E - Zubehör Co., Ltd

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 9650 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Wir präsentieren ein neuartiges Design für einen auf E-Textilien basierenden Anzug für die Oberflächenelektromyographie (sEMG), der dehnbare leitfähige Textilien als Elektroden und Verbindungen in einem sportlichen Kompressionskleidungsstück enthält. Der Herstellungs- und Montageansatz ist eine einfache Kombination aus Laserschneiden und Heißpresslaminieren, die ein schnelles Prototyping von Designs in einer typischen Forschungsumgebung ermöglicht, ohne dass spezielle Geräte für die Textil- oder Bekleidungsherstellung erforderlich sind. Die verwendeten Materialien sind strapazierfähig, halten den hohen Belastungen in der Kleidung stand und sind maschinenwaschbar. Der Anzug erzeugt eine sEMG-Signalqualität, die mit herkömmlichen Klebeelektroden vergleichbar ist, jedoch mit verbessertem Komfort, Langlebigkeit und Wiederverwendbarkeit. Die eingebettete Elektronik sorgt für Signalaufbereitung, Verstärkung, Digitalisierung und Verarbeitungsleistung, um die EMG-Rohsignale in eine Schätzung des Kraftaufwands für die Beugung und Streckung der Ellenbogen- und Kniegelenke umzuwandeln. Es wird erwartet, dass der hier beschriebene Ansatz auch auf eine Vielzahl anderer elektrophysiologischer Sensoren erweiterbar ist.

Die Biopotentialsignalüberwachung der Muskelfeuerung, allgemein als Elektromyographie (EMG) bezeichnet, ermöglicht die dynamische, schnelle Erfassung und Meldung des Ortes und der Intensität von Bewegungen im menschlichen Körper. Diese leistungsstarke Technik wurde für Anwendungen wie die Prothesensteuerung1,2,3, Gesundheitsüberwachung4,5,6 und transparente Mensch-Maschine-Schnittstellen7,8,9 eingesetzt. Während es invasive Formen der EMG gibt, ist die nicht-invasive Oberflächenelektromyographie (sEMG) häufiger und wird für die meisten Anwendungen akzeptiert. Der aktuelle Goldstandard für sEMG besteht darin, festgebundene, temporäre Gelelektroden manuell mit einem Kleber auf der Haut zu befestigen. Während diese Technologie gut etabliert ist und Signale mit hoher Wiedergabetreue liefert, beeinträchtigt die Abhängigkeit von leitfähigen Gelen und sperrigen Datenerfassungssystemen ihre Lebensdauer, ihren Komfort und ihre Praktikabilität für die Längsüberwachung. Daher besteht Bedarf an der Entwicklung von sEMG-Sensoren in Laborqualität, die ergonomisch in Hochleistungskleidung integriert sind.

Um dieses Problem anzugehen, wurden erhebliche Forschungsanstrengungen in die Entwicklung und Optimierung tragbarer Kleidungsstücke gesteckt, die den Einsatz elektronischer Textilien (E-Textilien) nutzen. Im Gegensatz zu auf Silber-Silberchlorid (Ag-AgCl) basierenden Systemen handelt es sich bei diesen tragbaren sEMG-Kleidungsstücken um Hybridschaltkreise, die flexible Elektroden und Verbindungen auf E-Textil-Basis enthalten10,11,12,13,14. Es gibt zahlreiche Techniken, um leitfähige Materialien in ein Kleidungsstück einzuarbeiten, darunter das Besticken leitfähiger Fasern15,16,17,18,19, das Drucken leitfähiger Tinten20,21,22,23,24,25 und die Verwendung von Klebstoffen zum Befestigen leitfähiger Stoffe am Textil26. Von diesen etablierten Techniken werden Stickerei und Druck am häufigsten eingesetzt. Sie erfordern jedoch spezielle Fähigkeiten, um komplexe, entlastende Muster und Werkzeuge speziell für die Bekleidungsindustrie zu erstellen, die für ein durchschnittliches Forschungslabor nicht ohne weiteres zugänglich sind. Nur wenige Studien präsentieren großflächige, vollständig integrierte Systeme mit durchgängiger Optimierung für Qualität und Herstellbarkeit. Bemerkenswerte Ausnahmen hiervon sind gezielte kommerzielle Plattformen mit undurchsichtigen, in sich geschlossenen Systemen, die sowohl teuer sind als auch den Zugriff auf rohe, unverarbeitete Daten blockieren. Im Gegensatz dazu konzentriert sich unser klebstoffbasierter Ansatz auf die Heißlaminierung, um leitfähige Stoffe am Grundtextil zu befestigen, ein viel einfacherer Ansatz für die Herstellung von Kleidungsstücken. Darüber hinaus kann dieser Ansatz, wie in dieser Arbeit gezeigt, nahtlos erweitert werden, um eine einfache Textil-Leiterplatten-Verbindung mit flexiblen Leiterplattenlaschen für die Signalübertragung an die Bordelektronik zu schaffen.

Um hochwertige, großflächige sEMG-Anzüge zu demokratisieren, präsentieren wir in dieser Arbeit ein robustes, skalierbares und vollständig integriertes modulares sEMG-Kleidungsstück auf E-Textil-Basis, das aus leicht verfügbaren kommerziellen Materialien hergestellt wird. Wir führen für jede Komponente eine sorgfältige Material- und Designoptimierung durch, charakterisieren die elektrische Leistung bei Belastung und Belastung und quantifizieren die Leistungsmessungen für die Muskeln Bizeps/Trizeps, Quadrizeps/Oberschenkelmuskel und Tibialis anterior/Gastrocnemius. Über unser unmittelbares Interesse an textilbasierter sEMG hinaus schafft unser Ansatz einen Weg zur Integration von Hautelektroden und Verbindungen mit hoher Wiedergabetreue für eine Vielzahl physiologischer Sensoren, darunter Elektrokardiogramm (EKG), Elektroenzephalographie (EEG) und galvanische Hautreaktion (GSR).

Unser modularer sEMG-Anzug besteht aus Armstulpen, Shorts und Wadenstulpen, um Zugang zu den Muskeln Bizeps/Trizeps, Quadrizeps/Oberschenkelmuskel und Tibialis anterior/Gastrocnemius zu erhalten (Abb. 1a). Jede Komponente des Anzugs wurde unter Verwendung der gleichen Materialien und Verfahren hergestellt, mit Abweichungen lediglich im Muster des Grundstoffs und der darüber liegenden Materialien. Der Grundaufbau der Armmanschette ist in Abb. 1b,c unten dargestellt und zeigt die endgültige Konfiguration der Oberseite im Detail. Die Außenseite der sEMG-Hülle bestand aus vier Hauptschichten: (i) einem nicht leitenden Hochleistungs-Sportgrundtextil (siehe ergänzende Informationen), (ii) einer gemusterten leitenden Schicht, (iii) einer flexiblen Lasche und (iv) eine selbstklebende Schutzschicht aus thermoplastischem Polyurethan (Abb. 1b).

(a) Proband trägt den endgültigen sEMG-Anzug mit Armärmeln, Shorts und Wadenärmeln. Herstellung der Oberseite der sEMG-Hülsen mit einer (b) Explosionsansicht des Hülsenstapels und (c) Bild der zusammengebauten Hülse.

Die Außenfläche des zusammengesetzten Ärmels ist in Abb. 1b dargestellt, bevor der Ärmel zugenäht wird. Jede Schicht diente einem funktionalen Zweck. Das Basistextil sorgt für Kompression für verbesserten Hautkontakt, Schweißableitung und Bewegungsfreiheit. Dieser Stoff kann problemlos in vordefinierte generische Abmessungen zugeschnitten werden, die einer mittleren oder großen Größe entsprechen, die beide trapezförmige Formen mit einer Länge von 47 cm haben. Der große Ärmel war oben etwa 28 cm breit, 1,4 cm breiter als der mittlere Ärmel. Die leitfähige Schicht (C-TPU) diente als Verbindung für die Signalweiterleitung von den Elektroden zur nachgeschalteten Leiterplatte (PCB). Eine flexible Lasche sorgte für die Textil-PCB-Verbindung über einen verriegelbaren FPC-Stecker (Flexible PCB), der auf der PCB montiert ist. Schließlich sorgte die darüberliegende TPU-Folie für elektrische Isolierung sowie Abrieb- und Feuchtigkeitsschutz für die leitfähigen Schichten.

