摘 要：為滿足人體呼吸運動日常長時監(jiān)測的需要，設(shè)計了一種可拉伸編織芯鞘型摩擦發(fā)電傳感紗，探究拉伸電極包纏捻度和編織層等結(jié)構(gòu)參數(shù)對傳感紗性能的影響。結(jié)果顯示：增加可拉伸電極包纏捻度，傳感紗的彈性伸長率隨之增大，彈性回復(fù)率和短路電流減小；傳感紗彈性回復(fù)率主要受編織角影響，電學(xué)性能受編織參數(shù)多效應(yīng)影響，當(dāng)編織根數(shù)為10、編織角為45°時獲得最大的短路電流；該傳感紗在0.15～1.20 Hz頻率范圍內(nèi)隨接觸分離過程實時響應(yīng)，并在2000次循環(huán)運動過程中有良好的輸出穩(wěn)定性；將傳感紗佩戴在人體腹部時能對不同的呼吸狀態(tài)產(chǎn)生響應(yīng)。測試結(jié)果表明，該編織芯鞘型摩擦發(fā)電傳感紗可用于人體呼吸狀態(tài)監(jiān)測，對摩擦電式呼吸監(jiān)測傳感器的生產(chǎn)具有一定的借鑒意義。

關(guān)鍵詞：摩擦發(fā)電傳感紗；芯鞘型編織紗；結(jié)構(gòu)參數(shù)；呼吸運動監(jiān)測；可穿戴

中圖分類號：TS141.8

文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A

文章編號：1009-265X（2024）07-0001-12

呼吸是人體重要的生命體征，可用于疾病的早期診斷和生理監(jiān)測。目前大多數(shù)設(shè)備采用監(jiān)測呼吸氣流的方式，如在面罩或口罩中植入傳感器［1］；但是這類設(shè)備的整體體積較大，不適用于日常長時、實時使用。相比之下，基于呼吸運動的監(jiān)測設(shè)備具有更好的舒適性。隨著可穿戴電子產(chǎn)品的迅速發(fā)展，柔性可穿戴呼吸監(jiān)測設(shè)備也被廣泛研究。用于監(jiān)測呼吸運動的柔性傳感器可分為4類：電阻式、電容式、壓電式和摩擦電式傳感器［2］。其中，壓阻式和電容式傳感器具有靈敏度高的優(yōu)勢，但他們依賴外界電源供電，這增加了設(shè)備的重量和使用難度。壓電式和摩擦電式傳感器都能將呼吸運動產(chǎn)生的機械能轉(zhuǎn)化成電能實現(xiàn)自驅(qū)動，相比較而言，摩擦電式傳感器材料選擇更廣泛［3-4］。因此，摩擦電式傳感器更適用于設(shè)計日常長期使用的呼吸監(jiān)測設(shè)備。

將摩擦納米發(fā)電機（Triboelectric nanogenerators，TENG）與紡織品相結(jié)合，可制成紡織基摩擦電式傳感器，為柔性可穿戴呼吸傳感器提供一種新的設(shè)計方案。根據(jù)紡織品的種類可分為織物基TENG和紗線（或纖維）基TENG。其中，紗線（或纖維）基TENG的體積更小，便于集成到具有不同結(jié)構(gòu)的織物中，并提供良好的穿著舒適性和可洗性［5］。TENG有4種基本工作模式［4］，其中單電極工作模式僅需一個摩擦電極和外界材料進(jìn)行接觸分離即可實現(xiàn)，對TENG結(jié)構(gòu)的要求少，也符合紡織品的使用場景。因此，紗線（或纖維）基TENG常依據(jù)單電極工作模式進(jìn)行結(jié)構(gòu)設(shè)計和材料選擇。在結(jié)構(gòu)上，紗線（或纖維）基TENG多采用摩擦層材料包裹導(dǎo)電材料的形式，這種包芯結(jié)構(gòu)可通過涂層［6］、靜電紡絲［7］或編織纏繞［8］等方式實現(xiàn)。與其他制備方式相比，采用編織、纏繞等傳統(tǒng)紡織工藝方法具有制造工藝簡單成熟、適于大規(guī)模制造、產(chǎn)品結(jié)構(gòu)穩(wěn)定等優(yōu)點。在材料選擇上，對于摩擦層材料，根據(jù)Zou等［9］測得的摩擦序列，常選擇尼龍［10］、滌綸［11］、聚四氟乙烯（Polytetrafluoroethylene，PTFE）［12］、聚偏氟乙烯（Polyvinylidene difluoride，PVDF）［13］等。電極材料常選用金屬絲、鍍金屬紗、導(dǎo)電涂層紗線等，能兼顧電極的導(dǎo)電性和柔軟性。為適應(yīng)呼吸運動引起的皮膚形變，有效采集呼吸運動產(chǎn)生的機械能，還要求其具有一定的可拉伸性，大多研究選擇在紗線中加入彈性基體，如氨綸［14］、硅膠［15］和彈性橡膠［16］等，為整體紗線提供彈性。例如，Ning等［15］設(shè)計的螺旋編織紗TENG應(yīng)變傳感器能在0.25 Hz運動下采集電信號，具有80%伸長率，在2 Hz拉伸頻率下響應(yīng)時間為180 ms，且在高拉伸頻率下響應(yīng)速度更快。Ma等［17］以PTFE包纏導(dǎo)電紗制成包芯紗，并與氨綸加捻制成復(fù)合紗TENG，可監(jiān)測呼吸運動狀態(tài)。雖然采用編織纏繞工藝制備的紗線基摩擦發(fā)電傳感器能夠識別不同呼吸狀態(tài)，但現(xiàn)有研究多集中在如何提升輸出信號強度上，這不利于實現(xiàn)摩擦發(fā)電型傳感器的工業(yè)化生產(chǎn)。

