王責(zé)默 戚靈云 任 松 方 劍

（蘇州大學(xué)，江蘇蘇州，215123）

心血管疾病已成為死亡的首要病因［1］，為了有效預(yù)防，需要對(duì)患者進(jìn)行實(shí)時(shí)的心電監(jiān)測(cè)。心電信號(hào)能夠直接反映心臟的工作狀態(tài)，是發(fā)現(xiàn)及預(yù)防房顫、心率失常和心肌缺血等心臟異常活動(dòng)的重要依據(jù)［2］。心電電極可以將人體內(nèi)離子流轉(zhuǎn)變?yōu)榭蓹z測(cè)的電子流信號(hào)［3］。目前常用的商用一次性凝膠電極由非織造布和導(dǎo)電水凝膠組成，導(dǎo)電水凝膠可與皮膚形成適形接觸，獲得準(zhǔn)確的心電信號(hào)，但是其長(zhǎng)期使用容易失水，并且會(huì)導(dǎo)致人體皮膚過敏［4］。因此，無需凝膠的柔性干電極是目前心電電極研究的重點(diǎn)。

心電干電極需要具有良好的導(dǎo)電性、佩戴舒適性、出色的拉伸彎曲性能，以滿足皮膚的形變（通常皮膚的形變量在30%以內(nèi)）以及低皮膚電極阻抗，減少心電測(cè)試過程中的噪聲和運(yùn)動(dòng)偽影（皮膚電極接觸阻抗與商用凝膠電極相似）［5］。目前學(xué)者研究的心電電極材料主要有金屬、電活性纖維、導(dǎo)電聚合物、導(dǎo)電凝膠等。電活性纖維是指具有電學(xué)活性的纖維材料，主要由纖維材料電活性化和電活性材料纖維化的方法制備而成［6］。在柔性干電極的研究中，電活性纖維材料因其優(yōu)良的拉伸彎曲性能、吸濕透氣性、舒適性、電化學(xué)性能以及材料多樣性成為目前研究的重點(diǎn)。下面從普通織物、納米纖維、絨毛織物這3 種基底材料來介紹電活性纖維柔性心電電極的研究進(jìn)展。

1 普通織物心電電極

普通織物心電電極主要由普通織物基底材料和導(dǎo)電材料組成，其中常用的基底材料有滌綸織物、錦綸織物和棉織物等。常用的導(dǎo)電材料有金屬基導(dǎo)電材料、碳基導(dǎo)電材料和導(dǎo)電聚合物。通過浸漬、絲網(wǎng)印刷、機(jī)織、刺繡、化學(xué)鍍、電鍍等方式將導(dǎo)電材料均勻負(fù)載在織物表面形成導(dǎo)電織物，從而制成織物心電電極?？椢镄碾婋姌O具有拉伸彎曲性能好、吸濕透氣、舒適性好等特點(diǎn)。

1.1 金屬基織物電極

金屬及金屬紗線具有優(yōu)良的導(dǎo)電性和機(jī)械性能［7］，可以通過浸涂、化學(xué)鍍以及紗線混紡等方式制成織物電極。織物的組織結(jié)構(gòu)、導(dǎo)電性、電極片的尺寸以及相對(duì)濕度對(duì)于心電信號(hào)的監(jiān)測(cè)具有一定的影響。