Um die Leistung der Verbindungen zu optimieren, haben wir die Widerstandsfähigkeit gegenüber Belastungen für verschiedene Materialien, Behandlungen und Konfigurationen der Armmanschette charakterisiert. Zuerst haben wir das Material und die Montagekonfiguration heruntergewählt, indem wir die Leistung von Armstulpen verglichen haben, die mit siebgedruckter, dehnbarer Silbertinte (PE874, DuPont Intexar) oder einem versilberten kommerziellen leitfähigen Stretchmaterial auf Lycra-Basis (CCSM) (A321, weniger EMF) hergestellt wurden. für die strukturierte leitfähige Schicht.

Wir haben fünf Konfigurationen getestet: bedrucktes Silber auf unserem Basissportstoff, bedrucktes Silber auf dickerem, steiferem Hochkompressionsstoff, bedrucktes Silber auf vorgespanntem Sportstoff, bedrucktes Silber auf weit geschnittenem TPU auf Sportstoff und lasergeschnittenes CCSM darauf Sportstoff (Abb. 2a). Das CCSM und das aufgedruckte Silber auf Sportgewebe hatten die gleiche Grundgeometrie, um einen direkten Vergleich zwischen den beiden bewerteten leitfähigen Materialien zu ermöglichen. Jede zusätzliche Behandlung, die in Verbindung mit der siebgedruckten Silbertinte angewendet wurde, wurde für eine mögliche weitere Spannungsminderung ausgewählt, da vorläufige Tests der Silbertinte einen dramatischen Anstieg der Widerstandsfähigkeit bei wiederholten Belastungszyklen zeigten. Das dicke, starre Gewebe wurde ausgewählt, um die maximale Belastung, die beim Abziehen auf die Verbindungen ausgeübt wird, zu begrenzen. Das vorgespannte Gewebe wurde ausgewählt, um eine Zugentlastung in das Grundgewebe einzubauen. Schließlich wurde das breite TPU ausgewählt, um selektiv nur den Bereich des Grundgewebes zu versteifen, den die Verbindungen durchqueren.

Vorläufige Don-Doff-Dehnungsprüfung der fertiggestellten Hülsen. (a) Bild der Hülsen mit den gedruckten Silber-, dicken, vorgespannten, breiten und CCSM-Konfigurationen (von links nach rechts). (b) Erdungswiderstand unter 600 Ω im Vergleich zum Don-Zyklus. Hellfeld-Lichtmikroskopbilder von (c) gedrucktem Silber nach Belastung und (d) CCSM unter Belastung. Der Maßstabsbalken stellt 100 µm dar.

Um diese Ärmel zu vergleichen, haben wir den End-zu-End-Widerstand der längsten Verbindung (die zufällig die Erdungsverbindung an der Armmanschette war) gemessen, während sie von einer stationären Testperson nach einer zunehmend zunehmenden Anzahl von Anziehzyklen getragen wurde. Das Anlegen der Ärmel erfolgte systematisch durch Ziehen an der oberen Manschette und das Ausziehen durch Ziehen von unten, um die erwartete komplexe Umgebung mit hoher Belastung beim Ausziehen nachzuahmen. Die Erdungsverbindung für jede Hülse hatte einen anfänglichen Widerstand unter 400 Ω, der mit jedem Donationszyklus zunahm (Abb. 2b).

Die mit Silber bedruckte Basislinie zeigte den schnellsten Anstieg und überschritt unseren selbst definierten Schwellenwert von 600 Ω um 15 Donationszyklen. Anschließend überstieg der Widerstand der breiten TPU-Konfiguration diesen Schwellenwert um 20 Anziehzyklen, und das vorgespannte Gewebe erreichte diesen Schwellenwert um 30 Anziehzyklen. Während der dicke Stoff mit einem Widerstand von weniger als 400 Ω bei 20 Donationszyklen die vielversprechendsten gedruckten Verbindungen darstellte, war er deutlich weniger angenehm zu tragen und wurde daher nicht mehr verwendet. Bemerkenswert ist, dass der Erdungswiderstand der CCSM-Probe über mindestens 50 Don-Zyklen hinweg unter dem Schwellenwert von 600 Ω blieb, obwohl keine weiteren Behandlungen zur Spannungsminderung wie bei den gedruckten Silberhülsen durchgeführt wurden. Diese Ergebnisse deuten darauf hin, dass verschiedene Behandlungen zur Dehnungsminderung zwar das Widerstandskriechen des gedruckten Silberleiters während des Abziehens im Vergleich zum Ausgangswert verlangsamen können, grundlegende Unterschiede zwischen der Widerstandsfähigkeit der leitfähigen Materialien (d. h. gedrucktes Silber und CCSM) gegenüber Dehnungen jedoch einen erheblichen Einfluss darauf haben ihre Haltbarkeit. Die beeindruckende Leistung des CCSM war wahrscheinlich auf die verbesserte Dehnbarkeit leitfähiger gewebter Materialien im Vergleich zu siebgedruckten Materialien zurückzuführen. Bei CCSM wird die leitende Schicht auf ein flexibles Gewebe plattiert, was zu einer leitenden Beschichtung über jeder einzelnen Faser führt, während siebgedruckte Hülsen ausschließlich auf der Haftung der Tinte am darunter liegenden TPU beruhten. Diese Vorhersage wurde durch die Bildgebung jedes Ärmeltyps im entspannten und belasteten Zustand bestätigt. Während das siebgedruckte Silber während der Belastung Risse und Defekte im Film bildete (Abb. 2c), blieb das gepresste CCSM dicht gewebt und dehnte sich leicht aus (Abb. 2d). Aus diesem Grund haben wir CCSM als leitfähiges Material ohne zusätzliche Gewebe- oder TPU-Behandlungen gewählt, um den Herstellungsprozess zu optimieren.

Als nächstes untersuchten wir die Stabilität von vier verschiedenen periodischen Designs während der einachsigen Belastungszyklen des CCSM-Leiters an Sporttextilienmustern. Jedes Design war entweder eine einfache Sinuskurve oder eine „verschachtelte Sinuskurve“-Permutation und hatte eine kurze oder große Amplitude (Abb. 3a–d). Diese Designs wurden aufgrund der bekannten, gut etablierten Vorteile mäanderförmiger Muster im Gegensatz zu geraden Pfaden für eine verbesserte Toleranz gegenüber Deformationen im Streckmodus ausgewählt27,28. Das „verschachtelte“ Design weist abwechselnd eine größere Amplitude/Periode für die erste Hälfte jedes Zyklus und eine kleinere Amplitude/Periode für die zweite Hälfte auf. Dies wurde entwickelt, um die parallelen Verbindungen unterzubringen, die für differenzielle sEMG-Kanäle benötigt werden – die andere Verbindung jedes Paares wechselt zwischen kleinerer Amplitude/Periode und größerer Amplitude/Periode, um die beiden Sinuskurven über die Verbindungslänge miteinander zu „verschachteln“ und Platz auf der Hülse zu sparen .

Ergebnisse der Dehnungszyklen, die das (a) kurze Sinus-Verbindungsdesign, (b) das hohe Sinus-Verbindungsdesign, (c) das kurze verschachtelte Verbindungsdesign und (d) das hohe verschachtelte Verbindungsdesign zeigen. Der Maßstabsbalken entspricht 2 cm. (e) Widerstand gegen Zyklenzahl bei 25 % Dehnung über 1000 Zyklen (n = 3 Coupons).

