Waiting
Login-Verarbeitung ...

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

Bioengineering

Konforme bærbare elektroder: Fra fabrikasjon 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 presenterer vi fabrikasjons- og evalueringsmetodene for tatoverings- og tekstilelektroder for kutan elektrofysiologisk sensing. Disse elektroniske grensesnittene laget av ledende polymerer overgår de eksisterende standardene når det gjelder komfort og følsomhet.

Abstract

Bærbare elektroniske enheter blir nøkkelspillere i å overvåke kroppssignalene som hovedsakelig endres under sporing av fysisk aktivitet. Tatt i betraktning den økende interessen for telemedisin og personlig pleie drevet av fremveksten av Tingenes Internett-æra, har bærbare sensorer utvidet sitt bruksområde til helsetjenester. For å sikre innsamling av klinisk relevante data, må disse enhetene etablere konforme grensesnitt med menneskekroppen for å gi opptak av høy signalkvalitet og langsiktig drift. For dette formål presenterer dette papiret en metode for enkelt å fremstille konforme tynne tatoverings- og myke tekstilbaserte sensorer for deres anvendelse som bærbare organiske elektroniske enheter i et bredt spekter av overflateelektrofysiologiske opptak.

Sensorene er utviklet gjennom en kostnadseffektiv og skalerbar prosess med kutan elektrodemønster ved hjelp av poly(3,4-etylendioksythiophene)-poly(styrenesulfonat) (PEDOT:PSS), den mest populære ledende polymeren i bioelektronikk, på off-the-shelf, bærbare substrater. Dette papiret presenterer viktige trinn i elektrodekarakterisering gjennom impedansspektroskopi for å undersøke ytelsen i signaltransduksjon når de kombineres med huden. Komparative studier er nødvendig for å posisjonere ytelsen til nye sensorer med hensyn til den kliniske gullstandarden. For å validere ytelsen til de fabrikkerte sensorene viser denne protokollen hvordan du utfører ulike biosignalopptak fra forskjellige konfigurasjoner gjennom et brukervennlig og bærbart elektronisk oppsett i et laboratoriemiljø. Dette metodepapiret vil tillate flere eksperimentelle initiativer å fremme dagens toppmoderne i bærbare sensorer for overvåking av kroppshelse.

Introduction

Ikke-invasiv biopotential registrering utføres gjennom hudkontaktelektroder, og gir en enorm mengde data om menneskekroppens fysiologiske status i kondisjon og helsetjenester1. Nye typer bærbare biomonitoreringsenheter er utviklet fra de nyeste teknologiske fremskrittene innen elektronikk gjennom nedskalering av integrert styring og kommunikasjon av komponenter til bærbare dimensjoner. Smarte overvåkingsenheter gjennomsyrer markedet daglig, og tilbyr flere overvåkingsfunksjoner med det endelige målet å gi tilstrekkelig fysiologisk innhold for å muliggjøre medisinsk diagnostikk2. Derfor byr sikre, pålitelige og robuste grensesnitt med menneskekroppen på kritiske utfordringer i utviklingen av legitime bærbare teknologier for helsetjenester. Tatovering og tekstilelektroder har nylig dukket opp som pålitelige og stabile grensesnitt oppfattet som innovative, komfortable enheter for bærbar biosensing 3,4,5.

Tatoveringssensorer er tørre og tynne grensesnitt som, på grunn av deres lave tykkelse (~ 1 μm), sikrer limfri, konform hudkontakt. De er basert på et kommersielt tilgjengelig tatoveringspapirsett sammensatt av en lagdelt struktur, noe som gjør det mulig å frigjøre et ultratynn polymerlag på huden6. Den lagdelte strukturen gir også enkel håndtering av det tynne polymere laget under sensorens fabrikasjonsprosess og overføring til huden. Den endelige elektroden er fullt konform og nesten umerkelig for brukeren. Tekstilsensorer er elektroniske enheter hentet fra stofffunksjonalisering med elektroaktive materialer7. De er hovedsakelig integrert eller bare sydd i klær for å sikre brukerens komfort på grunn av deres mykhet, pusteevne og tydelig affinitet med plagg. I nesten et tiår har tekstil- og tatoveringselektroder blitt vurdert i overflateelektrofysiologiske opptak 3,8,9, som viser gode resultater både i slitasje og signalkvalitetsopptak og rapportering av høyt signal-til-støy-forhold (SNR) i kortsiktige og langsiktige evalueringer. De er også oppfattet som en potensiell plattform for bærbar biokjemisk svetteanalyse 1,10.