XIAO X 等［8］采用非導(dǎo)電紗線和導(dǎo)電紗線制備了多種織物電極，其中非導(dǎo)電紗由錦綸和棉纖維混紡而成，導(dǎo)電紗為鍍銀錦綸紗，分別制備了4種不同成分和組織結(jié)構(gòu)的織物電極樣品：E1（經(jīng)紗為非導(dǎo)電紗線，緯紗為導(dǎo)電紗線，平紋）、E2（經(jīng)紗、緯紗均為導(dǎo)電紗線，平紋）、E3（經(jīng)紗為非導(dǎo)電紗線，緯紗為導(dǎo)電紗線，蜂巢組織）、E4（經(jīng)紗、緯紗均為導(dǎo)電紗線，蜂巢組織）。研究發(fā)現(xiàn)，E2的心電信號(hào)最好，平紋比蜂巢組織更適合應(yīng)用于心電電極。ARQUILLA K 等［9］將絲光棉紗和鍍銀錦綸紗織制成緞紋、斜紋、破斜紋和鳥眼結(jié)構(gòu)的織物電極。研究發(fā)現(xiàn)斜紋和鳥眼結(jié)構(gòu)織物電極具有更低的阻抗。林璐等［10］研究發(fā)現(xiàn)緞紋織物導(dǎo)電纖維浮長(zhǎng)較長(zhǎng)，接觸面積較大，有利于心電信號(hào)的測(cè)量，相比于經(jīng)向?yàn)殄冦y錦綸、緯向?yàn)闇炀]的導(dǎo)電織物，經(jīng)向緯向均為鍍銀錦綸的導(dǎo)電織物采集的心電信號(hào)質(zhì)量更優(yōu)，同時(shí)織物的緯密越大，織物電極的接觸阻抗越低。

心電電極片的尺寸對(duì)于心臟活動(dòng)的監(jiān)測(cè)也有影響，PRATS-BOLUDA G 等［11］通過絲網(wǎng)印刷的方法將導(dǎo)電銀墨印刷在織物上，制備了直徑不同的同心環(huán)電極。研究表明，直徑較小的電極更容易識(shí)別和評(píng)估波形的形態(tài)。

改變相對(duì)濕度也會(huì)影響織物電極的性能，牛頔璠等［12］在不同的相對(duì)濕度環(huán)境下，對(duì)加入吸濕性紗線的鍍銀織物電極獲取的心電信號(hào)進(jìn)行對(duì)比分析，發(fā)現(xiàn)織物的電阻和接觸阻抗隨著相對(duì)濕度增高而降低。因此，在相對(duì)濕度較高的情況下仍然能夠穩(wěn)定地測(cè)量心電信號(hào)，但在動(dòng)態(tài)條件下測(cè)得的心電信號(hào)質(zhì)量仍不理想。

目前，金屬基織物電極可以在動(dòng)態(tài)條件下穩(wěn)定監(jiān)測(cè)心電信號(hào)，并且在多次洗滌后，心電信號(hào)仍然清晰穩(wěn)定，具有良好的應(yīng)用前景。WANG L等［13］通過化學(xué)鍍的方式，在巰基接枝滌綸織物上涂覆了一層濃縮銀層，電極方阻低至7.18 mΩ/sq，拉伸20%后方阻增至14.74 mΩ/sq，3 000 次彎曲后，銀層略有脫落。在恒溫恒濕環(huán)境中放置9 周后，電阻幾乎沒有變化。經(jīng)過200 次洗滌循環(huán)后，織物的表面方阻仍為0.93 Ω/sq?？椢镫姌O經(jīng)過200 次洗滌循環(huán)后，心電圖波形仍然清晰。

1.2 碳基織物電極

碳材料（如碳納米管、石墨烯）具有高導(dǎo)電性、柔韌性和化學(xué)穩(wěn)定性［14］，因此在柔性電子和可穿戴傳感器上應(yīng)用廣泛。石墨烯基柔性電極具有良好的舒適性、生物相容性和較高的心電信號(hào)質(zhì)量。目前石墨烯基織物電極采集的心電信號(hào)可與商用凝膠電極相媲美，但是皮膚電極接觸阻抗相對(duì)于商用凝膠電極較大，心電信號(hào)中存在噪聲。

