王浣雨, 孟粉叶, 胡吉永, 杨旭东

(1.东华大学 纺织学院,上海 201620; 2.嘉兴职业技术学院 时尚设计学院,浙江 嘉兴 314000)

健康的新陈代谢和相对恒定的体温是人体进行生命活动的基础[1],体温过高或过低都会影响人体内酶的活性,从而影响人体新陈代谢的正常运行,造成各种细胞、组织和器官的紊乱,甚至死亡[2]。2020年爆发的新型冠状病毒侵入人体后,早期主要症状一般表现为发热,若未重视得到及时有效的治理,将导致人体呼吸困难,病情加重,严重时可能引发呼吸窘迫综合症而致死。相对恒定的体温是维持体内环境稳定,保证新陈代谢等生命活动正常进行的必要条件。因此在人体健康监测[3-4]中,体温是一个不可忽视的重要指标,实时准确的体温监测显得尤为重要。

现有的体温测量仪器一般可分为接触式和非接触式两种,接触式是将测温元件与人体直接接触,如水银体温计和其他温度传感器;非接触式则在测量时无需接触人体皮肤,如红外线测温仪。早期常用的水银体温计能够较为准确地测量人体温度,稳定性好,但水银体温计呈刚性,与人体皮肤的贴合性差,测量时影响人体活动[5]。此外,对于儿童和部分病人而言,水银体温计不能按需放置在指定位置,从而无法准确获得体温。红外线测温仪通过红外线传感器接收人体红外线信号[6],根据人体热辐射能量的高低显示温度。这种测量方法通常无需接触皮肤,速度快,但测量过程中易受皮肤的辐射率水平和环境等因素影响[7],从而精确度低。其他常用传感器根据材料与温度相关的物理响应[8],如电阻、体积、气压和光谱等,被开发成多种接触式硬质温度传感器,常见的有热电、热阻和光纤这三种。相比水银体温计,硬质温度传感器无污染、携带方便;相较于红外测温仪,硬质温度传感器的精确度和分辨率较高,稳定性好,成本较低。但是,硬质温度传感器的材质往往为硬质体,可穿戴性和舒适性差。

使用硬质材料的接触式传感器实时监测人体温度,容易在皮肤上产生压力点[8],使人体感到不适。为了提高温度传感器与皮肤的贴合效果,实现体温的连续实时准确测量,柔性温度传感器受到越来越多研究人员的广泛关注。纸和薄膜作为基底赋予温度传感器一定的柔韧性,但其易受环境影响、透气性差,贴附于皮肤上舒适度低。纺织品使温度传感器能够以不同形式嵌入织物的网络结构中[9],具有薄、轻、软、柔韧、结实、可变形、透气[8]等优点,是制备可穿戴设备的良好基底材料。早期温度传感纺织品是通过缝合[10-11]或包埋[12-14]的方式将温度传感器与织物结合,整体显得非常笨重;后来随着油墨等新型材料快速发展,使用喷墨打印[15-16]、丝网印刷[17-18]、气相沉积[19]温敏材料等形成电子纺织品,舒适度提升,但易受力损坏;现在开发出新型温度传感纱线[20],特别是近年来研究的温敏型混合电子纱线[7,21],克服了温敏电阻纱的敏感材料与引线材料难分离和不能定点温度监测的缺陷,柔软性好,具有隐蔽性,能赋予纺织品额外的电子功能,适合用于测试人体温度。

本文通过介绍不同类型的温度传感纱及其工作原理,特别关注温敏传感纱在制作方法、基本性能和应用等方面的最新研究进展,并指出目前温度传感纱在开发中面临的潜在技术挑战,以期推动温度传感纱及其智能纺织品的产业化和应用。

温度传感纱的监测原理是基于导体或半导体的电阻、光纤中的光波参量等物理因素随温度变化而变化这一特性来测量温度。如电子式体温计就是根据导体电阻随温度变化这一特性将体温转化为电信号,并通过转换处理在显示器上输出数字信息[22]。许多物理响应都与温度有关,研究者根据这些特性将温度传感分为热电、光纤和热阻传感。

