用于心电信号采集的织物电极技术研究进展*

宋晋忠，严 洪，宫国强，张 煜，曹中平，张 琳

(中国航天员科研训练中心，北京100094)

0 引 言

心电图广泛应用于医院病人监护和健康检查、家庭监护以及特因环境人员作业监护等领域，为人体心脏的健康状况评价提供重要依据，心电图的采集通常通过粘贴式湿电极来实现的，这类电极需要使用导电膏来确保皮肤与心电电极之间的良好接触，在测量心电图的稳定性和保真度上得到了广泛的认可。随着人们生活水平的不断提高，人们对健康监护的要求不再只停留在医院检查，日常家庭监护变得越来越重要，可穿戴式健康监测成为我国健康医疗战略发展的一个重要方向，“低扰度、无约束”成为心电图采集技术的重要的发展目标之一。传统的粘贴式湿电极采集心电呈现出较多问题，具体体现在以下几方面:

首先，电极与皮肤之间涂抹的导电膏最多维持大约24 h的良好接触，当需要更长时间监测人体心电图时，导电膏易变干涸，造成电极与皮肤之间的接触阻抗发生变化，使信号的灵敏度和信噪比下降。这种情况下，就需要重新涂抹导电膏。

其次，导电膏传导电信号时，长时间与皮肤接触，高浓度电解质会造成皮肤过敏或者瘙痒，甚至皮肤发炎等严重症状［1］。

再次，使用湿电极需要裸露皮肤涂抹导电膏，使用者与操作者并非都是同一性别，将会带来操作上的不便，测试结束后还需清洁皮肤。这一系列操作和粘糊糊的导电膏给人带来的不舒适感，容易引发使用者对佩戴电极产生潜在的抵触情绪。

基于以上问题，本文从新型心电传感器技术出发，探讨用于心电图采集的纺织结构电极(织物电极)技术的研究进展。

1 织物电极概念

1.1 干电极

相比湿电极，干电极是在提取人体体表生物电信号时不需要皮肤的预处理或涂抹导电膏的一种电极。

心电电极作为传导体表心电图的传感器，其感应基本原理是电极—皮肤界面发生电化学反应，使得离子和电子发生交换。根据标准半电池电势高低(half-cell potential)，电极材料分为极化(polarized)材料和非极化(nonpolarized)材料。完全极化材料表现为一个电容器，在电极和电解质界面施加电压，电流不能通过界面，而完全非极化材料表现为一个电阻器，电流可以自由通过。现实中没有完全极化或者完全非极化材料，都或多或少表现为极化特性［2］。根据电极材料性质，通常认为湿电极属于非极化电极，干电极属于极化电极［3］。

1.2 织物电极

纺织结构电极，即织物电极(textile electrode)是近年来发展迅速的一种柔性干电极，织物电极是采用纺织材料经纺织加工工艺开发的具有纺织结构，能感知人体表面生物电信号的传感器。纺织结构电极易于集成到服装中，用于健康监控时，服装的外观不会有突兀的感觉，服装的舒适性也不受影响，使用者也不会有被监控的心理负担。

织物电极用于长期心电监测具有显著的特点:1)舒适性，织物电极属于柔性电极，就像衣服一样柔软舒服，使用“水”代替湿电极的“导电膏”，解决了导电膏对皮肤的侵蚀和使用的不舒服性;2)可穿戴性，织物电极可以依托服装作为载体实现穿戴式监护，服装的外观不会有突兀的感觉，服装的舒适性也不受影响，使用者也不会有被监控的心理影响;3)水洗性，织物电极可以随服装一起水洗，可重复使用，解决了一次性心电电极使用带来的大量耗材消耗问题;4)稳定性，织物电极采用喷溅、电镀等工艺实现金属元素与纺织纤维的有机融合，保证了电化学性能的稳定性。

2 织物电极技术

从织物电极是否集成印制电路板，将其分成有源织物电极和无源织物电极。

2.1 有源织物电极

干电极与皮肤界面的阻抗非常高，通常在电极上加一个缓冲放大电路，如图1 所示，将高阻抗输入转换为低阻抗输入，从而减少线路干扰噪声，这种电极属于有源电极，如图2(a)。