Die gewöhnlichen Sinusproben hatten die gleiche Periode von 20 mm, mit Amplituden von 19 mm bzw. 10 mm für die große bzw. kurze Bauform. Das hohe verschachtelte Design hatte eine größere Periode (dh 23 mm) und Amplitude (dh 20 mm) im Vergleich zum kurzen Design (dh 20 mm bzw. 15 mm), aber beide hatten eine vergleichbare effektive Länge von etwa 24 cm. Um eine optimale Robustheit im Laufe der Zeit zu gewährleisten, führten wir zyklische Wellenformtests an einem Instron-Lastrahmen mit einer Amplitude von 25 % Dehnung bei einer Frequenz von 1 Hz über 1000 Dehnungszyklen durch. Die Widerstandsmessungen wurden für jedes Design über drei Proben gemittelt (Abb. 3e). Aus Gründen der Konsistenz hatte jede Testprobe die gleiche physische Länge (dh 13 cm von Mitte zu Mitte von den Kontakten entfernt) und war entlang der gleichen Fadenausrichtung auf dem flexiblen Hochleistungsgewebe befestigt.

Das hohe reine Sinusoid-Design wies den höchsten durchschnittlichen Widerstand aller Designs auf (d. h. ≈ 252 Ω), hatte eine längere effektive Länge im Vergleich zum kurzen Sinusoid und eine kleinere Querschnittsfläche im Vergleich zu den verschachtelten Designs. Insbesondere hatte die große Sünde eine Länge/Fläche, die etwa 1,6 × größer war als bei den anderen Testcoupon-Designs, was in etwa dem etwa 1,6 × höheren Anfangswiderstand des großen Sünden-Testcoupons entsprach. Während die verbleibenden drei Designs vergleichbare durchschnittliche Widerstände aufwiesen, wies die kurze reine Sinuskurve die schlechteste Stabilität gegenüber Belastungszyklen auf und zeigte einen Widerstandsanstieg von etwa 33 % nach 1000 Zyklen. Die verschachtelten Designs zeigten mäßige Stabilitäten und zeigten Zuwächse von etwa 12 % bzw. 10 % für die kurzen und hohen Designs. Bemerkenswert ist, dass der Großteil des Widerstandsanstiegs für alle mit Ausnahme des kurzen reinen Sinus in einer kurzen anfänglichen Einschwingphase stattfindet. Letztendlich wies das hohe, verschachtelte Design den niedrigsten durchschnittlichen Widerstand von ≈ 153 Ω auf. Diese Ergebnisse zeigten, dass die breiteren verschachtelten Designs die dünnen reinen Sinuskurven bei axialer Belastung übertreffen. Dies steht im Einklang mit der bekannten Geometrieabhängigkeit von Zugentlastungskonstruktionen, bei denen breite sinusförmige Merkmale bei gleichbleibender Dicke eine verbesserte Dehnbarkeit zeigen, bevor eine kritische Knickdehnung erreicht wird29.

Aufgrund dieser Erkenntnisse haben wir das Design geändert, um die hohe verschachtelte Konfiguration zu verwenden, und auch das Seitenverhältnis der Handgelenk-/Erdungsverbindung so geändert, dass alle Verbindungen im hergestellten Zustand einen Widerstand von 100 Ω oder weniger hatten. Wir stellten neue Armhülsen her und quantifizierten den Widerstand jeder Verbindung während der komplexen Belastungsumgebung beim Abziehen und Waschen in der Maschine (Abb. 4a, b). Unsere Ergebnisse stimmten mit unserer vorherigen Don-Doff-Studie des früheren Designs überein und zeigten einen allmählichen Anstieg des Widerstands mit zunehmenden Don-Doff-Zyklen. Trotzdem blieb der End-zu-End-Widerstand in jeder Verbindung bis zum 100. Don-Zyklus deutlich unter 200 Ω. Darüber hinaus zeigte jede Verbindung im Einklang mit den Ergebnissen der Dehnungszyklen nach einer anfänglichen Einschwingperiode eine relative Stabilität gegenüber Dehnungszyklen, wobei die durchschnittlichen Steigerungen unter 20 % bzw. 50 % nach dem 50. bzw. 100. Zyklus lagen.

Robustheitsprüfung der endgültigen Verbindungsgeometrie, die (a) den End-to-End-Widerstand der CCSM-Leitungen für jede Muskelgruppe im Vergleich zum Abziehzyklus zeigt, (b) den End-to-End-Widerstand der CCSM-Leitungen im Vergleich zu Maschinenwaschzyklen (n = 4 Elektrodenverbindungen) und (c) Schichtwiderstand von CCSM im Vergleich zu simulierten Stunden der UV-Exposition (n = 3 Coupons, eingefügtes Bild des Probentestcoupons mit eingeschlossenem belichtetem Bereich).

Zusätzlich haben wir die Widerstandsänderung durch Maschinenwäsche gemessen (Abb. 4b). Beim dritten Waschen zeigten sowohl die Erdungs- als auch die Elektrodenverbindungen einen Widerstandsanstieg von ≥ 50 %. Dementsprechend haben einzelne Wäschen einen deutlich größeren Einfluss auf die Dehnungsentwicklung als einzelne Abziehzyklen. In dieser komplexeren Umgebung kommt es zu einem beschleunigten Verschleiß, der die Verschlechterung des leitfähigen Textils verstärkt30,31. Darüber hinaus führte dieser Prozess im Laufe von 10 Waschgängen zu einem Anstieg des Widerstands der Erdungs- und Elektrodenverbindungen um 120 % bzw. 117 %. Auch wenn hier nicht darüber berichtet wird, gehen wir davon aus, dass das Händewaschen weniger anstrengend ist und die Lebensdauer des Kleidungsstücks weiter verlängert32. Darüber hinaus kann eine verbesserte Widerstandsfähigkeit gegen Waschen erreicht werden, indem die Elektroden mit einem flexiblen hydrophoben Film wie Polydimethylsiloxan (PDMS) beschichtet werden33. Dennoch haben sich CCSM-Verbindungen mit einem vernünftigen Zugentlastungsdesign als recht robust erwiesen, wobei der End-zu-End-Widerstand sowohl bei 100 Abziehzyklen als auch bei 10 Maschinenwaschzyklen um weniger als das 1,5-fache des ursprünglichen Werts anstieg.

Als abschließendes Mittel zur Charakterisierung der Haltbarkeit des CCSM haben wir den Schichtwiderstand von Teststücken über einen Zeitraum von 268 simulierten Stunden UV-Exposition aufgezeichnet (Abb. 4c). Insgesamt blieb die Impedanz der CCSM-Teststreifen ungefähr konstant bei einem bescheidenen Durchschnittswert von 1,6 Ω/Quadrat. Während die UV-Bestrahlung zu einer merklichen Farbveränderung führte, blieben die elektrischen Eigenschaften über die Dauer des Experiments relativ stabil. Somit weist CCSM eine hervorragende Stabilität sowohl gegenüber UV-Einstrahlung als auch gegenüber Belastung für großflächige tragbare elektronische Anwendungen auf.

Wir untersuchten auch die Eignung von Poly(3,4-ethylendioxythiophen)-polystyrolsulfonat (PEDOT:PSS) und CCSM-Materialien in Forschungsqualität für den Einsatz als Hautkontaktelektroden für elektrophysiologische Messungen. Hier haben wir PEDOT:PSS zum Vergleich ausgewählt, da umfangreiche Untersuchungen zu diesem leitfähigen Polymer für Bioelektrodenanwendungen34, hohe Leitfähigkeit35, Feuchtigkeitsstabilität36 und Luftstabilität37 vorliegen. Zum Testen imprägnierten wir ein Polyestermuster mit PEDOT:PSS-Lösung (Abb. 5a) zum Vergleich mit einem Probestück aus kommerziellem CCSM (Abb. 5b). Der Elektrodenstapel besteht aus (i) dem CCSM-Kontaktpad auf der Vorderseite, (ii) dem Basis-Sporttextil, (iii) Schaumstoff, (iv) dem leitfähigen Elektrodenmaterial auf der Rückseite und (v) einer Schutzschicht aus TPU (Abb. 5c). ). Dabei verfügen die Textilelektroden über eine Schaumstoffrückseite, um die Kompression an den sEMG-Stellen zu erhöhen und den Kontaktwiderstand zur Haut zu verringern. Darüber hinaus bieten wir eine Schnappdurchführung für die Verbindung zwischen dem Material der Rückseitenelektrode und dem CCSM-Kontaktpad auf der Vorderseite an. Die TPU-Schicht erhöht den Tragekomfort des Kleidungsstücks, indem sie die Haut vor den rauen Kanten des eingebetteten Schaumstoffs schützt.

