Estampado directo de conductores orgánicos sobre tejidos de punto durante mucho tiempo.

Scientific Reports volumen 5, número de artículo: 15003 (2015) Citar este artículo

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Los sensores portátiles están recibiendo mucha atención porque ofrecen el potencial de convertirse en una herramienta tecnológica clave para la atención sanitaria. Para que este potencial se haga realidad, es necesario integrar con los textiles nuevos materiales electroactivos que doten de alto rendimiento. Aquí presentamos una técnica simple y confiable que permite el modelado de polímeros conductores en textiles. Los electrodos fabricados con esta técnica mostraron un contacto de baja impedancia con la piel humana, pudieron registrar electrocardiogramas de alta calidad en reposo y determinar la frecuencia cardíaca incluso cuando el usuario estaba en movimiento. Este trabajo allana el camino hacia sensores electrofisiológicos imperceptibles para la monitorización de la salud humana.

Los dispositivos de monitoreo de la salud basados en textiles están recibiendo un gran interés para aplicaciones médicas y de consumo1,2,3,4,5,6, donde se utilizan para monitorear parámetros como la presión arterial7 y el ritmo cardíaco5,6. La principal ventaja de los textiles como sustratos para dispositivos biomédicos radica en el hecho de que establecen y mantienen un contacto conformado con el cuerpo humano de forma no invasiva1,2,3. De hecho, se han utilizado camisetas1,4, guantes8 y pulseras3 equipadas con sensores para demostrar el potencial de esta tecnología. Existe un creciente interés en el desarrollo de electrodos de electrocardiografía (ECG), a los cuales los textiles pueden otorgar el contacto conformado con la piel que es necesario para detectar con precisión las pequeñas señales electrofisiológicas del corazón4,5,9,10. Los electrodos de ECG portátiles pueden permitir la monitorización remota de personas en riesgo, señalar la aparición de enfermedades cardíacas y ayudar a controlar la actividad física durante el ejercicio11. A pesar del gran interés en los electrodos cutáneos, el diseño de materiales conductores sobre tejidos elásticos se ha visto obstaculizado por su naturaleza tridimensional, lo que dificulta la aplicación de procesos de diseño convencionales1,12,13,14. La elección de la técnica de transferencia del patrón está definida por el tipo de tejido y su estructura. Los hilos de las telas tejidas y no tejidas se entrelazan en una red densa, lo que da como resultado estructuras muy planas, pero en su mayoría no estirables15. Las fibras de los tejidos de punto se ensamblan en forma de serpiente que se puede alterar aplicando una fuerza mecánica al tejido variando su diseño. Estas fibras en forma de onda imitan un diseño de resorte mecánico, proporcionando al textil una fuerza de resistencia considerable cuando cambia su forma. Por lo general, la transferencia directa de patrones se puede realizar en textiles finos tejidos y no tejidos, mientras que el bordado y el tejido se utilizan para modelar textiles gruesos y estructurados.

Se pueden utilizar microcontacto, inyección de tinta y serigrafía para crear patrones conductores en textiles16,12. Por lo tanto, puede obstruirse la transferencia controlada de un patrón utilizando estas técnicas sobre tejidos de punto gruesos. Los materiales conductores deben recubrirse no sólo en la superficie de la estructura tejida sino también en el interior, proporcionando un contacto continuo entre los hilos durante su deformación mecánica. La impresión por microcontacto y por inyección de tinta permite la transferencia directa de patrones, lo que generalmente se realiza en textiles finos, ya que se puede transferir una pequeña cantidad de tinta al mismo tiempo. El recubrimiento se produce sólo en la capa superior del tejido, sin embargo, la conductividad del patrón se mantiene incluso bajo estiramiento. En la serigrafía se utilizan aditivos para reducir la dispersión de la tinta (es decir, pasta de plata) y mejorar la resolución espacial17,18. La viscosidad de las tintas de impresión por inyección también debe diseñarse para que sean imprimibles19. Como resultado, tanto en la impresión serigráfica como en la impresión por inyección de tinta, la optimización de la tinta tiene un impacto negativo en la conductividad final.

