紡織電極在心電監(jiān)測(cè)服裝中的應(yīng)用與研究

鄭鵬 陳雁

摘要： 隨著紡織材料科學(xué)的不斷發(fā)展，導(dǎo)電優(yōu)良和接觸舒適的材料不斷被研發(fā)、應(yīng)用于紡織電極制備；心電監(jiān)測(cè)過(guò)程中，紡織電極承擔(dān)著將生物體電化學(xué)活動(dòng)產(chǎn)生的離子電位轉(zhuǎn)換成信號(hào)采集系統(tǒng)中的電子電位的紐帶作用，較好地實(shí)現(xiàn)生理數(shù)據(jù)的測(cè)量、傳遞等功能；可穿戴技術(shù)集成智能紡織品等心電監(jiān)測(cè)元件有效實(shí)現(xiàn)健康狀況的長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)，減少對(duì)醫(yī)院的依賴(lài)，降低治療成本。同時(shí)，針對(duì)性的疾病監(jiān)測(cè)與預(yù)防等項(xiàng)目的研究已逐漸實(shí)現(xiàn)對(duì)相應(yīng)疾病提供應(yīng)急機(jī)制與治療意見(jiàn)，為臨床診斷和術(shù)后康復(fù)工作提供重要的實(shí)用信息。

關(guān)鍵詞： 紡織電極；可穿戴；心電監(jiān)測(cè)；針對(duì)性；臨床診斷

中圖分類(lèi)號(hào)： TS941.17

文獻(xiàn)標(biāo)志碼： A

文章編號(hào)： 1001-7003（2018）06-0038-07

引用頁(yè)碼： 061107

Abstract： With the continuous development of textile materials， the materials with good conductivity and comfort have been constantly developed and applied in textile electrode preparation. In ECG monitoring process， the textile electrode is responsible for converting the ion potential generated by the electrochemical activity of the organism into the electron potential in the signal acquisition system to achieve data measurement， delivery and other functions better. Wearable technology can integrate smart textiles and other ECG monitoring components， realize long-term monitoring of health status effectively， reduce the reliance on hospitals and reduce the treatment cost. At the same time， the research on surveillance and prevention for targeted disease has gradually realized the supply of emergency mechanisms and treatment advice for the disease. This paper provides important information for clinical diagnosis and postoperative rehabilitation.

Key words： textile electrode； wearable； ECG monitoring； targeted； clinical diagnosis

隨著全球人口老齡化加劇，各種心血管疾病成為中老年人群的高發(fā)病[1]，同時(shí)，心血管疾病具有隱蔽性、長(zhǎng)期性、復(fù)雜性、高發(fā)病率等特點(diǎn)。近年來(lái)，心血管病呈現(xiàn)出明顯的年輕化態(tài)勢(shì)，據(jù)統(tǒng)計(jì)顯示[2]：2012年，20歲以上患病人數(shù)約8560萬(wàn)，而60歲以上的患者人數(shù)約4370萬(wàn)，且心血管疾病的患病人數(shù)仍在快速增長(zhǎng)；2013年，由心血管疾病引起的死亡占總死亡的40%，75歲以下占心血管病總死亡人數(shù)的35%，比平均預(yù)期壽命提前3.8年。

心臟通過(guò)心肌纖維有節(jié)律地收縮和舒張，推動(dòng)血液流動(dòng)并形成生物電信號(hào)。長(zhǎng)期不間斷的心臟電活動(dòng)捕獲與記錄形成時(shí)間-心臟電活動(dòng)變化圖像，簡(jiǎn)稱(chēng)心電圖（electrocardiograph， ECG）。ECG能直觀地反映心臟活動(dòng)過(guò)程中不同時(shí)間段生物電變化，是監(jiān)測(cè)和診斷心臟異常節(jié)律有效的方法之一。

傳統(tǒng)的心電監(jiān)測(cè)方法主要采用銀/氯化銀（Ag/AgCl）醫(yī)用電極，為降低電極—皮膚界面的接觸阻抗，在接觸部位涂抹黏性導(dǎo)電水凝膠實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)高質(zhì)量地采集。黏性水凝膠能較好地保證電極與皮膚之間的緊密接觸，但在使用過(guò)程中會(huì)逐漸干涸，電極與皮膚界面阻抗變大，不適合長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)；同時(shí)，長(zhǎng)期使用會(huì)對(duì)被試人員皮膚產(chǎn)生刺激，如皮膚過(guò)敏、潰爛[3]。這促使研究人員尋求一種無(wú)需使用導(dǎo)電膠等物質(zhì)，能夠進(jìn)行長(zhǎng)時(shí)間監(jiān)測(cè)的心電電極來(lái)替代傳統(tǒng)醫(yī)用電極。