Charakterisierung von PEDOT:PSS- und CCSM-Elektroden. REM-Bild von (a) mit PEDOT:PSS imprägniertem Polyester und (b) CCSM. (c) Schematische Darstellung des Elektrodenstapels. (d) Impedanzmessungen von PEDOT:PSS und CCSM im trockenen und nassen Zustand bei 1 kHz (n = 2 Coupons). Schichtwiderstand von PEDOT:PSS und CCSM im Vergleich zu (e) kumulativer Abriebzeit (n = 3 Coupons) und (f) Waschzyklen (n = 5 Coupons).

Um zunächst die Grundleistung von PEDOT:PSS und CCSM mit modernen handelsüblichen 3 M Ag-AgCl-Gelelektroden zu vergleichen, haben wir die Impedanz im trockenen Zustand und unmittelbar nach dem Eintauchen in Wasser gemessen, um den Einfluss von Feuchtigkeit auf das System zu ermitteln. Wir ließen die Coupons außerdem 30 und 60 Minuten lang an der Luft trocknen und testeten sie erneut, um die Dauer der Verbesserung zu ermitteln (Abb. 5d). Der Aufbau für dieses Experiment verwendete zwei Elektroden in Kontakt mit der Haut am Bizeps eines gesunden männlichen Freiwilligen, und die Impedanz zwischen den beiden Elektroden wurde bei 1 kHz mit einem elektrochemischen Impedanzanalysatorsystem Gamry Reference 3000 gemessen. Bei den handelsüblichen Gelelektroden wurden die Elektroden durch den eingebauten Kleber an Ort und Stelle gehalten. Bei den PEDOT:PSS- und CCSM-Elektroden wurden die Elektroden an Stoffcoupons befestigt und zwischen der Haut und einer handelsüblichen Sportkompressionsmanschette platziert. Die Grundimpedanz beider Textilelektrodenpaare ist etwa eine Größenordnung größer als die der gelierten 3-M-Elektroden, wobei CCSM eine durchschnittliche Impedanz aufweist, die um 34 % niedriger ist als die von PEDOT:PSS. Nach der Hydratisierung verbesserte sich die durchschnittliche Impedanz beider Teststücke dramatisch und sank um etwa das 9-fache bzw. das 5-fache für PEDOT:PSS und CCSM. Selbst nach 60 Minuten war die Impedanz der Textilelektrode immer noch mit der 3-M-Basislinie vergleichbar (wenn auch etwas höher). Während die Gesamtimpedanzwerte für die beiden Textilelektroden ähnlich waren, war die CCSM-Impedanz über mehrere Versuche hinweg konsistenter als die PEDOT:PSS. Dies ist wahrscheinlich auf den kontrollierteren kommerziellen Herstellungsprozess für CCSM im Vergleich zu unseren im Labor hergestellten PEDOT:PSS-imprägnierten Textilelektroden zurückzuführen.

Als nächstes haben wir die Beständigkeit der nassen Elektrodenmaterialien gegenüber Abrieb charakterisiert (Abb. 5e). Für diese Tests simulierten wir den aggressiven Abrieb feuchter Elektrodenmaterialien (PEDOT:PSS-Polyester oder CCSM) gegen ein sekundäres Baumwolltuch mit einem Taber-Linearabraser. Die Tests wurden nass durchgeführt, da erste Stichproben zeigten, dass dies zu mehr Verschleiß führte als trockener Abrieb und daher anspruchsvoller war. Die Kraft von 1 kg und die Frequenz von 1 Hz des Versuchsgeräts führen zu einem beschleunigten Verschleiß des Teststücks im Vergleich zu dem, der bei normalem Betrieb zur Vorhersage extremer Bedingungen zu erwarten ist. Trotzdem blieben sowohl PEDOT:PSS- als auch CCSM-Testcoupons über die Dauer des Experiments deutlich unter 4 Ω/sq und verzeichneten einen Anstieg von höchstens 32 % bzw. 49 % ausgehend von niedrigen anfänglichen Schichtwiderständen von 2,7 bzw. 1 Ω/sq. Dementsprechend zeigten beide Proben eine gute Leistung und zeigten einen minimalen Anstieg des Schichtwiderstands. Insbesondere sind sowohl CCSM als auch PEDOT:PSS perkolierte Netzwerke aus Stoffen, die mit leitfähigen Funktionsbeschichtungen imprägniert sind. Somit können während der Verformung und Handhabung leitende Pfade durch Scharnieren/Gleiten entlang neuer Kreuzungspunkte für die einzelnen Fasern bestehen bleiben; Dies erklärt die hohe Leistungsfähigkeit beider Materialien.

Um schließlich die Beständigkeit jedes Elektrodenmaterials gegenüber Reinigungsmitteln zu charakterisieren, haben wir den Schichtwiderstand über 10 Handwaschzyklen gemessen (Abb. 5f). Diese milde Waschtechnik führte im Vergleich zum Maschinenwaschen zu einer vernachlässigbaren Änderung des Schichtwiderstands der CCSM-Probe (im Vergleich zu dem in Abb. 4b angegebenen). Über 10 Waschzyklen hinweg blieb der durchschnittliche Schichtwiderstand des CCSM konstant bei etwa 1,8 Ω/Quadrat. Im Gegensatz dazu zeigten die PEDOT:PSS-Proben trotz schonender Handhabung einen 5-fachen Anstieg des Schichtwiderstands über 10 Waschzyklen, was auf eine schlechte Waschstabilität hinweist. Diese erhebliche Verschlechterung des Schichtwiderstands für PEDOT:PSS aufgrund des Waschens ist wahrscheinlich auf die schlechte Haftung der PEDOT:PSS-Proben am darunter liegenden Stoff im Vergleich zum plattierten CCSM zurückzuführen. Während der Abrieb Schäden auf Oberflächenebene verursacht, die durch leitende Pfade durch die darunter liegenden, nicht betroffenen Schichten ausgeglichen werden können, führt das Waschen zu einem volumetrischen Verschleiß, der alle Fasern in der Probe durchdringt. Aufgrund seiner besseren Konsistenz, Stabilität und Haltbarkeit haben wir uns letztendlich für CCSM als Material für die Hautkontaktelektroden für das endgültige Kleidungsstück entschieden.

Das fertige sEMG-Kleidungsstück sammelte elektrische Signale, die während der Muskelaktivierung von der Hautoberfläche des Trägers erzeugt wurden, und leitete sie an eine Leiterplatte weiter, die die elektrischen Signale verstärkt und verarbeitet (Abb. 6a). Das Kleidungsstück verfügte über mehrere leitfähige CCSM-basierte Textilelektroden, die auf der Innenfläche positioniert waren, um über bestimmte Muskeln und/oder Muskelgruppen Kontakt mit der Haut herzustellen. Um einen guten Hautkontakt zu gewährleisten, wurde der Stoff des Kleidungsstücks auf die Größe kleiner, mittlerer oder großer Personen zugeschnitten und unter der Innenelektrode ein Kissen angebracht. Diese Kissen erhöhten die Dicke an der Messstelle und unterstützten die lokale Kompression. Darüber hinaus erhöht das die Elektrode umgebende thermoplastische Polyurethan die Haftung an der Messstelle, um den Kontakt während normaler Aktivität aufrechtzuerhalten. Mit diesen Designverbesserungen zeigten die CCSM-basierten Elektroden im Vergleich zu herkömmlichen Gelelektroden ein günstiges Grundlinienrauschen und Signal-Rausch-Verhältnis (siehe ergänzende Informationen). Sobald das sEMG-Signal erfasst wurde, wandert es von der Innenseite des Kleidungsstücks durch einen metallischen Druckknopf nach außen und dann durch eine leitfähige Textilverbindung (Abb. 6b), die die sEMG-Standorte mit einem einzigen zentralen Ort verbindet, an dem sich der Stromkreis befindet Die Platine wurde auf der Hülse montiert (Abb. 6c). Hier sind in der äußersten hellen Schicht in Abb. 6b die Abmessungen für das darüber liegende schützende TPU und in der innersten dunklen Schicht die Abmessungen für die gepaarten Verbindungen auf E-Textil-Basis aufgeführt. Der mit Kapton-Flex bedruckte Steckverbinder wurde an einem Ende auf die Hülse laminiert, wobei elektrische Pads in Kontakt mit den leitfähigen Textilverbindungen standen. Das andere Ende des Kapton-Flex-Steckers war freihängend und so geformt, dass es mit einer verriegelbaren flexiblen gedruckten Steckerbuchse (FPC) auf der kundenspezifischen Leiterplatte zusammenpasste.