LOU C 等［15］通過真空過濾的方法將氧化石墨烯沉積在滌綸上，然后以水合肼為還原劑制備了石墨烯紡織電極，研究表明，石墨烯紡織電極監(jiān)測(cè)的心電圖波形與商用凝膠電極相似，連續(xù)監(jiān)測(cè)7 天后，石墨烯織物電極的信噪比仍有29.20 dB，適合長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)；但是阻抗較高，需要在外加壓力下進(jìn)行測(cè)量，以減少信號(hào)中的噪聲和運(yùn)動(dòng)偽影。XU X 等［16］將石墨烯絲網(wǎng)印刷在棉織物上制成石墨烯電極，研究表明，石墨烯紡織電極具有良好的抗彎性能和電阻穩(wěn)定性（在1 000 次彎曲循環(huán)下，電阻僅增加了約4.5%），與商用凝膠電極的心電測(cè)試性能相當(dāng)，適合長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)。但石墨烯紡織電極的阻抗較大，低頻下遠(yuǎn)高于商用凝膠電極（在4 Hz 時(shí)，石墨烯電極阻抗為1.25 MΩ，標(biāo)準(zhǔn)凝膠電極阻抗為183 kΩ）。KISANNAGAR R R等［17］將石墨烯浸涂在滌綸針織物表面，制得石墨烯滌綸針織物電極方阻為0.23 kΩ/sq，經(jīng)過5 次洗滌后增至0.32 kΩ/sq。石墨烯滌綸針織物電極采集的心電信號(hào)質(zhì)量與商用凝膠電極相似，信噪比分別為23.45 dB 和25.00 dB。

除了直接在織物上涂覆導(dǎo)電材料，也可以將導(dǎo)電紗線通過刺繡、縫紉等方式來制備織物電極。董科等［18］研究發(fā)現(xiàn)鍍銀纖維具有一定的細(xì)胞毒性，因此選擇碳纖維作為導(dǎo)電材料，將1 根碳纖維和2 根滌綸長(zhǎng)絲并捻成線，通過刺繡的方法在醫(yī)用紗布上制得織物電極。研究結(jié)果表明，碳纖維織物電極生物相容性好，但阻抗較大，采集的心電信號(hào)振幅、穩(wěn)定性差。

GAUTHIER N 等［19］將多臂碳納米管和聚乙烯-醋酸乙烯酯混合成高黏度的復(fù)合材料，然后使用注射器，擠壓出半徑為1.6 mm、長(zhǎng)度為3 cm～6 cm 的連續(xù)纖維。選取2 cm 長(zhǎng)的復(fù)合纖維，用一條可拉伸的黏性彈性棉條固定在受試者皮膚上測(cè)量心電性能，能夠獲得良好的心電信號(hào)。TAYLOR L W 等［20］將不同面積的碳納米管單絲縫制在紡織品上制得碳納米管紡織電極，研究結(jié)果表明，與浸漬碳納米管溶液的棉線相比，溶液紡碳納米管紗線耐洗滌性能更好。碳納米管單絲面積越大，紡織電極的信噪比越高，碳納米管紡織電極在60%應(yīng)變下循環(huán)拉伸1 000 次，心電信號(hào)無明顯下降。將碳納米管紗線縫制在運(yùn)動(dòng)緊身衣上可以穩(wěn)定準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)心電信號(hào)。

1.3 導(dǎo)電聚合物基織物電極

導(dǎo)電聚合物具有良好的導(dǎo)電性，生產(chǎn)成本低，且不會(huì)影響織物的柔韌性，同時(shí)具有比金屬涂層更好的耐磨性和環(huán)境穩(wěn)定性，所以被廣泛應(yīng)用于織物心電電極。其中聚（3，4-乙烯二氧噻吩）：聚（苯乙烯磺酸）（PEDOT∶PSS）、聚吡咯（PPY）被廣泛應(yīng)用［21］，PEDOT∶PSS 具有帶隙小、電化學(xué)和熱穩(wěn)定性好、離子遷移率高、生相容性好等優(yōu)良特性。PPY 具有導(dǎo)電性好、抗菌性能好的特點(diǎn)。