1.1 热电温度传感纱

热电温度传感器由两种不同的热电偶(导体、半导体或两者组合)组成,当两个触点温度不同时,根据热电现象产生电势差或电压[8],这种电势使电子从热端(测量端)移动到冷端(参考端),产生“塞贝克热电效应”[23],如图1(a)所示。Ryan等[24]在家蚕蚕丝上涂覆聚3,4亚乙基二氧噻吩(Poly(3,4-ethylenedioxythiophene),PEDOT)和聚苯乙烯磺酸盐(Poly(styrenesulfonate),PSS)的聚合物制备热电传感纱,并将其刺绣到羊毛织物上形成含有26根P型纱线的热电织物。结果显示,当温差为50 ℃时,每根5 cm长的P型纱线的V输出/ΔT≈13 μVK-1;当温差为120 ℃时,每根P型纱线的V输出/ΔT≈12 μVK-1,具有较好的传感稳定性、耐磨性和可洗性。基于此,Ryan等[25]通过在商用聚对苯二甲酸乙二醇酯(Poly(ethylene terephthalate),PET)缝纫线上涂覆多壁碳纳米管(Multi-walled carbon nanotubes,MWCNTs)和聚N-乙烯基吡咯烷酮(Poly(N-vinylpyrrolidone),PVP)的纳米复合材料制备N型纱线,由PEDOT和PSS涂覆的染色丝线形成P型纱线[24],以制备一种带有38根N/P型纱线的热电传感织物,如图1(b)所示。实验结果显示,在温度差为80 ℃时,该织物在116 ℃的温度和7.1 nW的最大功率输出下能产生143 mV的开路电压。显然,利用纤维集合体的热电特性,它们可被用作温度传感器。

图1 热电偶温度传感器及带38根N/P型纱线的热电传感织物Fig.1 Thermocouple temperature sensor and thermoelectrictextile with 38 N/P type yarns

热电偶测量温度时要求冷端温度保持不变,若冷端环境温度变化,将严重影响测量准确性。采用冷结补偿法可减小冷端温度变化造成的影响,但会增加成本、质量和复杂性,因此早期较少用于可穿戴传感器的使用[26]。但是,热电偶可从温度梯度中获取电能,由热电温度传感纱制成的织物可根据人体温度与寒冷环境之间的温度差发电,产生对温度的传感响应,且这种响应不依赖电池,实现自主驱动。这有利于在穿戴环境下实现传感器的持续工作,未来在温度传感纱中的应用依赖于恰当解决冷端补偿问题。

1.2 光纤温度传感纱

光纤作为光波传输介质时,易受外界环境温度等因素影响,导致光纤中传输的光波特征参量(振幅、相位、波长、偏振态)发生变化[27],从而可反映周围环境温度变化。光纤测温经历了光纤光栅(Fiber bragg grating,FBG)测温和分布式线型光纤测温两个阶段,前者利用光栅受温度调制反射波长发生变化的原理,如图2(a)所示,后者采用光纤中的拉曼散射效应和光时域反射技术(定位精度约0.5 m),已知在可穿戴应用中一般使用前者。根据光波参量反映温度变化这一特性,Li等[28]将FBG传感器封装在聚合物填充带中,并通过大管套小管的方式将FBG传感器完整地织入织物中,以研究人体与穿戴式FBG传感器之间的传热数学模型,并进行稳态热分析。模拟结果显示,智能服装中的FBG传感器测得的温度可以代表临床上的人体温度。Jung等[29]使用玻璃纤维作为主编织线,凯夫拉纤维为外层纤维,将嵌入式FBG传感器和尼龙纤维编织在一起制备一种类似纱线的三维编织复合材料,如图2(b)所示。实验过程显示,布拉格波长的变化与冷却步骤中的温度变化有关,因此计算应变时应减去温度影响布拉格波长偏移量部分。结果表明,FBG传感器可估计三维编织复合材料的内部应变,但嵌入后FBG传感器的三维编织复合材料的热光系数不一致,使用前需计算。

图2 FBG传感器工作原理示意及其三维编织复合材料Fig.2 Working principle of FBG sensor and its three-dimensional braided composite

FBG光纤温度传感器测量准确度高、可定位、分布式、抗电磁干扰、携带方便,可用作纱线作为智能纺织服装的传感元件材料。但光纤温度传感器的价格高、柔韧性差,在织入或工作时易受机械应力作用,从而导致光纤断裂[28],传感失效。

