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Progetto Fit4You

Formazione per l’Innovazione Tecnologica

#TESSIILTUOFUTURO

Innovazione cross-settoriale: tendenze e casi di studio

Smart-Textiles

classificazione e approcci di sviluppo

Progetto realizzato nell’ambito delle iniziative promosse dal programma Operativo di Regione Lombardia

cofinanziato dal Fondo Sociale Europeo

Avviso per la realizzazione dell'iniziativa «Lombardia Plus 2016-2018» a sostegno dello sviluppo delle politiche

integrate di istruzione, formazione e lavoro - Anno 2018

(POR FSE 2014 - 2020 - Asse III - Azione 10.4.1)

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Sommario

Introduzione ...................................................................................................................................................... 4

1. Scheda di sintesi del progetto formativo “Fit4you – formazione per l’innovazione tecnologica”............ 5

2. Smart Textiles: classificazioni, approcci e applicazioni healthcare ........................................................... 6

2.1. Introduzione ...................................................................................................................................... 6

2.2. Classificazioni, approcci di realizzazione e comuni tipologie di smart textiles .................................. 9

2.3. Attuatori per smart textiles ............................................................................................................. 14

2.4. Smart textiles per il monitoraggio del pH ........................................................................................ 15

2.5. Materiali elettricamente conduttivi per la realizzazione di smart textiles ...................................... 19

2.6. Tecniche di produzione di tessuti elettricamente conduttivi per smart textiles ............................ 22

2.7. Smart Textiles in healthcare ............................................................................................................ 27

2.8. Conclusioni ...................................................................................................................................... 31

2.9. Bibliografia ....................................................................................................................................... 32

3. Tecnologie di fabbricazione di microstrutture in silicio e applicazioni nel settore tessile ...................... 42

3.1. Introduzione .................................................................................................................................... 42

3.2. Sensori, attuatori ed elettronica ..................................................................................................... 43

3.3. MEMS e Nanotecnologia ................................................................................................................. 45

3.4. Vantaggi di MEMS e Nano Manufacturing ...................................................................................... 47

3.5. Fabbricazione di MEMS ................................................................................................................... 47

3.6. Microlavorazione di massa .............................................................................................................. 48

3.7. Microlavorazione di superficie ........................................................................................................ 50

3.8. Altre tecniche di microlavorazione .................................................................................................. 52

3.9. Caso di studio: Processo di fabbricazione di una cantilever MEMS ................................................ 52

3.10. Applicazioni MEMS e nanotecnologie ......................................................................................... 56

3.11. Biotecnologia ............................................................................................................................... 56

3.12. Medicina ...................................................................................................................................... 56

3.13. Rilevamento inerziale .................................................................................................................. 59

3.14. MEMS e Smart textiles ................................................................................................................ 59

3.15. Bibliografia ................................................................................................................................... 63

4. Smart textiles: dispositivi indossabili per la misura di biopotenziali ....................................................... 64

4.1. Introduzione .................................................................................................................................... 64

4.2. L’Elettrocardiogramma .................................................................................................................... 65

4.3. Caratteristiche di un elettrocardiografo .......................................................................................... 69

4.4. Derivazioni ....................................................................................................................................... 70

4.5. Elettrodi ........................................................................................................................................... 71

4.6. Front-end analogico ........................................................................................................................ 72

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4.7. Sistema indossabile per la misura di biopotenziali ......................................................................... 74

4.8. Architettura del sistema .................................................................................................................. 74

4.9. CPU .................................................................................................................................................. 75

4.10. Alimentazione .............................................................................................................................. 75

4.11. Front End Analogico ECG ............................................................................................................. 75

4.12. Connettività ................................................................................................................................. 76

4.13. Sensori inerziali e termistori ........................................................................................................ 76

4.14. Memoria ...................................................................................................................................... 76

4.15. Firmware ...................................................................................................................................... 76

4.16. Misure .......................................................................................................................................... 77

4.17. Misure con smart-textiles ............................................................................................................ 78

4.18. Riferimenti bibliografici ............................................................................................................... 79

5. Smart textiles e Internet of Things sensori integrati e tecniche di energy harvesting ............................ 81

5.1. Introduzione .................................................................................................................................... 81

5.2. Smart textiles e Sensori integrati .................................................................................................... 82

5.3. Sensori di deformazione .................................................................................................................. 82

5.4. Sensori di umidità ............................................................................................................................ 86

5.5. Sensori di temperatura .................................................................................................................... 89

5.6. Smart textiles e Attuatori integrati .................................................................................................. 90

5.7. Sistemi di energy harvesting basati su smart-textiles ..................................................................... 93

5.8. Energy harvesting in applicazioni indossabili .................................................................................. 94

5.9. Harvester per energia luminosa ...................................................................................................... 95

5.10. Harvester per energia elettromagnetica ..................................................................................... 96

5.11. Harvester per energia termica..................................................................................................... 97

5.12. Harvester per energia cinetica .................................................................................................... 99

5.13. Power management .................................................................................................................... 99

5.14. Antenna ..................................................................................................................................... 100

5.15. Bibliografia ................................................................................................................................. 102

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Introduzione

Centrocot da oltre trent’anni supporta le imprese del settore Tessile Abbigliamento Moda nello

sviluppo di prodotti e processi, nel loro controllo e nella loro certificazione. Trent’anni trascorsi a

ricercare, progettare, sperimentare, certificare e innovare, non hanno esaurito il continuo desiderio

di esplorare nuove vie e nuovi mercati. Centrocot ha infatti saputo prevedere e comprendere

l’evoluzione di un settore che, non più focalizzato solo sul tessile tradizionale, richiede approcci e

applicazioni sempre più innovativi. Rinnovando le proprie competenze nel campo della Ricerca e

Sviluppo, delle Prove di Laboratorio, delle Certificazioni e della Formazione, Centrocot guarda al

futuro con costanza e determinazione, confermando la volontà di investire mezzi e risorse anche in

altri settori industriali, producendo innovazione, migliorando i processi, aprendosi a nuovi mercati e

alla dimensione internazionale, individuando e sperimentando nuove linee di applicazione, controllo

e prove. Un’esperienza che Centrocot trasferisce tramite corsi di formazione a tecnici di impresa, a

docenti delle scuole tecniche e a giovani che immaginano il loro futuro professionale nel settore.

“Tessi il tuo futuro” è l’invito che si è voluto lanciare con il progetto “Fit4You: formazione per

l’innovazione tecnologica” per riportare l’attenzione su un settore chiave del Made in Italy che si

connota per creatività e capacità indiscussa di inserirsi in mercati diversificati, sempre più sostenibili

e per questo in grado di offrire opportunità di lavoro a figure professionali altamente specializzate.

Grazie anche al contributo di Regione Lombardia, attraverso l’avviso per la realizzazione dell'

iniziativa «Lombardia Plus 2016-2018», il progetto “FIT4YOU – Formazione per l’Innovazione

Tecnologica” ha coinvolto giovani diplomati e laureati in un percorso che ha avuto come obiettivo

il trasferimento di competenze tecniche per gestire i processi ad alto valore aggiunto e intersettoriali.

Un dato interessante è che il 70% degli allievi formati presentava un background differenziato

(Chimica, Ingegneria, Biologia, Scienze Linguistiche/Umane); il progetto è stato quindi uno strumento

di qualificazione e indirizzo delle professionalità. Significativo l’apporto fornito dalle imprese, che

hanno portato le esperienze in aula o hanno accolto gli allievi presso le loro strutture dove è stato

possibile svolgere lezioni relative ai processi produttivi e all’analisi dei prodotti.

La sinergia creatasi all’interno della filiera formazione, lavoro, università e ricerca, ha consentito di

arricchire l'esperienza formativa di contenuti in linea alle strategie in atto nel comparto.

I report “Smart-Textiles: classificazione e approcci di sviluppo” e “Green Chemistry e biotecnologie

per i materiali e prodotti tessili” sono un esempio tangibile di questa sinergia. Curati dall’Ing. Roberto

Vannucci dell’Area Ricerca & Innovazione Multisettoriale di Centrocot, raccolgono i contributi dei

ricercatori del suo staff e dei ricercatori del Dipartimento di Ingegneria e Scienze Applicate

dell’Università di Bergamo, coordinati dal Prof. Giuseppe Rosace e dal Prof. Valerio Re.

Una lettura interessante sullo stato dell’arte del settore e sui suoi innovativi sviluppi nei vari ambiti

applicativi.

Grazia Cerini

Direttore Generale, Centro Tessile Cotoniero e Abbigliamento SPA

CENTROCOT (Centro per il co-sviluppo tecnologico)

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1. Scheda di sintesi del progetto formativo “Fit4you – formazione per

l’innovazione tecnologica”

Ente

finanziatore

Regione Lombardia

Bando/Avviso

Avviso per la realizzazione dell'iniziativa «Lombardia Plus 2016-2018» a sostegno

dello sviluppo delle politiche integrate di istruzione, formazione e lavoro - Anno

2018 (POR FSE 2014 - 2020 - Asse III - Azione 10.4.1)

Scopo

Progettazione di percorsi di formazione a carattere innovativo per giovani

inoccupati/disoccupati (18-35 anni) in possesso di diploma/laurea

Timing Avvio 06/04/2018; chiusura: 31/12/2018

Ore erogate 1.420

Attività

Il progetto propone una formazione tecnico- specialistica che integra

competenze differenziate, a sostegno dell’ideazione e progettazione di

prodotti innovativi cross-settoriali a base tessile. I principali settori oggetto della

proposta sono: chimica, biologia e nuovi materiali, elettronica, costruzioni e

arredo. L’offerta formativa è modulabile e così strutturata:

3 Laboratori di approfondimento inter-settoriale della durata di 40 ore ciascuno,

coordinati da facilitatori; si tratta di una didattica esperienziale, volta a

stimolare il confronto e le idee tra gruppi di persone di cultura scientifica e

tecnica diversificata:

1. Green Chemistry e Biotecnologie

2. Tessili intelligenti-Smart Textile

3. Tessili per le Costruzioni e l’Arredo

Un corso di 300 ore “Esperto per la ricerca e innovazione nel settore tessile” per

lo studio di materiali, processi, tecnologie, nuovi trend di mercato e

finanziabilità attraverso bandi, programmi e iniziative nazionali e comunitarie.

5 percorsi formativi proposti con la formula del project work individuale di 200

ore ciascuno per l’approfondimento di idee innovative anche in contesto di

lavoro (avvalendosi di esperti di Centrocot e dei laboratori prova).

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2. Smart Textiles: classificazioni, approcci e applicazioni healthcare

Autore: Valentina Trovato

Valentina Trovato ha conseguito la laurea magistrale in Chimica nel 2013 presso

l’Università degli studi di Messina. Nel 2014 ha vinto una borsa di formazione per il

progetto Spin Off: “Nanomateriali e nanotecnologie per lo sviluppo sostenibile ed il

patrimonio culturale “presso l’Istituto per lo Studio dei Materiali Nanostrutturati - ISMN

del CNR di Palermo (c/o Università di Messina) durante il quale si è occupata di

nanomateriali, in particolare di nanotubi di carbonio e loro funzionalizzazione e

utilizzo come polimeri di rivestimento da depositare su tessuti. Dal 2015 lavora presso

la sezione chimica del Laboratorio Tecnologico Tessile “A. J. Zaninoni” dell’Università

degli Studi di Bergamo, dove attualmente frequenta l’ultimo anno del dottorato di

ricerca in Ingegneria e Scienze Applicate. Le sue attività di ricerca riguardano

principalmente la chimica colloidale e le nanotecnologie volte allo sviluppo di

materiali ibridi organici-inorganici per la realizzazione di sensori indossabili.

2.1. Introduzione

Negli ultimi anni, i polimeri ad uso tessile sono diventati protagonisti di una nuova

generazione di materiali [1] in grado di interagire con l’ambiente circostante grazie

anche all’integrazione con devices elettronici, quali fra tanti batterie, sensori,

display, ecc.

Infatti le loro intrinseche proprietà, come resistenza meccanica, durezza, ma al

contempo duttilità e flessibilità nonché traspirabilità, biocompatibilità (nel caso di

polimeri tessili di origine naturale), semplicità di lavorazione e possibilità di poter

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essere sottoposti a cicli di lavaggio, hanno stimolato la ricerca scientifica verso lo

studio di svariate applicazioni che superano i convenzionali utilizzi.

I progressi in ambito di processo e di ingegnerizzazione dei materiali polimerici,

derivanti da recenti sviluppi in campi quali la nanotecnologia, la chimica,

l’informatica, l’ingegneria, l’elettronica e la stessa tecnologia tessile, insieme alla

richiesta da parte della società moderna di ottenere informazioni in real-time sullo

stato di salute e sull’inquinamento ambientale, hanno condotto allo sviluppo del

settore innovativo e multidisciplinare dei cosiddetti smart textiles, noti anche come

tessuti intelligenti e tessuti elettronici (E-Textiles) [2].

Svariate sono le definizioni ad essi associate [3] quale ad esempio quella fornita da

L.Van Langenhove e C. Hertleer [4] che li definiscono come tessuti in grado di

percepire stimoli dall’ambiente esterno, reagire e a loro adattarsi grazie

all’integrazione nel materiale tessile di specifiche funzionalità.

Spesso, i prerequisiti per la realizzazione di smart textiles, ed al contempo i materiali

più utilizzati per la loro progettazione, sono i cosiddetti "tessuti elettricamente

conduttivi", cioè materiali costituiti da fibre tessili dotate di conducibilità elettrica [5],

tra cui fibre e filati conduttivi oppure resi tali attraverso il rivestimento con materiali

conduttivi secondo i più comuni processi tecnologici [6].

Le prime ricerche scientifiche relative agli smart textiles sono state avviate in ambito

medico e militare [7] e, in tempi più recenti, in campo sportivo [8], sanitario [9],

dell’abbigliamento da lavoro e molti altri ancora. I tessuti in quanto substrati fisici,

ma anche materiali in grado di fungere da fonte di informazione, sono stati dunque

ampiamente studiati e recentemente sono stati prodotti molti tipi di smart textiles

[10] come sensori, dispositivi di accumulazione di energia (energy harvesting) e

antenne che sono stati integrati nei tessuti in modo da realizzare dispositivi flessibili e

indossabili. In particolare, la ricerca scientifica mirata all’integrazione di elettrodi

tessili (ma anche sensori ed attuatori) negli indumenti è iniziata alla fine del XX secolo

con l’obiettivo principale di monitorare a lungo termine, o correggere, determinati

parametri fisiologici legati allo stato di salute dell’uomo in maniera non invasiva.

Oggi il mercato degli smart textiles sta crescendo grazie ai progressi in campo

industriale e scientifico consentendo anche di manipolare i materiali tessili a livello

nanometrico o incorporando componenti microelettroniche in essi.

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Rispetto i sensori convenzionali, questi innovativi realizzati con polimeri tessili risultano

decisamente più confortevoli da indossare e più semplici da integrare nei comuni

capi di abbigliamento.

La potenzialità degli smart textiles di concretizzarsi in una tecnologia indossabile e

intelligente per applicazioni che ricadono anche nel quotidiano, li ha resi uno dei

più importanti e interessanti front-end tra il campo della biologia e la tecnologia.

Inoltre, la combinazione di tecnologia informatica e tessuti intelligenti apre la strada

all'introduzione di un nuovo tipo di funzionalità, quale ad esempio la possibilità da

parte dei tessuti di poter eseguire operazioni computazionali [11].

Alcuni prodotti iconici per il settore tessile degli smart textiles sono T-shirt per

elettrocardiografia, pantaloni per elettromiografia, cappucci per

elettroencefalogramma e molti altri. Tutti questi esempi si basano sulla raccolta di

diverse tipologie di input o stimoli (elettrici, meccanici, acustici, ottici) e su una

risposta di natura elettrica. In particolare in ambito medico-sanitario, i tessuti

elettronici interattivi (IET) sono stati sviluppati per rilevare diversi parametri, come

pressione sanguigna, tempo, distanza, calorie e movimento nell’abbigliamento

sportivo [12].

Dal punto di vista economico, lo sviluppo di smart textiles, grazie alla possibilità di

monitorare in remoto diversi parametri fisiologici e biochimici, potrebbe comportare

vantaggi in termini di spese sanitarie grazie al loro utilizzo per la diagnosi precoce di

molte patologie.

Il monitoraggio degli stessi parametri durante attività sportive (allenamento o

competizione) potrebbe essere anche fondamentale per gli atleti al fine di ottenere

le prestazioni ottimali.

Sulla base di quanto detto, di seguito verranno analizzate diverse classificazioni

degli smart textiles e i principi su cui si basano le più comuni tipologie di sensori,

mentre verranno approfonditi due specifici sviluppi di smart textiles, quello dei tessuti

come sensori [13] e l’impiego di materiali conduttivi per la realizzazione di tessuti

intelligenti [14]. Inoltre verrà fornita una panoramica delle principali applicazioni di

smart textiles [15], con particolare attenzione al settore healthcare.

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2.2. Classificazioni, approcci di realizzazione e comuni tipologie di

smart textiles Sulla base della definizione di smart textiles, azioni che li caratterizzano riguardano

la loro capacità di rilevazione, reazione, interazione/interattività ed in tal senso,

sinonimi comuni possono essere considerati: tessuti adattivi, intelligenti, interattivi e

reattivi [2]. Secondo uno schema generale, gli smart textiles [16] sono caratterizzati

da più elementi: sensore, attuatore, elementi di comunicazione, di alimentazione,

generazione, memorizzazione ed elaborazione dati, interconnessioni. È possibile

effettuare una prima classificazione degli smart textiles in funzione dell’azione che

sono in grado di esplicare [17]:

smart textiles passivi;

smart textiles attivi;

smart textiles proattivi.

Gli smart textiles passivi sono tessuti intelligenti di prima generazione basati su sensori

e caratterizzati dalla capacità di rilevare variazioni in determinati parametri o stimoli

circostanti.

Esempi di tale classe di tessuti sono le fibre ottiche, materiali conduttivi, i materiali a

memoria di forma e molti altri. Tessuti intelligenti di seconda generazione sono gli

smart textiles attivi, in grado di percepire stimoli esterni di varia natura, decidere sulla

modalità di reazione ed infine agire attraverso attuatori su base tessile, flessibili o

miniaturizzati.

Sono proprio gli attuatori, insieme ai sensori, l’elemento essenziale dei materiali attivi,

agendo direttamente sul segnale rilevato o da unità di controllo centrale [18].

La terza generazione di tessuti intelligenti riguarda gli smart textiles proattivi che sono

in grado di percepire, reagire e adattarsi a condizioni o stimoli esterni. Per questa

tipologia di controllo attivo, è essenziale un’altra unità che agisce da “cervello” in

grado di ragionare ed agire e che dunque consente, anche grazie l’integrazione

dell'elettronica (e-textiles), lo sviluppo di applicazioni relative al corpo umano

(monitoraggio della salute, tute spaziali, abbigliamento termoregolatore) [15].

Sulla base di questa prima classificazione è bene definire alcuni concetti importanti,

che stanno alla base, in quanto elementi costitutivi, degli smart textiles: sensore,

attuatore e trasduttore. Un sensore è definito come un dispositivo la cui funzione è

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quella di trasformare la grandezza fisica in ingresso (sia essa di diversa natura ad

esempio chimica, fisica, biologica, ecc.) in una di uscita di differente tipologia. La

definizione di trasduttore spesso coincide con quella di sensore, ma la conversione

che attua sulla grandezza fisica d’ingresso è di natura elettrica. La funzione

dell’attuatore consiste invece nella conversione di un segnale elettrico in un altro di

diversa natura. I sensori possono essere classificati in funzione della loro

applicazione, in base dunque alla grandezza fisica/chimica che misurano. I

trasduttori possono essere distinti in: elettrochimici, ottici, elettromagnetici,

colorimetrici e piezoelettrici/meccanici.

In questo panorama si sviluppano tecnologie ibride che tengono conto della

convergenza di settori scientifici tradizionalmente differenti. Ad esempio, nel

tentativo di realizzare sempre più forti sinergie tra il tessile e l’elettronica, sono stati

sviluppati nuovi processi. Tra i più comuni emerge quello secondo il quale una

funzionalità (es. trasmissione di segnale) o una componente tecnologica (es. diodo)

viene trasferita nei substrati tessili durante processi di lavorazione, mantenendo le

caratteristiche principali del substrato (es. flessibilità, comfort, lavaggi), definito

textilification [19,20].

Più nel dettaglio, le tecniche che consentono la realizzazione di smart textiles sono

principalmente legate alla tipologia di applicazione e schematizzabili in due

comuni approcci i cui aspetti principali sono riportati in Tabella 1 [21]: il primo

riguardante l’introduzione di trasduttori e materiale filiforme elettricamente

conduttivo in tessili e il secondo basato sul collegamento di trasduttori e

componenti di circuito sui tessuti.

