Мини-обзор гибкой и носимой электроники для мониторинга информации о здоровье человека

Введение

С 1950-х годов появление полупроводниковых технологий на основе кремния в значительной степени способствовало развитию индустрии информационных технологий, резко изменив жизнь людей. Однако с ускорением мировой информации и развитием Интернета вещей (IoT) обычная электроника на основе кремния с высоким модулем Юнга сталкивается с новыми проблемами. За последние несколько десятилетий гибкая и носимая электроника вызвала все больший интерес и стала горячей темой в мире науки. В отличие от жестких электронных устройств на основе кремния, гибкая электроника демонстрирует множество уникальных превосходных характеристик, таких как высокая гибкость, сверхлегкий вес и конформность, которые позволяют использовать гибкую и носимую электронику в более широком диапазоне приложений.

В частности, растет интерес к гибким и носимым медицинским устройствам для регулярного и непрерывного мониторинга информации о здоровье человека. Изобретаются новые устройства для непрерывного мониторинга показателей жизнедеятельности с максимальным комфортом. Эти носимые медицинские электронные устройства могут измерять различные показатели здоровья, такие как частота сердечных сокращений, пульс, температура тела, уровень глюкозы в крови и т. Д., Неинвазивно в режиме реального времени, просто прикрепляя их к поверхности человеческого тела. Мониторинг основных показателей жизнедеятельности в режиме реального времени может предупредить пользователей и поставщиков медицинских услуг о необходимости дальнейшего оказания медицинской помощи, когда показатели физического здоровья человека являются ненормальными, что позволяет избежать ситуации, когда пропущено лучшее время для лечения. Кроме того, гибкая электроника может деформироваться по желанию и обнаруживать различные сигналы с чрезвычайно высокой чувствительностью, поэтому ее можно использовать в искусственной электронной коже, обнаружении движения, телемедицине и домашнем здравоохранении. Нет никаких сомнений в том, что гибкая и носимая электроника следующего поколения приведет к революции в образе жизни людей.

Значительные усилия были направлены на производство и развитие носимой электроники, и за последние несколько лет были достигнуты захватывающие успехи в новых материалах, новом процессе и чувствительном механизме. Как показано на рис. 1, в этом обзоре основное внимание уделяется разработке носимой электроники для мониторинга информации о здоровье человека, обсуждаются их общие принципы работы и приводятся некоторые успешные примеры. В разделе 2 мы представляем датчики силы для измерения микродеформации поверхности тела, вызванной гемокинезом и деятельностью человека. В частности, эти микроструктурированные датчики напряжения или давления обладают сверхвысокой чувствительностью и могут использоваться для обнаружения пульса [1, 2], голоса [3] и движения человека [4]. В разделе 3 рассматриваются датчики температуры для определения и отображения температуры кожи. Что касается датчиков температуры, мы сосредоточимся на некоторых решениях для повышения растяжимости и отделения деформации от температурных эффектов. Помимо физических сигналов, биологические сигналы также генерируются нормальной деятельностью человеческого тела. Физиологические биохимические сенсоры для мониторинга физиологических биомаркеров описаны в разделе 4. В разделе 5 мы описываем некоторые многофункциональные сенсоры, которые объединяют несколько чувствительных элементов для одновременного обнаружения многоканального сигнала. Чтобы по-настоящему реализовать независимую работу носимой электроники, необходимы некоторые практические функциональные модули, такие как компонент с автономным питанием и модуль обработки данных, которые кратко рассматриваются в разделе 6. Наконец, мы резюмируем разработки гибкой и носимой электроники для наблюдения за людьми. информация о здоровье в последние годы и перспективы использования гибкой носимой электроники для мониторинга информации о здоровье человека.

Наглядное резюме последних разработок носимой электроники для мониторинга информации о здоровье человека

Гибкие датчики силы

Датчик силы - это чувствительное устройство, которое может определять значения механических сил, таких как натяжение, давление, крутящий момент, напряжение и деформация, и преобразовывать их в электрические сигналы. Различные физические стимулы, генерируемые регулярной физиологической активностью человеческого тела, содержат много важной информации о здоровье, например, частоту сердечных сокращений, движение мышц, частоту дыхания и артериальное давление. Большинство традиционных датчиков силы громоздкие и тяжелые, потому что они в основном основаны на металлических и полупроводниковых материалах, и они не применимы к носимой электронике для контроля жизненно важных функций человеческого тела из-за их очень ограниченной мобильности и гибкости. По сравнению с традиционными датчиками силы гибкие датчики силы, использующие пластмассовые и эластомерные подложки, обладают рядом преимуществ, таких как лучшая биосовместимость, растяжимость, прозрачность, пригодность для носки и возможность непрерывного обнаружения. Ниже мы обсудим, что гибкие датчики силы можно разделить на датчики удельного сопротивления, емкостные датчики и пьезоэлектрические датчики.