本文通過將導(dǎo)電紗包纏在彈性基體表面制成可拉伸電極，再在可拉伸電極表面編織摩擦材料的方式，制備一種編織芯鞘型摩擦發(fā)電傳感紗（簡稱為編織傳感紗）。分別討論可拉伸電極包纏捻度和外編織層編織參數(shù)對傳感紗性能的影響，尋求在滿足拉伸性能要求下電學(xué)性能最佳的樣品規(guī)格，并探究該規(guī)格下的編織傳感紗監(jiān)測人體呼吸運動的可行性，研究結(jié)果將為柔性可穿戴呼吸監(jiān)測的傳感紗結(jié)構(gòu)設(shè)計和新產(chǎn)品開發(fā)提供參考。

1 編織傳感紗的制備及評價

1.1 結(jié)構(gòu)設(shè)計

摩擦發(fā)電型傳感器包含摩擦層和電極兩個主要部分。摩擦層材料一般選擇易吸引（或失去）電子的材料；電極材料常選用金屬、碳基導(dǎo)電材料或其他導(dǎo)電材料。在設(shè)計編織傳感紗時需分別考慮這兩部分。

本文根據(jù)單電極納米發(fā)電機的工作原理［18］，結(jié)合現(xiàn)有紡紗加工工藝進(jìn)行制備，圖1（a）顯示了該編織傳感紗的結(jié)構(gòu)示意，包含可拉伸電極和編織摩擦層兩部分，編織摩擦層包裹在可拉伸電極表面。對于可拉伸電極部分，選擇生產(chǎn)技術(shù)成熟的鍍銀尼龍紗作為導(dǎo)電材料，氨綸為彈性基體。有研究［19］表明，螺旋結(jié)構(gòu)可以在接觸時將電極分為幾個小區(qū)域，這種碎片化結(jié)構(gòu)有利于進(jìn)一步提高摩擦效率，增加摩擦電荷密度，提高TENG的輸出效率。鍍銀尼龍紗被包纏到氨綸長絲上，形成螺旋結(jié)構(gòu)，兼顧編織傳感紗的彈性和輸出性能。

關(guān)于外編織摩擦層材料的選擇，本文根據(jù)TENG的工作原理，材料的介電性能影響整體TENG的輸出性能［20］，選擇得電子能力強的PTFE復(fù)絲作為外編織摩擦層材料。圖1（b）顯示了該編織傳感紗的工作原理。在外界機械力作用下，編織傳感紗和外界材料（以尼龍布為例）接觸，由于摩擦起電效應(yīng)，表面電荷在兩種材料之間轉(zhuǎn)移。依據(jù)材料摩擦電序列，尼龍相對PTFE編織層具有更強的失電子能力，而PTFE編織層具有更強的得電子能力，因此尼龍布表面帶正電，PTFE編織層表面帶負(fù)電（見圖1（b）中的完全接觸狀態(tài)）。當(dāng)兩種材料表面發(fā)生相對分離時，就會形成感應(yīng)電勢差，使得自由電子從鍍銀導(dǎo)電紗流向地面，形成電流（見圖1（b）中的逐漸分離狀態(tài)）。當(dāng)外界材料和傳感紗分離到最大距離時，摩擦電荷處于平衡狀態(tài)，因此沒有電學(xué)信號輸出（見圖1（b）中的完全分離狀態(tài)）。當(dāng)外界材料再次接觸編織傳感紗時，電子從地面流向到鍍銀導(dǎo)電紗，感應(yīng)電荷被中和（見圖1（b）中的再次接近狀態(tài)）。因此，當(dāng)編織傳感紗和外界材料進(jìn)行往復(fù)接觸和分離運動時，連續(xù)產(chǎn)生交流電輸出。

