摘 要：為了探究不同制備工藝對(duì)織物電極心電信號(hào)質(zhì)量的影響，采用針織、機(jī)織和刺繡工藝制備了8種結(jié)構(gòu)的織物電極，并對(duì)其進(jìn)行表面導(dǎo)電性分析，結(jié)果發(fā)現(xiàn)：機(jī)織物表面電阻隨測(cè)試點(diǎn)距離增加而增加；針織物表面電阻與線圈密度相關(guān)；刺繡織物電極導(dǎo)電性受針跡方向和密度影響，交集密度越大，導(dǎo)電性越好。將表面電阻最小的五枚三飛緯面緞紋機(jī)織物、1＋1羅紋9×36結(jié)構(gòu)的針織物和填充針跡的刺繡織物與彈力帶集成，分析電極-銅板低頻阻抗和電極-皮膚接觸阻抗規(guī)律，在動(dòng)靜狀態(tài)下對(duì)3種工藝的織物電極進(jìn)行心電信號(hào)測(cè)試，結(jié)果發(fā)現(xiàn)：表面電阻和阻抗與織物的浮長(zhǎng)線、線圈密度、針跡交集密度以及接觸面積緊密相關(guān)。相比于一次性Ag/AgCl凝膠濕電極，3種工藝的織物電極在動(dòng)靜態(tài)下均能采集到質(zhì)量較好的心電信號(hào)，刺繡工藝制備的填充織物電極采集到的信號(hào)質(zhì)量最好，靜態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)為0.94，動(dòng)態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)在0.91以上。

關(guān)鍵詞：織物電極；心電帶；皮膚阻抗；心電圖；皮爾遜相關(guān)系數(shù)

中圖分類號(hào)：TS101.8

文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A

文章編號(hào)：1009-265X（2025）04-0113-09

收稿日期：20240601

網(wǎng)絡(luò)出版日期：20240827

基金項(xiàng)目：中國紡織工業(yè)聯(lián)合會(huì)科技指導(dǎo)性項(xiàng)目（2021060）;中原工學(xué)院學(xué)科青年碩導(dǎo)培養(yǎng)計(jì)劃項(xiàng)目（SD202216）;中原工學(xué)院研究生科研創(chuàng)新計(jì)劃項(xiàng)目（YKY2024ZK02）；中原工學(xué)院自然科學(xué)基金項(xiàng)目（K2025YB017）

作者簡(jiǎn)介：周金利（1985—），女，河南偃師人，講師，博士，主要從事智能可穿戴方面的研究

截至2023年末，心血管疾病仍然是導(dǎo)致居民死亡的主要因素，城鄉(xiāng)居民中，心血管疾病的死亡占比分別為47.35%和48.98%^［1］。為了有效預(yù)防心血管疾病，需要持續(xù)監(jiān)測(cè)患者的身體狀況，及時(shí)采取措施，降低突發(fā)風(fēng)險(xiǎn)，從而減少發(fā)病率并降低死亡率^［2］。心電圖（Electrocardiogram，ECG）作為檢測(cè)心臟電活動(dòng)的主要方式，是預(yù)測(cè)和診斷心血管疾病的一種非常重要的無害手段^［3］。傳統(tǒng)ECG系統(tǒng)采用一次性Ag/AgCl凝膠濕電極，這些電極具備高靈敏度，能夠獲得優(yōu)質(zhì)的生物電信號(hào)。然而，在長(zhǎng)時(shí)間使用過程中，濕電極的凝膠容易干涸，且易對(duì)皮膚產(chǎn)生刺激，導(dǎo)致信號(hào)質(zhì)量受到影響和皮膚過敏等問題^［4］。不需凝膠和額外黏合劑的接觸式干電極能夠解決這些問題，且在易用性、生物相容性和長(zhǎng)期穩(wěn)定性方面具有顯著優(yōu)勢(shì)^［5-6］。此外，由于柔性織物干電極具有出色的貼合性、良好的導(dǎo)電性和機(jī)械穩(wěn)定性，且不會(huì)引起明顯的不適和疼痛，在可穿戴ECG監(jiān)測(cè)中具有廣泛應(yīng)用^［7-9］。

