可穿戴織物心電電極運動偽跡的產(chǎn)生機制與抑制方法

楊紅英,葉華標,周金利,張煥煥,陳東義

(1.中原工學院 紡織學院,河南 鄭州 450007;2.電子科技大學 自動化工程學院,四川 成都 611731)

0 引 言

心血管疾病是造成人類殘疾和過早死亡的主要原因[1]。若能對具有豐富心臟活動信息的心電圖(Electrocardiogram,ECG)進行長期監(jiān)測和分析,借以對心血管疾病進行早期預警,則非常有助于降低其發(fā)病率和死亡率[1-2]。20世紀60年代,美國麻省理工媒體實驗室提出一項可將多媒體、傳感器和無線通信等技術(shù)融入衣物中的新技術(shù),即“可穿戴”技術(shù),該技術(shù)具有低負荷、可移動操作以及使用簡單等特點[3]。近年來,隨著現(xiàn)代科技突飛猛進地發(fā)展,采用“可穿戴”技術(shù)實現(xiàn)在日常生活中對患者進行ECG長期監(jiān)測成為了一個研究熱點。

電極是可穿戴心電監(jiān)測設備的關(guān)鍵核心部件之一,目前心電檢測使用的濕電極不適宜長期使用,因此人們加大了對心電電極的研究力度,開發(fā)出一系列新型心電電極。其中,織物電極因具有良好的柔軟性、舒適性以及便于集成于服裝中等優(yōu)點,成為電極材料的研究熱點[4]。所謂織物電極,即能夠獲取人體表面生物電信號的織物傳感器。張弛[2]、魯莉博[5]及鄭鵬[6]等從導電材料、織物結(jié)構(gòu)、電極尺寸以及集成方式等方面對織物電極在可穿戴心電電極中的應用與研究進行了詳細介紹。MEZIANE等[7]指出織物電極采集心電信號時存在運動偽跡(Motion Artifacts),使心電信號質(zhì)量變差。

事實上,由于可穿戴心電監(jiān)測設備是在人體運動時監(jiān)測ECG信號,織物電極與皮膚界面間會產(chǎn)生相互運動和作用,從而使心電信號產(chǎn)生非常大的干擾噪音,即運動偽跡。運動偽跡普遍存在于生物電勢測量中[8],這類偽跡可能具有非常大的振幅,也可能與ECG信號極其相似,從而影響心電信號的分析,并可能產(chǎn)生錯誤的警報和診斷結(jié)果[9-10]。此外,運動偽跡頻譜覆蓋ECG信號頻譜,難以濾波消除,而織物電極受運動偽跡影響的機理較之傳統(tǒng)濕電極更為復雜[8,11]。

為此文中首先介紹織物電極采集心電信號的電路模型及公式,分析運動偽跡產(chǎn)生的原因,并歸納心電電極的相關(guān)研究工作,分析抑制或減小織物電極運動偽跡的可能方法。

1 織物電極的電路模型與運動偽跡

人體運動時,織物電極與皮膚連接的穩(wěn)定性變差,電極與皮膚間耦合電路的特性將隨之發(fā)生變化,包括阻抗變化和電勢變化。分析織物電極采集生物電信號的電路模型和公式,對運動偽跡的減小或抑制具有重要意義。

1.1 織物電極-皮膚界面的電路模型

與濕電極相比,織物電極最大的不同在于織物電極與皮膚界面間缺乏凝膠電解質(zhì)層,且織物電極表面不平整造成電極與皮膚界面存在很多空隙,使得織物電極與皮膚界面處表現(xiàn)出較大的電容性。圖1為織物電極-皮膚界面示意圖及其電路模型[12],織物電極與皮膚間的接觸阻抗可借助公式(1)計算。

(1)

式中:Ztextile為織物電極和皮膚的接觸阻抗;RCT為電極與電解質(zhì)間的電荷傳輸電阻,即漏電電阻;CDC為電極與電解質(zhì)間的電容;RL為電解質(zhì)的電阻;CT為織物電極與皮膚間空隙的電容;RS為離子電荷在皮膚內(nèi)通道傳輸?shù)碾娮?CS為皮膚的上皮層、真皮層和皮下層等效的電容;ω為角頻率;RSUB為皮下層電阻。

圖 1 織物電極-皮膚界面示意圖及其等效電路Fig.1 Equivalent circuit of textile electrode-skin interface

