宋晉忠，嚴(yán) 洪，宮國強(qiáng)，張 煜，曹中平，張 琳

(中國航天員科研訓(xùn)練中心，北京100094)

0 引 言

心電圖廣泛應(yīng)用于醫(yī)院病人監(jiān)護(hù)和健康檢查、家庭監(jiān)護(hù)以及特因環(huán)境人員作業(yè)監(jiān)護(hù)等領(lǐng)域，為人體心臟的健康狀況評(píng)價(jià)提供重要依據(jù)，心電圖的采集通常通過粘貼式濕電極來實(shí)現(xiàn)的，這類電極需要使用導(dǎo)電膏來確保皮膚與心電電極之間的良好接觸，在測(cè)量心電圖的穩(wěn)定性和保真度上得到了廣泛的認(rèn)可。隨著人們生活水平的不斷提高，人們對(duì)健康監(jiān)護(hù)的要求不再只停留在醫(yī)院檢查，日常家庭監(jiān)護(hù)變得越來越重要，可穿戴式健康監(jiān)測(cè)成為我國健康醫(yī)療戰(zhàn)略發(fā)展的一個(gè)重要方向，“低擾度、無約束”成為心電圖采集技術(shù)的重要的發(fā)展目標(biāo)之一。傳統(tǒng)的粘貼式濕電極采集心電呈現(xiàn)出較多問題，具體體現(xiàn)在以下幾方面:

首先，電極與皮膚之間涂抹的導(dǎo)電膏最多維持大約24 h的良好接觸，當(dāng)需要更長時(shí)間監(jiān)測(cè)人體心電圖時(shí)，導(dǎo)電膏易變干涸，造成電極與皮膚之間的接觸阻抗發(fā)生變化，使信號(hào)的靈敏度和信噪比下降。這種情況下，就需要重新涂抹導(dǎo)電膏。

其次，導(dǎo)電膏傳導(dǎo)電信號(hào)時(shí)，長時(shí)間與皮膚接觸，高濃度電解質(zhì)會(huì)造成皮膚過敏或者瘙癢，甚至皮膚發(fā)炎等嚴(yán)重癥狀［1］。

再次，使用濕電極需要裸露皮膚涂抹導(dǎo)電膏，使用者與操作者并非都是同一性別，將會(huì)帶來操作上的不便，測(cè)試結(jié)束后還需清潔皮膚。這一系列操作和粘糊糊的導(dǎo)電膏給人帶來的不舒適感，容易引發(fā)使用者對(duì)佩戴電極產(chǎn)生潛在的抵觸情緒。

基于以上問題，本文從新型心電傳感器技術(shù)出發(fā)，探討用于心電圖采集的紡織結(jié)構(gòu)電極(織物電極)技術(shù)的研究進(jìn)展。

1 織物電極概念

1.1 干電極

相比濕電極，干電極是在提取人體體表生物電信號(hào)時(shí)不需要皮膚的預(yù)處理或涂抹導(dǎo)電膏的一種電極。

心電電極作為傳導(dǎo)體表心電圖的傳感器，其感應(yīng)基本原理是電極—皮膚界面發(fā)生電化學(xué)反應(yīng)，使得離子和電子發(fā)生交換。根據(jù)標(biāo)準(zhǔn)半電池電勢(shì)高低(half-cell potential)，電極材料分為極化(polarized)材料和非極化(nonpolarized)材料。完全極化材料表現(xiàn)為一個(gè)電容器，在電極和電解質(zhì)界面施加電壓，電流不能通過界面，而完全非極化材料表現(xiàn)為一個(gè)電阻器，電流可以自由通過?，F(xiàn)實(shí)中沒有完全極化或者完全非極化材料，都或多或少表現(xiàn)為極化特性［2］。根據(jù)電極材料性質(zhì)，通常認(rèn)為濕電極屬于非極化電極，干電極屬于極化電極［3］。

