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Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 9650 (2022) Citar este artículo

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Presentamos un diseño novedoso para un traje de electromiografía de superficie (sEMG) basado en textiles electrónicos que incorpora textiles conductores elásticos como electrodos y se interconecta dentro de una prenda de compresión deportiva. El enfoque de fabricación y ensamblaje es una combinación sencilla de corte por láser y laminación por prensa térmica que permite la creación rápida de prototipos de diseños en un entorno de investigación típico sin necesidad de ningún equipo especializado de fabricación de textiles o prendas de vestir. Los materiales utilizados son resistentes al desgaste, resistentes a las altas tensiones que se encuentran en la ropa y se pueden lavar a máquina. El traje produce una calidad de señal sEMG comparable a la de los electrodos adhesivos convencionales, pero con mayor comodidad, longevidad y reutilización. La electrónica integrada proporciona acondicionamiento de señales, amplificación, digitalización y potencia de procesamiento para convertir las señales EMG sin procesar en una estimación del nivel de esfuerzo para la flexión y extensión de las articulaciones del codo y la rodilla. También se espera que el enfoque que detallamos aquí sea extensible a una variedad de otros sensores electrofisiológicos.

La monitorización de la señal biopotencial de la activación muscular, generalmente denominada electromiografía (EMG), permite detectar e informar de forma dinámica y rápida la ubicación y la intensidad de los movimientos en el cuerpo humano. Esta poderosa técnica se ha utilizado para aplicaciones como control de prótesis1,2,3, monitoreo de la salud4,5,6 e interfaces hombre-máquina transparentes7,8,9. Si bien existen formas invasivas de EMG, la electromiografía de superficie no invasiva (sEMG) es más común y aceptada para la mayoría de las aplicaciones. El estándar de oro actual para sEMG implica colocar manualmente electrodos de gel temporales atados a la piel mediante un adhesivo. Si bien esta tecnología está bien establecida y produce señales de alta fidelidad, su dependencia de geles conductores y sistemas de adquisición de datos voluminosos degrada su vida útil operativa, su comodidad y su practicidad para el monitoreo longitudinal. Como tal, existe la necesidad de desarrollar sensores sEMG de calidad de laboratorio que estén integrados ergonómicamente en prendas de alto rendimiento.

Para abordar esto, se han realizado importantes esfuerzos de investigación en el diseño y optimización de prendas portátiles que explotan el uso de textiles electrónicos (e-textiles). A diferencia de los sistemas basados ​​en plata-cloruro de plata (Ag-AgCl), estas prendas portátiles de sEMG son circuitos híbridos que incorporan electrodos e interconexiones flexibles basados ​​en textiles electrónicos10,11,12,13,14. Existen numerosas técnicas para incorporar materiales conductores en una prenda, incluido el bordado de fibras conductoras15,16,17,18,19, la impresión de tintas conductoras20,21,22,23,24,25 y el uso de adhesivos para unir telas conductoras al textil26. De estas técnicas bien establecidas, el bordado y la estampación son las más comúnmente empleadas. Sin embargo, requieren habilidades especializadas para generar patrones complejos que alivian la tensión y herramientas específicas de la industria de la confección que no son fácilmente accesibles para el laboratorio promedio de grado de investigación. Pocos estudios presentan sistemas totalmente integrados de gran área con optimización de extremo a extremo para la calidad y la capacidad de fabricación. Excepciones notables a esto son las plataformas comerciales específicas con sistemas opacos y autónomos que son costosos y bloquean el acceso a datos sin procesar y sin procesar. Por el contrario, nuestro enfoque basado en adhesivos se centra en la laminación en caliente para unir telas conductoras al tejido base, un enfoque mucho más simple para la confección de prendas. Además, como se demuestra en este trabajo, este enfoque se puede ampliar sin problemas para formar una conexión sencilla de textil a placa de circuito con pestañas flexibles de placa de circuito impreso para la transmisión de señales a la electrónica de a bordo.

En consecuencia, para democratizar los trajes sEMG de alta calidad y de gran área, en este trabajo presentamos una prenda sEMG modular basada en e-textil robusta, escalable y totalmente integrada, hecha de materiales comerciales fácilmente disponibles. Realizamos una cuidadosa optimización de los materiales y el diseño para cada componente, caracterizamos el rendimiento eléctrico durante la tensión y la exposición, y cuantificamos las mediciones del nivel de esfuerzo para los músculos bíceps/tríceps, cuádriceps/isquiotibiales y tibial anterior/gastrocnemio. Más allá de nuestro interés inmediato por la sEMG basada en textiles, nuestro enfoque crea una vía para integrar electrodos cutáneos de alta fidelidad e interconexiones para una variedad de sensores fisiológicos, incluidos electrocardiograma (ECG), electroencefalografía (EEG) y respuesta galvánica de la piel (GSR).

Nuestro traje modular sEMG se compone de mangas para brazos, pantalones cortos y mangas para pantorrillas para acceder a los músculos bíceps/tríceps, cuádriceps/isquiotibiales y tibial anterior/gastrocnemio (Fig. 1a). Cada componente del traje se fabricó utilizando los mismos materiales y procedimientos, con variaciones únicamente en el patrón de la tela base y los materiales superpuestos. La composición de la base de la funda del brazo se muestra en las figuras 1b,c a continuación, detallando la configuración final del lado superior. El exterior de la funda SEMG estaba compuesto por cuatro capas principales: (i) una base textil deportiva no conductora de alto rendimiento (consulte la Información complementaria), (ii) una capa conductora estampada, (iii) una lengüeta flexible y (iv) una capa protectora de poliuretano termoplástico con respaldo adhesivo (Fig. 1b).

(a) Sujeto que lleva el traje sEMG final que muestra mangas en los brazos, pantalones cortos y mangas en las pantorrillas. Fabricación de la parte superior de las mangas sEMG que muestra una (b) vista despiezada de la pila de mangas y (c) una imagen de la manga ensamblada.

La superficie exterior de la manga ensamblada se muestra en la Fig. 1b, antes de coser la manga para cerrarla. Cada capa tenía un propósito funcional. El tejido base proporcionó compresión para mejorar el contacto con la piel, la evacuación del sudor y la amplitud de movimiento. Este tejido se puede cortar fácilmente en dimensiones genéricas predefinidas correspondientes a un tamaño mediano o grande y ambos tienen formas trapezoidales con una longitud de 47 cm. La manga grande tenía aproximadamente 28 cm de ancho en la parte superior, 1,4 cm más ancha que la manga mediana. La capa conductora (C-TPU) sirvió como interconexión para el enrutamiento de la señal desde los electrodos hasta la placa de circuito impreso (PCB) posterior. Una pestaña flexible proporcionaba la interconexión textil a PCB a través de un conector de circuito impreso flexible (FPC) de bloqueo montado en la PCB. Finalmente, la película de TPU superpuesta proporcionó aislamiento eléctrico, así como protección contra la abrasión y la humedad para las capas conductoras.