El bordado y el tejido consisten en utilizar fibras individuales para posteriormente introducirlas en la estructura del textil14,20,21,22. Se emplean alambres finos de acero inoxidable, cobre u otros metales para coser patrones conductores en textiles mediante bordado. Durante estos procesos se necesita una gran cantidad de cables para crear un patrón. Por lo general, estas técnicas se integran en gran medida en las industrias textiles para crear interconexiones entre sensores y sistemas electrónicos de salida. Además, los materiales electrónicos orgánicos también se pueden aplicar mediante recubrimiento por matriz, donde la fibra se recubre viajando a través de una boquilla llena con un material conductor y luego se teje o tricota durante la fabricación textil. Ejemplos de este enfoque incluyen sensores táctiles de gran superficie14, componentes de cableado eléctrico13 y transistores electroquímicos orgánicos15 que utilizan material conductor orgánico como poli(3,4-etilendioxitiofeno):poli(sulfonato de estireno) (PEDOT:PSS). Los electrodos fabricados con PEDOT:PSS se han utilizado con éxito en aplicaciones cutáneas destacando su alto rendimiento en comparación con los comerciales. Con biocompatibilidad comprobada, el material se ha utilizado en estudios in vivo y se demostró que disminuye la impedancia eléctrica en comparación con los electrodos clásicos23. Lo más importante es que este polímero disponible comercialmente se puede modificar fácilmente sin comprometer su practicidad. Las propiedades reológicas de PEDOT lo hacen atractivo para la integración directa con textiles. Por lo tanto, un desafío clave para la elaboración de dispositivos biomédicos sobre textiles es el desarrollo de técnicas de modelado simples que permitan la deposición de materiales conductores biocompatibles solo en un área deseada, sin necesidad de cortar y coser ni de aditivos que afecten la conductividad.

En este trabajo, informamos un proceso de fabricación simple y confiable que permite el diseño de polímeros conductores en tejidos de punto gruesos, produciendo así dispositivos electrónicos portátiles y conformales para el monitoreo de la atención médica. Aplicamos este proceso a la fabricación de electrodos cutáneos utilizando el polímero de alta conductividad PEDOT:PSS disponible comercialmente y un gel líquido iónico que promueve un mejor contacto con la piel. Evaluamos el rendimiento de estos dispositivos en registros electrofisiológicos de un corazón humano. Las mediciones mostraron que los electrodos textiles forman un contacto de baja impedancia con la piel y son capaces de capturar la señal electrofisiológica con alta precisión, incluso durante el movimiento. Estos resultados allanaron el camino para la fabricación sencilla de una variedad de dispositivos biomédicos sobre textiles.

La técnica se inspiró en el proceso de teñido de kimonos japoneses (el método Yuzen). Según este método, primero se pinta una pasta de arroz sobre la superficie textil para formar una plantilla. Posteriormente se aplica el tinte, cubriendo sólo las zonas que están libres de pasta de arroz que posteriormente se elimina en agua, dando como resultado los patrones precisos y hermosos de un kimono. En la Fig. 1 mostramos la adaptación de esta técnica al patronaje de PEDOT:PSS sobre textiles. Utilizamos polidimetilsiloxano (PDMS) como plantilla debido a su naturaleza hidrofóbica, que puede confinar la solución acuosa de PEDOT:PSS, así como a sus propiedades mecánicas, que combinan bien con la estructura suave y elástica de los textiles de punto. El proceso de modelado comenzó con la preparación de un patrón negativo hecho de una película de poliimida (PI) en la que se talló el contorno del patrón deseado mediante una máquina de corte por láser. Posteriormente se aplicó PDMS sobre este máster mediante recubrimiento por rotación (paso 1). Luego se colocó el textil encima del PI master y el PDMS se transfirió progresivamente al textil (paso 2). Al ajustar la viscosidad del PDMS (usando diferentes cantidades de agente de curado) y el espesor (usando diferentes velocidades de recubrimiento por centrifugación), es posible controlar su difusión en el textil y replicar el diseño maestro. Se utilizó un recocido térmico corto para curar el PDMS y completar el paso de transferencia. Luego se deslaminó el PI master de la superficie textil. Finalmente, la solución de polímero conductor se pintó con brocha sobre el textil y se horneó para secar (paso 3). A diferencia del método Yuzen, en el que se elimina la pasta de arroz, la plantilla PDMS permanece en el tejido después del proceso de modelado y se puede utilizar para modelar capas adicionales (ver más abajo). Los resultados típicos del patrón se pueden ver en la Fig. 2. El textil utilizado en este estudio fue un poliéster tejido con un espesor de 300 μm y una capacidad de estiramiento de hasta el 50% (en la dirección del tejido). En las figuras 2a, b, respectivamente, se muestra un patrón de flores con características curvas espaciadas regularmente y un patrón de prueba de líneas y espacios. De esto último se desprende que la resolución es superior a 1 mm, lo que es adecuado para electrodos cutáneos. Además, los patrones de diferentes textiles se muestran en Suppl. Figura S1. Estos resultados muestran que es posible crear patrones de estructuras tan finas como de 0,5 mm en textiles de tejido apretado. La resistencia laminar de las franjas estampadas PEDOT:PSS fue de 230 Ω/sq. Este valor fue el mismo que el de un textil recubierto por inmersión, lo que demuestra que el proceso de modelado no influye en las propiedades eléctricas del polímero conductor.

