织物电极在生物电信号监测中的研究进展

2022-08-03张赢心王大伟杨云飞

现代纺织技术 2022年4期

张赢心，徐磊，王大伟，李楠，杨云飞

(1.天津工业大学，a.纺织科学与工程学院;b.智能可穿戴电子纺织品研究所，天津 300387；2.青岛即发集团股份有限公司，山东青岛 266221)

近年来中国居民期望寿命和健康期望寿命均明显上升，但是全球医疗健康系统仍然面临着人口老年化、慢性病和心脑血管疾病患者数量呈上升趋势发展的问题[1]。生物电信号作为人体最基本的生理信号之一，通过对其监测可以对多种生理疾病进行监测和诊断。此外，生物电信号还能应用于脑机接口、康复医学、睡眠监测等领域[2]。对于生物电信号进行长期远程监测的可穿戴电极引起国内外学者研究关注[3-4]。

电极用于捕捉人体生物电信号，是生物离子信号与电子设备的转换连接枢纽[5]。传统心电信号监测电极(湿电极)通常是直接附着在患者皮肤上的银/氯化银凝胶电极，湿电极具有较好的信噪比和可靠性，被广泛应用于临床和科学实验室。但是这类电极长期使用时导电凝胶容易干涸，从而导致电极与皮肤的接触阻抗增大，在使用过程中需要反复涂抹且容易导致皮疹和过敏[6]。织物电极是近年来迅速发展的一种非侵入性柔性干电极，其具有柔性可弯曲、可长期重复使用、透气、吸湿后可减小皮肤与电极的接触阻抗等优点，同时易于集成到服装中，用于健康监测时，舒适便携且服装的外观不突兀[7]。

本文将对国内外学者在制备织物电极时所采用的方法、材料、结构，以及具体应用等方面的研究进行讨论，对以后织物电极的开发和设计具有一定的指导意义。

1 织物电极的材料、织物结构与制备方法

织物电极通过捕捉皮肤电位变化信号，转化、处理和传导，输出人体的健康信息[5]，其所采用的材料主要包括基底材料和导电材料，基底材料通常选用各种织物作为导电材料的载体[8]。常用的电极材料以及制备方法如表1所示。

表1 电极常用的基底材料、导电材料以及制备方法[9-15]Tab.1 Common base materials, conductive materials and preparation methods of electrodes[9-15]

1.1 基底材料

基底纤维材料主要包括动植物和部分化学纤维，常用的基底材料以及其各自优点见如表2所示。Gao等[16]利用纺织材料具有良好吸湿透气性的优点，制作出用于检测人体脑电图和出汗率的织物电极，其在记录脑电图信号的同时，可以有效地吸收人体汗液，防止电极之间短路，并进一步将汗液作为电解质来降低接触阻抗以增强导电性。由于纤维纱线间没有永久接触，阻抗高于标准金属导体的阻抗，故为了实现纺织导体的最佳信号传输，需要进一步开发以获得尽可能小的阻抗[15]，如选用合适的组织结构、经纬纱密度等。

表2 常用的基底材料及优点[2,17]Tab.2 Common base materials and advantages[2,17]

1.2 织物结构

机织、针织、非织造、刺绣等结构都是生物信号监测用织物电极常见的组织结构，这些结构各有特点。不同的织物成形技术可以提供不同的感测功能[18]。许鹏俊等[19]制备了不同织物结构的电极，通过分析其电化学阻抗谱可知，当扫描频率范围为0.01～1000 Hz时，不同结构的阻抗值从小到大依次为：刺绣毛圈、刺绣平纹、针织平纹、机织平纹。原因是刺绣织物因为毛圈结构有效减弱人体体毛的影响，通过增大纺织结构电极的有效接触面积，使其与电解液之间的电容增大，从而降低电极的低频阻抗且便于加工[20]。

同种结构不同的经纬纱密度也会影响织物中纱线的排列规律和紧密程度，形成不同的织物表面风格，从而影响皮肤-电极之间的阻抗值。为探究织物组织密度对于纺织电极阻抗的影响，袁会锦等[20]研究了由3种长度相同的镀银纱线织成密度分别为 5行/4.5 cm、5行/2.7 cm、5行/1.0 cm织物的阻抗值，研究发现，3种织物的阻抗都随着频率测试的增大而减小;密度最小的织物其阻抗最小，密度居中的织物次之，密度最大的织物其阻抗最大。

