リアルタイム呼吸モニタリング用のポータブル摩擦電気ナノ発電機

はじめに

地球規模の気候悪化、深刻な大気汚染の増加、高齢者の悪化傾向に伴い、人間の健康、特に呼吸器系の健康はますます脅威にさらされています[1,2,3]。一方、人間の健康状態の監視は、潜伏疾患を予防するための注目の的となっています[4、5、6、7]。呼吸数は、人間の生理的健康を直接反映する最も重要で信頼できる指標の1つとして、閉塞性睡眠時無呼吸症候群（OSAS）や嚢胞性線維症によって引き起こされる呼吸機能障害などの潜在的な呼吸器疾患の予測と診断に重要な情報を提供する可能性があります[8、 9,10,11]。呼吸状態を監視するために利用されるさまざまな伝統的な医療機器があり、革新的な呼吸監視のための技術を開発するために並外れた努力もなされてきました。優れた臨床適用性と監視精度にもかかわらず、扱いにくい構造、複雑な操作性、外部電源への依存、および携帯性の悪さは、スマートモバイル医療用電子機器としてのさらなる開発を制限しています。近年、モバイルネットワークと低電力エレクトロニクスの進歩により、インテリジェントなモバイル医療機器が驚異的なペースで推進され、家庭用ヘルスケアと柔軟なウェアラブルエレクトロニクスへの関心が高まっています[6、12、13、14、15、16、 17,18]。そのため、スマートな方法で呼吸を監視する可能性が高い、バッテリー不要のウェアラブルヘルスケアセンサーが広く求められています。

電磁[19、20]や圧電[21,22,23,24,25]のような比較的成熟したバイオエナジー掃気技術と比較して、摩擦電気ナノ発電機（TENG）[26,27,28,29,30]のメリットがあります。軽量、高密度のエネルギー、および高いセンシング感度は、バイオエナジーハーベスター、ウェアラブルエレクトロニクス、およびセルフパワーの健康監視デバイスとしてのアプリケーションでより優れた可能性を秘めています。さらに、TENGベースの環境発電機は、人間の呼吸のように周波数帯域幅が10Hz未満の作業環境でバイオエナジーを除去する能力が高く[31、32]、TENGに使用される材料は鉛フリーであり、安全に使用できます。ヘルスケアセンサー。したがって、TENGは、ウェアラブルでセルフパワーの呼吸モニタリングデバイスに最適な選択肢の1つであることは間違いありません。ウェアラブルおよびセルフパワーの健康監視技術に対する高まる需要を満たすために、人間の生理学的状態を監視するために多くの新しいTENGベースのセンサーが開発されました。リンら。 経由で心拍数を監視するためのセルフパワードワイヤレスボディセンサーネットワーク（BSN）システムを提案しました 2018年には、ダウニー構造ベースのTENG（D-TENG）、電力管理回路、TENGベースの心拍数センサー、信号処理ユニット、およびワイヤレスデータ送信用のBluetoothモジュールが統合されました[13]。 P. Maharjan etal。 2018年に新しい曲線形状のウェアラブルハイブリッド電磁TENG（WHEM-TENG）を設計し、スイングアームから収集した生体力学的エネルギーを動力源とする電子腕時計として機能し、パルス信号と心拍数の監視にも電力を供給することが実証されました[ 17]。 Chen etal。エレクトロスピニングされたナノファイバーマットに基づいて多様性タッチエネルギーを収集し、呼吸情報や橈骨動脈パルスなどのリアルタイムの生理学的信号を監視するために、人間の皮膚などの柔らかい表面にコンフォーマルに取り付けることができる、圧電特性と摩擦電気特性の柔軟なハイブリッドナノ発電機を2017年に報告しました[ 33]。 Cu etal。は、2018年に人間の皮膚に高い柔軟性と快適性を備えた単一電極TENGに基づく脈拍センサーを報告しました。これにより、橈骨動脈圧波を表す典型的な人間の脈拍波形を正常に取得できます[34]。上記の研究は、人間の物理的監視におけるTENGベースのウェアラブルおよびセルフパワーのインテリジェントデバイスの開発を大きく推進しました。