Para optimizar el rendimiento de las interconexiones, caracterizamos la robustez a la tensión en varios materiales, tratamientos y configuraciones de la funda del brazo. Primero, seleccionamos el material y la configuración del ensamblaje comparando el rendimiento de las mangas para brazos fabricadas con tinta plateada elástica serigrafiada (PE874, DuPont Intexar) o un material elástico conductor comercial (CCSM) a base de lycra plateada (A321, menos EMF). para la capa conductora estampada.

Probamos cinco configuraciones: plata impresa en nuestra tela deportiva básica, plata impresa en tela más gruesa y rígida de alta compresión, plata impresa en tela deportiva pretensada, plata impresa en TPU de corte ancho en tela deportiva y CCSM cortado con láser en tejido deportivo (Fig. 2a). El CCSM y la plata impresa sobre tela deportiva tenían la misma geometría base para permitir la comparación directa entre los dos materiales conductores evaluados. Cada tratamiento adicional utilizado junto con la tinta plateada serigrafiada se seleccionó para una posible mitigación adicional de la tensión, ya que las pruebas preliminares de la tinta plateada mostraron aumentos dramáticos en la resistencia con ciclos de tensión repetidos. La tela rígida y gruesa se seleccionó para limitar la cantidad máxima de tensión ejercida sobre las interconexiones durante la colocación. La tela pretensada se seleccionó como medio para incorporar alivio de tensión en la tela base. Finalmente, se seleccionó el TPU ancho para endurecer selectivamente solo la región del tejido base que atraviesan las interconexiones.

Se muestran las pruebas preliminares de tensión de colocación de mangas terminadas. (a) Imagen de fundas que muestran las configuraciones impresas plateada, gruesa, pretensada, ancha y CCSM (de izquierda a derecha). (b) Resistencia de tierra por debajo de 600 Ω versus ciclo don. Imágenes de microscopio óptico de campo brillante de (c) plata impresa después de la tensión y (d) CCSM bajo tensión. La barra de escala representa 100 µm.

Para comparar estas fundas, medimos la resistencia de extremo a extremo de la interconexión más larga (que resultó ser la interconexión a tierra en la manga del brazo) mientras la usaba un sujeto de prueba estacionario después de un número cada vez mayor de ciclos de colocación. Las mangas se pusieron metódicamente tirando a lo largo del brazalete superior y se quitaron tirando desde abajo para imitar el complejo entorno de alta tensión esperado durante el proceso de quitárselo. La interconexión a tierra para cada manguito tenía una resistencia inicial inferior a 400 Ω que aumentaba con cada ciclo de colocación (Fig. 2b).

La funda plateada impresa de referencia mostró el aumento más rápido, superando nuestro umbral autodefinido de 600 Ω en 15 ciclos de colocación. Después de esto, la resistencia de la configuración ancha de TPU superó este umbral en 20 ciclos de colocación, y el tejido pretensado alcanzó este umbral en 30 ciclos de colocación. Si bien la tela gruesa mostró la mayor promesa de las interconexiones impresas, al tener una resistencia inferior a 400 Ω por 20 ciclos de colocación, era significativamente menos cómoda de usar y, por lo tanto, se eliminó. En particular, la resistencia a tierra de la muestra CCSM se mantuvo por debajo del umbral de 600 Ω durante al menos 50 ciclos de colocación, a pesar de no tener más tratamientos de mitigación de tensión como los utilizados en las fundas plateadas impresas. Estos resultados indican que, si bien varios tratamientos de mitigación de la tensión pueden disminuir la fluencia de la resistencia del conductor de plata impreso durante el retiro en comparación con la línea base, las diferencias fundamentales entre la robustez de los materiales conductores (es decir, plata impresa y CCSM) a la tensión tienen un impacto significativo en su durabilidad. El impresionante rendimiento del CCSM probablemente se debió a la mayor capacidad de estiramiento de los materiales tejidos conductores en comparación con los materiales serigrafiados. Con CCSM, la capa conductora se coloca sobre una tela flexible, lo que da como resultado un recubrimiento conductor sobre cada fibra individual, mientras que las fundas serigrafiadas dependían únicamente de la adhesión de la tinta al TPU subyacente. Esta predicción se validó mediante imágenes de cada tipo de manga cuando estaba relajada y tensa. Mientras que la plata serigrafiada formó grietas y defectos en la película durante la tensión (Fig. 2c), el CCSM prensado permaneció estrechamente tejido y se extendió fácilmente (Fig. 2d). En consecuencia, elegimos CCSM como material conductor sin tejido adicional ni tratamientos de TPU para agilizar el procedimiento de fabricación.

A continuación, investigamos la estabilidad de cuatro diseños periódicos diferentes durante el ciclo de deformación uniaxial del conductor CCSM en muestras de tejido deportivo. Cada diseño era una permutación sinusoide simple o "sinusoide anidada" y tenía una amplitud corta o alta (Fig. 3a-d). Estos diseños fueron elegidos debido a los beneficios conocidos y bien establecidos de los patrones serpenteantes en lugar de los caminos rectos para una mayor tolerancia a las deformaciones en modo de estiramiento27,28. El diseño “anidado” tiene alternativamente una amplitud/período mayor para la primera mitad de cada ciclo y una amplitud/período menor para la segunda mitad. Esto fue diseñado para acomodar las interconexiones paralelas necesarias para los canales diferenciales de sEMG: la otra interconexión de cada par alternará entre una amplitud/período menor y una amplitud/período mayor para "anidar" las dos sinusoides juntas a lo largo de la longitud de la interconexión y conservar espacio en la manga. .

Resultados del ciclo de deformación que muestran (a) el diseño de interconexión sinusoidal corta, (b) el diseño de interconexión sinusoidal alta, (c) el diseño de interconexión anidada corta y (d) el diseño de interconexión anidada alta. La barra de escala representa 2 cm. (e) Resistencia versus número de ciclos con una tensión del 25% durante 1000 ciclos (n = 3 cupones).