1.2 實驗材料及制備

實驗主要材料有鍍銀尼龍紗、氨綸長絲和PTFE復(fù)絲等，具體規(guī)格列于表1，所有材料均不再處理。

為保證后續(xù)制備紗線的彈性，使用彈性伸長超過400%的1120 D氨綸作為芯紗，線電阻約6 /cm的鍍銀尼龍紗為導(dǎo)電材料，采用小樣包纏機將導(dǎo)電紗包纏到氨綸表面，制成可拉伸電極。再使用高速編織機（110-12×1型，徐州七星機械有限公司）將PTFE復(fù)絲編織到預(yù)拉伸100%的可拉伸電極表面，經(jīng)下機回彈后制成芯鞘結(jié)構(gòu)編織紗。制備過程如圖2所示。

1.3 實驗設(shè)計

根據(jù)編織傳感紗的結(jié)構(gòu)及工藝，首先確定可拉伸電極的捻度，進(jìn)而研究編織層的編織根數(shù)和編織角。因此，設(shè)計兩組實驗，第一組以可拉伸電極的包纏捻度為參數(shù)，以每增加200 T/m為一個水平，制備6種不同包纏捻度的芯紗。由于當(dāng)包纏紗捻度為800 T/m時，其斷裂伸長率為（87.67±8.21）%，為保證后續(xù)編織工藝的進(jìn)行，確定包纏紗的最小捻度為1000 T/m。然后以所制備的不同捻度包纏紗為芯紗，使用12根PTFE復(fù)絲以編織角為50°制備芯鞘型編織紗。第二組以編織層的編織根數(shù)和編織角為參數(shù)，依據(jù)編織機工作原理，選擇偶數(shù)根數(shù)編織絲，分別為6根、8根、10根和12根PTFE復(fù)絲，并通過調(diào)整編織機的上機工藝參數(shù)，改變編織紗的編織角度，分別制備編織角為60°、55°、50°和45°的芯鞘型編織紗，依次將6根、8根、10根和12根復(fù)絲的紗線按角度從大到小分別標(biāo)定。

1.4 性能測試及分析

1.4.1 表面形貌測試

為確保編織傳感紗能夠長期穩(wěn)定使用，首先要求具有穩(wěn)定的形態(tài)結(jié)構(gòu)，選擇使用電子顯微鏡（HDMI200C-B型，深圳市宗源偉業(yè)科技有限公司）觀察紗線的外觀形態(tài)，并測量相關(guān)參數(shù)。編織角的測量方法如圖3（a）所示，隨機選取樣品中15個不同位置觀測編織角，取平均值。使用超景深三維顯微鏡（VHX-6000型，基恩士（中國）有限公司）構(gòu)筑編織傳感紗的三維表觀圖像（見圖3（b）），進(jìn)行面粗糙度分析，得到表面算術(shù)平均高度（Sa）和均方根高度（Sq），軸向轉(zhuǎn)動樣品并拍攝照片，每根樣品拍攝3張，以測量3張圖像得到數(shù)據(jù)的平均值和標(biāo)準(zhǔn)差來表征該編織傳感紗的表面粗糙度。

1.4.2 拉伸性能測試

正常呼吸引起的胸腹部起伏深度大概為15 mm［21］，皮膚應(yīng)變最大不超過10%，并且考慮傳感紗集成到在日常穿著服裝中應(yīng)用，參考可穿戴電子紡織品監(jiān)測人體運動所需應(yīng)變［22］，要求設(shè)計的編織傳感紗彈性應(yīng)變達(dá)到20%以上，并有較好的彈性回復(fù)性。參考《氨綸絲彈性試驗方法》（FZ/T 50007—2012）和《化學(xué)纖維 短纖維拉伸性能試驗方法》（GB/T 14337—2022），在20 ℃，62 RH%環(huán)境下，使用電子單紗強力儀（YG061F型，萊州市電子儀器有限公司）測量編織傳感紗的伸長率和定伸長彈性回復(fù)率，每種規(guī)格測試3個試樣。伸長率測試：夾持距離100 mm，拉伸速度100 mm/min，預(yù)加張力2 cN。定伸長回復(fù)率測試：試樣長度100 mm，拉伸速度500 mm/min，預(yù)加張力2 cN，定伸長20%，循環(huán)拉伸3次，拉伸時間60 s，回復(fù)時間60 s。