紡織電極是近年來(lái)發(fā)展迅速的一種柔性干電極，是采用導(dǎo)電材料經(jīng)紡織加工，具有感知人體表面生物電信號(hào)的織物傳感器。與傳統(tǒng)電極相比，紡織電極由于良好的透氣、透濕等性能，在長(zhǎng)時(shí)間使用過(guò)程中，被試人員或患者不會(huì)產(chǎn)生悶熱感；同時(shí)，以其柔軟、易與人體皮膚表面貼合等優(yōu)點(diǎn)集成于服裝中，測(cè)試過(guò)程中被試者或患者在心理上不會(huì)產(chǎn)生被監(jiān)測(cè)的感覺(jué)。

1 紡織電極

心電監(jiān)測(cè)過(guò)程中，紡織電極承擔(dān)著將生物體電化學(xué)活動(dòng)產(chǎn)生的離子電位轉(zhuǎn)換成信號(hào)采集系統(tǒng)中電子電位的紐帶作用。為了獲取較高質(zhì)量的心電信號(hào)，紡織電極的材料、織物組織、尺寸形狀、整體結(jié)構(gòu)對(duì)信號(hào)采集的真實(shí)性和穩(wěn)定性有著直接的影響。

1.1 材 料

紡織電極材料多采用導(dǎo)電纖維或?qū)щ娀幚淼睦w維材料。K. Hoffmann等[4]根據(jù)材料阻抗值將紡織電極劃分為極化金屬、非極化金屬、聚合物涂層金屬、導(dǎo)電聚合物及納米有機(jī)硅；賈明亮等[5]利用石墨烯研制出紡織材料基透明電極，分析結(jié)果表明石墨烯具有良好的生物相容性與導(dǎo)電性，使其在生物診斷領(lǐng)域成為新的研究熱點(diǎn)。

1.1.1 極化金屬/非極化金屬電極

根據(jù)是否需要在電極端施加電壓或電流而能使電流或位移電流通過(guò)電極/電解溶液界面的特性，將金屬材料劃分為極化金屬與非極化金屬。其中，非極化材料，如Ag/AgCl，適用于檢測(cè)電極；極化材料，如鉑，適用于刺激電極。與檢測(cè)電極不同之處在于刺激電極用于心臟起搏器、心臟除顫器及用于治療目的的其他功能性電刺激器。P. Westbroek等[6]使用不銹鋼纖維作為紡織電極材料，測(cè)試結(jié)果表明不銹鋼纖維具有較高的電極-皮膚界面阻抗；丁鑫等[7]研制出一款以76%鍍銀尼龍、24%彈性纖維織物制成的心電電極，該電極采用99.9%的鍍銀纖維制作而成，具有良好的導(dǎo)電性，同時(shí)與彈性纖維交織，具有良好的延展性；許鵬俊[8]以鍍銀尼龍長(zhǎng)絲為原材料，采用0.9%的NaCl溶液對(duì)其紗線(xiàn)表面進(jìn)行電化學(xué)處理，利用上述改性處理的銀/氯化銀材料制備的心電電極具有平衡電勢(shì)及阻抗低等特點(diǎn)。更重要的是，制得的銀/氯化銀織物具有親水性，容易捕捉水分子而保持濕潤(rùn)，減少平衡時(shí)間。

1.1.2 導(dǎo)電聚合物

Scilingo等[9]利用水凝膠膜設(shè)計(jì)了一款新型的紡織柔性電極。采用的水凝膠膜pH值范圍在3.5～9，能降低電極與皮膚之間的接觸阻抗、減少使用過(guò)程中皮膚的刺激。丁辛等[10]利用吡咯單體等物質(zhì)經(jīng)過(guò)一系列的化學(xué)反應(yīng)與后整理得到一種聚吡咯復(fù)合導(dǎo)電織物，制得的紡織電極阻抗小，具有良好的透氣透濕性能；A. Patil等[11]通過(guò)對(duì)原位聚合和電化學(xué)聚合的聚吡咯/棉織物心電電極進(jìn)行電學(xué)性能測(cè)試分析和電化學(xué)阻抗測(cè)試分析，結(jié)果表明：經(jīng)電化學(xué)聚合后的電極表面沉積的吡咯膜更厚更均勻，具有更好的導(dǎo)電性，采集的心電信號(hào)清晰度和信噪比都有明顯的提高；Y. Chang等[12]采用導(dǎo)電橡膠電極進(jìn)行人體心電信號(hào)的監(jiān)測(cè)，由于導(dǎo)電橡膠材料具有一定的黏性，能適當(dāng)減少電極與皮膚之間的相對(duì)滑移，降低電極-皮膚的界面阻抗；日本電信公司推出新一代智能服裝“Hitoe”，該服裝采用的面料是將樹(shù)脂涂覆在納米導(dǎo)電纖維表面，伸縮性好，與人體的接觸程度高。

