可穿戴织物心电电极运动伪迹的产生机制与抑制方法

杨红英,叶华标,周金利,张焕焕,陈东义

(1.中原工学院 纺织学院,河南 郑州 450007;2.电子科技大学 自动化工程学院,四川 成都 611731)

0 引 言

心血管疾病是造成人类残疾和过早死亡的主要原因[1]。若能对具有丰富心脏活动信息的心电图(Electrocardiogram,ECG)进行长期监测和分析,借以对心血管疾病进行早期预警,则非常有助于降低其发病率和死亡率[1-2]。20世纪60年代,美国麻省理工媒体实验室提出一项可将多媒体、传感器和无线通信等技术融入衣物中的新技术,即“可穿戴”技术,该技术具有低负荷、可移动操作以及使用简单等特点[3]。近年来,随着现代科技突飞猛进地发展,采用“可穿戴”技术实现在日常生活中对患者进行ECG长期监测成为了一个研究热点。

电极是可穿戴心电监测设备的关键核心部件之一,目前心电检测使用的湿电极不适宜长期使用,因此人们加大了对心电电极的研究力度,开发出一系列新型心电电极。其中,织物电极因具有良好的柔软性、舒适性以及便于集成于服装中等优点,成为电极材料的研究热点[4]。所谓织物电极,即能够获取人体表面生物电信号的织物传感器。张弛[2]、鲁莉博[5]及郑鹏[6]等从导电材料、织物结构、电极尺寸以及集成方式等方面对织物电极在可穿戴心电电极中的应用与研究进行了详细介绍。MEZIANE等[7]指出织物电极采集心电信号时存在运动伪迹(Motion Artifacts),使心电信号质量变差。

事实上,由于可穿戴心电监测设备是在人体运动时监测ECG信号,织物电极与皮肤界面间会产生相互运动和作用,从而使心电信号产生非常大的干扰噪音,即运动伪迹。运动伪迹普遍存在于生物电势测量中[8],这类伪迹可能具有非常大的振幅,也可能与ECG信号极其相似,从而影响心电信号的分析,并可能产生错误的警报和诊断结果[9-10]。此外,运动伪迹频谱覆盖ECG信号频谱,难以滤波消除,而织物电极受运动伪迹影响的机理较之传统湿电极更为复杂[8,11]。

为此文中首先介绍织物电极采集心电信号的电路模型及公式,分析运动伪迹产生的原因,并归纳心电电极的相关研究工作,分析抑制或减小织物电极运动伪迹的可能方法。

1 织物电极的电路模型与运动伪迹

人体运动时,织物电极与皮肤连接的稳定性变差,电极与皮肤间耦合电路的特性将随之发生变化,包括阻抗变化和电势变化。分析织物电极采集生物电信号的电路模型和公式,对运动伪迹的减小或抑制具有重要意义。

1.1 织物电极-皮肤界面的电路模型

与湿电极相比,织物电极最大的不同在于织物电极与皮肤界面间缺乏凝胶电解质层,且织物电极表面不平整造成电极与皮肤界面存在很多空隙,使得织物电极与皮肤界面处表现出较大的电容性。图1为织物电极-皮肤界面示意图及其电路模型[12],织物电极与皮肤间的接触阻抗可借助公式(1)计算。

(1)

式中:Ztextile为织物电极和皮肤的接触阻抗;RCT为电极与电解质间的电荷传输电阻,即漏电电阻;CDC为电极与电解质间的电容;RL为电解质的电阻;CT为织物电极与皮肤间空隙的电容;RS为离子电荷在皮肤内通道传输的电阻;CS为皮肤的上皮层、真皮层和皮下层等效的电容;ω为角频率;RSUB为皮下层电阻。

图 1 织物电极-皮肤界面示意图及其等效电路Fig.1 Equivalent circuit of textile electrode-skin interface