1.4.3 電學(xué)性能測試

為模擬呼吸運動帶動編織傳感紗與所集成服裝之間進(jìn)行接觸摩擦發(fā)電的工作過程，在空氣濕度為55%室溫為20 ℃的環(huán)境中，將所制備的編織傳感紗固定在擋板上，與貼附在亞克力板上的尼龍布組成摩擦發(fā)電系統(tǒng)，測試示意如圖4所示。通過設(shè)定線性電機的移動速度和距離，實現(xiàn)尼龍布與編織傳感紗的往復(fù)接觸分離運動。將導(dǎo)電芯紗與電化學(xué)工作站（CHI660D，上海辰華儀器有限公司）的工作電極端頭相連接，其余端頭接地，收集在接觸分離過程中該編織傳感紗的短路電流。

考慮到該編織傳感紗監(jiān)測人體呼吸運動的實際需要，對測試性能最佳的編織傳感紗進(jìn)行不同受壓頻率和多次受壓循環(huán)的電學(xué)性能測試。人體正常呼吸頻率在12-20 次/min［23］，因此選擇測試在0.15、0.25、0.50、1.00 Hz和1.20 Hz接觸分離頻率下傳感紗輸出短路電流的差異。并且在受壓和頻率不變的條件下進(jìn)行多次循環(huán)接觸分離測試，目的是探究該編織傳感紗的輸出穩(wěn)定性。

2 結(jié)果與討論

2.1 不同捻度可拉伸電極及所制備編織傳感紗性能

2.1.1 拉伸性能

分別對不同包纏捻度的可拉伸電極和以其為芯紗所制備的編織傳感紗進(jìn)行力學(xué)性能測試，測試結(jié)果如圖5所示。圖5（a）顯示了不同包纏捻度的可拉伸電極的力學(xué)性能，隨著包纏捻度逐漸增大，可拉伸電極的斷裂伸長率逐漸增大，包纏捻度從1400 T/m繼續(xù)增加到2000 T/m時彈性回復(fù)率從100%逐漸減小到95%。從不同包纏捻度的可拉伸電極照片（見圖6）可以看出，捻回角也隨包纏捻度逐漸增大。在拉伸過程中，可拉伸電極在外力作用下逐漸伸長，鍍銀尼龍紗的捻回角隨之減小，直到接近伸直狀態(tài)時發(fā)生斷裂。當(dāng)包纏捻回角較小時，鍍銀尼龍紗在氨綸表面的彎曲程度也較小，達(dá)到伸直狀態(tài)時的伸長量小，導(dǎo)致可拉伸電極的斷裂伸長率降低。而隨著捻回角的增加，鍍銀尼龍紗在氨綸表面的彎曲程度也逐漸增大，達(dá)到伸直狀態(tài)時的伸長量增大，因此可拉伸電極的斷裂伸長率與包纏捻度呈正相關(guān)。對于拉伸回復(fù)率，則由于隨著包纏捻度的增大，鍍銀尼龍紗對氨綸芯紗的擠壓作用增大，阻礙彈性芯紗拉伸回復(fù)，使得在較大包纏捻度時可拉伸電極的彈性回復(fù)率下降。

對于使用不同捻度可拉伸電極為芯紗制備的編織傳感紗（見圖5（b）），其彈性回復(fù)率隨著可拉伸電極捻度增大呈下降趨勢。對編織傳感紗的彈性回復(fù)率進(jìn)行Pearson相關(guān)性檢驗分析，在95%置信區(qū)間內(nèi)的無統(tǒng)計學(xué)顯著差異（p=0.222gt;0.05），表明" 可拉伸電極捻度不是影響編織傳感紗彈性回復(fù)性能的主要因素。這是由于編織層對氨綸的摩擦力大于氨綸表面鍍銀尼龍紗的摩擦力，這是阻礙編織傳感紗拉伸回復(fù)的主要因素，因此后續(xù)以編織層結(jié)構(gòu)參數(shù)與研究對象進(jìn)行下一步討論。