1.1.3 聚合物涂層電極

聚合物涂層電極主要是基于電極表面的聚合物膜的導(dǎo)電性和含有的電活性組分（摻雜劑）使電極具有電活性。制備聚合物涂層電極最佳的方法是電化學(xué)聚合，其主要優(yōu)點(diǎn)是一步法便可在載體電極上得到導(dǎo)電膜。A. Ramasamy等[13]利用銀涂覆聚酰胺芯紗制備Shieldex導(dǎo)電絲；N. Silva等[14]采用物理氣相沉積法在聚酰亞胺薄膜材料和紡織品基材的頂部沉積一層鋁箔織造電極；J. Baek等[15]利用金箔作為導(dǎo)電成分，聚二甲基硅氧烷（PDMS）作為基質(zhì)材料，先后通過(guò)氧等離子處理、旋轉(zhuǎn)涂布等步驟制備了聚合物涂層電極（圖1）。實(shí)驗(yàn)表明：制成的柔性聚合物干電極穿戴方便，能長(zhǎng)時(shí)間進(jìn)行心電監(jiān)測(cè)。Jung等[16]利用碳納米管（CNT）和PDMS制備CNT/PDMS復(fù)合電極，它克服了常規(guī)干或濕電極的限制。該電極具有良好的柔性與生物相容性，適合長(zhǎng)期測(cè)量心電信號(hào)。同時(shí)，在運(yùn)動(dòng)或汗液的情況下也能穩(wěn)定地測(cè)量心電信號(hào)。

1.1.4 納米有機(jī)硅

有機(jī)硅，因其分子結(jié)構(gòu)及與有機(jī)基團(tuán)的結(jié)合使它集無(wú)機(jī)物與有機(jī)物的功能特性于一身，有優(yōu)良的電絕緣性能。同時(shí)，如聚硅氧烷，由于其Si—O鍵長(zhǎng)和Si—O—Si鍵角較大等結(jié)構(gòu)特征使得該分子間作用力小，易旋轉(zhuǎn)，呈現(xiàn)出一定的高柔軟性。

1.1.5 石墨烯

石墨烯是一種由碳原子以sp2雜化軌道組成的六角形單層片狀結(jié)構(gòu)的新材料。由于其特殊的結(jié)構(gòu)，是目前發(fā)現(xiàn)電阻率最小、導(dǎo)電性最佳的物質(zhì)。

埃克塞特大學(xué)等共同參與的國(guó)際研究小組[17]利用氣相沉積法制備了一種石墨烯紡織纖維電極，并測(cè)得其彎曲度對(duì)石墨烯包覆纖維電阻的影響很小，符合作為紡織品的柔性電極。M.Yapici等[18]開(kāi)發(fā)了一種石墨烯包覆導(dǎo)電紡織電極，該電極在洗滌后能保持其導(dǎo)電性，在信號(hào)保真度、頻率響應(yīng)和接觸阻抗方面表現(xiàn)出更好的特性。C. Chen等[19]開(kāi)發(fā)了一種石墨烯基柔性微針電極，該電極表現(xiàn)出良好的生物相容性和對(duì)電生理檢測(cè)的高靈敏度。在石墨烯表面進(jìn)行蒸汽等離子體的親水化后處理，結(jié)果顯示：處理后的石墨烯表面潤(rùn)濕，電極在界面處產(chǎn)生較大的電容和較小的阻抗，提高心電信號(hào)的信噪比。黃志奇等[20]通過(guò)在導(dǎo)電海綿上涂抹石墨烯涂層增強(qiáng)電極的導(dǎo)電性，提高微弱電信號(hào)數(shù)據(jù)采集的精準(zhǔn)度。E.Skrzetuska等[21]通過(guò)印刷技術(shù)制備石墨烯基傳感系統(tǒng)，制備過(guò)程中，3%的石墨烯添加量可以降低三倍的電阻率，且實(shí)驗(yàn)過(guò)程中，產(chǎn)品表面電阻率均勻性良好，變異系數(shù)低于3%。

1.2 織物結(jié)構(gòu)

前文提到，電極的設(shè)計(jì)與制作關(guān)系到采集心電信號(hào)的質(zhì)量。研究學(xué)者通過(guò)對(duì)紡織電極的織物結(jié)構(gòu)、濕度、傳感器大小、穩(wěn)定性等方面分析其對(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)影響電極性能。

1.2.1 機(jī)織、針織、非織造布

不同的織物成形技術(shù)可以提供不同的感測(cè)功能。L. Beckmann等[22]對(duì)比了不同紗線(xiàn)材料、組織結(jié)構(gòu)及織物三者組合的電極性能的研究，結(jié)果表明不同的紗線(xiàn)材料及織造方式影響電極的接觸阻抗，其中，針織結(jié)構(gòu)可能在改善接觸阻抗方面有著突出的表現(xiàn)。P. Westbroek等[23]使用不銹鋼纖維制作的機(jī)織物、針織物和非織造布作為紡織電極，研究表明測(cè)試過(guò)程中，由于壓阻特性，針織物在受到應(yīng)力作用時(shí)，電阻率會(huì)發(fā)生變化，導(dǎo)致測(cè)試的心電信號(hào)不穩(wěn)定。而機(jī)織面料結(jié)構(gòu)相對(duì)均勻，具有較小的壓變特性。同時(shí)，針織物電極具有較粗糙的織物表面，在心電信號(hào)采集過(guò)程中會(huì)有很高的皮膚接觸阻抗，從而引入高頻噪音的干擾。