織物心電電極從制備工藝方法上主要可分為針織、機(jī)織和刺繡等。針織物因其獨(dú)特的線圈結(jié)構(gòu)，通常具有柔軟舒適、輕便耐用和良好的延展性等特點(diǎn)。盡管線圈結(jié)構(gòu)易變形可能引起電阻變化^［10］，但在動(dòng)態(tài)心電監(jiān)測(cè)過程中，針織物能夠很好地適應(yīng)皮膚的運(yùn)動(dòng)。機(jī)織物是由經(jīng)紗和緯紗相互交織而形成穩(wěn)定的網(wǎng)格結(jié)構(gòu)，這使其具有較高的尺寸穩(wěn)定性和抗拉伸能力。研究發(fā)現(xiàn)，機(jī)織物電極的心電信號(hào)質(zhì)量與導(dǎo)電紗線數(shù)量、織物密度以及浮長(zhǎng)線緊密相關(guān)^［11］。通過增加紗線密度和調(diào)整織物結(jié)構(gòu)，可以有效提高信號(hào)的采集精度。刺繡織物采用刺繡工藝，將導(dǎo)電線縫制到基底織物上以形成導(dǎo)電路徑。該結(jié)構(gòu)能夠有效固定導(dǎo)電紗線，因此在心電監(jiān)測(cè)過程中表現(xiàn)出優(yōu)異的信號(hào)穩(wěn)定性，適合長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)^［12］。然而，盡管已有研究探討了針織、機(jī)織和刺繡電極在心電監(jiān)測(cè)中的應(yīng)用，但不同制備工藝對(duì)心電信號(hào)質(zhì)量的影響尚未得到系統(tǒng)的比較和評(píng)估。

為研究不同制備工藝對(duì)織物電極心電信號(hào)質(zhì)量的影響，本文通過設(shè)計(jì)制備針織、機(jī)織和刺繡3種不同工藝制備不同的織物電極，并對(duì)表面導(dǎo)電性、低頻阻抗、接觸阻抗、動(dòng)靜態(tài)心電等進(jìn)行測(cè)試，研究影響心電信號(hào)質(zhì)量的因素，使其應(yīng)用到可穿戴心電測(cè)量設(shè)備中，實(shí)現(xiàn)長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)動(dòng)靜態(tài)心電信號(hào)。

1 實(shí)驗(yàn)

1.1 實(shí)驗(yàn)材料

棉/海藻紗線（21 S 70/30）。銀/錦綸紗線（Ag不小于18%，錦綸：200 D，5 Ω/cm）。導(dǎo)電泡綿（聚氨酯發(fā)泡海綿，鎳和銅，電沉積，厚度3 mm；深圳華悅源電子有限公司）。太空棉布（93%滌綸， 7%氨綸；500 g/m，厚度2.2 mm；深圳錦兔科技有限公司）。一次性Ag/AgCl凝膠電極（無紡織布，固體凝膠，Ag/AgCl；交流電阻不大于3 kΩ，內(nèi)部噪音不大于150；天貓康氏醫(yī)療器械專營(yíng)店）。彈力帶（滌綸絲，乳膠絲和聚氨酯，寬5 cm；天貓秀悠奧旗艦店）。

1.2 實(shí)驗(yàn)儀器

半自動(dòng)織樣機(jī)（SGA598，江陰市通源紡機(jī)有限公司）；針織橫機(jī)（GSJX-HF，常熟市國盛針織機(jī)械廠）；Brother自動(dòng)繡花縫紉一體機(jī)（NV-180，兄弟（中國）商業(yè)有限公司）；生理信號(hào)監(jiān)測(cè)儀（BIOPAC MP160，Biopac System， Inc.（美國）公司）；阻抗測(cè)試儀（IM3533-01LCR，HIOKI（日本）公司）。

1.3 織物、電極以及心電帶的制備

1.3.1 導(dǎo)電機(jī)織物的制備

選擇棉/海藻紗線作為經(jīng)紗，銀/錦綸紗線作為緯紗，采用順穿法制備3種不同結(jié)構(gòu)緯面組織的導(dǎo)電機(jī)織物，如圖1所示。為保證織物表面均勻整齊，經(jīng)紗和緯紗均用2根紗線織造的方式。上機(jī)圖選擇5頁綜框并按照順序穿好經(jīng)紗后，將紋板圖輸入SGA598型半自動(dòng)織樣機(jī)，采用自動(dòng)卷緯的方式保證打緯過程中緯紗張力一致。

