Revolutionierung selbstversorgter Wearables: Elektrogesponnene PTFE-Nanofasermembranen liefern unübertroffene Sensorleistung

Zusammenfassung

Polytetrafluorethylen (PTFE) ist ein faszinierendes Elektretmaterial, das breit für Energieernte und Sensorik eingesetzt wird. Eine Leistungssteigerung lässt sich durch Größenerniedrigung in den Nanomaßstab erwarten, da eine höhere Oberflächenladungsdichte erreicht wird. Die vorliegende Studie demonstriert die Verwendung nanofasriger PTFE für hochleistungsfähige selbstversorgte Wearable-Sensoren. Die nanofasrige PTFE wird durch Elektrospinnen einer Suspension von PTFE-Partikeln in verdünnter Polyethylenoxid (PEO) wässriger Lösung hergestellt, gefolgt von einer thermischen Behandlung bei 350 °C zur Entfernung der PEO-Komponente aus den elektrogesponnenen PTFE-PEO-Nanofasern. Die erhaltene PTFE-Nanofasermembran zeigt gute Luftdurchlässigkeit mit Druckabfall vergleichbar mit Gesichtsmasken, exzellente mechanische Eigenschaften mit Zugfestigkeit von 3,8 MPa und stabiles Oberflächenpotenzial von −270 V. Durch einfaches Einbetten der PTFE-Nanofasermembran in zwei leitende Carbon-Vliesstücke wird ein atmungsaktives, flexibles, hochleistungsfähiges Nanogenerator (NG)-Gerät mit einer Spitzenleistung von 56,25 µW konstruiert. Bemerkenswert ist, dass dieses NG-Gerät direkt als selbstversorgter Wearable-Sensor zur Erfassung von Körperbewegungen und physiologischen Signalen genutzt werden kann. Kleine Ellenbogengelenkbeugung von 30°, der Atemrhythmus und typische Herzzyklen werden klar durch die Ausgangswellenform des NG-Geräts aufgezeichnet. Diese Studie demonstriert die Verwendung elektrogesponnener PTFE-Nanofasermembranen für den Bau hochleistungsfähiger selbstversorgter Wearable-Sensoren.

Einleitung

Wearable-Elektronik gilt als wichtige Klasse der nächsten Elektronikgeneration aufgrund breiter Anwendungen in Gesundheitsmonitoring, künstlicher Haut und Mensch-Maschine-Schnittstellen [1,2]. Die rasante Entwicklung der Wearable-Elektronik hat eine enorme Nachfrage nach Wearable-Sensoren als grundlegende Funktionselemente ausgelöst [3]. Große Chancen ergeben sich somit in der Entwicklung von Wearable-Sensoren, die leicht, flexibel, dehnbar und konform mit bestimmten Oberflächen in Kontakt sein können. Um diese Fähigkeiten zu erreichen, sind neuartige Funktionsmaterialien und Ansätze in der Materialverarbeitung im Nanomaßstab für den Bau von Sensorbaugruppen erforderlich [4-6].

Als eine der am häufigsten verwendeten Wearable-Sensoren können flexible Drucksensoren, die mechanische Kraft effektiv in elektrische Signale umwandeln, breit für Körperbewegungserkennung [7] und Gesundheitsmonitoring [8,9] eingesetzt werden. Kürzlich haben viele Gruppen zur Weiterentwicklung hochsensitiver, flexibler Drucksensoren basierend auf Piezowiderstand [10] und Kapazitätsmechanismen [11,12] beigetragen. Diese Geräte werden jedoch hauptsächlich durch externe Energiequellen betrieben, was sie kompliziert und teuer macht und ihre Anwendung stark limitiert. Es ist notwendig, ein selbstversorgtes System in das Gerät zu integrieren, um die externe Stromversorgungseinheit zu eliminieren. Glücklicherweise wird ausreichend Energie durch tägliche menschliche Aktivitäten wie Armbewegungen, Körperwärme und Atmung [13] erzeugt, die zum Betreiben der Sensoren genutzt werden könnte. Daher wurden verschiedene Typen von Nanogeneratoren (NGs) basierend auf piezoelektrischem Effekt [14], triboelektrischem Effekt [2] und elektrostatischem Effekt [15] konstruiert, um menschliche Körperenergie effektiv als Stromquelle für selbstversorgte Sensoren zu nutzen.