Датчики резистивной силы

Резистивный датчик - это датчик, который преобразует изменение сопротивления чувствительных материалов, вызванное внешним воздействием, в выходной электрический сигнал. Активные материалы гибких датчиков силы сопротивления обычно представляют собой эластомерные композиты, образованные путем включения проводящих наполнителей, таких как графен [5, 6], углеродные нанотрубки (УНТ) [7,8,9,10, 11], тонкая металлическая пленка, нанопроволоки и т. Д. частицы [12,13,14] и проводящие полимеры [15] в эластомеры (например, PDMS, PU, ​​SEBS). Изменение сопротивления сенсора в основном вызвано следующими тремя факторами:(1) изменением геометрии чувствительных элементов [15], (2) изменением зазора между наночастицами или нанопроволоками [5,6,7,8, 9,10, 13, 14] и (3) изменения контактного сопротивления между различными слоями материалов [12, 11]. Пьезорезистивные датчики привлекли к себе всеобщее внимание из-за их низкого энергопотребления, простых производственных процессов и широкого применения [16].

Использование подложек с микроструктурной поверхностью предлагает эффективный способ изготовления высокочувствительных пьезорезистивных датчиков силы. Как показано на рис. 2a, b, Choong et al. [15] сообщили о гибком пьезорезистивном датчике, в котором используется матрица микропирамид-полидиметилсилоксана (PDMS) для повышения чувствительности датчика к давлению. Эта работа доказала, что использование микропирамидальной подложки может максимизировать изменение геометрии проводящего электрода, вызванное давлением или растяжением, значительно улучшая чувствительность (рис. 2c). Как видно из рис. 2г, датчик имеет хороший линейный отклик на давление. Однако при изготовлении микропирамидной структуры использовалась кремниевая форма, которая отличалась сложностью изготовления и высокой стоимостью [1, 3]. Wang et al. [1] использовали кусок тонкого шелкового платка в качестве формы для изготовления подложки из ПДМС с микрорельефом. В их работе отдельно стоящая ультратонкая пленка из однослойных углеродных нанотрубок (ОСУНТ) была перенесена на поверхность с микрорельефом, а датчик был построен путем размещения двух слоев пленок ОСУНТ / ПДМС лицом к лицу. Датчик с микроструктурой поверхности, подготовленной с использованием шелка в качестве шаблона для подготовки, продемонстрировал высокую чувствительность, быстрое время отклика, высокую стабильность, сверхнизкий предел обнаружения и отличные характеристики распознавания при распознавании голоса и обнаружении импульсов в реальном времени. Кроме того, Su et al. [17] сообщили о тонкой пленке PDMS с нерегулярным рисунком микродоменов с использованием листьев мимозы. Wei et al. [18] производили пленки ПДМС со структурой микрокуполов с использованием матовых стеклянных подложек. Эти усилия предоставили простые и недорогие методы изготовления тонкопленочной подложки большой площади с микроструктурой и дали хорошие результаты в улучшении чувствительности пьезорезистивных датчиков. По своей сути микроструктурированные гибкие материалы, например бумага [4], текстиль [19], растения и биоматериалы растительного происхождения [20, 21], вызывают широкий интерес для использования в качестве субстрата. Тао и др. [4] сообщили о датчиках давления на основе графена / бумаги для обнаружения человеческой деятельности. Они смешали тонкую бумагу с раствором оксида графена (GO), чтобы получить бумагу GO. После нагревания в сушильном шкафу в течение нескольких часов бумага GO была измельчена, чтобы получить проводящий композит rGO / бумага. Чувствительность датчика на бумажной основе в диапазоне давлений 0–20 кПа зависит от количества слоев папиросной бумаги. Восьмислойный датчик обеспечивает максимальную чувствительность 17,2 кПа ^-1 . в диапазоне 0–2 кПа. Датчик давления на основе графена / бумаги продемонстрировал большой потенциал в отслеживании пульса на запястье, дыхания, речи и состояния движения. Кроме того, Yang et al. [19] подготовили пригодный для носки датчик деформации путем термического преобразования листов GO в листы графена на подложке из полиэфирной ткани. Тканевая основа с переплетенной структурой придавала датчику некоторые особые характеристики отклика, в том числе сверхвысокий отрицательный коэффициент сопротивления-деформации и уникальную чувствительность по направлению. Готовый тканевый датчик деформации можно идеально интегрировать с одеждой для отслеживания движений человека в реальном времени, таких как пульс, движение рта, выражение лица и т. Д.

а Процесс изготовления микропирамидного массива PDMS. б Схема принципа действия датчика со структурой микропирамиды под действием внешней силы. c Повышенная чувствительность пирамидальных датчиков по сравнению с неструктурированными датчиками. г Линейные характеристики давления микропирамидных датчиков при растяжении. Адаптировано с разрешения исх. 10. Авторское право, 2014 г., John Wiley and Sons

