織物電極監測心電信號與穿戴壓力作用機制分析

董 科， 張 玲， 范佳璇， 李夢婕， 梅 琳， 肖學良

(生態紡織教育部重點實驗室(江南大學)， 江蘇 無錫 214122)

隨著生活水平的提高，人們越來越關注自身的健康問題，特別是慢性心腦血管疾病。這些慢性病具有間歇性發作、瞬態異常等特點，需要長期的健康監護[1]，例如，在某時間段內連續采集心電(ECG)數據，才能及時預警慢性病導致的猝死事件。傳統醫用“粘貼式”濕電極采集ECG的數據雖然精確，但易導致皮膚瘙癢或過敏。另外，長期監測的過程中，濕電極易干涸，需不斷涂抹導電膏，從而導致采集的數據不穩定、不連續[2]。織物電極是導電材料通過紡織加工工藝織造的一種柔性干電極。柔軟的織物電極可較好地適應皮膚的曲面并與其貼合，數據采集較為穩定，且具有良好的透氣透濕及舒適性，不會引起皮膚過敏等問題[3-4]。因此，紡織結構傳感器在人體長期生理信號的采集與監測過程中具有較大的應用潛力。

在監測過程中，人體的運動易造成織物電極的滑移或變形，產生“運動偽跡”效應，從而影響ECG信號的讀取。而織物電極是由導電紗線交織而成，織物的形變會影響其本身的阻抗[5-6]，其中穿戴壓力是重要的影響因素之一，可穿戴心電衣對織物心電電極的壓力不僅會影響織物電極與皮膚之間的有效貼合面積，還會影響導電織物的電學性能和監測服裝穿戴的舒適程度[7]。

為研究穿戴壓力對織物電極采集ECG信號質量的關系，本文開發了基于平紋和緞紋交織結構的4種導電織物電極，評價了其物理性能。并設計實驗研究了壓力對導電織物電學性能以及采集ECG質量的影響。

1 實驗準備

1.1 材 料

銀的導電性能優于銅，并且銀的電阻率是常規導電金屬，如鐵和鋁的幾分之一(銀的電阻率為1.65×10-8Ω·m，銅為1.75×10-8Ω·m，鐵為9.78×10-8Ω·m)，因此，純鍍銀錦綸絲的導電性能也非常優異，對采集人體皮膚表面阻抗較大而傳導微弱的ECG信號具有較強的采集性能[8]。另外，鍍銀纖維還具有抑菌除臭的功能，其織物產品經長期的穿戴也不會產生較大的異味，是作為穿戴式織物電極較為理想的電極材料[9]。

本文使用7.8 tex的鍍銀錦綸長絲(青島亨通偉業特種織物科技有限公司)作為導電纖維，織造電極織物，圖1示出導電纖維掃描電鏡照片(JSM-6490型掃描電子顯微鏡，日本日立公司)，每根單絲上的鍍銀層厚度為100～200 nm。使用數字萬用電表(Victor VC890D型數顯式萬用表，深圳市驛生勝利科技有限公司)測得每束細絲的單位長度約為0.83 Ω/cm。另一種用于織造織物的紗線是不導電的11.1 tex滌綸長絲。

圖1 鍍銀錦綸絲的掃描電鏡照片Fig.1 SEM images of silver-coated nylon filament. (a) Silver-coated nylon tow; (b) Cross seciton of silver-coated nylon filament; (c) Conductive nylon filament with silver-coated layer

1.2 織物電極的制備

針織結構由紗線成圈構成，織物中線圈密度一般小于機織的經緯密度，在使用過程中線圈易受到反復拉伸產生變形、勾絲等，因此，本文使用交織密度較大且結構穩定的機織結構來制備導電織物。使用上述紗線設計平紋和緞紋2種組織，利用劍桿織機(舒美特劍桿織機Thema-super-excel)制備4塊具有不同結構和密度的導電織物，結構參數見表1。

表1 導電織物的特征參數Tab.1 Specifications of conductive woven fabrics

注：P表示平紋織物；S表示緞紋織物；C表示7.8 tex導電鍍銀錦綸絲束；N表示11.1 tex不導電滌綸；CN表示導電紗與不導電紗交織；CC表示經緯紗均為導電紗。