1.2.2 平紋、緞紋、刺繡、蜂巢、毛圈

為了提高電極與皮膚之間的接觸穩(wěn)定性，研究人員采用不同織物組織制作電極以提高電極與皮膚的接觸面。嚴(yán)妮妮[24]采用緞紋、蜂巢、刺繡等結(jié)構(gòu)的電極與特定規(guī)格的服裝結(jié)合，實(shí)現(xiàn)心電信號(hào)的監(jiān)測(cè)；魯莉博等[25]利用銀/氯化銀紗線(xiàn)制作出一種刺繡毛圈組織結(jié)構(gòu)電極，表面豐富的毛圈結(jié)構(gòu)與皮膚接觸時(shí)，能穿過(guò)體毛與皮膚良好接觸，且使用前不需要對(duì)皮膚進(jìn)行處理，同時(shí)，每一個(gè)刺繡毛圈結(jié)構(gòu)可以獨(dú)立構(gòu)成一個(gè)電極，測(cè)試心電信號(hào)時(shí)阻抗低；楊旭東等[26]提出了一種由導(dǎo)電紗線(xiàn)、導(dǎo)電織物等組成的刺繡絨毛心電電極，并通過(guò)剪斷導(dǎo)電織物上導(dǎo)電紗線(xiàn)的端頭，利用導(dǎo)電紗線(xiàn)的抗彎剛度刺穿新生角質(zhì)層，降低電極與皮膚的接觸阻抗，提高心電信號(hào)的可靠度；袁會(huì)錦等[27]對(duì)機(jī)織、針織和刺繡毛圈的鍍銀滌綸織物電極進(jìn)行電化學(xué)阻抗譜分析。研究表明：高頻下，刺繡毛圈結(jié)構(gòu)的電極阻抗最小，因?yàn)榇汤C部分從織物表面凸起，可以實(shí)現(xiàn)更好的接觸；機(jī)織平紋電極的阻抗最大。基于以上特性，刺繡組織結(jié)構(gòu)電極被廣泛地認(rèn)為在生物電信號(hào)監(jiān)測(cè)領(lǐng)域是最常見(jiàn)的結(jié)構(gòu)電極。

1.2.3 絲網(wǎng)印刷、3D打印、三維紡織

T. Kang[28]利用絲網(wǎng)印刷技術(shù)研制出一種非織造布紡織電極。為了能很好地實(shí)現(xiàn)電極與服裝的結(jié)合，將氯化銀和銀導(dǎo)電墨水在非織造布表面分別形成信息傳感區(qū)與信號(hào)傳輸線(xiàn)路及其他電器元件，結(jié)果表明，該電極穩(wěn)定性好，靈敏度較高，具有良好的電化學(xué)性能。

P. Salvo等[29]提出了用于快速成型的3D打印技術(shù)，在較短時(shí)間內(nèi)可快速完成復(fù)雜結(jié)構(gòu)3D電極的制造。同時(shí)，3D電極可以有效改善毛發(fā)存在時(shí)電生理活動(dòng)的測(cè)量。3D打印是醫(yī)療干電極開(kāi)發(fā)和批量生產(chǎn)的真正突破，是實(shí)現(xiàn)快速和低成本生產(chǎn)高精度立體結(jié)構(gòu)的重要途徑。

三維正交織物是利用三維紡織技術(shù)的機(jī)織方式，將兩組經(jīng)紗彼此互成60°交織，一組緯紗與該兩組經(jīng)紗互成60°交角插入交織成織物。該織造方式織成的織物因其各向力學(xué)性質(zhì)相同，經(jīng)紗之間不易滑動(dòng)，織物組織結(jié)構(gòu)穩(wěn)定；重摩擦試驗(yàn)下，未發(fā)生變形等特點(diǎn)，繼提出之后，受到研究學(xué)者的廣泛關(guān)注與研究創(chuàng)新。同時(shí)，有望成為織造紡織電極的有效方法。

1.3 電極尺寸

電極尺寸與形狀影響生物電信號(hào)采集過(guò)程中的幅度、精度及電極截面電流密度的分布[4]。合理尺寸的選取是實(shí)現(xiàn)生物電信號(hào)高質(zhì)量、穩(wěn)定性的主要手段之一。