Встраивание проводящих материалов с пористой структурой в эластомерную матрицу для создания двух- или трехмерных проводящих сетей является еще одним подходом к достижению высокой чувствительности в датчиках резистивной силы [7, 22, 23, 19, 24]. Деформация, вызванная внешними силами, изменит плотность пространственного распределения проводящих материалов и, таким образом, изменит сопротивление датчика. Как показано на рис. 3a, Wang et al. [7] производили полые сферические проводящие композиты, комбинируя микрокапсулы пыльцы подсолнечника (SFP) с многослойными углеродными нанотрубками (MWCNT), а затем добавляли их в PDMS для получения композитной пленки MWCNT / PDMS. Устройство E-skin было изготовлено путем помещения этой композитной пленки MWCNT / PDMS между двумя проводящими электродами. Как показано на рис. 3b – d, по сравнению с плоским датчиком, эта полая сферическая архитектура, представленная микрокапсулами на основе пыльцы, позволила датчику показать более высокую чувствительность, более быстрое время релаксации и очень высокую стабильность. Датчик может одновременно обнаруживать давление и динамическое напряжение, когда он прикреплен к человеческому пальцу или человеческому горлу. Ли и др. [23] представили простой метод создания пористых проводящих сетей путем преобразования тонкой бумаги в копировальную бумагу (CP) с помощью процесса высокотемпературного пиролиза. Рисунок 3e - это изображение копировальной бумаги, полученное с помощью SEM. Высокочувствительный датчик деформации, состоящий из копировальной бумаги и смолы PDMS, был успешно изготовлен с помощью простого процесса вакуумной инфузии. Пористая структура обеспечивала сверхвысокую чувствительность датчика к приложенной деформации, почти на порядок выше, чем у традиционного металлического датчика. Как показано на рис. 3f, 3, датчик CP / PDMS демонстрирует мониторинг дыхания взрослого и жестов руки человека посредством интеграции с ремнем и перчаткой соответственно. Ли и др. [22] изготовили чувствительные к давлению нановолокна с пористой структурой с помощью процесса электроспиннинга. Проводящий наноматериал (УНТ и графен) был равномерно диспергирован внутри нановолокон для улучшения чувствительности. Благодаря нанопористой структуре датчик давления резистивного типа, изготовленный с использованием этих композитных нановолокон, показал высокую чувствительность к деформации под давлением и отличную совместимость с трехмерными структурами.

а Схема механизма датчика со структурой полых сфер, индуцированного микрокапсулами пыльцы подсолнечника под давлением. б Переходный отклик композитной пленки (CF) на основе SFP и планарной CF при давлении 600 Па. c Время релаксации двух связанных датчиков. г Тест стабильности CF на базе SFP при 80 Па. Адаптировано с разрешения исх. 3. Авторское право, 2017 г., Elsevier. е СЭМ изображение преобразованной копировальной бумаги. е , г Контроль дыхания ( f ) и жест ( g ) взрослого с помощью датчика CP / PDMS. Адаптировано с разрешения исх. 63. Авторское право Американского химического общества, 2017 г.

Емкостные датчики силы

Емкостные датчики могут реагировать на изменение внешних сил посредством изменения емкости. Конденсатор обычно состоит из диэлектрического слоя, зажатого между двумя проводящими пластинами. Формула, используемая для расчета емкости:\ (C =\ frac {\ varepsilon_0 {\ varepsilon} _rA} {d} \), где ε ₀ - диэлектрическая проницаемость вакуума, ε _r относительная диэлектрическая проницаемость диэлектрика, A - эффективная площадь перекрытия двух проводящих пластин, а d расстояние между двумя токопроводящими пластинами. В качестве электродов гибких емкостных датчиков силы обычно используются УНТ [25], нанопроволоки Ag [26, 3] и проводящие ионные материалы [27]. Низкомодульные эластичные материалы, включая PDMS, SEBS и Ecoflex, являются хорошими кандидатами на роль диэлектрического слоя.

Чувствительность емкостных датчиков можно значительно улучшить за счет микроструктурирования электродов или диэлектрических слоев [3, 2, 28]. Как показано на рис. 4a – d, Quan et al. [3] использовали стекло с матовой поверхностью в качестве шаблонов для изготовления микроструктурированных пленок PDMS в качестве электродных подложек для гибких емкостных датчиков. Они сравнили датчики с микроструктурированными электродами с датчиками без такового. Результаты на рис. 4e – g продемонстрировали, что сенсоры с микроструктурой демонстрируют более высокую чувствительность, более низкие пределы обнаружения и более быстрое время отклика. Канг и др. [28] разработали высокоэффективный емкостной датчик давления на основе пористого диэлектрического слоя в виде губки. Губчатая пористая структура была получена путем покрытия PDMS на кремниевой подложке, уложенной стопкой полимерных микрогранул, с последующим растворением полимерных микрогранул. Затем пористую пленку PDMS переносили на тонкопленочный ITO электрод, в результате чего получился емкостной датчик со сверхвысокой чувствительностью и высокой стабильностью. Чувствительность пористых датчиков давления PDMS более чем в восемь раз выше, чем у датчиков на основе голой пленки PDMS. Причину лучшей производительности микроструктурированного емкостного датчика можно отнести к следующим двум моментам. Во-первых, структурирование подложки эластомерного электрода или диэлектрического слоя улучшает сжимаемость устройства. С другой стороны, микроархитектуры добавляют воздушные пустоты между проводящими пластинами конденсатора упорядоченным образом, что делает диэлектрическую проницаемость изменяемой под давлением. Когда к датчику прикладывается внешняя сила, вызывающая деформацию, общий объем воздушных пустот в диэлектрическом слое уменьшается, а диэлектрическая проницаемость гибридного диэлектрического слоя воздух / эластомер увеличивается, так что увеличение значения емкости емкостных датчиков вызвано двумя Факторы:уменьшение расстояния между пластинами и увеличение диэлектрической проницаемости. Кроме того, Pang et al. [2] разработали высокочувствительный датчик давления с диэлектрическим слоем из PDMS пирамидальной формы и интерфейсом со структурой микроволокна, как показано на рис. 5a, b. На рис. 5c – f сравниваются результаты теста лучевой артерии, полученные четырьмя датчиками с разной геометрией интерфейса, которые показывают, что интерфейс микроволокна, очевидно, может улучшить отношение сигнал / шум емкостных датчиков давления.