1.3.2 導(dǎo)電針織物的制備

使用GSJX-HF型針織橫機(jī)，分別采用7×36、9×36橫機(jī)規(guī)格，對(duì)兩根銀/錦綸紗線以1+1羅紋組織的給紗方式織造導(dǎo)電針織物。圖2展示了導(dǎo)電針織物的編織圖和實(shí)物圖。

1.3.3 刺繡導(dǎo)電布的制備

選擇銀/錦綸紗線作為刺繡線和底線，純棉機(jī)織物作為基底布，以3種不同的針跡（十字繡：2.5 mm，矩形：4.0 mm，填充：4.5 線/mm）制備了刺繡導(dǎo)電布。圖3為刺繡導(dǎo)電布的針跡設(shè)計(jì)圖及實(shí)物圖。

1.3.4 織物電極的制備

選取面積約為9 cm²的橢圓型（長(zhǎng)軸38 mm，短軸30 mm）作為織物電極的尺寸，以手工制作的方式分別制備了機(jī)織、針織、刺繡織物電極。實(shí)物圖和結(jié)構(gòu)圖見圖4。為了便于后續(xù)的表述，對(duì)制備的織物電極分別進(jìn)行了編號(hào)，如1/4右斜紋（W1）、2/3右斜紋（W2）、五枚三飛緯面緞紋（W3）、1＋1羅紋7×36（K1）、1＋1羅紋9×36（K2）、十字繡針跡（E1）、矩形針跡（E2）、填充針跡（E3）。

1.3.5 可穿戴心電帶的制備

選取長(zhǎng)度約73 cm，寬度約5 cm的彈性繃帶與織物電極集成，其中電極對(duì)中心距離約為17 cm。心電帶實(shí)物見圖5。

1.4 測(cè)試過程

1.4.1 表面導(dǎo)電性

在織物電極表面取8個(gè)測(cè)試點(diǎn)，如圖6所示。采用VICTOR 86E型數(shù)字萬用表對(duì)圖6中的8條線路進(jìn)行3次測(cè)量并取平均值。計(jì)算公式如下：

R_n=R′_n＋R″_n＋R_n3，（n=1，2，…）（1）

R=∑ⁿ_i=1R_n8（2）

式中：n是測(cè)量位置的序號(hào)，測(cè)試位置n的3次測(cè)量值是R′_n、R″_n、R_n，R_n是3次測(cè)量位置n的平均值，R是織物電極的表面電阻計(jì)為0點(diǎn)位，Ω。

1.4.2 電極-銅板低頻阻抗

采用IM3533-01LCR型阻抗測(cè)試儀測(cè)試電極-銅板間的低頻阻抗，測(cè)試頻率范圍設(shè)置為0.1～1000 Hz，電壓設(shè)置為5 mV。將試樣電極正面接觸銅板，上方放置2 kg壓力砝碼保證試樣與銅板完全接觸，并記錄測(cè)試數(shù)據(jù)，操作如圖7所示。

1.4.3 電極-皮膚間接觸阻抗

采用IM3533-01LCR型阻抗測(cè)試儀對(duì)測(cè)試者右胳膊內(nèi)側(cè)進(jìn)行電極與皮膚接觸阻抗測(cè)試（見圖8）。同種織物電極對(duì)的中心距離約為12 cm，測(cè)試頻率范圍設(shè)置為0.1～1000 Hz，電壓設(shè)置為5 mV。