PANI D 等［22］將甘油摻雜的 PEDOT∶PSS 溶液分別浸涂在棉和滌綸織物上制成織物電極。試驗(yàn)結(jié)果顯示，滌綸織物電極的機(jī)械性能強(qiáng)于棉織物電極，并且在靜態(tài)條件下可以獲得穩(wěn)定的心電信號(hào)。但是在干燥條件下，織物電極的皮膚接觸阻抗較大，需要通過添加離子液體凝膠或者借助生理鹽水來降低皮膚電極接觸阻抗。BIHAR E等［23］應(yīng)用噴墨打印技術(shù)在錦綸織物上沉積PEDOT∶PSS，并在電極上涂覆乳酸膽堿離子液體凝膠，制成可拉伸織物電極?？椢镫姌O在200%的應(yīng)變下仍能保持良好的導(dǎo)電性，在30%應(yīng)變下進(jìn)行50 次拉伸循環(huán)，織物導(dǎo)電性幾乎不變。在電極中間添加離子凝膠，以降低皮膚電極接觸阻抗，從而獲得良好的心電信號(hào)。ACHILLI A 等［24］通過絲網(wǎng)印刷的方法在棉織物上沉積PEDOT∶PSS。PEDOT∶PSS/棉織物電極方阻為（29±3）Ω/sq，但織物電極在干燥條件下皮膚電極接觸阻抗較高，加入生理鹽水后皮膚電極接觸阻抗與標(biāo)準(zhǔn)Ag/AgCl 電極相當(dāng)。

ANKHILI A 等［25］分別在錦綸、滌綸、棉的針織物上涂覆PEDOT∶PSS 制成織物電極。由于棉針織物的吸濕性更好，并且比錦綸織物和滌綸織物能夠吸附更多的導(dǎo)電物質(zhì)，從而擁有更高的導(dǎo)電性和穩(wěn)定性，50 次洗滌循環(huán)前后都能夠穩(wěn)定地測(cè)得心電信號(hào)。 一般情況下，為了提升PEDOT∶PSS 對(duì)于織物的黏附力，通常使用甘氨酰氧基丙基三甲氧基硅烷（GOPS）交聯(lián)劑，但是GOPS 會(huì) 影 響 PEDOT∶PSS 的 導(dǎo) 電 性 能 。AGUA I D 等［26］應(yīng) 用 新 的 交 聯(lián) 劑 二 乙 烯 基 砜（DVS）改 善 PEDOT∶PSS 的 性 能 ，制 得PEDOT∶PSS/DVS/滌綸織物電極。DVS 不僅能夠提升PEDOT∶PSS 與基材之間的黏附力，還不會(huì)影響PEDOT∶PSS 的導(dǎo)電性能，并且能夠提升基材的拉伸性能。在水中連續(xù)測(cè)試31 天，PEDOT∶PSS/DVS/滌綸織物電極的電阻變化較小，通過在皮膚上滴加一滴去離子水可以獲得與商用凝膠電極相近的皮膚接觸阻抗，采集的心電信號(hào)質(zhì)量與商用凝膠電極具有良好的一致性。

目前導(dǎo)電聚合物基織物電極可以長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)心電電極，由于特殊的表面結(jié)構(gòu)，可以獲得與商用凝膠電極相似的阻抗。ZHANG K 等［27］研究發(fā)現(xiàn)山羊皮革不僅具有良好的透氣性、生物相容性和穿著舒適性，而且具有層次結(jié)構(gòu)和類皮膚的自然表面，從而避免了表面微納米結(jié)構(gòu)的復(fù)雜構(gòu)建過程。在山羊皮革上沉積對(duì)甲苯磺酸（PTSA）摻雜的聚吡咯，制成PTSA/PPY/皮革電極。該電極具有良好的耐水洗性、耐磨性和抗菌性，在6.5 mm 的曲率半徑下彎曲循環(huán)1 000 次，皮革電極的電阻幾乎不變。由于與皮膚的適形接觸，皮革電極的皮膚接觸阻抗與凝膠電極相近。在心電測(cè)量12 h 后，凝膠電極的阻抗增加了8 000 倍，皮革電極幾乎不變，在靜態(tài)和動(dòng)態(tài)下，皮革電極都可以長(zhǎng)時(shí)間進(jìn)行心電監(jiān)測(cè)。