а - г СЭМ-изображение вида сверху ( a ) и вид сбоку ( b ) неструктурированной пленки PDMS, снимок SEM вида сверху ( c ) и вид сбоку ( d ) микроструктурированной пленки ПДМС. е Сравнение относительных откликов датчиков разной конструкции. е Проверка чувствительности двух структурированных датчиков. г Отклик двух структурированных датчиков при давлении 1 Па. Адаптировано с разрешения исх. 18. Авторские права, 2017 г., Elsevier

а Принципиальная схема датчика со структурой микроволокна. б СЭМ-изображение структуры микроволос с различным соотношением сторон. c - е Исследование лучевой артерии с использованием четырех устройств с разной геометрией интерфейса: c плоская поверхность, микроволокнистая структура с соотношением сторон d 3, е 6 и f 10

Для повышения чувствительности интеграция с органическим полевым транзистором (OFET) также является широко изучаемым проектом для емкостных датчиков. В устройствах OFET ток исток-сток напрямую зависит от диэлектрической емкости затвора. Schwartz et al. [29] сообщили о высокочувствительных устройствах OFET E-skin, использующих микроструктурированную пленку PDMS в качестве диэлектрического слоя и новый сопряженный полимер, полиизоиндигобитиофен-силоксан (PiI2T-Si) [30] в качестве полупроводника. Устройство OFET, в состав которого входит микроструктурированный диэлектрик PDMS, обеспечивает сверхвысокую чувствительность (8,4 кПа ^- 1) в режиме низкого давления <8 кПа, а также с малым временем отклика (<10 мс). Эти превосходные возможности продемонстрировали, что такое устройство является многообещающим для высокоточных измерений пульсовой волны на запястье.

По сравнению с резистивными датчиками, емкостные датчики обычно имеют более высокую чувствительность и более низкие пределы обнаружения. Однако их плохая линейность и восприимчивость к паразитной емкости и граничной емкости могут стать проблемой в практических приложениях.

Пьезоэлектрические датчики силы

Пьезоэлектрический эффект относится к явлению, при котором механические стимулы деформируют некоторые анизотропные кристаллические материалы и вызывают поляризацию внутренних диполей, что приводит к разнице потенциалов, существующей между двумя противоположными поверхностями кристаллов. Благодаря уникальным характеристикам пьезоэлектрических материалов, пьезоэлектрические датчики с быстрым временем отклика способны эффективно измерять высокочастотные динамические сигналы и являются весьма перспективными для устройств с автономным питанием.

Пьезоэлектрические материалы, обычно используемые в гибких датчиках, включают P (VDF-TrFE) [31, 32], ZnO [33], PbTiO3 [34] и PZT [35, 36] и т. Д. P (VDF-TrFE) является одним из наиболее излюбленные материалы для гибких пьезоэлектрических датчиков из-за их гибкости, простого процесса изготовления, замечательной стабильности и большого пьезоэлектрического коэффициента. Persano et al. [31] сообщил о гибком пьезоэлектрическом датчике, основанном на упорядоченных массивах волокон P (VDF-TrFE), полученных методом электроспиннинга. Этот простой датчик давления демонстрирует отличные характеристики измерения даже в режиме очень низкого давления (около 0,1 Па). Результаты предполагают исключительный потенциал применения в обнаружении движения человека и робототехнике. Хотя неорганическим материалам не хватает гибкости, многие наноразмерные неорганические материалы и полимер-керамические нанокомпозиты (такие как ZnO NW [33], наноленты PZT [35] и нанолисты [36], а также P (VDF-TrFE) / BaTiO ₃ нанокомпозит [4]) может проявлять определенную гибкость. Shin et al. [33] использовали легированные литием (Li) ZnO ННК, упакованные в PDMS в качестве чувствительного элемента. Пьезоэлектрическое выходное напряжение композитов ZnO NW – PDMS, легированных литием, зависело от приложенной силы и частоты. Изготовленные устройства были способны предоставлять мгновенную информацию о движениях человека, что имеет большое значение для применения электронных кожных устройств в мониторинге человеческой деятельности. Пьезоэлектрические датчики особенно полезны для обнаружения динамических физических стимулов, но не работают при измерении статических сигналов. Это связано с тем, что сигнал напряжения, генерируемый пьезоэлектрическими материалами, появляется только в момент приложения или снятия давления. Чтобы решить эту проблему, Chen et al. [34] сообщил о гибком пьезоэлектрическом датчике давления для статического измерения на основе PbTiO ₃ . нанопроволоки (PTNW) / графеновая гетероструктура. В этом устройстве поляризационные заряды, вызванные деформацией в PTNW, действуют как заряженные примеси в графене и влияют на подвижность его носителей. Рабочий механизм заключается в том, что поляризационные заряды в PTNW увеличивают рассеяние носителей в графене, что приводит к снижению подвижности носителей. На основе вышеупомянутого механизма, как показано на рис. 6, этот датчик с гетероструктурой обладал более высокой чувствительностью, чем собственные датчики давления из графена, выращенного методом CVD [37, 38], и был способен измерять статические механические сигналы.