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Tabella 1: vantaggi e svantaggi dei due approcci per la realizzazione di smart textiles.

Approccio Materiali utilizzati Vantaggi Svantaggi

Introduzione di

trasduttori e

materiale

elettricamente

conduttivo

Materiali conduttivi flessibili

(es. filati/polimeri conduttivi,

fibre ottiche, fili di acciaio

inossidabile, nanotubi di

carbonio (CNT), materiali

piezoelettrici)

Tessuti

indossabili con

proprietà tipiche

dei tessili

Mancanza di:

-sensibilità

- funzioni

computazionali

Collegamento

di trasduttori e

componenti di

circuito

Devices elettronici

Complementare

al primo

approccio

*Limitazione del:

-comfort

-flessibilità del

tessuto

* laddove utilizzate componenti elettroniche rigide e non lavabili.

Una classificazione più dettagliata in funzione delle applicazioni prevede tre

principali categorie di smart textiles [17]:

Prodotti elettronici portatili ed indossabili sviluppati attraverso l’incorporazione

di piezoelettrici, device termoelettrici e celle solari organiche;

Materiali con elevate prestazioni elettrochimiche, principalmente utilizzabili

come sistemi di alimentazione flessibile;

Dispositivi cromatici integrati nei tessuti, con lo scopo di sviluppare sensori

indossabili.

Come già accennato, gli smart textiles trovano applicazioni in diversi ambiti tra cui

medicina, diagnostica, assistenza sanitaria, fitness, benessere e ambiente [22,23]

grazie ai vantaggi provenienti dall’elevato numero di “sensing molecules” e device

elettronici disponibili per l’integrazione con tessuti. Diverse tipologie di sensori

possono essere integrati nei tessuti, come sensori ECG (elettrocardiografia), EMG

(elettromiografia), EEG (elettroencefalografia), termocoppie, elementi

luminescenti, ma anche gli elettrodi di carbonio, utili per la rilevazione di

componenti e/o parametri ambientali e biomedici (es. ossigeno, salinità, umidità o

contaminanti) [17].

12

Come accennato in precedenza, è dunque possibile progettare diverse tipologie

di sensori indossabili in funzione delle applicazioni, quali ad esempio, di

deformazione, di pressione, di temperatura, di flusso di calore (o termici), di umidità

e temperatura e di gas. Molti di questi si basano su meccanismi di rilevamento di

tipo resistivo o capacitivo.

Ad esempio, utilizzando fibre di materiale sensibile alla deformazione, ma anche

combinando fibre convenzionali con altre sensibili, rivestendo le fibre convenzionali

con metalli o impiegando compositi polimerici conduttivi (es. inserimento di

nanotubi di carbonio in polimeri tessili) è possibile ottenere sensori di deformazione

per il monitoraggio della frequenza respiratoria [24], la postura [25] o i movimenti

del corpo [26].

Swallow e Thompson nel 2001 [27] hanno realizzato un “tessuto sensoriale” costituito

da due strati di tessuto conduttivo alternati con un tessuto in maglia per la

realizzazione di un sensore di pressione: l’applicazione di una pressione sul tessuto

conduttivo superiore, per contatto con quello conduttivo inferiore attraverso la

maglia, è in grado di generare una variazione nella resistenza elettrica del tessuto.

Esempi di questo tipo sono impiegati per la realizzazione di tastiere in tessuto o

tastiere integrate in tessili. Gli smart textiles per il monitoraggio della temperatura

corporea devono in particolar modo rispettare i criteri di vestibilità e, in tal senso, il

limite più importante sarebbe rappresentato dalla tecnologia elettronica

impiegata che, mediante l’utilizzo di device flessibili, contribuisce al rispetto di tali

criteri. In particolare, in funzione dei materiali utilizzati e del principio su cui si basano

si possono ottenere termistori, termocoppie, sensori a base di silicone.

Per monitorare o migliorare il comfort termico di un indumento, si può fare

riferimento a smart textiles in grado di misurare la quantità di energia termica che

attraversa i due lati di un tessuto fungendo da sensori di flusso di calore (o termico),

dunque fornendo informazioni sullo scambio termico tra corpo ed ambiente. I

sensori di umidità sono di solito costituiti da elettrodi di metalli preziosi depositati su

un substrato rivestito con un polimero conduttivo, sale o altri prodotti chimici:

all'aumentare dell'umidità (che consiste nell’assorbimento di acqua da parte del

sensore e conseguente dissociazione dei gruppi funzionali) la resistenza del

materiale diminuisce.

13

Questa tipologia di smart textiles può essere utile per l’analisi di fluidi corporei

(sudore, urina o lacrime) così come i sensori di gas possono essere impiegati per il

rilevamento di odori (composti volatili) relativi ai fluidi corporei (urina, sudore in

specifiche parti del corpo, composizione del respiro).

Oltre alla scelta dei polimeri tessili opportuni per la realizzazione di smart textiles,

sono stati svolti anche studi approfonditi per la selezione dei materiali e dei

rivestimenti conduttivi da impiegare e per i device elettronici con lo scopo di

migliorare il comfort e la vestibilità dei sensori.

Infatti caratteristiche principali dell’elettronica indossabile riguarda la

miniaturizzazione, la capacità di lavoro a basso consumo, magari l’impiego di

materiali biocompatibili al fine di minimizzare l'impatto sulle attività quotidiane di chi

li indossa. In particolare i device elettronici possono essere integrati nei tessili

secondo tre approcci che prevedono l’impiego di: a) sensori, elementi elettronici

(es. resistori, diodi, transistor, LEDs, termoresistori, termocoppie, batterie

convenzionali) o fibre/filati elettroconduttivi; b) circuiti miniaturizzati; c)

fabbricazione di componenti elettroniche (conduttori, diodi, transistor, sensori e

attuatori, celle fotovoltaiche, LEDs, batterie) direttamente sul substrato tessile, grazie

all’impiego delle nanotecnologie. Un esempio è fornito dalla fabbricazione di

sensori di silicio miniaturizzabili grazie alla tecnologia del Si che risultano anche

facilmente funzionalizzabili per la rilevazione di contaminanti (batteri [28], metalli

pesanti [29], pesticidi [30]).

La maggior parte dei meccanismi di rilevamento di smart textiles si basano su

segnali elettrici e fanno uso di tessuti elettroconduttivi, ma sono stati impiegati

anche metodi di rilevamento ottico basati ad esempio sull’impiego di fibre ottiche

polimeriche (POF) perché meno fragili e maggiormente compatibili con i materiali

tessili rispetto le convenzionali fibre ottiche [31].

In particolare i metodi di rilevamento ottico possono essere utilizzati per il

monitoraggio di segnali vitali [32] grazie all’impiego di fotorilevatori molto sensibili

(fotomoltiplicatori di silicio – SiPMs), i cui esempi più recenti riguardano applicazioni

biosensing [33], misure di fotopletismografia (PPG) [34]. Invece i metodi di

trasduzione elettrici hanno attratto grande interesse grazie alla possibilità di

14

miniaturizzare device microelettronici come MOSFET (transistor metallo-ossido-

semiconduttore a effetto di campo) o diodi MOS.

Tutti i dispositivi elettronici richiedono energia, ottenibile attraverso elementi

piezoelettrici [35] i quali immagazzinano energia dal movimento o da elementi

fotovoltaici [36].

Le interfacce umane ai sistemi attivi possono essere raggruppate

approssimativamente in due categorie: dispositivi di input e dispositivi di

visualizzazione. I dispositivi di input possono includere patch capacitivi che

funzionano come pulsanti o tessuti sensibili alla forma [37] in grado di registrare

movimento o flessione, pressione e stiramento o compressione.

Dispositivi di segnalazione e visualizzazione possono includere filati

elettroluminescenti [38] o filati che vengono elaborati per integrare diodi organici

ad emissione luminosa (OLEDs) [39].

Le antenne basate su tessuti sono un'applicazione relativamente semplice di smart

textiles, si tratta di filati conduttivi di lunghezze specifiche che possono essere cucite

o tessute in polimeri tessili non conduttori [40]. Allo stesso modo, esiste un’ampia

gamma di elementi di trasmissione dati a partire dalle connessioni USB con fili

conduttivi in nastro flessibile [15], fino all’integrazione di antenne nell’abbigliamento

[4] ed alle tecnologie wireless (Bluetooth, WiFi, etc).

2.3. Attuatori per smart textiles Un generico attuatore è un dispositivo in grado di trasformare energia da un

dominio fisico in un movimento, ad esempio uno spostamento, una rotazione, una

forza o un momento [19].

Gli attuatori possono avere diverse forme e dimensioni e basarsi su principi di diversa

natura (per esempio elettrica, magnetica, chimica). Generalmente gli attuatori

richiedono sistemi di alimentazione pesanti che difficilmente risultano flessibili e

leggeri andando ad influenzare la vestibilità del sistema [11]. È questo il motivo per

cui i polimeri impiegati nei tessuti possono essere utilizzati come attuatori [11].

Nell’ambito dei materiali indossabili, i principi di trasduzione si basano su materiali in

cui si verificano cambiamenti dovuti a processi fisici o chimici nell’intorno in funzione

di stimoli esterni.

15

Alcune tipologie di attuatori sono caratterizzati da un elevato rapporto

lunghezza/diametro, proprietà compatibili con la caratteristica forma delle fibre

costituenti i polimeri tessili, e sono proprio queste tipologie di attuatori, di natura

polimerica i candidati ideali per la textilification [19]. Le fibre tessili polimeriche

possono essere fabbricate secondo diverse tecniche, tra cui quelle del melt e wet

spinning [41] e metodologie anche alternative, che prevedono per esempio

l’impiego di nanotubi di carbonio (CNT) [42]. Per la realizzazione dei polimeri

elettroattivi (EAP), la maggior parte dei polimeri coniugati disponibili potrebbe

rendere le fibre difficilmente lavorabili a causa del loro peso molecolare troppo

basso o l’elevato grado di reticolazione [19].

Per ovviare tale problematica è possibile combinare la tecnica del blending (per la

miscela dei polimeri che formano le fibre) e del coating (per il rivestimento delle

fibre convenzionali con coating EAP) [43]. Altri esempi sono forniti sia dai polimeri a

memoria di forma (shape memory polymers, SMP) che dalle fibre piezoelettriche

che si sono mostrate in grado di poter essere gestite in processi di lavorazione, ad

esempio la tessitura. Molte tipologie di attuatori si trovano in forma di fibra/filato/filo

e la loro disponibilità consente l’applicazione dei processi di fabbricazione tessile,

quali tessitura e filatura, ma anche di tecniche di lavorazione di tessuti (fra cui il

coating) [19].

2.4. Smart textiles per il monitoraggio del pH Come già accennato, la funzione dei sensori è quella di rispondere ad uno stimolo

esterno facendo sì che il substrato in cui si trova integrato cambi colore, forma,

rilasci sostanze o altro ancora.

Ad esempio, il rivestimento delle superfici tessili con un sensore chimico permette di

rilevare la presenza e la concentrazione di sostanze chimiche nell’ambiente. Per la

realizzazione di smart textiles vengono spesso impiegate molecole coloranti in

grado di fornire variazioni colorimetriche in funzione di opportuni stimoli esterni, quali

ad esempio temperatura, luce, agenti chimici, stress meccanico ed altro ancora

[11]. Inoltre, gli smart textiles formulati con questa tipologia di molecole chimiche

sono utili anche per la rilevazione ottica del pH, parametro importante in diversi

16

ambiti, quali biomedico, biotecnologico, per la determinazione di condizioni

alcaline o acide per il monitoraggio dei livelli di inquinamento e per test medici [44].

Un esempio specifico è fornito dallo studio del pH del sudore, utile in quanto fornisce

informazioni riguardo lo stato di salute di un individuo attraverso la valutazione del

livello di idratazione del corpo. Quest’ultimo inoltre, come già accennato in

precedenza, è importante in ambito wellness e fitness perché, il suo monitoraggio

in tempo reale durante l’attività fisica, permette di definire approcci correttivi per

la re-idratazione e re-mineralizzazione dell’atleta. In ambito medico, la variazione

del pH del sudore gioca un ruolo chiave nella definizione di patologie della pelle

(dermatiti atopiche, dermatiti irritanti da contatto, acne, e infezioni da candida

albicans) [45]. Inoltre, tra i vari fattori che correlano il pH del sudore con lo stato di

salute, il Na+ assume una certa importanza grazie alla relazione fra la sua

concentrazione nell’organismo e il pH [46]: un aumento nella sua concentrazione è

di solito associato ad elevati valori di pH.

Sensori colorimetrici di pH possono essere realizzati trattando i substrati tessili con i

coloranti, utilizzando le convenzionali tecniche di tintura, anche se queste

applicazioni non portano ad effetti permanenti e a stabilità nel tempo. In questo

scenario, la nanotecnologia può fornire un’applicazione più duratura nel tempo

grazie all’elevata energia superficiale delle nanoparticelle impiegate [47]. Nello

specifico, diversi studi sono stati condotti con l’intento di immobilizzare coloranti su

substrati tessili mediante la realizzazione di film sottili ibridi utilizzando la tecnologia

sol-gel [13,21, 48,49,50,51,52]. Esempi sono riportati in Figura 1A e prevedono

l’impiego di un comune precursore silanico, GPTMS ((3-

Glycidyloxypropyl)trimethoxysilane)), nella sintesi sol-gel per l’ancoraggio di

molecole coloranti.

17

Figura 1. A): schema rappresentativo di immobilizzazione covalente (1) e non covalente (2)

di molecole coloranti (Giallo nitrazina, NY; Rosso metile, MR; Litmus). B) Meccanismo di

protonazione/deprotonazione su tessuto e corrispondente variazione colorimetrica.

Il metodo in questione si basa su reazioni di idrolisi e condensazione di opportuni

precursori metallo alcossidi e, rispetto ad altre tecnologie utili in tale ambito,

presenta numerosi vantaggi quali bassa temperatura di processo, alta purezza dei

prodotti ottenuti e semplicità di rimozione dei solventi in fase di trattamento. Inoltre,

modulando le condizioni di reazione (pH, temperatura, tempo, solvente,

catalizzatore) è possibile controllare le proprietà fisiche della matrice inorganica

finale in modo da ottenere differenti prodotti porosi come vetri, polveri policristalline,

gel, o film [53].

Grazie alla porosità del network tridimensionale, ottenuto lavorando a basse

temperature, è possibile introdurre differenti molecole organiche/inorganiche con

specifiche funzionalità mediante legami di tipo covalente o interazioni deboli

(Figura 1A). Queste ultime consistono in legami idrogeno o interazioni di tipo polare

e rappresentano una strategia semplice e versatile ma allo stesso tempo limitata a

causa delle interazioni deboli del legame. Al contrario, i legami covalenti

conducono a modifiche della molecola organica ma vanno a formare dei legami

più stabili.

Questa tecnica, oltre ad essere ecosostenibile, presenta numerosi vantaggi rispetto

ad altre metodologie di deposizione di coating in quanto porta allo sviluppo di film

18

sottili ibridi protettivi sulla superficie tessile con specifiche proprietà fisiche,

eccellente stabilità chimica, trasparenza ottica permettendo di preservare le

proprietà meccaniche e chimiche delle fibre introducendo funzionalità altamente

performanti e durature [54] senza comportare effetti citotossici sull’uomo [55]. Il

principio chimico di funzionamento del colorante basato su processi di

protonazione-deprotonazione (Figura 1B) viene rilevato in termini di variazione

dell’intensità di riflettanza misurata attraverso un sistema di lettura optoelettronico

integrato al tessuto funzionalizzato.

In un sistema tipo, le parti principali del circuito di rilevamento sono rappresentate

da un LED bianco (che fornisce illuminazione costante) e un fotodiodo, quest’ultimo

in grado di convertire la luce in corrente elettrica.

Rispetto ai classici elettrodi elettrochimici per il pH, i sensori ottici mostrano differenti

vantaggi come maggior tempo di vita, basso costo, responso veloce e reversibile,

robustezza meccanica e semplicità di miniaturizzazione [56]. Inoltre non soffrono di

interferenza elettromagnetica, e sono caratterizzati da più alto rapporto

segnale/rumore (SNR). Allo stesso tempo, i sensori ottici di pH presentano degli

svantaggi dovuti alla natura intrinseca o interferenze dei componenti.

In tal senso, ad esempio, alcune componenti del sudore, così come la luce

ambientale possono influenzare la selettività del sensore, mentre la lisciviazione, la

decolorazione in funzione della luce del colorante possono limitare la stabilità a

lungo termine del sensore, e inoltre per ottenere un segnale analitico, il trasferimento

di massa dell’analita dal campione all’indicatore è necessario [57]. I vantaggi

apportati dall’impiego di questa nanotecnologia associati all’impiego di device

elettronici miniaturizzati, permettono il mantenimento delle proprietà intrinseche dei

tessuti, rendendo i suddetti smart textiles interessanti per l’incorporazione in varie

tipologie di sistemi portatili.

19

2.5. Materiali elettricamente conduttivi per la realizzazione di

smart textiles Molte attività fisiologiche che hanno luogo nel corpo umano sono di natura

elettrica: ad esempio le attività cardiache, muscolari e cerebrali sono misurabili in

quanto generano una variazione del potenziale elettrico, osservabile a livello

cutaneo mediante degli elettrodi.

Questo è uno dei motivi per cui i sensori sviluppati per misurare alcuni parametri

fisiologici sono basati principalmente su meccanismi di rilevamento elettrico, di tipo

resistivo o capacitivo.

Per la realizzazione di smart textiles che si basano su risposte di tale natura, vengono

spesso utilizzati materiali conduttivi in grado appunto di condurre corrente elettrica.

Esempi di materiali molto conduttivi sono i metalli, come l’argento ed il rame, ma

ne esistono altri caratterizzati da buone proprietà di conducibilità elettrica, come il

carbonio che viene utilizzato nella sua forma pura ma anche in miscela con altri

materiali in modo da incrementare la sue proprietà di conducibilità elettrica.

Dunque materiali quali metalli, fibre ottiche e polimeri conduttivi (CP) possono

essere integrati nella struttura flessibile dei polimeri tessili e fornire proprietà di

conduzione elettrica. Spesso però si incontrano difficoltà nella lavorazione di tali

materiali, e come già chiarito nel paragrafo precedente, l’impiego delle

nanotecnologie può fornire vantaggi notevoli rispetto ai convenzionali metodi di

trattamento.

A tal proposito, i nanotubi di carbonio (CNT) rappresentano un buon esempio di

nanoparticelle conduttive molto interessanti in ambito scientifico e tecnologico

grazie alle loro proprietà chimico-fisiche [58] (alto rapporto lunghezza/diametro,

peso leggero, buone conduttività elettriche e termiche) ed alla loro morfologia che

li rende interessanti anche per il trasporto molecolare.

I CNT sono una classe di polimeri con molteplici funzioni in ambito di sensing e di

attuazione, la cui conducibilità elettrica deriva dall’estesa struttura coniugata

basata su legami π [59]. Per questi motivi, i CNT vengono considerati una valida

alternativa ai convenzionali materiali conduttivi per lo sviluppo di componenti di

sensing ed elettroniche, e in quest’ultimo ambito, risultano importanti per la

realizzazione di micro e nano circuiti elettrici per l’elettronica flessibile ed

20

indossabile. Applicazioni comuni riguardano le misure nelle variazioni della

composizione chimica ambientale [60], molecole di gas o VOC (volatile organic

compounds) a temperatura ambiente.

Altri materiali importanti per la realizzazione di smart textiles sono i polimeri conduttivi

(CP) [61], definiti come polimeri organici in grado di condurre elettricità mostrando

un comportamento prevalentemente semiconduttivo ma anche di tipo conduttivo.

Oggigiorno sono noti oltre 25 polimeri conduttivi [62] e costituiscono un'interessante

classe di materiali che combinano alcune delle caratteristiche meccaniche della

plastica con le proprietà elettriche tipiche dei metalli [63] il che rende i

semiconduttori organici (polimeri e oligomeri) buoni candidati per lo sviluppo di

componenti flessibili elettroniche ed optoelettroniche, quali transistor e LED,

compatibili con il substrato tessile [64]. Sono caratterizzati da leggerezza, basso

costo, conduttività elettrica modulabile e relativamente alta (grazie al processo di

drogaggio), flessibilità, biocompatibilità, interessanti per il sensing, come attuatori e

semplici da preparare.

Per tali motivazioni, essi si sono rivelati interessanti per applicazioni di tipo innovativo

come la fabbricazione di smart materials leggeri senza l’impiego di altri metalli.

Possono essere applicati in dispositivi di stoccaggio e conversione dell'energia, celle

a combustibile, supercondensatori, come adsorbenti, inchiostri conduttori,

catalizzatori eterogenei, nella protezione metallica da corrosione, imballaggio

antistatico, controllo di scariche elettrostatiche (ESD, electrostatic discharge),

schermatura da interferenza elettromagnetica (EMI), membrane smart, ecc. [65].