Fertiggestelltes Design der Armmanschette mit (a) beschriftetem Bild der Innen- und Außenseite der Manschette, (b) schematischer Darstellung des hohen, verschachtelten Verbindungsdesigns mit E-Textil (grau/dunkel) und schützendem TPU (blau/hell, Abmessungen in mm) und (c) Bild der flexiblen Lasche im optionalen, speziell angefertigten Gehäuse aus glasfaserverstärktem Nylon. Exemplarisches Ellenbogenbeugungs-EMG-Diagramm der Armmanschette mit (d) Rohdaten und (e) gefilterten Daten.

Die kundenspezifische Leiterplatte verwendete einen elektrophysiologischen Verstärkerchip Intan RHD2216 zur Verstärkung und Digitalisierung der sEMG-Signale und entweder einen eingebetteten Giant Gecko-Mikrocontroller (Abb. 6c) oder einen PC, der über eine Intan RHD USB-Schnittstellenkarte mit der Hülle verbunden war, um verschiedene Verarbeitungsaufgaben auszuführen abhängig vom Experiment auf den digitalisierten Daten. Abbildung 6d entspricht einem beispielhaften EMG-Rohsignal während der Ellenbogenbeugung unmittelbar nach dem RHD2216-Chip, während Abbildung 6e) die gefilterten Daten unter Verwendung eines [15, 450] Hz-Bandpassfilters zeigt.

Um die Wirksamkeit des fertigen sEMG-Kleidungsstücks zu demonstrieren, erstellten wir Schätzungen zum Leistungsniveau der Muskelgruppen Bizeps/Trizeps, Quadrizeps/Oberschenkelmuskel und Tibialis anterior/Gastrocnemius bei menschlichen Probanden. Für diese Studien zeichneten wir sEMG-Signale mit den fertigen Kleidungsstücken auf, während die Probanden während isolierter Ellbogen-, Knie- und Knöchelübungen verschiedene Gewichte hoben (Abb. 7a–c). Die Probanden führten Streckübungen mit einem Freiheitsgrad für alle Muskelgruppen zusätzlich zu Beugeübungen für die Ellenbogen- und Kniegelenke durch. Nach der Datenerfassung haben wir zur Quantifizierung der Variation zwischen der Muskelaktivierung während des Gewichthebens rohe sEMG-Daten mithilfe von Messungen der maximalen freiwilligen Kontraktion (MVC) in normalisierte Wellenformlängen (\(\overline{LEN}\)) umgewandelt und eine 1-Wege-ANOVA durchgeführt Analyse über verschiedene Gewichte hinweg (Abb. 7d, f).

Forschungstests eines sEMG-Anzugs an menschlichen Probanden mit einem System mit einem Freiheitsgrad. Bilder des Versuchsaufbaus für (a) die Muskelgruppen (Gelenke) Bizeps/Trizeps (Ellenbogen), (b) Quadrizeps/Oberschenkel (Knie) und (c) Tibialis anterior/Gastrocnemius (Knöchel). (d,e) Forschungsdaten an menschlichen Probanden, die 1-Wege-ANOVA-Ergebnisse für die gruppierte Leistungsüberprüfung für Ellenbogen-, Knie- und Knöchelstreckungsübungen zeigen (n = 10 Versuche). Rote Kreuze weisen auf Ausreißer hin.

Zunächst untersuchten wir die Wirksamkeit der Armmanschette. Darüber hinaus war bei Ellenbogenübungen nur das schwerste Gewicht vom leichtesten Gewicht zu unterscheiden. Im Gegensatz dazu erzeugten alle drei Gewichte am Ellenbogen in Flexion statistisch unterschiedliche (p < 0,05) mittlere \(\overline{LEN}\)-Werte im Vergleich zum nächstniedrigeren Gewicht. Darüber hinaus war die Streuung der Daten im Allgemeinen deutlicher, je mehr Gewicht in Flexion gehoben wurde. Dies ist wahrscheinlich auf eine erhöhte Muskelaktivierung während der Wiederholungen zurückzuführen, die zu Streuungen in den Daten führt38,39. Darüber hinaus kann sich auch eine inkonsistente Muskelaktivierung und Lastverteilung zwischen oberflächlichen und tiefen Muskeln, die mit sEMG nicht erfasst werden kann, auf die Konsistenz von sEMG-Messungen bei schwereren Hebevorgängen auswirken.

In ähnlicher Weise beobachteten wir am Knie eine allgemein größere Streuung der Daten für größere Gewichte, die entweder in Beugung oder Streckung angehoben wurden. Allerdings konnten wir jedes angehobene Gewicht vom nächstniedrigeren Gewicht unterscheiden. Die absoluten Knie-\(LEN_{Norm}\)-Werte überstiegen einen Wert von 1 für die schwersten Gewichte, die während der Beugung oder Streckung des Knies angehoben wurden, was auf eine stärkere Muskelaktivierung im Vergleich zu den statischen maximalen freiwilligen Kontraktionen (MVCs) hinweist und mit früheren Studien übereinstimmt40,41 . Während des Versuchs zur Kniestreckung mit dem geringsten Gewicht kam es zu einer sehr engen Datenkonzentration, wahrscheinlich aufgrund der minimalen Aktivierung der Oberflächenmuskulatur, die erforderlich war, um die Kniestreckung ohne zusätzliches Gewicht durchzuführen.

Von den drei Gelenken zeigte das Sprunggelenk die größte Streuung der Muskelkontraktion bei einzelnen Gewichten, und es gab keinen statistischen Unterschied (p > 0,05) zwischen den Gruppierungen. Beim Design der Wadenmanschette haben wir nur ein Elektrodenpaar auf der Rückseite des Unterschenkels platziert, und zwar über der Mitte des Gastrocnemius-Muskelbauchs. Frühere Studien haben gezeigt, dass die Aktivierung des Gastrocnemius je nach Entfernung vom Ursprung sowie zwischen medialen und lateralen Köpfen stark variiert39. Darüber hinaus könnten tiefe Muskeln wie der Soleus oder die Muskeln des Oberschenkels, die zur Stabilität beitragen und nicht direkt über das sEMG erfasst wurden, den Gastrocnemius inkonsistent entlastet haben42. Dementsprechend können die für die Wadenmanschette gemeldeten Diskrepanzen behoben werden, indem das Elektrodenpaar in zukünftigen Designs präziser über den bevorzugt aktivierten Regionen des Muskels platziert wird.

Abschließend führten wir einen mehrtägigen Vergleich der Muskelaktivierung bei isolierten Ellenbogenübungen durch. Bemerkenswerterweise erforderten diese Experimente keine Neukalibrierung außer der Neuberechnung von LENMVC, der Muskelaktivierung, die mit statischen MVCs verbunden ist. Es gab keinen statistisch signifikanten Unterschied (p > 0,05) zwischen dem ersten und zweiten Versuchstag, und zwar bei keinem der Gewichte, die sowohl in Flexion als auch in Extension angehoben wurden (Abb. 8). Folglich ist relativ wenig Neukalibrierung oder Anpassung der Elektrodenposition erforderlich, um zwischen mehreren Sitzungen konsistente Ergebnisse mit dem Kleidungsstück zu erzielen.