魯莉博等[25]對(duì)蜂巢組織結(jié)構(gòu)電極進(jìn)行面積設(shè)計(jì)中，織造邊長(zhǎng)為2～5cm的鍍銀結(jié)構(gòu)電極和邊長(zhǎng)為5cm的銀/氯化銀結(jié)構(gòu)電極，同種材料電極之間通過(guò)醫(yī)用導(dǎo)電壓敏膠兩兩組裝，形成三明治結(jié)構(gòu)的電極對(duì)試樣，測(cè)試織物電極與皮膚之間的接觸阻抗。分析得出，尺寸越大，阻抗越低，而服用時(shí)局部不適感越明顯，電極的合適尺寸為4～5cm。V. Marozas等[30]通過(guò)等效頻率響應(yīng)函數(shù)的方法分別對(duì)面積為1、2、4、8、16cm2電極采集的心電信號(hào)進(jìn)行數(shù)據(jù)分析。結(jié)果表明，1cm2和2cm2的電極會(huì)對(duì)頻率低于1Hz的心電信號(hào)造成影響，4cm2的結(jié)構(gòu)電極在評(píng)估電極與皮膚之間頻率響應(yīng)時(shí)呈現(xiàn)出最小的誤差，大于4cm2的紡織電極不會(huì)嚴(yán)重影響心電信號(hào)中低頻波譜的質(zhì)量，但尺寸太大會(huì)造成信號(hào)過(guò)度放大。V. Krasteva等[31]通過(guò)對(duì)電極面積與心電信號(hào)噪音影響的研究分析得出，靜止?fàn)顟B(tài)下，噪音水平與面積的平方根成反比。許鵬俊[8]通過(guò)將1、4、9、16cm2方形電極，以及4cm×1cm、9cm×1cm的分布式結(jié)構(gòu)電極分別設(shè)置于彈性繃帶上，并進(jìn)行靜態(tài)電學(xué)性能評(píng)價(jià)。分析表明，隨著電極面積的不斷增大，心電信號(hào)的強(qiáng)度也隨之增大，而當(dāng)結(jié)構(gòu)電極的面積大于9cm2時(shí)，心電信號(hào)的強(qiáng)度變化不明顯；同時(shí)，在分布式電極中也呈現(xiàn)出相同的變化趨勢(shì)。

1.4 整體結(jié)構(gòu)

紡織電極可以很好地監(jiān)測(cè)人體在靜態(tài)時(shí)的心電信號(hào)，但不可避免的是，信號(hào)采集過(guò)程中，電極與皮膚之間的接觸狀態(tài)會(huì)受到各種無(wú)法預(yù)見(jiàn)因素的影響，如肢體運(yùn)動(dòng)、肌肉震顫等，可能會(huì)對(duì)心電信號(hào)的質(zhì)量、穩(wěn)定性、可靠性產(chǎn)生不同程度的干擾。因此針對(duì)電極—皮膚之間的電—力學(xué)性能的研究，分析電極的自身阻抗、電極—皮膚界面阻抗，實(shí)現(xiàn)紡織電極整體結(jié)構(gòu)的設(shè)計(jì)與優(yōu)化。

A. Gruetzmann等[32]提出了一種基于泡沫多孔材料柔性電極，可以避免皮膚毛發(fā)的影響，并獲得穩(wěn)定的生理電信號(hào)與數(shù)據(jù)。研究表明，泡沫材料在減少運(yùn)動(dòng)干擾和減少電極—皮膚的接觸阻抗方面具有明顯優(yōu)勢(shì)。也有研究學(xué)者通過(guò)在電極基布下墊上一層或多層襯墊進(jìn)行紡織電極的設(shè)計(jì)制作，通過(guò)襯墊的回彈性可以適當(dāng)調(diào)節(jié)電極與皮膚的接觸壓力，從而有效提高心電信號(hào)的質(zhì)量。翟紅藝等[33]通過(guò)穿戴衣布料、支撐墊、導(dǎo)電布與海綿的結(jié)合研制織物電極；劉光達(dá)等[34]將導(dǎo)電織物包覆于軟海綿上并與穿戴服裝結(jié)合，利用海綿受壓后的彈力來(lái)確保導(dǎo)電部分和人體皮膚完全接觸，同時(shí)，在保證電極與皮膚曲面良好接觸的前提下適當(dāng)降低服裝織物形變，改善電極與皮膚之間接觸緊密性，增加穿戴的舒適感；潘麗金等[35]設(shè)計(jì)了一種含“壓力增強(qiáng)凸部”的U型硅膠卡槽心電電極（圖2），該電極由內(nèi)向外依次設(shè)置的彈性導(dǎo)電織物層、硅膠層以及普通彈性織物層三層結(jié)構(gòu)，其中硅膠層的壓力增強(qiáng)凸部采用半球體等曲率較大的結(jié)構(gòu)，有利于紡織電極更好的與皮膚貼合，減少電極與皮膚之間相對(duì)滑移。

