织物电极监测心电信号与穿戴压力作用机制分析

董 科， 张 玲， 范佳璇， 李梦婕， 梅 琳， 肖学良

(生态纺织教育部重点实验室(江南大学)， 江苏 无锡 214122)

随着生活水平的提高，人们越来越关注自身的健康问题，特别是慢性心脑血管疾病。这些慢性病具有间歇性发作、瞬态异常等特点，需要长期的健康监护[1]，例如，在某时间段内连续采集心电(ECG)数据，才能及时预警慢性病导致的猝死事件。传统医用“粘贴式”湿电极采集ECG的数据虽然精确，但易导致皮肤瘙痒或过敏。另外，长期监测的过程中，湿电极易干涸，需不断涂抹导电膏，从而导致采集的数据不稳定、不连续[2]。织物电极是导电材料通过纺织加工工艺织造的一种柔性干电极。柔软的织物电极可较好地适应皮肤的曲面并与其贴合，数据采集较为稳定，且具有良好的透气透湿及舒适性，不会引起皮肤过敏等问题[3-4]。因此，纺织结构传感器在人体长期生理信号的采集与监测过程中具有较大的应用潜力。

在监测过程中，人体的运动易造成织物电极的滑移或变形，产生“运动伪迹”效应，从而影响ECG信号的读取。而织物电极是由导电纱线交织而成，织物的形变会影响其本身的阻抗[5-6]，其中穿戴压力是重要的影响因素之一，可穿戴心电衣对织物心电电极的压力不仅会影响织物电极与皮肤之间的有效贴合面积，还会影响导电织物的电学性能和监测服装穿戴的舒适程度[7]。

为研究穿戴压力对织物电极采集ECG信号质量的关系，本文开发了基于平纹和缎纹交织结构的4种导电织物电极，评价了其物理性能。并设计实验研究了压力对导电织物电学性能以及采集ECG质量的影响。

1 实验准备

1.1 材 料

银的导电性能优于铜，并且银的电阻率是常规导电金属，如铁和铝的几分之一(银的电阻率为1.65×10-8Ω·m，铜为1.75×10-8Ω·m，铁为9.78×10-8Ω·m)，因此，纯镀银锦纶丝的导电性能也非常优异，对采集人体皮肤表面阻抗较大而传导微弱的ECG信号具有较强的采集性能[8]。另外，镀银纤维还具有抑菌除臭的功能，其织物产品经长期的穿戴也不会产生较大的异味，是作为穿戴式织物电极较为理想的电极材料[9]。

本文使用7.8 tex的镀银锦纶长丝(青岛亨通伟业特种织物科技有限公司)作为导电纤维，织造电极织物，图1示出导电纤维扫描电镜照片(JSM-6490型扫描电子显微镜，日本日立公司)，每根单丝上的镀银层厚度为100～200 nm。使用数字万用电表(Victor VC890D型数显式万用表，深圳市驿生胜利科技有限公司)测得每束细丝的单位长度约为0.83 Ω/cm。另一种用于织造织物的纱线是不导电的11.1 tex涤纶长丝。

图1 镀银锦纶丝的扫描电镜照片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 织物电极的制备

针织结构由纱线成圈构成，织物中线圈密度一般小于机织的经纬密度，在使用过程中线圈易受到反复拉伸产生变形、勾丝等，因此，本文使用交织密度较大且结构稳定的机织结构来制备导电织物。使用上述纱线设计平纹和缎纹2种组织，利用剑杆织机(舒美特剑杆织机Thema-super-excel)制备4块具有不同结构和密度的导电织物，结构参数见表1。

表1 导电织物的特征参数Tab.1 Specifications of conductive woven fabrics

注：P表示平纹织物；S表示缎纹织物；C表示7.8 tex导电镀银锦纶丝束；N表示11.1 tex不导电涤纶；CN表示导电纱与不导电纱交织；CC表示经纬纱均为导电纱。