Polytetrafluorethylen (PTFE), als wichtiges Mitglied sowohl der triboelektrischen als auch der Elektret-Familie, wurde breit für Energieernte- und Sensorbaugruppen verwendet [16-18]. Aufgrund seiner helikalen Kettenkonformation mit gleichmäßiger Fluoratombeschichtung auf dem Kohlenstoffgerüst zeigt PTFE gute Flexibilität, ultrahohe chemische Inertheit und exzellente thermische Stabilität. Diese Eigenschaften machen PTFE zu einem faszinierenden Material für viele Anwendungen, verursachen aber auch erhebliche Verarbeitungsprobleme. Daher konzentrierten sich die meisten Berichte zur Nutzung von PTFE für Energieernte und Sensorik auf kommerziell erhältliche PTFE-Dünnfilme ohne Nachbehandlung [17,18] oder auf durch hochpreisige Prozesse wie reaktives Ionenätzen behandelte Filme [19,20]. Es ist bekannt, dass die Erhöhung der mikroskopischen Oberfläche des triboelektrischen Generators seine effektive Oberflächenladungsdichte gleichzeitig erhöht und damit seine Ausgangsleistung fördert [21]. Kürzlich wurde die Verwendung elektrogesponnener PTFE-Nanofasermembranen als Alternative zu kommerziellen PTFE-Dünnfilmen als effektive Methode zur Leistungssteigerung von triboelektrischen NGs bewiesen, wegen der viel größeren Oberfläche der ersteren [22]. Die Oberflächenladungsdichte ist auch der Schlüsselfaktor, der die Leistung eines Elektrets bestimmt, was nahelegt, dass elektrogesponnene PTFE-Nanofasermembranen für den Bau hochleistungsfähiger Elektret-Geräte genutzt werden können.

Hier berichten wir über die Anwendung elektrogesponnener PTFE-Nanofasermembranen als hochleistungsfähige Elektret-NGs für selbstversorgte Sensoren. Das Design dieser Arbeit zeigt mehrere Vorteile. Erstens wurde das selbstversorgte Sensorbaugruppe durch einfaches Einbetten der elektrogesponnenen PTFE-Nanofasermembran in zwei leitende Stoffe zusammengebaut. Dieser Fertigungsprozess ist einfach, kostengünstig und leicht skalierbar. Zweitens zeigt die Nanofasermembran im Gegensatz zu PTFE-Dünnfilmen gute Luftdurchlässigkeit. Somit ist das zusammengebaute Sensorbaugruppe atmungsaktiv und erfüllt die Anforderung an Wearable-Elektronik. Drittens kann das zusammengebaute Gerät mechanische Energie effizient in Elektrizität umwandeln mit hoher Spitzenleistung von 56,25 µW und langzeitiger Betriebsstabilität. Schließlich kann das Gerät als Wearable-Sensor empfindlich Körperbewegungen sowie physiologische Signale einschließlich Atmung und Herzschlag überwachen, was das Potenzial für Anwendungen in sowohl Körperbewegungs- als auch Gesundheitsmonitoring zeigt.

Methoden

Herstellung der PTFE-Nanofasermembran

Die PTFE-Nanofasermembran wurde in einem Zweischritt-Verfahren hergestellt. Zunächst wurde eine PTFE-PEO (Polyethylenoxid) Nanofasermembran durch Elektrospinnen mit einer Kangshen KH1001 Elektrospinnmaschine gefertigt. Zur Vorbereitung der Elektrospinnlösung wurden 18 g PTFE-Suspension (60 Gew.-%, Aladdin) in 6,0 g deionisiertem Wasser zu einer gleichmäßigen Suspension gemischt, dann 0,4 g PEO (M_w = 5 × 10⁶, Aladdin) hinzugefügt, um die Viskosität einzustellen. Nach 48 h magnetischem Rühren wurde das Gemisch in eine 5-ml-Spritze mit Edelstahlnadelspitze gefüllt. Während des Elektrospinnens wurde eine Hochspannung von 25 kV an die Nadelspitze angelegt und die Lösung mit 1,5 ml h⁻¹ gefördert. Die ausgesponnenen Fasern wurden auf einer rotierenden Metalltrommel (200 U/min, 1 h) gesammelt. Der Abstand zwischen Nadelspitze und Sammler betrug 18 cm. Anschließend wurde die als-preparierte PTFE-PEO-Nanofasermembran einer thermischen Behandlung bei 350 °C in Umgebungsatmosphäre für 10 min mit einer Heizrate von 2 °C min⁻¹ unterzogen, um die PTFE-Nanofasermembran zu erhalten.