Flujo de proceso para el estampado de PEDOT:PSS en textiles, inspirado en el método de teñido de kimonos japonés.

PDMS se deposita primero en un maestro de poliimida que define el contorno del patrón deseado. Luego se coloca el tejido sobre la película de poliimida y el PDMS se transfiere progresivamente a la mayor parte del tejido. Después de un breve recocido térmico, la solución PEDOT:PSS se aplica con brocha sobre la zona desprotegida del tejido y se seca.

Resultados del modelado.

(a) Patrón floral de PEDOT:PSS sobre un tejido (en azul oscuro) y (b) un patrón de prueba de “líneas y espacios” con líneas de 1, 2,5, 3 y 4 mm de ancho, con una vista ampliada de 1 y Líneas de 2,5 mm. (c) Fotografía de una pulsera textil con electrodo PEDOT:PSS. El electrodo tiene un área de 1 cm2 que también está recubierto con un gel de líquido iónico (IL), indicado por la flecha de gel PEDOT/PSS +IL. También es visible una plataforma de conexión y se indica con la flecha PEDOT:PSS. (d) Espectros de impedancia de un textil y un electrodo médico de área similar medidos en el rango de frecuencia de 1 Hz a 1 kHz en contacto con la piel de tres voluntarios diferentes (media (línea recta) y desviación estándar (área de confianza)).

Siguiendo el proceso de fabricación descrito, se modelaron electrodos PEDOT:PSS de 1 cm2 sobre poliéster tejido. La figura 2c muestra la estructura final de un electrodo integrado en la pulsera de poliéster. La deposición de PEDOT:PSS puede ir seguida de la deposición de capas adicionales, que también se modelarán utilizando la plantilla PDMS. En este caso particular agregamos un gel de líquido iónico (IL), ya que se sabe que estos materiales ayudan a establecer contactos cutáneos de baja impedancia24. Al agregar aproximadamente 45 μL/cm2 de formulación de gel IL, se logró el patrón solo en el área activa del electrodo. La pulsera que contenía el electrodo de gel PEDOT:PSS/IL se envolvió alrededor del brazo de un voluntario y se midió la impedancia de la piel y se comparó con la de un electrodo médico Ag/AgCl asistido por hidrogel con un área activa similar. Las mediciones se realizaron en tres voluntarios diferentes, en rápida sucesión, en el mismo lugar. Los resultados, que se muestran en la Fig. 2d, siguen la tendencia típica de la impedancia eléctrica medida en la piel24 y tienen en cuenta las variaciones sujetas a la condición de la piel del sujeto, representadas por el área de confianza de la curva de impedancia media. Revelan una impedancia más baja para el electrodo textil (2,5 veces menor a 10 Hz), allanando el camino para aplicaciones en electrofisiología cutánea.

Se evaluó el potencial de los electrodos textiles en la monitorización biomédica mediante registros electrocardiográficos. El ECG es una técnica de diagnóstico común en la clínica y también se utiliza para controlar la frecuencia cardíaca durante el ejercicio. Las mediciones de ECG en condiciones dinámicas generalmente se realizan con electrodos colocados en el tórax para reducir los artefactos de movimiento. Para evaluar el rendimiento de los electrodos textiles en una configuración portátil, utilizamos la configuración II del cable de extremidad (un electrodo usado en la muñeca derecha y un segundo en el tobillo izquierdo)25 y realizamos mediciones en voluntarios en reposo y en varios estados de movimiento consecutivo durante 3 horas. En este estudio, se colocaron electrodos médicos convencionales junto a los textiles para compararlos. Los resultados se presentan en la Fig. 3. Durante una primera medición, el voluntario estaba sentado en reposo, para reducir los movimientos musculares y los artefactos respiratorios. Esta posición permite obtener grabaciones de alta calidad que pueden usarse para detectar anomalías de la función cardíaca. Tanto los electrodos textiles como los médicos muestran la forma de onda típica de la actividad cardíaca con amplitudes similares (Fig. 3a). Con ambos electrodos se pueden detectar claramente complejos PQRST de alta resolución, correspondientes a las diferentes fases de polarización y despolarización de las células cardíacas. Para comparar la calidad de la señal registrada de los electrodos textiles con los electrodos médicos, se calcularon los valores de SNR después de filtrar en la banda de frecuencia de 0,5 Hz a 40 Hz (normalmente utilizada en la monitorización ambulatoria de pacientes). Un programa de reconocimiento de características aisló primero cada complejo PQRST y luego encontró el factor de cresta, o relación pico-RMS, que es la relación entre la amplitud del pico R26 (que es el pico con la amplitud más alta) y el valor RMS de la señal a lo largo del complejo. El valor SNR se promedia sobre 25 complejos diferentes obtenidos con electrodos textiles y médicos y se encuentra que es igual a 16,3 dB (±0,1 dB) para ambos electrodos.