2 納米纖維基心電電極

納米纖維基心電電極通常由具有納米結(jié)構(gòu)的基底材料和導(dǎo)電材料制得。納米纖維基心電電極的厚度通常是納米級(jí)的，從而能和皮膚產(chǎn)生良好的黏附，形成保形接觸，降低皮膚接觸阻抗，同時(shí)擁有優(yōu)良的拉伸性能、良好的透氣透濕性和熱濕舒適性，使其能夠進(jìn)行長(zhǎng)期的心電監(jiān)測(cè)。納米纖維基心電電極主要通過靜電紡絲制備，擁有良好的心電信號(hào)采集能力，但是前期沒有考慮穿戴舒適性，后來通過紡制多孔的納米纖維膜以及全納米結(jié)構(gòu)的Janus 表皮電極，不僅能夠獲得良好的心電信號(hào)，還改善了電極的熱濕舒適性。

JIN L 等［28］將熱塑性聚氨酯（TPU）與苯乙烯-丁二烯-苯乙烯（SBS）混合液靜電紡絲制成納米纖維網(wǎng)，然后化學(xué)鍍銀制成心電電極。由于TPU/SBS/Ag 納米纖維電極獨(dú)特的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，使得電極與皮膚產(chǎn)生更大的接觸面積，從而降低了皮膚電極接觸阻抗，靜態(tài)條件下測(cè)量心電信號(hào)，能夠清楚地觀察到P 波、QRS 波和T 波，與商用凝膠電極的信號(hào)相關(guān)度達(dá)到 0.99。LIU L 等［29］將聚酰胺納米纖維的靜電紡絲和銀納米線的靜電噴涂同時(shí)進(jìn)行，然后以非織造布方式均勻卷曲成網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)，制成125 nm 厚的納米網(wǎng)絡(luò)表皮電極（NEE）。NEE 電極的方阻為 4 Ω/sq，光學(xué)透過率為82%，由于NEE 電極納米纖維結(jié)構(gòu)以及超薄柔軟的特點(diǎn)，使得電極的電阻穩(wěn)定性較好（50 000 次彎曲循環(huán)電阻變化小于1.2%），并且與皮膚形成適形接觸，皮膚電極接觸阻抗比商用凝膠電極低50%，即使在動(dòng)態(tài)條件下也能測(cè)得穩(wěn)定的心電信號(hào)。石墨烯具有良好的柔韌性和穩(wěn)定的導(dǎo)電性能，但在過度拉伸狀態(tài)下，因碳網(wǎng)無法提供能量耗散機(jī)制會(huì)導(dǎo)致其開裂，很大程度上限制了其應(yīng)用。大自然中，鳥巢堅(jiān)固無比，QIU J K 等［30］受到鳥巢筑造的啟發(fā)，在石墨烯薄膜上靜電紡絲酚醛樹脂纖維，然后半嵌入苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯（SEBS）彈性體中，模擬鳥巢結(jié)構(gòu)，形成酚醛樹脂納米纖維電極。電極的方阻為150 Ω/sq，在機(jī)械振動(dòng)下表現(xiàn)出較低的方阻和穩(wěn)定的導(dǎo)電性能（在25%的應(yīng)變下，電阻幾乎不變），能準(zhǔn)確識(shí)別心電信號(hào)，在水洗后仍能識(shí)別，提供可接受的心電信號(hào)。