La conducibilità dei polimeri conduttivi rispetto a quelli di altri materiali è presentata

schematicamente in Figura 2 [66].

Figura 2: valori di conducibilità elettrica di polimeri conduttivi.

21

I fattori che influenzano la conducibilità di un polimero sono la densità dei portatori

di carica, la loro mobilità e direzione, la presenza di elementi dopanti e la

temperatura [67] mentre le condizioni affinché un polimero presenti caratteristiche

di conducibilità elettrica sono principalmente due.

La prima riguarda l’alternanza di singoli e doppi legami coniugati nella struttura

chimica del polimero, rispettivamente legami singoli (di tipo sigma “σ”) localizzati e

responsabili di forti legami chimici e legami doppi (di tipo pi greco “π”) meno

fortemente localizzati e più deboli. Tale coniugazione non è comunque sufficiente

per rendere un materiale conduttivo. La seconda condizione riguarda la possibilità

di “disturbare” la struttura polimerica mediante rimozione (ossidazione) o addizione

di elettroni (riduzione): processi p-doping e n-doping, rispettivamente. I suddetti

processi sono in grado di influenzare le proprietà strutturali del polimero sia

superficiali che di bulk (colore, porosità, volume) [62]. I materiali dopanti, quali ad

esempio anioni o cationi (come ClO4-, Na+) o particelle polimeriche più grandi

(come i polielettroliti), PSS (poly(styrene sulfonic acid) e PVS (poly(vinyl sulfonic acid)

possono essere incorporati nel polimero durante la sintesi o additivati

successivamente. Esistono due sottogruppi di polimeri conduttivi [68]: polimeri

intrinsecamente conduttivi (ICP) e polimeri estrinsecamente conduttivi (ECP).

Gli ICP, noti anche come polimeri coniugati e metalli sintetici, presentano

interessanti proprietà elettriche ed ottiche tipiche dei sistemi inorganici [69]. Diversi

tipi di ICP possono essere preparati e caratterizzati con un ampio range di

conducibilità da 10-10 a 10-5 Scm-1 [70].

I polimeri più interessanti di questa classe sono: PANI (polyaniline), PPy (polypirrole)

e PEDOT (poly(3,4-ethylenedioxythiophene)) in quanto derivato del PTh

(polythiophene).

Mostrano alta conduttività elettrica e stabilità ambientale, sono sintetizzati

facilmente, ma hanno scarse proprietà meccaniche [71].

I polimeri estrinsecamente conduttivi (ECP) o compositi polimerici conduttivi (CPC)

sono ottenuti mediante tecniche di blending (melt mixing) quindi miscelando una

matrice polimerica isolante, termoplastica o plastica termoindurente, con cariche

conduttive. I tre filler conduttivi più importanti sono carbonio (CB - carbon black- e

CNT), polveri metalliche e loro composti (ITO - ossido di indio e stagno- e AZO -ossido

22

di zinco e alluminio-) e ICP (PPy, PANI). Gli ECP hanno proprietà particolari (buona

conduttività elettrica e termica, resistenza alla corrosione e buone proprietà

meccaniche) e vengono usati come fibre polimeriche conduttive e

semiconduttive, rivestimenti resistenti alla corrosione, materiali ESD, elettronica,

collettori solari. I loro valori di conduttività sono molto inferiori a quelli degli ICP e

prevalentemente nel range tra 10-5 e 103 Scm-1 a seconda delle applicazioni [68,71].

2.6. Tecniche di produzione di tessuti elettricamente conduttivi per

smart textiles Esistono diverse tecniche per la modifica dei polimeri tra cui blending, grafting e

curing. Il primo consiste nel miscelare fisicamente due (o più) polimeri per ottenere

le proprietà richieste. Il grafting è un metodo in cui i monomeri sono legati

covalentemente alla catena polimerica, mentre nel processo di curing la

polimerizzazione di una miscela di oligomeri fa sì che si formi un rivestimento che

aderisce al substrato mediante forze fisiche. Un lavoro considerevole è stato fatto

sulle tecniche di graft co-polimerizzazione di diversi monomeri su catene

polimeriche. Questi processi includono tecniche chimiche, di irraggiamento,

fotochimiche, indotte da plasma e grafting di tipo enzimatico. Sono stati sviluppati

vari approcci per produrre tessuti elettricamente conduttivi [17,22], fra cui:

produzione di fibre/filati conduttivi, inserzione di filati conduttivi durante/dopo la

produzione di tessuti, tecniche di rivestimento (coating) di tessuti, tecniche

embroidery.

Di seguito verranno brevemente descritti i suddetti approcci e riepilogati i relativi

vantaggi e svantaggi in Tabella 2.

Le fibre e i filati conduttivi sono stati inizialmente utilizzati in settori tecnici come le

applicazioni mediche e la produzione elettronica e possono essere distinti in

fibre/filati intrinsecamente (ICP) o estrinsecamente conduttivi (ECP).

Tra i primi rientrano fibre/filati metallici, fibre di carbonio e fibre realizzate con ICP.

Le fibre metalliche vengono prodotte da materiali caratterizzati da elevata

conducibilità elettrica (leghe ferrose, nichel, acciaio inossidabile, titanio, alluminio,

rame).

23

Questa tipologia di fibre altamente conduttive e sottili consente il loro impiego per

la filatura o la tessitura in polimeri tessili o per formare interconnessioni tra

componenti [17,22].

Le fibre e i filati di carbonio consistono in materiali fibrosi di carbonio (C > 90%)

ottenuti dal trattamento termico della matrice organica (1000-1500 °C). Le

condizioni di produzione, così come la presenza di impurità nella loro struttura, sono

la causa di cambiamenti nella loro resistività elettrica, con proprietà che spaziano

da quelle dei conduttori a quelle dei semiconduttori [72].

Tali materiali hanno proprietà allettanti (resistenza, conduttività elettrica, stabilità,

bassa densità, coefficiente di dilatazione termica basso o negativo, resistenza al

calore) e vengono usati come materiali di assorbimento, materiali ESD e rinforzo nei

materiali compositi.

Le fibre ed i filati realizzati con ICP sono solitamente prodotti mediante melt spinning,

wet spinning o electrospinning. Essendo gli tali materiali in grado di decomporsi a

temperature inferiori al loro punto di fusione, la tecnica melt spinning non risulta la

migliore per la filatura di fibre e filati di ICP, così come l’electrospinning presenta dei

limiti di processo quali, instabilità e problemi di bassa concentrazione [14].

Fibre e filati estrinsecamente conduttivi vengono realizzati aggiungendo additivi

(filler) conduttivi (polvere metallica, nanowires metallici, CB, CNT, ICPs) in polimeri

non conduttivi (polipropilene, polistirene o polietilene) mediante i più comuni

processi di melt e wet spinning. In particolare, il wet spinning garantisce fibre e filati

con proprietà elettriche e meccaniche migliori rispetto quelle generate mediante

melt spinning. I filati polimerici a base di CB (10 - 40%) presentano tra i vantaggi, il

basso costo, la disponibilità commerciale delle particelle e la facilità del processo

di sintesi dei filati, mentre i CNT sono considerati additivi migliori rispetto i CB, grazie

alle loro già enunciate proprietà chimico-fisiche che inoltre consentono di

incrementare le proprietà meccaniche delle fibre trattate rispetto le originali. Le

fibre e i filati rivestiti di materiale conduttivo possono essere realizzati mediante il

coating delle fibre isolanti con materiale conduttivo (metalli, CB, CNT o ICPs)

ottenendo dei prodotti le cui proprietà conduttive dipendono dal processo di

fabbricazione e dal materiale conduttore utilizzato [73,74].

24

L’inserzione di filati conduttivi in materiali tessili è un processo abbastanza complesso

[5,74] e costoso. Un esempio è fornito dal meccanismo roll-to-roll per l’alluminio,

sviluppato per la produzione di sensori tessili (PEDOT:PSS) per il monitoraggio della

salute strutturale dei materiali compositi rinforzati con tessuto [75]. Altro esempio è

fornito dai filati di nylon ed elastomeri rivestiti in argento, utilizzati per la produzione

di tessuti a maglia.

I sensori sviluppati sono adatti per il monitoraggio delle articolazioni del corpo

umano o dei segnali fisiologici [76].

Il processo di coating (rivestimento) di materiali conduttivi (metalli, CB, polimeri

conduttivi e vernici) è il trattamento più diffuso per il conferimento di proprietà di

conduttività elettrica a substrati tessili o flessibili, o di proprietà antistatiche,

protezione EMI, per la realizzazione di antenne, per applicazioni militari e

antimicrobiche [77].

Altri tipi di coating applicati ai tessuti sono elettrocromici, sensibili a radiazioni nel

VIS, al pH, all'umidità, ecc. Esistono molte tecniche di coating spesso impiegate per

ottenere film sottili e basate su principi differenti: elettrodeposizione, sputtering,

stampa (screen printing, roll-to-roll, a getto d’inchiostro), dip-coating, spray, knife-

over-roll. I parametri che influenzano la consistenza del coating includono la

viscosità e l'uniformità del materiale di rivestimento e la tensione, l’adesione, la

rigidità, la porosità e il fattore di rivestimento del substrato.

L'ultimo fattore fornisce una misura dell'apertura del tessuto, della permeabilità

all'aria, del grado di resistenza all'umidità e dell'adesione. Con un pretrattamento

superficiale, anche materiali a bassa energia superficiale possono essere resi

conduttivi sulla superficie con una buona adesione del coating (poliolefine,

fluoropolimeri e siliconi) [78]. Alcuni esempi riguardano il coating di tessuti in

polyethylene terephtalate (PET) con una lega di Cu-Ni-P mediante placcatura

elettrochimica [79].

La tecnica dipping-drying, ripetuta più volte, consente di incrementare la quantità

di CB in tessuti di cotone: ad elevata concentrazione di particelle la resistività del

sistema decresce suggerendo che le CB fungono da ponti elettrici conduttivi.

Calvert et al. [80], mediante la tecnica della placcatura elettrolitica e della stampa

25

a getto d’inchiostro, hanno depositato strisce di un complesso polimerico PEDOT:PSS

su tessuto e stampato strisce in argento per collegare il sensore di deformazione

realizzato con il sistema di monitoraggio studiando la risposta alla deformazione dei

composti conduttivi stampati. Weremczuk et al. [81] hanno dimostrato che i sensori

di umidità possono essere stampati direttamente su tessuto mediante la tecnologia

di stampa a getto d’inchiostro.

Un esempio specifico riguarda un sensore di umidità e temperatura ambientali

realizzato attraverso il rivestimento di un tessuto in cotone, mediante tecnica knife-

over-roll, di un coating polimerico conduttivo a base di CNT [64]. Le proprietà di

sensing del suddetto smart textiles si basano sulla variazione in termini di resistenza

elettrica superficiale del coating in funzione di variazioni di umidità e temperatura

ambientali: l’interazione delle molecole di vapore acqueo con i CNT si basa sui

meccanismi di fisisorbimento e chemisorbimento che, all’aumentare della

concentrazione di tali molecole (e quindi del livello di umidità), permettono di

spiegare l’incremento nella resistenza elettrica del coating.

26

Le tecniche embroidery vengono utilizzate prevalentemente nell’industria tessile

per creare interconnessioni tra sensori e sistemi elettronici di output e consistono nel

collegare una struttura conduttiva (fili di acciaio inossidabile, rame o di altri materiali

metallici) a strutture tessili di varie tipologie.

Tabella 2: tecniche di produzione di materiali conduttivi, vantaggi e svantaggi.

Produzione Inserzione Coating Embroidery

Vantaggi

- parametri di

processo

modulabili

- processo di

inserzione in

tessuti

complesso

- conducibilità

dipendente

dal tipo di

filato

- materiali leggeri,

flessibili,

traspiranti, poco

costosi

- possibilità di

rivestire diverse

tipologie di tessuti

- coating uniformi

e dallo spessore

modulabile

- precisa definizione

del layout e dello

schema di

cucitura

- integrazione di

filati con differenti

proprietà

elettriche

- possibilità di

trattare diverse

tipologie di tessuto

Svantaggi

- differenze in

conducibilità

- lavabilità

- processo

costoso

- spessore troppo

elevato per

alcune

applicazioni

- impiego di elevato

numero di fili

In commercio sono presenti diverse tipologie di smart textiles basati su polimeri

conduttivi, quali i tessuti medicali, gli indumenti protettivi, i display touch screen, le

tastiere flessibili in tessuto e i sensori per varie aree di applicazione. Molti esempi sono

riportati nel paragrafo successivo.

27

2.7. Smart Textiles in healthcare Nell’ultimo decennio, il mercato degli smart textiles è cresciuto in maniera rapida e,

come riportato in Figura 3, il consumo mondiale di tessili per tali usi nel 2000 era di

circa 16 milioni di tonnellate per una cifra di mercato poco inferiore ai 100 miliardi

di dollari. Con un tasso di crescita annuale del 3%, oggi questo dato ha raggiunto

circa 30 tonnellate con un valore di 160 miliardi di dollari e si stima che possa

raggiungere nel 2020 i 175 miliardi di dollari (Gherzi Consulting, Euratex,

innovationtextiles.com).

Nonostante la maggior parte delle tipologie di smart textiles si basi su tessuti

elettricamente conduttivi e si presenti come il risultato dell’integrazione di device

elettronici e sistemi di comunicazione in remoto con tessuti, quasi la metà di questo

mercato probabilmente proviene da aziende che non sono protagoniste nel

mercato dell'elettronica di oggi.

Figura 3: andamento del mercato mondiale relativamente al settore smart textiles.

Come accennato nei paragrafi precedenti, molteplici sono gli esempi di smart

textiles commercialmente disponibili e basati principalmente su prodotti per la

salute, sport e fitness, wellness e automotive. Negli ultimi 20 anni, i sensori indossabili

sono stati ampiamente studiati in particolare per le loro potenzialità in ambito

biomedico [82], per il loro utilizzo come interfaccia intermedia in quanto potenziali

mezzi di monitoraggio sia di parametri ambientali che fisiologici dell’operatore.

Attualmente sono disponibili sistemi indossabili per il monitoraggio continuo, ma i

28

sensori per il monitoraggio in situ della salute umana sono ancora in fase di sviluppo

[83].

Sono infatti le applicazioni in ambito medico-sanitario le più interessanti in quanto

guidate dall’aumento della popolazione e dell’aspettativa di vita e riguardanti ad

esempio il monitoraggio, la diagnosi, i trattamenti chirurgici e terapeutici.

Tra i numerosi sensori medici, le Body Sensor Networks (BSN) indossabili sono una

tecnologia emergente promettente per la rilevazione in tempo reale e non invasiva

dei parametri vitali. In ambito fitness e wellness, è di grande interesse il monitoraggio

in maniera discreta ed in real-time di alcuni parametri fisiologici, biomedici e

biomeccanici, di cui un esempio è mostrato in Figura 4 con i prodotti ELECT ed

Health belt realizzati presso l’Università degli Studi di Bergamo.

In particolare, il primo è costituito da strisce elettroconduttive a base di nanotubi di

carbonio in grado di trasmettere i segnali elettrici acquisiti ad un dispositivo

elettronico per il monitoraggio in tempo reale della frequenza cardiaca attraverso

ECG.

Health belt è una fascia per la rilevazione del pH del sudore consistente in un tessuto,

come elemento sensibile alle variazioni di pH grazie alla presenza di un coating

contenente una molecola colorante, ed un device elettronico.

Figura 4: esempi di smart materials: A) Elect, maglietta per il monitoraggio della frequenza

cardiaca; B) Health belt, bracciale per la rilevazione del pH del sudore.

29

Nel 2000, il Georgia Institute of Technology ha realizzato una maglietta per il

monitoraggio della frequenza cardiaca, l’ECG, la temperatura, la respirazione ed

altri parametri vitali. In maniera simile, la Smart Shirt (Sensatex Incorporated) è in

grado di raccogliere dati provenienti da diverse parti del corpo e trasmetterli ad un

device di elaborazione, trasmissione, visualizzazione dati ed in seguito trasferiti

mediante tecnologia wireless alla piattaforma software per la gestione dei dati [84].

Un altro esempio è fornito dal top sportivo Numetrex caratterizzato da fibre di nylon

rivestite in argento e Lycra rivestita in cotone, in grado di rilevare la frequenza

cardiaca attraverso la pressione del tessuto a contatto con il corpo grazie alla

presenza di sensori [85].

Anche Takamatsu [86] ha sviluppato un dispositivo indossabile per la registrazione

dell'ECG consistente in elettrodi PEDOT:PSS su tessuto in poliestere che hanno

mostrato bassa impedenza a contatto con la pelle. Carvalho [87] ha descritto una

maglietta che è possibile utilizzare in ambienti ad elevato rischio, per la salute e il

monitoraggio sportivo. Le aree degli elettrodi sono state lavorate in maglia con un

filato di poliammide con un sottile rivestimento d'argento (meno di 10 nm) mentre

le connessioni ECG sono state realizzate sul retro della maglietta e collegate ad uno

specifico circuito di acquisizione. Edema ApS ha prodotto un dispositivo (Edema

Stocking) che consente di misurare le variazioni di volume degli arti inferiori

consentendo di ottenere informazioni riguardo la ritenzione di liquidi e l’efficienza

del trattamento per il drenaggio attraverso misurazioni scientifiche oggettive [88].

Sono state inoltre realizzate calze intelligenti integrate con sensori tessili in grado di

rilevare la pressione del piede [89].

In particolare, le fibre conduttive presenti nel calzino trasmettono i dati ad una

cavigliera in grado di inviare le informazioni attraverso Bluetooth ad

un’applicazione per dispositivi mobili.

In questo caso, la produzione di sensori tessili affidabili ed in grado di sostenere cicli

di lavaggio è fondamentale per lo sviluppo di smart textiles efficaci. Paul et al. [90]

hanno sviluppato elettrodi tessili adatti per il monitoraggio di biopotenziali

utilizzando la tecnica screen printing per creare tracce conduttive con l’intento di

mantenere una connessione elettrica con la superficie della pelle attraverso

30

l’impiego di diverse paste per le reti di elettrodi: un poliuretano, un conduttore in

argento e una gomma conduttiva.

In ambito prettamente healthcare, è stata progettata una maglietta (WarmX) da

utilizzare in condizioni climatiche estreme di particolare freddo. Questa è

caratterizzata da due aree riscaldate attorno ai reni, sia nella parte posteriore che

anteriore costituite da poliammide rivestita in argento e alimentata da una batteria

da 12 V che può essere rimossa per il lavaggio [85]. Un esempio simile è fornito dalla

giacca intelligente 3-in-1, nota come giacca Life Tech utile per la sopravvivenza in

condizioni estreme [91]. Per la protezione delle ginocchia è stata ideata una

ginocchiera intelligente, costituita da un sensore tessile rivestito in polimero e

monouso all’altezza della rotula integrato all’interno di un circuito elettronico (3 V)

e funzionante come un sensore di deformazione quando il ginocchio viene piegato:

ad una soglia di resistenza minima basata sull’angolo di flessione del ginocchio,

viene emesso un segnale acustico per avvertire l’utilizzatore che l’angolo di

flessione desiderato è stato raggiunto [92].

Una ricerca importante in ambito medico è stata effettuata da Binkey nel 2003 che

ritenne necessaria la presenza di strumenti affidabili per l’assistenza clinica e nuove

terapie per pazienti affetti da morbo di Parkinson, uno dei disturbi neurologici più

diffuso e responsabile di disfunzioni motorie. Tali strumenti si basano sulla possibilità

di ottenere un modello motorio del paziente nel corso di diversi giorni e nella

possibilità di correlarlo sia alla tempistica che alle dosi di farmaco [93]. A tal

proposito, è stata progettata una camicia integrata con particolari sensori e

interconnessioni, realizzata con fibre rivestite con PPy, in grado di leggere e

registrare la postura ed i movimenti del soggetto che la indossa in maniera non

invadente e sistematica basandosi sul principio dei sensori di deformazione [94].

Smart textiles simili, in grado di registrare le variazioni di resistenza elettrica in seguito

ai movimenti delle braccia, dita e del busto, possono essere impiegati in campi

quali la riabilitazione, la medicina sportiva e la realtà virtuale come ad esempio il

body e il guanto realizzato integrando sensori in gomma a base di carbonio da

Danilo De Rossi nel 2003 [95].

31

Un esempio di applicazioni in ambito chirurgico è fornita da Shim che nel 2008 ha

integrato fili di cotone (20 Ω/cm) in e-textiles utilizzando un coating a base di

polielettroliti con CNT.