利用數碼顯微鏡(深圳安東星科技有限公司)觀察4塊導電織物的形貌結構，如圖2所示。其中織物的結構、紗線密度、原料組合都會影響到織物電極的物理性能、阻抗和舒適性。由圖可看到，使用鍍銀錦綸絲與滌綸交織的導電面料外觀更平整、結構更緊密、面料的孔隙更小，而織物孔隙則會影響到織物的透氣透濕等性能以及穿戴舒適性[10]。

注:嵌圖為相應織物結構組織放大圖。圖2 織物樣品圖Fig.2 Fabric sample

在2類交織結構中，平紋組織導電織物的交織密度較大，結構穩定，經緯紗不易相對滑移，其織物電極在進行貼膚測試時，電極結構受測試者運動影響較小，而緞紋組織結構的導電織物相鄰2根經紗或緯紗上的單獨組織點距離較遠，在2個單獨組織點之間被兩側的經(緯)浮長線所覆蓋，在織物表面都呈現為經(緯)浮長線，因此質地柔軟，舒適性較好。相對于平紋而言，緞紋交織結構的浮線長，導電纖維與皮膚的有效接觸面積更大，有利于織物電極采集人體ECG信號[11]，但緞紋織物浮長過長，結構相對不穩定，穿戴過程中容易發生勾絲，易磨損，穿戴壽命較短。

2 實驗方法

2.1 透氣透濕性能測試

某些慢性心腦血管疾病的檢查，需要較長時間監測人體的ECG來完成。采集ECG信號的電極，如織物電極，需要和皮膚長時間的緊密接觸，因此電極與皮膚接觸的舒適性是病人能否接受長時間生理信號監測的重要因素。織物的透氣透濕性能是評價長時間貼膚穿戴電極舒適性的重要指標。本文使用YG461E-Ⅲ型全自動透氣量儀(寧波紡織儀器廠)測試各導電織物的透氣性能，在織物電極的上下側施加一定的壓力差(500 Pa)，利用傳感器測量通過織物的氣流速度，根據達西定律計算出每塊織物的透氣性[12]。

此外，學校還應該借助互聯網手段搭建管理、教學、學習、測驗和評價各類平臺，并逐步進行整合，以實現家長多渠道多形式地參與管、教、學、測、評等活動，構建管、教、學、測、評數據庫。學校通過對大數據進行分析，實現對基礎教育管理和學校教育教學的科學評價，實現家校共育系統化、常態化。

另外，使用正杯法測試織物透濕性能[13]，在相同條件下將織物樣品蓋在裝有相同水量的4個紙杯上(口徑為90 mm)，在60 ℃的烘箱里進行烘燥，每隔2 h對紙杯進行稱量，記錄每個紙杯蒸發損失水的質量，根據單位時間內紙杯內水的蒸發質量的多少來評估電極織物的透濕性。

2.2 皮膚-電極接觸阻抗測試

阻抗測量是評價基于織物電極對人體生物信號采集性能的重要步驟，目前測試方法主要有直接測量法、參比測量法和模擬皮膚測量法，本文實驗采用由Thilagavathi G等[14]提出的參比測量法，即間接測量法，是應用參照電極通過公式換算，間接測量皮膚-電極接觸阻抗的方法，使用數字萬用表測量皮膚-電極阻抗[15]。使2個相同的商業粘貼式凝膠電極(上海鈞康醫用設備有限公司)作為參照電極。等效電路的皮膚電極模型如圖3所示。RA、RB、RD分別表示參照電極A、電極樣品B和參照電極D的皮膚-電極阻抗。

圖3 皮膚-電極阻抗測量原理圖Fig.3 Principle of skin-electrode impedance measurement

其中Z1和Z2表示參考電極和未知電極之間的人體電阻，RA和RD分別表示了皮膚和參照電極的界面阻抗。RB為皮膚與未知電極的界面阻抗，ZAB、ZBD和ZAD為各電極之間的阻抗。此時未知的織物電極為目標織物電極。未知電極被放置在2個參照電極的中間，使L1=L2。由于使用了相同的參考電極則RA=RD，計算公式如下。