Mehrtägiger Vergleich der Muskelaktivierung bei isolierten Ellenbogenübungen. Rote Kreuze weisen auf Ausreißer hin.

In dieser Arbeit haben wir einen vollständig integrierten sEMG-Controller auf E-Textil-Basis für Leistungsniveaumessungen demonstriert und seine Leistung charakterisiert. Wir haben gezeigt, dass im Siebdruckverfahren auf Silbertinte basierende Verbindungen zwar einen geringeren Anfangswiderstand aufweisen, CCSM diesem Material jedoch in puncto Stabilität und Gesamtrobustheit deutlich überlegen ist. Wir haben eine deutliche Verbesserung der Qualität von CCSM-basierten Leitungen nachgewiesen, indem wir die Geometrie und Gesamtlänge so optimiert haben, dass der End-zu-End-Widerstand jeder Leitung nach 100 Abziehzyklen unter 200 Ω gehalten wurde. Wir haben festgestellt, dass der Waschprozess im Vergleich zum Don-Doff-Prozess zu einem deutlich stärkeren Anstieg des Widerstands der Verbindungen führte, aber akzeptable Widerstände über mindestens 10 Maschinenwaschzyklen hinweg beibehalten wurden. In zukünftigen Studien könnte es sinnvoll sein, Kleidungsstücke lieber von Hand als in der Maschine zu waschen, um die Lebensdauer weiter zu verlängern.

Zusätzlich zur Optimierung der Verbindungen unseres sEMG-Anzugs haben wir die Leistung von kommerziell erhältlichem CCSM mit PEDOT:PSS in Forschungsqualität verglichen. Wir haben gezeigt, dass die Hautkontaktimpedanz von PEDOT:PSS mit CCSM bei 1 kHz vergleichbar ist und dass beide Materialien im feuchten Zustand ähnliche Impedanzen wie Silber-Silberchlorid-Kontrollen aufweisen. Wir kommen daher zu dem Schluss, dass Textilelektroden am besten funktionieren, wenn entweder die Haut oder das Textil leicht feucht ist, um die hohe Impedanz des Stratum Corneum zu überwinden. Dies erreichen wir durch das Auftragen einer hautbefeuchtenden Lotion vor dem Anziehen des Kleidungsstücks, durch das Befeuchten der Elektroden mit Wasser vor dem Anziehen oder durch die Schweißbildung bei regelmäßiger Verwendung. Insbesondere lässt es sich leichter auffrischen als ein herkömmliches Gel, das letztendlich die gleiche Funktion wie die meisten handelsüblichen Ag/AgCl-Elektroden erfüllt und mit der Zeit austrocknet und ausgetauscht werden muss. Abriebversuche zeigten eine vergleichbare Leistung zwischen CCSM und PEDOT:PSS. Die Qualität dieser Materialien schwankte beim Händewaschen, wobei CCSM bei Robustheitstests PEDOT:PSS übertraf. Da CCSM im Handel leicht erhältlich ist und eine robuste elektrische Stabilität aufweist, ist es ein ideales Elektrodenmaterial für den sEMG-Anzug. In zukünftigen Studien kann die Leistung der PEDOT:PSS-Probe verbessert werden, indem die elektrische Grundleitfähigkeit von PEDOT:PSS43 durch Additive oder Nachbehandlung erhöht und die Haftung des Materials auf einem alternativen Basissubstrat optimiert wird44.

Schließlich zeigen wir mithilfe einer einfachen, linearen Zeitbereichsfunktion statistisch signifikante Unterschiede zwischen den Graden der Muskelaktivierung, die am sEMG-Kleidungsstück während immer schwieriger werdender Übungen gemessen werden. Darüber hinaus konnten wir keinen statistischen Unterschied zwischen den Trainingseinheiten feststellen. Ein Vorteil dieses Analyseansatzes besteht darin, dass eine minimale Neukalibrierung zwischen Benutzern oder Sitzungen erforderlich ist. Wichtig ist, dass dieser Ansatz für eine relativ unkontrollierte Betriebsumgebung zugänglich ist, in der die Rechenressourcen trotz Zeitbeschränkungen für die Vorhersage gering sein können. Die Mustererkennung zur Erkennung grober Bewegungen stand nicht im Mittelpunkt dieser Arbeit, wurde jedoch unter Verwendung ähnlicher Zeitbereichsmerkmale mit hoher Genauigkeit nachgewiesen45. Zukünftige Arbeiten werden die Kombination dieser Ansätze untersuchen und die Anzahl der Probanden für eine kontinuierliche Bewertung der Leistung und Wiederholbarkeit für die Absichtsvorhersage erweitern.

Das Baselayer-Kleidungsstück wurde mithilfe einer Reihe von Laserschnitt-, Ausrichtungs- und Heißpresslaminierungsschritten hergestellt, um die Textilschichten, das 3D-gedruckte Gehäuse und die Kapton-Flexlasche zu erstellen und zusammenzubauen. Auf Silbertinte (PE874, DuPont Intexar) basierende Testcoupons und frühe Kleidungsstückprototypen wurden mit einem Siebdrucker (MSP-485, HMI) auf einseitig klebenden thermoplastischen Urethanfolien (TPU) (TE-11C, Dupont Intexar) gemustert. PEDOT:PSS (655201, 739324, Sigma Aldrich) E-Textilien wurden durch Tauchbeschichtung von Polyestergewebe (Spec-Wipe 7, VWR) gemustert. Stretch-Sportgrundtextilien (M-200, Sportek), leitfähiges kommerzielles Stretchmaterial (CCSM) (A321, Less EMF), ein- und doppelseitig (TE-21C, Dupont Intexar), TPU-Folien mit integriertem Schmelzkleber, gemusterte Kapton-Flexverbinder ( 300 µm Dicke, Dupont) und Schaumstoffkissen (1454120-1540, Online Fabric Store) wurden mit einem Laserschneider (Fusion Pro 32, Epilog Laser) auf die entsprechende Größe und Form zugeschnitten. Vernickelte Druckknöpfe (116-65, Dritz) wurden mit einem Druckknopf-Anbringungswerkzeug (16-P, Dritz) angebracht. Während des gesamten Prozesses wurden Wärmepressschritte 23 Sekunden lang bei 290 °F durchgeführt, sofern nicht anders angegeben. Für vorläufige Studien wurde die dehnbare Tinte im Siebdruckverfahren auf eine Basis-TPU-Schicht gedruckt, die dann per Laser auf das gewünschte Profil zugeschnitten und durch Hitze auf das Ärmeltextil gepresst wurde.

Zunächst wurde das CCSM-Material durch Heißpressen auf die freiliegende Oberfläche des doppelseitig klebenden TPU laminiert, wobei der Papierträger auf der gegenüberliegenden Oberfläche des TPU befestigt blieb, um beim Laserschneiden und Zusammenbau Stabilität zu gewährleisten. Als nächstes wurde das CCSM per Laser auf das gewünschte Zugentlastungsprofil für jedes einzelne Kleidungsstück zugeschnitten. Kapton-Laschen wurden mithilfe einer Heißpresse und doppelseitigem TPU-Klebemittel auf die resultierenden CCSM-Verbindungen geklebt, um eine Verbindung mit geringem Widerstand (d. h. ~ 1 Ω) zu bilden. Anschließend wurde eine schützende TPU-Schicht auf die CCSM-Verbindungen gepresst und mithilfe von Stiften mechanisch ausgerichtet. Anschließend wurden die isolierten Verbindungen und die Kapton-Laschenanordnung ausgerichtet und durch Heißpressen am Basistextil befestigt. Damit war der Außenaufbau des Kleidungsstücks abgeschlossen. Elektrodenstapel (dh Kissen, leitfähiges Gewebe und TPU) wurden ausgerichtet und durch Heißpressen an der Rückseite (Innenseite) des Basistextils befestigt, wobei wiederum das doppelseitige TPU als Klebeschicht verwendet wurde. Die elektrischen Durchführungen von innen nach außen wurden mittels Metallschnappern abgeschlossen. Hinweis: Die Elektroden hatten einen Abstand von 3 cm und waren auf die Mittellinie des Muskels ausgerichtet. Ein Abstand von 3 cm wurde gewählt, da er mit dem kleinstmöglichen Abstand für die in den Vergleichsstudien verwendeten gelierten 3 M-Elektroden übereinstimmt (siehe ergänzende Informationen). Nach der Elektrodenkonstruktion wurde das Innere des Kleidungsstücks vervollständigt, indem die Rückseite des speziell angefertigten Nylon-Clamshell-Gehäuses durch Heißpressen mit Stoff und doppelseitigen TPU-Schichten in einer Tasche an der Innenseite des Ärmels versiegelt wurde. Das Kleidungsstück wurde mit einer Flatlock-Naht mit einer Serger-Maschine (Victory, Baby Lock) entlang der lasergeschnittenen Nahtlinien zusammengenäht, und zur Veredelung wurden Saum und Gummizug entlang der Oberseite des Kleidungsstücks hinzugefügt.