Evaluación de electrodos en electrocardiografía.

Grabaciones de ECG realizadas con el electrodo textil PEDOT:PSS (en azul) y un electrodo médico Ag/AgCl (en rojo), (a) de voluntarios sentados en reposo, (b) durante el movimiento. (c) Porcentaje de precisión de la detección de latidos del corazón durante diferentes tipos de actividad (sentado, de pie, movimiento de piernas, movimiento de brazos, caminar) con electrodos médicos y textiles durante un período de 50 s. (d) Evolución de la señal de ECG obtenida con electrodos textiles en contacto permanente con la piel durante tres días. El recuadro muestra una imagen de la piel debajo del electrodo después de 72 h. Las últimas señales de ECG se obtuvieron de electrodos textiles reutilizados y almacenados en el aire ambiente durante un mes.

Las evaluaciones se realizaron primero en movimiento y luego durante experimentos de larga duración. La figura 3b muestra las señales grabadas obtenidas mientras el voluntario estaba de pie y en movimiento. El movimiento puede tener un gran impacto en los registros de ECG27, induciendo una línea de base ondulada que puede alterar la adquisición del complejo PQRST. Así se evidencia en el registro obtenido por el electrodo médico (en rojo), donde el pico R apenas es visible. Por el contrario, la influencia del movimiento es significativamente menor en las grabaciones del electrodo textil (en azul), que muestran un contenido de señal más rico, con un pico R bien definido e incluso una onda T visible (la onda positiva que sigue al pico R). . Calculamos que el ruido de referencia (bajas frecuencias) es 13,1 dB mayor para el electrodo médico. Como resultado, un algoritmo estándar para el cálculo de la frecuencia de los latidos del corazón funciona considerablemente mejor con los registros del electrodo textil. En un sujeto con un latido cardíaco promedio de 70 lpm (en reposo o durante actividad de bajo nivel), la Fig. 3c demuestra que los picos de R se detectan con mayor precisión en las grabaciones obtenidas con los electrodos textiles para un panel de diferentes tipos de movimiento.

La estabilidad de la señal a largo plazo se evalúa colocando continuamente dos electrodos textiles en el pecho de un voluntario durante 3 días. Los registros de ECG de estos electrodos se presentan en la figura 3d y demuestran que las señales son muy consistentes durante este tiempo de registro. Las evoluciones de la amplitud SNR y R-Peak se presentan en la Tabla S1. A pesar de las variaciones de señal de un día a otro relacionadas con los cambios de hidratación de la piel y el ruido ambiental, su amplitud y nivel de ruido permanecen estables. No se observó ninguna reacción cutánea a los electrodos después de 3 días. Además, los mismos electrodos se almacenaron en el aire ambiente durante 1 mes y luego se reutilizaron en registros de ECG en la misma configuración. Estos electrodos aún pudieron registrar complejos PQRST bien definidos, destacando la estabilidad a largo plazo de los electrodos de gel textil PEDOT:PSS/IL.

La técnica analizada aquí permite el modelado de materiales conductores con una resolución demostrada de 0,5 mm, un valor que es adecuado para la mayoría de las aplicaciones biomédicas previstas. Estas incluyen aplicaciones que requieren electrodos cutáneos pequeños, como atención neonatal y electroencefalografía de alta densidad, donde el tamaño de la característica es superior a varios milímetros. En el proceso de estampado descrito pudimos combinar el estampado directo con tejidos de punto relativamente gruesos. Nos hemos beneficiado de la escalabilidad de este enfoque y lo adoptamos para textiles estructurados gruesos de una manera rentable y en tiempo. Esta técnica utiliza técnicas industrialmente aceptadas, como la impresión por contacto y el pintado profundo, y se puede aplicar fácilmente no solo durante la fabricación de textiles sino también en la posfabricación mediante el procesamiento de prendas existentes. PDMS y PEDOT: Los materiales PSS que se utilizan en el patronaje son totalmente compatibles con la plataforma textil de punto gracias a sus propiedades reológicas. La plantilla PDMS similar al caucho integrada con textil conserva la libertad mecánica de su estructura. Las propiedades viscoelásticas de la formulación PEDOT:PSS permiten conseguir un recubrimiento homogéneo de tejidos de punto elásticos y flexibles, en nuestro caso, poliéster.