1.2 织物电极检测心电的简化电路模型

若将织物电极-皮肤接触阻抗Ztextile等效为ZO,并将人体视为具有内阻RSUB的心电电压源EO,则织物电极检测心电的电路可简化为图2所示的电路模型,根据分压原理可得式(2)。

图 2 电极采集心电的简化电路Fig.2 Simplified circuit for electrode acquisition of ECG

(2)

式中:EOUT为输出端电压;Zin为放大器的输入阻抗。

当放大器的输入阻抗Zin远大于ZO与RSUB之和时,电路的输出端电压EOUT近似等于心电电压EO,即得到未失真的心电电压。

1.3 包含运动伪迹的心电电压模型

可穿戴心电监测设备主要用于记录用户运动时的心电图,即动态心电图。人体的运动,如行走、手臂的伸展与摆动以及弯腰等均会使电极和皮肤间产生相互作用,进而产生皮肤的形变、电极与皮肤间的相对位移以及接触不稳等现象,这些均会引起电势和阻抗的变化,如产生皮肤电势、流动电势、偏移电位、以及因电极在皮肤上的滑移造成电极-皮肤接触阻抗的不匹配或阻抗的增加与减小等[14-17]。若将电势变化分别记为Δμ1,Δμ2，Δμ3,…,阻抗变化记为ΔZ,则根据图2和式(2)可得包含运动伪迹的心电电压

EOUT=(EO+Δμ1+Δμ2+Δμ3+…)·

(3)

式中:Δμ1为皮肤形变产生的皮肤电势变化量;Δμ2为运动引起的流动电势变化量;Δμ3为偏移电位;ΔZ为电极与皮肤间接触阻抗的变化量。

从电路模型分析运动伪迹产生的根源,主要是由于人体运动造成电极与皮肤发生相互作用,从而引起电极-皮肤界面的电势和阻抗发生变化,进而导致信号质量变差。因此,如何减小电势和电阻变化是织物电极设计和制备时所需考虑的关键。

2 心电电极运动伪迹的产生与抑制

根据上述电路分析可知,心电电极的运动伪迹来源于人体运动引起的电极-皮肤间的电势和阻抗变化,其中电势变化包括皮肤电势、流动电势和偏移电位的变化,阻抗变化包括皮肤阻抗、皮肤-电极界面阻抗以及电极阻抗的变化。对这些变化发生的位置与原因进行分析,以总结抑制或减小织物心电电极运动伪迹的方法。

2.1 电势的变化与抑制

2.1.1 皮肤电势 皮肤内外两侧间的电势被普遍认为是带电离子在皮肤薄膜上的扩散引起的,在离子扩散处一定有一个活跃的代谢过程,Thakor和Webster猜测这种代谢过程源于皮肤外层的死细胞和内层的活细胞代谢活动的差异,因此会有“损伤电流”(Injury Current)通过细胞外通道从皮肤内部流向外部,当皮肤发生机械变形时,皮肤电势会发生变化,从而影响信号的质量[14-15]。

为抑制皮肤电势对生物电信号的影响,TAM等[18]用细砂纸轻微磨损皮肤,使皮肤电势大大降低,但磨损剧烈可能会导致皮肤刺激[19]。由于皮肤电势通常是发生在角质层的两侧,所以PEI等[19]在传统微针电极的基础上进行了改进,即在微针的底部涂上聚对二甲苯薄膜,使电极与角质层间形成绝缘层,而仅将微针顶部暴露且直接与生发层接触。图3显示该电极(简称SPV)的微针形态,图4为SPV电极与传统微针电极在人体扩胸时检测到的ECG信号的对比[19]。可以看出传统微针电极检测到的心电信号在扩胸时受到严重的影响,而Pei等提出的电极基本不受影响。

图 3 SPV电极的微针形态Fig.3 Microneedle morphology of SPV dry electrode

图 4 SPV电极与传统微针电极在扩胸时ECG信号的比较Fig.4 ECG signals′ contrast between SPV dry electrode and conventional MNA-based electrode during the chest expanding