Corona-Ladung

Zur Corona-Ladung wurde die PTFE-Nanofasermembran mit einer geerdeten Seite 5 cm unter eine Coronanadel platziert, die mit einer Hochspannungsquelle (DW-N503-4ACDE) verbunden war. Eine Spannung von −20 kV wurde 5 min lang an die Coronanadel angelegt.

Montage des selbstversorgten Sensorbaugruppe

Zunächst wurde die corona-geladene PTFE-Nanofasermembran 1 Tag unter Umgebungsbedingungen gelagert, da ihr Oberflächenpotenzial direkt nach der Corona-Ladung stark abfällt. Dann wurde sie zwischen zwei 250-µm-dicken Polyethylenterephthalat-Distanzstücken fixiert. Anschließend wurde die PTFE-Nanofasermembran in zwei leitende Stoffe eingebettet, um das Sensorbaugruppe mit einer effektiven Größe von 4 × 4 cm² zu bilden.

Charakterisierung

Morphologie, Zusammensetzung und Kristallinität der Proben wurden durch Feldemissions-Rasterelektronenmikroskopie (FE-SEM, NANOSEM 450, FEI), Röntgenphotoelektronenspektroskopie (XPS, ESCALab250, Thermo Scientific), Fourier-Transform-Infrarotspektroskopie (FTIR, Vertex 70, Bruker) und Röntgenbeugung (XRD, X' Pert Pro MPD, PANalytical B.V.) charakterisiert. Oberflächenpotenzial, mechanische Eigenschaften und Druckabfall der Membran wurden mit einem Elektrometer (EST102, Huajing Beijing, China), einer Universalprüfmaschine (REGER RW-T10) und einem Drucktransmitter (DP102, Sike Instruments) detektiert. Der Ausgangsstrom des Sensorbaugruppe wurde mit einem Stanford Low-Noise Stromvorverstärker (Modell SR570 und NI PCI-6259) gemessen. Neben der Prüfung der Ausgangsleistung des Geräts mit verschiedenen Lastwiderständen wurden alle anderen Messungen im Kurzschlusszustand durchgeführt.