1.4.4 動(dòng)靜態(tài)心電測(cè)試

采用BIOPAC MP160多通道（16道）生理信號(hào)監(jiān)測(cè)儀對(duì)處于恒溫恒濕室內(nèi)的1名22歲健康男性進(jìn)行動(dòng)—靜態(tài)心電測(cè)試（靜態(tài)測(cè)試：靜坐；動(dòng)態(tài)測(cè)試：起立坐下、原地行走以及擴(kuò)胸）。每個(gè)動(dòng)作持續(xù)20 s，不同動(dòng)作銜接期間，休息20 s，只記錄前10 s的ECG數(shù)據(jù)。一次性Ag/AgCl凝膠電極粘貼在測(cè)試者左胸腔（E）、右胸腔（D）和左肋位置（C），DE之間的距離約17 cm，通過引線連接心電信號(hào)采集儀?？纱┐餍碾妿У碾姌O對(duì)應(yīng)A、B位置，可通過顯示屏查看測(cè)試結(jié)果。具體步驟如圖9所示。

計(jì)算兩個(gè)心電波形圖之間的相關(guān)系數(shù)通?？梢允褂闷栠d相關(guān)系數(shù)來衡量它們之間的線性關(guān)系^［13-14］。皮爾遜相關(guān)系數(shù)的計(jì)算公式如下：

r=∑X_i-X-Y_i-Y-∑X_i-X-²∑Y_i-Y-²（3）

式中：r是相關(guān)系數(shù)；X_i和 Y_i分別是兩個(gè)波形圖在相同時(shí)間點(diǎn) i 的取值；X-和Y-分別是兩個(gè)波形圖的均值。使用Matlab計(jì)算皮爾遜相關(guān)系數(shù)。

2 結(jié)果與分析

2.1 不同制備工藝對(duì)電極表面導(dǎo)電性的影響

電極表面導(dǎo)電性可以評(píng)估織物電極是否有采集心電信號(hào)的能力^［15］。心電信號(hào)通過人體組織傳遞到體表，并通過電極感應(yīng)放大采集^［16］。采集質(zhì)量與織物電極的電阻緊密相關(guān)，電阻越小，信號(hào)質(zhì)量越好^［10］。8種織物電極在不同測(cè)試位點(diǎn)下的阻值變化如圖10（a）所示，從圖10（a）觀察到，機(jī)織物的R₁＜R₂＜R₃，R₁≈R₅，R₂≈R₄≈R₆≈R₈，R₃≈R₇，表明電阻值隨著兩個(gè)測(cè)試點(diǎn)之間距離的增加而增加，且當(dāng)測(cè)試點(diǎn)距離相等時(shí)，電阻值也相等。這是由于W3的緯浮長(zhǎng)線將經(jīng)組織點(diǎn)覆蓋，織物表面呈現(xiàn)出緯面效應(yīng)。相比于W1和W2結(jié)構(gòu)，W3具有更大的導(dǎo)電面積，因此在機(jī)織物中，W3具有更小的電阻（1.32 Ω）。針織物的R₁≈R₂≈R₅≈R₆≈R₈≈R，表明羅紋組織是較均勻的結(jié)構(gòu)。由于K2的結(jié)構(gòu)更加緊密，允許其具有較大的重復(fù)單元并使得導(dǎo)電材料在更大范圍內(nèi)均勻分布，形成更平滑和連續(xù)的導(dǎo)電路徑，因此顯示出較低的電阻（R_K2=0.57 Ωlt;R_K1=0.74 Ω）。由此可以得出，針織物表面電阻的大小與線圈密度緊密相關(guān)。刺繡織物的R₂≠R₄≠R₆≠R₈的結(jié)果表明，其導(dǎo)電性受到針跡方向和針跡密度等的綜合影響（交集密度）。不同針跡試樣之間的表面導(dǎo)電性存在差異，且在測(cè)試點(diǎn)距離相同的情況下，受到刺繡路線變化的影響較大^［17］。E3的針跡密度最大，形成了更密集的導(dǎo)電路徑，使得電流更容易通過，從而大幅降低了電阻。表面電阻E3lt;E1lt;E2（0.54 Ωlt;0.61 Ωlt;0.68 Ω）等結(jié)果表明，針跡方向?qū)?dǎo)電性的影響略高于針跡密度，交集密度越大，導(dǎo)電性越好。根據(jù)圖10（b）—（c）所示，純銀/錦綸紗線織造的織物，在導(dǎo)電性上，E3lt;K2lt;W3（0.54 Ωlt;0.57 Ωlt;1.32 Ω），分別代表了刺繡、針織和機(jī)織工藝下的最優(yōu)電極。為了方便測(cè)試，選擇W3、K2和E3進(jìn)行后續(xù)研究。