Sobald das Kleidungsstück fertiggestellt und angelegt war, wurde die Leiterplatte an der Kapton-Flexlasche befestigt und die obere Hälfte des Nylongehäuses befestigt. Beide Hälften des Nylongehäuses enthielten in Aussparungen eingeklebte Seltenerdmagnete, um das Klappgehäuse geschlossen zu halten. An der Oberseite des Gehäuses befinden sich außerdem Positionierungsstifte, die in Aussparungen im Gehäuseboden eingreifen, um ein Auseinanderrutschen der beiden Hälften zu verhindern.

PEDOT:PSS-Lösungen wurden durch Anpassung veröffentlichter Protokolle46 erstellt. Zur Herstellung der PEDOT:PSS-Filme wurden 20 ml wässrige Dispersion (Clevios PH-1000 von Heraeus Holding, Einzelheiten unter http://www.clevios.com) mit Ethylenglykol (5 ml) und Dodecylbenzolsulfonsäure gemischt (DBSA, 50 μL) und 1 Gew.-% (3-Glycidyloxypropyl)trimethoxysilan (GOPS), letzteres als Vernetzer zur Erhöhung der Stabilität enthalten. Polyesterstoffmuster (100 % Interlock-Polyester-Strickstoff von VWR International, Spec-Wipe 7 Wipers) wurden zugeschnitten und in PEDOT:PSS-Lösung getaucht und 20 Minuten lang einer Ultraschallbehandlung unterzogen. Anschließend wurde der Stoffabschnitt entnommen und bei einer Temperatur von 110 °C getrocknet. Dieser Vorgang wurde für insgesamt 4 Schichten wiederholt. Nach der Abscheidung von vier Lagen wurde das Gewebe bei 120 °C getempert.

Vier verschiedene Verbindungsformen (n = 3 für jede Form) wurden mithilfe zyklischer Wellenformtests verglichen, die auf einem Instron-Lastrahmen durchgeführt wurden. Die Proben wurden mit einer Frequenz von 1 Hz und einer Amplitudenverschiebung zwischen 0 und 25 % Dehnung über 1000 Zyklen durchlaufen. Während des Tests wurde der Widerstand der angeschlossenen Probe mithilfe eines Spannungsteilers gemessen, indem eine konstante Spannung an die Textilverbindung und einen in Reihe geschalteten Überwachungswiderstand angelegt und die Spannung am Widerstand am maximalen und minimalen Spannungspunkt jedes Zyklus gemessen wurde. Die in Abb. 3 aufgetragenen Widerstände entsprechen dem maximalen Dehnungspunkt, der etwa 10 % höher war als die Werte am minimalen Dehnungspunkt.

Für die Maschinenwäsche wurde die Platine aus der Kapton-Lasche entnommen und separat in einer ESD-sicheren Tasche oder Box aufbewahrt, um die Elektronik nicht zu beschädigen. Das Kleidungsstück wurde dann in einen Feinwäschebeutel gelegt und im Schonwaschgang mit Flüssigwaschmittel (YShield, Texcare) und einer Wassertemperatur von nicht mehr als 40 °C gewaschen. Nach der Fertigstellung wurde das Kleidungsstück an der Luft getrocknet, um ein Erweichen und Ankleben des TPU zu vermeiden. Der Widerstand wurde erst gemessen, nachdem das Kleidungsstück vollständig getrocknet war.

Zum Händewaschen wurden Stoffcoupons 30 Sekunden lang in einer Waschmittel/Wasser-Lösung (0,1 Vol.-% YShield, Texcase) gewaschen und anschließend 30 Minuten lang eingeweicht. Nach dem Einweichen wurden die Proben aus der Waschlösung genommen, ausgewrungen und mit einem Kimwipe trockengetupft. Die Proben wurden über Nacht trocknen gelassen und am nächsten Morgen wurde der Schichtwiderstand gemessen.

Zur Überwachung der Impedanz wurde ein elektrochemischer Impedanzanalysator Gamry Reference 3000 in einer symmetrischen Zwei-Elektroden-Konfiguration verwendet, wobei die Elektroden auf dem Bizeps eines gesunden männlichen Freiwilligen positioniert waren. Unter Verwendung des Protokolls zur Messung der potentiostatischen elektrochemischen Impedanz wurde die Frequenz von 1 bis 10.000 Hz in 10 Schritten pro Dekade unter Verwendung einer Wechselspannung von 25 mV und einer Grundgleichspannung von 0 V gewobbelt und die Impedanz zwischen den beiden Elektroden erfasst. Diese Messung umfasste zwei Haut-/Elektrodenschnittstellen, um den Messkreis zu vervollständigen, sodass die Impedanz einer einzelnen Haut-/Elektrodenschnittstelle etwa die Hälfte der in Abb. 5d dargestellten Werte betrug. Vor der Messung ließ man das System 10 Sekunden lang stabilisieren, bevor mit den Messungen begonnen wurde. Für die anschließende Analyse wurden Werte der tatsächlichen Impedanz gegenüber der Frequenz aufgezeichnet.

Leitfähige Textilien wurden einer simulierten beschleunigten Bewitterungsumgebung mit dem Q-Panel QUV Accelerated Weathering Tester ausgesetzt, der auf 1,1 W/m2/nm UVA-340-Peak und etwa das 1,75-fache der Intensität der vollen Sonne bei 55 °C eingestellt war. Die Gesamtexpositionsdauer betrug ungefähr eine Woche, die Proben wurden jedoch ca. 3 Stunden vor jeder Messung entnommen, um eine Stabilisierung zu ermöglichen und tatsächliche Veränderungen durch thermische Ausdehnung/Kontraktion zu berücksichtigen. Die Gesamtexposition betrug 153,25 Stunden, was einer äquivalenten Exposition (UVA-340-Peak) von 268 Stunden entspricht.

Nasse Textilcoupons wurden mit einem Taber Linear Abraser auf Abriebfestigkeit untersucht. Im Test wurde eine 1-kgf-Last auf eine 1-cm-Sonde ausgeübt, die mit einem Transfertuch bedeckt war. Die mit Stoff bedeckte Sonde war so programmiert, dass sie sich entlang einer Pfadlänge von etwa 5,1 cm bei 1 Hz hin und her bewegte. Im Anschluss an die Tests wurde der Schichtwiderstand gemessen und es wurden qualitative visuelle Beobachtungen gemacht.

Die Elektronikbaugruppe bestand aus einer Kapton-Flexlasche, einer speziell entwickelten Leiterplatte (PCB), einer Dichtung und einem maßgeschneiderten glasfaserverstärkten Nylongehäuse. 300 µm dicke flexible Laschen aus Polyimid wurden nach Standardverfahren für flexible Leiterplatten unter Verwendung von ½ Unzen hergestellt. Kupfer und mit chemischem Nickel/Immersionsgold (ENIG) beschichtet.