Ergebnisse und Diskussion

Die PTFE-Nanofasermembran wurde in einem Zweischritt-Ansatz hergestellt, wie schematisch in Abb. 1a gezeigt. Aufgrund der herausragenden chemischen Beständigkeit von PTFE kann es in keinem Lösungsmittel gelöst werden, sodass es schwierig ist, PTFE-Lösung direkt in Nanofasern zu electrospinnen. Um dieses Problem zu überwinden, wurde generell ein Zweischritt-Ansatz für die Herstellung von PTFE-Nanofasern verwendet [23,24]. Zunächst wurde ein nanofasriger PTFE-Komposit durch Elektrospinnen hergestellt, wobei ein wasserlösliches Polymer als Träger für die Dispersion von PTFE-Partikeln diente. Anschließend wurde eine nachträgliche thermische Behandlung angewendet, um den Träger zu entfernen und PTFE-Nanofasern zu erhalten. In dieser Studie wurde PEO als Träger aufgrund seiner guten Wasserlöslichkeit und niedrigen Schmelzpunkts genutzt. Mit der PTFE-Partikel-suspendierten PEO-wässrigen Lösung als Precursor für das Elektrospinnen wurden PTFE-PEO-Nanofasern mit Durchmessern von 500–800 nm erfolgreich erhalten (Zusatzdatei 1: Abb. S1). Da die geringe PEO-Menge (PEO/PTFE = 1/27 in der Precursorlösung) die PTFE-Partikel nicht vollständig umhüllen kann, zeigen die as-preparierten PTFE-PEO-Nanofasern raue Oberflächen und Phasenzusammensetzung nur aus PTFE (Zusatzdatei 1: Abb. S1b). Um reine PTFE-Nanofasern zu erhalten, wurde eine thermische Behandlung eingesetzt, um PEO zu entfernen und PTFE-Nanopartikel zusammenzufügen. Laut einer früheren Studie schmilzt PTFE bei ~327 °C und ist thermisch stabil bis ~500 °C [24]. Daher wurde eine Temperatur von 350 °C, leicht über dem Schmelzpunkt von PTFE, gewählt, um PEO zu entfernen und PTFE-Nanopartikel zu kontinuierlichen Nanofasern zu verschmelzen. Wie in Abb. 1b gezeigt, wurde nach dem Sintern ein PTFE-Nanofasergewebe von 5 cm × 5 cm Größe erhalten. SEM-Untersuchung zeigte, dass die Faser-Morphologie nach dem Sintern gut erhalten blieb (Abb. 1c). Die Vernetzung einiger PTFE-Nanofasern und das Verschwinden von PTFE-Nanopartikeln auf den Nanofasern demonstrierten die Fusion der Nanopartikel (Inset von Abb. 1c). Die Eliminierung der PEO-Komponente aus den Nanofasern wurde durch FTIR-Studie nachgewiesen. Wie in Abb. 1d gezeigt, weist reines PEO mehrere markante Peaks bei 841, 947, 1059, 1092 und 1342 cm⁻¹ auf, entsprechend den Schwingungen der CH₂- und CO-Gruppen [22,25]. Andererseits zeigen sich im FTIR-Spektrum des reinen PTFE fünf starke Peaks, von denen die prominentesten bei 1146 und 1201 cm⁻¹ charakteristisch für CF₂ symmetrische und asymmetrische Streckungsschwingungen sind [26], und die Peaks bei 512, 554 und 639 cm⁻¹ können den Rocking-, Deformations- und Wagging-Moden von CF₂ zugeordnet werden [27]. Die PEO-zugeordneten Peaks sind noch im Spektrum der elektrogesponnenen PTFE-PEO-Nanofasermembran beobachtbar, trotz des geringen PEO-Gehalts (wie durch gestrichelte orange Linien in Abb. 1d angezeigt). Nach Sintern bei 350 °C verschwinden diese Peaks vollständig, was die bloße PTFE-Zusammensetzung der Nanofasermembran ergibt.

Abbildung 2 zeigt eine Reihe von Charakterisierungsergebnissen der PTFE-Nanofasermembran. Ähnlich wie das Precursor PTFE-PEO-Sample besteht die PTFE-Nanofasermembran nur aus PTFE-Phase. Wie in Abb. 2a gezeigt, befinden sich zwei Beugungspeaks bei 18,2° und 31,7° im XRD-Muster, entsprechend den (100)- und (110)-Ebenen von PTFE. Die XPS-Studie beleuchtet weiterhin die Zusammensetzung aus reinem PTFE. Das XPS-Muster zeigt charakteristische Peaks von C 1s und F 1s zentriert bei ~286 und ~685 eV (Abb. 2b). Der charakteristische Peak von O 1s, der generell bei ~532 eV erscheint, konnte nicht beobachtet werden [28], was darauf hindeutet, dass die PEO-Komponente während der thermischen Behandlung vollständig eliminiert wurde. Um die Eignung der PTFE-Nanofasermembran als Wearable-Elektret-Sensor zu bewerten, wurden auch ihre anwendungsspezifischen Eigenschaften charakterisiert. Abb. 2c zeigt die Druckabfälle, wenn Luft bei verschiedenen Durchflussraten durch die Membran strömt. Der Druckabfall hält eine fast lineare Beziehung zum Gasdurchfluss im getesteten Bereich, und seine Werte sind sehr klein, sogar vergleichbar mit denen von Filter-Gesichtsmasken [29], was die gute Luftdurchlässigkeit der Membran demonstriert. Wahrscheinlich aufgrund der Vernetzung des Fasernetzwerks zeigt die Membran auch exzellente mechanische Eigenschaften mit einer Zugfestigkeit von ~3,8 MPa und Bruchdehnung von 220 % (Abb. 2d), was die Anforderungen an Wearable-Elektronik erfüllt. Abb. 2e zeigt die Oberflächenpotenzial-Variation der Membran über 30 Tage. Der Wert fällt scharf von etwa −480 auf −300 V nach 1 Tag Lagerung unter Umgebungsbedingungen und nimmt dann in den folgenden 11 Tagen langsam ab, bevor er sich bei −270 V stabilisiert. Die gute Luftdurchlässigkeit, exzellente mechanische Eigenschaften und stabiles Oberflächenpotenzial der PTFE-Nanofasermembran offenbaren ihr Potenzial für selbstversorgte Wearable-Sensorik.