Las muestras sinusoide ordinarias tenían el mismo período de 20 mm, con amplitudes de 19 mm y 10 mm para los diseños alto y bajo, respectivamente. El diseño anidado alto tenía un período (es decir, 23 mm) y una amplitud (es decir, 20 mm) mayores en comparación con el diseño corto (es decir, 20 mm y 15 mm, respectivamente), pero ambos tenían una longitud efectiva comparable de aproximadamente 24 cm. Para seleccionar una robustez óptima a lo largo del tiempo, realizamos pruebas cíclicas de forma de onda en un marco de carga de instron con una amplitud de deformación del 25%, a una frecuencia de 1 Hz, durante 1000 ciclos de deformación. Las mediciones de resistencia se promediaron en tres muestras para cada diseño (Fig. 3e). Para mantener la coherencia, cada muestra de prueba tenía la misma longitud física (es decir, 13 cm de centro a centro desde los contactos) y se montó sobre la tela de rendimiento flexible a lo largo de la misma orientación del hilo.

El diseño sinusoide puro alto exhibió la resistencia promedio más alta en todos los diseños (es decir, ≈ 252 Ω), teniendo una longitud efectiva más larga en comparación con la sinusoide corta y un área de sección transversal más pequeña en comparación con los diseños anidados. Específicamente, el tall sin tenía una longitud/área de ~ 1,6 × mayor que los otros diseños de cupón de prueba, lo que corresponde estrechamente a la resistencia inicial ~ 1,6 × mayor del cupón de prueba de tall sin. Mientras que los tres diseños restantes tenían resistencias promedio comparables, la sinusoide pura corta tuvo la peor estabilidad al ciclo de deformación, exhibiendo un aumento de resistencia de aproximadamente el 33% después de 1000 ciclos. Los diseños anidados mostraron estabilidades moderadas, mostrando aumentos de aproximadamente 12% y 10% para los diseños bajos y altos, respectivamente. En particular, la mayor parte del aumento de resistencia se produce en un breve período de estabilización inicial para todos excepto para el seno puro corto. En última instancia, el diseño anidado alto exhibió la resistencia promedio más baja de ≈ 153 Ω. Estos resultados mostraron que los diseños anidados más anchos superan a las sinusoides puras delgadas durante la deformación axial. Esto es consistente con la conocida dependencia geométrica de los diseños de alivio de tensión, donde con un espesor constante las características sinusoidales anchas muestran una mayor capacidad de estiramiento antes de alcanzar una deformación de pandeo crítica29.

Después de estos hallazgos, modificamos el diseño para usar la configuración anidada alta y también modificamos la relación de aspecto de la interconexión muñeca/tierra de modo que, una vez fabricadas, todas las interconexiones tuvieran una resistencia de 100 Ω o menos. Fabricamos nuevas mangas para los brazos y cuantificamos la resistencia de cada interconexión durante el complejo entorno de tensión de quitarse y lavar a máquina (Fig. 4a, b). Nuestros hallazgos fueron consistentes con nuestro estudio anterior de don-off del diseño anterior, mostrando un aumento gradual en la resistencia con ciclos crecientes de don-off. A pesar de esto, la resistencia de extremo a extremo en cada interconexión se mantuvo muy por debajo de 200 Ω hasta el ciclo número 100. Además, de acuerdo con los resultados del ciclo de deformación, cada interconexión mostró una estabilidad relativa al ciclo de deformación después de un período de asentamiento inicial, con aumentos promedio por debajo del 20% y el 50% para los ciclos 50 y 100, respectivamente.

Pruebas de robustez de la geometría de interconexión finalizada que muestran (a) resistencia de extremo a extremo de los cables CCSM para cada grupo de músculos versus ciclo de colocación y retirada, (b) resistencia de extremo a extremo de los cables CCSM versus ciclos de lavado a máquina (n = 4 interconexiones de electrodos) y (c) resistencia de la lámina de CCSM versus horas simuladas de exposición a UV (n = 3 cupones, imagen insertada del cupón de prueba de muestra con la región expuesta adjunta).

Además, medimos el cambio en la resistencia como resultado del lavado a máquina (Fig. 4b). En el tercer lavado, tanto las interconexiones de tierra como de electrodo mostraron un aumento de resistencia de ≥ 50 %. En consecuencia, los lavados individuales tienen un impacto significativamente mayor en la evolución de la tensión que los ciclos individuales de retirada. En este entorno más complejo, se produce un desgaste acelerado, lo que agrava la degradación del tejido conductor30,31. Además, en el transcurso de 10 lavados, este proceso condujo a un aumento del 120 % y del 117 % en la resistencia de las interconexiones de tierra y electrodo, respectivamente. Aunque no se informa aquí, esperamos que el lavado de manos ejerza menos tensión y mejore aún más la vida útil de la prenda32. Además, se puede lograr una mayor resistencia al lavado recubriendo los electrodos con una película hidrófoba flexible como el polidimetilsiloxano (PDMS)33. Sin embargo, las interconexiones CCSM con un diseño razonable de alivio de tensión han demostrado ser bastante robustas, con una resistencia de extremo a extremo que aumenta menos de 1,5 veces el valor original tanto para 100 ciclos de quitarse como para 10 ciclos de lavado a máquina.

Como medio final para caracterizar la durabilidad del CCSM, registramos la resistencia de la lámina de los cupones de prueba durante 268 horas simuladas de exposición a los rayos UV (Fig. 4c). En general, la impedancia de los cupones de prueba CCSM permaneció aproximadamente constante en un valor promedio modesto de 1,6 Ω/sq. Si bien la exposición a los rayos UV provocó un cambio de color notable, las propiedades eléctricas se mantuvieron relativamente estables durante la duración del experimento. Por lo tanto, CCSM exhibe una excelente estabilidad tanto a la exposición a los rayos UV como a la tensión para aplicaciones electrónicas portátiles de gran superficie.

También investigamos la viabilidad de poli(3,4-etilendioxitiofeno)poliestireno sulfonato (PEDOT:PSS) y materiales CCSM de grado de investigación para su uso como electrodos de contacto con la piel para mediciones electrofisiológicas. En este caso, seleccionamos PEDOT:PSS para comparar debido a la extensa investigación existente sobre este polímero conductor para aplicaciones de bioelectrodos34, alta conductividad35, estabilidad a la humedad36 y estabilidad al aire37. Para la prueba, impregnamos una muestra de poliéster con solución PEDOT:PSS (Fig. 5a) para compararla con un cupón de CCSM comercial (Fig. 5b). La pila de electrodos se compone de (i) la almohadilla de contacto CCSM frontal, (ii) la base textil deportiva, (iii) espuma, (iv) el material del electrodo conductor posterior y una (v) capa protectora de TPU (Fig. 5c). ). Aquí, los electrodos textiles tienen un respaldo de espuma para aumentar la compresión en los sitios de sEMG y disminuir la resistencia de contacto con la piel. Además, incluimos un pasamuros rápido para la interconexión entre el material del electrodo posterior y la almohadilla de contacto CCSM frontal. La capa de TPU aumenta la comodidad de la prenda protegiendo la piel de los bordes ásperos de la espuma incrustada.