1.3 热阻温度传感纱

热阻温度传感纱利用材料电阻与温度的相关性来确定温度的具体数值[8],通常根据材料的特性分为热电阻传感纱和热敏电阻传感纱。

1.3.1 热电阻传感纱

热电阻传感纱是采用金属作为导体,其电阻随着温度升高而增加,这主要是由于较高温度下的电子振动阻止了电子在导电材料中的自由流动[30]。铜、金、镍、铂、银等金属是目前最常用的热电阻材料[31],Yang等[32]采用连续金属铂纤维螺旋缠绕弹性聚氨酯(Polyurethane,PU)长丝,制备一种高拉伸生物感温纱线,如图3所示。结果显示,该纱线具有优良的耐温性(线性度>0.99),高灵敏度(≈0.3 %/℃),高重复性(>1 000个循环),低滞后性(<3%),响应快速,可用于连续监测皮肤温度。

图3 高拉伸生物感温纱线Fig.3 High tensile biological temperature sensitive yarn

热电阻传感纱具有较高的精度、线性度和快速响应的特性,可应用于医疗保健和智能检测等领域,但金属在空气中易氧化,成本相对较高,且需要一定长度,测试精度易受周围湿度或汗液影响,不可定位测量,用于人体体表长时、定位测温仍需进一步的研究开发。

1.3.2 热敏电阻传感纱

热敏电阻传感纱是由电阻随温度显著变化的半导体材料制成,根据两者的相关性分为呈负相关的负温度系数(Negative temperature coefficient,NTC)电阻材料和呈正相关的正温度系数(Positive temperature coefficient,PTC)电阻材料[33]。大多数热敏电阻材料表现出与热电偶(基于塞贝克效应)不同的负温度系数特性[8]。通过不同的制备方式将其与纺织纤维结合形成柔性温度传感纱,既能实时监测人体温度,还能保持纺织品的质轻、柔软、耐用、结实等优点。目前较常用的制备方法为混合纺丝、浸渍涂层、柔性印刷电子和柔性混合电子。

1) 混合纺丝。混合纺丝法是将对温度敏感的功能材料添加到用于纺丝的前驱体中,得到对温度敏感的纤维,通常采用的是湿法纺丝和静电纺丝这两种方法,获得的长丝纤维直径通常很小,被直接制成纺织品或薄膜。如Bae等[34]将多壁碳纳米管和聚二甲基硅氧烷(Polydimethylsiloxane,PDMS)混合,然后通过注射泵拉出均匀的温度传感(Carbon nanotubes-based temperature sensor,CTS)丝,并与处理过的棉纱构建一种可穿戴温度传感器,灵敏度和精度均与商用红外传感器相当,可用于诊断和治疗。Huang等[35]使用N-异丙基丙烯酰胺-N-甲基丙烯酰胺热交联响应共聚物和PEDOT︰PSS溶液,通过旋涂和静电纺丝工艺制备了热响应导电复合材料(Thermoresponsive conductive composite,TCC)薄膜和纤维毡,并在水浴温度为20～50 ℃时测量TCC薄膜和纤维毡的表面电阻,以分析热响应导电性能。结果显示,由于TCC纤维毡的纤维结构,其对温度的敏感性高于薄膜。Zhang等[36]通过水热法和静电纺丝法制备一种Na(Y1-x-yErxYby)F4/聚丙烯腈复合纤维,制备流程如图4所示,可用于非接触式温度测量。在423 K温度下最大绝对灵敏度为0.446%/K,在303 K下最大相对灵敏度为1.148%/K,可作为微米级专用温度传感器。

图4 水热法和静电纺丝法制备NYF-EY/Polyacrylonitrile复合纤维示意Fig.4 Diagrammatic sketch of NYF-EY/PAN composite fibers prepared by hydrothermal and electrospinning methods

通过混合纺丝法获得的纤维和纱线的灵敏度较好、精度高,测量的稳定性好,织成的纺织品薄而柔软,穿着舒适,不会使穿着者看见相关电子元器件。但由于是混合纺丝过程,纤维的形态和均匀性仍需提升,这要求纺丝技术进一步发展。

