一种定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜及其应用制造技术

本发明专利技术公开了一种定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜及其应用，该纤维膜是由通过静电纺丝制备的亲水层和疏水胶粘层构成的双层纳米网络纤维膜，由于膜两侧不对称的润湿性和纳米纤维显著的毛细现象，可实现柔性自粘附、透气、定向驱水的性能，为电子皮肤提供了一种通用基底。本发明专利技术将定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜应用于柔性水合传感器中，提出了一种基于分布式微叉指电极的柔性自黏附透气的水合传感贴，可实现对皮肤角质层含水量的低成本、无压力、多点准确可靠检测。多点准确可靠检测。多点准确可靠检测。

【技术实现步骤摘要】
一种定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜及其应用


[0001]本专利技术涉及微纳加工技术、电子信息和医疗健康领域，具体涉及一种定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜的加工方法及应用。

技术介绍

[0002]随着近年来社会的老龄化和人们对个人健康的关注，用于日常健康监测应用的电子皮肤取得了快速发展
[1]，在获取各种生理参数方面(如心电信号、肌电信号、皮肤温度、血压、汗液成分等)取得多方面的进展的同时，这些电子皮肤系统也面临着共同的挑战：如何保证和提高测量的可靠性和佩戴的舒适性。
[0003]人体经表皮失水是体内水分通过角质层向外扩散的部分的非显性蒸发，包括当温度低于出汗温度的非显性汗，是不间断的。经表皮失水和排汗带来的水分积累是影响电子皮肤系统测量可靠性和舒适性的主要因素之一，因为水分的积累会导致信号质量变差甚至短路、电子皮肤器件从皮肤脱落等问题，还会带来佩戴不适、诱发皮肤病等问题。此外，大部分电子皮肤器件不具备自黏附性，需要额外的胶带将其固定在人体皮肤上，而胶带不透气的特性也会引发浸渍、接触性皮炎等一系列皮肤病问题。
[0004]因此研究设计透气、排汗、自黏附的电子皮肤基底是研发电子皮肤系统不可缺少的重要环节。为使电子皮肤具有透气性，缓解水分在皮肤/电子皮肤交界面的积聚，许多研究人员通过引入网孔的方法增加电子皮肤的透气性。Rogers等人
[2]将电极设计在微孔硅基上；Wang等人
[3]制备了无基底的金纳米网络电极；Zhou等人
[4]通过在多孔TPU骨架上制备了透气电极。这种在电子皮肤上引入网孔的设计虽使得透气性有所改善，但其依靠的是水分的自然蒸发，无法立即有效的驱除皮肤上积聚的水分。受自然界生物体通过不对称的润湿性实现定向液体运输的启发，Xu等人
[5]提出了一种基于仿生金/热塑性聚氨酯/纤维素膜的纳米纤维电子皮肤，但其不具有自黏附性，需要额外的胶带固定。Yang等人
[6]提出了一种超亲水性聚丙烯腈/医用胶/聚氨酯/医用胶/银纳米线的多层薄膜结构的纳米纤维表皮电极，实现了水分的定向驱除，然而该电子皮肤存在多层结构工艺繁杂的弊端。因此，透气、自黏附、定向驱水、工艺简单的电子皮肤基底膜有待进一步研究。
[0005]在各类电子皮肤传感器中，皮肤表面水分的积聚对水合传感器性能的影响最为显著。水合传感器评估的是人体皮肤的水合作用，即皮肤外层角蛋白或其降解产物与水结合的能力。人们在皮肤角质层水分含量测试方面进行了一些探索
[7]，但柔性可穿戴的水合传感器研究尚不成熟。
[0006]按测量原理划分，水合作用的测量方法主要包括直接法和间接法。直接法基于水分能吸收红外线原理，通过红外线的吸收光谱进行角质层水含量直接测定，但基于这种原理研制的测试设备体积大且价格昂贵，通常只能在医院或美容院使用。间接法是依据皮肤电生理特性随着皮肤含水量的变化而改变的现象，通过测定其电生理参数(电阻抗、电导、电容)间接反映含水量
[8]。电极与皮肤角质层的接触界面可以用电阻和电容并联的等效电路来表示，测量电极施加的压力和角质层的含水量是影响其电生理特性的主要因素。董永
贵等人
[9]提出了一种基于等效电阻抗值的间接测量角质层含水量的方法，即通过使用两个金属电极测量探头测量接触的皮肤角质外层的等效阻抗，利用一定频率的方波信号，通过电路放大元件对测量探头所接收的信号进行放大处理、AD转换方法采集放大后的电压值，最后通过电压值和对应的水分含量对照表找到相应的水分含量。然而，这类传统的皮肤阻抗测量采用刚性电极，在仪器测量时会引起皮肤产生形变，造成测量值不准确，且每次测量施加压力不同，测量结果难以保证一致性，且无法连续检测。市面上常见的测量方式是采用Ag/AgCl宏电极，包括块状干电极、凝胶粘贴电极和电解液电极，电极尺寸主要在0.76
‑
10cm2之间，该方法存在难与皮肤贴合或改变皮肤电学性质等问题，同样会导致测量结果不准确。