Den økende interessen for tatovering, tekstil og generelt fleksible tynnfilmteknologier (f.eks. de som er laget av plastfolier som parylen eller forskjellige elastomerer) fremmes hovedsakelig av kompatibiliteten med rimelige og skalerbare fabrikasjonsmetoder. Silketrykk, blekkskriver, direkte mønster, dipbelegg og stempeloverføring er vellykket vedtatt for å produsere slike typer elektroniske grensesnitt11. Blant disse er blekkskrivering den mest avanserte digitale og raske prototypingsteknikken. Det brukes hovedsakelig på mønsteret av ledende blekk i en ikke-kontakt, additiv mote under omgivelsesforhold og på et stort utvalg av substrater12. Selv om flere bærbare sensorer har blitt fremstilt gjennom edelt metallblekkmønster13, er metallfilmer sprø og gjennomgår sprekker når de er mekanisk stresset. Ulike forskningsgrupper har tatt i bruk ulike strategier for å gi metaller en egenskap av mekanisk kompatibilitet med huden. Disse strategiene inkluderer å redusere filmtykkelsen og bruke serpentindesign eller rynkete og prestretched substrater 14,15,16. Myke og iboende fleksible ledende materialer, som ledende polymerer, fant sin anvendelse i fleksible bioelektroniske enheter. Deres polymere fleksibilitet kombineres med elektrisk og ionisk ledningsevne. PEDOT:PSS er den mest brukte ledende polymeren i bioelektronikk. Den er preget av mykhet, biokompatibilitet, bærekraft og utskriftsprosesserbarhet17, noe som gjør den kompatibel med den utbredte produksjonen av biomedisinske enheter.

Enheter, for eksempel plane elektroder koblet til et oppkjøpssystem, tillater opptak av biopotentialer i helseovervåking. Biopotentielle mennesker er elektriske signaler generert av elektrogene celler som forplanter seg gjennom kroppen opp til hudoverflaten. I henhold til hvor elektrodene er plassert, er det mulig å skaffe data relatert til hjernens elektriske aktivitet (EEG), muskler (EMG), hjerte (EKG) og hudledningsevne (f.eks. bioimpedans eller elektrodermal aktivitet, EDA). Kvaliteten på dataene vurderes deretter for å evaluere brukervennligheten til elektrodene i kliniske applikasjoner. En høy SNR definerer deres ytelse18, som vanligvis sammenlignes med toppmoderne Ag / AgCl elektrodeopptak. Selv om Ag/AgCl-elektrodene også har høy SNR, mangler de langsiktig driftsevne og konform slitestyrke. Biosignalopptak av høy kvalitet gir innsikt i menneskers helsestatus knyttet til et bestemt organs funksjon. Dermed indikerer disse fordelene med komfortable tatoverings- eller tekstilgrensesnitt deres løfte for langsiktige applikasjoner som kan muliggjøre mobil helseovervåking i det virkelige liv og bane vei for utviklingen av telemedisin19.

Dette papiret rapporterer hvordan man fremstiller og vurderer tatoverings- og tekstilelektroder i helsebiomonitorering. Etter fabrikasjonen må en ny elektrode karakteriseres. Vanligvis er elektrokjemisk impedansspektroskopi (EIS) vedtatt for å studere elektrodens elektriske ytelse med hensyn til et målgrensesnitt (f.eks. hud) når det gjelder overføringsfunksjonen. EIS brukes til å sammenligne impedansegenskapene til flere elektroder og utføre tester under forskjellige forhold (f.eks. variere elektrodedesignet eller studere langsiktige responser). Dette papiret viser opptak av overflatebiosignaler gjennom et enkelt oppsett og rapporterer en brukervennlig metode for å registrere forskjellige typer biosignaler som gjelder for enhver ny fabrikkert elektrode som må valideres for kutane biopotentielle opptak.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Protocol

MERK: Eksperimenter som involverer mennesker involverte ikke innsamling av identifiserbar privat informasjon relatert til den enkeltes helsestatus og brukes bare her til teknologisk demonstrasjon. Data ble i gjennomsnitt over tre ulike. De elektrofysiologiske opptakene ble hentet ut fra tidligere publiserte data 6,21.