利用數字萬用表對測試點“A”和“B”、“B”和“D”、“A”和“D”之間的阻抗進行測試。

2.3 織物方阻與壓力的關系測試

在可穿戴心電監測服裝中，穿戴壓力會使織物電極的內部結構發生變化，影響織物的導電性能。導電織物的方阻是導電織物導電性能的重要評價方法，本文采用RPM-440g型薄膜壓力測試儀(上海瑞若測控公司)和DMR-1C型方阻儀(南京達明儀器有限公司)，在測試壓力對導電織物方阻影響時，材料放置順序如圖4(a)所示，從下到上依次為薄膜壓力傳感器、導電織物、四探針方阻儀(導電織物受壓部分為1 cm2)。測試時，將方阻儀探頭與薄膜壓力傳感器對齊，緊壓在導電織物上，如圖4(b)所示，緩慢增加施加在導電織物上的壓力，記錄不同壓力下導電織物的面電阻變化。

圖4 織物面外壓力與方阻的測試Fig.4 Test of surface pressure and surface resistance of fabric; (a) Test model diagram; (b) Fabric surface pressure and resistance test

2.4 可穿戴心電服裝監測人體ECG

本文課題組前期自行研發了一套用于記錄人體電位的專用可穿戴心電監測衣及其系統，可實時采集人體的ECG信號。該系統主要由柔性傳感器(主要為織物電極)、集成硬件平臺和顯示終端3部分組成，如圖5所示。該系統的主體是中央處理器HKD-10模塊、信號濾波器、模擬-數字轉換和無線通信模塊。整個硬件平臺是通過濾波和放大電路構造的，附加由深圳善行醫療科技有限公司開發的一款APP軟件，可在移動終端觀測到實時采集的ECG信號。

圖5 可穿戴心電衣及其采集系統Fig.5 Wearable ECG acquisition system. (a) Wearable ECG signal monitoring system schematic diagram; (b) Belt wearable ECG collection clothing

該系統中，ECG信號的記錄速度為25 mm/s。此外，該ECG監測系統采用松緊度可調節的束身帶，如圖5(b)所示。為使織物電極與人體皮膚緊密接觸且面積最大化，將開發的導電織物制成枕狀的心電電極(4 cm×4 cm)，中間填充了一層透氣薄海綿，將織物電極通過金屬按鈕與硬件平臺連接。

通過三導聯模式對人體進行ECG標準動態監測，三點排列關系如圖5(a)所示，得到的ECG大致沿心軸方向。這種方法在臨床上普遍采用，可獲得較高質量的ECG[16]。在本文研究中，2個相同的電極被放置在靠近心臟的胸部表面(R1和R2)，對于每個特定的織物電極而言，其導電織物一側與人體皮膚相連，另一側通過金屬鈕扣和導線連接到微型硬件平臺上。

3 結果與討論

3.1 導電織物的物理性能

透氣性是指特定氣壓下，織物抵抗氣流穿透的能力，是織物最基本的物理性能，主要影響織物的穿著舒適性。

各導電織物的透氣性測試結果如表2所示。結果表明，緞紋織物(SCN、SCC)的透氣性高于平紋織物(PCN、PCC)，因為平紋織物組織點多，結構穩定，緞紋織物浮長較長，結構松散，相同經緯密下，不如平紋結構緊密。含滌綸半導電織物PCN和SCN的透氣性低于純導電織物PCC和SCC，因為滌綸的線密度為11.1 tex，粗于鍍銀錦綸長絲(7.8 tex)，同時4種織物的經緯密相同，在織物數字顯微鏡下的放大圖(見圖2)可看出，含滌綸織物的孔隙尺寸小于純導電織物的孔隙，因此純導電織物的透氣性較好。

表2 導電織物性能測試結果Tab.2 Tested conductive fabric performance

織物的透濕性是服裝熱舒適性評價的重要內容，由測試數據分析可見，半導電織物 PCN、SCN的透濕性能低于純導電織物PCC、SCC，而相同材料的織物PCN與SCN之間，PCC與SCC之間的透濕性能相差不大，說明組織結構對透濕性能影響較小。綜合各織物電極的透氣透濕性能得出，緞紋結構的純導電織物的舒適性能優于平紋結構織物。