[0007]为解决上述问题，人们提出了薄膜电极。Shanshan等人
[10]研究了一种皮肤适形、可穿戴的薄膜水合传感器，这种传感器以PDMS为基底、银纳米线为叉指电极，解决了刚性电极和Ag/AgCl宏电极难以与皮肤适形或会改变皮肤电学特性的问题，实现了无压力测量。然而，该传感器是在人造皮肤上进行性能测试，忽视了人体自然状态下皮肤经表皮失水给测量结果带来的持续性的偏差。由于经表皮失水是不间断的，使用薄膜类水合传感器测量时，需先将薄膜传感器紧密贴合在皮肤上后开始测量，即使时间较短，经表皮失水对测量结果的影响也不可忽略。同一皮肤状态下，如果薄膜类水合传感器不具有透气性，皮肤因经表皮失水而自然蒸发流失的水汽会不断在传感器积累聚集，会造成传感器测量得到的皮肤阻抗大小随时间持续下降，难以得到准确的测量值。Matsukawa等人
[11]利用金纳米网络叉指电极测量皮肤阻抗来检测皮肤水合作用。他们通过静电纺丝制备了聚乙烯醇(PVA)纳米网络纤维(直径300
‑
500nm)，然后通过真空沉积将Au沉积在上面(厚度70
‑
100nm)，并利用PVA可溶于水的特性，通过喷水的方式将电极转移到皮肤上。这种纳米网络电极具有较好的水蒸气渗透性，能够在不受经表皮失水的影响下测量皮肤阻抗。然而该纳米网络电极减少水分影响的透气纳米网络设计是被动的，在皮肤表面存在汗液的情况时难以快速得到适于传感器工作环境；同时存在加工复杂、不能重复使用的弊端；且喷水转移的方式不仅操作步骤繁杂，且会影响皮肤的电学特性，短时间内难以恢复到初始状态，测量结果受到影响；此外，PVA的残留也会引起测量阻抗值的不准确。因此研究制备透气、测量结果稳定可靠、定向驱水的自黏附水合传感器是非常必要的。
[0008]值得注意的是，Shanshan等人
[10]和Matsukawa等人
[11]在设计水合传感器的实验时只考虑了测量频率对测量深度的影响，即在频率低于1kHz时介电响应主要来自于角质层
[12]，而忽略了叉指电极尺寸的影响。皮肤角质层的厚度约为20
‑
40μm，而Ivanic等人
[13]的研究表明当电极间距小于皮肤层厚度时，工作电场主要集中于对应皮肤层厚度的深度范围内。不同于Shanshan等人
[10]和Matsukawa等人
[11]使用的毫米级叉指电极，赵湛
[14]等人在研究皮肤渗透性(经皮给药、无创血糖等生理生化监测研究的重要参数)时，使用了微米级叉指电极，并通过仿真和实验验证了微米级叉指电极能够使有效工作电场更集中在角质层范围内。因此微米级叉指电极更适合用来研究角质层含水量变化。
[0009]此外，光谱式水分测试仪虽然能反应面部的整体水分状况，但存在设备体积大、价格昂贵的弊端；而价格较低的基于阻抗测量法的手持式测试仪又存在测量不准、仅为单点测量的弊端。虽然多通道数据采集技术广泛应用于各类检测系统，但市面上基于阻抗测量法的手持式测试仪受产品形式的限制，本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
1.一种定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜，其特征在于：所述定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜是由通过静电纺丝制备的亲水层和疏水胶粘层构成的双层纳米网络纤维膜。2.根据权利要求1所述的定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜，其特征在于：所述亲水层由亲水材料或经处理后亲水的材料静电纺丝而制得，所述疏水胶粘层由疏水材料与医用粘合剂的混合溶液通过静电纺丝纺到亲水层上而制得。3.根据权利要求2所述的定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜，其特征在于：所述亲水层所用的材料为聚丙烯腈或醋酸纤维素；所述疏水胶粘层中所用的疏水材料为聚氨酯或热塑性聚氨酯，所用的医用粘合剂为丙烯酸医用压敏胶或丙烯酸酯医用压敏胶。4.根据权利要求2或3所述的定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜，其特征在于：所述亲水层中纤维直径在10nm
‑
10μm范围内，所述亲水层孔径在50nm
‑
20μm范围内、厚度在20
‑
500μm微米范围内、水接触角<5
°
。5.根据权利要求2或3所述的定向驱水的自黏附透气纳米纤维膜，其特征在于：所述疏水胶粘层中纤维直径在50nm
‑
30μm范围内，所述疏水胶粘层孔径在100nm
‑
50μm范围内、厚度在20
‑
500μm微米范围内、水接触角>90
°
。6.根据权利要求2或3所述的定向驱水的自...

【专利技术属性】
技术研发人员：文莉，李竞捷，杨俊峰，马超，
申请(专利权)人：中国科学技术大学，
类型：发明
国别省市：