1.2 織物電極檢測心電的簡化電路模型

若將織物電極-皮膚接觸阻抗Ztextile等效為ZO,并將人體視為具有內(nèi)阻RSUB的心電電壓源EO,則織物電極檢測心電的電路可簡化為圖2所示的電路模型,根據(jù)分壓原理可得式(2)。

圖 2 電極采集心電的簡化電路Fig.2 Simplified circuit for electrode acquisition of ECG

(2)

式中:EOUT為輸出端電壓;Zin為放大器的輸入阻抗。

當放大器的輸入阻抗Zin遠大于ZO與RSUB之和時,電路的輸出端電壓EOUT近似等于心電電壓EO,即得到未失真的心電電壓。

1.3 包含運動偽跡的心電電壓模型

可穿戴心電監(jiān)測設備主要用于記錄用戶運動時的心電圖,即動態(tài)心電圖。人體的運動,如行走、手臂的伸展與擺動以及彎腰等均會使電極和皮膚間產(chǎn)生相互作用,進而產(chǎn)生皮膚的形變、電極與皮膚間的相對位移以及接觸不穩(wěn)等現(xiàn)象,這些均會引起電勢和阻抗的變化,如產(chǎn)生皮膚電勢、流動電勢、偏移電位、以及因電極在皮膚上的滑移造成電極-皮膚接觸阻抗的不匹配或阻抗的增加與減小等[14-17]。若將電勢變化分別記為Δμ1,Δμ2，Δμ3,…,阻抗變化記為ΔZ,則根據(jù)圖2和式(2)可得包含運動偽跡的心電電壓

EOUT=(EO+Δμ1+Δμ2+Δμ3+…)·

(3)

式中:Δμ1為皮膚形變產(chǎn)生的皮膚電勢變化量;Δμ2為運動引起的流動電勢變化量;Δμ3為偏移電位;ΔZ為電極與皮膚間接觸阻抗的變化量。

從電路模型分析運動偽跡產(chǎn)生的根源,主要是由于人體運動造成電極與皮膚發(fā)生相互作用,從而引起電極-皮膚界面的電勢和阻抗發(fā)生變化,進而導致信號質(zhì)量變差。因此,如何減小電勢和電阻變化是織物電極設計和制備時所需考慮的關(guān)鍵。

2 心電電極運動偽跡的產(chǎn)生與抑制

根據(jù)上述電路分析可知,心電電極的運動偽跡來源于人體運動引起的電極-皮膚間的電勢和阻抗變化,其中電勢變化包括皮膚電勢、流動電勢和偏移電位的變化,阻抗變化包括皮膚阻抗、皮膚-電極界面阻抗以及電極阻抗的變化。對這些變化發(fā)生的位置與原因進行分析,以總結(jié)抑制或減小織物心電電極運動偽跡的方法。

2.1 電勢的變化與抑制

2.1.1 皮膚電勢 皮膚內(nèi)外兩側(cè)間的電勢被普遍認為是帶電離子在皮膚薄膜上的擴散引起的,在離子擴散處一定有一個活躍的代謝過程,Thakor和Webster猜測這種代謝過程源于皮膚外層的死細胞和內(nèi)層的活細胞代謝活動的差異,因此會有“損傷電流”(Injury Current)通過細胞外通道從皮膚內(nèi)部流向外部,當皮膚發(fā)生機械變形時,皮膚電勢會發(fā)生變化,從而影響信號的質(zhì)量[14-15]。

為抑制皮膚電勢對生物電信號的影響,TAM等[18]用細砂紙輕微磨損皮膚,使皮膚電勢大大降低,但磨損劇烈可能會導致皮膚刺激[19]。由于皮膚電勢通常是發(fā)生在角質(zhì)層的兩側(cè),所以PEI等[19]在傳統(tǒng)微針電極的基礎(chǔ)上進行了改進,即在微針的底部涂上聚對二甲苯薄膜,使電極與角質(zhì)層間形成絕緣層,而僅將微針頂部暴露且直接與生發(fā)層接觸。圖3顯示該電極(簡稱SPV)的微針形態(tài),圖4為SPV電極與傳統(tǒng)微針電極在人體擴胸時檢測到的ECG信號的對比[19]。可以看出傳統(tǒng)微針電極檢測到的心電信號在擴胸時受到嚴重的影響,而Pei等提出的電極基本不受影響。

圖 3 SPV電極的微針形態(tài)Fig.3 Microneedle morphology of SPV dry electrode

圖 4 SPV電極與傳統(tǒng)微針電極在擴胸時ECG信號的比較Fig.4 ECG signals′ contrast between SPV dry electrode and conventional MNA-based electrode during the chest expanding