1.2 織物電極

紡織結(jié)構(gòu)電極，即織物電極(textile electrode)是近年來發(fā)展迅速的一種柔性干電極，織物電極是采用紡織材料經(jīng)紡織加工工藝開發(fā)的具有紡織結(jié)構(gòu)，能感知人體表面生物電信號(hào)的傳感器。紡織結(jié)構(gòu)電極易于集成到服裝中，用于健康監(jiān)控時(shí)，服裝的外觀不會(huì)有突兀的感覺，服裝的舒適性也不受影響，使用者也不會(huì)有被監(jiān)控的心理負(fù)擔(dān)。

織物電極用于長期心電監(jiān)測(cè)具有顯著的特點(diǎn):1)舒適性，織物電極屬于柔性電極，就像衣服一樣柔軟舒服，使用“水”代替濕電極的“導(dǎo)電膏”，解決了導(dǎo)電膏對(duì)皮膚的侵蝕和使用的不舒服性;2)可穿戴性，織物電極可以依托服裝作為載體實(shí)現(xiàn)穿戴式監(jiān)護(hù)，服裝的外觀不會(huì)有突兀的感覺，服裝的舒適性也不受影響，使用者也不會(huì)有被監(jiān)控的心理影響;3)水洗性，織物電極可以隨服裝一起水洗，可重復(fù)使用，解決了一次性心電電極使用帶來的大量耗材消耗問題;4)穩(wěn)定性，織物電極采用噴濺、電鍍等工藝實(shí)現(xiàn)金屬元素與紡織纖維的有機(jī)融合，保證了電化學(xué)性能的穩(wěn)定性。

2 織物電極技術(shù)

從織物電極是否集成印制電路板，將其分成有源織物電極和無源織物電極。

2.1 有源織物電極

干電極與皮膚界面的阻抗非常高，通常在電極上加一個(gè)緩沖放大電路，如圖1 所示，將高阻抗輸入轉(zhuǎn)換為低阻抗輸入，從而減少線路干擾噪聲，這種電極屬于有源電極，如圖2(a)。

圖1 阻抗變換電路Fig 1 Impedance converting circuit

Garey R 等人［4］設(shè)計(jì)了兩種紡織結(jié)構(gòu)電極用于心電監(jiān)護(hù)，一種是應(yīng)用聚氨酯薄膜技術(shù)將導(dǎo)電織物部分直接接觸印制電路板，另一種是將活動(dòng)電極直接插入簡單的織物電路中，能夠?qū)崿F(xiàn)小型化、低干擾。Yoo J 等人在柔性平面電路板(planar-fashionable circuit board，P-FCB)上制作出電極，并且將測(cè)量心電圖需要的其它部件也焊接到P-FCB上［5］。Xie Li 等人［6］對(duì)印制金屬板電極、織物電極、微針狀電極的特征進(jìn)行了系統(tǒng)比較分析，包括接觸阻抗、心電圖質(zhì)量、噪聲特征。發(fā)現(xiàn):織物電極、印制電極與傳統(tǒng)Ag/AgCl獲得的心電質(zhì)量相似;織物電極具有更好的舒適性、可穿戴性，但對(duì)運(yùn)動(dòng)干擾和壓力比較敏感;印制電極具有低功耗、輕便、環(huán)保等特點(diǎn)，微針狀電極易引入較大的噪聲，但可以用于體毛較重的受試者。

2.2 無源織物電極

無源織物電極一般是由具有導(dǎo)電功能的織物單獨(dú)實(shí)現(xiàn)，如圖2(b)。目前，各種結(jié)構(gòu)的紡織結(jié)構(gòu)電極己經(jīng)開發(fā)出來，包括機(jī)織、針織、非織造、刺繡等，它們都是采用導(dǎo)電纖維制作或者對(duì)常規(guī)纖維進(jìn)行導(dǎo)電化處理。