然而,这种直接刺破皮肤检测ECG信号的电极在长期使用时可能会引起不适,也会使电极的导电部分受到腐蚀而降低其导电性,进而影响ECG信号的质量。

为克服上述方法的缺点, 设计制作织物电极时, 在电极与贴附物之间添加填充物, 如泡沫、 海绵等, 并施加一定的垂直于电极-皮肤界面的压力, 从而增加皮肤的稳定性以及电极-皮肤接触的质量和稳定性, 进而抑制皮肤电势变化引起运动伪迹的产生[20-21]。

2.1.2 流动电势和偏移电位 采用湿电极监测心电时,人体运动会带动电极与皮肤间的电解质流动,并使存在于电解质中的电荷发生位移而产生电流,进而在ECG信号中引入运动诱导的流动电势变化,从而降低信号质量[17]。织物电极虽然不使用导电凝胶,但人体汗腺分泌的汗液含有一定浓度的电解质,它充当了导电凝胶中电解质的作用,在织物电极与皮肤间形成导电通路[20-22],所以织物电极亦受运动诱导的流动电势的影响。此外,织物电极与皮肤间因运动产生的微小位移会使电极与皮肤的接触特性发生变化,导致电极间产生一定的偏移电位,该偏移电位亦会使ECG信号产生严重的漂移。

流动电势和偏移电位产生的主要原因是由于运动引起电极与皮肤之间产生位移而使界面产生波动。因此,除了可增加填充物与垂直压力来加强电极与皮肤的接触稳定外,还可增加织物电极与皮肤接触面的粗糙度来增加界面的摩擦力以减小位移。如ZHANG等[23]利用刺绣的方式制备了一款新型的“刷子”状织物电极,如图5所示。当导电纤维的基底与皮肤产生相对位移时,纤维与皮肤几乎不产生位移,这是因为纤维在皮肤上发生了倾斜而非滑动。此外纤维间的空隙还可将皮肤上的毛发嵌入其中,这不仅可以增加电极与皮肤的有效接触,还可通过增加电极与皮肤间的摩擦力来抑制位移的产生。

图 5 “刷子”织物电极示意图Fig.5 Schematic diagram of“brush-like” textile electrode

Alper Cömert和Jari Hyttinen[24]设计了由织物电极与填充物组成的4种支撑结构,借以分析支撑结构对运动伪迹的影响。图6展示了这4种结构,其中(a)为填充物的面积大于电极的面积,(b)与(a)的区别在于电极与填充物间进行了镂空处理,(c)只有填充物,(d)未做任何处理。实验结果表明,电极(a)能有效抑制皮肤表皮层的形变,从而减小织物电极与皮肤有效面积的变化和位移的产生。陈晓[25]根据这一原理设计了一款层叠结构的、从物理角度抑制运动伪迹的柔性织物电极,包括基底层、织物导电层和运动伪迹抑制层等,其中运动伪迹抑制层采用了具有柔性、弹性和形状恢复性稳定的材料。因此,可从织物电极与填充物结合的形式出发,设计一款能有效抑制电极与皮肤间发生位移从而减小流动电势与偏移电位影响的织物电极。

(a) 支撑材料无镂空处理 (b) 支持材料镂空处理

(c) 支撑材料面积等于电极 (d) 无支撑材料图 6 织物电极的支撑结构Fig.6 Support structure of textile electrodes

2.2 接触阻抗的变化与抑制

织物电极与皮肤的接触阻抗包括皮肤阻抗、电极与皮肤界面阻抗以及电极阻抗。从公式(3)可以看出,当接触阻抗因运动产生变化时会影响心电信号的质量。织物电极与皮肤的接触阻抗变高时会降低监测系统的信噪比,电极与皮肤间的接触阻抗不匹配时还会导致信号受到共模干扰[26]。因此,减小接触阻抗及其变化对提高织物电极获取高质量的ECG信号具有重要作用。