利用数码显微镜(深圳安东星科技有限公司)观察4块导电织物的形貌结构，如图2所示。其中织物的结构、纱线密度、原料组合都会影响到织物电极的物理性能、阻抗和舒适性。由图可看到，使用镀银锦纶丝与涤纶交织的导电面料外观更平整、结构更紧密、面料的孔隙更小，而织物孔隙则会影响到织物的透气透湿等性能以及穿戴舒适性[10]。

注:嵌图为相应织物结构组织放大图。图2 织物样品图Fig.2 Fabric sample

在2类交织结构中，平纹组织导电织物的交织密度较大，结构稳定，经纬纱不易相对滑移，其织物电极在进行贴肤测试时，电极结构受测试者运动影响较小，而缎纹组织结构的导电织物相邻2根经纱或纬纱上的单独组织点距离较远，在2个单独组织点之间被两侧的经(纬)浮长线所覆盖，在织物表面都呈现为经(纬)浮长线，因此质地柔软，舒适性较好。相对于平纹而言，缎纹交织结构的浮线长，导电纤维与皮肤的有效接触面积更大，有利于织物电极采集人体ECG信号[11]，但缎纹织物浮长过长，结构相对不稳定，穿戴过程中容易发生勾丝，易磨损，穿戴寿命较短。

2 实验方法

2.1 透气透湿性能测试

某些慢性心脑血管疾病的检查，需要较长时间监测人体的ECG来完成。采集ECG信号的电极，如织物电极，需要和皮肤长时间的紧密接触，因此电极与皮肤接触的舒适性是病人能否接受长时间生理信号监测的重要因素。织物的透气透湿性能是评价长时间贴肤穿戴电极舒适性的重要指标。本文使用YG461E-Ⅲ型全自动透气量仪(宁波纺织仪器厂)测试各导电织物的透气性能，在织物电极的上下侧施加一定的压力差(500 Pa)，利用传感器测量通过织物的气流速度，根据达西定律计算出每块织物的透气性[12]。

此外，学校还应该借助互联网手段搭建管理、教学、学习、测验和评价各类平台，并逐步进行整合，以实现家长多渠道多形式地参与管、教、学、测、评等活动，构建管、教、学、测、评数据库。学校通过对大数据进行分析，实现对基础教育管理和学校教育教学的科学评价，实现家校共育系统化、常态化。

另外，使用正杯法测试织物透湿性能[13]，在相同条件下将织物样品盖在装有相同水量的4个纸杯上(口径为90 mm)，在60 ℃的烘箱里进行烘燥，每隔2 h对纸杯进行称量，记录每个纸杯蒸发损失水的质量，根据单位时间内纸杯内水的蒸发质量的多少来评估电极织物的透湿性。

2.2 皮肤-电极接触阻抗测试

阻抗测量是评价基于织物电极对人体生物信号采集性能的重要步骤，目前测试方法主要有直接测量法、参比测量法和模拟皮肤测量法，本文实验采用由Thilagavathi G等[14]提出的参比测量法，即间接测量法，是应用参照电极通过公式换算，间接测量皮肤-电极接触阻抗的方法，使用数字万用表测量皮肤-电极阻抗[15]。使2个相同的商业粘贴式凝胶电极(上海钧康医用设备有限公司)作为参照电极。等效电路的皮肤电极模型如图3所示。RA、RB、RD分别表示参照电极A、电极样品B和参照电极D的皮肤-电极阻抗。

图3 皮肤-电极阻抗测量原理图Fig.3 Principle of skin-electrode impedance measurement

其中Z1和Z2表示参考电极和未知电极之间的人体电阻，RA和RD分别表示了皮肤和参照电极的界面阻抗。RB为皮肤与未知电极的界面阻抗，ZAB、ZBD和ZAD为各电极之间的阻抗。此时未知的织物电极为目标织物电极。未知电极被放置在2个参照电极的中间，使L1=L2。由于使用了相同的参考电极则RA=RD，计算公式如下。