Реакция давления датчика давления на основе PTNW (слева) и PTNW / графенового транзистора на импульс давления. Адаптировано с разрешения исх. 25. Авторское право Американского химического общества, 2017 г.

Гибкие датчики температуры

Определение температуры - важная часть сенсорных устройств. Температура тела может в значительной степени отражать физическое состояние человека. Температура ядра тела здоровых людей относительно постоянна и обычно находится в пределах 36,2 ~ 37,2 ° C. Он не зависит от окружающей среды, в то время как на температуру корпуса могут влиять как физические условия, так и температура окружающей среды. Аномальные изменения температуры тела обычно указывают на плохое самочувствие. Например, повышение температуры тела является признаком лихорадки или инфекции, а снижение температуры тела, вероятно, означает анемию. Для определения температуры в устройствах E-skin в режиме реального времени было разработано множество типов гибких датчиков температуры.

Резистивные датчики температуры

Определение температуры по изменению сопротивления чувствительных материалов является наиболее часто используемым методом измерения температуры в электронных устройствах, похожих на кожу. Температурный коэффициент сопротивления (TCR) - важный показатель чувствительности резистивных датчиков температуры. Он определяется как относительное изменение сопротивления при изменении температуры на 1 ° C. Сообщалось о различных резистивных датчиках температуры с использованием чистых металлических элементов (Pt, Au, Cu) [39,40,41,42], частиц оксидов металлов [43], полимерных композитов углеродных нанотрубок (УНТ) [8, 9] и графена. [44, 45] как чувствительные материалы.

Металлы давно используются для определения температуры из-за их температурной чувствительности. Механизм обнаружения можно объяснить тем фактом, что повышение температуры усиливает тепловые колебания решетки, что приводит к усиленному рассеянию электронной волны, что увеличивает удельное сопротивление. Традиционные датчики температуры на основе металла обеспечивают ограниченную растяжимость или изгибаемость. Структурная инженерия, такая как изгиб морщин, линейная подковообразная структура и конструкция с жестким островком [39, 41, 46], была сертифицирована как эффективный способ преодоления ограничений. Как показано на рис. 7a, b, Yu et al. [39] разработали растягиваемый датчик температуры на основе гофрированных тонкопленочных чувствительных элементов на эластичной подложке. Датчик был изготовлен путем напыления тонкой пленки Cr / Au (5 нм / 20 нм) на предварительно растянутую 30% гибкую подложку. Как показано на рис. 7c, d, периодическая волнистая геометрия, сформированная за счет снятия предварительной деформации, позволяет устройству растягиваться до 30% механической деформации с неизменными характеристиками. Webb et al. [41] сообщили об ультратонкой, податливой, подобной коже, матрице датчиков температуры, использующей тонкую (50 нм), узкую (20 мкм) тонкую золотую пленку в форме змеевика, полученную микролитографическими методами. При реализации с использованием передовых методов моделирования и анализа растягиваемые электронные системы были способны неинвазивно отображать температуру оболочки с точностью до милликельвина.

а Схема растягивающихся датчиков с периодически волнистыми узорами. б СЭМ растягиваемого датчика температуры. c Изменение значения сопротивления датчика при постоянном растяжении датчика от 2,25 до 30%. г Связь между сопротивлением и температурой растягиваемого датчика с деформациями 0%, 5% и 10%. Адаптировано с разрешения исх. 29. Copyright 2009 AIP Publishing

Вышеупомянутые работы эффективно улучшили гибкость датчиков температуры на основе металла, но методы проектирования конструкции, используемые в этих устройствах, ограничивают растяжимость до 25–30%. Чтобы еще больше выйти за пределы предела прочности гибких датчиков температуры, требуется использование материалов, которые по своей природе поддаются растяжению. Харада и его сотрудники [8, 9] представили гибкие датчики температуры на основе композитной пленки поли (3,4-этилендиокситиофен) -поли (стиролсульфонат) (PEDOT:PSS) -CNT, полученной методом печати. Чувствительность смешанного датчика температуры PEDOT:PSS-CNT составляет от 0,25 до 0,63% / ° C при различных соотношениях смеси пасты CNT и раствора PEDOT:PSS, что лучше, чем у датчиков температуры на основе металла [39,40,41, 42]. Как показано на рис. 8a, b, Yan et al. [45] разработали растягиваемый термистор на основе графена, используя метод литографической фильтрации, чтобы подготовить канал обнаружения графена с микропористой структурой. Устройство демонстрирует высокую собственную растяжимость до 50%, а его TCR можно эффективно регулировать за счет механической деформации, как показано на рис. 8c, d. Однако зависимость от деформации не идеальна для носимых датчиков, поскольку растяжение или скручивание датчика может изменить сопротивление термистора. В случае деформации датчика невозможно считывать значения деформации и температуры с помощью одного числового сигнала. По-прежнему существует проблема, чтобы избежать влияния деформационных эффектов на измерение температуры в термисторах, изготовленных из материалов, которые по своей природе поддаются растяжению. Чтобы одновременно получить высокую растяжимость и приспособляемость к деформации, Zhu et al. В [47] сообщается о датчике температуры на основе УНТ-транзисторов с возможностью подавления деформации путем разработки дифференциальных схем (принципиальная схема показана на рис. 8e, f). Одиночный растягиваемый тонкопленочный транзистор с ОУНТ, отсортированными по супрамолекулярному полимеру, сформированным в виде полупроводникового канала, был изготовлен в качестве устройства для определения температуры. Плотные несортированные сети ОСУНТ и неполярная тонкая пленка SEBS использовались в качестве электродов исток – сток, затвор и диэлектрик затвора соответственно. Основной механизм можно отнести к температурной зависимости переноса заряда в полупроводниковой сетке ОСУНТ [48]. Сдвиг порогового напряжения, вызванный деформацией, был нейтрализован за счет использования конфигурации статической дифференциальной схемы, как показано на рис. 8g, h. Дифференциальное выходное напряжение (V _OD ) могут быть подавлены, если они совпадают между двумя ветвями.