Questa tipologia di fili può essere impiegata per la rilevazione dell’albumina

(proteina chiave del sangue) con elevata selettività e sensibilità e quindi per

applicazioni in situazioni estreme, come interventi ad alto rischio chirurgico, per

rilevare il sanguinamento laddove non siano disponibili altri metodi [96].

2.8. Conclusioni Il crescente interesse relativo al monitoraggio in tempo reale sia di parametri

ambientali, ma in particolar modo di quelli legati alla saluta umana, nonché

l’approccio sinergico di diverse discipline scientifiche, fra tante la nanotecnologia

e l’ingegneria tessile, ha portato allo sviluppo di una nuova classe di sensori

caratterizzati da flessibilità, leggerezza e vestibilità, gli smart textiles.

Questi vengono definiti come tessuti intelligenti capaci di azioni quali la rilevazione,

il calcolo, la comunicazione e l’attuazione. Grazie alle loro specifiche proprietà, i

tessuti rappresentano i substrati flessibili più adatti per la realizzazione di biosensori

indossabili.

La combinazione di tessuti e microelettronica consente inoltre applicazioni

innovative, in continua evoluzione, che utilizzano come elemento principale tessuti

basati spesso su fibre conduttive.

Molti esempi di smart textiles riguardano la progettazione e lo sviluppo di

nanomateriali di rivestimento, consistenti in film sottili nano micro-dimensionati, per

polimeri tessili e l’integrazione di componenti microelettroniche nei tessuti. A tal

proposito, esistono già molteplici sostanze chimiche in grado di percepire e reagire

a specifici analiti e anche componenti elettroniche miniaturizzate che possono

essere integrate nei tessuti per lo sviluppo di dispositivi di rilevamento, diagnostici e

terapeutici portatili per esempio per il rilevamento contemporaneo di VOC, gas,

temperatura, pH, ioni, e molto altro. Infatti per la realizzazione di smart textiles è

fondamentale la miniaturizzazione, la flessibilità e la vestibilità dei sistemi elettronici

in essi integrati che devono inoltre garantire il loro funzionamento anche in

condizioni di usura.

32

La continua evoluzione della ricerca scientifica in settori multidisciplinari permetterà

di fornire sempre più vantaggi al settore degli smart textiles e di ottenere materiali

intelligenti sempre più innovativi e in grado di soddisfare le principali esigenze

dell’utilizzatore nei più comuni campi applicativi inerenti la salute, lo sport, il fitness

(monitoraggio sanitario, applicazioni cliniche, abbigliamento sportivo), sicurezza

(uniformi da lavoro), ed automotive.

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42

3. Tecnologie di fabbricazione di microstrutture in silicio e applicazioni

nel settore tessile

Autore: Patrick Locatelli

Patrick Locatelli si è laureato in Ingegneria Informatica presso l’Università degli Studi

di Bergamo (Italia) nel 2013. Ha proseguito l’attività di tesi, relativa all’impiego di reti

di sensori inerziali indossabili per il monitoraggio di pazienti affetti da malattia di

Parkinson, presso il gruppo MicroLab dell’università di Bergamo, per un periodo

collaborativo di sei mesi. Da settembre 2014 ad agosto 2015 ha lavorato nello stesso

gruppo come assegnista di ricerca, sviluppando un sistema indossabile per il

monitoraggio dell’attività fisica e l’identificazione utente. Da ottobre 2015 è iscritto

al corso di dottorato in Ingegneria e Scienze Applicate dell’Università degli Studi di

Bergamo, mentre prosegue la sua collaborazione con MicroLab. La sua ricerca si

focalizza sull’analisi dati e sullo sviluppo software per sistemi indossabili orientati ad

applicazioni medicali e sportive.

3.1. Introduzione Cos'è la tecnologia MEMS?

I sistemi micro-elettro-meccanici, o MEMS, rappresentano una tecnologia definibile

come “l’insieme di elementi meccanici ed elettromeccanici (ossia dispositivi e

strutture) miniaturizzati, realizzati con tecniche di micro-fabbricazione”. Le

dimensioni fisiche dei dispositivi MEMS possono variare da ben al di sotto di un

micron, fino a diversi millimetri. Allo stesso modo, le tipologie di dispositivi MEMS

possono variare da strutture relativamente semplici, prive di elementi mobili, a

sistemi elettromeccanici estremamente complessi, con più elementi mobili sotto il

43

controllo della microelettronica integrata: ne è un esempio il risonatore riportato in

Figura 1, realizzato interamente in tecnologia MEMS.

Il termine usato per definire i MEMS varia in diverse parti del mondo: negli Stati Uniti

sono chiamati prevalentemente MEMS, mentre in altre parti del mondo sono

chiamati “Microsystems Technology” o “micromachined devices”.

In ogni caso, affinché tali dispositivi elettronici miniaturizzati rientrino nella categoria

MEMS, è necessario che ci siano che ci siano almeno alcuni elementi con qualche

sorta di funzionalità meccanica, indipendentemente dal fatto che questi elementi

possano o meno muoversi.

Figura 1: esempio di risonatore realizzato in tecnologia MEMS. (Wikimedia Commons: MEMS)

3.2. Sensori, attuatori ed elettronica Tra gli elementi funzionali miniaturizzati dei MEMS (strutture, sensori, attuatori e

microelettronica), gli elementi più importanti sono i microsensori e i microattuatori.

Essi vengono opportunamente classificati come “trasduttori”, ossia dispositivi che

convertono l'energia da una forma all'altra: nel caso di un microsensore, ad

esempio, il dispositivo misura una grandezza fisica e la converte in un segnale

elettrico.

Negli ultimi decenni i ricercatori e gli sviluppatori di MEMS hanno realizzato un

numero estremamente elevato di microsensori per una vastissima varietà di

grandezze fisiche, tra cui temperatura, pressione, forze inerziali, campi magnetici,

radiazioni, ecc.

Sorprendentemente, molti di questi sensori si sono dimostrati più efficaci nella

misurazione delle grandezze fisiche rispetto alle loro controparti macroscopiche: ad

44

esempio, accade sempre più frequentemente che la versione micro-lavorata di un

trasduttore di pressione abbia prestazioni migliori di quelle di un sensore di pressione

realizzato usando le più precise tecniche di lavorazione su macroscala. Non solo le

prestazioni dei dispositivi MEMS sono eccezionali, ma il loro metodo di produzione

sfrutta le stesse tecniche di fabbricazione dei lotti utilizzate nel settore dei circuiti

integrati: ciò comporta numerosi vantaggi, tra cui i bassi costi di produzione per

dispositivo.

Più recentemente, la comunità di ricerca e sviluppo MEMS ha realizzato diversi

microattuatori in aggiunta ai microsensori, tra cui: microvalvole per il controllo del

flusso di gas e liquidi; interruttori ottici e specchi per reindirizzare o modulare i fasci

di luce; array di microspecchi controllati indipendentemente per display,

micropompe per sviluppare pressioni su di un fluido, microflap per modulare i flussi

d’aria sui profili aerodinamici, e molti altri. Sorprendentemente, anche se questi

microattuatori sono estremamente piccoli, spesso possono causare effetti a livello

macroscopico, ossia, questi minuscoli attuatori possono eseguire sforzi meccanici

molto più grandi di quanto le loro dimensioni implicherebbero.

Ad esempio, i ricercatori hanno posizionato piccoli microattuatori sul bordo

anteriore dei profili aerodinamici di un velivolo e sono stati in grado di guidare

l'aereo usando solamente questi dispositivi microminiaturizzati.

Figura 2: vista di una sonda in tecnologia MEMS per microscopio a forza atomica, ottenuta tramite

microscopio elettronico a scansione (SEM). (Wikipedia: AFM (used) cantilever in Scanning Electron

Microscope, magnification 1000x)

45

La vera potenzialità dei MEMS sta nel fatto che questi sensori, attuatori e strutture

miniaturizzati possono essere tutti uniti su un substrato di silicio comune, insieme a

circuiti integrati (cioè microelettronica).

Mentre l'elettronica viene fabbricata utilizzando sequenze di processo a circuito

integrato (ad esempio, CMOS, Bipolar o BICMOS), i componenti micromeccanici

sono fabbricati usando processi di “microlavorazione” compatibili, che attaccano

selettivamente parti del wafer di silicio o aggiungono nuovi strati strutturali per

formare i dispositivi meccanici ed elettromeccanici.

Questa visione dei MEMS in cui microsensori, microattuatori, microelettronica e altre

tecnologie possono essere integrati su un singolo microchip dovrebbe essere una

delle più importanti scoperte tecnologiche del futuro. Ciò consentirà lo sviluppo di

prodotti intelligenti, espandendo la capacità computazionale della

microelettronica attraverso le capacità di percezione e controllo di microsensori e

microattuatori: i circuiti integrati microelettronici possono essere pensati come i

“cervelli” di un sistema, mentre i MEMS aumentano questa capacità decisionale

con “occhi” e “braccia”, per consentire ai microsistemi di percepire e controllare

l'ambiente.

I sensori raccolgono informazioni dall'ambiente attraverso la misurazione di

fenomeni meccanici, termici, biologici, chimici, ottici e magnetici. L'elettronica

elabora quindi le informazioni derivate dai sensori e attraverso alcune capacità

decisionali indirizza gli attuatori a rispondere spostandosi, posizionandosi,

regolando, pompando e filtrando, controllando così l'ambiente per alcuni risultati o

scopi desiderati. Inoltre, poiché i dispositivi MEMS sono fabbricati utilizzando

tecniche di fabbricazione simili ai circuiti integrati, livelli di funzionalità, affidabilità e

sofisticazione senza precedenti possono essere collocati su un piccolo chip di silicio

a un costo relativamente basso.

3.3. MEMS e Nanotecnologia La nanotecnologia è la capacità di manipolare la materia a livello atomico o

molecolare per fare qualcosa di utile alla scala nanometrica. Fondamentalmente,

esistono due approcci nell'implementazione: il top-down e il bottom-up.

Nell'approccio top-down, i dispositivi e le strutture sono realizzati utilizzando molte

46

delle stesse tecniche utilizzate nei MEMS, tranne per il fatto che vengono ridotte di

dimensioni, solitamente utilizzando metodi di fotolitografia e incisione più avanzati.

L'approccio dal basso verso l'alto implica in genere tecnologie di deposizione,

crescita o autoassemblaggio. Sebbene MEMS e Nanotecnologia siano a volte citati

come tecnologie distinte e separate, in realtà la distinzione tra i due non è così

netta. Infatti, queste due tecnologie dipendono fortemente l'una dall'altra. Il noto

microscopio a scansione a effetto tunnel (STM) che viene utilizzato per rilevare

singoli atomi e molecole su scala nanometrica è un dispositivo MEMS.

Allo stesso modo il microscopio a forza atomica (AFM) che viene utilizzato per

manipolare il posizionamento e la posizione di singoli atomi e molecole sulla

superficie di un substrato è anch'esso un dispositivo MEMS. Di fatto, è necessaria una

varietà di tecnologie MEMS per interfacciarsi con il dominio su scala nanometrica.

Allo stesso modo, molte tecnologie MEMS stanno diventando dipendenti dalle

nanotecnologie per i nuovi prodotti di successo. Ad esempio, gli accelerometri per

airbag prodotti con la tecnologia MEMS possono subire una degradazione

dell'affidabilità a lungo termine, a causa di effetti di attrito dinamico durante l'uso

tra la massa di prova e il substrato. Una nanotecnologia denominata rivestimenti

SAM (Self-Assembled Monolayers) sono ora abitualmente utilizzati per trattare le

superfici degli elementi MEMS in movimento, in modo da evitare che si verifichino

effetti di attrito durante la vita del prodotto.

Molti esperti hanno concluso che MEMS e nanotecnologie sono due etichette

diverse per ciò che è essenzialmente una tecnologia che comprende “cose”

altamente miniaturizzate che non possono essere viste con l'occhio umano.

Indipendentemente dal fatto che MEMS e la nanotecnologia siano o meno

equivalenti, è indiscutibile che vi siano tra loro due interdipendenze reciproche che

aumenteranno solo nel tempo. Forse ciò che è più importante sono i benefici

comuni offerti da queste tecnologie, tra cui: maggiori capacità di informazione;

miniaturizzazione dei sistemi; nuovi materiali derivanti da nuove scienze a scale

dimensionali miniaturizzate; e maggiore funzionalità e autonomia per i sistemi.

47

3.4. Vantaggi di MEMS e Nano Manufacturing Ci sono molti aspetti positivi relativi ai MEMS e alle nanotecnologie. In primo luogo,

questi dispositivi sono realizzati utilizzando processi a circuito integrato, che

consentono di integrare più funzionalità su un singolo microchip. La capacità di

integrare sensori miniaturizzati, attuatori miniaturizzati e strutture miniaturizzate

insieme alla microelettronica ha implicazioni di vasta portata in innumerevoli

prodotti e applicazioni. In secondo luogo, MEMS e nanotecnologia prendono in

prestito molte delle tecniche di produzione di produzione di lotti dall'industria dei

circuiti integrati e, pertanto, il costo unitario dei complessi sistemi elettromeccanici

miniaturizzati può essere radicalmente ridotto. Sebbene il costo delle

apparecchiature di produzione e di ciascun wafer possa essere relativamente

elevato, il fatto che questo costo possa essere distribuito su molti dispositivi nella

produzione di lotti può ridurre drasticamente il costo per pezzo.

In generale, la miniaturizzazione di micro e nanosistemi comporta numerosi

vantaggi tra cui una maggiore portabilità, un minore consumo energetico e la

possibilità di posizionare radicalmente più funzionalità in una minore quantità di

spazio e senza alcun aumento di peso. Inoltre, la capacità di rendere i percorsi del

segnale più piccoli e di collocare più funzionalità in una piccola quantità di spazio

consente di migliorare enormemente le prestazioni complessive dei sistemi

elettromeccanici, e di garantire un maggior rapporto segnale/rumore a beneficio

della sensitività.

In breve, MEMS e Nanotecnologia si traducono in prodotti che hanno bassi costi,

molteplici funzionalità, elevata affidabilità e ottime prestazioni.

3.5. Fabbricazione di MEMS La tecnologia MEMS nasce come fusione della tecnologia dei circuiti integrati (CI)

con la più avanzata tecnologia micromeccanica. Utilizzando le consolidate

tecniche di fabbricazione dei CI insieme con opportuni processi meccanici e

chimici, è possibile ottenere dispositivi MEMS perfettamente integrabili con gli stessi

CI.

48

Le principali tecniche di fabbricazione attualmente in uso sono la microlavorazione

di superficie (surface micromaching) e la microlavorazione di volume (bulk

micromaching).

3.6. Microlavorazione di massa La più datata tecnologia di microlavorazione è la microlavorazione di massa (bulk

micromachining).

Questa tecnica comporta la rimozione selettiva del materiale del substrato per

realizzare componenti meccanici miniaturizzati. La microlavorazione di massa può

essere realizzata usando mezzi chimici o fisici: i primi, in particolare, sono i più utilizzati

nell'industria MEMS.

Una tecnica di microlavorazione di massa ampiamente utilizzata è denominata

Chemical Wet Etching (attacco chimico in umido): essa comporta l'immersione del

substrato in una soluzione di sostanza chimica reattiva, che incide le regioni esposte

del substrato a velocità misurabili.

L'attacco chimico in umido è popolare tra i MEMS poiché può fornire velocità e

selettività molto elevate.

Inoltre, i tassi di incisione e la selettività possono essere modificati:

alterando la composizione chimica della soluzione di attacco;

regolando la temperatura della soluzione di attacco;

modificando la concentrazione di drogante del substrato;

modificando quali piani cristallografici del substrato sono esposti alla

soluzione di attacco.

Esistono due tipi di Chemical Wet Etching nella microlavorazione in massa: incisione

isotropa e incisione anisotropa. Nell'incisione isotropa, la velocità di attacco non

dipende dall'orientamento cristallografico del substrato e l'incisione procede in

tutte le direzioni a pari velocità.

Qualsiasi processo di incisione richiede un materiale di mascheratura, dotato

preferibilmente di un'elevata selettività rispetto al materiale di substrato: materiali di

mascheramento comuni per l'incisione isotropa in umido del silicio includono

biossido di silicio e nitruro di silicio.

49

Sebbene la velocità di incisione di alcune miscele di soluzioni per erosione isotropa

dipende dalla concentrazione di drogante nel substrato, la selettività della velocità

di attacco dipende fortemente dalla miscela della soluzione. Per contro, le più

diffuse soluzioni erosive per la microlavorazione del silicio sono quelle anisotrope.

L'incisione anisotropa in umido comporta l'immersione del substrato in una soluzione

chimica in cui la velocità di attacco dipende dall'orientamento cristallografico del

substrato.

Il meccanismo con cui l'incisione varia a seconda dei piani di cristallo di silicio è

attribuito alle diverse configurazioni di legame e alla densità atomica dei diversi

piani esposti alla soluzione di attacco. L'attacco chimico anisotropo umido è

tipicamente descritto in termini di velocità di attacco secondo le diverse posizioni

cristallografiche normali: <100>, <110> e <111>.

Ad esempio, l'incisione anisotropa del silicio avviene più lentamente lungo i piani

<111> rispetto a tutti gli altri piani nel reticolo, e la differenza nella velocità di

incisione tra le diverse direzioni del reticolo può arrivare a 1000:1. In generale, la

velocità di incisione, i rapporti di velocità di attacco e le selettività di incisione degli

agenti di attacco anisotropi dipendono fortemente dalla composizione chimica e

dalla temperatura della soluzione di attacco.

Le tecniche di incisione anisotropa sono in uso da oltre 25 anni e sono

comunemente utilizzate nella produzione di sensori di pressione al silicio e di

accelerometri.

50

La Figura 3 riporta una rappresentazione grafica dell’effetto erosivo di un attacco

isotropo ed uno anisotropo. Mentre il primo intacca il substrato al di sotto della

maschera in egual modo in tutte le direzioni, il secondo agisce principalmente lungo

una direzione specifica, dipendente dalla morfologia dei cristalli che compongono

il substrato: a causa di ciò, l’erosione isotropa è caratterizzata da pareti

tondeggianti, mentre quella anisotropa da pareti ripide.

Figura 3: rappresentazione grafica di erosione isotropa (1) ed erosione anisotropa (2) ideali: nel

primo caso, l’azione erosiva produce pareti tondeggianti, mentre nel secondo le pareti risultano

essere verticali. In rosso, lo strato corrispondente alla maschera; in giallo, lo strato da rimuovere.

(Wikimedia Commons: Etch anisotropy).

3.7. Microlavorazione di superficie La microlavorazione superficiale è un'altra tecnologia molto popolare utilizzata per

la fabbricazione di dispositivi MEMS. Al contrario della microlavorazione di massa, la

quale produce strutture all’interno di un substrato, questa tipologia di lavorazione

prevede la realizzazione di strutture al di sopra di un substrato.

Esiste un’elevata variabilità di modalità d’esecuzione della microlavorazione

superficiale, a seconda dei materiali e delle combinazioni di mordenzanti utilizzati.

51

Tuttavia, il processo comune prevede una sequenza di fasi ben definita:

1. si deposita una sottile pellicola di materiale che funge da strato meccanico

temporaneo, sul quale verranno costruiti gli strati del dispositivo;

2. si deposita e si modella quindi un secondo strato sottile definito strato

strutturale;

3. infine, si rimuove lo strato meccanico temporaneo per liberare lo strato

strutturale dal vincolo dello strato sottostante, permettendogli così di

muoversi.

Alcune delle ragioni per cui la microlavorazione superficiale è così popolare è che

fornisce un preciso controllo dimensionale nella direzione verticale. Ciò è dovuto al

fatto che gli spessori dello strato strutturale e sacrificale sono definiti dagli spessori di

pellicole depositate, che possono essere controllati con precisione. Inoltre, la

microlavorazione superficiale fornisce un preciso controllo dimensionale nella

direzione orizzontale, poiché la tolleranza dello strato strutturale è definita dalla

fedeltà dei processi di fotolitografia e incisione utilizzati. Infine, la microlavorazione

di superficie utilizza l'elaborazione di wafer su un solo lato ed è relativamente

semplice.

Ciò consente una maggiore densità di integrazione, ed un minore costo risultante

per matrice rispetto alla microlavorazione di massa. Uno degli svantaggi della

microlavorazione superficiale è che le proprietà meccaniche della maggior parte

delle sottili pellicole depositate sono solitamente sconosciute e devono essere

misurate. Inoltre, la riproducibilità delle proprietà meccaniche in queste pellicole

può essere difficile da ottenere.

Il processo di microlavorazione superficiale e la combinazione di materiali più

comunemente usati sono: uno strato sacrificale di vetro fosfosilicato (PSG); uno

strato strutturale di polisilicio (drogato e non); acido fluoridrico come agente di

sospensione, per rimuovere lo strato sacrificale di PSG.