图1 阻抗变换电路Fig 1 Impedance converting circuit

Garey R 等人［4］设计了两种纺织结构电极用于心电监护，一种是应用聚氨酯薄膜技术将导电织物部分直接接触印制电路板，另一种是将活动电极直接插入简单的织物电路中，能够实现小型化、低干扰。Yoo J 等人在柔性平面电路板(planar-fashionable circuit board，P-FCB)上制作出电极，并且将测量心电图需要的其它部件也焊接到P-FCB上［5］。Xie Li 等人［6］对印制金属板电极、织物电极、微针状电极的特征进行了系统比较分析，包括接触阻抗、心电图质量、噪声特征。发现:织物电极、印制电极与传统Ag/AgCl获得的心电质量相似;织物电极具有更好的舒适性、可穿戴性，但对运动干扰和压力比较敏感;印制电极具有低功耗、轻便、环保等特点，微针状电极易引入较大的噪声，但可以用于体毛较重的受试者。

2.2 无源织物电极

无源织物电极一般是由具有导电功能的织物单独实现，如图2(b)。目前，各种结构的纺织结构电极己经开发出来，包括机织、针织、非织造、刺绣等，它们都是采用导电纤维制作或者对常规纤维进行导电化处理。

图2 织物电极Fig 2 Textile electrode

Dilpreet Buxi 等人发现电极—皮肤阻抗与运动伪迹之间有紧密的关系，这种关系在干电极与湿电极存在差异性［7］，Gilsoo Cho 等人对喷溅式、刺绣式、编织式等不同类型的织物电极的性能进行了比较，以金属混合纤维(覆Cu/Ni 纤维)作为基底，刺绣上金属线，这种工艺具有较好的导电性，同时将运动传感器集成于织物电极，形成压力阻抗织物(piezo-resistive textile)，能够准确地检测阻抗变化［8］。Antonio Lanata 等人通过皮电响应(electrodermal response)来区分人体情感状态，应用的传感器媒介为织物手套［9］。Catarino A 等人将织物电极集成于衬衫上，用以连续心电信号监测，同时提取除了心率、肌电信号，并提出将其应用于运动员、老年人等领域有重要的意义［10］。Song H Y 利用雅卡尔提花织机(jacquard)设计了一种织物电极［11］，采用双面织布，在纬线方向采用镀Ag 纤维，发现这种制作方法比编织结构更稳定，具有较低的松紧效应。Pola T 等人采用刺绣方式制作织物电极，提高了电极与皮肤的接触面积［12］。Baek J Y 等人分别制备了含铜金属层的PDMS 薄膜和3 mm厚的PDMS 结构(含突起部分)，通过氧等离子处理表面后键合，制成的柔性聚合物干电极能进行长时间心电图检测［13］。Kannaian T 等人采用75D 纵密度，150D 横密度的尼龙织物作为基层，应用Wilcom Embroidery Software 设计刺绣针法在涤纶织物表面绣上导电纤维，能够较好地采集到心电信号，并与商用Ag/AgCl 电极从电极位置、信号质量、纺线耗材、清洗、重复性等方面进行了性能比较，得出利用此工艺制作的织物电极提取心电信号是可行的［14］。Priniotakis G 等人［15］分析了织物结构、湿度、传感器大小、稳定性等对织物电极电化学阻抗谱的影响，发现织物结构是影响织物电极性能重要的因素，其实验过程中，应用了Westbroek P(2004)［16］研发的一个细胞仿真人体/织物电极系统(cell simulating the body/textile electrode system)来分析电化学阻抗谱。

Taji Bahareh 等人［17］用覆Ag 尼龙丝做成心电电极，并设计了心电图调理放大、滤波、模/数转换模块、处理器等电路，实现心电图的采集，建立了皮肤—电极接触阻抗模型:单时瞬态模型和双时瞬态模型，并应用相关方法重建了心电信号，得出温度影响着心电信号质量的结论。

Kevin Tseng 等人［18］设计了新型的泡沫干电极作为心电电极，并研制了一种可穿戴式移动心电监测系统，利用手机终端接收信号并显示。将一块导电泡沫(氨基甲酸乙酯)压缩为5%～10%，一个0.2 mm 的平纹皱丝织品作为导电聚合纤维，导电率达到0.07 Ω/m2，与皮肤接触面镀有Ni/Cu，同时发现湿电极相比干电极在2～4 s 和7.6～9.7 s 受运动干扰较大。