Caracterización de electrodos PEDOT:PSS y CCSM. Imagen SEM de (a) poliéster impregnado con PEDOT:PSS y (b) CCSM. (c) Esquema de la pila de electrodos. (d) Mediciones de impedancia de PEDOT:PSS y CCSM cuando están secos y húmedos a 1 kHz (n = 2 cupones). Resistencia laminar de PEDOT:PSS y CCSM versus (e) tiempo de abrasión acumulativo (n = 3 cupones) y (f) ciclos de lavado (n = 5 cupones).

Primero, para comparar el rendimiento básico de PEDOT:PSS y CCSM con los electrodos de gel Ag-AgCl comerciales de 3 M de última generación, medimos la impedancia cuando estaban secos e inmediatamente después de la inmersión en agua para ver el impacto de la humedad en el sistema. También dejamos que los cupones se secaran al aire durante 30 min y 60 min y los volvimos a probar para explorar la duración de la mejora (Fig. 5d). La configuración para este experimento utilizó dos electrodos en contacto con la piel del bíceps de un voluntario masculino sano, y la impedancia entre los dos electrodos se midió a 1 kHz utilizando un sistema analizador de impedancia electroquímica Gamry Reference 3000. Para los electrodos de gel comerciales, los electrodos se mantuvieron en su lugar mediante el adhesivo incorporado. Para los electrodos PEDOT:PSS y CCSM, los electrodos se fijaron a cupones de tela y se colocaron entre la piel y una manga de compresión deportiva comercial. La impedancia de referencia de ambos pares de electrodos textiles es aproximadamente un orden de magnitud mayor que la de los electrodos gelificados de 3 M, y CCSM tiene una impedancia promedio un 34 % menor que PEDOT:PSS. Una vez hidratados, la impedancia promedio de ambos cupones de prueba mejoró dramáticamente, disminuyendo aproximadamente 9 × y 5 × para PEDOT:PSS y CCSM, respectivamente. Incluso después de 60 minutos, la impedancia del electrodo textil todavía era comparable (aunque ligeramente superior) a la línea base de 3 M. Si bien los valores generales de impedancia para los dos electrodos textiles fueron similares, la impedancia CCSM fue más consistente en múltiples pruebas que el PEDOT:PSS. Es probable que esto se deba al proceso de fabricación comercial más controlado para CCSM en comparación con nuestros electrodos textiles impregnados con PEDOT:PSS producidos en laboratorio.

A continuación, caracterizamos la durabilidad de los materiales de los electrodos húmedos a la abrasión (Fig. 5e). Para estas pruebas, simulamos la abrasión agresiva de materiales de electrodos húmedos (PEDOT: poliéster PSS o CCSM) contra una tela de algodón secundaria con un abrasador lineal Taber. Las pruebas se realizaron en húmedo porque las verificaciones iniciales mostraron que esto producía más desgaste que la abrasión en seco, por lo que es la condición más exigente. La fuerza de 1 kg y la frecuencia de 1 Hz del aparato experimental ejercen un desgaste acelerado en la muestra de prueba en comparación con el esperado en el funcionamiento normal para predecir condiciones extremas. A pesar de esto, tanto los cupones de prueba PEDOT:PSS como CCSM se mantuvieron muy por debajo de 4 Ω/sq durante la duración del experimento, con aumentos como máximo del 32 % y 49 % desde las bajas resistencias iniciales de la lámina de 2,7 y 1 Ω/sq respectivamente. En consecuencia, ambas muestras tuvieron un buen rendimiento y mostraron un aumento mínimo en la resistencia de la lámina. En particular, tanto CCSM como PEDOT:PSS son redes filtradas de tejidos impregnados con recubrimientos funcionales conductores. Por lo tanto, durante la deformación y la manipulación, las vías conductoras pueden persistir mediante bisagras/deslizamiento a lo largo de nuevos puntos de intersección para las fibras individuales; explicando el alto rendimiento de ambos materiales.

Finalmente, para caracterizar la durabilidad de cada material de electrodo al detergente, medimos la resistencia de la lámina en 10 ciclos de lavado a mano (Fig. 5f). Esta técnica de lavado suave en comparación con el lavado a máquina condujo a un cambio insignificante en la resistencia de la lámina para la muestra CCSM (en comparación con lo informado en la Fig. 4b). Durante 10 ciclos de lavado, la resistencia promedio de la lámina del CCSM se mantuvo consistentemente en aproximadamente 1,8 Ω/sq. Por el contrario, a pesar del manejo suave, las muestras de PEDOT:PSS mostraron un aumento de 5 veces en la resistencia de la lámina durante 10 ciclos de lavado, lo que indica una mala estabilidad al lavado. Esta degradación significativa en la resistencia de la lámina para PEDOT:PSS debido al lavado es probablemente el resultado de una mala adhesión de las muestras de PEDOT:PSS a la tela subyacente en comparación con el CCSM recubierto. Mientras que la abrasión provoca daños a nivel de superficie que pueden compensarse mediante vías conductoras a través de capas subyacentes no afectadas, el lavado ejerce un desgaste volumétrico que penetra en todas las fibras de la muestra. Por lo tanto, debido a su mejor consistencia, estabilidad y durabilidad, finalmente seleccionamos CCSM como material de electrodo de contacto con la piel para la prenda final.

La prenda sEMG finalizada recopiló señales eléctricas producidas durante la activación muscular desde la superficie de la piel del usuario y las llevó a una placa de circuito que amplifica y procesa las señales eléctricas (Fig. 6a). La prenda tenía múltiples electrodos textiles conductores basados ​​en CCSM colocados en la superficie interior para hacer contacto con la piel sobre músculos y/o grupos de músculos específicos. Para asegurar un buen contacto con la piel, la tela de la prenda se cortó a la medida para personas pequeñas, medianas o grandes y se incluyó un cojín debajo del electrodo interno. Estos cojines agregaron espesor en el sitio de medición y ayudaron en la compresión local. Además, el poliuretano termoplástico que rodea el electrodo aumenta la adhesión en el punto de medición para mantener el contacto durante la actividad normal. Con estas mejoras de diseño, los electrodos basados ​​en CCSM exhibieron ruido de referencia favorable y relaciones señal-ruido en comparación con los electrodos de gel convencionales (consulte la Información complementaria). Una vez que se recopila la señal sEMG, viaja desde el interior de la prenda hacia el exterior a través de un cierre a presión metálico, luego a través de una interconexión textil conductora (Fig. 6b) que conecta los sitios sEMG a un único sitio ubicado centralmente donde se conecta el circuito. La placa se montó en la manga (Fig. 6c). Aquí, la capa clara más externa de la Fig. 6b detalla las dimensiones del TPU protector superpuesto y la capa oscura más interna detalla las dimensiones de las interconexiones basadas en e-textil emparejadas. El conector impreso flexible Kapton se laminó en la funda en un extremo, con almohadillas eléctricas en contacto con las interconexiones textiles conductoras. El otro extremo del conector flexible Kapton colgaba libremente y tenía la forma para acoplarse con un conector hembra impreso flexible (FPC) con bloqueo en la placa de circuito personalizada.