1. Blekkskriver-trykt PEDOT:PSS elektrode fabrikasjon

MERK: Følgende protokoll er brukt til å fremstille elektroder for elektrofysiologi på kommersielle, fleksible substrater-tatoveringspapir6 og tekstil21. Den samme tilnærmingen er i stor grad vedtatt for å lage elektroder på fleksible underlag som tynne plastfolier22. I alle tilfeller ble en blekkskriver brukt til mønster av PEDOT:PSS (se materialtabellen).

  1. Elektrode substrat forbehandling
    1. Klipp et stykke av substratet av interesse.
      1. Når du bruker et tatoveringssubstrat, vask det med vann før du skriver ut for å fjerne det øverste, vannløselige laget fra papiret23.
        MERK: Tatoveringspapirsettet er også utstyrt med et limark som brukes i dette arbeidet, både for å forbedre tatoveringsadhesjonen og som et passivasjonslag. Tatoveringspapir har en lagdelt struktur (Tilleggsfigur S1), inkludert et støttepapirark, et vannløselig polyvinylalkohollag (PVA), en utleisbar polyuretanfilm og et topp PVA-lag. Limarket har en lagdelt struktur som består av silikonpapir som støtte, vannbasert akryllim og en topputløsningsforing.
    2. For å fremstille bærbare sensorer, begynn å kutte underlaget av interesse. Plasser substratet på skriverplaten, og teip kantlinjen for å holde den flat.
  2. Utskrift av PEDOT:PSS-blekk
    1. Forbered designet for å skrive ut, for eksempel en sirkel (12 mm diameter) med en rektangulær pute nederst (3 mm x 7 mm), sistnevnte som skal brukes til sammenkoblingen.
    2. Fyll skriverpatronene (10 pl) med det kommersielle PEDOT:PSS-blekket etter filtrering. Dette er en vandig dispersjon av den ledende polymeren.
    3. Skriv ut designet på substratet.
      1. Når du bruker tatoveringspapir og tekstil, som har moderat høy overflateenergi og absorberende egenskaper, skriver du ut med en slippavstand på ~ 20 μm.
      2. Skriv ut flere PEDOT:PSS-lag, enten etter hverandre eller ved å bruke en tørkeprosess (110 °C i 15 minutter) mellom lagene for å skape et homogent og kontinuerlig ledende mønster.
        MERK: Dette er spesielt nødvendig når det gjelder tekstilelektroder, der den 3D-lignende tekstilstrukturen krever mer blekkinnhold for å skape en kontinuerlig ledende bane i stoffet.
    4. Tørk elektroden ved 110 °C i 15 minutter i ovnen for å fullføre fordampning av løsningsvæske.
      MERK: Elektroder oppnådd på tekstil-, PET- og tatoveringspapir (figur 1A-C) ved å skrive ut flere enheter i ett løp (figur 1D) kan nå lagres i et lukket, rent og tørt miljø før du fortsetter med de neste trinnene.
  3. Ekstern koblingsproduksjon
    1. Tatovering elektroder
      1. Klipp et rektangulært stykke polyetylen naftaalat (PEN) substrat (8 mm x 12 mm, 1,3 mm tykkelse).
      2. Skriv ut en rektangulær design (3 mm x 12 mm) med tre PEDOT:PSS-lag oppå underlaget.
      3. Tørk den trykte prøven i ovnen ved 110 °C i 15 minutter.
      4. Laminer PEN-sammenkoblingen på tatoveringselektroden, med PEDOT:PSS rektangulære deler vendt mot hverandre.
      5. Klipp et hull (diameter 11,3 mm) i tatoveringspapirlimarket. Juster dette hullet på limplaten etter den sirkulære sensordelen av tatoveringen PEDOT:PSS elektrode. Legg til et stykke polyimidbånd (se materialtabellen) på den frie enden av PEN-sammenkoblingen.
    2. Tekstil- og plastfolieelektroder
      1. Fest et stykke ledende tape (f.eks. kobberbånd) rundt den rektangulære trykte tilkoblingen for å oppnå en robust og stabil sammenkobling.
      2. Koble en pogopinnekontakt til kobberbåndet og koble pogopinnen til opptakssystemet.
  4. Tatovering elektrode overføring
    1. Fjern limforingen. Plasser tatoveringen på ønsket del av huden.
    2. Fukt ryggstøttepapiret, og hold tatoveringen på plass. Når ryggstøttepapiret er gjennomvåt, skyver du det for å fjerne det, slik at bare elektroden er laget av den overførbare ultratynne filmen på huden.
    3. Koble den flate PEN-kontakten til den eksterne anskaffelsesenheten. Se pkt. 1.3.
  5. Plassering av tekstilelektrode
    1. Plasser elektroden på huden. Ved hjelp av et stoff sportsarmbånd eller medisinsk tape, hold elektroden i stabil kontakt med huden for å sikre signalopptak av høy kvalitet under bevegelse.
  6. Utfør ønsket overflateelektrofysiologisk opptak. Vask tatoveringselektrodene bort etter opptakene ved å gni dem med en våt svamp.