編織傳感紗的彈性伸長率隨著其中可拉伸電極捻度增大而逐漸增大。原因在于，在編織參數(shù)不變的情況下，PTFE編織絲本身無彈性，編織傳感紗的彈性主要由彈性芯紗提供。由圖5（a）可知，隨著捻度的增大，可拉伸電極的斷裂伸長隨之增大，由于編織層對內(nèi)部彈性芯紗的拉伸起阻礙作用，編織前后紗線的彈性大大降低。在可拉伸電極捻度為1000 T/m時編織傳感紗彈性伸長率最小為48%，仍滿足設(shè)計要求。

2.1.2 電學(xué)性能

在相同測試條件下對使用不同捻度可拉伸電極的編織傳感紗進(jìn)行短路電流采集。為確定編織傳感紗和尼龍布之間的接觸力大小，模擬腹部起伏對傳感紗的作用情況，測量6 cm編織傳感紗彎曲伸長10%時對下方傳感器施加的壓力，測得壓力為（0.29±0.02） N。因此控制傳感紗和平紋尼龍布之間的接觸力為0.3 N，兩者間隔1 mm，以1 Hz頻率進(jìn)行往復(fù)接觸分離運動，短路電流測試結(jié)果如圖7所示。

結(jié)果顯示，隨著編織傳感紗中可拉伸電極捻度的增大，編織傳感紗的短路電流呈減小趨勢。根據(jù)現(xiàn)有研究，將摩擦表面電荷密度作為TENG的品質(zhì)因素參數(shù)，定量表征材料摩擦起電性能［24］，摩擦電荷密度的大小與摩擦材料的性質(zhì)、表面狀態(tài)以及環(huán)境溫濕度等因素息息相關(guān)［25］。由于所制備編織傳感紗的編織材料和結(jié)構(gòu)參數(shù)相同，觀察各編織傳感紗的表觀形貌（見圖8），其表面粗糙度無明顯差異。

包纏捻度影響可拉伸電極直徑，隨著包纏捻度的增大，鍍銀尼龍紗對氨綸芯紗的擠壓程度越大，導(dǎo)致可拉伸電極的直徑減小，在相同編織參數(shù)下制備的編織傳感紗直徑也隨其中可拉伸電極直徑的減小而減小，具體測量數(shù)據(jù)如表2所示。并且，由于不同包纏捻度下鍍銀尼龍紗擠壓氨綸芯紗的程度不同，導(dǎo)致可拉伸電極的彈性不同（見圖5（a）），也影響編織傳感紗在0.3 N受壓時的形變，測量結(jié)果如圖9所示。

隨著編織傳感紗中可拉伸電極捻度的增加，在0.3 N受壓下的編織傳感紗的形變量逐漸減小，對編織傳感紗受壓直徑變化量和輸出短路電流進(jìn)行Pearson相關(guān)性分析，在95%置信區(qū)間內(nèi)，plt;0.05，r=0.985，說明兩者有強的相關(guān)性。這是由于，編織傳感紗的受壓形變量減小，使得在接觸分離過程中編織傳感紗和尼龍布之間的有效接觸面積減小，短路電流隨之減小。

2.2 不同編織參數(shù)編織傳感紗性能

根據(jù)可拉伸電極的包纏捻度對所制備的編織傳感紗性能的影響，選擇包纏捻度為1000 T/m的可拉伸電極作為芯紗。由于編織層參數(shù)會對摩擦層厚度和編織紗拉伸性能、受壓形變程度、表面形貌造成影響，進(jìn)而影響該編織傳感紗的拉伸性能和電學(xué)性能。因此，進(jìn)一步探究編織層參數(shù)對編織傳感紗性能的影響。

2.2.1 表面形貌

首先分析不同編織參數(shù)下編織傳感紗的表面形貌（見圖10），篩選結(jié)構(gòu)穩(wěn)定的編織層參數(shù)，并依據(jù)編織絲根數(shù)（6、8、10、12根）和編織角度（60°、55°、50°、45°），依次對制備得到的傳感紗進(jìn)行標(biāo)注，樣品參數(shù)顯示在圖10中每種編織紗圖片的左上角。通過對編織紗表面形貌的觀察，當(dāng)使用6根PTFE編織絲和45°編織角時，由于編織層的結(jié)構(gòu)過于松散，編織層的握持力小于芯紗下機回彈力，導(dǎo)致下機后外編織層與芯紗分離，無法形成穩(wěn)定結(jié)構(gòu)，故舍棄編織參數(shù)為6根、45°的編織傳感紗。