Tale processo di microlavorazione superficiale, ad esempio, viene utilizzato da

Analog Devices per fabbricare gli accelerometri MEMS integrati, impiegati per nella

realizzazione di sistemi airbag.

Un'altra variante del processo di microlavorazione superficiale consiste nell'utilizzare

uno strato strutturale metallico, uno strato polimerico come strato sacrificale e un

52

plasma di O2 come agente di attacco. Il vantaggio di questo processo è che la

temperatura delle deposizioni degli strati sacrificale e strutturale è sufficientemente

bassa da non degradare alcuna microelettronica nel substrato di silicio sottostante.

Inoltre, poiché lo strato sacrificale viene rimosso senza immersione in un liquido,

vengono evitati i problemi associati all'attrito durante il rilascio. Un processo simile a

questo viene utilizzato per produrre il dispositivo DLP (Digital Light Processor) di Texas

Instruments, utilizzato nei sistemi di proiezione.

3.8. Altre tecniche di microlavorazione Microlavorazione di massa e di superficie sono solo alcune delle molteplici tecniche

per la produzione di sistemi in tecnologia MEMS: di seguito sono elencate alcune tra

le più importanti.

Deep Reactive Ion Etching (DRIE): è un processo di elevata erosione

anisotropa, impiegato per la realizzazione di penetrazioni profonde, fori dalle

pareti ripide e trincee in substrati di silicio o vetro

Lithography, Electroplating, and Molding (LIGA): è una tecnica che prevede

l’impiego di raggi X per la realizzazione di uno stampo in polimetilmetacrilato

(PMMA) altamente definito, il quale viene successivamente impiegato per la

produzione di strutture miniaturizzate 3D tramite fusione di materiale metallico

(ad esempio, Nichel) e rimozione del materiale plastico.

Microlavorazione a Laser e Focused Ion Beam (FIB): entrambe tecniche di

incisione che implicano l’utilizzo di un fascio laser (nel primo caso) o di ioni

(nel secondo) per erodere e applicare la trama desiderata al substrato di

silicio. La differenza tra i fasci riguarda la dimensione del punto d’incisione,

che nel caso di FIB può scendere sino a 25 nm.

3.9. Caso di studio: Processo di fabbricazione di una cantilever

MEMS Il seguente paragrafo riporta un esempio applicativo dei processi di produzione

della tecnologia MEMS, in particolare legati alla microlavorazione di superficie,

53

orientati in questo caso allo sviluppo di una sonda per microscopio a forza atomica,

o cantilever (vedi Figura 1).

Questo elemento MEMS viene tipicamente impiegato come attuatore termico:

infatti, facendo scorrere una corrente in questo elemento viene prodotto del calore

(per via della resistenza elettrica del materiale di cui è composto), e

conseguentemente dei microspostamenti o vibrazioni dovute alle differenze nei

coefficienti di dilatazione termica dei materiali. Inoltre, poiché tale dispositivo è

interamente realizzato in silicio (sia cristallino che policristallino), il substrato e lo strato

strutturale costituiscono delle armature conduttive separate da un dielettrico (aria):

in questo senso, tale processo si dimostra utile anche per lo sviluppo di capacità in

tecnologia MEMS.

Le Figure 4, 5 e 6 riportano rispettivamente le fasi di produzione e il prodotto finito.

La prima fase (Figura 4) rappresenta la realizzazione e la modellazione dello strato

sacrificale, il quale avrà la funzione temporanea di sostenere il successivo strato

strutturale.

Una sottile pellicola di ossido di silicio (SiO2) viene fatta crescere su un substrato di

silicio cristallino tramite processi di deposito (nello specifico, ossidazione termica).

Lo strato di ossido viene quindi rivestito di un sottile strato di photoresist, un materiale

che subisce un’alterazione delle proprietà fisiche a seguito di un’esposizione a

radiazione.

Tramite un processo fotolitografico, il photoresist viene esposto selettivamente ad

una radiazione ultravioletta, di modo da trasferire la trama (pattern) dell’incisione

dalla maschera al materiale: le porzioni di photoresist illuminate dalla radiazione

subiscono un rafforzamento, mentre le restanti vengono rimosse tramite soda

caustica.

Le regioni di ossido di silicio ora esposte (a seguito della rimozione selettiva del

photoresist) vengono erose in modo anisotropo da una soluzione di acido fluoridrico

(HF), e il restante photoresist viene infine rimosso tramite esposizione completa a

raggi UV e successivo impiego di soda caustica.

54

Figura 4 prima fase: realizzazione e modellazione dello strato sacrificale. (A) Crescita dello strato

sacrificale, (B) deposito e modellazione del photoresist, (C) erosione dello strato sacrificale e (D)

rimozione del photoresist.

A seguito della prima fase si ottiene uno strato sacrificale di ossido di silicio

depositato su un substrato di silicio, e modellato in modo da ospitare al di sopra la

parte strutturale (Figura 5).

Uno strato di silicio policristallino (o polisilicio) viene fatto crescere sullo strato

superficiale tramite Chemical Vapor Deposition, utilizzando del silano a temperature

e pressioni controllate: tale strato costituisce il materiale vero e proprio che andrà a

realizzare la trave a sbalzo.

Un ulteriore deposito e trattamento fotolitografico di photoresist consente quindi di

definire orizzontalmente i limiti dell’elemento strutturale, il quale viene

successivamente sottoposto ad azione erosiva per definire i limiti longitudinali della

sonda.

Infine, il restante photoresist viene completamente rimosso seguendo la procedura

riportata nella prima fase.

55

Figura 5 seconda fase: realizzazione e modellazione dello strato strutturale. (A) Crescita dello strato

strutturale, (B) deposito e modellazione del photoresist, (C) erosione dello strato strutturale e (D)

rimozione del photoresist.

Al termine della seconda fase, quindi, si ottiene una struttura composta da tre strati:

un substrato di silicio cristallino, uno strato sacrificale di ossido di silicio, ed uno strato

strutturale di silicio policristallino (si faccia riferimento alla Figura 5D). A questo punto,

attraverso un processo di erosione anisotropa tramite HF si svincola la trave dal

substrato, la quale risulta libera di muoversi (entro certi limiti) nella direzione

perpendicolare ad esso (Figura 6).

Figura 6: sonda per microscopio a forza atomica, ottenuta tramite processi di microlavorazione di

superficie.

56

3.10. Applicazioni MEMS e nanotecnologie Esistono numerose possibili applicazioni per MEMS e nanotecnologie. Come

tecnologia rivoluzionaria, che consente una sinergia senza precedenti tra campi

precedentemente non correlati come la biologia e la microelettronica,

emergeranno molte nuove applicazioni MEMS e Nanotecnologia, espandendosi

oltre ciò che è attualmente identificato o conosciuto. Ecco alcune applicazioni di

interesse attuale:

3.11. Biotecnologia MEMS e nanotecnologie stanno consentendo nuove scoperte nel campo della

scienza e dell'ingegneria, come: microsistemi Polymerase Chain Reaction (PCR) per

l'amplificazione e l'identificazione del DNA; test immuno-assorbente legato ad un

enzima (ELISA); elettroforesi capillare; elettroporazione; microscopi a effetto tunnel

(STM) microlavorati; biochip per il rilevamento di agenti chimici e biologici pericolosi;

microsistemi per screening e selezione di farmaci ad alto rendimento.

3.12. Medicina Esiste una vasta gamma di applicazioni di MEMS in medicina. La prima e di gran

lunga l'applicazione di maggior successo di MEMS in medicina (almeno in termini di

numero di dispositivi e dimensioni del mercato) sono i sensori di pressione MEMS, in

uso da diversi decenni. Il mercato di questi sensori di pressione è estremamente

vario e molto frammentato, con alcuni mercati ad alto volume e molti di minore

volume. Alcune delle applicazioni dei sensori di pressione MEMS in medicina

includono le seguenti:

il più grande mercato per i sensori di pressione MEMS nel settore medicale è il

sensore monouso utilizzato per monitorare la pressione sanguigna nelle flebo

di pazienti in terapia intensiva. Questi dispositivi sono stati introdotti per la

prima volta nei primi anni '80. Hanno sostituito altre tecnologie che costano

oltre €500 caratterizzate da un costo ricorrente sostanziale, dal momento che

dovevano essere sterilizzate e ricalibrate dopo ogni utilizzo. I sensori di

57

pressione monouso MEMS vengono consegnati dalla fabbrica pre-calibrati in

un pacco sterilizzato, ad un costo di circa €10.

I sensori di pressione MEMS vengono utilizzati per misurare la pressione

intrauterina durante la nascita. Il dispositivo è alloggiato in un catetere

posizionato tra la testa del bambino e la parete uterina. Durante il parto, la

pressione sanguigna del bambino viene monitorata durante le contrazioni

della madre per identificare eventuali problemi.

I sensori di pressione MEMS sono utilizzati negli ospedali e nelle ambulanze

come monitor dei segni vitali di un paziente, in particolare la pressione

sanguigna e la respirazione del paziente.

I sensori di pressione MEMS nel monitoraggio respiratorio sono utilizzati nei

ventilatori per monitorare la respirazione del paziente.

I sensori di pressione MEMS vengono utilizzati nella chirurgia oculare per

misurare e controllare il livello di vuoto utilizzato per rimuovere il fluido

dall'occhio, che viene pulito dai detriti e ricollocato nuovamente nell'occhio

durante l'intervento chirurgico.

Speciali letti ospedalieri per le vittime di ustioni che utilizzano materassi

gonfiabili utilizzano i sensori di pressione MEMS per regolare la pressione

all'interno di una serie di camere nel materasso gonfiabili singolarmente: tali

sezioni del materasso possono essere gonfiate secondo le diverse necessità,

per ridurre il dolore e migliorare la guarigione del paziente.

Gli analizzatori di sangue in ospedale e negli uffici medici utilizzano i sensori di

pressione MEMS come correzione della pressione barometrica per l'analisi

delle concentrazioni di O2, CO2, calcio, potassio e glucosio nel sangue di un

paziente.

I sensori di pressione MEMS sono utilizzati in inalatori per monitorare il ciclo

respiratorio del paziente e rilasciare il farmaco al momento giusto del ciclo

per un effetto ottimale.

I sensori di pressione MEMS sono utilizzati nella dialisi renale, per monitorare le

pressioni di ingresso e di uscita del sangue e la soluzione di dialisi, e per

regolare le portate durante la procedura.

58

I sensori di pressione MEMS sono utilizzati nelle pompe per infusione di molti tipi

di farmaci per monitorare la portata e rilevare eventuali ostruzioni e blocchi

che indicano che il farmaco non viene correttamente infuso al paziente.

Il contributo alla cura del paziente fornito da tutte queste applicazioni è stato

enorme. Più recentemente, i sensori di pressione MEMS sono stati sviluppati e

commercializzati con funzionalità di interrogazione wireless. Questi sensori possono

essere impiantati in un corpo umano e la pressione può essere misurata a distanza

utilizzando una sonda scanner. Un'altra applicazione sono i sensori inerziali MEMS, in

particolare gli accelerometri e i sensori di velocità utilizzati come sensori di attività.

Una delle principali applicazioni dei sensori inerziali in medicina è costituita da

pacemaker cardiaci, nei quali vengono utilizzati per determinare la frequenza di

stimolazione ottimale per il paziente in base al loro livello di attività.

I dispositivi MEMS stanno anche iniziando a essere impiegati nei dispositivi per il

rilascio di farmaci, sia per le applicazioni ambulatoriali che impiantabili. Gli elettrodi

MEMS vengono anche utilizzati nelle applicazioni di rilevamento del neuro-segnale

e di neuro-stimolazione. Una varietà di sensori MEMS biologici e chimici per usi

invasivi e non invasivi stanno iniziando a essere commercializzati. Sono in vendita

anche strumenti analitici biochimici lab-on-a-chip e miniaturizzati.

59

3.13. Rilevamento inerziale I sensori inerziali MEMS, in particolare gli accelerometri e i giroscopi, stanno

rapidamente guadagnando il consenso del mercato. Ad esempio, gli

accelerometri MEMS hanno sostituito gli accelerometri convenzionali nei sistemi di

attivazione dell’airbag nelle automobili.

Il precedente approccio alla tecnologia, infatti, utilizzava diversi accelerometri

ingombranti, costituiti da componenti discreti montati nella parte anteriore della

vettura, e da componenti elettronici separati vicino all'air-bag: il prezzo complessivo

ammontava a più di €50 per dispositivo. Non solo la tecnologia MEMS ha reso

possibile l'integrazione dell'accelerometro e dell'elettronica su un singolo chip di

silicio, ma ha contribuito all’abbattimento dei costi di produzione a pochi euro. Gli

accelerometri MEMS sono molto più piccoli, più funzionali, più leggeri, più affidabili

e sono prodotti ad una frazione del costo degli elementi convenzionali di un

accelerometro macroscopico. Più recentemente, i giroscopi MEMS (ovvero i sensori

di velocità angolare) sono stati sviluppati sia per applicazioni automobilistiche che

di elettronica di consumo.

I sensori inerziali MEMS vengono ora utilizzati in tutte le auto vendute e in importanti

dispositivi elettronici come gli Apple iPhone e la Nintendo Wii.

3.14. MEMS e Smart textiles Nell’ultimo decennio, la miniaturizzazione, i ridotti consumi elettrici e l’abbattimento

dei costi di produzione ha favorito l’integrazione della tecnologia MEMS nello

sviluppo di smart textiles per diversi scopi.

In ambito medicale sono stati realizzati bendaggi smart, uniformi auto-

sterilizzanti e abbigliamento che integra il monitoraggio dell’attività fisica;

nell’ambito dei traporti, sono stati inseriti dispositivi luminosi nei tessuti interni di

auto, sedili smart per la guida e filtri auto-pulenti;

per quanto riguarda l’abbigliamento da lavoro, sensori di temperatura,

sensori di rilevamento di gas e sensori di movimento, unitamente a dispositivi

luminosi per l’alta visibilità e attuatori acustici, sono stati integrati negli

indumenti impiegati nei lavori ritenuti pericolosi;

60

nell’ambito consumer, sono stati sviluppati elementi d’arredo con braccioli e

testiere massaggianti, che integrano attuatori MEMS che producono

vibrazioni e attuatori termici per il riscaldamento o raffreddamento della zona

interessata.

I processi di integrazione nei tessuti ricalcano quelli utilizzati per la produzione della

tecnologia MEMS, dove in questo caso però il materiale viene depositato sul tessuto

tramite speciali tecniche di stampaggio simili ai processi di stampa serigrafica o a

getto d’inchiostro.

Tramite tali tecniche è possibile realizzare sui tessuti non solo resistenze e capacità

miniaturizzate (Figura 7), ma anche dispositivi smart come sensori di forza, o sensori

e attuatori termici e piezoelettrici.

Figura 7 modello (a sinistra) e prodotto finito (a destra) di una trave a sbalzo integrata in un tessuto,

realizzata tramite processi di microlavorazione di superficie su un substrato tessile. In questo caso,

l’elemento MEMS viene impiegato come cantilever capacitivo. Il prodotto è realizzato nell’ambito

del progetto Microflex (http://microflex.ecs.soton.ac.uk/home.html).

61

Numerosi sensori e attuatori miniaturizzati sono stati fabbricati dall'emergere della

tecnologia MEMS, poiché le maggioranze dei processi di fabbricazione MEMS sono

direttamente prese in prestito o derivate dalla tecnologia IC (Integrated Circuit).

Intrinsecamente, la maggior parte dei dispositivi MEMS sono costruiti su substrati rigidi

come wafer di silicio e vetro. D'altra parte, per una vasta gamma di applicazioni, è

stato a lungo desiderabile che sensori, attuatori o circuiti possano essere fabbricati

su substrati flessibili in modo da essere montati su superfici non planari o anche su

oggetti flessibili come un corpo umano.

Un esempio è il sensore tattile, che deve essere flessibile per essere collegato a

forme curve come dita e braccia.

Nel campo del monitoraggio e del controllo dei fluidi, è spesso di grande interesse

conoscere il profilo di determinati parametri fisici come la pressione o le distribuzioni

di sollecitazioni di taglio su una superficie non planare. Per affrontare le sfide

derivanti da queste applicazioni, si è reso necessario sviluppare una tecnologia che

possa consentire la fabbricazione di sensori microlavorati su substrato flessibile,

ovvero una tecnologia “skin MEMS”.

Esistono molti metodi per fabbricare trasduttori miniaturizzati flessibili. Il metodo più

semplice per realizzare trasduttori ed elettronica flessibili è quello di fabbricare

direttamente su substrati flessibili, in modo del tutto simile alla fabbricazione di

transistor a film sottile su substrati di plastica, polimero o metallo. I vantaggi di questo

metodo sono il basso costo e la possibilità di realizzare strutture flessibili ad ampia

area.

Tuttavia, a causa del limite di temperatura imposto dai substrati flessibili, molti

processi ad alta temperatura sono esclusi e le proprietà del materiale non sono

ottimizzate. I trasduttori che richiedono un processo ad alta temperatura o utilizzano

materiali rigidi come il silicio monocristallino sono difficili da fabbricare su un

substrato flessibile. Inoltre, l'elettronica non può essere integrata utilizzando la

tecnologia IC tradizionale. Inoltre, quando il substrato è sottoposto a flessione,

anche i dispositivi su di esso subiscono lo stress. Ciò potrebbe causare due

conseguenze indesiderate: (1) i dispositivi sui substrati flessibili potrebbero rompersi

se il raggio di curvatura è troppo grande; (2) le prestazioni dei dispositivi sono

influenzate dalla flessione del substrato. Diverse soluzioni sono state adottate per

62

l’integrazione di dispositivi in tecnologia MEMS su substrati tessili. Tra queste, Xu et al.

hanno sviluppato una tecnologia flessibile in silicone totalmente diversa dal metodo

tradizionale ("Flexible Shear-Stress Sensor Skin and its Application to Unmanned

Aerial Vehicle", 2003). Il processo di fabbricazione concettuale è lo stesso mostrato

in Figura 8. Supponendo che i dispositivi MEMS o IC siano già stati fabbricati sul

substrato di silicio, la prima fase della fabbricazione dello skin MEMS consiste nel

rivestire uno strato polimerico sulla parte anteriore del wafer. Quindi lo strato

polimerico è modellato per esporre le piastre metalliche. Il wafer di silicio viene

successivamente assottigliato e inciso sul retro per formare array di isole di silicio

mediante Deep Reactive Ion Etching (DRIE). Infine, un altro strato di polimero è

depositato sul retro per incapsulare le isole di silicio. La struttura di base di questa

struttura flessibile di silicio è costituita da array di isole di silicio racchiuse tra due strati

di polimeri. I dispositivi MEMS e gli IC risiedono su isole rigide: quando la pelle è

piegata, i dispositivi sulle isole non saranno soggetti a stress. Allo stesso tempo, le

isole sono abbastanza piccole da non compromettere la flessibilità. Il vantaggio più

importante di questa tecnologia è la compatibilità con le attuali tecnologie MEMS

e IC, poiché i dispositivi MEMS e gli IC possono essere fabbricati sul wafer di silicio

prima della formazione della “pelle”.

Figura 8: a sinistra, vista dall’alto e sezionale del tessuto che integra i dispositivi MEMS. In giallo, i

contatti elettrici tra le isole di silicone (in grigio), in bianco i fori adibiti alla cucitura sul substrato

tessile. A destra, una “smart skin” integrabile su tessuto, contenente sensori di sforzo di taglio.

63

3.15. Bibliografia Marc Madou, Fundamentals of Microfabrication, CRC Press 1997, ISBN 0-8493-

9451-1

Gregory Kovacs, Micromachined Transducers Sourcebook, McGraw-Hill 1998,

ISBN 0-0729-0722-3

Sergey Edward Lyshevski, Nano- and Microelectromechanical Systems, CRC

Press 2000, ISBN 0-8493-0916-6

Mohamed Gad-el-Hak, ed., The MEMS Handbook, CRC Press 2001, ISBN 0-

8493-0077-0

Julian W. Gardner, and Vijay K. Varadan, and Osama O. Awadelkarim,

Microsensors, MEMS and Smart Devices, Wiley 2001, ISBN 0-4718-6109-X

Nadim Maluf, An Introduction to Microelectromechanical Systems

Engineering, Artech House 1999, ISBN 0-8900-6581-0

Randy Frank, Understanding Smart Sensors, 2nd ed., Artech House 2000, ISBN

0-8900-6311-7

Tai-Ran Hsu, MEMS and Microsystems: Design and Manufacture, McGraw-Hill

2001, ISBN 0-0723-9391-2

Y. Xu, F. Jiang, Y.-C. Tai, A. Huang, C.-M. Ho, and S. Newbern, "Flexible Shear-

Stress Sensor Skin and its Application to Unmanned Aerial Vehicle", Sensors

and Actuators A: Physical, vol. 105, pp. 321-329, 2003.