Tong In O 等人［19］将纳米网状织物干电极用于生物电信号的采集，并与3 种导电织物进行比较分析，发现纳米网状干电极与覆金属织物的电极性能很接近，在10～500 Hz范围内接触阻抗、电容与传统Ag/AgCl 更接近，导电织物的台阶效应弱于纳米干电极。纳米干电极噪声干扰和噪声谱密度低于导电织物，信号精度有所提高。

清华大学的张辉教授利用织物电极做成可穿戴式心率带用于移动心电图监测，能够得到明显的R 波，但整个周期心电信号波形形态不明显。

3 讨论与结论

从上述研究进展可以看出，无源织物电极相比有源织物电极更能实现小型化、低功耗、舒适性目标。

织物电极制作工艺也多种多样，有喷溅式、刺绣式、编织式、雅卡尔提花式、表层电镀式、PDMS 薄膜式、纳米织物等。

织物电极用于传导生物电信号的金属元素主要有:Ag，AgCl，AgNy，AgCu，Cu，Ni 等。织物电极用于心电信号采集，通常依托相关载体实现，这些载体有:手套、服装、松紧带等，其中以服装为最多。目前相关学者应用织物电极采集心电信号，能够得到比较完整的心电波形，但由于织物电极大的接触阻抗和极化电压，信号质量与一次性心电电极有一定差距，还未能达到临床监护应用要求，需要在织物电极和信号调理放大电路两方面进一步研究。

心电信号是经过人体组织传递到体表，经过电极感应，后端放大、信号采集电路处理得到。在心电信号整个传输路径中，人体组织是个良导体，其阻抗约为500 Ω;而皮肤—电极界面阻抗在数十千欧甚至大于兆欧，后端电路中的金属导体的电阻可以忽略，皮肤—电极界面的电化学特性直接影响到心电信号采集的质量。心电信号的频率范围为0.01～250 Hz，幅度为0.1～4 mV，织物电极作为提取心电信号的传感器，目前很多学者研制织物电极更多地关注到100 kHz以上频段的性能，常常忽略低频段的电化学特性，电极—皮肤界面等效为一系列电阻和电容的串并联，如图3 所示，研究与心电信号同频段的电化学性能，以及其他特征参数对其影响将更有意义。

图3 电极—皮肤界面电学等效电路简化模型Fig 3 Electrics equivalent circuit simplified model for electrode-skin interface

织物电极相比传统粘贴式电极，其阻抗明显增大，导致心电信号强度在传导过程中有不同程度的衰减，在心电信号采集电路中，模拟前端中一级放大电路中的输入阻抗也应做相应的改进设计，进一步增加输入阻抗，实现电极—皮肤界面与调理电路的阻抗匹配，才能完整地拾取到心电信号。

另外，为了研究织物电极受压力、皮肤接触位移等因素的影响，相关学者将织物电极、压力传感器、加速度传感器集成一起，全面研究织物电极性能。

从上述研究进展分析可得，织物电极用于心电信号采集受多种因素影响，包括:织物结构(电极大小、形状、厚度)、湿度、电化学性能(皮肤—电极的接触阻抗、极化电压等)、电极位置、纺线耗材、运动干扰、压力、温度等，相关学者已对部分因素分别进行了初步的研究，还没有形成系统的结论，需进一步详细实验设计，系统分析。

4 结束语

虽然应用织物电极，通过“水”作为电信号传导介质能够采集到较为完整的心电波形(不用传导介质信号质量有所下降)，该技术离市场应用还存在较大差距，主要体现在以下几方面:

首先，表征心电电极是否能够达到心电采集的要求，其主要的性能指标是电极的电化学性能，包括皮肤—电极的接触阻抗、极化电压。目前关于这两项指标的检测方法还不完备，有的学者搭建了测试电路［20］，其测试方法多种多样，有的学者只是粗略测量其本身的导电率(阻抗)，完备准确的电化学性能测量系统需进一步研究。

其次，织物电极制作工艺技术多种多样，但它们都存在水洗性(可重复性)、稳定性等问题。

再次，织物电极通常依托服装作为载体，其可穿戴性、舒适性还需进一步研究。

最后，基于织物电极相对大的接触阻抗和偏置电压，不需要任何传导介质采集心电才能发挥织物电极独有的优势，需从织物电极本身特性和调理放大电路两方面进一步分析改进。织物电极的技术攻关将为传统心电电极带来技术革新，对生理信息监测技术发展具有重大的推进作用。

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