2) 浸渍涂层。浸渍涂层法通常是通过浸/涂工艺在纱线上涂覆热敏材料,使得纱线电阻随着温度变化,从而能够测量环境或人体温度。如Lee等[20]在可拉伸氨纶纤维表面通过波浪结构产生微尺度褶皱,并控制其大小和密度,之后在纤维上涂覆温度感应层(由PEDOT、PSS和多壁碳纳米管组成的热敏导电膏)与保护层形成超弹性温度传感纤维,如图5(a)所示。该方法无需任何金属材料就能产生显著的灵敏度和变形,且传感纤维在可逆方式下表现出高热敏性(≈0.93%/℃),应变不敏感范围≤180%,可被用于监测人类手指的温度分布。Sibinski等[37]在聚偏二氟乙烯(Polyvinylidene fluoride,PVDF)纤维上涂覆由多壁碳纳米管和聚甲基丙烯酸甲酯(Poly(methylmethacrylate),PMMA)聚合物树脂组成的热敏涂层,并将其封装后整合到纱线上,形成一维柔性温度传感纱,其组成结构如图5(b)所示。测量不同多壁碳纳米管含量的电阻温度系数,发现当多壁碳纳米管在聚合物重量中的含量为2%时,其电阻温度系数在30～45 ℃内为0.13%/K。

图5 浸渍涂层法制备传感纤维示意Fig.5 Schematic diagram of temperature sensing fiberby impregnation coating method

Montazerian等[38]在氨纶(Spandex,SpX)纱线表面涂覆石墨烯纳米片(Graphene nanoplatelets,GnP),并将其封装在可拉伸的硅橡胶(Silicone rubber,SR)护套中,制备用于健康监测和可穿戴应用的柔性温度传感纱,制备过程如图6所示。其传感温度范围和灵敏度可通过浸渍时间和GnP的浓度来调整,硅橡胶护套能避免传感器受到恶劣条件的影响,从而增加纱线整体的耐用性、拉伸性等。测试结果显示,封装在硅橡胶护套中的传感纱在60 ℃的循环温度下,其温度灵敏度为0.43～0.53%/℃,略高于未封装传感纱的温度灵敏度(0.29～0.39%/℃);但未封装传感纱的湿度灵敏度更高,且随GnP含量的增加而增加。

图6 SpX/GnP/SR柔性温度传感纱制备过程示意Fig.6 Schematic diagram of SpX/GnP/SR flexible temperaturesensing yarn preparation process

采用浸渍涂层法制备的传感纱灵敏度较高,测量温度准确,柔韧性好,但通过聚合物材料制备的热敏涂层的传感性能容易受到外界环境影响,在拉伸、弯曲等外力作用下又易遭受破坏,从而影响其使用性能和寿命。通过封装方式可以减小涂层受外界环境和外力作用的影响,但其也会影响温度敏感性,目前没有确定封装方式的具体影响规律。

3) 柔性印刷电子。将薄且柔性的传感器嵌入纱线作为芯部,由于柔性传感器可以卷曲或折叠,不仅不会改变传感器的性能,还能使其完全隐藏在纱线中,良好地贴合纱线,不影响纺织品的美观和穿着舒适性。Pasindu等[39]通过电子束蒸发沉积技术,使得10/60 nm的钛/金层沉积在聚酰亚胺衬底上,通过剥离形成具有图案的柔性薄膜传感器,如图7所示。利用针织、编织和包缠三种不同的纱线制造技术来确定合适的包覆技术,并通过在臂带中嵌入温敏纱的实验,验证温度传感纱可用于制造智能测温服装。实验结果显示,三种传感纱的热时间常数均<10 s,与未包缠的传感器相比,有效灵敏度最多降低14%,且采用双包缠方法对传感器性能的影响最小。

图7 内嵌柔性薄膜传感器的传感纱Fig.7 Sensing yarn with embedded flexible film sensor

由柔性薄膜传感器制成的传感纱相比刚性传感器的尺寸较小,从而使用该传感纱织成的织物厚度较薄,进一步提高纺织品的美观度和舒适度,但是传感纱的灵敏度相较于未覆盖的电阻温度器较低,且柔性薄膜传感器在使用过程中易断裂。这需要外覆层薄而紧密,同时为了捕捉准确的皮肤温度,纱线需要提前校准,因此为了获得精确度高而美观、舒适的传感纱,对于外覆层的编织方式及纱线的尺寸仍需进一步改进。