64

4. Smart textiles: dispositivi indossabili per la misura di biopotenziali

Autore: Andrea Pedrana

Sono nato nel 1992 e a Dicembre 2016 mi sono laureato in Ingegneria Informatica

(110/110 e Lode) presso l'Università degli Studi di Bergamo. Da Gennaio 2017 a

Settembre 2017 sono stato assegnista nel laboratorio di Microelettronica

dell'Università degli Studi di Bergamo.

A partire da Ottobre 2017 sono studente di dottorato in Ingegneria e Scienze

Applicate presso l'Università degli Studi di Bergamo (tutor Prof. Valerio Re e Prof.

Gianluca Traversi). Le mie principali attività di ricerca riguardano la misura di

parametri fisiologici (biopotenziali, bioimpedenza, fotopletismografia) attraverso

sistemi indossabili per applicazioni biomedicali.

4.1. Introduzione Secondo l’Organizzazione Mondiale della Sanità (OMS) le malattie cardiovascolari

sono la prima causa di morte negli ultimi 15 anni[1]. Questo tipo di malattie

rappresenta una preoccupazione non solo per i Paesi industrializzati, ma anche per

le economie con un livello di reddito medio-basso. Le malattie cardiovascolari non

sorgono esclusivamente a causa di cattive abitudini o di un’alimentazione errata,

ma anche per la mancanza di prevenzione. In questo contesto, la diagnosi

precoce gioca un ruolo fondamentale e può essere realizzata per mezzo di controlli

mirati su soggetti ad elevato rischio di insorgenza di questo tipo di patologie. Allo

stesso tempo i sistemi di assistenza sanitaria devono far fronte alla riduzione del

proprio budget. L’elettrocardiogramma (ECG) è uno degli esami strumentali più

affidabili ed a basso costo per la diagnosi di malattie al sistema cardiovascolare.

65

Grazie ai progressi ottenuti nell’industria microelettronica e dei semiconduttori, con

risultati massimi nel campo dell’elaborazione dei segnali analogici e digitali, nella

comunicazione radio e nel power management, stiamo assistendo alla crescente

diffusione di dispositivi indossabili in grado di misurare segnali fisiologici. Questi sistemi

non vanno intesi solamente come soluzioni commerciali per applicazioni sportive,

ma possono essere adottati come mezzi diagnostici in applicazioni biomedicali.

Tali dispositivi devono soddisfare diversi requisiti in termini di miniaturizzazione, per

essere comodamente indossati per periodi prolungati, consumi energetici, per

un’elevata autonomia del sistema senza la necessità di essere ricaricato, e

capacità di elaborazione, per migliorare la qualità del segnale attraverso filtri digitali

e per consentire l’estrazione di parametri rilevanti. Generalmente le informazioni

acquisite vengono trasmesse attraverso un modulo wireless ad un dispositivo come

uno smartphone o un tablet. Negli ultimi anni sono stati sviluppati sistemi indossabili

wireless per la misura dell’elettrocardiogramma che si avvalgono di tessuti smart per

l’acquisizione e la trasmissione di biopotenziali.

Gli elettrodi a secco consentono di sostituire i classici elettrodi a gel medicali e

vengono integrati in indumenti comodamente indossabili per periodi prolungati.

4.2. L’Elettrocardiogramma Alla fine del XIX secolo i fisiologi scoprirono che, mediante la collocazione di

elettrodi sulla superficie cutanea, era possibile misurare l’attività elettrica del cuore.

La registrazione che si otteneva fu denominata elettrocardiogramma (ECG). Allo

stato attuale esiste una grande varietà di indagini diagnostiche cardiologiche che

possono essere classificate in due grandi categorie: quelle invasive e quelle non

invasive. Tra le indagini non invasive si ricordano le principali:

• ECG a riposo e da sforzo

• Indagini di laboratorio

• Ecocardiogramma

• Ecostress

• Tecniche di radiologia nucleare

Tra le indagini invasive si possono citare:

• Coronarografia

66

• Angiografia

• Cateterismo

Tra tutte quelle presentate, l’elettrocardiogramma è il più comune esame

strumentale cardiologico che permette di fornire informazioni indirette sul

funzionamento del cuore[2].

È possibile utilizzare elettrodi superficiali per misurare l’attività elettrica del cuore

poiché le soluzioni saline, come il liquido extracellulare, sono buone conduttrici di

elettricità. L’attività elettrica viene poi «derivata» mediante apposite placche

metalliche (elettrodi) e trasferita per mezzo di fili conduttori ad un apparecchio

(elettrocardiografo).

Il primo ECG risale al 1887, ma la procedura fu perfezionata soltanto nei primi anni

del ’900.

Un grande contributo al miglioramento delle tecniche di registrazione è stato

attribuito a Willem Einthoven, fisiologo olandese, che assegnò le lettere alle varie

onde dell’ECG e che ricordiamo anche per la definizione di «triangolo di Einthoven».

Fu in grado di descrivere anche i tracciati elettrocardiografici di molte malattie

cardiovascolari e, grazie al suo contributo nel campo della medicina, fu insignito

del premio Nobel nel 1924.

67

Figura 1: Rappresentazione del triangolo di Einthoven.

Il «triangolo di Einthoven» (figura 1) è un triangolo immaginario che viene tracciato

quando gli elettrodi vengono posti su entrambi gli arti superiori e sulla gamba sinistra.

I lati del triangolo sono numerati e corrispondono alle 3 derivazioni, o paia di

elettrodi, utilizzate per una registrazione.

Un ECG è registrato utilizzando un paio di elettrodi alla volta: un elettrodo funziona

da elettrodo positivo, mentre il secondo da elettrodo negativo della derivazione. È

possibile registrare un elettrocardiogramma con più derivazioni; tipicamente, in un

esame ospedaliero, vengono utilizzate 12 derivazioni.

Un tracciato ECG mostra la somma dei potenziali elettrici generati in ogni istante da

tutte le cellule cardiache e le derivazioni vengono collocate in maniera tale da

poter analizzare in maniera accurata le variazioni del vettore dipolo del cuore.

Componenti diverse dell’ECG riflettono la depolarizzazione o la ripolarizzazione

degli atri e dei ventricoli. L’elettrocardiogramma presenta due componenti

fondamentali: onde e segmenti.

Le onde rappresentano le deflessioni del tracciato rispetto alla linea di base, mentre

i segmenti rappresentano i tratti compresi tra due onde. Quando invece si parla di

intervalli si intende il periodo di tempo dato dalla combinazione di onde e segmenti.

L’analisi della forma e della successione di queste oscillazioni raccolte nelle varie

68

derivazioni permette di ottenere importanti informazioni diagnostiche specialmente

in casi di disturbi del ritmo cardiaco e di infarto del miocardio.

Figura 2: morfologia di un tracciato ECG.

In un tracciato elettrocardiografico di un ritmo sinusale (figura 2) è possibile

distinguere le seguenti onde:

• onda P corrispondente alla depolarizzazione degli atri;

• complesso QRS, insieme di tre onde successive, che rappresenta la

depolarizzazione dei ventricoli;

• onda T associata alla ripolarizzazione dei ventricoli.

La ripolarizzazione atriale non è distinguibile in quanto compresa nel complesso

QRS.

Gli eventi meccanici del ciclo cardiaco iniziano con un certo ritardo rispetto alla

generazione dei segnali elettrici. Mediante la lettura di un tracciato è possibile

ottenere informazioni sul ritmo cardiaco, sulla velocità di conduzione e sulla

condizione dei tessuti cardiaci.

Nonostante ciò, l’interpretazione di alcuni dettagli può essere molto complicata.

69

Al fine della corretta diagnostica di possibili patologie cardiache è possibile estrarre

le seguenti informazioni fondamentali da un tracciato[3][4].

1. Frequenza cardiaca: generalmente è espressa in numero di battiti al minuto

(bpm). Si può calcolare valutando il tempo che intercorre tra due complessi

QRS (intervallo RR) successivi ed in seguito determinando il rapporto tra 60

secondi ed il tempo misurato. Una frequenza cardiaca è ritenuta regolare se

compresa tra 60 e 100 bpm: al di sotto si parla di bradicardia, mentre al di sopra

si parla di tachicardia.

2. Ritmo cardiaco: esprime la regolarità del battito cardiaco. Si verificano aritmie

quando il periodo di tempo che intercorre tra due complessi QRS successivi non

è costante. Questa condizione può derivare da un’extrasistole (battito

soprannumerario) benigna, oppure essere causata da una condizione più seria

come la fibrillazione atriale.

3. Morfologia onda P: è la prima onda che si genera nel ciclo cardiaco e

corrisponde alla depolarizzazione degli atri. In condizioni normali ha

un’ampiezza modesta ed è rivolta verso l’alto. Si sviluppa in un tempo compreso

tra i 6 e i 12 ms.

4. Intervallo PR: la misura dell’intervallo riflette il tempo intercorso tra la

depolarizzazione degli atri e la depolarizzazione dei ventricoli. Un tempo

ritenuto regolare è compreso tra i 12 e i 20 ms.

5. Complesso QRS: rappresenta la depolarizzazione dei ventricoli e va analizzato

molto attentamente sia sotto il profilo della durata che della morfologia. La

durata normale varia tra i 6 e i 10 ms.

4.3. Caratteristiche di un elettrocardiografo La comprensione dei componenti elettronici che costituiscono un dispositivo ECG è

più semplice se si suddivide il sistema in front-end analogico e ADC, che

acquisiscono e digitalizzano i segnali, e “resto del sistema”, che analizza, mostra,

memorizza e trasmette i dati.

I front-end dei vari dispositivi condividono gli stessi requisiti di base, ma differiscono

tra loro in numero di derivazioni, fedeltà del segnale, reiezione dei disturbi e così via.

70

Il resto del sistema può assumere implementazioni molto differenti a seconda delle

funzionalità aggiuntive richieste.

4.4. Derivazioni Una delle caratteristiche principali è il numero di derivazioni. Il massimo numero di

derivazioni normalmente è pari a 12 ed in questo caso vengono impiegati 10

elettrodi.

Nove di questi si utilizzano per prelevare segnali elettrici, mentre il decimo, collegato

alla gamba destra (RL), viene pilotato dal circuito ECG al fine di ridurre la tensione

di modo comune[5]. I 9 elettrodi utilizzati per la misura sono: braccio sinistro (LA),

braccio destro (RA), gamba sinistra (LL) e 6 elettrodi precordiali (da V1 a V6).

Nonostante il sistema a 12 derivazioni appena descritto sia il più comune nell’ambito

di esami medici, i dispositivi indossabili operano con un numero di derivazioni inferiori

(comunemente 5, 3 o 1). Le 12 derivazioni vengono distinte in:

• derivazioni bipolari: sono le derivazioni definite dal triangolo di Einthoven.

Ciascuna derivazione è il risultato della differenza di potenziale tra una coppia

di elettrodi.

• derivazioni unipolari aumentate di Goldberger: utilizzano gli stessi elettrodi delle

misure bipolari, ma ciascuna derivazione viene calcolata come la differenza

tra il potenziale di un elettrodo e la media degli altri due. Si definiscono quindi:

aVR = RA −LA + LL

2

aVL = LA −RA + LL

2

aVF = LL −RA + LA

2

• derivazioni unipolari precordiali di Wilson: si utilizzano gli elettrodi precordiali

posizionati vicini al cuore che permettono di rilevare lesioni che potrebbero

sfuggire con l’utilizzo esclusivo delle altre derivazioni. Come elettrodo di

riferimento si utilizza la media dei potenziali prelevati dagli elettrodi di Einthoven.

Il nome assegnato a ciascuna derivazione è definito dall’elettrodo considerato

(da V1 a V6).

Nello specifico le derivazioni bipolari e aumentate di Goldberger (I, II, III, aVR, aVL e

aVF) registrano le tensioni che si sviluppano sul piano frontale del corpo, mentre le

71

derivazioni precordiali di Wilson esaminano il piano orizzontale del corpo.

Globalmente, le 12 derivazioni, forniscono una rappresentazione tridimensionale

della depolarizzazione e ripolarizzazione atriale e ventricolare[6].

4.5. Elettrodi Gli elettrodi relizzano l’interfaccia tra il corpo umano ed il dispositivo di misura. In

ogni misura di potenziale, la corrente scorre nel circuito di misura almeno per una

frazione del tempo in cui la misura viene effettuata. Idealmente questa corrente

dovrebbe essere nulla, ma nella realtà non lo è mai. Gli elettrodi devono quindi

essere in grado di condurre una corrente elettrica attraverso l’interfaccia corpo

umano-circuito di misura. Di fronte ad un’analisi più approfondita si può notare che

l’elettrodo deve compiere una funzione di trasduzione, in quanto nel corpo la

conduzione è ionica, mentre nell’elettrodo e nei fili di connessione è elettronica.

Nel corso degli anni sono stati sviluppati diversi tipi di elettrodi per ECG, tra cui:

• Elettrodo adesivo usa e getta: è l’elettrodo standard impiegato negli esami clinici.

Consiste di un substrato di plastica con un sottile disco metallico ricoperto

d’argento da un lato, collegato ad un bottone (simile a quello usato negli

indumenti) placcato argento sull’altro lato. Il cavo dell’elettrocardiografo ha dei

terminali di tipo “femmina” che si interfacciano con i vari elettrodi. Il disco

argentato funge da elettrodo e può essere ricoperto da cloruro d’argento (AgCl)

e da uno strato di gel elettrolitico preapplicato. Al disco di plastica viene applicata

una sostanza adesiva biocompatibile per favorire il contatto con la pelle. La

praticità e l’economicità di questi elettrodi ne hanno favorito l’affermazione come

standard de facto in ambito medicale.

• Elettrodi a suzione: sono utilizzati talvolta nelle derivazioni precordiali (figura 0.3).

Vengono tenuti in posizione grazie al bulbo di gomma, schiacciato ed in seguito

posizionato e rilasciato, che crea una differenza tra pressione interna ed esterna e

quindi tiene in posizione l’elettrodo (preventivamente ricoperto di gel elettrolitico).

Non può essere utilizzato per periodi di tempo estesi in quanto può facilmente

creare irritazione.

• Elettrodi flessibili: si adattano alla superficie su cui vengono collocati (figura 0.4).

Sono utilizzati per il monitoraggio ECG e della respirazione tramite bioimpedenza in

72

neonati prematuri che pesano meno di 2500 g. Le tecniche di fabbricazione sono

molteplici; una possibilità è la costruzione mediante una pellicola in Mylar su cui

vengono depositati uno strato di Ag e AgCl. Un altro dei vantaggi di questi elettrodi

è che sono completamente trasparenti ai raggi-X, quindi non è necessario

rimuoverli quando si devono ottenere radiografie toraciche.

• Elettrodi a secco in “smart textiles”: a differenza degli elettrodi tradizionali, vengono

integrati negli indumenti e realizzano un interfaccia a secco con la superficie

corporea. Nello sviluppo di elettrodi ECG basati su tessuti è necessario effettuare

diverse considerazioni riguardanti la resistenza a sostanze chimiche e la

compatibilità con la pelle. Per esempio, gli elettrodi AgCl, quando indossati per

lunghi periodi, causano irritazioni e dermatiti. La ricerca attuale si sta concentrando

sullo sviluppo di elettrodi che non stimolino la pelle.

4.6. Front-end analogico La prima funzione del front-end analogico è quella di amplificare i segnali elettrici

provenienti dal cuore.

In questo processo è necessario aggiungere una serie di filtri che consentano di

ridurre i disturbi provenienti da sorgenti RF, i disturbi con frequenza di 50 Hz della rete

elettrica[7] e i segnali provenienti da altri muscoli. In aggiunta bisogna tenere conto

del fatto che il segnale possa avere un offset DC di centinaia di millivolt.

Le connessioni elettriche, inoltre, non devono rappresentare un pericolo per il

paziente e non devono interferire con il normale funzionamento di altri apparecchi

medicali connessi.

La banda di maggiore interesse per l’ECG è normalmente compresa tra 0.05 Hz e

100 Hz. L’architettura del front-end analogico ha un grande impatto sulle

prestazioni.

73

È possibile osservare due architetture differenti:

1. Front-end “brute force”. Si possono utilizzare ADC molto prestanti per

digitalizzare simultaneamente i segnali di tutti gli elettrodi ad una risoluzione

superiore a 20 bit e frequenza di 200 kHz. In seguito, si può utilizzare un

processore di segnale digitale (comunemente denominato DSP, Digital Signal

Processor) per determinare il segnale di ogni derivazione e filtrare le frequenze

indesiderate. IL DSP calcola i valori per un DAC che pilota l’elettrodo della

gamba destra. Seppure questo metodo incontri le specifiche richieste per la

misura di un ECG di elevata qualità, normalmente non viene adottato in quanto

genera costi e consumi di energia elevati.

2. Front-end minimale. Questo front-end viene utilizzato in dispositivi consumer con

una sola derivazione. I segnali di ingresso vengono accoppiati

capacitivamente ad un amplificatore differenziale seguito da un filtro passa-

basso e un ADC a 10 bit e 120 Hz. L’accoppiamento capacitivo elimina le

problematiche legate all’offset DC ed il filtraggio passa-basso rimuove le

componenti introdotte dai segnali generati da dispositivi pacemaker.

La maggior parte dei dispositivi ECG adottano soluzioni intermedie tra le due

precedenti.

Al posto di amplificatori differenziali, si adottano amplificatori da strumentazione

che permettono di ridurre la tensione di modo comune.

74

4.7. Sistema indossabile per la misura di biopotenziali In questa sezione viene presentato un sistema elettronico indossabile per la misura

di biopotenziali sviluppato presso il laboratorio di microelettronica dell’Università

degli studi di Bergamo[8].

Il sistema elettronico realizzato è il risultato di una progettazione volta a fornire il

maggior numero di funzionalità in una piattaforma dalle dimensioni contenute in

modo da rendere il sistema facilmente indossabile. Il diagramma a blocchi che

mostra l’interconnessione dei componenti principali e la fotografia del sistema sono

visibili in figura 3.

Figura 3: diagramma a blocchi e foto del sistema elettronico indossabile.

4.8. Architettura del sistema Come mostrato in figura 3, il sistema è composto da due schede stampate (PCB),

impilate e connesse tra loro attraverso un connettore board-to-board che consente

di trasmettere i segnali acquisiti.

La board superiore integra i componenti elettronici principali, mentre quella

inferiore fornisce un mezzo di interconnessione con gli elettrodi utilizzati per

l’elettrocardiogramma.

In questa configurazione le dimensioni del sistema risultano essere pari a 30 x 25 x 10

mm.

75

4.9. CPU L’unità elaborativa del sistema è il microcontrollore STM32F401 che combina le

buone prestazioni dell’architettura a 32 bit Cortex M4 con dei bassi consumi di

potenza.

Fornisce una grande varietà di periferiche ed interfacce standard in un package

BGA (Ball Grid Array) dalle dimensioni ridotte pari a 7 x 7 mm.

4.10. Alimentazione Il sistema è alimentato da una batteria ai polimeri di litio con capacità di 155mAh.

La tensione operativa di 3 V viene ottenuta per mezzo di un circuito step-down ad

elevata efficienza. La batteria può essere ricaricata per mezzo di un cavo micro-

USB di tipo B attraverso l’apposito connettore montato sul sistema. In questa

configurazione, il sistema è in grado di acquisire e trasmettere tramite link Bluetooth

le misure delle 3 derivazioni bipolari ad una frequenza di 500 Hz per oltre 5 ore.

4.11. Front End Analogico ECG La misura del tracciato ECG viene effettuata per mezzo del circuito integrato

ADS1298R[9] prodotto da Texas Instruments. Questo dispositivo integra 8 canali con

amplificatori a basso rumore a guadagno programmabile (sette impostazioni

possibili tra 1 e 12). I segnali analogici vengono digitalizzati per mezzo di convertitori

ADC delta-sigma con frequenza di campionamento impostabile tra 250 Hz e 32 kHz

e risoluzione pari a 24 bit. Le tracce possono essere lette attraverso un’interfaccia di

comunicazione standard SPI. Il front-end integra circuiti specifici per la misura

dell’impedenza respiratoria che consente di effettuare una misura del ritmo

respiratorio. È consentita una configurazione flessibile dei multiplexer degli ingressi e

sono incluse funzioni specifiche quali il pilotaggio della gamba destra (RLD),

terminale centrale di Wilson (WCT), rilevazione lead-off ecc. Il dispositivo è in grado

di calcolare le derivazioni aumentate di Goldberger. Nonostante il circuito integrato

consenta di misurare fino a 8 derivazioni, nel sistema implementato viene effettuata

la misura delle 3 derivazioni bipolari con pilotaggio della gamba destra. Tuttavia,

con piccole modifiche nella scheda che fornisce l’interfaccia con gli elettrodi, è

possibile ottenere un sistema in grado di misurare fino a 11 derivazioni (di cui 3

calcolate in maniera digitale).