а Принципиальная схема растягиваемых графеновых термисторов. б Изображение графенового термистора при деформации 0% и 50%. c Изменение сопротивления в зависимости от температуры. г Изменение сопротивления с температурой в пределах 0–50% деформаций. Адаптировано с разрешения исх. 35. Авторское право, 2015 г., Американское химическое общество. е Оптическая микрофотография растягиваемой схемы измерения температуры, состоящей из пяти тонкопленочных транзисторов. е Принципиальная схема метода статического дифференциального зондирования. г Характеристики измерения температуры одного TFT. ч Характеристики измерения температуры растягиваемого статического дифференциального чувствительного устройства. Адаптировано с разрешения исх. 39. Авторское право Springer Nature, 2018 г.

Стоит отметить, что такая структура TFT, как доказали другие исследователи, значительно улучшает чувствительность датчиков температуры. Trung et al. [44] изготовили растягивающиеся резистивные и закрытые датчики температуры для носимой электроники и сравнили различия в характеристиках между двумя типами датчиков. The temperature sensing layer was a composite conductive material formed by inserting temperature-responsive R-GO nanosheets into an elastomeric PU matrix. According to their test results, gated devices achieved higher temperature sensitivity (1.34% per °C) than resistive devices (0.9% per °C).

Pyroelectric Temperature Sensors

A variation of temperature will change the remnant polarization of pyroelectric materials thus generating opposite bound charges on both surfaces of the crystal. Materials that have been found to exhibit pyroelectricity include different ceramics (PZT, LiTaO₃ , LiNbO₃ ) and polymer (PVDF, P(VDF-TrFE)) [49,50,51,52,53]. A lot of pyroelectric devices have been fabricated on rigid substrate and widely used in missile detection, fire alarm, and other fields. Nevertheless, flexible pyroelectric devices still need to be explored. In particular, P(VDF-TrFE) is ideal for temperature sensing applications in flexible electronics. Tien et al. [51] directly used a highly crystalline β-phase P(VDF-TrFE) material with extremely large remnant polarization as gate insulator in an OTFT structure for temperature sensing. The remnant polarization inside the P(VDF-TrFE) can change with temperature, causing a change in the density the holes accumulated at the interface between the semiconductor channel and P(VDF-TrFE). Therefore, the source-drain current increases as the increase of temperature. The linear response of the device in a certain temperature range and its simple fabrication process suggest its potential application in flexible temperature sensors. However, for (P(VDF-TrFE)), the pyroelectric effect is indistinguishable from the piezoelectric effect, which means that mechanical deformation will interfere with temperature detection. To decouple strain-induced interference from temperature effect, Tien et al. [54] developed flexible pyroelectric OFET devices with piezo- and pyroelectric nanocomposite gate dielectrics formed by a mixture of (P(VDF-TrFE)) and BaTiO₃ nanoparticles as well as piezo- and thermoresistive organic semiconductor channel(pentacene). The fabricated devices can extract effects from the target sensing signals successfully while the flexible sensor is under multiple stimuli because the two chosen materials were able to respond to strain and temperature in a disproportionate manner simultaneously. This approach is able to distinguish the temperature effects from strain for flexible pyroelectric sensors.

Flexible Physiological Biochemical Sensors

In order to understand all aspects of human health, various physiological biochemical sensors have been developed for analysis of vital biochemical signs, such as blood glucose [55, 56, 57, 58] and body fluids (sweat, interstitial fluids, saliva, and tears) [59, 60, 61]. Flexible biochemical sensors typically adopt chemical methods to detect the composition and amount of a biological substance. The chemical reaction between the sensing material and the target detection substance changes the electrical properties of the sensor, therefore the physiological health information can be obtained by analyzing the electrical parameters of the sensor.

Continuous measurement of glucose is vital to maintain the health and quality of life of diabetics. Commercially available products for glucose detection are performed by invasive lancet approaches that requires sampling the patient’s blood, leading to pain to the patient. New electronics fabrication techniques on flexible substrates have been developed to enable noninvasive wearable glucose monitoring. Chen et al. [55] developed a skin-like biosensor for noninvasive blood glucose monitoring via electrochemical channels. The detection mechanism and structure of this sensor are shown in Fig. 9a, b. A paper battery was attached to the skin to produce subcutaneous electrochemical twin channels (ETCs), through which more intravascular blood glucose was expelled from the blood vessel and transported to the skin surface. The outward-transported glucose thus can be measured easily by a glucose oxidase (GOx) immobilization layer. The experimental test results are shown in Fig. 9c, d. As can be seen from the figure, the monitoring results of the biosensor are in good agreement with the results of the commercial glucometer. Besides glucose monitoring, sweat analysis can be important in facilitating insight into an individual’s heath state. For example, sweat glucose is metabolically related to blood glucose and low electrolyte levels in sweat may be a sign of dehydration. Gao et al. [61] presented a highly integrated wearable sensing system for multiplexed in situ sweat analysis. As shown in Fig. 9e, f, the sensing system composed of four different sensing elements for simultaneous and selective screening of a panel of biomarkers in sweat—sodium (Na+), potassium (K+), sweat glucose, and sweat lactate. They also exploited a flexible printed circuit board (FPCB) to realize the conditioning, processing, and wireless transmission of critical signals. According to the test results in Fig. 9, it can be seen that the wearable system can be used to measure the detailed sweat characteristics of a human subject and to evaluate the physiological state of the object in real time.