2. Elektrodekarakterisering ved hjelp av elektrokjemisk impedansspektroskopi

  1. Måling på kroppen
    1. Sørg for at den frivillige sitter komfortabelt med en arm plassert på et bord i ro.
      MERK: Ingen hudrengjøring eller skrubbing er nødvendig.
  2. Plassering av elektrode
    1. Plasser en elektrode på huden og koble den til eis fungerende elektrodesensor (WE-S).
    2. Plasser en annen elektrode 3 cm fra den første og koble den til motelektroden (CE) på EIS.
    3. Plasser den tredje elektroden på albuen og koble den til EIS' referanseelektrode (RE). Se figur 2A for oppsett av de tre elektrodene .
      MERK: Elektrodene som er koblet til CE og RE på EIS kan være både Ag/AgCl-elektroder eller laget av PEDOT:PSS, slik tilfellet er for WE i denne studien.
  3. Start innspillingen på EIS potentiostat. Påfør en strøm mellom telleren og arbeidselektrodene. Mål den potensielle variasjonen på tvers av referanse- og sensorparet.
    MERK: Tatoverings- og tekstilelektrodetilkoblingen til oppkjøpssystemet kan gjøres med en klips for å danne en stabil elektrisk forbindelse med potensiostatkablene. Utgangsimpedansen beregnet ved hver frekvens består av to bidrag: hudimpedans og hudelektrodekontaktimpedans.

3. Overflate elektrofysiologiske opptak

MERK: Følgende avsnitt beskriver elektrodeplasseringen for hvert biosignal av interesse. Når elektrodene er riktig plassert og godt festet til huden, kan de kobles til det bærbare oppkjøpssystemet for å starte opptakene. Videoinnholdet i denne artikkelen viser et eksempel på elektrofysiologisk overvåking ved hjelp av kommersielt tilgjengelige Ag / AgCl-elektroder og en bærbar elektronisk enhet.

  1. For EKG, ta i bruk en bærbar konfigurasjon med to eller tre (en som brukes som jord) elektroder. Plasser elektrodene i flere kroppsområder (f.eks. bryst, håndledd, ribber) med en minimum interelektrode avstand på 6 cm for å få et merkbart signal.
    MERK: Et klassisk sted innebærer plassering av to elektroder på venstre og høyre krageben; I dette tilfellet kan jordelektroden plasseres på venstre iliac crest.
  2. For muskelelektrisk aktivitetsregistrering (EMG) plasserer du elektrodene langs muskelen av interesse (f.eks. på biceps eller kalv). Plasser jordelektroden på et statisk sted, for eksempel et tilstøtende bein.
  3. For hjerneelektrisk aktivitetsregistrering (EEG) plasser elektrodene flere steder på hodet.
    MERK: Komfortable steder er pannen og rundt de ytre ørene. En referanseelektrode kan være nødvendig, vanligvis bak øret på mastoidbenet.
  4. For elektrodermale aktivitetsmålinger (EDA) plasser to elektroder på håndflaten på venstre hånd. Utfør opptaket når motivet er i ro eller gjør fysisk trening.
    MERK: Hudimpedans kan måles over hele kroppsoverflaten (f.eks. ribbeina, på baksiden, på fotsålen); en tilstrekkelig interelektrod avstand på 6 cm sikrer god overvåking.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Representative Results