76

4.12. Connettività Il sistema integra il modulo Bluetooth V3 Classe 2 SPBT2632C2A prodotto da

STMicroelectronics che consente di realizzare una comunicazione wireless ad

elevato throughput in grado di trasmettere fino a 4 tracce ECG

contemporaneamente ad una frequenza di 500 Hz.

Dispone inoltre dell’interfaccia UART (baud rate 460800 bps) per la comunicazione

con il microcontrollore e supporta i profili OBEX e SPP. Per una soluzione dai consumi

energetici ridotti, la footprint del modulo è progettata per essere compatibile con il

modulo Bluetooth Low Energy (BLE) SPBTLE-RF.

4.13. Sensori inerziali e termistori Il sistema integra l’accelerometro triassiale LIS2DH12 per consentire il riconoscimento

delle attività fisiche. Un termistore per la misura della temperatura ambientale è

posizionato sulla PCB superiore, mentre la temperatura corporea superficiale può

essere misurata attraverso il termistore montato sulla PCB inferiore.

4.14. Memoria Una memoria di capacità pari a 128 Mb è integrata per consentire la

memorizzazione di tracce ECG e consentire una modalità di funzionamento con

minore consumo di energia. Le acquisizioni possono essere successivamente

scaricate tramite link Bluetooth. Il sistema è in grado di memorizzare fino a 3 ore di

acquisizione di una derivazione ECG ad una frequenza di 500 Hz.

4.15. Firmware In figura 4 viene rappresentata la macchina a stati finiti del firmware implementato

a bordo del sistema. Il sistema può essere risvegliato dallo stato di risparmio

energetico (Stop) tramite la pressione del pulsante o attraverso accelerazioni che

superano una soglia programmata. Dallo stato Idle l’operatività del sistema è

controllata attraverso un apposito insieme di comandi inviati tramite Bluetooth. Al

fine di mantenere i consumi ad un livello minimo, il modulo Bluetooth viene

collocato in uno stato di risparmio energetico quando non è instaurata nessuna

connessione con un client. Di seguito vengono descritti gli altri principali stati del

sistema:

77

• Stream: il sistema trasmette le tracce selezionate alla frequenza impostata.

• Log: le tracce vengono salvate sulla memoria integrata a bordo della

piattaforma. Il file salvato può essere in seguito scaricato per mezzo di uno

specifico comando.

• Single shot: vengono trasmessi i valori di temperatura ambientale e corporea.

Figura 4: macchina a stati finiti dl firmware.

4.16. Misure Misure con elettrodi a gel

Figura 5: Elettrodo a gel.

Gli elettrodi ECG Ag/AgCl sono lo standard per misure elettrocardiografiche in

esami ospedalieri. Per valutare le prestazioni del sistema indossabile, il sistema è

78

stato connesso a tali elettrodi per mezzo di cavi coassiali e appositi adattatori a

coccodrillo come visibile in figura 5.

Sono state effettuate misure su diversi soggetti ed in figura 6 è possibile osservare la

traccia elettrocardiografica di una misura effettuata su un soggetto maschile in

salute di 25 anni.

Figura 6: Misura con elettrodi a gel.

4.17. Misure con smart-textiles Per dimostrare la possibilità di realizzare un sistema completamente indossabile,

sono stati utilizzati tessuti trattati con un composto a base di grafene per acquisire e

trasmettere i segnali ECG. Uno dei principali vantaggi di questi materiali è la

possibilità di essere applicati a qualsiasi capo di abbigliamento garantendo buone

proprietà di conduzione elettrica. Sono state realizzate delle strisce di tessuto con

lunghezza pari a 30 cm e larghezza di 4 cm (figura 7).

Per mezzo di tale tecnologia non è più necessario ricorrere agli elettrodi e ai cavi in

quanto in tessuto conduttivo consente di acquisire biopotenziali e trasmetterli alla

piattaforma indossabile. In questo modo è possibile effettuare monitoraggi

79

prolungati assicurando un elevato livello di confort. In figura 8 è possibile osservare

una traccia acquisita attraverso questi tessuti; la qualità è compatibile con quella

dei segnali acquisiti attraverso elettrodi a gel.

Figura 7: elettrodo a secco in smart-textile

Figura 8: misura dell’elettrocardiogramma tramite elettrodi realizzati con smart-textiles.

4.18. Riferimenti bibliografici [1] World Health Organization. The top 10 causes of death.

http://www.who.int/mediacentre/factsheets/fs310/en/, 1 2017.

80

[2] P.F. Fazzini and F. Marchi. Manuale di cardiologia per operatori sanitari. Rosini

editrice, 1989.

[3] Medical Training and Simulation LLC. Ekg interpretation.

http://www.practicalclinicalskills.com/reading-ekg, 2016.

[4] Juan Sztajzel. Introduction à l'ecg.

http://www.medecine.unige.ch/enseignement/apprentissage/module2/cir

c/apprentissage/intranet/cours/intro_ecg.pdf.

[5] B. B. Winter and J. G. Webster. Driven-right-leg circuit design. IEEE Transactions

on Biomedical Engineering, BME-30(1):62-66, Jan 1983.

[6] Ary L. Goldberger, Zachary D. Goldberger, and Alexei Shvilkin. Goldberger's

Clinical Electrocardiography, a simplified approach. Elsevier, 8 edition, 2012.

[7] Richard E. Gregg, Sophia H. Zhou, James M. Lindauer, Eric D. Helfenbein, and

Karen K. Giuliano. What is inside the electrocardiograph? Journal of

Electrocardiology, 41(1):8 - 14, 2008.

[8] M. Caldara, D. Comotti, L. Gaioni, A. Pedrana, M. Pezzoli, V. Re, and G.

Traversi. Wearable sensor system for multi-lead ecg measurement. In 2017 IEEE

14th International Conference on Wearable and Implantable Body Sensor

Networks (BSN), pages 137-140, May 2017.

[9] Texas Instruments. ADS1298R datasheet.

http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ads1298.pdf, 8 2015

81

5. Smart textiles e Internet of Things sensori integrati e tecniche di

energy harvesting

Autori: Patrick Locatelli e Andrea Pedrana

5.1. Introduzione Al giorno d’oggi viviamo in una società guidata dalla conoscenza che sta

affrontando un crescente impatto della scienza e della tecnologia su tutti gli aspetti

della vita, attraverso prodotti, servizi ed esigenze dei consumatori. Sempre più

oggetti che ci circondano nella vita quotidiana aumentano di funzionalità e

intelligenza. L'Internet of Things (IoT) è una tecnologia emergente che mira a una

comunicazione semplice e discreta tra oggetti e servizi intelligenti, e al loro

adeguamento alle mutevoli condizioni ambientali o di situazione. La tecnologia

indossabile è un chiaro esempio di IoT: dispositivi indossabili o “cose” sono in grado

di comunicare con altre “cose” locali e remote, così come di associare il

proprietario allo specifico sensore e contesto. Esempi di tale tecnologia sono

indumenti e tessuti che, ad esempio, monitorano i segnali cardiaci, emettono luce,

cambiano forma e rilevano temperatura e umidità: tali informazioni possono quindi

essere trasferite ad un sistema di elaborazione localizzato o remoto (cloud) tramite

tecnologie di trasmissione wireless, e possono essere utilizzate per notificare terzi

circa le condizioni fisiche del soggetto sensorizzato, o ancora le condizione

ambientali di ciò che lo circonda.

Gli e-textiles (o smart textiles) sono una delle tecnologie portanti per dispositivi

indossabili e IoT, orientata ad uno svariato numero di applicazioni come sport,

medicina, e supporto agli anziani.

Attualmente si sta assistendo ad un crescente numero di approcci relativi

all'integrazione dell'elettronica nel settore tessile, parallelamente ad un enorme

progresso in termini di fabbricazione di sensori in grado di essere sviluppati

direttamente su tessuti.

82

In particolare, esistono due approcci generali alla realizzazione di tessuti smart:

Il primo approccio prevede l’integrazione di prodotti elettronici (ad esempio,

elettrodi) finiti su indumenti finiti, semplicemente incollando il prodotto nella

posizione più appropriata sul tessuto o utilizzando tecniche di deposito per

trasferire il materiale funzionale sul supporto tessile.

Il secondo approccio prevede invece l’introduzione di materiali intelligenti

durante il processo di fabbricazione tessile. In questo modo, il materiale

funzionale resta integrato nel tessuto stesso.

Tramite questi approcci, si rende possibile realizzare dei tessuti smart che integrino

capacità di trasduzione delle grandezze fisiche ed elettriche (sensori e attuatori),

sistemi di comunicazione cablati e wireless per il trasferimento dei segnali e delle

informazioni, e sistemi per la collezione, la conversione e l’immagazzinamento di

diverse forme di energia (energy harvesting).

5.2. Smart textiles e Sensori integrati I sensori possono essere considerati come le sorgenti dati dell’Internet of Things.

Nell’ambito degli indossabili, tali dispositivi raccolgono informazioni sia da chi li

indossa, sia dall’ambiente circostante. L'integrazione della funzione di rilevamento

intrinseco in strutture tessili è un modo elegante per monitorare i cambiamenti del

corpo umano e/o dell'ambiente. L'integrazione dei sensori non è solo una

preoccupazione nel settore dell'abbigliamento, ma ha anche un potenziale nelle

applicazioni tessili tecniche, ad esempio nel settore automobilistico in cui la quota

di componenti tessili è in costante aumento.

5.3. Sensori di deformazione Nell’ultimo decennio, la possibilità di utilizzare sensori di deformazione basati su

materiali tessili è stata presentata in diversi progetti di ricerca. Questa nuova

generazione di dispositivi di misurazione della deformazione è stata realizzata per

applicazioni in cui i sensori convenzionali non sono adatti per via della loro rigidezza

meccanica. I sensori di deformazione possono basarsi su diversi tipi di principi, i più

comuni dei quali piezoresistivi ed ottici. L'effetto piezoresistivo, utilizzato con

successo nei sensori, può indicare il cambiamento di sollecitazione o deformazione

nel tempo registrando la variazione di resistenza intrinseca del materiale. Le fibre

83

ottiche, invece, utilizzano un altro fenomeno, misurando il percorso e l’intensità di

un segnale ottico. A dispetto dei primi, il vantaggio dei sensori a fibra ottica è che i

segnali ottici eliminano efficacemente i rumori elettrici. Molti approcci precedenti

hanno integrato le proprietà di rilevamento della deformazione direttamente nella

struttura tessile, tramite l’impiego di diversi processi tessili.

Sensori a maglia fabbricati con filati a base di carbonio o metallo sono stati utilizzati

per misurare forze cicliche come la frequenza respiratoria. Il rivestimento o la

deposizione chimica da vapore sono altri metodi per applicare la conduttività alla

struttura tessile: è stato dimostrato, infatti, che i rivestimenti di compositi elastomerici

conduttivi hanno proprietà piezoresistive altamente sensibili quando viene

applicata una deformazione, come stiramenti o premere pressioni.

I polimeri conduttivi, come la polianilina, la polipirola o il politiofene, sono polimeri

intrinsecamente in grado di condurre la carica attraverso la loro struttura

polimerica, e sono stati usati anche come sensori di deformazione in diversi progetti.

Guo et al. (Textile Strain Sensors Characterization – Sensitivity, Linearity, Stability and

Hysteresis, 2010) riportano lo sviluppo e la caratterizzazione di quattro sensori di

deformazione realizzati con diverse tecniche di fabbricazione e materiali. Nello

specifico, i materiali conduttivi sono stati integrati su tessuti elastici e non elastici

(poliammidi, lycra, cotone, poliestere) tramite due tecniche: rivestimento e

intrecciatura.

Nel primo caso, particelle di nero di carbone – un materiale conduttivo – sono state

depositato sulla superficie del tessuto tramite una spalmatrice a lama su rullo (Figura

1). In normali condizioni (A), le particelle sono strettamente a contatto tra loro e

uniformemente distribuite, ed il percorso elettrico è ampio e semplice; quando il

substrato tessile viene deformato (B), le particelle vengono spostate al punto che

alcune di queste perdono il contatto fisico con le altre: in queste condizioni, il

percorso si strige e la corrente trova difficoltà nel percorrere lo strato conduttivo,

pertanto la resistenza aumenta. Nel secondo caso, invece, fili di materiale metallico

conduttivo vengono intrecciati nel tessuto ad armatura a tela (Figura 2).

In normali condizioni (A) i fili metallici sono distanziati tra loro, mentre a tessuto

deformato (B) i fili conduttori entrano in contatto, aumentando il percorso

84

disponibile per la corrente e facilitandone il transito, diminuendo la resistenza

elettrica.

Figura 1: a sinistra, sensore di deformazione integrato su poliestere tramite una spalmatrice a lama

su rullo. A destra, principio di funzionamento del sensore realizzato per deposito.

85

Figura 2: a sinistra, sensore di deformazione integrato in un substrato di cotone tramite tessitura.

A destra, principio di funzionamento del sensore realizzato per intreccio.

86

In altri contesti, sensori di deformazione possono essere realizzati sfruttando elementi

capacitivi integrati nei tessuti. Totaro et al. (Soft Smart Garments for Lower Limb Joint

Position Analysis, 2017) hanno realizzato una ginocchiera smart per la misurazione

dell’angolo di piega del ginocchio in soggetti anziani.

L’indumento si compone di una parte sensorizzata, in cui tre strati conduttivi alternati

a due strati di dielettrico sono stati integrati nel tessuto. Tipicamente, la capacità

che si realizza tra due armature conduttive separate da un materiale isolante

dipende dall’area 𝐴 delle armature, dalla costante dielettrica 𝜀𝑥 del materiale

interposto ad esse e dal suo spessore 𝑑, secondo la relazione:

𝐶 = 𝜀𝑥

𝐴

𝑑.

In caso di deformazione del tessuto (elastico), le armature subiscono una variazione

dell’area in quanto depositate direttamente sulla superficie dell’indumento;

contemporaneamente, il materiale dielettrico posto a separazione degli strati

conduttivi si assottiglia per via dello stiramento, causando una diminuzione del

parametro 𝑑. Misurando la variazione di capacità, è possibile risalire alla quantità di

deformazione subita dall’indumento.

5.4. Sensori di umidità Il monitoraggio del livello di umidità relativa (RH) risulta essere d’interesse per diversi

processi industriali e applicazioni tessili. Esistono diverse tecniche per la misurazione

del livello di umidità: tra queste, quelle di tipo resistivo e quelle di tipo capacitivo

sono le migliori per quanto riguarda la possibilità di integrazione nei tessuti. Negli

igrometri resistivi, viene misurato il cambiamento della resistenza elettrica di un

materiale dovuto all’umidità. I materiali tipicamente utilizzati sono sali e polimeri

conduttivi.

Esistono alcuni approcci per integrare i sensori di umidità basati su pellicola nelle

strutture tessili.

Ad esempio, sistemi di misurazione resistiva dell’umidità sono stati realizzati

stampando i sensori di PEDOT:PSS su substrati di pellicola, e successivamente

tessendoli nei tessuti. Un livello di integrazione più elevato è stato raggiunto tessendo

filamenti di acciaio inossidabile in una struttura incrociata in tessuti di cotone, per il

rilevamento dell'umidità nella biancheria da letto: la resistenza tra questi filamenti è

87

alterata dal liquido adsorbito nel tessuto del distanziatore. Sebbene questa matrice

di sensori possa fornire una risoluzione spaziale, il principio resistivo applicato non

rileva l'umidità nell'aria, bensì quella del tessuto stesso. Oltre ai principi di misurazione

resistivi mediante rivestimento di PEDOT:PSS, dimostratisi molto promettenti per la

misura dell'umidità nell'aria, alcuni lavori propongono l’incorporazione di nanotubi

di carbonio (CNT) in acido polilattico tramite melt spinning: le fibre risultanti

mostrano una conduttività elettrica che è influenzata dalle diverse molecole

adsorbite. Ancora, la polianilina è stata filata in fibre che mostrano un

cambiamento nella loro resistenza elettrica a seguito di adsorbimento di acqua.

Il monitoraggio dell'umidità tramite misure resistive è caratterizzato da diversi

svantaggi. Innanzitutto, la sollecitazione meccanica influenza la resistenza elettrica

della maggior parte dei rivestimenti.

Inoltre, tale proprietà del materiale dipende non solo dall’umidità ma anche dalla

temperatura, il che significa che nella pratica si renderebbe necessario combinare

il sensore con un sensore di temperatura, portando a un'ulteriore possibile fonte di

errore. Infine, poiché l’umidità influisce in maniera ridotta sulla variazione della

proprietà del materiale, è necessario utilizzare circuiterie complesse per la

misurazione di tale cambiamento. L’accuratezza e la robustezza rispetto alla

condensazione variano a seconda del materiale resistivo utilizzato: ad ogni modo,

esistono sensori robusti la cui accuratezza raggiunge i ±3 RH.

Per contro, i sensori capacitivi si presentano come un'alternativa molto robusta e

affidabile per misurare l'umidità, nei contesti in cui costi, spazi e fragilità risultano

essere rilevanti, anche a dispetto di una minore accuratezza. Negli igrometri

capacitivi, due elettrodi sono isolati da una sostanza dielettrica posta nel mezzo,

come un polimero o un ossido metallico.

Il dielettrico utilizzato è tipicamente un materiale igroscopico: l'umidità assorbita ne

altera la permittività, che può essere facilmente misurata in maniera capacitiva. Tali

sistemi per il monitoraggio dell’umidità relativa sono già in uso nel settore

dell'imballaggio medico e alimentare. Esempi di polimeri impiegabili in questa

tipologia di igrometri possono essere policarbossilati, film a base proteica (gelatina,

cheratina, collagene) e cellulosa: tutti questi materiali presentano un'elevata

capacità di assorbimento di acqua.

88

L’integrazione di questi igrometri capacitivi su substrati tessili può avvenire in due

modalità: la prima prevede la stampa di un sottile film di materiale elettroconduttivo

sulla superficie del tessuto, ricamato in modo tale da ottenere la forma e la

dimensione desiderata; la seconda, invece, prevede l’integrazione del sensore

all’interno del tessuto, tramite l’intreccio del materiale elettroconduttivo con le

maglie del tessuto stesso direttamente in fase di produzione. La Figura 3 mostra due

prototipi di igrometri capacitivi realizzati da Grethe et al. (“Textile humidity sensors”,

2018). Nel primo caso, una struttura multistrato ed interdigitata di elettrodi in

carbonio è stata stampata su un tessuto in poliestere, e successivamente rivestita

da tre strati: due strati di materiali isolanti (poliuretano e ottiltrimetossisilano), ed uno

strato dielettrico (ortosilicato tetraetile) sulla superficie esterna. Nel secondo caso,

un filamento di rame del diametro di 100 µm è stato inserito all’interno di un filo ed

avvolto attorno ad un substrato di tessuto in poliestere.

Figura 3: esempi di igrometri capacitivi realizzati tramite stampa di materiale conduttivo su un

supporto tessile (in alto) e tramite integrazione del materiale conduttivo nelle fibre del tessuto (in

basso).

89

Gli igrometri capacitivi risultano essere robusti rispetto ad effetti quali

condensazione e temperature elevate temporanee, e la misura di umidità relativa

non è influenzata (come nel caso degli igrometri resistivi) dalla temperatura

ambientale. Per contro, sono caratterizzati da accuratezze basse (tramite

calibrazioni accurate si raggiungono ±2% RH nell’intervallo 5–95% RH, in caso

contrario l’accuratezza peggiora di un fattore 3) e sono soggetti a contaminazioni,

effetti di deriva nella misura ed invecchiamento: ciononostante, risultano essere

adatti a diverse applicazioni.

5.5. Sensori di temperatura Così come nel caso dei sensori di umidità, anche nel caso del monitoraggio della

temperature il principio fisico del trasduttore si basa su una variazione delle

proprietà di un materiale conduttivo.

I sensori di temperatura integrati nei tessuti trovano un largo impiego per la

realizzazione di indumenti di lavoro smart, in grado di rilevare variazioni nel livello di

temperatura ambientale, ma anche tessuti per elementi d’arredo, interni auto, e

tessuti per applicazioni sanitarie sia in ambito ospedaliero che domestico.

Il design di sensori di temperatura per e-textiles si basa sull’identificazione di una

variazione di resistenza elettrica in un materiale conduttivo, dovuto alla variazione

di temperatura dell’ambiente circostante.