2.2.2 拉伸性能

為確保所制備的編織傳感紗能滿足人體可穿戴應(yīng)用，要求其在拉伸20%下具有較好的回復(fù)性能（彈性回復(fù)率大于90%），以此為標(biāo)準(zhǔn)篩選出滿足需求的編織傳感紗，彈性回復(fù)率測試結(jié)果如圖11所示。當(dāng)編織根數(shù)一定時，隨著編織角的增加，紗線回復(fù)率呈下降趨勢，編織絲之間抱合越緊密，對彈性芯紗的束縛程度越大，紗線的彈性回復(fù)率減小。采用同一編織角編織時，隨著編織根數(shù)的增加，編織傳感紗的彈性回復(fù)率下降。這是因為隨著編織根數(shù)增多，編織絲體積含量增大，對彈性芯紗的摩擦力增加，在外力作用下，紗線的彈性回復(fù)率下降。分析編織根數(shù)和編織角對編織傳感紗彈性回復(fù)性的影響程度，分別進(jìn)行Spearman相關(guān)性分析，在95%置信區(qū)間內(nèi)，編織角對編織傳感紗的彈性回復(fù)率有強負(fù)相

關(guān)性（plt;0.05，r=-0.953），編織根數(shù)與編織傳感紗彈性回復(fù)率之間無統(tǒng)計學(xué)顯著關(guān)系（pgt;0.05），則編織角對編織傳感紗彈性回復(fù)率的影響程度大于編織根數(shù)，是主要影響因素。

由于樣品編織絲根數(shù)為8、10根和12根，編織角為60°時，其彈性回復(fù)率低于90%，拉伸回復(fù)性能較差，無法滿足應(yīng)用要求，因此后續(xù)不再測試采用該編織參數(shù)的編織傳感紗電學(xué)性能。

2.2.3 電學(xué)性能

2.2.3.1 不同編織參數(shù)的編織傳感紗短路電流對比

通過線性電機控制相同長度的編織傳感紗與平紋尼龍布的間隔為1 mm，做接觸力為0.3 N、頻率為1 Hz的往復(fù)接觸分離運動，每個參數(shù)測試3根樣品，每根做30次循環(huán)運動，取峰值平均值進(jìn)行比較，測試結(jié)果如圖12（a）所示。

測試結(jié)果顯示，在同一編織根數(shù)下，隨編織角減小，編織傳感紗的短路電流逐漸增大。而在同一編織角下，隨著編織根數(shù)的增多，輸出短路電流呈減小趨勢。其中，當(dāng)編織根數(shù)為10根時，所制備的編織傳感紗輸出短路電流在3種編織角下均高于選擇更少編織根數(shù)所制備的編織傳感紗。

這是由于，當(dāng)編織根數(shù)不變時，隨著編織角的減小，編織層愈加松散，表面凹凸結(jié)構(gòu)更明顯（見圖10），說明其摩擦表面更加粗糙。由于高粗糙程度的摩擦表面能增加摩擦層之間的接觸面積，摩擦發(fā)電效率提升，使得短路電流增大［26］。測量編織傳感紗在0.3 N受壓時與平板的接觸面積，結(jié)果如圖12（b）所示，顯示在相同編織根下，隨著編織角度減小，在相同壓力下的接觸面積增大。對編織傳感紗受壓時與平板的接觸面積和短路電流進(jìn)行Spearman相關(guān)性分析，在95%置信區(qū)間內(nèi)，p=0.006lt;0.05，r=0.741，說明兩者有強正相關(guān)性。

在相同編織角度下，編織根數(shù)的改變同時引起編織層的厚度和松緊程度改變。圖12（b）顯示，在同一編織角下，隨著編織根數(shù)的逐漸增加，編織傳感紗與尼龍布的接觸面積呈逐漸增大的趨勢，這是由于編織根數(shù)的增多使得所制備的編織傳感紗直徑增大（見表3），接觸面積隨之增大。同時，編織層厚度隨著編織根數(shù)的增多而逐漸增大，已有研究證明摩擦層厚度增大導(dǎo)致短路電流減?。?7］。

當(dāng)編織根數(shù)為10根時，雖然其編織層厚度大于選擇6根和8根的編織傳感紗，但由于選擇10根編織絲時紗線有明顯的結(jié)構(gòu)不勻現(xiàn)象，導(dǎo)致接觸面積相較于其他根數(shù)時更大。從表4所列粗糙度表明，在相同編織角下選擇10根編織絲時具有更大的表面高度偏差。綜上各因素效應(yīng)，使用10根外編織絲制備的傳感紗的短路電流更高。