Diseño finalizado de la funda del brazo que muestra (a) la imagen etiquetada del interior y exterior de la funda, (b) el esquema del diseño de interconexión anidada alta que muestra el textil electrónico (gris/oscuro) y el TPU protector (azul/claro, dimensiones en mm) y (c) imagen de la pestaña flexible en la carcasa de nailon rellena de vidrio personalizada opcional. Gráfico EMG de flexión de codo ejemplar de la manga del brazo que muestra (d) datos sin procesar y (e) datos filtrados.

La placa de circuito personalizada utilizó un chip amplificador de electrofisiología Intan RHD2216 para amplificar y digitalizar las señales sEMG, y un microcontrolador Giant Gecko integrado (Fig. 6c) o una PC conectada a la funda a través de una placa de interfaz USB Intan RHD para realizar diversas tareas de procesamiento. en los datos digitalizados, dependiendo del experimento. La Figura 6d corresponde a una señal EMG sin procesar ejemplar durante la flexión del codo inmediatamente después del chip RHD2216, mientras que la Figura 6e) muestra los datos filtrados utilizando un filtro de paso de banda de [15, 450] Hz.

Para demostrar la eficacia de la prenda sEMG finalizada, generamos estimaciones del nivel de esfuerzo para los grupos de músculos bíceps/tríceps, cuádriceps/isquiotibiales y tibial anterior/gastrocnemio para sujetos humanos. Para estos estudios, registramos señales de sEMG con las prendas finalizadas mientras los sujetos levantaban varios pesos durante ejercicios aislados de codo, rodilla y tobillo (Fig. 7a-c). Los sujetos realizaron ejercicios de extensión de un solo grado de libertad para todos los grupos musculares, además de ejercicios de flexión para las articulaciones del codo y la rodilla. Después de la recopilación de datos, para cuantificar la variación entre la activación muscular durante el levantamiento de pesas, convertimos datos de sEMG sin procesar a longitudes de formas de onda normalizadas (\(\overline{LEN}\)) utilizando mediciones de contracción voluntaria máxima (MVC) y realizamos un ANOVA de 1 vía. análisis en varios pesos (Fig. 7d, f).

Pruebas de investigación en sujetos humanos del traje sEMG con sistema de 1 grado de libertad. Imágenes de la configuración experimental para (a) los grupos de músculos (articulaciones) bíceps/tríceps (codo), (b) cuádriceps/isquiotibiales (rodilla) y (c) tibial anterior/gastrocnemio (tobillo). (d,e) Datos de investigación en sujetos humanos que muestran resultados de ANOVA unidireccional para la verificación del nivel de esfuerzo agrupado para ejercicios de extensión de codo, rodilla y tobillo, respectivamente (n = 10 ensayos). Las cruces rojas indican valores atípicos.

Primero, investigamos la eficacia de la manga para el brazo. En extensión, sólo el peso más pesado fue diferenciable del peso más ligero levantado durante los ejercicios de codo. Por el contrario, en flexión los tres pesos en el codo produjeron valores medios \(\overline{LEN}\) estadísticamente diferentes (p < 0,05) en comparación con el siguiente peso más bajo. Además, la dispersión de los datos fue en general más notable a medida que aumentaba el peso levantado en flexión. Es probable que esto se deba a un aumento en la activación muscular durante las repeticiones, lo que genera dispersión en los datos38,39. Además, la activación muscular inconsistente y el reparto de carga entre los músculos superficiales y profundos, que no pueden registrarse mediante sEMG, también pueden afectar la consistencia de las mediciones de sEMG durante los levantamientos más pesados.

De manera similar, en la rodilla observamos una mayor dispersión en los datos para pesos más grandes levantados en flexión o extensión. Sin embargo, pudimos diferenciar cada peso levantado en comparación con el siguiente peso más bajo. Los valores absolutos de rodilla \(LEN_{Norm}\) superaron un valor de 1 para los pesos más pesados ​​levantados durante la flexión o extensión de la rodilla, lo que indica una mayor activación muscular en comparación con las contracciones voluntarias máximas (MVC) estáticas y es consistente con estudios previos40,41 . Hubo una agrupación muy estrecha de datos durante la prueba de extensión de rodilla con peso más liviano, probablemente debido a las activaciones mínimas de los músculos de la superficie necesarias para realizar la extensión de rodilla sin peso adicional.

De las tres articulaciones, el tobillo mostró la mayor extensión en la contracción muscular para los pesos individuales y no hubo diferencias estadísticas (p > 0,05) entre ninguno de los grupos. En el diseño de la funda para la pantorrilla, colocamos solo un par de electrodos en la parte posterior de la parte inferior de la pierna, ubicado sobre el centro del vientre del músculo gastrocnemio. Estudios anteriores han demostrado que la activación de los gastrocnemios varía mucho según la distancia desde el origen, así como entre las cabezas medial y lateral39. Además, los músculos profundos como el sóleo o los músculos de la parte superior de la pierna que ayudan a la estabilidad y que no se registraron directamente mediante sEMG, podrían haber descargado el gastrocnemio de manera inconsistente42. En consecuencia, las discrepancias reportadas para la funda de pantorrilla pueden abordarse colocando el par de electrodos con mayor precisión sobre las regiones del músculo preferentemente activadas en diseños futuros.

Finalmente, realizamos una comparación de varios días de la activación muscular durante ejercicios aislados de codo. En particular, estos experimentos no requirieron recalibración más allá del nuevo cálculo de LENMVC, la activación muscular asociada con las MVC estáticas. No hubo diferencias estadísticamente significativas (p > 0,05) entre el primer y segundo día de las pruebas, para cualquiera de los pesos levantados tanto en flexión como en extensión (Fig. 8). En consecuencia, es necesaria relativamente poca recalibración o ajuste de la posición de los electrodos para obtener resultados consistentes de la prenda entre múltiples sesiones.

Comparación de varios días de activación muscular durante ejercicios aislados de codo. Las cruces rojas indican valores atípicos.