4) 柔性混合电子。柔性混合电子是一类将半导体芯片等传统硬质微小电子元件与柔性电路结合而成的电子器件[40],温度敏感柔性混合电子纱就是使用互连方式连接半导体温度传感器和导线,并通过封装而形成的电子纱,这类纱线有良好的电学性能,兼具舒适性。

Theodore等[21]使用焊接工艺连接单根铜线(8股细铜丝捻合)与NTC热敏电阻,以聚合物纺成的热塑性单丝作载体纤维,并在外层依次封装圆柱型聚合物树脂、包覆纤维和针织护套形成混合电子温度传感纱线,如图8所示。结果显示在25～38 ℃内,温度响应时间为0.01～0.35 s,适合长期测量温度,但温度传感纱线的精确度较低(±1 ℃),还不足以用于检测糖尿病足溃疡的形成(精度为±0.5 ℃)。

图8 温度传感纱横截面示意Fig.8 Diagram of cross section of temperature sensing yarn

基于上述实验,Theodore等[7]又使用两根铜线(7股细铜丝捻合)焊接10 kΩ NTC热敏电阻,树脂微盒封装焊点、热敏电阻、铜线和高强度支撑纤维,然后外编一层经编网,捻制成外径约为1.5 mm的电子纱线,结构如图9所示,用于骑行时的温度测试。测量结果表明,传感纱线的温度读数与温控板表面记录的结果基本一致(相关系数为0.996),盐溶液对绝缘铜线连接的传感纱影响较小,但焊接部位易断裂,耐用性差。

图9 电子纱焊接、封装示意Fig.9 Diagram of welding and packaging of electronic yarn

采用焊接互连、封装的技术使小型的刚性电子元器件能够良好地与纤维交织形成纱线,解决其刚性、不舒适的难点,同时赋予纺织品一定的电学性能,实现人机交互。但焊接后电阻与铜丝的焊接点易断裂,传感纱的耐用性较差及测量的温度精确值有待提高等问题仍需进一步研究。

上述各温度传感纱的优缺点如表1所示,热电温度传感纱适用于寒冷环境,但在应用中需解决冷端补偿问题;光纤温度传感纱适用于航天航空、电力、建筑等易燃易爆领域,但柔韧性差、价格高,工作过程受力易断裂;热电阻传感纱可应用于医疗保健和智能检测等领域,但对于定位测量的精度还需提升。热敏电阻相较于热电偶和热电阻材料能够检测微小的温度变化,灵敏度高[33],适用于温度灵敏度要求高的医疗领域,可将热敏电阻传感纱织成织物和衣物,用于实时监测人体皮肤温度,特别是印刷电子和混合电子温度传感纱适用体表定位温度测量场景,但纱线的耐用性较差,在多次穿戴过程中易断裂失效。而且,这些研究都没有深入探讨温度传感纱功能失效的模式和机理,也缺乏系统的工艺设计原理用于指导规模化生产。

表1 代表性温度传感纱特征比较Tab.1 Comparison of features of typical temperature sensing yarns

传统温度传感器呈刚性,舒适性差,无法实时携带,从而增加了柔性电子设备的需求[2]。温度传感纱为了更好地实现体温监测功能,传感材料与纱线结合后需具有良好的传感性能,以达到快速、准确、灵敏的效果,同时也仍需保持纱线的柔软、舒适和可伸缩性能,在应用过程中能有良好的耐用性、可洗性等性能,从而可应用于智能纺织品。

2.1 热敏感常数

NTC热敏电阻测量温度的能力存在差异,为了衡量这种性能可用热敏感常数(β)表示,计算公式如下所示:

(1)

式中:R(T0)是初始温度为T0时的电阻,R(T)是温度为T时的电阻。

其值越大表明材料的电阻率越高。半导体陶瓷在不同配方和烧结温度下形成的NTC热敏电阻的β值均不同,通常在2 000～5 000 K[8]。如Theodore等[21]通过焊接工艺制备的用于检测糖尿病足溃疡的温度传感纱的β值为3 395 K(20～65 ℃),通过式(1)转换即可根据电阻知道温度变化,可提前预警足溃疡,及时治疗减轻症状。在医疗领域中,可使用β值高的温度敏感电子纱制成智能绷带,对反复感染和发生炎症的创口反应,从而大幅提升伤口治疗效果。

