用于心電信號采集的織物電極技術研究進展*

宋晉忠，嚴 洪，宮國強，張 煜，曹中平，張 琳

(中國航天員科研訓練中心，北京100094)

0 引 言

心電圖廣泛應用于醫院病人監護和健康檢查、家庭監護以及特因環境人員作業監護等領域，為人體心臟的健康狀況評價提供重要依據，心電圖的采集通常通過粘貼式濕電極來實現的，這類電極需要使用導電膏來確保皮膚與心電電極之間的良好接觸，在測量心電圖的穩定性和保真度上得到了廣泛的認可。隨著人們生活水平的不斷提高，人們對健康監護的要求不再只停留在醫院檢查，日常家庭監護變得越來越重要，可穿戴式健康監測成為我國健康醫療戰略發展的一個重要方向，“低擾度、無約束”成為心電圖采集技術的重要的發展目標之一。傳統的粘貼式濕電極采集心電呈現出較多問題，具體體現在以下幾方面:

首先，電極與皮膚之間涂抹的導電膏最多維持大約24 h的良好接觸，當需要更長時間監測人體心電圖時，導電膏易變干涸，造成電極與皮膚之間的接觸阻抗發生變化，使信號的靈敏度和信噪比下降。這種情況下，就需要重新涂抹導電膏。

其次，導電膏傳導電信號時，長時間與皮膚接觸，高濃度電解質會造成皮膚過敏或者瘙癢，甚至皮膚發炎等嚴重癥狀［1］。

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

基于以上問題，本文從新型心電傳感器技術出發，探討用于心電圖采集的紡織結構電極(織物電極)技術的研究進展。

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時不需要皮膚的預處理或涂抹導電膏的一種電極。

心電電極作為傳導體表心電圖的傳感器，其感應基本原理是電極—皮膚界面發生電化學反應，使得離子和電子發生交換。根據標準半電池電勢高低(half-cell potential)，電極材料分為極化(polarized)材料和非極化(nonpolarized)材料。完全極化材料表現為一個電容器，在電極和電解質界面施加電壓，電流不能通過界面，而完全非極化材料表現為一個電阻器，電流可以自由通過?，F實中沒有完全極化或者完全非極化材料，都或多或少表現為極化特性［2］。根據電極材料性質，通常認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

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

織物電極用于長期心電監測具有顯著的特點: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“導電膏”，解決了導電膏對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現穿戴式監護，服裝的外觀不會有突兀的感覺，服裝的舒適性也不受影響，使用者也不會有被監控的心理影響;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)穩定性，織物電極采用噴濺、電鍍等工藝實現金屬元素與紡織纖維的有機融合，保證了電化學性能的穩定性。

2 織物電極技術

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緩沖放大電路，如圖1 所示，將高阻抗輸入轉換為低阻抗輸入，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］設計了兩種紡織結構電極用于心電監護，一種是應用聚氨酯薄膜技術將導電織物部分直接接觸印制電路板，另一種是將活動電極直接插入簡單的織物電路中，能夠實現小型化、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］對印制金屬板電極、織物電極、微針狀電極的特征進行了系統比較分析，包括接觸阻抗、心電圖質量、噪聲特征。發現:織物電極、印制電極與傳統Ag/AgCl獲得的心電質量相似;織物電極具有更好的舒適性、可穿戴性，但對運動干擾和壓力比較敏感;印制電極具有低功耗、輕便、環保等特點，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電功能的織物單獨實現，如圖2(b)。目前，各種結構的紡織結構電極己經開發出來，包括機織、針織、非織造、刺繡等，它們都是采用導電纖維制作或者對常規纖維進行導電化處理。

圖2 織物電極Fig 2 Textile electrode

Dilpreet Buxi 等人發現電極—皮膚阻抗與運動偽跡之間有緊密的關系，這種關系在干電極與濕電極存在差異性［7］，Gilsoo Cho 等人對噴濺式、刺繡式、編織式等不同類型的織物電極的性能進行了比較，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電性，同時將運動傳感器集成于織物電極，形成壓力阻抗織物(piezo-resistive textile)，能夠準確地檢測阻抗變化［8］。Antonio Lanata 等人通過皮電響應(electrodermal response)來區分人體情感狀態，應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，用以連續心電信號監測，同時提取除了心率、肌電信號，并提出將其應用于運動員、老年人等領域有重要的意義［10］。Song H Y 利用雅卡爾提花織機(jacquard)設計了一種織物電極［11］，采用雙面織布，在緯線方向采用鍍Ag 纖維，發現這種制作方法比編織結構更穩定，具有較低的松緊效應。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 結構(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行長時間心電圖檢測［13］。Kannaian T 等人采用75D 縱密度，150D 橫密度的尼龍織物作為基層，應用Wilcom Embroidery Software 設計刺繡針法在滌綸織物表面繡上導電纖維，能夠較好地采集到心電信號，并與商用Ag/AgCl 電極從電極位置、信號質量、紡線耗材、清洗、重復性等方面進行了性能比較，得出利用此工藝制作的織物電極提取心電信號是可行的［14］。Priniotakis G 等人［15］分析了織物結構、濕度、傳感器大小、穩定性等對織物電極電化學阻抗譜的影響，發現織物結構是影響織物電極性能重要的因素，其實驗過程中，應用了Westbroek P(2004)［16］研發的一個細胞仿真人體/織物電極系統(cell simulating the body/textile electrode system)來分析電化學阻抗譜。