Dette papiret viser fabrikasjonen av komfortable hudkontaktelektroder ved blekkskrivere og en metode for å karakterisere dem og utføre elektrofysiologiopptak. Vi rapporterte fabrikasjonstrinnene for PEDOT:PSS-blekkskriver direkte på forskjellige underlag, for eksempel stoff (figur 1A), PENN (figur 1B) og tatoveringspapir (figur 1C, D) som referanse. De foreslåtte designene i protokolltrinn 1.2.1. og trinn 1.3.1.5. definere et sirkulært sensorområde på 1 cm2 for å sammenligne elektroder med den toppmoderne Ag / AgCl som hovedsakelig er vedtatt i klinikker.

For å karakterisere elektrodenes ytelse ble deres impedanser målt gjennom tre-elektroden EIS-oppsett (figur 2A,B). Denne metoden gjør det mulig å studere hudelektrodeimpedans når du utfører målinger på kroppen med elektroder plassert på armen. Som et eksempel rapporteres den representative impedansen av tekstilelektroder i figur 2C, hvor impedansmodulus rapporteres i Bode-plottet. Tekstilelektroder har litt høyere, men sammenlignbare impedanser enn Ag/AgCl-elektroder, gullstandarden innen elektrofysiologi. Formen på impedansmodulus (figur 2C) indikerer en litt høyere resistiv oppførsel når det gjelder tekstilelektroder, mens standarden Ag / AgCl viser typisk resistiv-kapasitiv oppførsel24. Alle tre typer elektroder, tatovering, tekstil og tynnfolier har blitt studert via EIS, noe som muliggjør karakterisering av grensesnittet med huden25.

Ved å plassere elektrodene på huden i forskjellige kroppsområder, som vist i figur 3, har vi tilgang til flere biosignaler (f.eks. EEG, EKG, EMG og EDA). Biosignalopptak kan enkelt oppnås ved å koble elektrodene til passende bærbar eller lab-skala instrumentering. Figur 3A viser EEG-sporingen - den elektriske aktivitetsregistreringen av populasjoner av aktive nevroner. En av de grunnleggende gruppene av hjernebølger er alfabølgene (8-13 Hz). Alfabølgene reflekterer hjernens tilstand under avslapning og kan induseres ved å be emnet lukke øynene26. Den grå vertikale stiplede linjen (figur 3A) markerer øyeblikket i opptaket da den frivillige ble bedt om å åpne øynene. I EKG-sporingen i figur 3B er polariseringen og depolariseringen av hjertets atrier og ventrikler representert av det karakteristiske mønsteret som består av P-bølgen, QRS-komplekset og en T-bølge27. I figur 3B er QRS-komplekset identifiserbart, og R-toppene viser den høyeste amplituden og brukes til å beregne hjertefrekvensen ved å vurdere tiden mellom to påfølgende.

Figur 3C viser EMG-sporingen mens den frivillige gradvis økte kraften i armmuskulaturen. Den intensiverte muskelaktiviteten kvantifiseres av den økte amplituden til spenningstoppene. I en EMG-sporing reflekterer pigger med amplitude fra noen få mikrovolt til noen få millivolt, i frekvensområdet 10-1000 Hz, muskelfiberaktiviteten drevet av motorenhetshandlingspotensialene. Figur 3D viser EDA-sporingen som vanligvis består av tonic- og fasiske komponenter. Tonic-komponenten gjenspeiler hudens ledningsnivå og tilsvarer bakgrunnssignalet. Fasankomponenten reflekterer motivets respons på en bestemt stimulus og kan påvises ved en endring i hudens ledningsverdi28. Denne sporingen brukes til å evaluere menneskelige stressnivåer og kroppshydrering.