2 應(yīng)用研究

隨著人們對(duì)健康狀況的早期監(jiān)護(hù)與疾病預(yù)防和保健意識(shí)的加強(qiáng)、家庭醫(yī)療消費(fèi)能力的提高及科技水平的提升，促使醫(yī)療儀器的類(lèi)型也逐漸向家用和個(gè)人的小型化發(fā)展。近年來(lái)，伴隨著微電子、集成電路及無(wú)線(xiàn)通信技術(shù)的不斷進(jìn)步，提出了無(wú)線(xiàn)體域網(wǎng)（WBAN）系統(tǒng)。通過(guò)WBAN系統(tǒng)，以人體為中心，由個(gè)人電子設(shè)備（PDA）等組成的通信網(wǎng)絡(luò)，向用戶(hù)提供實(shí)時(shí)參數(shù)并可以將信號(hào)傳遞給遠(yuǎn)程醫(yī)療服務(wù)器。由于服裝與人體良好的貼身關(guān)系，WBAN系統(tǒng)集成到服裝中以連續(xù)監(jiān)測(cè)生理參數(shù)。這種智能服裝系統(tǒng)在實(shí)現(xiàn)穿戴物品日常使用的同時(shí)，又能實(shí)現(xiàn)人體在任何時(shí)間、任何地點(diǎn)對(duì)生理信號(hào)的實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)（表1）。

隨著家庭監(jiān)護(hù)設(shè)備、智能紡織品的迅速發(fā)展，研究學(xué)者開(kāi)始將先進(jìn)的監(jiān)測(cè)技術(shù)應(yīng)用于醫(yī)療領(lǐng)域，逐漸重視對(duì)各個(gè)疾病的病理與監(jiān)護(hù)的研究，紡織電極也已逐漸向用于促進(jìn)運(yùn)動(dòng)和康復(fù)中的電治療應(yīng)用中發(fā)展。V. Gay等[36]提出了一種用于高危心臟病患者的健康監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，通過(guò)對(duì)患者生命體征進(jìn)行多參數(shù)監(jiān)測(cè)與綜合分析，提供相應(yīng)的應(yīng)急措施和治療意見(jiàn)以協(xié)助醫(yī)師進(jìn)行治療；S. Patel等[37]提出了一種集成無(wú)線(xiàn)傳感、傳感器和基于網(wǎng)絡(luò)應(yīng)用程序的可穿戴遠(yuǎn)程監(jiān)測(cè)系統(tǒng)，通過(guò)臨床信息收集、實(shí)驗(yàn)及算法優(yōu)化，以可靠地監(jiān)測(cè)評(píng)估帕金森患者的癥狀及運(yùn)動(dòng)并發(fā)癥的嚴(yán)重程度，為患者疾病治療與藥物服用等提供有力的參考；C. Varon等[38]通過(guò)單導(dǎo)聯(lián)ECG信號(hào)檢測(cè)方法實(shí)現(xiàn)對(duì)癲癇患者的生理監(jiān)測(cè)，并提供了兩種不同的算法量化信號(hào)QRS波形變化實(shí)現(xiàn)癲癇發(fā)作的監(jiān)測(cè)分析；S. SENDRA等[39]指出慢性疾病嚴(yán)重影響青少年的身心健康，如患有癲癇兒童的死亡率是健康兒童死亡率的5.3倍，且大部分的死亡由于治療不足。通過(guò)對(duì)患病兒童的長(zhǎng)期監(jiān)測(cè)與實(shí)時(shí)分析，成為識(shí)別或排除慢性病病發(fā)前的有力工具，同時(shí)遠(yuǎn)程監(jiān)測(cè)能較好地實(shí)施父母對(duì)孩子的持續(xù)監(jiān)督，減少對(duì)醫(yī)院的依賴(lài)，減輕家庭負(fù)擔(dān)。

3 結(jié) 語(yǔ)

目前，可穿戴設(shè)備已經(jīng)成為家庭監(jiān)護(hù)管理中的重要組成部分，監(jiān)測(cè)的生理參數(shù)信息也日益完善，能更好地實(shí)現(xiàn)疾病的預(yù)防與早期治療。同時(shí)，未來(lái)智能紡織品也已逐漸向心肌梗塞、突發(fā)性心臟驟停等疾病預(yù)防和術(shù)后康復(fù)方向發(fā)展，通過(guò)生理信息的綜合與病理的掌控，提供合理的應(yīng)急措施和治療方案，為臨床診斷等工作提供實(shí)用的信息，實(shí)現(xiàn)其更大的社會(huì)經(jīng)濟(jì)效益。

參考文獻(xiàn)：

[1]胡盛壽. 中國(guó)心血管病報(bào)告2015[M]. 北京：中國(guó)大百科全書(shū)出版社， 2016.

HU Shengshou. Report of Chinese Cardiovascular Disease 2015[M]. Beijing： Encyclopedia of China Publishing House， 2016.

[2]MOZAFFARIAN D， BENJAMIN E J， GO A S， et al. Heart disease and stroke statistics：2016 Update[J]. Circulation， 2016， 133（4）：e38.