腹囲の変化は呼吸過程での人間の自然な身体的行動であるため、腹部の変形から情報を取得することは感知アプローチであり、人間の通常の活動に悪影響を与えることはありません。 。本論文では、携帯性、機動性、知能のメリットを同時に備えた、スライディングモードTENGに基づく統合型ウエストウェアラブルワイヤレス呼吸センサーを提案します。これは、デバイスの正常な機能に悪影響を与えることも、ユーザーの日常の活動に悪影響を与えることなく、継続的なリアルタイム呼吸モニタリングおよびOSAS検出のためにさまざまな日常活動に適用できます。 TENGセンサーを搭載したスマートベルトは、呼吸中のユーザーの腹囲の変化を感知し、周期的な変化をTENGのトライボペアの往復振動に伝達するため、呼吸情報を含む電気信号を出力できます。 TENG。センシングプロセス全体に外部電源は必要ありません。また、呼吸信号の伝送を実現するために、外部電源から給電される無線伝送チップを搭載しています。呼吸状態の情報がついに携帯電話に表示されます。ここでは、TENGベースの呼吸センサーに関する研究成果を報告し、リアルタイムの呼吸モニタリングのためのインテリジェントなウェアラブルおよびセルフパワーデバイスとしての優れた可能性を示します。

メソッド

呼吸センサーのアーキテクチャ

図1aは、スライディングモードTENGに基づく呼吸センサーの概略構造を示しています。ウエストウェアラブル呼吸センサーは、図1a（i）に示すように、日常生活におけるユーザーのリアルタイムの呼吸状態を検出するように設計されています。この種の監視戦略は、歩行、睡眠、調理、事務作業など、着用者の日常の活動を妨げることはありません。このデバイスは、ウェアラブル2層ベルト、ベルトに組み込まれたスライドモードTENGセンサー、およびワイヤレスで構成されています。伝送システム。図1a（ii）に示すように、2層ベルトの各層には、黒い線で示される非伸長性の部分と、赤い線で示される変形可能な部分が含まれています。 TENGセンサーは、図1a（iii-iv）に示す詳細な構造のウェアラブル二重層ベルトに組み込まれています。ネガティブとポジティブの摩擦材料として、それぞれ厚さ100μmのポリテトラフルオロエチレン（PTFE）フィルムと厚さ30μmのナイロンフィルムを使用しています。摩擦層の外面には、導電性電極として厚さ50μmの銅箔が2枚取り付けられています。誘電体を平らに保つためのサポートとして、2枚のアクリルシートが使用されています。 TENGデバイスの平面サイズは5×5cm ² です。 。 TENGデバイスはプラスチックスリーブでコーティングされており、呼吸モニタリングプロセス中に部族ペア間の接触を確保します。

ウエストウェアラブル呼吸センサーとワイヤレス伝送システムの製造。 a ワイヤレス呼吸センサーの概略設計。 （i）ウェアラブルの概略図、（ii）ウェアラブルデバイスの構造スケッチ、（iii）TENGの拡大図、（iv）TENGの材料図、および（v）ワイヤレス伝送システムに含まれる機能モジュール。 b 無線伝送システムの回路図

デバイスの構造は、一連の明らかなメリットを考慮して設計されています。まず、ベルトの変形可能な部分を利用して、呼吸中の腹部の拡張に対応し、吸入プロセス中の腹部の収縮手順で復元力を提供します。これにより、連続信号によるリアルタイムの検出が可能になります。不快感やユーザーの通常の活動に悪影響を与えることなく、スマートベルトを介して実現されます。第二に、ベルトの伸展不可能な部分を使用してベルトの変形を制限し、腹囲の変化の一部を使用してトライボペアのスライド動作を駆動できるようにします。また、このデバイスに採用されているシンプルな構造と市販の材料により、低コストで製造が容易になり、市場性のあるプロモーションの見通しが容易になる可能性があります。