3.2 穿戴壓力對導電織物方阻的影響

穿戴壓力與織物方阻的關系測試結果如圖6所示。其大小與導電材料種類及厚度有關，與樣品尺寸無關。由圖可見，隨著穿戴壓力的增加，4塊導電織物的方阻變化具有相似的趨勢，在初始階段(0～1 N)快速下降，高于某值(1 N)后緩慢下降，當壓力達到一定值后，織物的方阻趨于穩定(PCN，SCN，PCC，SCC的穩定值分別為12.81、5.01、0.122、0.118 Ω/□)。這是由于初始壓力值下，織物處于自然松弛的狀態，隨著壓力增大，織物中的紗線之間貼合越來越緊密，單位體積內的導電紗含量增多，導電紗之間的接觸面積增加，為纖維內部電子的遷移提供了有利條件，織物的方阻減小。當壓力達到一定值時，織物結構處于最緊密的狀態，此時織物的方阻趨于某個穩定的數值。

圖6 導電織物樣品所受壓力與方阻的關系Fig.6 Relationship between pressure and resistance of conductive fabric samples. (a) Semi-conductive fabrics; (b) Pure conductive fabrics

可見，在壓力較大(2 N)使織物的方阻處于穩定值時,以滌綸作緯紗的半導電織物PCN和SCN的方阻遠大于純導電織物PCC和SCC，而在相同材料不同組織的半導電織物里，緞紋織物顯示出比平紋織物更好的導電性能，這是由于在平紋組織中，交織密度大，導電紗線在織物中的屈曲波高較大，織物處于高階結構相。相反，緞紋交織密度小，平均浮長較大，單位長度織物內導電紗線較短，電荷移動路徑短，相較于平紋組織，緞紋組織在織物一側表面存在較多的導電紗浮線。然而，平紋和緞紋的純導電織物均表現出良好的導電性，組織結構對導電性影響較小。

另外，比較材料相同而組織結構不同的織物(含滌綸的半導電織物PCN和SCN，純導電織物PCC和SCC)的擬合時，平紋織物在壓力為零時方阻高于緞紋織物，并且在壓力開始增加的階段電阻迅速下降直至穩定，而緞紋織物的下降相對較為緩慢，平紋織物在0.4 N左右的壓力下就達到最小值，而緞紋織物在2 N左右才達到穩定，這是由于平紋組織的織物組織點多本身結構緊密，在壓力作用下很快就達到穩定狀態，緞紋織物浮長較長，織物結構松軟，在壓力作用下易產生滑移，故方阻隨壓力的變化較為緩慢。

3.3 皮膚-織物電極的阻抗關系

比較所開發的織物電極之間的皮膚電極阻抗，在固定電極與參照電極之間的距離(5 cm)測試的條件下，由表2可發現，相同尺寸的織物電極，緞紋織物電極的電極-皮膚阻抗要比相同密度的平紋織物電極的電極-皮膚阻抗小得多，這是因為平紋織物的交織點最多，與皮膚間大多為點接觸，而緞紋織物有一定長度的浮長，導致電極和皮膚間的有效接觸面積增大，而比較相同織物參數下PCN、PCC與BCN、BCC的電極-皮膚阻抗說明，不導電紗在織物中的應用會顯著增加阻抗。