Taji Bahareh 等人［17］用覆Ag 尼龍絲做成心電電極，并設計了心電圖調理放大、濾波、模/數轉換模塊、處理器等電路，實現心電圖的采集，建立了皮膚—電極接觸阻抗模型:單時瞬態模型和雙時瞬態模型，并應用相關方法重建了心電信號，得出溫度影響著心電信號質量的結論。

Kevin Tseng 等人［18］設計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心電監測系統，利用手機終端接收信號并顯示。將一塊導電泡沫(氨基甲酸乙酯)壓縮為5%～10%，一個0.2 mm 的平紋皺絲織品作為導電聚合纖維，導電率達到0.07 Ω/m2，與皮膚接觸面鍍有Ni/Cu，同時發現濕電極相比干電極在2～4 s 和7.6～9.7 s 受運動干擾較大。

Tong In O 等人［19］將納米網狀織物干電極用于生物電信號的采集，并與3 種導電織物進行比較分析，發現納米網狀干電極與覆金屬織物的電極性能很接近，在10～500 Hz范圍內接觸阻抗、電容與傳統Ag/AgCl 更接近，導電織物的臺階效應弱于納米干電極。納米干電極噪聲干擾和噪聲譜密度低于導電織物，信號精度有所提高。

清華大學的張輝教授利用織物電極做成可穿戴式心率帶用于移動心電圖監測，能夠得到明顯的R 波，但整個周期心電信號波形形態不明顯。

3 討論與結論

從上述研究進展可以看出，無源織物電極相比有源織物電極更能實現小型化、低功耗、舒適性目標。

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。

織物電極用于傳導生物電信號的金屬元素主要有:Ag，AgCl，AgNy，AgCu，Cu，Ni 等。織物電極用于心電信號采集，通常依托相關載體實現，這些載體有:手套、服裝、松緊帶等，其中以服裝為最多。目前相關學者應用織物電極采集心電信號，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，信號質量與一次性心電電極有一定差距，還未能達到臨床監護應用要求，需要在織物電極和信號調理放大電路兩方面進一步研究。

心電信號是經過人體組織傳遞到體表，經過電極感應，后端放大、信號采集電路處理得到。在心電信號整個傳輸路徑中，人體組織是個良導體，其阻抗約為500 Ω;而皮膚—電極界面阻抗在數十千歐甚至大于兆歐，后端電路中的金屬導體的電阻可以忽略，皮膚—電極界面的電化學特性直接影響到心電信號采集的質量。心電信號的頻率范圍為0.01～250 Hz，幅度為0.1～4 mV，織物電極作為提取心電信號的傳感器，目前很多學者研制織物電極更多地關注到100 kHz以上頻段的性能，常常忽略低頻段的電化學特性，電極—皮膚界面等效為一系列電阻和電容的串并聯，如圖3 所示，研究與心電信號同頻段的電化學性能，以及其他特征參數對其影響將更有意義。

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

織物電極相比傳統粘貼式電極，其阻抗明顯增大，導致心電信號強度在傳導過程中有不同程度的衰減，在心電信號采集電路中，模擬前端中一級放大電路中的輸入阻抗也應做相應的改進設計，進一步增加輸入阻抗，實現電極—皮膚界面與調理電路的阻抗匹配，才能完整地拾取到心電信號。

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，相關學者將織物電極、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。

從上述研究進展分析可得，織物電極用于心電信號采集受多種因素影響，包括:織物結構(電極大小、形狀、厚度)、濕度、電化學性能(皮膚—電極的接觸阻抗、極化電壓等)、電極位置、紡線耗材、運動干擾、壓力、溫度等，相關學者已對部分因素分別進行了初步的研究，還沒有形成系統的結論，需進一步詳細實驗設計，系統分析。

4 結束語

雖然應用織物電極，通過“水”作為電信號傳導介質能夠采集到較為完整的心電波形(不用傳導介質信號質量有所下降)，該技術離市場應用還存在較大差距，主要體現在以下幾方面:

首先，表征心電電極是否能夠達到心電采集的要求，其主要的性能指標是電極的電化學性能，包括皮膚—電極的接觸阻抗、極化電壓。目前關于這兩項指標的檢測方法還不完備，有的學者搭建了測試電路［20］，其測試方法多種多樣，有的學者只是粗略測量其本身的導電率(阻抗)，完備準確的電化學性能測量系統需進一步研究。

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

再次，織物電極通常依托服裝作為載體，其可穿戴性、舒適性還需進一步研究。

最后，基于織物電極相對大的接觸阻抗和偏置電壓，不需要任何傳導介質采集心電才能發揮織物電極獨有的優勢，需從織物電極本身特性和調理放大電路兩方面進一步分析改進?？椢镫姌O的技術攻關將為傳統心電電極帶來技術革新，對生理信息監測技術發展具有重大的推進作用。

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