LI Q S 等［31］將蠶絲纖維紡絲液靜電紡絲制成納米纖維膜，然后將PEDOT∶PSS 沉積到甘油增塑多孔納米纖維膜上，制成PEDOT∶PSS 納米絲纖維電極。甘油的水合作用和納米絲纖維墊的隨機(jī)網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)使電極具有高延展性（大于250%）。當(dāng)甘油體積分?jǐn)?shù)為15%時(shí)，納米纖維電極的電導(dǎo)率為24.0 S/cm，30%應(yīng)變進(jìn)行100 次循環(huán)拉伸，導(dǎo)電性幾乎不變，水中放置30 min，電導(dǎo)率增至20.5 S/cm。此外，納米纖維電極的水蒸氣透過率高于皮膚在靜止和運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下的水分損失，保證了電極良好的熱濕舒適性。皮膚電極接觸阻抗與商用凝膠電極相似，即使在運(yùn)動(dòng)出汗的狀態(tài)下也能夠持續(xù)穩(wěn)定測(cè)量心電信號(hào)。ZHANG N 等［32］在三維納米多孔網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的細(xì)菌纖維素（BC）納米纖維膜表面聚合沉積了聚苯胺（PANI）和AgNO3，制備了抗菌且導(dǎo)電性良好的BC/PANI/AgNO3柔性干電極，其電導(dǎo)率為5.2×10-3S/cm，對(duì)金黃色葡萄球菌和大腸桿菌有100%的抑菌率。細(xì)菌纖維素納米纖維膜的多孔結(jié)構(gòu)有利于增加電極與皮膚接觸面積，降低皮膚電極阻抗，減少心電信號(hào)中的噪聲，從而使其能夠穩(wěn)定準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)心電信號(hào)。

HUANG C Y［33］等以炭黑、還原氧化石墨烯以及聚氨酯為原料制備了碳膜收集器，隨后通過靜電紡絲將納米復(fù)合纖維（聚偏氟乙烯、PEDOT∶PSS）沉積到碳膜收集器上，制備了納米纖維碳電極。研究結(jié)果表明，納米纖維碳電極具有高導(dǎo)電性（25 Ω/sq）、高機(jī)械耐久性（3 000 次重復(fù)使用后，方阻幾乎不變）和疏水表面（水接觸角146°），碳電極中納米纖維的結(jié)構(gòu)能夠改善電極與皮膚的接觸面積，在水中清洗20 次后的納米纖維碳電極的皮膚電極接觸阻抗低于反復(fù)使用20 次的商用凝膠電極。此外，將納米纖維碳電極集成到服裝中監(jiān)測(cè)心電信號(hào)，在動(dòng)態(tài)條件下監(jiān)測(cè)的心電信號(hào)質(zhì)量比商用凝膠電極更加穩(wěn)定。YANG S Q［34］等將超親水水解聚丙烯腈（HPAN）纖維膜作為超親水層沉積在鋁箔基材上，將醫(yī)用黏合劑（MA）靜電紡絲到HPAN 膜上，改善膜表面的黏附性，然后通過靜電紡絲在MA/HPAN 膜上紡制聚氨酯（PU）纖維疏水層，隨后采用真空過濾的方法在PU 纖維膜表面沉積銀納米線（AgNWs）電極層，制成基于全納米纖維的Janus 表皮電極（約15 μm）。HPAN/PU/AgNWs 電極具有優(yōu)越的定向汗液傳輸特性，能夠自發(fā)地將汗液從皮膚/電極界面?zhèn)鬏數(shù)紿PAN 層，并防止汗液反向滲透。HPAN 的超親水層提供了強(qiáng)大的毛細(xì)管力，將汗液從皮膚中吸走，并以較大的濕潤(rùn)面積迅速蒸發(fā)，而PU 的疏水層則負(fù)責(zé)阻止汗液的反向滲透，保持人體皮膚干燥。MA 作為黏合劑加強(qiáng)了層間的界面黏合，使得電極在彎曲和滲透過程中表現(xiàn)出良好的機(jī)械和電氣穩(wěn)定性（在以333 m-1的曲率進(jìn)行4 200 次循環(huán)彎曲后，電阻僅變化1.5%）。Janus 電極具有良好的導(dǎo)電性（方阻 4.3 Ω/sq）、熱濕舒 適 性［ Janus 電 極 水 蒸 氣 透 過 率為 1 748.09 g/（m2·h）、人體皮膚的水蒸氣透過率為 204.00 g/（m2·h）］，與 Ag/AgCl 凝膠電極和親水性紡織電極相比，皮膚出汗對(duì)Janus 紡織電極的影響可以忽略不計(jì)。即使在出汗情況下，Janus電極仍可以穩(wěn)定準(zhǔn)確地監(jiān)測(cè)心電信號(hào)。LU L J［35］等首先通過石墨烯納米片（GN）靜電紡絲的方法制備錦綸66（PA66）纖維膜，然后通過超聲裝飾的方法將石墨烯納米片均勻地分散在多孔PA66纖維膜上制成GN/PA66 納米纖維電極。由于超薄的結(jié)構(gòu)，使得電極能夠與皮膚形成適形接觸，所以GN/PA66 納米纖維電極的皮膚電極接觸阻抗較低，記錄的心電信號(hào)質(zhì)量與商用凝膠電極相當(dāng)。