En este trabajo, demostramos un controlador sEMG basado en textiles electrónicos totalmente integrado para medir el nivel de esfuerzo y caracterizamos su rendimiento. Demostramos que, si bien las interconexiones basadas en tinta plateada serigrafiada tienen una resistencia inicial más baja, CCSM superó dramáticamente a este material en estabilidad y robustez general. Demostramos una marcada mejora en la calidad de los cables basados ​​en CCSM al optimizar la geometría y la longitud total de manera que la resistencia de extremo a extremo de cada cable se mantuvo por debajo de 200 Ω después de 100 ciclos de colocación y extracción. Descubrimos que el proceso de lavado condujo a un aumento significativamente mayor en la resistencia de las interconexiones en comparación con el proceso de desconexión, pero se mantuvieron resistencias aceptables durante al menos 10 ciclos de lavado a máquina. En estudios futuros, puede ser preferible lavar las prendas a mano en lugar de lavarlas a máquina para prolongar aún más su vida útil.

Además de optimizar las interconexiones de nuestro traje sEMG, comparamos el rendimiento del CCSM disponible comercialmente con el PEDOT:PSS de grado de investigación. Demostramos que la impedancia de contacto con la piel de PEDOT:PSS a CCSM es comparable a 1 kHz, y ambos materiales tienen impedancias similares a los controles de plata-cloruro de plata cuando están húmedos. En consecuencia, llegamos a la conclusión de que los electrodos textiles funcionan mejor cuando la piel o el tejido están ligeramente húmedos, para superar la alta impedancia del estrato córneo. Esto lo logramos aplicando una loción humectante para la piel antes de ponerse la prenda, humedeciendo los electrodos con agua antes de ponérsela o generando sudor durante el uso regular. En particular, se actualiza más fácilmente que un gel convencional, que en última instancia realiza la misma función para la mayoría de los electrodos comerciales de Ag/AgCl y que se secan con el tiempo y requieren reemplazo. Los experimentos de abrasión mostraron un rendimiento comparable entre CCSM y PEDOT:PSS. La calidad de estos materiales divergió durante el lavado de manos, y CCSM superó a PEDOT:PSS en las pruebas de robustez. Por lo tanto, al estar fácilmente disponible comercialmente y mostrar una sólida estabilidad eléctrica, CCSM es un material de electrodo ideal para el traje sEMG. En estudios futuros, el rendimiento de la muestra PEDOT:PSS se puede mejorar mejorando la conductividad eléctrica inicial de PEDOT:PSS43 con aditivos o postratamiento y optimizando la adhesión del material a un sustrato base alternativo44.

Finalmente, utilizando una característica simple, lineal y en el dominio del tiempo, demostramos diferencias estadísticamente significativas entre los niveles de activación muscular medidos con la prenda sEMG durante ejercicios cada vez más difíciles. Además, no observamos diferencias estadísticas entre las sesiones de entrenamiento. Un beneficio de este enfoque de análisis es que requiere una recalibración mínima entre usuarios o sesiones. Es importante destacar que este enfoque es accesible en un entorno operativo relativamente incontrolado, donde los recursos computacionales pueden ser bajos a pesar de las limitaciones de tiempo de predicción. El reconocimiento de patrones para detectar movimientos bruscos no fue el objetivo de este trabajo, pero se ha demostrado con alta precisión utilizando características similares en el dominio del tiempo45. El trabajo futuro investigará la combinación de estos enfoques y ampliará el número de sujetos para una evaluación continua del rendimiento y la repetibilidad para la predicción de intenciones.

La prenda interior se fabricó mediante una serie de pasos de corte por láser, alineación y laminación por prensado en caliente para crear y ensamblar las capas textiles, el recinto impreso en 3D y la pestaña flexible Kapton. Se modelaron cupones de prueba basados ​​en tinta plateada (PE874, DuPont Intexar) y los primeros prototipos de prendas con una impresora de serigrafía (MSP-485, HMI) sobre películas adhesivas de uretano termoplástico (TPU) de una sola cara (TE-11C, Dupont Intexar). Los textiles electrónicos PEDOT:PSS (655201, 739324, Sigma Aldrich) se modelaron mediante un tejido de poliéster recubierto por inmersión (Spec-Wipe 7, VWR). Textiles elásticos de base atlética (M-200, Sportek), material elástico comercial conductor (CCSM) (A321, Less EMF), películas de TPU de una y dos caras (TE-21C, Dupont Intexar) con adhesivo fundido integrado, conectores flexibles Kapton estampados ( 300 µm de espesor, Dupont) y cojines de espuma (1454120-1540, Online Fabric Store) se cortaron al tamaño y forma adecuados con un cortador láser (Fusion Pro 32, Epilog Laser). Se agregaron sujetadores a presión niquelados (116-65, Dritz) con una herramienta de aplicación a presión (16-P, Dritz). A lo largo del proceso, los pasos de prensado en caliente se realizaron durante 23 segundos a 290°F, a menos que se indique lo contrario. Para los estudios preliminares, la tinta estirable se serigrafió sobre una capa base de TPU que luego se cortó con láser hasta obtener el perfil deseado y se presionó con calor sobre la funda textil.

Primero, el material CCSM se laminó mediante prensa térmica a la superficie expuesta del TPU adhesivo de doble cara, dejando el soporte de papel adherido a la superficie opuesta del TPU para mayor estabilidad durante el corte y el ensamblaje con láser. A continuación, el CCSM se cortó con láser según el perfil de alivio de tensión deseado para cada prenda individual. Se adhirieron pestañas Kapton a las interconexiones CCSM resultantes utilizando una prensa térmica y un TPU adhesivo de doble cara para formar una conexión de baja resistencia (es decir, ~ 1 Ω). A continuación, se presionó una capa protectora de TPU sobre las interconexiones CCSM y se alineó mecánicamente mediante pasadores. Posteriormente, las interconexiones aisladas y el conjunto de lengüeta Kapton se alinearon y adhirieron al tejido base mediante prensado térmico. Esto completó el apilamiento exterior de la prenda. Se alinearon pilas de electrodos (es decir, cojín, tejido conductor y TPU) y se unieron al reverso (interior) del tejido base mediante prensado térmico, utilizando nuevamente el TPU de doble cara como capa adhesiva. Los pasos eléctricos del interior al exterior se completaron mediante broches metálicos. Como nota, los electrodos estaban espaciados 3 cm, alineados con la línea media del músculo. Se eligió un espacio de 3 cm porque es consistente con el espacio más pequeño posible para los electrodos gelificados de 3 M utilizados en los estudios de comparación (consulte la Información complementaria). Después de la construcción de los electrodos, el interior de la prenda se completó sellando la parte posterior de la carcasa de nailon hecha a medida en un bolsillo en el interior de la manga mediante presión térmica con tela y capas de TPU de doble cara. La prenda se cosió con una costura plana usando una máquina remalladora (Victory, Baby Lock) a lo largo de las líneas de costura cortadas con láser, y se agregaron dobladillo y elástico a lo largo de la parte superior de la prenda para terminar.