2.2 不同制備工藝對(duì)電極低頻阻抗的影響

人體心電信號(hào)是一種非線性、非平穩(wěn)以及隨機(jī)性較強(qiáng)的微弱低頻生理信號(hào)，低阻抗表示信號(hào)能進(jìn)行更好的傳遞^［18］。為了便于對(duì)比不同工藝制備的織物電極之間的差異，使用銅板代替人體進(jìn)行織物電極低頻阻抗的測(cè)試。圖11展示了不同制備工藝的織物電極與銅板之間的低頻阻抗，結(jié)果顯示W(wǎng)3gt;K2gt;E3（0.957 Ωgt;0.433 Ωgt;0.101 Ω）。在機(jī)織電極中，雖然W3具有最連續(xù)和長(zhǎng)的導(dǎo)電路徑，但手動(dòng)打緯時(shí)容易產(chǎn)生誤差，使得織物布面有紗疵，進(jìn)而導(dǎo)致W3與銅板之間存在較小的接觸面積，因此具有較高的低頻阻抗。針織電極K2的低頻阻抗優(yōu)于機(jī)織電極，這是由于針織電極特殊的線圈結(jié)構(gòu)，賦予了其與銅板之間更大的接觸面積，且在砝碼的壓力下線圈結(jié)構(gòu)變得更加緊密，使得K2的低頻阻抗更小。相比于K2電極，刺繡電極E3具有高密度的針跡，形成了更密集且連續(xù)的導(dǎo)電路徑。在壓力作用下，E3與銅板之間的接觸更緊密，減少了接觸阻抗，因此低頻阻抗最小。

2.3 不同制備工藝對(duì)電極與皮膚間接觸阻抗的影響

良好的皮膚-電極接觸可以降低信號(hào)的漂移和失真。以一次性Ag/AgCl電極標(biāo)準(zhǔn)為參考，心電信號(hào)的頻率范圍為0.05～100 Hz，且在5～100 Hz的頻率范圍，織物電極與皮膚間的阻抗值應(yīng)在0～5 MΩ·cm²的范圍內(nèi)^［19］。由于皮膚表面相對(duì)于銅板更加不平整，含有毛孔、汗液、油脂等，導(dǎo)致織物電極與皮膚的接觸情況更加復(fù)雜。圖12展示了不同制備工藝下的9 cm²織物電極與皮膚的接觸阻抗曲線，銀/錦綸織物電極的阻抗值隨著頻率增加呈下降趨勢(shì)，在5～100 Hz頻率內(nèi)，三種制備工藝的電極性能均優(yōu)于一次性凝膠電極，阻抗值均小于0.5 MΩ·cm²，與皮膚接觸時(shí)阻抗數(shù)值較小且穩(wěn)定，滿足心電信號(hào)的采集需求。研究表明，皮膚接觸阻抗與電極結(jié)構(gòu)和接觸面積密切相關(guān)^［20］。K2與皮膚之間的接觸阻抗最小，E3次之，W3最大。K2因其柔性和線圈結(jié)構(gòu)在與皮膚接觸時(shí)能夠更好地適應(yīng)皮膚表面的不規(guī)則性，與皮膚接觸的表面積更大，因此接觸阻抗低于E3，但由于結(jié)構(gòu)的松散性可能在不同頻率下出現(xiàn)波動(dòng)。手工打緯誤差和較松散的結(jié)構(gòu)導(dǎo)致W3與皮膚接觸時(shí)的導(dǎo)電路徑不如K2和E3穩(wěn)定。

2.4 動(dòng)靜態(tài)心電測(cè)試分析

在舒適服裝壓力1.96～3.92 kPa的范圍內(nèi)^［21］，保證基于W3、K2和E3織物電極制備的心電帶與皮膚間的接觸壓力一致的情況下進(jìn)行動(dòng)靜態(tài)心電圖測(cè)試。不同制備工藝下心電帶的動(dòng)靜態(tài)心電圖測(cè)試結(jié)果如圖13—15所示。其中紅色代表一次性Ag/AgCl凝膠電極產(chǎn)生的心電波形，綠色代表織物電極產(chǎn)生的心電波形。表2展示了一次性凝膠電極與織物電極對(duì)應(yīng)的心電波形圖之間的皮爾遜相關(guān)系數(shù)。