3 絨毛織物基心電電極

普通織物電極由于與皮膚的接觸面積較小，皮膚電極接觸阻抗較大，進(jìn)行心電測(cè)量時(shí)往往會(huì)出現(xiàn)噪聲，導(dǎo)致不能準(zhǔn)確監(jiān)測(cè)心電信號(hào)。絨毛織物是指表面被絨毛覆蓋的織物，與皮膚接觸時(shí)，不僅柔軟舒適，還能穿過皮膚表面汗毛，增大織物電極與皮膚的接觸面積，從而降低電極皮膚接觸阻抗，提高心電信號(hào)質(zhì)量，進(jìn)一步改善織物心電電極的性能。目前絨毛織物電極的研究較少，雖然可以采集到與商用凝膠電極相似的心電信號(hào)，但是目前研究的絨毛織物電極導(dǎo)電性較差以及絨毛結(jié)構(gòu)類別較少，從而導(dǎo)致皮膚接觸阻抗比商用凝膠電極高。

TOSHIHIRO T 等［36］在紡織品 上印刷黏 合劑，然后使用鍍銀纖維進(jìn)行靜電植絨，鍍銀纖維的長(zhǎng)度和直徑分別為500 μm、17 μm。雖然靜電植絨電極表面的絨毛可以增加電極與皮膚的接觸面積，但是鍍銀纖維的根部與紡織基布之間被絕緣材料隔開，所以靜電植絨電極的皮膚電極接觸阻抗較大（10 Hz 時(shí)，皮膚接觸阻抗大約為10 MΩ），需要施加壓力才能獲得穩(wěn)定準(zhǔn)確的心電信號(hào)。ZHANG H 等［37］認(rèn)為刷狀結(jié)構(gòu)可以增加纖維間的間隙，從而使皮膚表面的毛發(fā)可以嵌入間隙中，增大皮膚電極接觸面積，降低皮膚電極接觸阻抗。于是對(duì)鍍銀紗線表面氯化后得到Ag/AgCl 紗線，將其繡到織物上制得“刷狀”紡織電極，該電極接觸阻抗低于直接制成的機(jī)織、針織紡織電極，并且耐磨性較好，50 次洗滌循環(huán)后，仍能保持良好的性能。為了避免絨毛織物電極上存在的問題，葉華標(biāo)等［38］以純滌綸起絨紗線為基底，先原位聚合PANI 再化學(xué)鍍銀，制備導(dǎo)電紗線，然后通過手工制備絨毛織物心電電極，在10 Hz 時(shí)，阻抗為157.12 kΩ，優(yōu)于TOSHIHIRO T 等制備的絨毛織物電極。這是因?yàn)榭椢镫姌O中導(dǎo)電絨毛的根部依靠芯紗連接，可以形成良好的導(dǎo)電通路，連續(xù)測(cè)量4 h，皮膚接觸后阻抗仍相對(duì)穩(wěn)定。靜坐狀態(tài)下，測(cè)得的心電圖可以清楚分辨出QRS 波和T 波，但P 波分辨不清。張煥煥等［39］以燈芯絨為基底，經(jīng)聚苯胺原位聚合和化學(xué)鍍銀后制成心電電極。由于燈芯絨表面的絨毛增大了皮膚與電極的接觸面積，皮膚電極接觸阻抗在5 Hz～500 Hz 頻率內(nèi)均小于1 000 kΩ。靜坐狀態(tài)下，測(cè)得的心電圖可以清楚地分辨P 波、QRS 波和T 波，與商用凝膠電極測(cè)得的心電信號(hào)相似。