1.3 导电材料

织物电极材料一般采用导电纱线或者直接在织物上涂覆导电浆料使其获得导电性，鉴于生物信号监测用织物电极低阻抗，高导电，低噪声，长期稳定性这些基本要求[21]，可将导电材料分为金属、碳基材料以及导电聚合物等[22]。Tallgren等[23]表征了6种不同的金属导电材料(锡、银、银/氯化银、金、铂和不锈钢)。在6种材料中，银/氯化银的低频噪声最小，而银的低频噪声次之，金和铂也具有低噪声水平，但是它们的噪声水平不如银和银/氯化银稳定，另外两种金属材料(锡和不锈钢)则显示出非常高的噪音水平。碳基材料如石墨烯具有优异的导电性和导热性，同时显示出高刚度、高弹性，使得它成为可穿戴传感器和柔性电子器件的良好材料[24-26]。Yapici等[27]通过将尼龙织物浸入还原氧化石墨烯(rGO)溶液中制备了石墨烯包覆的导电纺织品电极，实验表明该电极的信号准确度和接触阻抗与传统Ag/AgCl电极相比显示出良好的相关性。导电聚合物聚吡咯凭借其在高聚物中良好的导电性能和环境稳定性，以及质量轻、成本低和无毒性的特点，成为了制备高聚物织物心电电极的理想选择[28]。Zhang等[29]将聚吡咯(PPy)在山羊皮上原位聚合，制造出了一种可生物降解且透气的可穿戴柔性干电极。

1.4 制备方法

目前，现有的织物电极制备工艺包括，将导电纱线机织、针织和刺绣到传统织物上，或者通过丝网印刷、电化学镀和在织物表面浸涂导电材料等方法赋予织物导电性能[19]，具体工艺如图1所示。机织电极屈曲较少同时具有良好的结构稳定性；针织电极可以更好的贴合人体皮肤，在某种程度上可减少电极与皮肤间的滑动伪迹，但由于其独特的线圈结构容易导致动态条件下电极电导率波动大；刺绣电极可以直接设计成型，且较针织机织电极阻抗低；丝网印刷是一种将导电浆料透过模板在纺织品上形成一定图案的技术，可以在局部特定位置直接沉积导电材料[30]；化学镀实质上是氧化还原化学反应[31]，其织物镀层不受基底材料的结构形状影响，所得的镀层厚度均匀一致，镀层致密性好且空隙较少，可以在一定程度上提高电极导电的稳定性；浸涂是对纱线或织物进行涂层的最简单的方法之一，但随着使用时间和水洗次数的增加，浸涂、印刷等方法制备的织物电极会有导电层脱落的可能，这会导致织物电极的电阻增大，从而影响生物电信号采集的准确性[32]；气相聚合可以在不同形貌织物表面进行聚合沉积，相比之下，其制备电极具有更好的耐磨性和耐洗涤性。

图1 织物电极常用制备方法[15, 27, 33-36]Fig.1 Common preparation methods of fabric electrode[15, 27, 33-36]

1.5 电极的尺寸、形状

织物尺寸的大小直接决定了电极在监测过程中与人体接触有限面积的大小，故尺寸的改变对其性能会有很大的影响。Marozas等[37]将薄镀银尼龙导电织物电极与常规银/氯化银电极在测量心电信号方面的性能进行了比较，实验使用的纺织电极面积分别为1、2、4、8 cm2和16 cm2。结果表明：织物电极在极低频段(0～0.67 Hz)产生的噪声明显高于一次性银/氯化银电极。但两种电极的宽带噪声水平相似。面积大于4 cm2的纺织电极不会对心电图的低频频谱内容造成明显失真。然而对于面积为1、2 cm2的电极分别衰减约2 dB和4 dB的低频(1 Hz)。孟妍等[38]分别制作边长为3、5、7 cm的正方形镀银涤纶织物电极，测试后数据显示织物电极在佩戴6 h后，银/氯化银与上述规格电极的接触阻抗分别为22.7、19.8、19.5、17.2 kΩ，结果表明：电极面积的增大会导致电极与皮肤的接触电阻减小而采集到的心电信号强度增大，但电极面积过大则会使信号精确度减小。

织物心电电极作为检测电极，电流密度的分布与电刺激电极相同，仅方向相反，具有可比性。Krasteva等[39]比较了在生物信号监测过程中垂直于圆形电极和方形电极表面的电流密度分布，得出结论：圆形电极的电流密度分布不均匀性比方形电极小30%左右。且方形电极还具有边缘效应，相比之下，圆形电极更适合生物信号监测用电极形状。

2 织物电极在生物电信号监测中的应用

可穿戴生物信号监测用电级应用广泛，包含集成在手表、腕带、腰带、服装和纺织品中或直接应用于皮肤的各种类型的电极。用于健康相关应用的织物电极能够监测生理参数，如心电、脑电、肌电和眼电等[33]。织物电极/皮肤的结构模型及其等效电路如图2所示，其中Ehc为电极/皮肤界面半电池电势，Rd、Cd分别为电极/皮肤界面电阻和电容，Ri、Ci分别为表皮等效电阻和等效电容，Re、Ce分别为表皮等效电阻和等效电容，Ru为皮下组织电阻。生物电信号先经过人体组织传递到体表，然后在电极—皮肤界面发生电化学反应，使得离子和电子发生交换。即体内离子电流传输转换为外部电子设备的电子传输。

图2 织物电极/皮肤的结构模型及其等效电路[37]Fig.2 Structural model of fabric electrode / skin and its equivalent circuit[37]