а Schematic of the ETCs (left) and the biosensor multilayers (right). б A biosensor attached to skin surface for glucose monitoring. c Results of glucose monitoring in one day by a glucometer and a biosensor. г Results of glucose monitoring in 5 days by a glucometer and a biosensor. Adapted with permission from ref. 48. Copyright 2017 American Association for the Advancement of Science. е Schematic of the sensor system for multiplexed sweat analysis. е Photograph of a flexible integrated sensing device. г The result of sweat analysis by wearing the sensor on the forehead of the subject. ч The result of sweat analysis by wearing the sensor on the forehead of another subject. Adapted with permission from ref. 54. Copyright 2016 Springer Nature

Multifunctional Sensors

Integrating multifunctional sensing components into one device is an important advance in wearable electronics. Future wearable electronics should enable to integrate the function of detecting multiple signals such as strain, pressure, temperature, humidity, gas [8, 9, 62, 63], and so on into a single device to provide more comprehensive human health and environmental information. Laminating multiple layers of thin film e-skin device with different sensing functions together is the major method to prepare multifunctional sensors. Harada et al. [8] fabricated a triaxial tactile sensor and temperature sensor array to simultaneously detect the tactile forces, slip forces, and temperature by using a printing manufacturing technique. Four strain sensors printed by a screen printer were designed with a PDMS fingerprint for a pixel, as shown in Fig. 10a, b. Three-axis force directions can be detected by characterizing the strain distribution at the four integrated force sensors with a finite element method (FEM). Figure 10c shows the measurement results of the multifunctional sensor when touching a fingerprint-like structure with a human finger. The integrated strain/temperature sensing array for e-skin application show good performance in imitating human skin. Ho et al. [62] developed a multimodal all graphene e-skin sensor matrix. Three different sensors—humidity, thermal, and pressure sensors—were included in this matrix. Sprayed graphene oxide (GO) and reduced graphene oxide (rGO) were used as active sensing materials for the humidity and temperature sensors, respectively. Whereas the top PDMS substrate sandwiched between two CVD-graphene electrodes acted as the capacitive strain sensor, as displayed in Fig. 10d, e. The three sensors were integrated into a single unit through a simple lamination process. As can be seen from the test results in Fig. 10f–h, each sensor is sensitive to its associated external stimulus, but not affected by the other two stimuli. These results indicate that the E-skin device offers unique opportunities for healthcare applications in the future.

а Schematic for the structure of multilayer sensor. б Picture of a 3 × 3 sensor array. c schematic and measurement results of the multifunctional sensor when touching a fingerprint-like structure with a human finger. Adapted with permission from ref. 4. Copyright 2014 American Chemical Society. г Schematic diagram of the multimodal e-skin sensor. е Circuit diagram of the sensor matrix. е Performance of the humidity sensor based on GO. г Performance of the temperature sensor based on rGO. ч Performance of the pressure sensor based on PDMS. Adapted with permission from ref. 55. Copyright 2016 John Wiley and Sons

Functional Modules of Wearable Electronics

In order to develop highly integrated wearable system for applications in health monitoring, physical state assessment, and telemedicine, researchers have tried various manufacturing processes and device structures to combine different functions together. Self-powered modules working continuously without external power sources should be an integral part of future wearable electronics. In addition, for real-life application of wearable electronics in monitoring critical health information, a wireless digital system for processing and transmitting signals over long distances is necessary.

To realize independent operation of wearable sensors, nanogenerators based on piezoelectric, pyroelectric, and triboelectric effects have been developed to incorporate into wearable systems [64,65,66,67]. Nanogenerators are able to harvest mechanical energy or thermal energy from human activities to power wearable devices. Zi et al. [64] developed a tribo-, pyro-, and piezoelectric hybrid cell that is composed of a sliding mode triboelectric nanogenerator (TENG) and a pyroelectric-piezoelectric nanogenerator (PPENG) for self-powered sensing. The structure and working principle of the hybrid cell are shown in Fig. 11a–d. The TENG, fabricated with a piece of aluminum foil as the sliding layer and a piece of polytetrafluoroethylene (PTFE) film deposited on Cu electrode as the static layer, is able to harvest the sliding mechanical energy. The PPENG was fabricated by depositing a piece of PVDF with Cu electrodes on both sides to harvest the thermal energy generated by friction and the mechanical energy generated by the normal force. As can be seen from Fig. 11e–j, the hybrid cell is demonstrated as an efficient power source that can drive the LED with extended lighting time, and a versatile self-powered sensor for detecting both the subtle temperature alteration and strain on the surface of human skin. Nevertheless, the rapid development of flexible electronics places higher demands on corresponding power devices, which should be comparably flexible or stretchable. Pu et al. [65] reported a soft skin-like triboelectric nanogenerator that achieves ultrahigh stretchability (maximum stretch up to 12.6 or strain of 1160%) and high degree of transparency (96.2%) by using PDMS or LED as the elastomer electrification layer and PAAm-LiCl hydrogel as the electrode. This skin-like generator is capable of outputting an open circuit voltage of up to 145 V and an instantaneous power density of 35 mW m ⁻² through harvesting biomechanical energy. Meanwhile, the TENG-based electronic skin can serve as a tactile sensor to sense pressure and achieved a sensitivity of 0.013 kPa ⁻¹ . The development of self-powered, wearable platforms has opened up opportunities for many potential applications including soft robots, smart artificial e-skins, wearable electronics, etc. However, there are still limitations of flexible energy harvesting devices because the power generation of nanogenerators that have been reported so far cannot meet the needs of practical applications.