[3]AUDRAN M A， 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.

[4]HOFFMANN K， RUFF R. Flexible dry surface-electrodes for ECG long-term monitoring[J]. IEEE， 2007： 5739-5742.

[5]賈明亮， 張克勤. 石墨烯在紡織材料基透明電極中的研究進(jìn)展[J]. 印染， 2013， 39（11）：50-54.

JIA Mingliang， ZHANG Keqin. Advances in textile-based transparent electrode by grapheme[J]. Dyeing & Finishing， 2013， 39（11）： 50-54.

[6]WESTBROEK P， PRINIOTAKIS G， PALOVUORI E， et al. Quality control of textile electrodes by electrochemical impedance spectroscopy[J]. Textile Research Journal， 2006， 76（2）：152-159.

[7]丁鑫， 金雷， 劉諾， 等. 基于織物電極的非接觸便攜式睡眠心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)設(shè)計(jì)[J]. 北京生物醫(yī)學(xué)工程， 2012， 31（3）： 293-297.

DING Xin， JIN Lei， LIU Nuo， et al. Design of non-contact portable sleep ECG monitoring system based on fabric electrodes[J]. Beijing Biomedical Engineering， 2012， 31（3）： 293-297.

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

XU Pengjun. Skin-Electrode Mechanical Interaction and Motion Artifacts of Textile Electrodes for Body Surface ECG Signal Monitoring[D]. Shanghai： Donghua University， 2012.

[9]SCILINGO E P， GEMIGNANI A， PARADISO R， et al. Performance evaluation of sensing fabrics for monitoring physiological and biomechanical variables[J]. IEEE， 2005， 9（3）： 345-352.

[10]丁辛， 周云， 張經(jīng)緯， 等. 一種用于測(cè)試心電信號(hào)的紡織電極的制備方法： CN 201310461096.7[P]. 2015-07-08.

DING Xin， ZHOU Yun， ZHANG Jingwei， et al. Preparation method of spinning electrode used for testing electrocardiosignal： CN 201310461096.7[P]. 2015-07-08.

[11]PATIL A J， DEOGAONKAR S C. Conductivity and atmospheric aging studies of polypyrrole-coated cotton fabrics[J]. Journal of Applied Polymer Science， 2012， 125（2）： 844-851.

[12]CHANG Y， NAM S， KIM S. Conductive rubber electrode for wearable health monitoring[J]. IEEE， 2005， 4： 3479-3481.

[13]ALAGIRUSAMY R， EICHHOFF J， GRIES T， et al. Coating of conductive yarns for electro-textile applications[J]. Journal of the Textile Institute Proceedings & Abstracts， 2013， 104（3）：270-277.

[14]SILVA N L， GONCALVES L M， CARVALHO H. Deposition of conductive materials on textile and polymeric flexible substrates[J]. Journal of Materials Science： Materials in Electronics， 2013， 24（2）：635-643.

[15]BAEK J Y， AN J H， CHOI J M， et al. Flexible polymeric dry electrodes for the long-term monitoring of ECG[J]. Sensors & Actuators A Physical， 2008， 143（2）： 423-429.

[16]JUNG H C， MOON J H， BAEK D H， et al. CNT/PDMS composite flexible dry electrodes for long-term ECG monitoring[J]. IEEE，2012， 59（5）： 1472-1479.

[17]劉蘭蘭. 國(guó)際研究組織用石墨烯研制出首例紡織電極[J]. 電源技術(shù)， 2015，39（8）：1-3.

LIU Lanlan. International research organization developed the first textile electrode with grapheme[J]. Chinese Journal of Power Sources， 2015， 39（8）：1-3.

[18]YAPICI M K， ALKHIDIR T， SAMAD Y A， et al. Graphene-clad textile electrodes for electrocardiogram monitoring[J]. Sensors & Actuators B， 2015， 221： 1469-1474.

[19]CHEN C H， LIN C T， HSU W L， et al. A flexible hydrophilic-modified graphene microprobe for neural and cardiac recording[J]. Nanomedicine， 2013， 9（5）： 600-604.

[20]黃志奇， 陳東義， 熊帆， 等. 抑制運(yùn)動(dòng)偽跡石墨烯柔性心電干電極： CN 201510844138.4[P]. 2015-11-27.

HUANG Zhiqi， CHEN Dongyi， XIONG Fan， et al. Graphene flexible electrocardio dry electrode with effect of inhibiting motion artifact： CN 201510844138.4[P]. 2015-11-27.

[21]SKRZETUSKA E， PUCHALSKI M， KRUCISKA I. Chemically driven printed textile sensors based on graphene and carbon nanotubes[J]. Sensors， 2014， 14：16816-16828.

[22]BECKMANN L， NEUHAUS C， MEDRANO G， et al. Characterization of textile electrodes and conductors using standardized measurement setups[J]. Physiological Measurement， 2010， 31（2）： 233-247.