2.2 有效灵敏度

电阻温度系数(Temperature coefficient of resistance,TCR)是分析电阻型传感元件温度灵敏度的关键参数[16],通常表示在零功率条件下,其温度变化1 ℃时电阻的相对变化,计算公式如下所示:

(2)

式中:TCR也可表示为α,Rt为t℃时的电阻,Ri是被测样品在i℃时的初始电阻,t=i+ΔT。

热电阻传感纱和热敏电阻传感纱的传感材料均是热阻传感,因此均可使用TCR反映有效灵敏度,其值越大,灵敏度越高。热电阻传感纱的TCR值主要由制备的金属材料决定,如铂(Pt)的TCR值较低[41],而镍(Ni)则较高[14]。商用热敏电阻的有效灵敏度较高,与纱线结合后灵敏度会有不同程度的降低,如Pasindu等[39]采用不同纱线织造技术包覆柔性薄膜传感器,发现相比裸露的传感器,包缠后的温度传感纱的有效灵敏度最大降低14%,其原因可能是包覆纱和传感器之间存在热绝缘体空气。因此,制备这种温度敏感电子纱时需考虑包覆的纤维材料蓬松性对其有效灵敏度影响,这对制备包覆工艺稳定性提出了要求。

为了减小汗液和潮湿环境对温度传感纱的影响,研究人员在制备过程采用封装技术对传感材料进行包覆,但封装材料的传热性能会影响传感纱灵敏度等性能。如Li等[28]将FBG传感器封装在5.0%过氧化甲乙酮和2.0%环烷酸钴在25 ℃下的共聚物,测试结果显示封装后的FBG温度灵敏度几乎是裸露的15倍。

2.3 响应时间

在动态测试过程中,电子纱中的传感器不是与被测表面直接接触,因此纱线测得的温度与被测温度之间可能会存在一定差值,可用响应时间来反映温度敏感电子纱对温度变化响应的快慢,指达到最终稳定值所需的时间[21]。一般指温度传感器的温度变化量由零达到介质温度与温度传感器初始温度之差的63.2%所用的时间[42],时间越短说明电子纱对温度的响应越快。Pasindu等[39]在测试针织、编织和包缠方式对温度传感纱响应时间的影响时发现,当温度阶跃变化时,双包缠纱线的响应时间最短,这可能是因为双包缠结构的厚度最小,使得纱线内部的传感器离被测表面更近,从而时间变短。除此之外,传感纱内的支撑纤维、传感材料外包覆的保护套均会增加纱线的电容和电阻,从而提高电子纱的响应时间。

2.4 迟 滞

温度传感器在传感过程中会受到外部影响,从而使同一输入量对应的正行程(由小到大)和负行程(由大到小)的输出特性曲线不一致,迟滞就是用来反映在输入的正负过程中失调的程度[43]。测试过程中可用最大迟滞性误差δh表示,即一个周期内相同温度对应的电阻的最大差值,计算公式如下所示:

(3)

式中:(ΔR)max是一个周期内(t0～t℃)相同温度下对应电阻的最大差值,Rt是t℃对应的电阻值,Rt0是t0℃对应的电阻值。

目前测试温度敏感电子纱迟滞性的研究还很少,但柔性传感织物的迟滞性研究趋于成熟,因此测试温度传感纱的迟滞可参考感温织物。如Gu等[43]将连续Pt纤维嵌入双层机织结构制得柔性感温织物,在20～50 ℃内测试其感温性能,结果显示感温织物的迟滞仅为3.65%(δh越小说明迟滞性越小,反应越快速)。由于加热台的冷却效果较好,因此感温织物受环境影响小,温度传感纱及其织成的织物也可通过加热台来测试迟滞性。