利用数字万用表对测试点“A”和“B”、“B”和“D”、“A”和“D”之间的阻抗进行测试。

2.3 织物方阻与压力的关系测试

在可穿戴心电监测服装中，穿戴压力会使织物电极的内部结构发生变化，影响织物的导电性能。导电织物的方阻是导电织物导电性能的重要评价方法，本文采用RPM-440g型薄膜压力测试仪(上海瑞若测控公司)和DMR-1C型方阻仪(南京达明仪器有限公司)，在测试压力对导电织物方阻影响时，材料放置顺序如图4(a)所示，从下到上依次为薄膜压力传感器、导电织物、四探针方阻仪(导电织物受压部分为1 cm2)。测试时，将方阻仪探头与薄膜压力传感器对齐，紧压在导电织物上，如图4(b)所示，缓慢增加施加在导电织物上的压力，记录不同压力下导电织物的面电阻变化。

图4 织物面外压力与方阻的测试Fig.4 Test of surface pressure and surface resistance of fabric; (a) Test model diagram; (b) Fabric surface pressure and resistance test

2.4 可穿戴心电服装监测人体ECG

本文课题组前期自行研发了一套用于记录人体电位的专用可穿戴心电监测衣及其系统，可实时采集人体的ECG信号。该系统主要由柔性传感器(主要为织物电极)、集成硬件平台和显示终端3部分组成，如图5所示。该系统的主体是中央处理器HKD-10模块、信号滤波器、模拟-数字转换和无线通信模块。整个硬件平台是通过滤波和放大电路构造的，附加由深圳善行医疗科技有限公司开发的一款APP软件，可在移动终端观测到实时采集的ECG信号。

图5 可穿戴心电衣及其采集系统Fig.5 Wearable ECG acquisition system. (a) Wearable ECG signal monitoring system schematic diagram; (b) Belt wearable ECG collection clothing

该系统中，ECG信号的记录速度为25 mm/s。此外，该ECG监测系统采用松紧度可调节的束身带，如图5(b)所示。为使织物电极与人体皮肤紧密接触且面积最大化，将开发的导电织物制成枕状的心电电极(4 cm×4 cm)，中间填充了一层透气薄海绵，将织物电极通过金属按钮与硬件平台连接。

通过三导联模式对人体进行ECG标准动态监测，三点排列关系如图5(a)所示，得到的ECG大致沿心轴方向。这种方法在临床上普遍采用，可获得较高质量的ECG[16]。在本文研究中，2个相同的电极被放置在靠近心脏的胸部表面(R1和R2)，对于每个特定的织物电极而言，其导电织物一侧与人体皮肤相连，另一侧通过金属钮扣和导线连接到微型硬件平台上。

3 结果与讨论

3.1 导电织物的物理性能

透气性是指特定气压下，织物抵抗气流穿透的能力，是织物最基本的物理性能，主要影响织物的穿着舒适性。

各导电织物的透气性测试结果如表2所示。结果表明，缎纹织物(SCN、SCC)的透气性高于平纹织物(PCN、PCC)，因为平纹织物组织点多，结构稳定，缎纹织物浮长较长，结构松散，相同经纬密下，不如平纹结构紧密。含涤纶半导电织物PCN和SCN的透气性低于纯导电织物PCC和SCC，因为涤纶的线密度为11.1 tex，粗于镀银锦纶长丝(7.8 tex)，同时4种织物的经纬密相同，在织物数字显微镜下的放大图(见图2)可看出，含涤纶织物的孔隙尺寸小于纯导电织物的孔隙，因此纯导电织物的透气性较好。

表2 导电织物性能测试结果Tab.2 Tested conductive fabric performance

织物的透湿性是服装热舒适性评价的重要内容，由测试数据分析可见，半导电织物 PCN、SCN的透湿性能低于纯导电织物PCC、SCC，而相同材料的织物PCN与SCN之间，PCC与SCC之间的透湿性能相差不大，说明组织结构对透湿性能影响较小。综合各织物电极的透气透湿性能得出，缎纹结构的纯导电织物的舒适性能优于平纹结构织物。