さらに、ハードウェアとソフトウェアのモジュールのセットを適用して信号伝送用のワイヤレス伝送システムを形成し、リアルタイム呼吸の情報が携帯電話に表示されることを想定しています（図1a（v））。図1bに示すように、電圧フォロワ、電圧上昇回路、およびワイヤレス伝送チップで構成されるハードウェアモジュールが回路基板に統合されています。 TENGは高電圧を出力しますが、電流は比較的低いため、出力インピーダンスが高くなり、ワイヤレス伝送システムでの適用性に影響を与えることに注意してください。この点で、電圧フォロワは回路に統合されており、TENGの出力インピーダンスを下げて、ワイヤレス伝送ユニットの出力インピーダンスとほぼ一致させることができます。また、実用性への懸念として、TENGの電気出力は交流として特徴付けられており、その負の信号値をアナログデジタルコンバーター（ADC）の入力信号として使用することはできません。したがって、電気レベル上昇回路を使用して、TENGの出力電圧の信号曲線全体を正のレベルに上げ、ADCが信号全体を取得できるようにします。ワイヤレス伝送チップは、ADC、マイクロプロセッサ、アンテナ、およびユニットに電力を供給するためのバッテリーで構成されています。ソフトウェアモジュールには、信号サンプリング、信号処理、信号保存、および信号表示ユニットが含まれています。信号サンプリングおよび処理ユニットを介して、携帯電話に送信された信号は正と負の成分で発振に変換されますが、信号の波形と振幅はTENG出力の元の値に比例して変換されません。したがって、それは呼吸数を示すだけです。また、信号表示ユニットと信号保存ユニットにより、リアルタイムの呼吸数の送信信号が体系的に保存され、携帯電話に表示されます。

検出原理と動作メカニズム

人間の呼吸は通常、胸式呼吸と腹式呼吸に分類され、私たちのほとんどは日常生活の中で最初のタイプを使用します。胸腔呼吸の過程で、呼気と吸入の過程が発生するにつれて腹腔が周期的に膨張および収縮し、腰の周りに取り付けられたウェアラブルベルトの伸縮を誘発する可能性があります。その間、トライボペアは腹部周囲の変形によって外側と内側にスライドするように強制されます。往復スライドプロセス中に、TENGデバイスを備えたスマートベルトを介して呼吸状態が取得されます。

図2は、スライディングモードTENGに基づく呼吸センサーの動作メカニズムを示しています。腹腔周囲の変化は、ウェアラブル二層ベルトを介した摩擦対の相対的な滑りを促進し、外部回路を通過する交流を誘発し、それが捕捉され、呼吸モニタリングの信号として扱われる可能性があります。各作業サイクルには、最初の親密な接触、外向きのスライド、短い一時停止、および内向きのスライドの4つのプロセスがあります。図2aに示す初期状態では、摩擦対の表面が完全に重なり合って密接に接触しており、摩擦電気効果により、ナイロンフィルムとPTFEフィルムの表面はそれぞれ正と負に帯電しています。および静電誘導。この段階では、表面電荷が静的バランスにあり、回路内で電荷が移動しないトライボペア間にスライド動作はありません。呼気が始まり、腹腔の拡張に伴って摩擦対が外側にスライドし始めると（図2b）、摩擦電荷の分離により、摩擦対の間に電位差が生じます。したがって、自由電子は外部回路を介して1つの電極から別の電極に転送され、正の振幅の出力電圧のパルスが生成されます。呼気プロセス中にトライボペアが最大スライド距離に達すると（図2c）、転送された電荷はピーク値に達し、回路を流れる電流はなくなります。次に、吸入プロセス（図2d）が発生します。このプロセスでは、腹腔の収縮に伴って摩擦ペアが内側にスライドし始めます。電極に転送された冗長な電荷は、新しい静電バランスのために逆流し、負の振幅の出力電圧のパルスが生成されます。摩擦ペアの帯電した表面が完全に重なるため、電荷は移動せず、TENGデバイスは図2aに示すように密接な接触状態に戻ります。このように、トライボペア間で外向きと内向きの振動が繰り返されると、電子は2つの電極間の回路内で前後に駆動され、交流出力を生成します。

呼吸センサーとその4つの動作プロセスの動作メカニズム図。 a 「親密な接触」プロセス：ユーザーが吸い込み、トライボペアの表面が完全に重なります。 b 「外側へのスライド」プロセス：ユーザーが息を吐き、トライボペアが外側にスライドします。 c 「短い一時停止」プロセス：ユーザーが息を吐き、トライボペアが最大限に外側にスライドします。 d 「内側へのスライド」プロセス：ユーザーが吸い込み、トライボペアが内側にスライドします