然而,這種直接刺破皮膚檢測ECG信號的電極在長期使用時可能會引起不適,也會使電極的導電部分受到腐蝕而降低其導電性,進而影響ECG信號的質(zhì)量。

為克服上述方法的缺點, 設計制作織物電極時, 在電極與貼附物之間添加填充物, 如泡沫、 海綿等, 并施加一定的垂直于電極-皮膚界面的壓力, 從而增加皮膚的穩(wěn)定性以及電極-皮膚接觸的質(zhì)量和穩(wěn)定性, 進而抑制皮膚電勢變化引起運動偽跡的產(chǎn)生[20-21]。

2.1.2 流動電勢和偏移電位 采用濕電極監(jiān)測心電時,人體運動會帶動電極與皮膚間的電解質(zhì)流動,并使存在于電解質(zhì)中的電荷發(fā)生位移而產(chǎn)生電流,進而在ECG信號中引入運動誘導的流動電勢變化,從而降低信號質(zhì)量[17]。織物電極雖然不使用導電凝膠,但人體汗腺分泌的汗液含有一定濃度的電解質(zhì),它充當了導電凝膠中電解質(zhì)的作用,在織物電極與皮膚間形成導電通路[20-22],所以織物電極亦受運動誘導的流動電勢的影響。此外,織物電極與皮膚間因運動產(chǎn)生的微小位移會使電極與皮膚的接觸特性發(fā)生變化,導致電極間產(chǎn)生一定的偏移電位,該偏移電位亦會使ECG信號產(chǎn)生嚴重的漂移。

流動電勢和偏移電位產(chǎn)生的主要原因是由于運動引起電極與皮膚之間產(chǎn)生位移而使界面產(chǎn)生波動。因此,除了可增加填充物與垂直壓力來加強電極與皮膚的接觸穩(wěn)定外,還可增加織物電極與皮膚接觸面的粗糙度來增加界面的摩擦力以減小位移。如ZHANG等[23]利用刺繡的方式制備了一款新型的“刷子”狀織物電極,如圖5所示。當導電纖維的基底與皮膚產(chǎn)生相對位移時,纖維與皮膚幾乎不產(chǎn)生位移,這是因為纖維在皮膚上發(fā)生了傾斜而非滑動。此外纖維間的空隙還可將皮膚上的毛發(fā)嵌入其中,這不僅可以增加電極與皮膚的有效接觸,還可通過增加電極與皮膚間的摩擦力來抑制位移的產(chǎn)生。

圖 5 “刷子”織物電極示意圖Fig.5 Schematic diagram of“brush-like” textile electrode

Alper C?mert和Jari Hyttinen[24]設計了由織物電極與填充物組成的4種支撐結(jié)構(gòu),借以分析支撐結(jié)構(gòu)對運動偽跡的影響。圖6展示了這4種結(jié)構(gòu),其中(a)為填充物的面積大于電極的面積,(b)與(a)的區(qū)別在于電極與填充物間進行了鏤空處理,(c)只有填充物,(d)未做任何處理。實驗結(jié)果表明,電極(a)能有效抑制皮膚表皮層的形變,從而減小織物電極與皮膚有效面積的變化和位移的產(chǎn)生。陳曉[25]根據(jù)這一原理設計了一款層疊結(jié)構(gòu)的、從物理角度抑制運動偽跡的柔性織物電極,包括基底層、織物導電層和運動偽跡抑制層等,其中運動偽跡抑制層采用了具有柔性、彈性和形狀恢復性穩(wěn)定的材料。因此,可從織物電極與填充物結(jié)合的形式出發(fā),設計一款能有效抑制電極與皮膚間發(fā)生位移從而減小流動電勢與偏移電位影響的織物電極。

(a) 支撐材料無鏤空處理 (b) 支持材料鏤空處理

(c) 支撐材料面積等于電極 (d) 無支撐材料圖 6 織物電極的支撐結(jié)構(gòu)Fig.6 Support structure of textile electrodes

2.2 接觸阻抗的變化與抑制

織物電極與皮膚的接觸阻抗包括皮膚阻抗、電極與皮膚界面阻抗以及電極阻抗。從公式(3)可以看出,當接觸阻抗因運動產(chǎn)生變化時會影響心電信號的質(zhì)量?？椢镫姌O與皮膚的接觸阻抗變高時會降低監(jiān)測系統(tǒng)的信噪比,電極與皮膚間的接觸阻抗不匹配時還會導致信號受到共模干擾[26]。因此,減小接觸阻抗及其變化對提高織物電極獲取高質(zhì)量的ECG信號具有重要作用。