3.2 穿戴压力对导电织物方阻的影响

穿戴压力与织物方阻的关系测试结果如图6所示。其大小与导电材料种类及厚度有关，与样品尺寸无关。由图可见，随着穿戴压力的增加，4块导电织物的方阻变化具有相似的趋势，在初始阶段(0～1 N)快速下降，高于某值(1 N)后缓慢下降，当压力达到一定值后，织物的方阻趋于稳定(PCN，SCN，PCC，SCC的稳定值分别为12.81、5.01、0.122、0.118 Ω/□)。这是由于初始压力值下，织物处于自然松弛的状态，随着压力增大，织物中的纱线之间贴合越来越紧密，单位体积内的导电纱含量增多，导电纱之间的接触面积增加，为纤维内部电子的迁移提供了有利条件，织物的方阻减小。当压力达到一定值时，织物结构处于最紧密的状态，此时织物的方阻趋于某个稳定的数值。

图6 导电织物样品所受压力与方阻的关系Fig.6 Relationship between pressure and resistance of conductive fabric samples. (a) Semi-conductive fabrics; (b) Pure conductive fabrics

可见，在压力较大(2 N)使织物的方阻处于稳定值时,以涤纶作纬纱的半导电织物PCN和SCN的方阻远大于纯导电织物PCC和SCC，而在相同材料不同组织的半导电织物里，缎纹织物显示出比平纹织物更好的导电性能，这是由于在平纹组织中，交织密度大，导电纱线在织物中的屈曲波高较大，织物处于高阶结构相。相反，缎纹交织密度小，平均浮长较大，单位长度织物内导电纱线较短，电荷移动路径短，相较于平纹组织，缎纹组织在织物一侧表面存在较多的导电纱浮线。然而，平纹和缎纹的纯导电织物均表现出良好的导电性，组织结构对导电性影响较小。

另外，比较材料相同而组织结构不同的织物(含涤纶的半导电织物PCN和SCN，纯导电织物PCC和SCC)的拟合时，平纹织物在压力为零时方阻高于缎纹织物，并且在压力开始增加的阶段电阻迅速下降直至稳定，而缎纹织物的下降相对较为缓慢，平纹织物在0.4 N左右的压力下就达到最小值，而缎纹织物在2 N左右才达到稳定，这是由于平纹组织的织物组织点多本身结构紧密，在压力作用下很快就达到稳定状态，缎纹织物浮长较长，织物结构松软，在压力作用下易产生滑移，故方阻随压力的变化较为缓慢。

3.3 皮肤-织物电极的阻抗关系

比较所开发的织物电极之间的皮肤电极阻抗，在固定电极与参照电极之间的距离(5 cm)测试的条件下，由表2可发现，相同尺寸的织物电极，缎纹织物电极的电极-皮肤阻抗要比相同密度的平纹织物电极的电极-皮肤阻抗小得多，这是因为平纹织物的交织点最多，与皮肤间大多为点接触，而缎纹织物有一定长度的浮长，导致电极和皮肤间的有效接触面积增大，而比较相同织物参数下PCN、PCC与BCN、BCC的电极-皮肤阻抗说明，不导电纱在织物中的应用会显著增加阻抗。