根據(jù)圖13（a）—15（a）和表1的相關(guān)系數(shù)可以看出，靜息狀態(tài)下的W3、K2和E3的心電圖均沒有受到明顯噪聲干擾，心電圖特征波形比較清晰，未出現(xiàn)波形混亂現(xiàn)象，能夠分辨出QRS波群，靜態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)都在0.90以上，其中E3的靜態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)（0.94）優(yōu)于K2優(yōu)于W3，與劉振等^［22］的研究結(jié)果相當(dāng)（0.955）。由此可以得出以下結(jié)論，較長(zhǎng)的浮長(zhǎng)線、較密集的線圈結(jié)構(gòu)和較高的針跡交集密度是獲取高質(zhì)量靜態(tài)心電信號(hào)的重要因素。

動(dòng)態(tài)心電測(cè)試結(jié)果表明，一次性Ag/AgCl凝膠電極與織物電極產(chǎn)生的心電波形都產(chǎn)生了較為明顯的波動(dòng)，但能夠明顯分辨出心電圖特征波形及QRS波群。根據(jù)圖13，W3的動(dòng)態(tài)心電圖產(chǎn)生的波動(dòng)，可能是由于接觸不均勻以及機(jī)織物表面比較干燥，在動(dòng)態(tài)測(cè)試中無法有效適應(yīng)皮膚的形變，從而表現(xiàn)出較差的動(dòng)態(tài)適應(yīng)性。針織電極結(jié)構(gòu)具有高度柔軟性和彈性，能夠緊密貼合皮膚，保證了良好的接觸和穩(wěn)定的信號(hào)傳輸。根據(jù)圖14，K2心電波形的波動(dòng)，可能是在測(cè)試過程中，其線圈結(jié)構(gòu)在適應(yīng)皮膚形變時(shí)產(chǎn)生的滑移導(dǎo)致接觸面積變化，但在整體上表現(xiàn)出較好的動(dòng)態(tài)適應(yīng)能力。刺繡電極相對(duì)于機(jī)織和針織電極，結(jié)構(gòu)緊密、接觸面積大且均勻。根據(jù)圖15，動(dòng)態(tài)測(cè)試下，刺繡電極E3的心電波形幾乎不產(chǎn)生較大的波動(dòng)，相關(guān)系數(shù)保持在0.91以上，這歸因于其緊密的結(jié)構(gòu)、穩(wěn)定的接觸特性和優(yōu)秀的動(dòng)態(tài)適應(yīng)性，使得E3在動(dòng)態(tài)條件下仍能與皮膚保持較大的接觸面積，進(jìn)而提供穩(wěn)定的信號(hào)傳輸?？偠灾?，W3、K2和E3織物電極制備的心電帶在動(dòng)靜態(tài)下均能采集到質(zhì)量較好的心電信號(hào)，其中E3在結(jié)構(gòu)緊密性、接觸均勻性和動(dòng)態(tài)適應(yīng)性上都優(yōu)于W3和K2電極，因此在動(dòng)靜狀態(tài)下都能夠采集到質(zhì)量最高的心電信號(hào)。

3 結(jié)論

本文采用銀/錦綸紗線作為導(dǎo)電線，以針織、機(jī)織和刺繡3種制備工藝制備了8種結(jié)構(gòu)的織物電極，分別選取3種工藝下導(dǎo)電性最好的織物電極進(jìn)行電極-銅板低頻阻抗測(cè)試和電極-皮膚接觸阻抗測(cè)試，后與彈性繃帶集成，設(shè)計(jì)了基于織物的心電監(jiān)測(cè)胸帶，通過連接BIOPAC MP160多通道生理信號(hào)監(jiān)測(cè)儀，用于測(cè)試動(dòng)靜狀態(tài)下影響心電信號(hào)質(zhì)量的因素。主要得出以下結(jié)論：