2.1 心电监测

心电信号是一种最大幅值不超过5 mV、频率范围在0.05～100 Hz之间的低频生物电信号[40]。由于身体相当于一个充满含水电解质的容器，心电信号可以在身体的所有部位被检测到，即在皮肤的不同点上都可以测量出产生的电势差[41]。在日常生活中长期监测心脏状况，通过分析心脏活动时心肌激动产生的心电图信号，可以预防心脑血管等疾病的发生。

张焕焕等[42]提出以灯芯绒织物为基材，采用化学镀法在织物表面沉积导电银层制得传感器，并组装成织物电极用于心电信号监测，电极结构图如图3(a)所示。该测试结果表明，电极与皮肤的接触阻抗在5～500 Hz频率下小于1000 kΩ，且其与湿电极的差值随着频率的增大而减小，同时可测得与湿电极相似的心电信号。Nigusse等[33]开发了由棉和聚酯针织面料丝网印刷银墨水的织物电极，电极测试摆放位置如图3(b)所示。数据显示棉、聚酯和银/氯化银电极采集信号的信噪比分别为33.10、30.17 dB和33.52 dB，由此表明，棉电极和标准电极有一定的可比性，而聚酯电极由于表面电阻偏高，其值略低。

图3 织物电极结构及摆放位置示意Fig.3 Schematic diagram of fabric electrode structure and placement position

2.2 脑电监测

从大脑皮层采集的脑电信号可以直接反映人体运动的意图决策，是一种非平稳的微弱生理电信号[43]，其频率范围为0.5～100 Hz，幅度大致低于100 μV，很容易被噪声合并，因此脑电监测用电极通常用作记录小振幅、低频率范围的生物电位信号，在结构设计中更需具备灵敏性、信噪比高等特性。目前脑电电极已广泛应用于医学和脑机接口应用，如驾驶员警惕性评估，游戏控制，睡眠监测，情绪和注意力识别和大脑相关疾病诊断和治疗。Shu等[44]设计了用于额部脑电图测量的多层吸汗柔性织物干电极，电极由导电泡沫、导电织物和棉层组成。其电极-头皮之间的阻抗在10 Hz频率下的数值变化如图4所示。数据显示，该电极在8 h内阻抗变化很小，约为5 kΩ，具有较好的长期稳定性，适合连续测量。此外与初始值相比，第8 h的阻抗没有增加，这也反映了干电极相对于湿电极的优势。

图4 脑电图测试分析[44]Fig.4 Electroencephalogram test and analysis[44]

Li等[45]研制了一种用于前额部位的脑电采集柔性干电极阵列，其织物电极主要由丝网印刷银/氯化银涂层、导电吸汗海绵和柔性尖齿组成。当轻轻按压时，柔性尖齿会刺穿部分高阻抗的皮肤角质层，从而显示出较小的极化电压、相对较低的电极-皮肤之间的电阻和良好的稳定性。

2.3 肌电监测

肌电信号是由肌肉产生的一种可由表面电极捕获的电信号，它记录了肌肉受到刺激时产生收缩的电位图，其幅度在50 μV～5 mV，频率范围为2～500 Hz[46]，具有微弱性、低频性、高阻抗性[47]。

表面肌电信号与心电等信号不同，由于电极下方的肌肉运动容易产生运动伪影，肌电信号的采集受限于测试肌肉的皮肤表面，其一般应用于肌肉损伤诊断、康复医学及体育运动等方面的研究，其中一项重要和典型的应用为用表面肌电信号控制假肢。Jing等[48]提出了一种由聚吡咯涂覆的非织造织物片制成的表面肌电信号电极(ppy电极)，用于残疾人在日常生活中控制假肢。为减少肌电假肢使用者的训练时间，且提高使用的便利性，张志勇[49]选择铜基镀银导电布制备织物电极，导电布内部衬一层致密的PE泡绵,其结构见图5。该电极既保证了织物的柔软程度，又不会因为泡绵过于酥松引起电极间距的变化而产生运动伪迹。

图5 织物电极示意Fig.5 Schematic diagram of fabric electrode

2.4 眼电监测

眼电信号分为水平眼电信号和垂直眼电信号，可准确反映出眼部动作，两者的幅值变化分别由眼球运动的水平分量和垂直分量引起[50]。其频率低于50 Hz，幅度范围为50～3500 μV，测试周期一般超过2 h，该类产品设计更突出长时间测试条件下的舒适性。眼电监测在嗜睡研究、情绪状态以及认知神经科学和精神障碍诊断方面有潜在的应用[51]。为了方便采集人体眼电信号进行睡眠实时检测，侯冲[52]设计并制作织物电极嵌入在睡眠眼罩中用于眼电信号采集，其结构图与电极位置图如图6所示，该导电织物的平均电阻率为0.6 D/cm2，具有良好的导电性和屏蔽功能。制成的睡眠眼罩与心电电极在同一可信平台测试，可分辨不同的眼球运动特征，数字滤波可以有效去掉织物电极拾取的高频噪声，验证织物电极采集眼电信号的可行性和有效性。尽管基于眼电信号的眼动跟踪系统不断发展，但其全部潜力尚未得到充分认识，仍有改进的空间。