Aquí se muestra que la combinación de una impedancia de contacto baja proporcionada por el electrodo de gel PEDOT:PSS/IL y un soporte conformable proporcionado por el textil disminuye el impacto de los artefactos de movimiento, lo que allana el camino para una variedad de aplicaciones, incluida la electromiografía ( EMG). La EMG, que monitorea la actividad eléctrica de los músculos esqueléticos, requiere electrodos que puedan registrar señales durante el movimiento. La alta tolerancia de los electrodos textiles a los artefactos de movimiento de baja frecuencia los hace muy adecuados para esta aplicación. Finalmente, la electroencefalografía (EEG) es otra aplicación obvia de estos electrodos textiles. Actualmente, las mediciones de EEG se realizan utilizando electrodos montados en barriles y luego llenos de gel. La fabricación monolítica de un barril con electrodos integrados facilitará la realización de estas mediciones. Estas mediciones se están llevando a cabo actualmente en nuestro propio laboratorio. Como los electrodos textiles se pueden integrar fácilmente con sombreros, se pueden utilizar para hacer que los electrodos de EEG sean imperceptibles para el usuario. Como resultado, esto puede aumentar la aceptación del EEG en aplicaciones más allá de la atención sanitaria, como los juegos y la monitorización de la fatiga.

Los electrodos comerciales existentes están asistidos por hidrogeles reconocidos como sistemas biocompatibles. Sin embargo, algunas personas manifiestan reacciones cutáneas a dichos geles después de un contacto prolongado. Es muy importante subrayar que la condición de la piel, así como la sensibilidad de la piel, varían dramáticamente de un sujeto a otro. Los ingenieros químicos buscan constantemente el desarrollo de productos químicos novedosos y más tolerantes que puedan usarse para la electrofisiología cutánea. Los geles líquidos iónicos son sistemas totalmente reticulados que proporcionan un contacto electrolítico sólido con la piel requerido en electrofisiología cutánea. Generalmente la toxicidad de los sistemas cargados iónicamente se origina principalmente en el catión. Nuevas formulaciones de líquidos iónicos con cationes grandes y voluminosos atrapados en una matriz polimérica proponen sistemas de gel estables y biocompatibles. El proceso utilizado en este artículo puede servir como modelo para integrar dichos sistemas con textiles conductores. La toxicidad de este material aún no se ha demostrado completamente. En nuestros experimentos no hemos observado ninguna irritación de la piel durante los experimentos electrofisiológicos realizados durante un período de 3 días.

La técnica desarrollada aquí es genérica y funcionaría con cualquier material soluble en medios acuosos, siempre que las temperaturas de posprocesamiento (recocido, sinterización, etc.) se mantengan dentro del rango que el textil puede soportar. La capacidad de diseñar una segunda capa sobre el polímero conductor allana el camino para el desarrollo de una amplia variedad de dispositivos, incluidos transistores electroquímicos orgánicos que pueden usarse para circuitos lógicos simples28, dotando a los textiles de capacidades de procesamiento de señales. También incluye biosensores que, en la configuración más simple, constan de un polímero conductor y un gel que contiene una enzima redox. Estos biosensores se pueden utilizar para la detección de metabolitos, incluidos la glucosa y el lactato, en el sudor29, proporcionando así información sobre el nivel de azúcar en sangre y la fatiga muscular. Además de las aplicaciones en el sector sanitario (similar a un vendaje "inteligente"), estos sensores ampliarán el alcance de los textiles bioelectrónicos a áreas que incluyen el deporte y la recreación. Finalmente, la integración de módulos de energía y comunicación en textiles representa un paso importante en la evolución de esta tecnología. Componentes como baterías y antenas, que pueden fabricarse a partir de polímeros conductores30, se pueden modelar de forma sencilla con la técnica desarrollada aquí.

En conclusión, desarrollamos una técnica que permite el modelado simple de polímeros conductores en textiles de punto. La técnica utiliza una plantilla PDMS para limitar la extensión del polímero a dimensiones tan pequeñas como 0,5 mm. Los electrodos PEDOT:PSS fabricados de esta manera y recubiertos con un gel líquido iónico mostraron un contacto de baja impedancia con la piel. Pudieron registrar electrocardiogramas de alta calidad en condiciones clínicas y ambulatorias y determinar con precisión la frecuencia cardíaca, incluso cuando el usuario estaba en movimiento. Además, estos electrodos demostraron una estabilidad de alto rendimiento a largo plazo durante 3 días de registros de ECG y después de un almacenamiento ambiental prolongado sin ningún reacondicionamiento especial.