圖2 織物電極Fig 2 Textile electrode

Dilpreet Buxi 等人發(fā)現(xiàn)電極—皮膚阻抗與運(yùn)動(dòng)偽跡之間有緊密的關(guān)系，這種關(guān)系在干電極與濕電極存在差異性［7］，Gilsoo Cho 等人對(duì)噴濺式、刺繡式、編織式等不同類型的織物電極的性能進(jìn)行了比較，以金屬混合纖維(覆Cu/Ni 纖維)作為基底，刺繡上金屬線，這種工藝具有較好的導(dǎo)電性，同時(shí)將運(yùn)動(dòng)傳感器集成于織物電極，形成壓力阻抗織物(piezo-resistive textile)，能夠準(zhǔn)確地檢測(cè)阻抗變化［8］。Antonio Lanata 等人通過皮電響應(yīng)(electrodermal response)來區(qū)分人體情感狀態(tài)，應(yīng)用的傳感器媒介為織物手套［9］。Catarino A 等人將織物電極集成于襯衫上，用以連續(xù)心電信號(hào)監(jiān)測(cè)，同時(shí)提取除了心率、肌電信號(hào)，并提出將其應(yīng)用于運(yùn)動(dòng)員、老年人等領(lǐng)域有重要的意義［10］。Song H Y 利用雅卡爾提花織機(jī)(jacquard)設(shè)計(jì)了一種織物電極［11］，采用雙面織布，在緯線方向采用鍍Ag 纖維，發(fā)現(xiàn)這種制作方法比編織結(jié)構(gòu)更穩(wěn)定，具有較低的松緊效應(yīng)。Pola T 等人采用刺繡方式制作織物電極，提高了電極與皮膚的接觸面積［12］。Baek J Y 等人分別制備了含銅金屬層的PDMS 薄膜和3 mm厚的PDMS 結(jié)構(gòu)(含突起部分)，通過氧等離子處理表面后鍵合，制成的柔性聚合物干電極能進(jìn)行長時(shí)間心電圖檢測(cè)［13］。Kannaian T 等人采用75D 縱密度，150D 橫密度的尼龍織物作為基層，應(yīng)用Wilcom Embroidery Software 設(shè)計(jì)刺繡針法在滌綸織物表面繡上導(dǎo)電纖維，能夠較好地采集到心電信號(hào)，并與商用Ag/AgCl 電極從電極位置、信號(hào)質(zhì)量、紡線耗材、清洗、重復(fù)性等方面進(jìn)行了性能比較，得出利用此工藝制作的織物電極提取心電信號(hào)是可行的［14］。Priniotakis G 等人［15］分析了織物結(jié)構(gòu)、濕度、傳感器大小、穩(wěn)定性等對(duì)織物電極電化學(xué)阻抗譜的影響，發(fā)現(xiàn)織物結(jié)構(gòu)是影響織物電極性能重要的因素，其實(shí)驗(yàn)過程中，應(yīng)用了Westbroek P(2004)［16］研發(fā)的一個(gè)細(xì)胞仿真人體/織物電極系統(tǒng)(cell simulating the body/textile electrode system)來分析電化學(xué)阻抗譜。

Taji Bahareh 等人［17］用覆Ag 尼龍絲做成心電電極，并設(shè)計(jì)了心電圖調(diào)理放大、濾波、模/數(shù)轉(zhuǎn)換模塊、處理器等電路，實(shí)現(xiàn)心電圖的采集，建立了皮膚—電極接觸阻抗模型:單時(shí)瞬態(tài)模型和雙時(shí)瞬態(tài)模型，并應(yīng)用相關(guān)方法重建了心電信號(hào)，得出溫度影響著心電信號(hào)質(zhì)量的結(jié)論。