Aufgrund seiner Ladungsspeicherfähigkeit konnte die PTFE-Nanofasermembran zur Herstellung von Elektret-NGs genutzt werden. Um die Luftdurchlässigkeit bei Integration in ein Gerät zu bewahren, wurde kommerzieller leitender Stoff mit exzellenter Luftdurchlässigkeit als Elektrode für den Bau des Elektret-NGs verwendet (Zusatzdatei 1: Abb. S2). Zunächst wurden zwei Enden der PTFE-Nanofasermembran zwischen zwei Distanzstücken fixiert; dann wurde die Membran in zwei Stücke leitender Carbon-Vliese eingebettet, was das NG-Gerät mit einer effektiven Größe von 4 cm × 4 cm formte (Abb. 3a). Die negative Überschussladung in den PTFE-Nanofasern würde positive Ladung in den oberen und unteren Elektroden induzieren, deren Gesamtmenge der negativen Ladung entspricht (Abb. 3b). Im statischen Zustand kann keine Ladung übertragen werden aufgrund des Gleichgewichts der elektrischen Potenzialverteilung. Wird das Gleichgewicht durch Drücken und Loslassen des Geräts gebrochen, führt die Änderung des Spalts zwischen PTFE-Membran und Carbon-Vlies-Elektroden zu einer Kapazitätsänderung und damit zu einer Umverteilung der Ladungen zwischen den beiden Elektroden, was einen wechselnden transienten Strom durch den externen Stromkreis erzeugt. Der Arbeitsmechanismus dieses Sandwich-Struktur-NGs ähnelt denen berichteter Bogenstruktur-NGs [17,30]. Dennoch ist der NG in der vorliegenden Arbeit viel einfacher zu konstruieren und atmungsaktiver im Vergleich zu diesen Dünnfilm-basierten Bogenstruktur-NGs und einigen anderen faserbasierten NGs [17,30-34].