а - г The structure and working principle of the tribo-, pyro-, and piezoelectric hybrid cell. е The circuit that hybridizes TENG and PPENG outputs. е The LED was lighted by the hybridized output current. г The schematic diagram of the structure used to demonstrate the temperature sensing. ч The voltage and the temperature variation of the PPENG. я The schematic diagram of the measurement setup. j A force of approximately 0.5 N applied to the surface. Adapted with permission from ref. 56. Copyright 2015 John Wiley and Sons

The integration of flexible sensors with information processing system is the next frontier for wearable electronics. Current research on flexible electronics mainly focused on the fabrication and optimization of sensing elements, while the research on flexible electronic circuits for information processing is relatively limited. The delivery and processing of human health information collected by the sensor still needs to be done by a computer. Wireless transmission of sensor data that has been reported so far is principally realized by combining a flexible sensor with a rigid silicon-based digital circuit technology. Pang et al. [2] built a custom wireless measurement system based on an XBee Series 2 radio module integrating to a programmed Arduino microcontroller. This system allows the sensor data to be wirelessly transmitted to a computer but is relatively bulky and not portable. Gao et al. [61] devise a multiplexed sensing system that integrated the functions of signal conditioning, processing, and wireless transmission by merging commercially available technologies of consolidating integrated circuits on a flexible printed circuit board (FPCB), with flexible sensor technologies fabricated on elastic substrates. The introduction of FPCB technology bridges the technological gap between signal conditioning, processing, and wireless transmission in wearable sensors to some extent, but the flexibility and comfort of the system still do not meet the requirement of next-generation wearable electronics. Realizing skin electronics rely on the development of intrinsically stretchable circuits [68].

Conclusions and Outlook

In past several years, the rapid development of wearable electronics attracts extensive attention. Researchers have made many fruitful attempts and achieved good results in developing wearable electronics with high sensitivity, flexibility, and stability. This review analyzed recent research strategy and advancements in wearable electronics for human health detection from the aspects of force sensors, temperature sensors, physiological biochemical sensors, multi-functional sensor, and other functional modules applied in flexible electronics. The successful fabrication of flexible sensing devices with high sensitivity, low-cost, portability, and long-term stability indicates that flexible and wearable electronics will definitely become the mainstream in the field of medical care in the future. However, there are certain challenges remaining for practical applications of current wearable sensors in real life.

1. 1.

   Wearable electronic devices should be able to clearly identify the deformations caused by pulse, muscle movements, and external contact. While most of the flexible force sensors that have been reported so far cannot accurately identify the source and direction of external forces.

2. 2.

   In terms of temperature sensors, it is still difficult to achieve high stretchability, sensitivity, and strain adaptability simultaneously. Improving the sensing performance and eliminating the influence of the elastic deformation of the sensor on temperature detection remain important research topics.

3. 3.

   The detection accuracy of flexible physiological biochemical sensors is insufficient compared to traditional medical devices. Besides, most of the valuable physiological health information needs to be extracted from internal secretions. More biophilic implantable materials should be taken into consideration for the development of biochemical sensors to extract information from blood and muscles.

4. 4.

   Multifunctional sensors should be able to simultaneously detect pressure, stress, temperature, and other different signals such as humidity and gas atmosphere and avoid crosstalk between them. The realization of multifunctional sensors requires further development of new materials, nanotechnology, and device structure design.

5. 5.

   Processing the data in situ and transmitting them in real time are also essential parts of future wearable electronics. It is quite challenging to integrate multiple functional modules into a complete wearable system so that it can fully meet the requirements of practical applications.

Доступность данных и материалов

Не применимо.

Сокращения

Au:

Aurum

Cu:

Cuprum

CVD:

Химическое осаждение из паровой фазы

Светодиод:

Светодиод

NW:

Нанопроволока

OFET:

Organic field-effect transistor

P(VDF-TrFE):

Poly(vinylidenefluoride-tirfluoroethylene)

PAAm:

Polyacrylamide

PbTiO₃ :

Lead titanate

PDMS:

Полидиметилсилоксан

Pt:

Platinum

PU:

Полиуретан

PZT:

Lead zirconate titanate

SEBS:

Styrene-ethylene-butylene-styrene block copolymer

VHB:

Very high bond

ZnO:

Оксид цинка