Kevin Tseng 等人［18］設(shè)計(jì)了新型的泡沫干電極作為心電電極，并研制了一種可穿戴式移動(dòng)心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，利用手機(jī)終端接收信號(hào)并顯示。將一塊導(dǎo)電泡沫(氨基甲酸乙酯)壓縮為5%～10%，一個(gè)0.2 mm 的平紋皺絲織品作為導(dǎo)電聚合纖維，導(dǎo)電率達(dá)到0.07 Ω/m2，與皮膚接觸面鍍有Ni/Cu，同時(shí)發(fā)現(xiàn)濕電極相比干電極在2～4 s 和7.6～9.7 s 受運(yùn)動(dòng)干擾較大。

Tong In O 等人［19］將納米網(wǎng)狀織物干電極用于生物電信號(hào)的采集，并與3 種導(dǎo)電織物進(jìn)行比較分析，發(fā)現(xiàn)納米網(wǎng)狀干電極與覆金屬織物的電極性能很接近，在10～500 Hz范圍內(nèi)接觸阻抗、電容與傳統(tǒng)Ag/AgCl 更接近，導(dǎo)電織物的臺(tái)階效應(yīng)弱于納米干電極。納米干電極噪聲干擾和噪聲譜密度低于導(dǎo)電織物，信號(hào)精度有所提高。

清華大學(xué)的張輝教授利用織物電極做成可穿戴式心率帶用于移動(dòng)心電圖監(jiān)測(cè)，能夠得到明顯的R 波，但整個(gè)周期心電信號(hào)波形形態(tài)不明顯。

3 討論與結(jié)論

從上述研究進(jìn)展可以看出，無源織物電極相比有源織物電極更能實(shí)現(xiàn)小型化、低功耗、舒適性目標(biāo)。

織物電極制作工藝也多種多樣，有噴濺式、刺繡式、編織式、雅卡爾提花式、表層電鍍式、PDMS 薄膜式、納米織物等。

織物電極用于傳導(dǎo)生物電信號(hào)的金屬元素主要有:Ag，AgCl，AgNy，AgCu，Cu，Ni 等。織物電極用于心電信號(hào)采集，通常依托相關(guān)載體實(shí)現(xiàn)，這些載體有:手套、服裝、松緊帶等，其中以服裝為最多。目前相關(guān)學(xué)者應(yīng)用織物電極采集心電信號(hào)，能夠得到比較完整的心電波形，但由于織物電極大的接觸阻抗和極化電壓，信號(hào)質(zhì)量與一次性心電電極有一定差距，還未能達(dá)到臨床監(jiān)護(hù)應(yīng)用要求，需要在織物電極和信號(hào)調(diào)理放大電路兩方面進(jìn)一步研究。

心電信號(hào)是經(jīng)過人體組織傳遞到體表，經(jīng)過電極感應(yīng)，后端放大、信號(hào)采集電路處理得到。在心電信號(hào)整個(gè)傳輸路徑中，人體組織是個(gè)良導(dǎo)體，其阻抗約為500 Ω;而皮膚—電極界面阻抗在數(shù)十千歐甚至大于兆歐，后端電路中的金屬導(dǎo)體的電阻可以忽略，皮膚—電極界面的電化學(xué)特性直接影響到心電信號(hào)采集的質(zhì)量。心電信號(hào)的頻率范圍為0.01～250 Hz，幅度為0.1～4 mV，織物電極作為提取心電信號(hào)的傳感器，目前很多學(xué)者研制織物電極更多地關(guān)注到100 kHz以上頻段的性能，常常忽略低頻段的電化學(xué)特性，電極—皮膚界面等效為一系列電阻和電容的串并聯(lián)，如圖3 所示，研究與心電信號(hào)同頻段的電化學(xué)性能，以及其他特征參數(shù)對(duì)其影響將更有意義。

圖3 電極—皮膚界面電學(xué)等效電路簡化模型Fig 3 Electrics equivalent circuit simplified model for electrode-skin interface