Wie in Abb. 3c gezeigt, zeigte der NG einen Spitzenstrom von ~1,5 µA unter einer Anregungskraft von 5 N und einer Frequenz von 5 Hz. Wenn zwei NGs mit gleicher Polarität parallel geschaltet wurden, war der Gesamtausgangsstrom fast die Summe jedes einzelnen, was anzeigt, dass die elektrische Ausgabe der NGs das lineare Superpositionsprinzip in grundlegenden Schaltungsverbindungen erfüllt [35]. Die Leistung des NGs wurde weiter systematisch unter verschiedenen Kräften und Frequenzen untersucht. Bei gegebener Frequenz stiegen sowohl Spitzenstrom als auch integrierte übertragenen Ladungsmenge (ΔQ) mit zunehmender Anregungskraft von 1 auf 5 N (Abb. 3d und Zusatzdatei 1: Abb. S3a). Eine weitere Krafsteigerung konnte die Ausgabe nicht weiter fördern, da ΔQ nur durch die Amplitude der Spaltänderung zwischen PTFE-Membran und Elektroden diktiert wurde [17], die bereits bei einer ausreichenden Kraft von 5 N den Maximalwert erreicht hatte. Auch aufgrund des Kapazitätsvariationsmechanismus blieb ΔQ bei Frequenzvariation nahezu konstant bei ~26,9 nC, da die Amplitude der Spaltänderung frequenzunabhängig war (Abb. 3e). Dennoch stieg der Ausgangsstrom mit zunehmender Frequenz bei gegebener Anregungskraft (Zusatzdatei 1: Abb. S3b), da die gleiche Ladungsmenge in kürzerer Zeit übertragen wurde. Um die maximale Spitzenleistung zu erhalten, wurde die Ausgangsleistung mit verschiedenen externen Lastwiderständen bei 5 Hz und 5 N Anregungskraft untersucht. Wie in Abb. 3f gezeigt, blieb der Ausgangsstrom bei Lastwiderständen von 0,1–10 MΩ fast unverändert und fiel dann von ~1,5 auf 0,081 µA bei weiterer Erhöhung auf 1000 MΩ, was einen internen Widerstand des NG-Geräts zwischen 10 und 1000 MΩ impliziert. Basierend auf der Leistungsdefinition P = I²R konnte eine maximale Spitzenleistung von 56,25 µW mit einem Lastwiderstand von 100 MΩ erzielt werden. Entsprechend wurde der interne Widerstand des NG-Geräts auf ~100 MΩ abgeleitet, da die Maximalleistung eines NGs auftritt, wenn sein interner Widerstand dem Lastwiderstand angepasst ist [21]. Schließlich wurde die Zyklenstabilität des NGs bei 5 N Kraft und 5 Hz Frequenz evaluiert. Wie in Abb. 3g dargestellt, wurde keine offensichtliche Verschlechterung des Ausgangsstroms sowie der integrierten übertragenen Ladungsmenge während 50.000 Zyklen festgestellt, was die exzellente Zyklenstabilität des NGs offenbart.

Um das Potenzial des NGs als selbstversorgter Sensor für Körperbewegungsmonitoring zu demonstrieren, wurde das Gerät über das gestreckte Ellenbogengelenk fixiert, um Ellenbogenbewegungen zu überwachen. Abb. 4a zeigt die elektrischen Ausgangssignale bei Beugung des Ellenbogengelenks auf eine Reihe von Winkeln. Die Stromimpulse sind selbst bei einer kleinen Bewegung von 30° Beugung klar identifizierbar und werden bei größeren Beugungswinkeln immer prominenter. Abb. 4b stellt die Beziehung zwischen der NG-Ausgabe und dem Beugungswinkel des Ellenbogengelenks dar. Aufgrund der komplexen Verformung des Geräts konnte die Spaltänderung zwischen PTFE-Membran und Carbon-Vlies-Elektroden nicht quantitativ mit dem Beugungswinkel des Ellenbogengelenks korreliert werden. Daher kann die Beziehung zwischen der NG-Geräteausgabe und dem Beugungswinkel nur mathematisch, nicht physikalisch hergestellt werden. Dennoch kann die Abhängigkeit von Strom und übertragener Ladung vom Beugungswinkel den Zustand der Ellenbogenbewegung effektiv kennzeichnen, was das Potenzial des NGs als selbstversorgter Sensor für Echtzeit-Körperbewegungsmonitoring demonstriert.