測定システム

呼吸センサーの電気出力性能は、KeysightB2983Aシステム電位計によって記録されました。

結果と考察

臨床応用の場合、呼吸数は、OSASのような呼吸器疾患の早期警告と迅速な診断のための重要な情報を提供する可能性があります。この論文では、呼吸過程で腹囲の変化を感知し、携帯電話に無線信号を表示することにより、リアルタイムの呼吸を監視するための代替戦略を提供するために、ウエストウェアラブル無線呼吸センサーを提案します。デバイスの構成には、ウェアラブル2層ベルト、ベルトに組み込まれたスライディングモードTENGセンサー、およびワイヤレス伝送システムが含まれます。また、デバイスの適用性、移植性、および精度は、理論的分析、機械的テスト、およびボランティアによるリアルタイムテストを通じて検証されています。

理論的予測

まず、TENGの出力性能を予測し、呼吸モニタリングセンサーとしてのデバイスの可能性を検証するための分析モデルを確立します。分析モデルの精度を調べるために、リアルタイムテストが実行されます。さらに、センサーの電気信号と入力の機械的励起との相関関係が確立され、理論モデルによって調査されます。これにより、センサーの動作メカニズムをよりよく理解できます。これらの目的のために、呼気と吸入の段階を含む呼吸プロセスをシミュレートするための理論的関数が提案されています。呼気の段階で、腹腔が拡張し、摩擦ペアが外側にスライドして、変位 x（t） トライボペアの割合はゼロから A まで徐々に増加します 。その後、トライボペアは最大変位 A のままになります 吸入プロセスまで。吸入段階では、腹腔が収縮し、摩擦ペアが内側にスライドし始めるため、変位 x（t） A から徐々に減少します ゼロに。その後、トライボペアは次の呼吸サイクルまでゼロの変位のままです。 x（t）の変動規制によると 時間領域では、デバイスの励起は台形波であると想定され（図3a）、次のように表されます。

ここで T は期間、η 全期間に対する呼気時間の比率 T 、 v ₁ および v ₂ それぞれ、外側と内側にスライドする速度です。さらに、出力電圧 V （ t ）は、スライディングモードTENGの理論に従って次のように計算されます[35、36]：

$$ {\ displaystyle \ begin {array} {l} V（t）=\ frac {\ sigma {d} _0} {\ varepsilon_0} \ left [\ frac {l} {lx（t）} \ exp \ left （-\ frac {d_0} {\ varepsilon_0 RS} {\ int} _0 ^ t \ frac {l} {lx（t）} d {t} ^ {\ prime} \ right）\ right。\\ {} \ kern1.5em \ left。+ \ frac {d_0} {\ varepsilon_0 RS} \ frac {l} {lx（t）} {\ int} _0 ^ t \ exp \ left（\ frac {d_0} {\ varepsilon_0 RS} {\ int} _t ^ {t ^ {\ prime}} \ frac {l} {lx \ left（\ delta \ right）} d \ delta \ right）d {t} ^ {\ prime} -1 \ right] \ end {array}} $$（2）

ここで d ₀ = d ₁ / ε _{r 1} + d ₂ / ε _{r 2} は d の有効厚さです ₁ （ d ₂ ）およびε _{r 1} （ε _{r 2} ）は、誘電体層の厚さと比誘電率をそれぞれ示します。ε ₀ 真空の誘電率、σ表面電荷密度、 R 負荷抵抗、および S 誘電体プレートの面積。

呼吸中の身体運動とTENGセンサーの出力電圧との相関関係。 a 理論的予測のために想定される台形の変位形式。 b 理論的予測と実験結果の比較

電気機械モデルを理論的に検証するためのケースとしてデバイスが使用され、タブに示されている物理的特性と負荷プロセスのパラメータが使用されます。 1.計算された出力電圧の時間履歴は図3bの青い線で示され、測定された電圧信号は赤い線で示されます。理論的予測と測定信号の間に優れた一致が見られ、呼吸の過程でデバイスの電気出力を予測するために分析モデルが正確であることを示唆しています。さらに、予測された呼吸信号の電圧パルスは、吸入および呼気プロセスとの一貫性を示しています。信号は上昇および下降し、それぞれ呼気および吸入プロセスの発生に伴う正および負の信号で動作します。また、構造パラメータのTENGベースの呼吸センサーの最適設計に利用して、パフォーマンスと感度を向上させることもできます。