El tejido utilizado fue tejido de poliéster 100% entrelazado de VWR International (Spec-Wipe® 7 Wipers). DuPont proporcionó la película de poliimida Kapton (HN100) con 125 μm de espesor. El corte por láser se realizó con un Protolaser S (LPKF) para modelar la máscara de poliimida. La formulación de PDMS (RTV615, kit de elastómero y agente de curado) se adquirió de Momentive Performance Materials y se recubrió por rotación sobre la poliimida a 550 rpm durante 18 segundos. Luego, la tela se transfirió suavemente a la máscara recubierta con PDMS. Después de 10 minutos, el PDMS se absorbió completamente en la estructura textil, que luego se curó a 100 °C durante 10 minutos para el primer paso de recocido. La máscara de poliimida se retiró antes de la deposición de la solución PEDOT:PSS. El segundo paso de curado se aplicó al tejido a 110 °C durante 1 hora. La formulación del polímero conductor consistió en 80 ml de dispersión PEDOT:PSS (CleviosTM PH1000, Heraeus), 20 ml de etilenglicol (Sigma Aldrich), 40 µL de ácido 4-dodecilbencenosulfónico (Sigma Aldrich) y 1 ml de 3-metacriloxipropiltrimetoxisilano (Sigma Aldrich). El gel de líquido iónico consistía en una mezcla del líquido iónico 1-etil-3-metilimidazolio-etilsulfato (Sigma-Aldrich), poli(etilenglicol)diacrilato y el fotoiniciador 2-hidroxi-2-metilpropiofenona en una proporción de 0,6/ 0,35/0,05, respectivamente. Para el electrodo de la Fig. 2b, cubrimos previamente el textil con 20 μl/cm2 de líquido iónico, luego agregamos 25 μL/cm2 de formulación de gel de líquido iónico y lo expusimos a luz ultravioleta (una lámpara UV portátil UVGL-58 configurada a 365 nm). ) para iniciar la reticulación.

Todos los voluntarios dieron su consentimiento informado firmado para participar en el estudio. La resistencia laminar de PEDOT:PSS sobre el textil se midió con una configuración de cuatro sondas: la tela recubierta se colocó encima de cuatro electrodos de cobre equidistantes y se aplicó una fuente de corriente constante entre las dos sondas exteriores. Se registró la caída de voltaje entre dos sondas internas para calcular la resistencia de la lámina. La impedancia se midió en una configuración de 3 electrodos (los electrodos de trabajo y contraelectrodos se colocaron a dos cm de distancia entre sí en el antebrazo y el electrodo de referencia se colocó a 30 cm de distancia en el brazo) utilizando electrodos Ag/AgCl de grado médico Sensor N (Ambu) con un área asistida por gel de 0,95 cm de diámetro como electrodos de referencia y contraelectrodos, como lo describió previamente nuestro grupo24. El electrodo textil se comparó con el electrodo Sensor N, colocado a 2 cm de distancia. Los espectros se adquirieron utilizando un potenciostato Autolab, equipado con módulo FRA (Metrohm BV), aplicando un voltaje sinusoidal de 0,01 V. Para los registros de ECG, utilizamos electrodos de disco de Ag/AgCl de grado médico TE/K50430-001 (Technomed Europe) con un 2 centímetros de diámetro. Se colocaron electrodos textiles y médicos en la muñeca y el tobillo de un voluntario y se conectaron a un sistema SandsResearch utilizando amplificadores EA68 o EA136 durante las 3 horas de sesiones de evaluación. Las señales se procesaron y filtraron utilizando el software LabVIEW (National Instruments) con un filtro Butterworth de tercer orden (banda de paso con corte bajo y alto de 0,5 Hz y 40 Hz, respectivamente). Para extraer la línea de base de las señales de ECG utilizamos un enfoque de ondas correspondiente a un filtro de paso bajo con un corte de 1,93 Hz). Los resultados de la Fig. 3c se basan en las señales presentadas en las Fig. 3a, by otras tres condiciones de movimiento procesadas de la misma manera. El algoritmo para el cálculo de la frecuencia de los latidos cardíacos (R pico) es un software extractor de características LabVIEW (disponible en BioMedical Toolkit de National Instrument) con filtros internos entre 10 y 25 Hz. Las señales de ECG en la Fig. 3d se registraron con un sistema de adquisición RF-ECG2 portátil e inalámbrico (de GM3 Corporation, banda de paso interna con corte bajo y alto de 0,16 y 100 Hz, respectivamente). Los electrodos estuvieron en contacto continuo con la piel durante 3 días. Los datos del ECG se recogieron durante 30 segundos cada 3 horas durante 3 días.