3.4 穿戴壓力與ECG之間的關系分析

使用自制的帶式ECG監測服裝測試4類織物電極分別在不同壓力下的ECG，根據導電織物面外壓力對織物方阻的測試結果，在0～1 N之間，導電織物的阻抗變化是隨壓力增加而顯著變化的，而在壓力大于1 N時織物的方阻趨于穩定，導電織物壓力為1 N時，此時導電織物受到對應的壓強為10 kPa，因此服裝的穿戴壓力范圍選擇在0～10 kPa之間。又如2.4節所述，舒適服裝壓力范圍為1.96～3.92 kPa，不舒適的服裝壓力臨界值介于5.88～9.81 kPa，結合受試者主觀評價，將測試壓力分為舒適(2 kPa)，較緊繃(5 kPa)，不舒適(10 kPa)。對于4種不同的織物電極，ECG質量與壓力變化具有相同的趨勢，在壓力為2 kPa時，此時ECG可觀測到明顯的波形，但噪音較大，基線振幅較大，ECG的質量比較差，增加壓力到5 kPa后，ECG噪音有明顯的下降，基線的振幅明顯下降，在10 kPa時，基線振幅最小，可采集到較好的ECG信號，有2方面的原因：1)穿戴壓力增加，導電織物壓力增加，織物電極電阻的減小，采集的ECG信號更好，這與導電織物面外壓力與面外電阻的變化關系是對應的，在面外壓力為0～1 N時(對應的穿戴壓力為0～10 kPa)，隨著壓力增加導電織物的方阻是減小的；2)導電紗在織物中都處于屈曲的狀態，在較小的穿戴壓力下(2 kPa)導電紗與皮膚間的接觸不完全，會影響ECG信號的質量，隨穿戴壓力的增加，使織物電極緊貼于皮膚表面，導電紗與皮膚間的有效接觸面積變大，因此ECG信號質量上升。圖7示出導電織物制備的織物電極采集到的電信號。

注：每組圖中分別測試了3種壓力下(2、5、10 kPa)的心電圖，心電圖中每一小格表示1 mV。圖7 導電織物制備的織物電極采集到的心電信號Fig.7 ECG signals collected by fabric electrodes prepared from conductive fabrics

對比純導電織物電極與半導電織物電極，純導電織物電極PCC、SCC在3種壓力(2、5、10 kPa)狀態下的心電圖質量均明顯優于含滌綸的半導電織物電極，這是由于0～10 kPa的穿戴壓力(對應導電織物面外壓力0～1 N)時，相同壓力下含滌綸的半導電織物的方阻是顯著大于純導電織物的，說明不導電紗的引入會明顯影響心電信號質量；對比平紋織物電極(PCN、PCC)和緞紋織物電極(SCN、SCC)，平紋織物電極在2、5 kPa壓力下，具有更好的ECG質量。這是因為平紋組織比緞紋組織結構的織物結構緊密穩定，可在施加較小壓力的條件下電極的阻抗達到最小值，并且在對應面外壓力與方阻測試中，在0～1 N的面外壓力(對應穿戴壓力為0～10 kPa),相同壓力下平紋導電織物的方阻均小于緞紋導電織物，而緞紋結構電極織物的阻抗則需要更大的穿戴壓力才能達到其最小值。

4 結 論

本文開發了2種交織結構的純導電/含滌綸(半導電)的4塊織物并制成織物電極，研究了穿戴壓力對采集人體ECG信號質量之間的關系。結果表明，隨穿戴壓力增加，導電織物方阻降低，采集ECG信號質量越好；在較小的穿戴壓力時(2 kPa)，不導電滌綸紗的引入會明顯降低ECG的信號質量，需要提供更大的穿戴壓力來提高ECG的信號質量；在較緊繃穿戴壓力下(5 kPa)，平紋結構電極比緞紋結構電極表現出更好的ECG信號質量，而繼續增加穿戴壓力，到不舒適的穿戴壓力下(10 kPa)4種導電織物電極都表現出良好的采集心電信號的能力。

相同材料和經緯密下的緞紋織物透氣透濕性能優于平紋織物，純導電織物比含滌綸紗線的半導電織物的透濕性能要好，純導電緞紋織物在4種織物中表現出更好的舒適性；隨著導電織物的面外壓力增加，當面外壓力在0～1 N逐步增加時，各導電織物的方阻均發生顯著變化，在壓力增加到1 N以后各導電織物的方阻均趨于穩定，并且在充分壓力條件下，純導電織物均表現出較小的方阻，這與不同穿戴壓力下采集到的ECG信號的質量變化是對應的。相比較而言，平紋結構電極的皮膚-電極阻抗較緞紋結構電極大，添加不導電滌綸紗會使織物電極的皮膚-電極阻抗明顯增加。有必要在穿戴壓力和不同織物結構之間找出一個平衡點，使得織物電極既可獲得良好的心電圖信號,又具有良好的舒適性。

紡織結構柔性干電極因其舒適、透氣和導電性等特點，可長期用于監測人體生理信號，并且對目前蓬勃發展的可穿戴電子產品具有重要意義，但完善目前的技術還需繼續深入研究。

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