Una vez que se completó y se puso la prenda, se fijó la placa de circuito a la pestaña flexible Kapton y se fijó la mitad superior de la carcasa de nailon. Ambas mitades de la carcasa de nailon contenían imanes de tierras raras pegados en huecos para mantener la cubierta cerrada. La parte superior del gabinete también incluía pasadores de ubicación que encajan en los huecos en la parte inferior del gabinete para evitar que las dos mitades se deslicen.

Las soluciones PEDOT:PSS se prepararon adaptando protocolos publicados46. Para la preparación de las películas PEDOT:PSS, se mezclaron 20 ml de dispersión acuosa (Clevios PH-1000 de Heraeus Holding, detalles en http://www.clevios.com) con etilenglicol (5 ml), ácido dodecilbencenosulfónico (DBSA, 50 μL) y 1% en peso de (3-glicidiloxipropil) trimetoxisilano (GOPS), este último incluido como reticulante para aumentar la estabilidad. Se cortaron muestras de tejido de poliéster (100 % tejido de poliéster de punto entrelazado de VWR International, Spec-Wipe 7 Wipers) y se sumergieron en una solución PEDOT:PSS y se sometieron a ultrasonidos durante 20 minutos. Luego, se retiró la muestra de tejido y se secó a una temperatura de 110 °C. Este proceso se repitió para un total de 4 capas. Después de la deposición de cuatro capas, el tejido se recoció a 120 °C.

Se compararon cuatro formas de interconexión diferentes (n = 3 para cada forma) mediante pruebas cíclicas de formas de onda realizadas en un marco de carga Instron. Las muestras se procesaron con una frecuencia de 1 Hz y el desplazamiento de amplitud se ciclizó entre 0 y 25% de tensión durante 1000 ciclos. Durante las pruebas, la resistencia de la muestra adjunta se midió usando un divisor de voltaje, aplicando un voltaje constante a la interconexión textil y una resistencia de monitoreo conectada en serie, y midiendo el voltaje a través de la resistencia en el punto de deformación máximo y mínimo de cada ciclo. Las resistencias representadas en la Fig. 3 corresponden al punto de deformación máxima, que fue aproximadamente un 10% mayor que los valores en el punto de deformación mínimo.

Para el lavado a máquina, la placa de circuito se retiró de la pestaña Kapton y se almacenó por separado en una bolsa o caja de seguridad ESD para no dañar los componentes electrónicos. Luego la prenda se colocó dentro de una bolsa para prendas delicadas y se lavó en ciclo delicado, con detergente líquido (YShield, Texcare), utilizando una temperatura del agua no superior a 40 °C. Una vez completada, la prenda se secó al aire para evitar que el TPU se ablande y se pegue. La resistencia se midió sólo después de que la prenda se hubo secado por completo.

Para el lavado de manos, los cupones de tela se lavaron en una solución de detergente/agua (YShield al 0,1 % en volumen, Texcase) durante 30 s de agitación seguido de un remojo de 30 min. Después del remojo, las muestras se retiraron de la solución de lavado, se escurrieron y se secaron con una toallita kimwipe. Las muestras se dejaron secar durante la noche y se midió la resistencia laminar a la mañana siguiente.

Se utilizó un analizador de impedancia electroquímica Gamry Reference 3000 para monitorear la impedancia en una configuración simétrica de dos electrodos, con los electrodos colocados en el bíceps de un voluntario masculino sano. Utilizando el protocolo de medición de impedancia electroquímica potenciostática, la frecuencia se barrió de 1 a 10 000 Hz, en 10 pasos por década, utilizando un voltaje de CA de 25 mV y un voltaje de CC de referencia de 0 V, y se recopiló la impedancia entre los dos electrodos. Esta medición incluyó dos interfaces piel/electrodo para completar el circuito de medición, por lo que la impedancia de una sola interfaz piel/electrodo fue aproximadamente la mitad de los valores representados en la Fig. 5d. Antes de la medición, se permitió que el sistema se estabilizara durante 10 s antes de comenzar las mediciones. Se representaron los valores de impedancia real versus frecuencia para análisis posteriores.

Los textiles conductores se sometieron a un entorno de intemperismo acelerado simulado utilizando el probador de intemperismo acelerado Q-Panel QUV configurado en un pico UVA-340 de 1,1 W/m2/nm y aproximadamente 1,75 × intensidad de pleno sol a 55 °C. La duración total de la exposición fue de aproximadamente 1 semana, pero las muestras se retiraron aproximadamente 3 h antes de cada medición para permitir la estabilización y tener en cuenta los cambios reales causados ​​por la expansión/contracción térmica. La exposición total fue de 153,25 h, teniendo una exposición equivalente (pico UVA-340) de 268 h.

Se evaluó la resistencia a la abrasión de cupones textiles húmedos usando un Taber Linear Abraser. En la prueba, se aplicó una carga de 1 kgf a una sonda de 1 cm cubierta con una tela de transferencia. La sonda cubierta de tela se programó para viajar hacia adelante y hacia atrás a lo largo de una trayectoria de aproximadamente 5,1 cm a 1 Hz. Después de las pruebas, se midió la resistencia de la lámina y se realizaron observaciones visuales cualitativas.

El conjunto electrónico estaba compuesto por una pestaña flexible Kapton, una placa de circuito impreso (PCB) de diseño personalizado, una junta de sellado y una carcasa de nailon rellena de vidrio personalizada. Se fabricaron pestañas flexibles de poliimida de 300 µm de espesor siguiendo procedimientos estándar de PCB flexible usando ½ oz. cobre y chapado con níquel no electrolítico/oro de inmersión (ENIG).

La PCB constaba principalmente de un chip amplificador de electrofisiología (RHD2216, tecnologías INTAN), un zócalo FPC (FH52, Hirose) y un conector SPI para comunicación en serie con la placa de procesamiento (C3100, tecnologías INTAN) o, en otras versiones, un chip de 32 bits. Microcontrolador integrado (EFM32, Giant Gecko). El amplificador recibió, amplificó y digitalizó las señales sEMG recopiladas por la prenda. El sistema integrado interactuó con la prenda a través del conector FPC y, además, realizó el análisis del nivel de esfuerzo a bordo.