<図>

出力特性

デバイスの出力電圧信号に対する摩擦対の滑り変位の影響を調査するために、機械的試験が実施されました。図4aに示すように、摩擦ペアの両端をストレッチ機に固定し、ストレッチ機を介して摩擦ペアを周期的な往復スライド振動に強制し、呼吸における摩擦ペアの動きをシミュレートしました。処理する。一方、11MΩの電気回路の負荷抵抗で電圧計によって測定された電圧信号と比較するために、伸長プロセスにおける滑り変位と牽引力の時間履歴が記録されました。機械的試験では、周波数0.5Hz、変位振幅2.5mmから30mmの台形波励起を利用しました。図4bは、赤い線による出力電圧の時間履歴と、それに対応する振幅30mmのスライド変位の時間履歴、および緑と青の線による牽引力を示しています。ステージIでは、摩擦ペア間の変位が機械の牽引力とともに増加する一方で、出力電圧の正のパルスがキャプチャされます。そしてステージIIでは、出力電圧は反対の信号を示しますが、牽引力は徐々にキャンセルされ、変位は減少します。電圧信号の周期的特性は、設定機械的励起のスライド変位および牽引力の特性とよく一致します。これは、リアルタイムの呼気監視のためのTENGセンサーの実現可能性を示しています。さらに、得られた電圧信号は、2.5mmから30mmまでのさまざまなスライド振幅の下で明らかに変化します（図4c）。これにより、変位振幅（つまり呼吸深度）の影響を調べることができます。変位振幅に対するピーク電圧の変動傾向を図4dに示します。明らかに、ピーク電圧は変位振幅に比例して増加し、変動の関係は次のように説明できます。

$$ {V} _ {\ mathrm {peak}} =0.01383 {X} _ {\ mathrm {max}} +0.0092 $$（3）

ここで、 V _ピーク は出力電圧と X のピーク値です _max トライボペアの最大スライド変位を意味します。式の規制。 （3）は、適用範囲「2.5mm≤ X 」でのデバイスのピーク電圧と変位励起の関係を示しています。 _max ≤30mm」。これは、腹部周囲がピーク電圧に及ぼす影響と、呼吸プロセスにおけるセンサーのピーク電圧の予測に基づく影響を学習するための基礎を提供します。一方、図4dは、センサーの有用な電気信号が、牽引力の振幅と3.09Nおよび2.5mmの小さなスライド変位でキャプチャできることも示しています。これは、デバイスを簡単に駆動できることを意味します。ユーザーに不快感を与えることなく、腹囲を変化させることができます。

TENGベースの呼吸センサーの機械的テスト。 a ストレッチ機に固定されたTENGセンサーの写真。 b 台形の励起下でのセンサーの出力電圧信号と、それに対応するスライド変位と力の時間履歴。 c 変位振幅が異なるセンサーの出力電圧の時間履歴。 d 最大すべり変位の関数としての出力電圧と牽引力のピーク値

呼吸モニタリング

呼吸センサーとして機能するデバイスの実現可能性を検証するために、一連のリアルタイム監視テストが実行され（図5a）、電気信号は、電気回路の負荷抵抗が100MΩの電圧計を介して測定されました。 。呼吸プロセス中、デバイスのベルトはユーザーの腰とコンフォーマルに接触した状態に保たれ、ユーザーの腹部環境の変化は、トライボペアの周期的な往復スライド振動に反映されます。ボランティアが定期的に吐き出したり吸い込んだりすると、正と負の振幅のパルスを含む出力電圧信号が現れます。実際のアプリケーションでは、キャプチャされた電気信号には、呼吸プロセス、つまり呼吸数と吸入または呼気プロセスなどに関連するより多くの情報が含まれる場合があります。電圧信号の周期的変動と呼吸の動作メカニズムとの相関関係を示すことにより、センサーを使用すると、測定された信号から呼吸の詳細情報を抽出する方が正確になります。したがって、相関関係を説明するための例として、リアルタイムテストから1つの呼吸サイクルを取り上げます（図5b）。呼気プロセスで力が加えられると、トライボペアは外側にスライドし、呼気プロセスの検出に従って正の振幅の出力電圧のパルスを生成します。次に、それに対応して、吸入プロセスで加えられた力が徐々に取り消されると、摩擦対は内側にスライドし、吸入プロセスの検出に従って負の振幅を有する出力電圧のパルスを生成する。上記の分析に基づいて、電圧信号を利用して呼吸プロセスを深く理解することができます。