[23]WESTBROEK P， PRINIOTAKIS G， PALOVUORI E， et al. Quality control of textile electrodes by electrochemical impedance spectroscopy[J]. Textile Research Journal， 2006， 76（2）：152-159.

[24]嚴(yán)妮妮. 心電監(jiān)測(cè)服裝的可穿戴性能研究[D]. 西安： 西安工程大學(xué)， 2015.

YAN Nini. Study on the Wearable Performance of ECG Monitoring Clothing[D]. Xian： Xian Polytechnic University， 2015.

[25]魯莉博， 張輝， 謝光銀. 紡織結(jié)構(gòu)柔性心電電極面積的設(shè)計(jì)及優(yōu)化[J]. 上海紡織科技， 2016， 44（3）： 45-48.

LU Libo， ZHANG Hui， XIE Guangyin. Area design and optimization of textile-structure flexible ECG electrodes[J]. Shanghai Textile Science & Technology， 2016， 44（3）： 45-48.

[26]楊旭東， 周云， 代興玉， 等. 一種刺繡絨毛柔性心電電極： CN 201510011794.6[P]. 2015-01-09.

YANG Xudong， ZHOU Yun， DAI Xingyu， et al. Inwrought fluff flexible electrocardio-electrode： CN 201510011794.6 [P]. 2015-01-09.

[27]袁會(huì)錦， 張輝， 謝光銀. 織物結(jié)構(gòu)對(duì)紡織結(jié)構(gòu)電極阻抗性能的影響[J]. 紡織學(xué)報(bào)， 2015， 36（9）： 44-49.

YUAN Huijin， ZHANG Hui， XIE Guangyin. Influence of textile structure on impedance of textile-structured electrodes[J]. Journal of Textile Research， 2015， 36 （9）： 44-49.

[28]KANG T. Textile-Embedded Sensors for Wearable Physiological Monitoring Systems[D]. Raleigh： North Carolina State University， 2006.

[29]SALVOA P， RAEDT R， CARRETTE E， et al. A 3D printed dry electrode for ECG/EEG recording[J]. Sensors and Actuators A： Physical， 2012， 174（2）： 96-102.

[30]MAROZAS V， PETRENAS A， DAUKANTAS S， et al. A comparison of conductive textile-based and silver/silver chloride gel electrodes in exercise electrocardiogram recordings[J]. Journal of Electrocardiology， 2011， 44（2）： 189-194.

[31]KRASTEVA V， PAPAZOV S. Estimation of current density distribution under electrodes for external defibrillation[J]. Biomedical Engineering Online， 2002， 1（1）： 1-13.

[32]GRUETZMANN A， HANSEN S， MLLER J. Novel dry electrodes for ECG monitoring[J]. Physiological Measurement， 2007， 28（11）： 1375-1390.

[33]翟紅藝， 王春民， 張晶， 等. 基于織物電極的心電監(jiān)測(cè)系統(tǒng)[J]. 吉林大學(xué)學(xué)報(bào)（信息科學(xué)版）， 2012， 30（2）： 185-191.

ZHAI Hongyi， WANG Chunmin， ZHANG Jing， et al. ECG signal monitoring system based on textile electrodes[J]. Journal of Jilin University （Information Science Edition）， 2012， 30（2）： 185-191.

[34]劉光達(dá)， 郭維， 李肅義， 等. 穿戴式人體參數(shù)連續(xù)監(jiān)測(cè)系統(tǒng)[J]. 吉林大學(xué)學(xué)報(bào)（工學(xué)版）， 2011， 41（3）： 771-775.

LIU Guangda， GUO Wei， LI Suyi， et al. Wearable system for continuouly monitoring physiological parameters[J]. Journal of Jilin University （Engineering and Technology Edition）， 2011， 41（3）： 771-775.

[35]潘麗金， 許鵬俊， 鄭鵬. 一種含心率監(jiān)測(cè)功能的消防服： CN 201621219810.7[P]. 2017-08-25.

PAN Lijin， XU Pengjun， ZHENG Peng. A fire-fighting clothing with heart rate monitoring： CN 201621219810.7[P]. 2017-08-25.

[36]GAY V， LEIJDEKKERS P. A health monitoring system using smart phones and wearable sensors[J]. International Journal of ARM， 2007， 8（2）： 29-35.

[37]PATEL S， CHEN B R， BUCKLEY T， et al. Home monitoring of patients with Parkinsons disease via wearable technology and a web-based application[C]// Engineering in Medicine & Biology Society， 2010： 4411-4414.

[38]VARON C， JANSEN K， LAGAE L， et al. Can ECG monitoring identify seizures？[J]. Journal of Electrocardiology， 2015， 48（6）： 1069-1074.

[39]SENDRA S， PARRA L， LLORET J， et al. Smart system for childrens chronic illness monitoring[J]. Information Fusion， 2018， 40（3）： 76-86.