織物電極相比傳統(tǒng)粘貼式電極，其阻抗明顯增大，導(dǎo)致心電信號(hào)強(qiáng)度在傳導(dǎo)過程中有不同程度的衰減，在心電信號(hào)采集電路中，模擬前端中一級(jí)放大電路中的輸入阻抗也應(yīng)做相應(yīng)的改進(jìn)設(shè)計(jì)，進(jìn)一步增加輸入阻抗，實(shí)現(xiàn)電極—皮膚界面與調(diào)理電路的阻抗匹配，才能完整地拾取到心電信號(hào)。

另外，為了研究織物電極受壓力、皮膚接觸位移等因素的影響，相關(guān)學(xué)者將織物電極、壓力傳感器、加速度傳感器集成一起，全面研究織物電極性能。

從上述研究進(jìn)展分析可得，織物電極用于心電信號(hào)采集受多種因素影響，包括:織物結(jié)構(gòu)(電極大小、形狀、厚度)、濕度、電化學(xué)性能(皮膚—電極的接觸阻抗、極化電壓等)、電極位置、紡線耗材、運(yùn)動(dòng)干擾、壓力、溫度等，相關(guān)學(xué)者已對(duì)部分因素分別進(jìn)行了初步的研究，還沒有形成系統(tǒng)的結(jié)論，需進(jìn)一步詳細(xì)實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)，系統(tǒng)分析。

4 結(jié)束語

雖然應(yīng)用織物電極，通過“水”作為電信號(hào)傳導(dǎo)介質(zhì)能夠采集到較為完整的心電波形(不用傳導(dǎo)介質(zhì)信號(hào)質(zhì)量有所下降)，該技術(shù)離市場應(yīng)用還存在較大差距，主要體現(xiàn)在以下幾方面:

首先，表征心電電極是否能夠達(dá)到心電采集的要求，其主要的性能指標(biāo)是電極的電化學(xué)性能，包括皮膚—電極的接觸阻抗、極化電壓。目前關(guān)于這兩項(xiàng)指標(biāo)的檢測(cè)方法還不完備，有的學(xué)者搭建了測(cè)試電路［20］，其測(cè)試方法多種多樣，有的學(xué)者只是粗略測(cè)量其本身的導(dǎo)電率(阻抗)，完備準(zhǔn)確的電化學(xué)性能測(cè)量系統(tǒng)需進(jìn)一步研究。

其次，織物電極制作工藝技術(shù)多種多樣，但它們都存在水洗性(可重復(fù)性)、穩(wěn)定性等問題。

再次，織物電極通常依托服裝作為載體，其可穿戴性、舒適性還需進(jìn)一步研究。

最后，基于織物電極相對(duì)大的接觸阻抗和偏置電壓，不需要任何傳導(dǎo)介質(zhì)采集心電才能發(fā)揮織物電極獨(dú)有的優(yōu)勢(shì)，需從織物電極本身特性和調(diào)理放大電路兩方面進(jìn)一步分析改進(jìn)?？椢镫姌O的技術(shù)攻關(guān)將為傳統(tǒng)心電電極帶來技術(shù)革新，對(duì)生理信息監(jiān)測(cè)技術(shù)發(fā)展具有重大的推進(jìn)作用。

［1］ Avenel M，Goossens A，Zimerson E，et al.Contact dermatitis from electrocardiograph-monitoring electrodes:Role of p-tert-butylphenol-formaldehyde resin［J］.Contact Dermatitis，2003，48(2):108－111.

［2］ 許鵬俊.用于體表心電監(jiān)測(cè)的紡織結(jié)構(gòu)電極與皮膚之間機(jī)械作用分析及動(dòng)態(tài)噪聲研究［D］.上海:東華大學(xué)，2012.

［3］ Bahareh Taji，Shervin Shirmohammadi，Voicu Groza，et al.Impact of skin-electrode interface on electrocardiogram measurements using conductive textile electrodes［J］.IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement，2013，63(6):1412－1422.