3.4 穿戴压力与ECG之间的关系分析

使用自制的带式ECG监测服装测试4类织物电极分别在不同压力下的ECG，根据导电织物面外压力对织物方阻的测试结果，在0～1 N之间，导电织物的阻抗变化是随压力增加而显著变化的，而在压力大于1 N时织物的方阻趋于稳定，导电织物压力为1 N时，此时导电织物受到对应的压强为10 kPa，因此服装的穿戴压力范围选择在0～10 kPa之间。又如2.4节所述，舒适服装压力范围为1.96～3.92 kPa，不舒适的服装压力临界值介于5.88～9.81 kPa，结合受试者主观评价，将测试压力分为舒适(2 kPa)，较紧绷(5 kPa)，不舒适(10 kPa)。对于4种不同的织物电极，ECG质量与压力变化具有相同的趋势，在压力为2 kPa时，此时ECG可观测到明显的波形，但噪音较大，基线振幅较大，ECG的质量比较差，增加压力到5 kPa后，ECG噪音有明显的下降，基线的振幅明显下降，在10 kPa时，基线振幅最小，可采集到较好的ECG信号，有2方面的原因：1)穿戴压力增加，导电织物压力增加，织物电极电阻的减小，采集的ECG信号更好，这与导电织物面外压力与面外电阻的变化关系是对应的，在面外压力为0～1 N时(对应的穿戴压力为0～10 kPa)，随着压力增加导电织物的方阻是减小的；2)导电纱在织物中都处于屈曲的状态，在较小的穿戴压力下(2 kPa)导电纱与皮肤间的接触不完全，会影响ECG信号的质量，随穿戴压力的增加，使织物电极紧贴于皮肤表面，导电纱与皮肤间的有效接触面积变大，因此ECG信号质量上升。图7示出导电织物制备的织物电极采集到的电信号。

注：每组图中分别测试了3种压力下(2、5、10 kPa)的心电图，心电图中每一小格表示1 mV。图7 导电织物制备的织物电极采集到的心电信号Fig.7 ECG signals collected by fabric electrodes prepared from conductive fabrics

对比纯导电织物电极与半导电织物电极，纯导电织物电极PCC、SCC在3种压力(2、5、10 kPa)状态下的心电图质量均明显优于含涤纶的半导电织物电极，这是由于0～10 kPa的穿戴压力(对应导电织物面外压力0～1 N)时，相同压力下含涤纶的半导电织物的方阻是显著大于纯导电织物的，说明不导电纱的引入会明显影响心电信号质量；对比平纹织物电极(PCN、PCC)和缎纹织物电极(SCN、SCC)，平纹织物电极在2、5 kPa压力下，具有更好的ECG质量。这是因为平纹组织比缎纹组织结构的织物结构紧密稳定，可在施加较小压力的条件下电极的阻抗达到最小值，并且在对应面外压力与方阻测试中，在0～1 N的面外压力(对应穿戴压力为0～10 kPa),相同压力下平纹导电织物的方阻均小于缎纹导电织物，而缎纹结构电极织物的阻抗则需要更大的穿戴压力才能达到其最小值。

4 结 论

本文开发了2种交织结构的纯导电/含涤纶(半导电)的4块织物并制成织物电极，研究了穿戴压力对采集人体ECG信号质量之间的关系。结果表明，随穿戴压力增加，导电织物方阻降低，采集ECG信号质量越好；在较小的穿戴压力时(2 kPa)，不导电涤纶纱的引入会明显降低ECG的信号质量，需要提供更大的穿戴压力来提高ECG的信号质量；在较紧绷穿戴压力下(5 kPa)，平纹结构电极比缎纹结构电极表现出更好的ECG信号质量，而继续增加穿戴压力，到不舒适的穿戴压力下(10 kPa)4种导电织物电极都表现出良好的采集心电信号的能力。

相同材料和经纬密下的缎纹织物透气透湿性能优于平纹织物，纯导电织物比含涤纶纱线的半导电织物的透湿性能要好，纯导电缎纹织物在4种织物中表现出更好的舒适性；随着导电织物的面外压力增加，当面外压力在0～1 N逐步增加时，各导电织物的方阻均发生显著变化，在压力增加到1 N以后各导电织物的方阻均趋于稳定，并且在充分压力条件下，纯导电织物均表现出较小的方阻，这与不同穿戴压力下采集到的ECG信号的质量变化是对应的。相比较而言，平纹结构电极的皮肤-电极阻抗较缎纹结构电极大，添加不导电涤纶纱会使织物电极的皮肤-电极阻抗明显增加。有必要在穿戴压力和不同织物结构之间找出一个平衡点，使得织物电极既可获得良好的心电图信号,又具有良好的舒适性。

纺织结构柔性干电极因其舒适、透气和导电性等特点，可长期用于监测人体生理信号，并且对目前蓬勃发展的可穿戴电子产品具有重要意义，但完善目前的技术还需继续深入研究。

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