La carcasa sirvió como protección para los componentes electrónicos contra el polvo, los impactos y el agua. Se trataba de una cubierta impresa de diseño personalizado hecha de cuentas de nailon rellenas de vidrio (PA 3200 GF, EOS) mediante sinterización selectiva por láser (P395, EOS). Los imanes incrustados en la cubierta de plástico proporcionaron la fuerza de cierre y la presión de sellado a la junta de TPU. Un orificio circular en un extremo permitía que el cable serie RS485 conectara el sistema integrado dentro del gabinete a sistemas externos fuera del gabinete.

Se obtuvo el consentimiento informado por escrito de todos los sujetos y/o de sus tutores legales de acuerdo con las directrices y regulaciones pertinentes. Todos los experimentos y protocolos con participantes humanos fueron revisados ​​y aprobados por la Junta de Revisión Institucional de Medicina (IRB) de Johns Hopkins. El protocolo experimental involucró a tres sujetos sanos (hombres, 28 ± 2 años) que fueron seleccionados para realizar ejercicios aislados con un solo grado de libertad; ya sea el codo, la rodilla o el tobillo (Tabla 1), mientras se usan prendas con mangas para brazos, pantalones cortos o mangas para piernas, respectivamente. Los sujetos fueron evaluados para garantizar que la prenda se ajustara adecuadamente al tamaño de la prenda. A cada sujeto se le presentaron los ejercicios para la articulación bajo prueba y se le pidió que autoseleccionara tres pesos distintos correspondientes a su nivel de comodidad realizando un número pequeño (3), mediano (10) o grande (20) de repeticiones. La piel en los sitios de los electrodos se preparó con alcohol isopropílico y loción antes de ponerse la prenda; Después de ponérsela, el experimentador verificó que la prenda estuviera colocada correctamente en los grupos de músculos agonistas y antagonistas, pero no la reajustó ni la quitó durante la recopilación de datos. Un sujeto regresó para un segundo día de recolección de datos sobre el codo para comparar la consistencia del desempeño. Los datos se recopilaron de acuerdo con las aprobaciones éticas de la Junta de Revisión Institucional de Medicina de Johns Hopkins según el protocolo IRB00170676.

Los ejercicios realizados por los sujetos incluyeron: mantener una contracción voluntaria máxima (MVC) estática tanto para la flexión como para la extensión de la articulación bajo prueba, así como diez series de una sola repetición de ejercicios de extensión con cada peso. MVC se repitió varias veces durante el transcurso de la recopilación de datos. Se realizaron ejercicios de flexión (diez series con cada peso) sólo para las articulaciones del codo y la rodilla.

Se calculó una medida simple para el nivel de esfuerzo de cada sujeto durante cada repetición del ejercicio a partir de los datos sin procesar del sEMG. Los datos de sEMG se filtraron utilizando un filtro de paso de banda de 4 polos con frecuencias de corte inferior y superior de 20 Hz y 400 Hz, respectivamente47. Para cada par de electrodos, se calculó la longitud de la forma de onda (\(LEN_{i}\)) (Ec. 1) usando una ventana deslizante de 20 ms con un tamaño de diapositiva de 5 ms y un tamaño de muestra de N48.

Se descartaron los valores de \(LEN_{i}\) para los grupos de músculos antagonistas y la característica de longitud media de la curva del agonista (\(\overline{LEN}\)) se calculó promediando cada canal de sEMG del agonista para cada muestra (Ec. 2). ). Se registró el valor máximo absoluto de \(\overline{LEN}\) durante la porción concéntrica de cada movimiento y se normalizó por el pico promedio de la característica de longitud media de la curva durante las pruebas de MVC para el grado de libertad y dirección de movimiento correspondientes ( LENMVC) (Ec. 3). Se calcularon valores LENMVC separados para cada día de prueba para el sujeto que regresó varias veces. El valor normalizado \(LEN_{Norm}\) se estableció en positivo en flexión y negativo en extensión, y representa la activación muscular concéntrica máxima durante cada prueba.

Se realizó un análisis de varianza unidireccional (ANOVA) (Matlab, Mathworks Inc.) para determinar diferencias estadísticamente significativas entre \(LEN_{Norm}\) durante repeticiones monoarticulares de intensidad variable, según la cantidad de peso levantado. Además, se realizó ANOVA para determinar la variación entre días para el sujeto que fue evaluado en dos ocasiones distintas.

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Los autores desean agradecer al Sr. Paul Biermann por su útil discusión sobre el diseño del recinto, al Sr. Trevor Kroeger por sus útiles discusiones para el análisis del nivel de esfuerzo y a la Dra. Rebecca Williams junto con la Sra. Jennifer Moran por su ayuda con el ensamblaje de la prenda. Este trabajo fue apoyado por el Departamento de Defensa y el Laboratorio de Física Aplicada de la Universidad Johns Hopkins. Las opiniones de este documento no reflejan necesariamente las opiniones del Departamento de Defensa.

Este estudio fue financiado por el Departamento de Defensa de EE. UU. (No. N4175618C3022).

Departamento de Investigación y Desarrollo Exploratorio, Laboratorio de Física Aplicada Johns Hopkins, Laurel, MD, 20723, EE. UU.

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 y Luke J. Currano

Sector de Defensa Aérea y de Misiles, Laboratorio de Física Aplicada Johns Hopkins, Laurel, MD, 20723, EE. UU.

Leah M. Strohsnitter

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KO, LH, MM y LC contribuyeron al diseño, las pruebas y el análisis experimentales para la optimización de los textiles electrónicos y la integración de sistemas. CP, MB, EN y LO contribuyeron al diseño, las pruebas y el análisis experimentales para la recopilación de datos EMG y las mediciones del nivel de esfuerzo. KR realizó pruebas y análisis de tensión. Diseño eléctrico, diseño y fabricación de PCB dirigidos por EM. LS brindó debates útiles y fue el director del proyecto para el contrato de soporte principal. LC, LH, LO y MB ayudaron con la edición del manuscrito. KO y CP prepararon el manuscrito.

Correspondencia a Luke J. Currano.

KO, LH, MM, LC, CP y MB han presentado solicitudes de patente sobre esta tecnología que utiliza los principios discutidos en este documento. Los demás autores no declaran tener intereses en conflicto.

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Ohiri, KA, Pyles, CO, Hamilton, LH et al. Traje sEMG modular basado en textil electrónico para análisis de nivel de esfuerzo en áreas grandes. Informe científico 12, 9650 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-13701-4

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Recibido: 12 de noviembre de 2021

Aceptado: 05 de mayo de 2022

Publicado: 10 de junio de 2022

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

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