［4］ Garey R，Merritt H，Troy Nagle，et al.Fabric-based active electrode design and fabrication for health monitoring clothing［J］.IEEE Transaction on Information Technology in Biomedicine，2009，12(2):274－280.

［5］ Yoo J，Yan L，Lee S，et al.A wearable ECG acquisition system with compact planar-fashionable circuit board-based shirt［J］.IEEE Transactions on Information Technology in Biomedicine，2009，13(6):897－902.

［6］ Xie Li，Yang Geng，Xu Linlin，et al.Characterization of dry biopotential electrodes［C］∥35th Annual International Conference of the IEEE EMBS，Osaka，Japan，2013:1478－1481.

［7］ Buxi Dilpreet，Kim Sunyoung，Helleputte Nick Van，et al.Correlation between electrode-tissue impledance and motion artifact in biopotential recordings［J］.IEEE Sensors Journal，2012，12(12):3373－3383.

［8］ Gilsoo Cho，Keesam Jeong，Min Joo Paik，et al.Performance evaluation of textile-based electrodes and motion sensors for smart clothing［J］.IEEE Sensors Journal，2011，11(12):3183－3192.

［9］ Antonio Lanata，Gaetano Valenza.A novel EDA glove based on textile-integrated electrodes for affective computing［J］.Med Biol Eng Comput，2012，50:1163－1172.

［10］Catarino A，Carvalho H，Maria J，et al.Continuous health monitoring using E-textile integrated biosensors［C］∥2012 International Conference and Exposition on Electrical and Power Engineering，EPE 2012，Lasi，Romania，2012:605－609.

［11］Song H Y，Lee J H，Kang D，et al.Textile electrodes of jacquard woven fabrics for biosignal measurement［J］.J Text Inst，2010，101:768－770.

［12］Pola T，Vanhala J.Textile electrode in ECG measurement［C］∥Proceedings of 3rd International Conference on Intelligent Sensors，Melbourne，Australia，2007:635－639.

［13］Baek J Y，An J H，Choi J M，et al.Flexible polymeric dry electrodes for the long-term monitoring of ECG［J］.Sensors and Actuators A，2008，143:423－429.

［14］Kannaian T，Neelaveni R，Thilagavathi G，et al.Design and development of embroidered textile electrodes for continuous measurement of electrocardiogram signals［J］.Journal of Industrial Textile，2013，42:303－318.

［15］Priniotakis G，Westbroek P，Langenhove L，et al.Electrochemical impedance spectroscopy as an objective method for characterization of textile electrodes［J］.Transaction of the Institute of Measurement and Control，2007，29:271－281.

［16］Westbroek P，Priniotakis G，Kiekens P.Method for quality control of textile electrodes used in intelligent textiles by means of(EIS)electrochemical empedance spectroscopy［J］.Textile Research Journal，2004，83(3):169－174.

［17］Taji B，Shirmohammadi S，Groza V，et al.Impact of skin-electrode interface on electrocardiogram measurement using conductive textile electrodes［J］.IEEE Transaction on Instrumentation and Measurement，2014，63(6):1412－1422.

［18］Tseng Kevin，Lin Borshyh，Liao Lunde，et al.Development of a wearable mobile electrocardiogram monitoring system by using novel dry foam electrodes［J］.IEEE Systems Journal，2013(3):1－7.

［19］Tong InOh，Sun Yoon，Hun Wi，et al.Nanofiber web textile dry electrodes for long-term biopotential recording［J］.IEEE Transaction on Biomedical Circuits and Systems，2013，7(2):204－211.

［20］Peng Meiran，Wang Tiandong，Hu Guang，et al.A wearable heart rate belt for ambulant ECG monitoring［C］∥2012 IEEE 14th International Conference on E-Health Networking，Application and Services，Brazil，Natal，2012:371－374.