さまざまな呼吸リズムを監視するためのスライディングモードTENG呼吸センサー。 a 呼吸モニタリングのために腰に装着されたTENGセンサーの写真。 b 出力電圧信号と1回の呼吸サイクルでの呼気と吸入のプロセスとの対応。 c 、 d ウエストラインが異なる2人のボランティアの出力電圧信号の時間履歴（ c の場合は72.8cm） d の場合は98.6cm ）およびさまざまな呼吸リズムに対するFFTの対応する結果

さらに、2人のボランティア（1人はウエストラインが72.8cmの22歳、もう1人はウエストラインが98.6cmの24歳）を招待して、さまざまな個人の特定の呼吸行動を反映するスマートベルトの能力をテストしました。さまざまな呼吸数に対するデバイスの感度をテストするために、ボランティアが提供する呼吸プロセスには、3つの異なる呼吸リズム、つまり、通常、急速、および深呼吸が含まれます。さまざまなリズムの呼吸プロセス中に、TENGセンサーによって生成された電気信号が正常に検出され、2人のボランティアについてそれぞれ図5cとdに示されます。電圧信号は、リズムごとに再現性と信頼性があり、呼吸プロセスにおける呼吸数の明らかな違いを示します。 2人のボランティアの出力電圧の時間履歴（図5cおよびd）は、それぞれ3つの呼吸リズムの過程で安定した変動（一定の周波数とピークバレー値）を示します。図5cとdの高速フーリエ変換（FFT）の結果に反映されているように、正常呼吸、急速呼吸、深呼吸の抽出周波数は、22歳のボランティアでそれぞれ0.68、1.10、0.40Hz、0.60Hzです。 、1.40、および24歳の場合は0.47Hz。これらは健康な成人にとって妥当な呼吸数です[37]。これは、呼吸数の重要な情報を電気信号を介して収集できることを意味します。一方、テストに参加した2人のボランティアは、無呼吸の症状によって引き起こされる呼吸の一時停止をシミュレートするために息を止めるように求められます。これに対応して、図5cおよびdに、ゼロボルトの値の信号が2つの異なる呼吸リズムの間で約10秒間続くことが示されています。これは、OSASの判断基準として、またその診断と警告のさらなる準拠として利用できます。これらの結果は、このTENGセンサーが呼吸数だけでなく無呼吸の症状も検出できることを示しています。

さらに、さまざまな州のボランティアによって一連のリアルタイムテストが実施され、さまざまな日常活動におけるデバイスの実用性が確認されました。電圧信号は、負荷抵抗が100MΩの電圧計を介して、3つの異なる状態、つまり、横になっている（図6aのケースI）、座っている（図6bのケースII）、立っている（図6cのケースIII）で測定されました。 、3 km / hの速度で歩きます（図6dのケースIV）。図6aは、睡眠中の呼吸状態をシミュレートするために横たわっているボランティアで取得された電圧信号を示し、図6b-dは、日中の活動における呼吸プロセスをシミュレートするために、それぞれ座っている、立っている、歩いているボランティアでキャプチャされた電圧信号を示しています。 。ケースI〜IVのすべての信号は、呼吸中の腹囲の変化に合わせて安定した継続的な電圧パルスを示します。これは、実際の吸入と呼気のプロセスと一致します。また、呼吸数は、ケースIで0.54 Hz、ケースIIで0.52 Hz、ケースIIIで0.72 Hz、ケースIVで0.65Hzであることがそれぞれ検出されます。図6dを歩いている間、信号波形にいくつかのジッターが存在することは注目に値しますが、呼吸リズムを監視する機能は引き続き実現されています。 4つのケースのテストは、日常生活のさまざまな活動におけるリアルタイムの呼吸モニタリングのためのウェアラブルデバイスとしての呼吸センサーの実現可能性を示しています。 Furtherly, we carried out a long-time continuous respiration monitoring for 180 s and the detected signals are presented in Additional file 1:Figure S1. The time histories of the output voltage exhibit stable alteration with the breathing processes during the tests, which demonstrate the stability of the TENG sensor for long-time monitoring in practical applications.