Die Leiterplatte bestand hauptsächlich aus einem Elektrophysiologie-Verstärkerchip (RHD2216, INTAN-Technologien), einem FPC-Sockel (FH52, Hirose) und einem SPI-Anschluss für die serielle Kommunikation mit der Verarbeitungsplatine (C3100, INTAN-Technologien) oder, in anderen Versionen, einem 32-Bit eingebetteter Mikrocontroller (EFM32, Giant Gecko). Der Verstärker empfing, verstärkte und digitalisierte die vom Kleidungsstück gesammelten sEMG-Signale. Das eingebettete System kommunizierte über den FPC-Sockel mit dem Kleidungsstück und führte zusätzlich die integrierte Analyse des Aufwands durch.

Das Gehäuse diente als Schutz der Elektronik vor Staub, Stößen und Wasser. Es handelte sich um eine individuell gestaltete bedruckte Muschelschale, die aus glasfaserverstärkten Nylonkügelchen (PA 3200 GF, EOS) mittels selektivem Lasersintern (P395, EOS) hergestellt wurde. In die Kunststoffschale eingebettete Magnete sorgten für die Schließkraft und den Dichtungsdruck auf die TPU-Dichtung. Durch ein kreisförmiges Loch an einem Ende konnte das serielle RS485-Kabel das eingebettete System im Inneren des Gehäuses mit externen Systemen außerhalb des Gehäuses verbinden.

Von allen Probanden und/oder ihren Erziehungsberechtigten wurde gemäß den einschlägigen Richtlinien und Vorschriften eine schriftliche Einverständniserklärung eingeholt. Alle Experimente und Protokolle mit menschlichen Teilnehmern wurden vom Johns Hopkins Medicine Institutional Review Board (IRB) überprüft und genehmigt. Das Versuchsprotokoll umfasste drei gesunde Probanden (Männer, 28 ± 2 Jahre), die ausgewählt wurden, isolierte Übungen mit einem einzigen Freiheitsgrad durchzuführen; entweder am Ellbogen, am Knie oder am Knöchel (Tabelle 1), während Arm-, Shorts- oder Beinärmel-Kleidungsstücke getragen werden. Die Probanden wurden untersucht, um sicherzustellen, dass das Kleidungsstück der jeweiligen Größe angemessen passte. Jeder Proband wurde in die Übungen für das zu testende Gelenk eingeführt und gebeten, selbst drei verschiedene Gewichte auszuwählen, die seinem Komfortniveau entsprachen, und eine kleine (3), mittlere (10) oder große (20) Anzahl von Wiederholungen durchzuführen. Die Haut an den Elektrodenstellen wurde vor dem Anziehen des Kleidungsstücks mit Reinigungsalkohol und Lotion vorbereitet; Nach dem Anziehen wurde das Kleidungsstück vom Experimentator auf korrekte Platzierung an den Agonisten- und Antagonisten-Muskelgruppen überprüft, aber während der Datenerfassung nicht neu angepasst oder entfernt. Ein Proband kam für einen zweiten Tag zur Ellenbogendatenerfassung zurück, um die Leistungskonsistenz zu vergleichen. Die Daten wurden gemäß den ethischen Genehmigungen des Johns Hopkins Medicine Institutional Review Board gemäß dem Protokoll IRB00170676 gesammelt.

Zu den von den Probanden durchgeführten Übungen gehörten: Halten einer statischen maximalen willkürlichen Kontraktion (MVC) sowohl für die Beugung als auch für die Streckung des zu testenden Gelenks sowie zehn Sätze mit einer einzigen Wiederholung von Streckübungen bei jedem Gewicht. MVC wurde im Verlauf der Datenerfassung mehrmals wiederholt. Beugeübungen (zehn Sätze mit jedem Gewicht) wurden nur für die Ellenbogen- und Kniegelenke durchgeführt.

Aus den rohen sEMG-Daten wurde ein einfaches Maß für die Anstrengung jedes Probanden während jeder Übungswiederholung berechnet. sEMG-Daten wurden mithilfe eines 4-Pol-Bandpassfilters mit unteren und oberen Grenzfrequenzen von 20 Hz bzw. 400 Hz gefiltert47. Für jedes Elektrodenpaar wurde die Wellenformlänge (\(LEN_{i}\)) unter Verwendung eines 20-ms-Schiebefensters mit einer Foliengröße von 5 ms und einer Stichprobengröße von N48 berechnet (Gleichung 1).

\(LEN_{i}\)-Werte für antagonistische Muskelgruppen wurden verworfen und das Merkmal der mittleren Agonistenkurvenlänge (\(\overline{LEN}\)) wurde durch Mittelung über jeden Agonisten-sEMG-Kanal für jede Probe berechnet (Gleichung 2). ). Der absolute Spitzenwert von \(\overline{LEN}\) während des konzentrischen Teils jeder Bewegung wurde aufgezeichnet und durch den durchschnittlichen Spitzenwert des Merkmals der mittleren Kurvenlänge während der MVC-Versuche für den entsprechenden Freiheitsgrad und die Bewegungsrichtung normalisiert ( LENMVC) (Gl. 3). Für die Probanden, die mehrmals zurückkehrten, wurden für jeden Testtag separate LENMVC-Werte berechnet. Der normalisierte Wert \(LEN_{Norm}\) wurde bei Beugung positiv und bei Streckung negativ eingestellt und stellt die maximale konzentrische Muskelaktivierung während jedes Versuchs dar.

Eine einseitige Varianzanalyse (ANOVA) wurde durchgeführt (Matlab, Mathworks Inc.), um statistisch signifikante Unterschiede zwischen \(LEN_{Norm}\) bei Einzelgelenkwiederholungen unterschiedlicher Intensität, basierend auf der Menge des angehobenen Gewichts, zu bestimmen. Darüber hinaus wurde eine ANOVA durchgeführt, um die Variation zwischen den Tagen für die eine Person zu bestimmen, die zu zwei verschiedenen Gelegenheiten getestet wurde.

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Die Autoren danken Herrn Paul Biermann für nützliche Diskussionen zum Gehäusedesign, Herrn Trevor Kroeger für nützliche Diskussionen zur Aufwandsanalyse und Dr. Rebecca Williams zusammen mit Frau Jennifer Moran für ihre Unterstützung bei der Konfektionierung des Kleidungsstücks. Diese Arbeit wurde vom Verteidigungsministerium und dem Johns Hopkins University-Applied Physics Laboratory unterstützt. Die Ansichten dieses Dokuments spiegeln nicht unbedingt die Ansichten des Verteidigungsministeriums wider.

Diese Studie wurde vom US-Verteidigungsministerium finanziert (Nr. N4175618C3022).

Abteilung für Forschung und explorative Entwicklung, The Johns Hopkins Applied Physics Laboratory, Laurel, MD, 20723, USA

Korine A. Ohiri, Connor O. Pyles, Leslie H. Hamilton, Megan M. Baker, Matthew T. McGuire, Eric Q. Nguyen, Luke E. Osborn, Katelyn M. Rossick, Emil G. McDowell und Luke J. Currano

Luft- und Raketenabwehrsektor, The Johns Hopkins Applied Physics Laboratory, Laurel, MD, 20723, USA

Leah M. Strohsnitter

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KO, LH, MM und LC trugen zum experimentellen Design, Testen und Analysieren zur E-Textil-Optimierung und Systemintegration bei. CP, MB, EN und LO trugen zum experimentellen Design, zum Testen und zur Analyse der EMG-Datenerfassung und der Messung des Aufwands bei. KR führte Belastungstests und -analysen durch. EM-geführtes elektrisches Design, PCB-Layout und -Fertigung. LS sorgte für nützliche Diskussionen und fungierte als Projektmanager für den primären Supportvertrag. LC, LH, LO und MB halfen bei der Bearbeitung des Manuskripts. KO und CP haben das Manuskript erstellt.

Korrespondenz mit Luke J. Currano.

KO, LH, MM, LC, CP und MB haben Patentanmeldungen für diese Technologie eingereicht, die die hier diskutierten Prinzipien nutzen. Die anderen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Ohiri, KA, Pyles, CO, Hamilton, LH et al. Modularer sEMG-Anzug auf E-Textil-Basis für großflächige Aufwandsanalysen. Sci Rep 12, 9650 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-13701-4

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Eingegangen: 12. November 2021

Angenommen: 05. Mai 2022

Veröffentlicht: 10. Juni 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-13701-4

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