分析外編織絲根數(shù)和編織角與編織傳感紗輸出短路電流的相關(guān)性，分別進(jìn)行Pearson相關(guān)性分析，在95%置信區(qū)間內(nèi)，顯示編織角對短路電流有負(fù)相關(guān)性（p=0.003lt;0.05，r=-0.773），而編織根數(shù)對編織傳感紗短路電流無顯著影響（p=0.573gt;0.05），表明編織角是影響編織傳感紗短路電流的主要因素。

2.2.3.2 在不同接觸分離頻率下編織傳感紗的電學(xué)性能

采用上述實驗平臺，以編織根數(shù)為10根、編織角為45°的編織傳感紗為測試對象，采集其在0.15～1.2 Hz的接觸分離頻率內(nèi)的短路電流，測試結(jié)果如圖13所示。隨接觸分離運動頻率的增加，短路電流頻率明顯加快，電流值隨之增大，表明該傳感紗在0.15～1.2 Hz頻率范圍內(nèi)能對不同頻率的接觸分離運動產(chǎn)生響應(yīng)，能實現(xiàn)對人體不同快慢呼吸狀態(tài)的實時監(jiān)測。

2.2.3.3 編織傳感紗輸出穩(wěn)定性測試

選擇前述測試性能較好的編織傳感紗（見表3中樣品（10根、45°）），在接觸力0.3 N、頻率1 Hz的實驗條件下進(jìn)行連續(xù)2000個接觸分離循環(huán)，放大顯示前5個循環(huán)和后5個循環(huán)的短路電流波形，如圖14所示。結(jié)果表明，在2000次循環(huán)下短路電流為（0.328±0.035） nA，表明該規(guī)格的編織傳感紗具有良好的穩(wěn)定性，能夠應(yīng)用于長時呼吸監(jiān)測。

2.3 腹部呼吸運動監(jiān)測應(yīng)用

在監(jiān)測人體腹部呼吸運動時，首先將10 cm編織傳感紗兩端縫在尼龍彈性帶上，在受試者站立姿勢下，將彈性帶綁到肚臍向上2 cm腹部表面［28］，傳感紗位于腹部中央位置，佩戴示意如圖15（a）所示。在測試過程中受試者保持靜止站立姿勢，同時盡量保證外界環(huán)境安靜。采用雙電極法將傳感紗電極與電化學(xué)工作站工作電極和參比電極相連接，收集傳感紗因呼吸運動產(chǎn)生的短路電流信號。當(dāng)受試者吸氣時，腰圍變大，傳感紗被拉伸與彈性帶產(chǎn)生擠壓作用，產(chǎn)生向下的電流信號；當(dāng)受試者呼氣時，腰圍變小，傳感紗恢復(fù)到原來的形狀，產(chǎn)生向上的電流信號。通過采集短路電流信號的變化能反映呼吸信息，可以用來判斷呼吸狀態(tài)。測試時，要求受試者進(jìn)行不同狀態(tài)的呼吸：屏氣、急促呼吸、平穩(wěn)呼吸和深呼吸。從圖15（b）中可以看出，在各呼吸狀態(tài)下該編織傳感紗產(chǎn)生明顯不同的短路電流信號，可以通過短路電流信號的頻率和幅度來判斷不同的呼吸狀態(tài)。對于呼吸率，可以通過單位時間內(nèi)信號波動的重復(fù)次數(shù)來計算。當(dāng)人的呼吸信號長時間沒有波動時，意味著呼吸已經(jīng)停止，這表明需要緊急治療。對于呼吸深度，可以通過信號值來區(qū)分，即深呼吸的信號值較大，正常呼吸的信號值相對較小。這些生理信號將有助于實時監(jiān)測使用者的健康情況。

3 結(jié)論

本文設(shè)計了一種可拉伸編織芯鞘型摩擦發(fā)電傳感紗，探究了拉伸電極包纏捻度和編織層等結(jié)構(gòu)參數(shù)對該編織傳感紗拉伸性能和電學(xué)性能的影響，驗證了應(yīng)用于呼吸運動檢測的可行性，具體研究結(jié)果如下：

a）隨著可拉伸電極包纏捻度增大，傳感紗的彈性伸長率逐漸增大，輸出短路電流逐漸減小。當(dāng)電極捻度為1000 T/m時，在滿足服裝穿著拉伸性能的同時獲得最大短路電流。

b）編織角和編織根數(shù)都與編織傳感紗彈性回復(fù)率呈負(fù)相關(guān)性，其中編織角是影響編織傳感紗彈性回復(fù)率的主要因素。編織參數(shù)同時影響編織傳感紗的表面粗糙度、受壓形變和摩擦層厚度，綜合影響傳感紗的電學(xué)性能，其中當(dāng)編織根數(shù)為10，編織角為45°時獲得最大的短路電流輸出。

c）設(shè)計確定的編織傳感紗能在呼吸頻率范圍（0.15～1.20 Hz）內(nèi)隨接觸分離過程實時響應(yīng)，并在2000次循環(huán)接觸分離過程中有良好的輸出穩(wěn)定性。在對人體腹部呼吸運動進(jìn)行監(jiān)測時，根據(jù)輸出電信號的幅度和頻率能明顯區(qū)分出不同的呼吸狀態(tài)，實現(xiàn)對使用者呼吸狀態(tài)的實時監(jiān)測。