2.5 耐洗涤性

嵌入衣物用于长程监测人体温度的温度敏感电子纱,不仅要具有温度传感性能,还需具有良好的洗涤性。通常电子纺织品不能承受洗涤过程的潮湿环境,以及反复弯曲和磨损。为了解电子纱线洗涤失败的原因,Hardy等[44]对铜丝电子纱线、照明电子纱线、温度传感纱线和声音传感纱线这4种不同类型电子纱线进行封装后评价其水洗耐久性,清洗实验参照标准BS EN ISO 6330—2012《纺织品 试验用家庭洗涤和干燥程序》。结果显示,在电子纱线中加入一根高抗拉伸纱线能有效防止其在洗涤和干燥循环过程中失效,封装尺寸增大会加速电子纱在洗涤过程中的失效,且铜丝易从封装微荚中滑移断裂而失效。类似的,Simegnaw等[45]将发光表面贴装元件通过热风焊接方式集成到导电不锈钢丝中形成电子纱,参照标准BS EN ISO 6330—2012测试纱线的耐洗涤性。实验结果表明,使用热缩管密封焊接部位能降低电子纱线的故障率,但纱线的耐洗性仍需提高。显然,封装技术能提高温度敏感电子纱线的抗洗涤性,也使其制成的纺织品能在水环境中使用,如用于监测游泳运动员的体温、潜水员的身体状态及各类水上运动人员的生命体征,以及防止汗液对传感元件电气性能的影响。

2.6 抗机械性

由于嵌入衣物的温度传感纱在穿戴中经受复杂应变和湿环境作用,这就要求在制作及使用过程中减小水分、机械应力、汗液等对热敏材料的影响,目前较常用的方法是采用包覆/封装技术对电子器件和纱线进行保护。如Montazerian等[38]使用硅橡胶护套(弹性模量比PDMS低40%)保护在氨纶上涂覆GnP的柔性温度传感纱,测试其在不同程度拉伸下的电阻变化。实验结果显示,SpX/GnP/SR柔性温度传感纱在860%～1 140%的应变传感内传感性能失效,在目前100%～125%应变内硅橡胶护套增加了纱线整体的可拉伸性。Pasindu等[39]使用三种不同的织造包覆技术包缠柔性薄膜传感器,在25 mm圆柱体上进行100次弯曲/平直循环,以测试前后纱线的电阻变化判断失效程度。结果表明,经100次弯曲循环后三种纱线的电阻变化均小于0.2%,说明这种弯曲作用没有显著破坏包覆后的三种纱线的电学性能。这些结果说明,包覆封装技术能提高温敏电子纱的耐机械性,但目前使用的聚合物材料会降低纱线的柔性和传热性,因此后续研究温敏传感纱的抗机械性还需考虑包覆/封装柔性及其对温度传感性能的影响问题。

为了清楚展现目前已制备的温敏传感纱的性能及其影响因素,它们的现有性能水平和应用如表2所示。从表2不难发现,现有研究结合热敏材料和纺织纤维开发了不同结构的温度传感纱,可应用于体育运动、医学监测、智能穿戴等场景,但其性能差异较大,基本传感性能有待优化提高,目前还没有确定传感性能与材料、结构的具体关系,也未构建明确的模型和理论支撑温度传感纱线的热传递机理。同时,从表2可看出,这些研究在实验中采用了不同的评价方法说明传感性,由于测试方法不同,这些结果之间缺乏对比性。正是由于这些研究存在差异和不足,以致对传感纱的功能失效机理和失效模式尚不清晰,目前还未制定温度传感纱的性能和质量评价标准,从而推动传感纱从实验室的原型制备到自动化及产业化的商品生产。

表2 温敏传感纱的主要性能和应用Tab.2 Important properties and application of temperature sensing yarn

与传统的体温监测设备相比,温度传感纱有柔软、舒适等优点,适合用于制作测量人体温度变化的智能服装,从而实现实时监测人体健康。近年来,人体温度传感纱在制备方法、性能评价及影响因素方面均取得了一定进展。相对而言,光纤温度传感纱适合大范围和电磁环境,热敏电阻传感纱中混合电子温度传感纱有成本低、灵敏度高、定点测温的优势,已成为未来体温监测衣物的优选温度传感器。但是目前研究制得的大多数电子温度传感纱的传感部位易遭受外界影响而失效,灵敏度等相关传感性能的稳定性仍需提升,使用寿命及可洗性的相关研究还处于开始阶段。此外,现有温度传感纱线的直径相比普通纱线偏粗,还无法完全达到衣物对纱线的纺织特性要求。因此,需要相关研究者在传感纱的纺织特性、结构设计理论、功能失效理论和评价标准方面进一步研究,从而为未来在智能纺织品中的应用选型和使用规范提供更多理论指导。

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