Figure 1
Figur 1: PEDOT:PSS blekkskrivere. Elektroder trykt på (A) 100% bomullsstoff, (B) PET-folie og (C) midlertidig tatoveringspapir. (D) Fotografi av blekkskriveren mens du skriver ut flere PEDOT:PSS-elektroder på tatoveringspapirunderlag. Forkortelser: PET = polyetylentereftalat; PEDOT:PSS = poly (3,4-etylendioksythiophene)-poly (styrenesulfonat). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 2
Figur 2: EIS-målinger. (A) Skjematisk for elektrodekonfigurasjonen for EIS-måling på kroppen; arbeidselektroden er plassert 3 cm bortsett fra telleren Ag / AgCl elektrode; referansen Ag/AgCl er plassert på albuen til den frivillige. (B) Ordning av tre-elektrodeoppsettet for EIS-målinger på huden. En strøm påføres mellom telleren og arbeidselektrodene, og spenningen måles mellom referansen og følelseselektrodene. (C) Impedansmodulus av Ag/AgCl og PEDOT:PSS-ioniske tekstilelektroder med flytende gel (henholdsvis blå og grønne kurver). Impedans ble målt med et tre-elektrodeoppsett på armen. Denne figuren er endret fra Bihar et al.21. Forkortelser: EIS = elektrokjemisk impedansspektroskopi; CE = motelektrode; WE = arbeidselektrode; RE = referanseelektrode; S = følelse elektrode; PEDOT: PSS = poly (3,4-etylendioksythiophene)-poly (styrenesulfonat). Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Figure 3
Figur 3: Elektrodehusposisjonering skjematisk med de respektive elektrofysiologiske opptakssporingene. (A) EEG-sporing. Den stiplede vertikale linjen indikerer overgangen fra en stat med alfabølger til en tilstand uten, noe som sammenfaller med når den frivillige ble bedt om å åpne øynene. (B) EKG-sporing. De øvre toppene representerer R-toppene som tilhører QRS-komplekset. (C) EMG-sporing. Muskelaktiviteten er representert av et spenningssignal hvis amplitude øker med den økende aktiviteten til muskelen fremkalt av den frivillige. (D) EDA-sporing. I løpet av de første 2 s representerer signalet tonic-komponenten, mens følgende amplitudeøkning indikerer fasankomponenten, som speiler den frivilliges respons på en stimulus. Alle opptakene ble utført med Ag/AgCl elektroder på en sunn frivillig. Forkortelser: EEG = elektroencefalografi; EKG = elektrokardiografi; EMG = elektromyografi; EDA = elektrodermal aktivitet. Klikk her for å se en større versjon av denne figuren.

Supplerende figur S1: Tatovering papir lagdelt struktur ordningen. Et underlagspapir støtter den utleide nanofilmen laget med en polyuretan og annen polymerblanding. To vannløselige polyvinylalkohollag (PVA) dekker begge sider av filmen. Klikk her for å laste ned denne filen.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Discussion

Dette papiret beskriver en enkel og skalerbar prosess for å fremstille bærbare elektroder og demonstrerer en metode for registrering av elektrofysiologiske biosignaler. Den bruker tre eksempler på bærbare substrater, for eksempel tatovering, tekstil og tynne filmer. Den introduserer hvordan man bygger en sensor på disse substratene og karakteriserer ytelsen før den brukes. For å lage elektrodene her, brukte vi PEDOT: PSS, en ledende polymer som skiller seg ut fra metallbaserte ledere på grunn av kostnadseffektiviteten, allsidig prosessbarhet, biokompatibilitet, mykhet og bærekraft for kompatibilitet med grønn prosessering29. PEDOT:PSS-mønster på substrater utenfor hyllen ble oppnådd via en blekkskriverutskriftsteknikk som gir presis kontroll over blekkavsetningen med designfrihet (figur 1).

Inkjet-utskrift er en ikke-kontaktteknikk som gjør det mulig å selektiv funksjonalisering av fleksible og ukonvensjonelle substrater som er kjemisk og fysisk uforenlige med tradisjonelle fotolitografimikrofabrikasjonsprosesser. Sammenlignet med silketrykk, en annen teknikk som ofte brukes til elektrodeproduksjon, krever blekkskriver ikke masker, noe som resulterer i lavere blekkavfall og enkel tilpasning30. Blekkskriverteknologien styrer tykkelsen grundig ved avsetning av flere lag (blekkskriver: <1 μm vs. skjerm: >en få μm). Faktisk, når du skriver ut på tatoveringspapir (figur 1D), er et PEDOT: PSS-trykt lag (tykkelse på 240 nm ± 30 nm) tilstrekkelig til å få en homogen ledende film (figur 1C), med en undermikrometertykkelse som naturlig holder seg til huden etter rugositeten31. Når du skriver ut på stoffer, faller imidlertid blekket over de 3D-porøse strukturene som skapes av strikkede eller bølgede garn (figur 1A). Flere lag er nødvendige for å få elektrisk forbindelse mellom de belagte fibrene, og funksjonaliserer tekstilmaterialet på en kontrollert og tilpasset måte32.