2.2.1 皮肤阻抗与电极-皮肤界面阻抗 人体皮肤从外向内由角质层(Stratum corneum, SC)、生发层(Stratum germinativum, SG)、真皮层和下皮层层叠构成[26]。其中角质层在皮肤上形成了干燥的绝缘层,限制了离子和电子的传输[27],导致很高的皮肤阻抗。

Jens Mhlsteff和Olaf Such[28]揭示了不同个体间的电极-皮肤接触阻抗具有不同的初始值并随时间增加而降低,接触阻抗达到平衡状态的时间也不同,平均为25 min。这是因为电极下的皮肤会因汗腺活动分泌的汗液积聚增强角质层的导电性,从而降低了皮肤阻抗。同时,不同个体的电极-皮肤接触阻抗达到平衡状态的时间不同是因为不同皮肤的汗腺分泌活动不同,所以在使用织物电极监测ECG信号时,应待电极与皮肤的接触状况达到平衡后再开始测量,以避免前期因汗腺分泌活动使皮肤阻抗发生变化而带来的影响。汗腺分泌活动剧烈时容易使电极与皮肤间产生相对运动,又带来电势上的变化。

Taina Pola和Jukka Vanhala[29]研究发现织物电极在一个人身上的最佳监测位置不一定适合其他人。这是因为不同人的身体形状不同,监测位置也与皮肤的性质和心电轴的方向有关。因此,在采用织物电极监测ECG信号时,应优选皮肤阻抗低、不易变形、汗腺分泌强度适中、ECG信号强的监测位置，以提高心电信号的信噪比。

2.2.2 织物电极阻抗 织物电极导电性的好坏是获取高质量生物电信号的关键[30],织物电极阻抗发生变化亦将影响信号质量。

控制电极阻抗变化,首先需要优异的导电材料。能够赋予织物优良导电性的材料主要有金属类、导电聚合物类及石墨类[31-34]。用于监测心电的织物电极不仅需要优良的导电性,还应具有低且稳定的极化电势[35],Ag/AgCl导电体系被认为具有低的电极阻抗和极化电势,在织物电极中也有应用[8]。此外,织物电极在长期监测过程中可能会与皮肤或外部环境释放的化学物质发生化学反应,导致阻抗增加[36]。因此,在选择导电材料时应同时考虑材料的导电性和化学稳定性。

选择在织物上施加导电薄层的方式使其具有导电性时,应考虑导电薄层与织物的结合力。因为织物电极用于长期、动态监测,若结合力小,导电薄层易受摩损,不仅影响其导电性,还将导致织物电极阻抗变大,从而降低信噪比。

3 结 语

心电电极产生运动伪迹的原因是人体的运动使电极与皮肤间产生复杂的相互作用,进而引起电极皮肤界面的电势与阻抗的变化,最终使ECG信号受运动伪迹的干扰。本文基于织物心电电极的电路模型分析,总结国内外关于电势和阻抗变化与抑制所开展的相关研究工作,归纳了织物电极的设计理念和方法,考虑可以从以下4个方面降低织物心电电极运动伪迹的影响。

(1) 降低皮肤电势变化:可在电极与贴附物之间添加填充物,如泡沫、海绵等,并施加一定的垂直于电极-皮肤界面的压力。

(2) 降低流动电势和偏移电位变化:可适当增加电极与皮肤接触面的粗糙程度以增加电极与皮肤的摩擦力;还可设计好的电极与填充物形成的支撑结构。

(3) 降低皮肤阻抗变化:应针对不同的人优化选择具有皮肤阻抗低、不易变形、汗腺分泌强度适中以及ECG信号强的监测位置。

(4) 降低织物电极阻抗变化:优选导电性能优良、化学稳定性好的导电材料;导电薄层与织物间应具有大的结合力。