2.2.1 皮膚阻抗與電極-皮膚界面阻抗 人體皮膚從外向內(nèi)由角質(zhì)層(Stratum corneum, SC)、生發(fā)層(Stratum germinativum, SG)、真皮層和下皮層層疊構(gòu)成[26]。其中角質(zhì)層在皮膚上形成了干燥的絕緣層,限制了離子和電子的傳輸[27],導致很高的皮膚阻抗。

Jens Mhlsteff和Olaf Such[28]揭示了不同個體間的電極-皮膚接觸阻抗具有不同的初始值并隨時間增加而降低,接觸阻抗達到平衡狀態(tài)的時間也不同,平均為25 min。這是因為電極下的皮膚會因汗腺活動分泌的汗液積聚增強角質(zhì)層的導電性,從而降低了皮膚阻抗。同時,不同個體的電極-皮膚接觸阻抗達到平衡狀態(tài)的時間不同是因為不同皮膚的汗腺分泌活動不同,所以在使用織物電極監(jiān)測ECG信號時,應待電極與皮膚的接觸狀況達到平衡后再開始測量,以避免前期因汗腺分泌活動使皮膚阻抗發(fā)生變化而帶來的影響。汗腺分泌活動劇烈時容易使電極與皮膚間產(chǎn)生相對運動,又帶來電勢上的變化。

Taina Pola和Jukka Vanhala[29]研究發(fā)現(xiàn)織物電極在一個人身上的最佳監(jiān)測位置不一定適合其他人。這是因為不同人的身體形狀不同,監(jiān)測位置也與皮膚的性質(zhì)和心電軸的方向有關(guān)。因此,在采用織物電極監(jiān)測ECG信號時,應優(yōu)選皮膚阻抗低、不易變形、汗腺分泌強度適中、ECG信號強的監(jiān)測位置，以提高心電信號的信噪比。

2.2.2 織物電極阻抗 織物電極導電性的好壞是獲取高質(zhì)量生物電信號的關(guān)鍵[30],織物電極阻抗發(fā)生變化亦將影響信號質(zhì)量。

控制電極阻抗變化,首先需要優(yōu)異的導電材料。能夠賦予織物優(yōu)良導電性的材料主要有金屬類、導電聚合物類及石墨類[31-34]。用于監(jiān)測心電的織物電極不僅需要優(yōu)良的導電性,還應具有低且穩(wěn)定的極化電勢[35],Ag/AgCl導電體系被認為具有低的電極阻抗和極化電勢,在織物電極中也有應用[8]。此外,織物電極在長期監(jiān)測過程中可能會與皮膚或外部環(huán)境釋放的化學物質(zhì)發(fā)生化學反應,導致阻抗增加[36]。因此,在選擇導電材料時應同時考慮材料的導電性和化學穩(wěn)定性。

選擇在織物上施加導電薄層的方式使其具有導電性時,應考慮導電薄層與織物的結(jié)合力。因為織物電極用于長期、動態(tài)監(jiān)測,若結(jié)合力小,導電薄層易受摩損,不僅影響其導電性,還將導致織物電極阻抗變大,從而降低信噪比。

3 結(jié) 語

心電電極產(chǎn)生運動偽跡的原因是人體的運動使電極與皮膚間產(chǎn)生復雜的相互作用,進而引起電極皮膚界面的電勢與阻抗的變化,最終使ECG信號受運動偽跡的干擾。本文基于織物心電電極的電路模型分析,總結(jié)國內(nèi)外關(guān)于電勢和阻抗變化與抑制所開展的相關(guān)研究工作,歸納了織物電極的設計理念和方法,考慮可以從以下4個方面降低織物心電電極運動偽跡的影響。

(1) 降低皮膚電勢變化:可在電極與貼附物之間添加填充物,如泡沫、海綿等,并施加一定的垂直于電極-皮膚界面的壓力。

(2) 降低流動電勢和偏移電位變化:可適當增加電極與皮膚接觸面的粗糙程度以增加電極與皮膚的摩擦力;還可設計好的電極與填充物形成的支撐結(jié)構(gòu)。

(3) 降低皮膚阻抗變化:應針對不同的人優(yōu)化選擇具有皮膚阻抗低、不易變形、汗腺分泌強度適中以及ECG信號強的監(jiān)測位置。

(4) 降低織物電極阻抗變化:優(yōu)選導電性能優(yōu)良、化學穩(wěn)定性好的導電材料;導電薄層與織物間應具有大的結(jié)合力。