Ved utskrift på nye og atypiske substrater er det viktig å finne det optimale antallet utskrevne lag, med tanke på avveiningen mellom fabrikasjonsprosessens ytelse og hastighet. For tekstilelektrodeproduksjon må det tas hensyn til å holde substratet flatt under utskriften (se protokoll pkt. 1.3.). Derfor bør utskriftsstrategien vurdere å optimalisere utskriftsoppsettet i flerlagsavsetning og en mulighet for justering i avsetning av påfølgende materialer.

Det er imidlertid viktig å påpeke noen begrensninger i disse elektrodene og deres fabrikasjon. Tekstilelektroder kan trenge flere utskriftstrinn i en gelelektrolytt. Det har vist seg at det spiller en nøkkelrolle i å redusere hudelektrodekontaktimpedansen, og dermed gi biosignalopptak av høy kvalitet33 Dessuten er vaskbarheten til tekstil bærbare sensorer et kritisk aspekt når man ser for seg full integrasjon i klær. De fysisk-kjemiske egenskapene til tekstilsubstratet og det ledende polymerblekk påvirker den endelige enhetens overholdelse av vaskesykluser. Derfor bør man uttømmende undersøke det nevnte aspektet for å fullt ut vurdere deres langsiktige ytelse.

I tatoveringssensorfabrikasjon er et delikat trinn å finne den beste elektriske forbindelsen mellom tatoveringssensoren og oppkjøpssystemet (se protokoll avsnitt 1.3.). Faktisk har tatoveringsteknologi fått interesse på grunn av det tynne filmformatet som gjør tatoveringselektroder umerkelige. Derfor krever deres manipulasjon spesiell forsiktighet når mekanisk stress påføres, spesielt til sammenkoblingsdelen. Det er også viktig å huske overføringsmekanismen for tatoveringer på huden som krever fukting av støttepapiret med vann. Selv om denne metoden er grei, vil enhver brå kontakt mellom vann og den allerede overførte tatoveringssensoren fjerne sistnevnte. Mens konformheten av ultratynne tatoveringer er en viktig fordel for bærbar teknologi, begrenser sårbarheten for vann og gni mekaniske påkjenninger tatoveringssensorens driftsperiode til et par dager.

Når en ny type elektrode introduseres, bidrar EIS til å gi den primære vurderingen av elektrodens ytelse sammenlignet med referanseindeksen (Ag/AgCl-elektrodene) før du går videre med et program. Protokoll avsnitt 2 beskrev EIS-målingene av de fabrikkerte elektrodene når de plasseres direkte på menneskekroppen for å få innsikt i hvordan de er elektrisk koblet til huden. Tre-elektrodekonfigurasjonen (figur 2A,B) evaluerer signaloverføringsevnen gjennom hudelektrodegrensesnittet. Den nye elektroden som skal undersøkes er den som er koblet til WE og S i EIS. De to andre elektrodene brukes som CE og RE. EIS utføres i en potensiottisk modus, der en liten (0,1 V) sinusformet strøm (0,1-100 Hz) påføres mellom CE og WE, mens den potensielle variasjonen måles på tvers av RE-S-paret. Impedansen beregnes deretter ved hver frekvens. Den målte impedansen består av to bidrag: hudimpedansen og hudelektrodens kontaktimpedans.

Den kapasitive og resistive oppførselen til en elektrode er definert fra EIS-plottene (figur 2C). Ved å utvikle tilsvarende kretser for å passe til eksperimentelle data, er det mulig å forstå hvordan en elektrode transduserer biosignaler og hva slags grensesnitt den etablerer med huden34. Mens tatovering elektroder er tørre og tilhenger av huden, deres impedanser avviker litt fra standard gelled Ag / AgCl elektroder. Tilstedeværelsen av et gelgrensesnitt mellom huden og elektroden fremmer signaltransduksjon og senker kontaktimpedansen.

