournissant ainsi des enregistrements de biosignaux de haute qualité33 De plus, la lavabilité des capteurs portables textiles est un aspect critique lorsque l’on envisage une intégration complète dans les vêtements. Les propriétés physico-chimiques du substrat textile et de l’encre polymère conductrice affectent la conformité du dispositif final aux cycles de lavage. Par conséquent, il convient d’étudier de manière exhaustive l’aspect susmentionné pour évaluer pleinement leur performance à long terme.
Dans la fabrication du capteur de tatouage, une étape délicate consiste à trouver la meilleure interconnexion électrique entre le capteur de tatouage et le système d’acquisition (voir la section 1.3 du protocole). En effet, la technologie du tatouage a gagné en intérêt en raison du format de film mince qui rend les électrodes de tatouage imperceptibles. Par conséquent, leur manipulation nécessite une attention particulière lors de l’application d’une contrainte mécanique, en particulier à la partie interconnexion. Il est également important de se rappeler le mécanisme de transfert des tatouages sur la peau qui nécessite de mouiller le papier de support avec de l’eau. Bien que cette méthode soit simple, tout contact brusque entre l’eau et le capteur de tatouage déjà transféré délaminera ce dernier. Bien que la conformabilité des tatouages ultraminces soit un avantage clé pour la technologie portable, la vulnérabilité à l’eau et aux contraintes mécaniques de frottement réduit la période de fonctionnement du capteur de tatouage à quelques jours.
Lorsqu’un nouveau type d’électrode est introduit, EIS aide à fournir l’évaluation primaire de la performance de l’électrode par rapport à la référence (les électrodes Ag / AgCl) avant d’aller de l’avant avec une application. La section 2 du protocole décrivait les mesures EIS des électrodes fabriquées lorsqu’elles sont directement placées sur le corps humain pour obtenir des informations sur la façon dont elles sont couplées électriquement avec la peau. La configuration à trois électrodes (Figure 2A,B) évalue la capacité de transfert du signal via l’interface peau-électrode. La nouvelle électrode à étudier est celle connectée aux WE et S de l’EIS. Les deux autres électrodes sont utilisées comme CE et RE. L’EIS est réalisée en mode potentiostatique, où un petit courant sinusoïdal (0,1 V) (0,1-100 Hz) est appliqué entre le CE et le WE, tandis que la variation potentielle est mesurée à travers le couple RE-S. L’impédance est ensuite calculée à chaque fréquence. L’impédance mesurée se compose de deux contributions : l’impédance cutanée et l’impédance de contact peau-électrode.
Les comportements capacitifs et résistifs d’une électrode sont définis à partir des diagrammes EIS (Figure 2C). En développant des circuits équivalents pour s’adapter aux données expérimentales, il est possible de comprendre comment une électrode transduit les biosignaux et quel type d’interface elle établit avec la peau34. Bien que les électrodes de tatouage soient sèches et adhérentes à la peau, leurs impédances diffèrent légèrement des électrodes Ag/AgCl gélifiées standard. La présence d’une interface en gel entre la peau et l’électrode favorise la transduction du signal et abaisse l’impédance de contact.
La résistance mécanique est une autre caractéristique clé des wearables. Il a été démontré que les électrodes PEDOT:PSS textiles résistent à la contrainte d’étirement33. Combinés à des gels liquides ioniques imprimés, ils offrent un contact électrique stable avec la peau et une robustesse mécanique dans des conditions portables. L’extensibilité, la douceur et la porosité structurelle, qui confèrent la capacité de passer la transpiration due au contact avec le corps humain, font de ce type d’électrode la technologie la plus appropriée pour l’électronique portable. Une fois de plus, l’interconnexion avec les systèmes électroniques reste délicate. Par conséquent, ces systèmes peuvent être directement déposés dans le tissu.
La validation ultime des capteurs cutanés ne peut être effectuée que sur des sujets. Les capteurs cutanés sont conditionnés par la variabilité de la peau entre les sujets et divers facteurs dynamiques et conditions environnementales, qui affectent directement leurs performances. Ici, nous avons démontré comment obtenir des traçages EEG, ECG, EMG et EDA significatifs via une plate-forme entièrement portable. Le placement des électrodes joue un rôle important dans l’obtention d’informations fiables et précises pendant la surveillance. L’analyse des enregistrements illustrés à la figure 3 peut confirmer la capacité de l’électrode à effectuer des enregistrements électrophysiologiques et obtenir de précieux résultats en matière de surveillance du corps. La capacité d’enregistrement varie d’une activité neuronale extrêmement faible (Figure 3A) à des contractions musculaires de haute puissance (Figure 3C).
Dans les figures 3B et 3D, l’activité cardiaque et les réponses électrodermiques démontrent la résolution et la sensibilité des électrodes fabriquées. L’enregistrement biosignal fournit des données utiles sur la santé corporelle de l’utilisateur, ses performances dans des conditions spécifiques et sa réponse à des stimuli internes ou externes spécifiques, élargissant ainsi leur application à une variété d’études biomédicales. Plusieurs frontaux électroniques portables existent pour acquérir des biosignaux tels que ECG, EMG, EEG et EDA. Les exemples sont les puces d’amplification électrophysiologique portables RHD2216 d’Intan Technologies, le portable Shimmer, le dispositif DueLite d’OT Bioelettronica, le dispositif sans fil PLUX dans la version avancée (nommé Biosignal PLUX), ou la version DIT (nommée BITalino).
Pour conclure, plusieurs capteurs peuvent être fabriqués avec les protocoles présentés pour une variété d’applications de surveillance de la santé. Par exemple, les réseaux multiélectrodes PEDOT:PSS (MEA) basés sur le tatouage ont été utilisés avec succès pour l’EMG facial car ils n’altèrent pas les mouvements naturels du visage et permettent l’enregistrement de biosignaux sans altération25,35. Cependant, des électrodes minces et extensibles ont été fabriquées par impression jet d’encre PEDOT:PSS sur un substrat de collant extensible à faible coût, obtenant des enregistrements ECG de haute qualité, à la fois dans des conditions de repos et de mouvement, avec un minimum d’inconfort pour l’utilisateur33. Avec ce protocole, nous avons obtenu des capteurs de peau doux, conformables et confortables grâce au modelage d’encre conductrice sur des substrats prêts à l’emploi. L’impression jet d’encre est une technique peu coûteuse et évolutive qui se démarque des procédés de fabrication microélectroniques traditionnels. La méthode proposée décrit comment acquérir des signaux électrophysiologiques, qui varient d’une activité neuronale faible à des contractions musculaires de haute puissance. Ces signaux permettent d’obtenir des informations sur l’état physiologique du corps de l’utilisateur. Dans l’ensemble, nous présentons les premières étapes sur la faisabilité de dispositifs électroniques portables transparents pour une variété d’applications biomédicales, qui vont de la condition physique à la surveillance des soins de santé.
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Disclosures
Les auteurs n’ont aucun conflit d’intérêts à divulguer.
Acknowledgments
Ce travail a été soutenu par l’Agence nationale de recherche Français par le biais du projet ANR JCJC OrgTex (ANR-17-CE19-0010). Il a également reçu un financement du programme de recherche et d’innovation Horizon 2020 de l’Union européenne dans le cadre de la convention de subvention Marie Sklodowska-Curie n° 813863. E.I. tient à remercier le personnel de la salle blanche CMP du Centre Microelectronics en Provence pour son soutien technique lors du développement du projet.
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 |
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