Cómo citar este artículo: Takamatsu, S. et al. Modelado directo de conductores orgánicos sobre tejidos de punto para electrocardiografía de larga duración. Ciencia. Rep. 5, 15003; doi: 10.1038/srep15003 (2015).

Cherenack, K. & van Pieterson, L. Textiles inteligentes: desafíos y oportunidades. J. Aplica. Física. 112, 091301 (2012).

ADS del artículo Google Scholar

Zeng, W. y col. Electrónica portátil a base de fibra: una revisión de materiales, fabricación, dispositivos y aplicaciones. Adv. Madre. 26, 5310–5336 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Zheng, Y. et al. Dispositivos portátiles y de detección discretos para informática sanitaria. Traducción IEEE. Biomédica. Ing. 61, 1538-1554 (2014).

ADS del artículo Google Scholar

Zhang, Z., Shen, Y., Wang, W., Wang, B. & Zheng, J. Diseño e implementación de una camisa sensora para la monitorización cardiopulmonar ambulatoria. J. Med. Biol. Ing. 31, 207–216 (2011).

Artículo de Google Scholar

Cho, G., Jeong, K., Paik, M., Kwun, Y. & Sung, M. Evaluación del rendimiento de electrodos textiles y sensores de movimiento para ropa inteligente. IEEE Sens. J. 11, 3183–3193 (2011).

ADS del artículo Google Scholar

Coosemans, J., Hermans, B. & Puers, R. Integración de la monitorización inalámbrica de ECG en textiles. Sens. y actuadores A. 130–131, 48–53 (2006).

Artículo de Google Scholar

Hsu, YP & Young, DJ Sistema de monitoreo de velocidad de onda de pulso ambulatorio, portátil y personal acoplado a la piel, que utiliza sensores microelectromecánicos. IEEE Sens. J. 14, 3490–3497 (2014).

ADS del artículo Google Scholar

Stoppa, M. & Chiolerio, A. Electrónica portátil y textiles inteligentes: una revisión crítica. Sensores. 14, 11957-11992 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Campana, A., Cramer, T., Simon, DT, Berggren, M. y Biscarini, F. Registro electrocardiográfico con transistor electroquímico orgánico conformable fabricado en bioandamio reabsorbible. Adv. Madre. 26, 3874–3878 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Taji, B., Shirmohammadi, S., Groza, V. y Batkin, I. Impacto de la interfaz piel-electrodo en mediciones de electrocardiograma utilizando electrodos textiles conductores. Traducción IEEE. Instrumento. Medidas. 63, 1412-1422 (2014).

Artículo de Google Scholar

Lobodzinski, S. Monitores de parche ECG para la evaluación de anomalías del ritmo cardíaco, Prog. Cardiovas. Dis. 56, 224-229 (2013).

Artículo de Google Scholar

Yang, K., Freeman, C., Torah, R., Beeby, S. y Tudor, J. Matriz de electrodos de tela serigrafiada para estimulación eléctrica funcional portátil. Sens. y actuadores A. 213, 108-115 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Paul, GM y cols. Una interfaz de computadora EMG y EOG facial inteligente basada en textiles. IEEE Sens. J. 14, 393–400 (2013).

ADS del artículo Google Scholar

Takamatsu, S., Yamashita, T., Imai, T. & Itoh, T., Teclado ligero y flexible con un tejido sensor táctil conductor a base de polímero. Sens. y actuadores A. 220, 153–158 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Castano, LM & Flatau, AB Sensores de tejidos inteligentes y tecnologías textiles electrónicas: una revisión. Madre inteligente. Estructura. 23, 053001 (2014).

ADS del artículo Google Scholar

Cosseddu, P., Mattana, G., Orgiu, E. y Bonfiglio, A. Transistores de efecto de campo orgánicos ambipolares sobre sustratos no convencionales. Aplica. Física. A 95, 49–54 (2009).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Rane, SB, Seth, T., Phatak, GJ, Amalnerkar, DP y Ghatpande, M., Efecto de los aglutinantes inorgánicos sobre las propiedades de las películas gruesas de plata. J. Mater Ciencias. Madre. El. 15,103–106 (2004).