The TENG sensor for real-time respiration monitoring in different daily activities. The captured voltage signals and the corresponding testing photographs in processes of respiration monitoring when volunteer is (a ) lying, (b ) sitting, (c ) standing, and (d ) walking at a speed of 3 km/h

To further improve the portability of the device as a wearable respiration sensor, a wireless transmission system was designed for the exhibition of the breathing information on a mobile electronic equipment. Specifically, a real-time monitoring test equipped with the wireless transmission system proposed in Fig. 1b was carried out and the electrical signals generated by the TENG sensor were wirelessly transmitted and displayed on a cell phone. Figure 7a shows the actual setup of the wireless transmission system and Fig. 7b shows the signal waveforms containing breathing information displayed on the phone via the wireless transmission system. The measured respiratory information of the volunteer in Fig. 7b have been further processed on a PC and shown in Fig. 7c for better viewing. The depicted waveforms in Fig. 7c suggest that the respiratory rate is about 0.625 Hz. And the exhalation and the inhalation stages of the breathing process are identified and marked in Fig. 7c, which indicates the perfect reflection of the electric signals displayed on the phone to the actual respiratory status and the reliability and practicality of the wireless transmission system. To further demonstrate the accuracy of the wireless signals, voltmeter signals (with electrical load resistance of 10 MΩ) after TENG and wireless signals after wireless system were captured in the same breathing test and compared in Additional file 1:Figure S2. It is worth to be mentioned that the amplitude of the wireless signals is not the true value of the output voltage of the TENG sensor, but being processed proportionally. On the one hand, the signal width of the wireless signals is much wider than the voltmeter signals, which can be attributed to a comprehensive outcome of the larger input impedance of voltage follower (100 TΩ) in the wireless transmission chip, the existing load loss of the circuit and the low sampling rate which make the signals distorted slightly. On the other hand, though the waveform and the peak value are changed after the wireless system, the information about the breathing cycle delivered by the wireless signals coincides well with that of the voltmeter signals, which means that the respiratory rates can be correctly reflected by the signals obtained from the wireless transmission chip.

Real-time respiration monitoring via the TENG sensor with the wireless transmission system. a Photograph of the actual setup of the wireless transmission system. b Photograph of volunteer’s real-time breathing signals displayed on a mobile phone. c The respiratory waveform depicted with the data stored by the wireless transmission system

結論

In summary, we have designed and fabricated a waist-wearable wireless respiration sensor to monitor real-time respiratory status of humans in daily life and to transmit the breathing information to a mobile cell via a wireless transmission system. We furtherly illustrated its working mechanism in detail that it senses the variation of the abdominal circumference while breathing and output electrical signals containing rhythm information of the respiratory processes. In this study, theoretical analyses were performed to predict the output signals of the TENG and validate the possibility of the TENG to work as a respiration sensor. It was also demonstrated by a mechanical test that the sensor can be easily driven by a sliding displacement with an amplitude of 2.5 mm, which makes it feasible for use as a wearable sensor. To validate the applicability in reality, we carried out a series of tests by two volunteers to investigate the feasibility, accuracy, and sensitivity of the device to different individuals, different breathing rhythms, and different active states. The device was demonstrated applicable for not only the detection of apnea symptom but also the real-time monitoring of breath. Lastly, the wireless transmission system of the sensor was also proved to be efficient in wireless electrical signal transmission. Results stated above have shown the potential of the proposed sensor as a smart wearable respiration sensor and the household healthcare monitoring system comprehensively.

データと資料の可用性

The data and materials used are included in the manuscript.

略語

ADC:

Analog digital converter

FFT：

Fast Fourier transform

OSAS:

Obstructive sleep apnea syndrome

PTFE：

ポリテトラフルオロエチレン

TENG：

摩擦電気ナノ発電機