4 結(jié)語

電活性纖維柔性心電電極主要通過在紗線或織物上負(fù)載導(dǎo)電物質(zhì)以及采用靜電紡絲納米纖維導(dǎo)電材料的方法制得，目前研究的柔性干電極具有優(yōu)異的機(jī)械性能、穿著舒適性，基本能長(zhǎng)期穩(wěn)定地監(jiān)測(cè)人體的心電信號(hào)。雖然電活性纖維干電極已經(jīng)取得巨大進(jìn)展，但其制備仍然面臨很多問題和挑戰(zhàn)，距離工業(yè)化生產(chǎn)還有一定差距。首先，成本和產(chǎn)率問題。已報(bào)道的常用導(dǎo)電材料如銀、石墨烯和碳納米管等成本昂貴，而且工藝復(fù)雜、產(chǎn)率低，限制了其大規(guī)模生產(chǎn)和應(yīng)用。其次，織物基電極動(dòng)態(tài)測(cè)量條件下心電信號(hào)質(zhì)量問題。由于普通織物與皮膚的接觸面積小，在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下，電極與皮膚會(huì)產(chǎn)生滑移，信號(hào)中通常會(huì)出現(xiàn)噪聲和運(yùn)動(dòng)偽影，心電信號(hào)質(zhì)量不理想。第三，納米纖維基電極機(jī)械性能和心電測(cè)試性能的平衡問題。因?yàn)榧{米纖維基電極厚度通常是納米至微米級(jí)別的，超薄的結(jié)構(gòu)使其能夠與皮膚形成適形接觸，但也導(dǎo)致機(jī)械性能較差，強(qiáng)度較低，在循環(huán)拉伸后可能會(huì)損害電極結(jié)構(gòu)而影響電極性能。第四，絨毛織物基電極的電化學(xué)性能問題。目前文獻(xiàn)報(bào)道的絨毛織物基干電極電阻率較大，導(dǎo)電性較差，在心電測(cè)試過程中，信號(hào)質(zhì)量不理想。

對(duì)于今后電活性纖維干電極的發(fā)展，需要簡(jiǎn)化制備工藝，選取性價(jià)比高的材料，提升產(chǎn)率?？椢锘姌O需要在維持本身優(yōu)異的機(jī)械性能、穿著舒適性和導(dǎo)電性能的前提下，通過探究表面特殊結(jié)構(gòu)的織物，提升與皮膚的接觸面積，從而降低皮膚電極接觸阻抗，在運(yùn)動(dòng)狀態(tài)下避免滑移或脫落。納米纖維基電極需要在保證超薄結(jié)構(gòu)的前提下，提升納米纖維的機(jī)械性能，提升納米纖維基電極的耐用性。絨毛織物基電極需要選取合適絨毛結(jié)構(gòu)的織物，以有效的導(dǎo)電方式賦予其優(yōu)良的導(dǎo)電性，使其能長(zhǎng)期有效地監(jiān)測(cè)心電信號(hào)，實(shí)現(xiàn)對(duì)心血管疾病的有效預(yù)防。隨著智能可穿戴技術(shù)的發(fā)展，將柔性生物電干電極植入智能服裝，實(shí)現(xiàn)人體生理電信號(hào)的采集，是未來智能紡織品發(fā)展的重要方向之一。