Un esempio di termistore è il policarbonato/α’-(BEDT-TTF)2IxBr3-x, un sensore costituito

da una pellicola di policarbonato flessibile e da un conduttore molecolare

organico, depositati su un supporto tessile in poliestere: esso consente di identificare

piccole variazioni di temperatura. Un’alternativa promettente a questo tipo di

conduttore risiede nelle fibre tessili rivestite da grafene, utilizzate ad oggi per il

monitoraggio della temperatura corporea, che possono essere facilmente integrati

in diversi tessuti di forme e materiali diversi. La resistenza di superficie delle fibre tessili

rivestite da grafene, infatti, è molto sensibile agli stimoli esterni come temperatura,

stress meccanici e contatto con certe sostanze chimiche, e possono pertanto

essere impiegate come dispositivi wireless multisensoriali.

L’approccio alla realizzazione di questi tipi di sensori di temperatura consiste

nell’impiego di fibre di polipropilene (PP) rivestite da grafene. Utilizzando

90

quest’ultimo materiale, infatti, si può beneficiare del rapido cambiamento della

resistenza di superficie del grafene a fronte di cambi di temperatura da un lato, e

contemporaneamente dell’elevata robustezza delle pellicole di grafene a fronte di

stress meccanici come piegamenti e stiramenti dall’altro. Il processo di produzione

prevede il rivestimento delle fibre in PP con un singolo strato di grafene, che viene

fatto crescere sul tessuto tramite CVD con una camera di reazione a parete fredda,

utilizzando metano come fonte di carbonio ed una lamina di rame puro al 99,999%

con spessore 0,025 mm. La lamina di rame viene scaldata a 1035 °C in presenza di

H2 per 10 minuti, la crescita viene eseguita in presenza di H2 e CH4 per 5 minuti, quindi

la camera viene rapidamente raffreddata a temperatura ambiente per 10 minuti

con un flusso di Ar. Infine, il grafene viene prima trasferito su una sottile pellicola di

polimetilmetacrilato (PMMA), e da qui trasferito nuovamente sulle fibre finali.

5.6. Smart textiles e Attuatori integrati Per via dei molteplici vantaggi intrinseci offerti dalla maggior parte dei materiali

morbidi (come peso ridotto, bassi costi di produzione, elevato numero di gradi di

libertà e alta adattabilità), la soft robotics (“robotica morbida”) è emersa come un

campo di ricerca in continua evoluzione nel recente passato, combinando

competenze provenienti da diversi campi di ingegneria tra cui scienze dei materiali,

chimica e meccanica, per creare nuovi sistemi con capacità pre-programmate in

materiali elastomerici, capaci di sopportare grandi deformazioni.

I sistemi e le strutture della soft robotics possono potenzialmente essere utili per

applicazioni in diversi campi, che vanno dai sistemi bioispirati e biomimetici,

locomozione adattabile su terreni non strutturati e navigazione autonoma, alla

presa e manipolazione di oggetti fragili, all'utilizzo di strumenti chirurgici e alla

riabilitazione biomedica. Una componente fondamentale dei sistemi robotici

“morbidi” è costituita dagli soft actuators, o “attuatori morbidi”: essi consentono

l'attuazione meccanica impiegando una varietà di metodi diversi, tra cui

l'attuazione con l'ausilio di cariche elettriche, reazioni chimiche, leghe a memoria

di forma e fluidi pressurizzati. Tra i materiali ed i principi fisici che regolano alcune

91

categorie di attuatori oggigiorno integrati negli smart textiles vi sono gli elastomeri

dielettrici e l’elettroadesione.

Gli elastomeri dielettrici (DE) sono sistemi di materiali intelligenti che producono

grandi sforzi. Essi appartengono al gruppo dei polimeri elettroattivi (EAP), ossia

polimeri che mostrano un cambiamento di dimensioni o forma quando stimolati da

un campo elettrico. Gli attuatori DE (DEA) trasformano l'energia elettrica in lavoro

meccanico: sono leggeri e hanno un'alta densità di energia elastica.

Originariamente, le prime scelte come elettrodi per i DEA erano pellicole di polvere

di carbone o di grasso caricate con nerofumo, ma tali materiali hanno scarsa

affidabilità. Caratteristiche migliori possono essere ottenute con metallo liquido,

fogli di grafene, rivestimenti di nanotubi di carbonio, strati impiantati in superficie di

nanocluster metallici e film di metallo ondulato: tuttavia, queste opzioni offrono

proprietà meccaniche, resistenze dei fogli, tempi di commutazione e facilità di

integrazione limitate. Siliconi e elastomeri acrilici sono tra le alternative attualmente

più promettenti. Un DEA è un condensatore in cui uno strato di elastomero passivo

è racchiuso tra due elettrodi. Quando viene applicata una tensione, la pressione

elettrostatica generata dalle forze di Coulomb (ossia, l’attrazione tra le cariche

opposte depositatesi sulle armature del condensatore) agisce tra gli elettrodi, i quali

comprimono lo strato di elastomero.

L’equivalente pressione elettromeccanica è doppia rispetto alla pressione

elettrostatica e vale:

𝑝𝑒𝑞 = 𝜀0𝜀𝑟

𝑉2

𝑑2,

dove 𝜀0 ed 𝜀𝑟 sono rispettivamente le costanti dielettriche del vuoto e del polimero,

𝑉 è la tensione applicata agli elettrodi e 𝑑 lo spessore dello strato di elastomero. La

compressione del polimero genera un’espansione dell’area dello stesso. Questo

tipo di DEA richiede tipicamente una grande tensione di attuazione per produrre

alti campi elettrici (da centinaia a migliaia di volt), ma un consumo energetico

molto basso.

Inoltre, i DEA non richiedono alimentazione per mantenere l'attuatore in una

determinata posizione.

92

I polimeri impiegati negli DEA possono essere facilmente realizzati in varie forme

grazie alla facilità nella lavorazione di molti materiali polimerici, rendendoli molto

versatili. Una potenziale applicazione per gli DEA è che possono potenzialmente

essere integrati in sistemi microelettromeccanici (MEMS) per produrre attuatori

intelligenti. Come direzione di ricerca pratica più prospettica, i DEA sono stati

utilizzati nei muscoli artificiali: la loro capacità di emulare il funzionamento dei

muscoli biologici con elevata resistenza alla frattura, grande sforzo di azionamento

e smorzamento delle vibrazioni intrinseco, attirano l'attenzione degli scienziati in

questo campo.

In maniera simile, l’elettroadesione è l'effetto elettrostatico del “legame” tra due

superfici sottoposte a un campo elettrico: tale effetto può essere impiegato per

tenere o afferrare oggetti in domini diversi come ambito spazio, produzione di

oggetti dall’alto valore economico, robotica e sistemi autonomi.

Un pad elettroadesivo è costituito da elettrodi conduttivi posizionati su un substrato

polimerico.

Quando le cariche positive e negative alternate sono indotte su elettrodi adiacenti,

il campo elettrico risultante produce un accumulo di cariche opposte sulla

superficie che il pad tocca, causando così l'adesione elettrostatica tra gli elettrodi

e le cariche indotte nella superficie del materiale toccato.

La combinazione di questi due principi fisici e la loro implementazione su materiali

tessili ha concesso a Guo et al. (Electroactive textile actuators for wearable and soft

robots, 2018) di realizzare un prototipo dimostratore di robot “strisciante” (Figura 4).

Esso combina due attuatori elettroadesivi ad un DEA, il quale è stato pre-stirato e

fissato ad un supporto flessibile: ciò fa sì che normalmente il supporto flessible sia

piegato, e all’applicazione di una tensione sugli elettrodi del DEA il supporto torni

alla forma planare originale per via dell’aumento dell’area del elastomero.

93

Fasi di attivazione degli attuatori elettroadesivi sono interposte a fasi di rilassamento

della sezione centrale del robot (il “corpo”), in modo che i primi fungano da “piedi”

adesivi e fissino l’avanzata del resto.

Figura 4: Robot strisciante realizzato da Guo et al. La struttura è composta da un corpo centrale

costituito da un DEA, e da due piedi costituiti dagli attuatori elettroadesivi.

5.7. Sistemi di energy harvesting basati su smart-textiles L’impiego di sistemi wireless indossabili impone requisiti di progettazione stringenti. In

particolare, è richiesto che il sistema realizzi una comunicazione affidabile con un

nodo concentratore e che sia fornita un’alimentazione stabile anche in ambienti

ostili. Inoltre, è richiesto che la piattaforma abbia un consumo di energia limitato in

maniera tale da evitare l’utilizzo di batterie pesanti o di richiedere delle ricariche

troppo frequenti. Le classiche batterie rigide sono ingombranti e poco adatte

all’integrazione nei prodotti tessili.

In applicazioni critiche potrebbero verificarsi condizioni in cui la ricarica o la

sostituzione della batteria è impossibile. Dal momento che spesso le quantità fisiche

monitorate dai sensori negli smart textiles cambiano lentamente, le informazioni

possono essere misurate e trasmesse sporadicamente. Per cui operazioni a basso

duty cycle portano ad un consumo di potenza medio ridotto e quindi ad una

potenziale autonomia del sistema elevata. Dati i bassi requisiti di energia richiesta,

94

si possono adottare tecniche di energy harvesting per alimentare il sistema senza

l’utilizzo di batterie o con l’adozione di batterie più piccole e leggere. Con il termine

di energy harvesting (in italiano letteralmente “energia racimolata”) si definisce il

processo con cui l’energia viene catturata da fonti di energia ambientale (per

esempio energia solare, energia termica, energia cinetica o energia

elettromagnetica) e immagazzinata. I dispositivi che consentono di convertire

energia, detti harvester, forniscono una piccola quantità di energia fluttuante che

è necessario gestire con particolare attenzione.

Gran parte dei lavori in letteratura sfruttano una sola sorgente di energia, ma

esistono prototipi di sistemi che combinano l’energia proveniente da più fonti. I

componenti del sistema indossabile e del blocco di energy harvesting possono

essere facilmente integrabili in un’antenna realizzata interamente in tessuto. Le

dimensioni dell’antenna devono rimanere nell’ordine della grandezza di mezza

lunghezza d’onda per massimizzare l’efficienza di radiazione in prossimità del corpo

umano.

Può risultare necessario integrare più di un’antenna nello stesso indumento per

evitare effetti di attenuazione causati dal corpo umano oppure per fornire diversi

servizi che operano su bande di frequenza distinte. Ciò non presenta un particolare

problema in quanto gli indumenti presentano una superficie molto ampia e le

antenne tessili sono elementi leggeri e flessibili.

5.8. Energy harvesting in applicazioni indossabili L’energy harvesting è una tecnica che ha ottenuto un elevato grado di interesse

negli ultimi anni in quanto si propone come una potenziale fonte di energia illimitata

per alimentare dispositivi a basso consumo di potenza. Allo stato attuale, i principali

sistemi che impiegano questo meccanismo sfruttano quattro fonti di energia: luce,

radiazioni elettromagnetiche, calore e movimento. Per consentire l’energy

harvesting e per fornire alimentazione ad un sistema indossabile basato su smart-

textiles, sono necessari tre blocchi elettronici fondamentali:

Un traduttore di energia detto harvester che converte l’energia ambientale

in energia elettrica

95

Un dispositivo che consente di immagazzinare l’energia prodotta per

incrementare l’autonomia del sistema e per far fronte agli intervalli di tempo

in cui non è possibile ricavare energia dall’ambiente. Tale blocco può essere

realizzato per mezzo di batterie ricaricabili oppure supercondensatori.

Un sistema di gestione della potenza che carica il dispositivo di

immagazzinamento dell’energia ad una tensione predefinita. Inoltre, tale

componente genera una tensione continua regolata per alimentare

opportunamente il sistema indossabile.

Ognuno di questi componenti elettronici può essere facilmente integrato su

un’antenna in smart-textile a patto che sia stata scelta un’opportuna topologia e

che il meccanismo di trasduzione lo consenta.

In figura 5 è possibile osservare un diagramma che rappresenta i principali blocchi che

realizzano un sistema d energy-harvesting.

Figura 5:Diagramma a blocchi di un sistema alimentato tramite energy-harvesting.

5.9. Harvester per energia luminosa Questa categoria di harvesting consente di generare energia elettrica a partire da

una sorgente luminosa, sia luce solare che artificiale, utilizzando celle fotovoltaiche

come trasduttori.

Le celle fotovoltaiche rappresentano la tecnologia di energy harvesting più matura

e diffusa.

96

La quantità di energia che si può ottenere dipende sia dalla composizione

spettrale, dall’angolo di incidenza e dall’intensità della luce che colpisce la cella

fotovoltaiche che dalle dimensioni, dalla tecnologia costruttiva e dalla sensibilità

della cella fotovoltaica. La disponibilità di luce è il vincolo principale che determina

l’utilizzo di questa tecnica di energy-harvesting. A livello progettuale, la principale

considerazione che determina la scelta della cella fotovoltaica ottima è la sorgente

di energia luminosa disponibile. La composizione spettrale della luce naturale è

molto diversa da quella della luce artificiale. Anche per sorgenti luminose artificiali,

lo spettro differisce notevolmente tra luci ad incandescenza, fluorescenti e LED. Per

esempio, è stato determinato che le celle di tipo a-Si sono la miglior scelta nel caso

illuminazione a LED, mentre le celle c-Si sono più adatte per sorgenti luminose ad

incandescenza. In aggiunta alle considerazioni appena fatte, per i sistemi

indossabili basati su smart-textiles è necessario che le celle siano flessibili e

facilmente integrabili. Tuttavia, anche con una scelta ottimale delle celle

fotovoltaiche, esiste una notevole differenza di energia prodotta a seconda

dell’applicazione finale. La densità di potenza ottenuta in uno scenario indoor è

molto inferiore rispetto a quella ricavabile in applicazioni outdoor. Una possibile

soluzione è utilizzare due diverse celle fotovoltaiche, una ottimizzata per l’impiego

all’interno di edifici, mentre l’altra adatta per utilizzo outdoor. Per applicazioni

indossabili vengono comunemente integrate sopra le antenne in smart-textiles celle

fotovoltaiche di tipo a-Si:H flessibili.

5.10. Harvester per energia elettromagnetica Sfruttare l’energia delle radiofrequenze (RF) per alimentare un sistema indossabile è

probabilmente una delle soluzioni più ovvie se si vuole riutilizzare l’antenna realizzata

con smart-textiles per effettuare energy-harvesting. È sufficiente collegare un

rettificatore tra i dipoli dell’antenna per realizzare una cosiddetta “rectenna”, cioè

un’antenna che converte la radiazione elettromagnetica incidente in una tensione

continua. Tuttavia, utilizzando questa tecnica è possibile ricavare quantità di

energia molto limitate. GSM900, GSM 1800 e WiFi sono i sistemi più interessanti per

effettuare energy-harvesting grazie alla loro onnipresenza e al fatto che si possono

costruire antenne a dipolo di dimensioni contenute.

97

Una soluzione alternativa è realizzare un sistema dedicato che consente la

trasmissione di energia RF. Le regolamentazioni nazionali e sovranazionali

applicano restrizioni sulle bande che è possibile utilizzare e la potenza che si può

trasmettere. Per cui un sistema di questo tipo deve necessariamente operare nella

banda ISM, un insieme di porzioni dello spettro elettromagnetico che possono

essere utilizzate senza licenza e sono riservate all’utilizzo in applicazioni non

commerciali, per uso industriale, scientifico e medico.

5.11. Harvester per energia termica Nel caso di energy-harvesting di energia termica, viene sfruttato il gradiente di

temperatura che si instaura tra il corpo umano e l’ambiente circostante.

L’efficienza, che rappresenta la quantità di calore del corpo umano recuperabile,

è limitata dell’efficienza di Carnot:

∆𝑇

𝑇ℎ

dove ∆𝑇 rappresenta il gradiente termico espresso in Kelvin, cioè la differenza tra la

temperatura corporea e quella dell’ambiente circostante, mentre 𝑇ℎ [𝐾] è la

maggiore tra le due temperature. Per esempio, assumendo una temperatura

corporea interna di 37 °C e una temperatura ambientale pari a 20 °C, l’efficienza

di Carnot risulta

310𝐾 − 293𝐾

310𝐾≅ 5.5%

Se la temperatura ambientale fosse di 30 °C, l’efficienza diminuirebbe a

310𝐾 − 303𝐾

310𝐾≅ 2.3%

Utilizzando il modello della macchina di Carnot è possibile determinare che la

massima potenza recuperabile è nell’intervallo 2.7-7.3 W nel caso di normale lavoro

di ufficio. In applicazioni pratiche non è possibile convogliare tutto il calore irradiato

dal corpo. Su un’area di 5 x 5 cm è possibile ottenere al massimo 2.9 – 8.1 mW di

potenza.

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I moduli elettronici che permettono di recuperare energia termica sono

comunemente denominati TEG (ThermoElectric Generator). Sfruttano l’effetto

Seebeck, un effetto termoelettrico per cui, in un circuito costituito da due distinti

conduttori metallici o semiconduttori, un gradiente di temperatura genera una

differenza di potenziale ai capi. Un dispositivo TEG viene realizzato tramite un certo

numero di termocoppie connesse elettricamente in serie.

È preferibile utilizzare un TEG flessibile per avere una migliore aderenza con la

superficie corporea e ottenere un maggiore comfort. In figura 6 è possibile osservare

il meccanismo di funzionamento di un generatore termoelettrico.

Figura 6: funzionamento di un generatore termoelettrico (TEG).

99

5.12. Harvester per energia cinetica L’energia cinetica viene declinata nei sistemi indossabili come energia che deriva

dal movimento.

Per effettuare energy-harvesting vengono utilizzati trasduttori elettromeccanici che

si basano su principi di conversione elettromagnetici, elettrostatici o piezoelettrici.

La densità di potenza che è possibile ottenere si reduce con le dimensioni del

generatore ed è fortemente dipendente dalla frequenza del movimento.

Risulta quindi molto complicata la realizzazione di dispositivi miniaturizzati che

consentano di ricavare livelli di energia utili per l’alimentazione di sistemi indossabili.

Diverse soluzioni propongono l’utilizzo di un trasduttore piezoelettrico posizionato

nelle scarpe per massimizzare la quantità di energia ottenibile.

Negli ultimi anni sono stati sviluppati sistemi MEMS (microelectromechanical systems)

che sfruttano il movimento per generare piccole quantità di energia.

Molti di questi generatori MEMS possono essere potenzialmente integrabili in sistemi

indossabili e collocati in zone che producono movimento (per esempio braccia o

gambe).

5.13. Power management L’energia ottenuta da un harvester non è direttamente fruibile per l’alimentazione

di un sistema indossabile a causa delle fluttuazioni della potenza prodotta e della

tensione.

È richiesto un circuito di gestione della potenza che consente di convertire la

potenza prodotta dai generatori in energia utilizzabile dal sistema.

Gli harvester possono essere classificati dal punto di vista elettrico in due gruppi:

Harvester che generano una tensione continua (DC), come TEG e celle

fotovoltaiche. Richiedono un convertitore DC-DC con un fattore di

conversione variabile e un controllore che consente di erogare la tensione

corretta per l’elettronica a valle

Harvester che generano una tensione alternata (AC), che richiedono in

primo luogo uno stadio rettificatore seguito da un convertitore DC-DC.

Inoltre, ogni harvester ha un punto operativo in cui l’energia elettrica estratta è

massima; tale punto dipende dalle proprietà dell’harvester e il controllore deve

100

essere in grado di inseguirlo. In tabella 1 è possibile osservare la quantità di potenza

ricavabile per i quattro tipi principali di harvester presentati.

Tipo di harvester Densità di potenza

Luce solare 20-100 mW/cm2

Luce artificiale 3-128 μW/cm2

Radiazioni RF 0.1-3 mW/m2

Energia termica umana 25 μW/cm2

Trasduttore piezoelettrico (scarpa) 330 μW/cm3

Tabella 1: densità di potenza per ciascun tipo di harvester.

La maggioranza degli harvester non è in grado di fornire energia stabile in maniera

costante, per cui può esser utile utilizzare una batteria secondaria o un

supercondensatore per continuare ad alimentare il sistema anche nelle situazioni in

cui la fonte di energia ambientale risulti indisponibile.

5.14. Antenna La topologia dell’antenna sviluppata con smart-textiles deve essere selezionata al

fine di ottenere un’efficienza di radiazione stabile ed elevata sia in prossimità del

corpo che in presenza dell’elettronica per di energy-harvesting. Un’antenna

progettata con attenzione permette di migliorare l’efficienza energetica del

sistema di comunicazione wireless.

La superficie richiesta dall’antenna può essere utilizzata per integrare l’elettronica

utilizzata per effettuare energy-harvesting. Le antenne realizzate per mezzo di tessuti

conduttivi sono particolarmente interessanti perché possono essere direttamente

integrabili negli indumenti.

Un aspetto di fondamentale importanza è la zona del corpo su cui viene collocata

l’antenna per ridurre al minimo le attenuazioni introdotte. In figura 7 è possibile

osservare un’antenna prodotta per mezzo di smart-textiles.

101

Figura 7: antenna realizzata in smart-textiles.

102

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