由于基于單電極工作模式的編織傳感紗在工作時需與另一摩擦材料相配合，自身不能獨立進(jìn)行輸出對所集成的服裝材料有要求，限制了單電極傳感紗的應(yīng)用場景。基于此，未來可以進(jìn)一步深化研究，設(shè)計能獨立工作的雙電極接觸分離式編織芯鞘型摩擦發(fā)電傳感紗。

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Influence of structural parameters on the performance of braided

core-sheath triboelectric sensing yarns

GAO Yue1，" TAO Qingyun1，" MENG Fenye2，" YAN Xiong1，" HU Jiyong1

（1.College of Textiles， Donghua University， Shanghai 201620， China; 2.College of Fashion Design，

Jiaxing Vocational amp; Technical College， Jiaxing 314000， China）

Abstract：

Respiration is an uninterrupted and important biomechanical behavior that occurs throughout human's whole life， and is used as a diagnostic signal for a variety of diseases. With the development of wearable flexible sensors， new ideas are provided for the design of respiratory sensors that real-timely， non-invasively and comfortably monitor human respiratory motion. Compared to other types of sensors， triboelectric sensors have been widely adopted for self-powered respiration monitoring owing to their compelling features， such as decent biocompatibility， wearing comfort， low cost， and high sensitivity to respiration activities in the aspect of low frequency and slight amplitude motion. Specifically， yarn-based triboelectric sensors have attracted attention for their comfort and high flexible integration. However， most of the studies on triboelectric sensing yarns for respiration monitoring focus on structural design. How structural parameters affect their performance remains unclear， hindering the industrial production of triboelectric sensing yarns.In order to meet the needs of daily long-term monitoring of human respiratory motion and large-scale production， a braided core-sheath triboelectric sensing yarn based on a single-electrode working mode was designed. According to its structure and process characteristics， the effects of the stretchable electrode twist and the braiding parameters of the outer braided layer on the performance of the sensing yarn were discussed. Firstly， six stretchable electrodes with different twists were prepared with the same structural parameters of the outer braided layer， and their tensile and electrical properties were tested. On this basis， the stretchable electrodes with the best performance were selected， and the sensing yarns with different braiding parameters were prepared by changing the number of braided yarns and the braiding angle. In order to satisfy the application in daily garments， the first step was to select the braiding parameters that have stable structure and meet the requirements of tensile properties. Then， the effects of braiding parameters on the electrical property of the sensing yarns were investigated. In this paper， the effects of stretchable electrode yarn twist and braided layer parameters on the dielectric layer thickness， surface morphology and compression deformation of the braided core-sheath triboelectric sensing yarn were investigated. Moreover， correlation analysis was used to investigate the relationship between these factors and the electrical property of the sensing yarns. The results show that the elastic elongation of the sensing yarn gradually increases， while the elastic recovery rate and short-circuit current decrease with the increase of stretchable electrode yarn twist. For the braiding parameters， the elastic recovery rate of the sensing yarn is mainly affected by the braiding angle， and the electrical property by the multiple effects of the braiding parameters. The maximum short-circuit current is obtained when the number of braided yarns is 10 and the braiding angle is 45°. In the contact-separation frequency range of 0.15-1.2 Hz， the short-circuit current of this sensing yarn increases with frequency and has good output stability during 2，000 cycles of motion. The sensing yarn can respond to different respiratory states when it is worn on the human abdomen. The results show that the braided sensing yarn based on the braiding/twisting process can be used for human respiratory status monitoring， which is of great significance for the production of triboelectric respiratory monitoring sensors.

To sum up， the effects of braided core-sheath yarn structural parameters on the performance of triboelectric sensing yarns are determined， and the application potential of this sensing yarn for human respiratory status monitoring is tested. The research results provide guidance for the subsequent production of triboelectric respiratory monitoring sensors.

Keywords：

triboelectric sensing yarn; core-sheath braided yarn; structural parameter; respiratory motion monitoring; wearable