Neben der Anwendung für Körperbewegungsmonitoring kann der NG auch als selbstversorgter Sensor für physiologische Signale dienen, indem das Gerät an spezifischen Körperpositionen befestigt wird. Beispielsweise erzeugt das Befestigen des NG-Geräts am Bauch bei Atmung Schrumpfung und Ausdehnung des Bauchs, was das Gerät anregt und elektrische Signale liefert, die Informationen zur Atmung geben. Wie in Abb. 5a gezeigt, wurden klare Wechselstromwellen mit Spitzenwerten von 6–10 nA aufgezeichnet, die gut zum Atemrhythmus eines erwachsenen Mannes mit ~20 Atemzügen pro Minute passen. Das NG-Gerät kann auch für Herzschlagmonitoring verwendet werden, wenn es auf Brust oder Handgelenk fixiert wird. Die regelmäßige Pulsation des Herzens oder der Arterie regt das NG-Gerät an, entsprechende periodische Stromsignale als Spuren des Herzschlags zu erzeugen. Dies ist die sogenannte Ballistokardiographie-Methode, deren Mechanismus auf der Verfolgung subtiler mechanischer Bewegungen basiert, die durch die Ausstoßung von Blut während des Herzzyklus erzeugt werden [36]. Abb. 5b zeigt die Ausgabe des NG-Geräts, befestigt an der Brust eines Mannes, aus der 23 markante Strompeaks in 20 s eindeutig identifiziert werden können, was eine Herzfrequenz von ~69 Schlägen pro Minute suggeriert. Dieser Wert liegt im normalen Bereich für einen gesunden jungen Mann (60–100 Schläge pro Minute [37]). Darüber hinaus ist das Signal in der Lage, umfassend interpretiert zu werden, um Informationen über den Detail jedes Herzzyklus zu extrahieren, was für die auxiliare kardiovaskuläre Diagnose nützlich ist [36,38]. Als Beispiel in Abb. 5c verfolgt die elektrische Wellenform explizit die drei Prozesse eines typischen Herzzyklus: Prä-Systole (F–G–H), Systole (I–J–K) und Diastole (L–M–N) [37]. Im Vergleich zur Messung der Aortenpulswelle nahe dem Herz ist die Überwachung des peripheren arteriellen Pulses durch Befestigung des NG-Geräts am Rumpf bequemer. Abb. 5d zeigt das aufgezeichnete Stromsignal des NG, fixiert am Handgelenk. Die scharfen Stromimpulse im Muster zeichnen den Rhythmus des Schlagens der Radialarterie mit ~72-mal pro Minute klar auf. Abb. 5e ist eine vergrößerte Ansicht der Wellenform, aus der zwei Hauptpeaks unterschieden werden können: der einfallende Blutfluss-Peak P₁ und der reflektierte Peak P₂ aus dem Handbereich [37]. Basierend auf der Amplitude dieser Peaks konnte der Radialarterien-Augmentationsindex (AI_x = P₂/P₁), als wichtiger Indikator für Herz-Kreislauf-Erkrankungen und Zielorganschäden, berechnet werden [39]. Laut den erworbenen Daten wurde ein statistischer Wert von ~54 % erhalten, was auf einen normalen kardiovaskulären Zustand für einen 33-jährigen Mann hindeutet.

Schlussfolgerungen

Zusammenfassend rechtfertigte die vorliegende Arbeit die Eignung der Verwendung elektrogesponnener PTFE-Nanofasermembranen für den Bau hochleistungsfähiger selbstversorgter Wearable-Sensoren. PTFE-Nanofasermembranen wurden erfolgreich durch Elektrospinnen mit einer PTFE-PEO-wässrigen Suspension und einer nachträglichen thermischen Behandlung zur Eliminierung der PEO-Komponente hergestellt. Aufgrund ihrer guten Luftdurchlässigkeit und exzellenten mechanischen und Elektret-Eigenschaften konnte das auf der elektrogesponnenen PTFE-Nanofasermembran basierende NG-Gerät mechanische Energie effektiv in Elektrizität umwandeln mit hoher Spitzenleistung von 56,25 µW und langfristiger Zyklenstabilität, was das Potenzial zeigt, als sensitiver selbstversorgter Wearable-Sensor eingesetzt zu werden. Tatsächlich wurde der NG als exzellenter Wearable-Sensor demonstriert, der Körperbewegungen und biologische Signale einschließlich Atmung und Herzschlag quantitativ überwachen kann, was seine potenzielle Anwendung in Wearable-Elektronik für Körperbewegungs- und Gesundheitsmonitoring impliziert.

Verfügbarkeit von Daten und Materialien

Alle in dieser Studie generierten Daten sind im Artikel und seiner Zusatzdatei enthalten.

Abkürzungen

FE-SEM:

Feldemissions-Rasterelektronenmikroskopie

FTIR:

Fourier-Transform-Infrarotspektroskopie

NG:

Nanogenerator

PEO:

Polyethylenoxid

PTFE:

Polytetrafluorethylen

XPS:

Röntgenphotoelektronenspektroskopie

XRD:

Röntgenbeugung