Artículo CAS Google Scholar

Sekine, T. y col. Mejora de la durabilidad mecánica en TFT orgánicos con electrodos impresos preparados a partir de tinta de nanopartículas. Aplica. Navegar. Ciencia. 294, 20-23 (2014).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Charlot, B. y col. Micropatterning PEDOT: Capas PSS. Microsistema. Tecnología. 19, 895–903 (2013).

Artículo CAS Google Scholar

Hamedi, M., Forcheimer, R. & Inganas, O. Hacia una lógica tejida a partir de fibras electrónicas orgánicas. Nat. Madre. 6, 357–362 (2007).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Marculescu, D. y col. Textiles electrónicos: una plataforma para la informática omnipresente. Proc. IEEE 91, 1995-2018 (2003).

Artículo de Google Scholar

Post, E., Orth, M., Russo, P. & Gershenfeld, N. E-broidery: diseño y fabricación de informática basada en textiles. Sistema IBM. J. 39, 840–860 (2000).

Artículo de Google Scholar

Svennersten, K., Bolin, MH, Jager, EWH, Berggren, M. y Richter-Dahlfors, A. Electrodos de andamio de nanofibras basados en PEDOT para estimulación celular. Biomateriales, 30, 6257–6264 (2009).

Artículo CAS Google Scholar

Leleux, P. y col. Electrodos asistidos por gel líquido iónico para registros cutáneos de larga duración. Adv.Mater Sanitario. 3, 1377-1380 (2014).

Artículo CAS Google Scholar

Kossmann et al. Miembros del Subcomité de Instrumentación. Recomendaciones para la estandarización de derivaciones y especificaciones para instrumentos en electrocardiografía y vectorcardiografía, Informe del Comité de Electrocardiografía, Asociación Estadounidense del Corazón. 35, 583–602 (circulación 1967).

Google Académico

Clifford, G., Azuaje, F. & McSharry, P. en Métodos y herramientas avanzados para el análisis de ECG. Cap. 3, 70 (Artech House Inc., 2006).

Google Académico

Köhler, BU., Hennig, C. y Orglmeister, R. Los principios de la detección de QRS por software. IEEE. Ing. Med. Biol. revista 21, 42–57 (2002).

Artículo de Google Scholar

Nilsson, D., Robinson, N., Berggren, M. y Forchheimer, R. Circuitos lógicos electroquímicos. Adv. Madre. 17, 353 (2005).

Artículo CAS Google Scholar

Khodagholi, D. et al. Transistor electroquímico orgánico que incorpora un ionogel como electrolito de estado sólido para la detección de lactato. J. Mater. Química. 22, 4440–4443 (2012).

Artículo CAS Google Scholar

Berggren, M., Nilsson, D. y Robinson, N. Materiales orgánicos para electrónica impresa, Nature Materials. 6, 3–5 (2007).

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La financiación parcial para este trabajo se obtuvo de ANR, Región PACA y MicroVitae Technologies. DK era un estudiante internacional de REU de la Universidad de Michigan, apoyado por la Red Nacional de Infraestructura de Nanotecnología de EE. UU.

Takamatsu Seiichi y Lonjaret Thomas contribuyeron igualmente a este trabajo.

Instituto Nacional de Ciencia y Tecnología Industrial Avanzada, Tsukuba, 305-8564, Japón

Seiichi Takamatsu

Departamento de Bioelectrónica, Escuela Nacional Superior de Minas, CMP-EMSE, MOC, Gardanne, 13541, Francia

Thomas Lonjaret, Dakota Crisp, George G. Malliaras y Esma Ismailova

Tecnologías MicroVitae, Meyreuil, 13590, Francia

Thomas Lonjaret

Universidad Aix Marsella, INS/Inserm, UMR-S 1106, Marsella, 13005, Francia

Jean-Michel Badier

También puedes buscar este autor en PubMed Google Scholar.

ST y EI desarrollaron la técnica de creación de patrones, EI, TL y DC desarrollaron el recubrimiento IL, TL, ST, EI y JMB realizaron las mediciones de ECG, TL y ST realizaron el análisis de datos de ECG y prepararon las Figuras 1 y 3, GGM y EI supervisaron el proyecto, ST, TL, EI y GGM escribieron el artículo. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Los autores no declaran tener intereses financieros en competencia.

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Reimpresiones y permisos

Takamatsu, S., Lonjaret, T., Crisp, D. et al. Modelado directo de conductores orgánicos sobre tejidos de punto para electrocardiografía de larga duración. Representante científico 5, 15003 (2015). https://doi.org/10.1038/srep15003

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Recibido: 10 de mayo de 2015

Aceptado: 11 de septiembre de 2015

Publicado: 08 de octubre de 2015

DOI: https://doi.org/10.1038/srep15003

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