Mekanisk styrke er en annen nøkkelkarakteristikk for wearables. Tekstil PEDOT:PSS elektroder har vist seg å tåle strekkspenning33. Kombinert med trykte ioniske flytende geler, tilbyr de stabil elektrisk kontakt med huden og mekanisk robusthet under bærbare forhold. Strekkbarheten, mykheten og strukturell porøsitet, som gir evnen til å passere svette på grunn av kontakt med menneskekroppen, driver denne typen elektrode til å være den mest passende teknologien for bærbar elektronikk. Nok en gang forblir forbindelsen med elektroniske systemer delikat. Derfor kan disse systemene direkte deponeres i stoffet.

Den ultimate valideringen av kutane sensorer kan bare utføres på motiver. Kutane sensorer er betinget av hudens variasjon mellom og ulike dynamiske faktorer og miljøforhold, noe som direkte påvirker ytelsen. Her har vi demonstrert hvordan du får meningsfull EEG-, EKG-, EMG- og EDA-sporing gjennom en fullt bærbar plattform. Elektrodeplassering spiller en viktig rolle i å få pålitelig og nøyaktig informasjon under overvåking. Analysen av opptakene vist i figur 3 kan bekrefte elektrodens evne til elektrofysiologiske opptak og oppnå verdifulle kroppsovervåkingsresultater. Opptaksevnen varierer fra ekstremt svak nevral aktivitet (figur 3A) til muskelsammentrekninger med høy effekt (figur 3C).

I figur 3B og figur 3D viser hjerteaktiviteten og de elektrodermale responsene oppløsningen og følsomheten til de fabrikkerte elektrodene. Biosignalopptak gir nyttige data om brukerens kroppshelse, ytelse under bestemte forhold og respons på spesifikke interne eller eksterne stimuli, og utvider søknaden til en rekke biomedisinske studier. Det finnes flere bærbare elektronikkfronter for å skaffe biosignaler som EKG, EMG, EEG og EDA. Eksempler er de bærbare elektrofysiologiforsterkerbrikkene RHD2216 fra Intan Technologies, Shimmer wearable, DueLite-enheten fra OT Bioelettronica, den trådløse PLUX-enheten i den avanserte versjonen (kalt Biosignal PLUX) eller DIT-versjonen (kalt BITalino).

For å konkludere kan flere sensorer fremstilles med de presenterte protokollene for en rekke helseovervåkingsapplikasjoner. For eksempel har tatoveringsbaserte PEDOT: PSS multielectrode arrays (MEAs) blitt brukt til ansikts EMG, da de ikke svekker naturlige ansiktsbevegelser og tillater biosignalopptak uten endring25,35. Imidlertid har tynne og strekkbare elektroder blitt fremstilt av blekkskriver PEDOT: PSS på rimelig, strekkbar strømpebukse substrat, og oppnår EKG-opptak av høy kvalitet, både under hvile- og bevegelsesforhold, med minimal ubehag for brukeren33. Med denne protokollen fikk vi myke, konforme og komfortable hudsensorer gjennom mønster av ledende blekk på substrater utenfor hyllen. Blekkskriver er en rimelig og skalerbar teknikk som skiller seg ut fra tradisjonelle mikroelektroniske fabrikasjonsprosesser. Den foreslåtte metoden beskriver hvordan man får elektrofysiologiske signaler, som varierer fra svak nevral aktivitet til muskelsammentrekninger med høy effekt. Disse signalene gjør det mulig å få innsikt i brukerens kropps fysiologiske status. Totalt sett presenterer vi innledende trinn for muligheten for sømløse bærbare elektroniske enheter for en rekke biomedisinske applikasjoner, som strekker seg fra trening til helseovervåking.

Subscription Required. Please recommend JoVE to your librarian.

Disclosures

Forfatterne har ingen interessekonflikter å avsløre.

Acknowledgments

Dette arbeidet ble støttet av det franske nasjonale forskningsbyrået gjennom ANR JCJC OrgTex-prosjektet (ANR-17-CE19-0010). Det har også fått støtte fra EUs forsknings- og innovasjonsprogram Horizon 2020 under Marie Sklodowska-Curie-tilskuddsavtalen 813863 nr. E.I. ønsker å takke CMP cleanroom ansatte på Centre Microelectronics i Provence for deres tekniske støtte under utviklingen av prosjektet.

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 Utgave 185 Overflateelektrofysiologi wearables blekkskriver PEDOT:PSS tatovering tekstil
Konforme bærbare elektroder: Fra fabrikasjon 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