a）E3、K2和W3的導(dǎo)電性最佳，其中機(jī)織物表面電阻值隨著兩個(gè)測(cè)試點(diǎn)之間距離的增加而增加；針織物的表面電阻的大小與線圈密度緊密相關(guān)；刺繡電極的針跡方向?qū)?dǎo)電性的影響略高于針跡密度，且交集密度越大，導(dǎo)電性越好。

b）較長(zhǎng)的浮長(zhǎng)線、較密集的線圈結(jié)構(gòu)、較高的針跡交集密度和較大的接觸面積是降低阻抗和獲取高質(zhì)量靜態(tài)心電信號(hào)的重要因素。

c）織物電極的結(jié)構(gòu)緊密性、接觸均勻性和動(dòng)態(tài)適應(yīng)性是影響動(dòng)態(tài)心電信號(hào)質(zhì)量的關(guān)鍵因素。E3在動(dòng)靜狀態(tài)下都能夠采集到質(zhì)量最高的心電信號(hào)，靜態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)為0.94，動(dòng)態(tài)皮爾遜相關(guān)系數(shù)在0.91以上。

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Effect of different manufacturing processes on ECG signal quality of textile electrodes

ZHOU Jinli¹， ZHENG Junjie¹， LIU Siqi²， WANG Chenxiao¹， FAN Mengzhao¹， YANG Chaoran¹， LI Yunfei¹

（1.College of Intelligent Textile and Fabric Electronics， Zhongyuan University of Technology， Zhengzhou 450007， China; 2.School of Textile Science and Engineering， Tiangong University， Tianjin 300384， China）

Abstract： Cardiovascular disease （CVD） is a leading cause to mortality in the population， accounting for more than 47% of deaths and posing a serious threat to people's health. Electrocardiography （ECG）， as the primary method for detecting the cardiac electrical activity， plays a pivotal role in the prediction and diagnosis of CVD. Conventional ECG systems use disposable Ag/AgCl gel wet electrodes， and while these electrodes are capable of acquiring better bioelectrical signals， the drying up of the gel and the irritation with the skin during long-term use seriously affects patients' willingness to use them. Fabric dry electrodes， by virtue of excellent conformability and comfort， as well as their good electrical conductivity and mechanical stability， have a wide range of applications in wearable ECG monitoring. According to the different preparation processes， fabric electrodes can be mainly categorized into woven fabric electrodes， knitted fabric electrodes and embroidered electrodes.

However， the factors affecting the quality of ECG signals involve not only the preparation process of fabric electrodes， but also the contact impedance between the electrodes and the skin as well as the adaptability under dynamic conditions. To investigate the effects of different preparation processes on the quality of ECG signals from fabric electrodes， we utilized silver/nylon yarn as the primary conductive material and prepared eight different types of fabrics through three distinct processes. These fabrics included three woven fabrics， two knitted fabrics， and three embroidered fabrics. By assessing their surface conductivity， we identified the woven fabric （W3）， knitted fabric （K2）， and embroidered fabric（E3） types that exhibited the best conductivity. For the woven fabrics， the resistance values increased with the distance between the two test points and were approximately equal when the test points were equidistant. The magnitude of the surface resistance of knitted fabrics was closely related to the coil density. The conductivity of embroidered fabrics was affected by the combination （intersection density） of stitch direction and stitch density， etc. We prepared these three fabrics as cardiofabric electrodes and tested them by electrode-copper-plate low-frequency impedance and electrode-skin contact impedance， and concluded that longer floating-length wires， denser coil structure， higher stitch intersection density， and a larger contact area were important factors for lowering the impedance.

After that， we prepared woven， knitted and embroidered fabric electrocardiographic tapes and comprehensively analyzed the factors affecting the quality of dynamic and static electrocardiographic signals， including structural tightness， contact uniformity and dynamic adaptability. The results showed that different preparation processes and fabric structures significantly affected the conductivity of the electrodes and the quality of contact with the skin， which in turn affected the accuracy and stability of the ECG signals. E3 outperformed both W3 and K2 electrodes in terms of structural compactness， contact uniformity， and dynamic adaptability， and was able to acquire the highest quality ECG signals in both dynamic and static states， with the static Pearson correlation coefficient of 0.94 and the dynamic one above 0.91.

Keywords： fabric electrodes; ECG bands; skin impedance; ECG; Pearson correlation coefficient