长时连续稳定体表肌电监测织物干电极的研究进展

石峻铭 孟粉叶 胡吉永

摘 要：肌电是肌肉神经疾病的重要病理信息，对其长时连续稳定监测是应用关键。首先简要回顾肌电监测的电极种类及工作原理，然后详细概述适合长时连续稳定肌电监测的织物干电极发展现状，从其结构与制备技术、性能表征及评价技术和肌电监测服集成技术3个方面展开，总结分析目前面临的技术局限和未来发展趋势，指出提高织物干电极的应变稳定性以及耐汗性是当前需要突破的技术。

关键词：肌电；长时监测；织物干电极；结构；性能

中图分类号：TS106

文献标志码：A

文章编号：1009-265X（2023）03-0263-11

基金项目：上海市自然科学基金项目（20ZR1400500; 22ZR14 00800）， 2022年嘉兴市公益性研究计划项目（2022AY10008）， 嘉职院双高重点专项（jzyz202202）

作者简介：石峻铭（1998—），男，河南洛阳人，硕士研究生，主要从事肌电监测织物干电极方面的研究。

通信作者：胡吉永，E-mail：hujy@dhu.edu.cn

随着社会的发展，帕金森、肌萎缩侧索硬化症以及纤维肌痛等肌肉神经疾病严重危害到了人们的健康，需要一种能够在日常生活中长时间连续稳定监测人们身体肌电信号的电极，实时观察人们的健康状态，早发现，早医治，减轻肌肉疾病对人们生活质量及生命的危害。

目前，肌电监测电极有针电极［1］、线电极［2］、传统电极以及织物干电极［3］4种。在肌电监测时，针电极和线电极会对人体造成创伤，传统电极在长时间监测过程中会出现皮肤过敏问题［4］，因此他们都不适合长时间连续稳定的肌电监测。织物干电极具有可水洗、透湿、透气、可重复使用等特点，成为长时间连续稳定肌电监测电极的关注重点。本文将从肌电信号的产生与监测出发，分析使用织物干电极的必要性，然后从电极的结构和制备、性能表征、肌电监测服集成3个方面总结其技术现状及未来发展趋势。

1 肌电产生与监测

1.1 肌电信号的形成原理

肌电信号是在肌肉活动（收缩/舒张）时由肌细胞内外的离子浓度改变产生的微弱电信号［5］。肌肉的种类繁多，根据其结构、收缩特性以及控制机制的差异大致可以分为心肌、骨骼肌以及平滑肌。其中，骨骼肌是获得体表肌电信号的主要对象。

1.2 监测方法与使用电极

肌电信号的监测方法主要有侵入式和非侵入式两种。侵入式监测［6］如图1（a）所示，是将针电极或者线电极插入皮肤，使电极与肌肉接触，从而获得肌肉活动过程中产生微弱电位差，即肌电信号，不适合长时间肌电监测。非侵入式监测［7］如图1（b）所示，是将电极放在监测肌肉的表皮上，通过皮肤获得肌肉活动过程中产生的微弱电位差，即表面肌电信号，属于无创监测，适合长时间肌电监测。织物干电极在长时间监测时无皮肤过敏反应，且透气舒适性比传统电极好，因此它适合长时间健康舒适地进行非侵入式肌电监测。非侵入式监测的表面肌电信号具有低频率（10～500 Hz）、低幅度（0～10 mV）、多噪音以及不稳定等特点，但是随着监测设备以及处理分析技术的发展，表面肌电信号已经用于帕金森［8］、肌萎缩侧索硬化症［9］以及纤维肌痛［10］等肌肉神经疾病的识别分析。而且非侵入式监测的表面肌电信号来自多个肌纤维，能够观察诸多肌纤维的运动状态，所以使用织物干电极的非侵入式肌电监测有更好的未来前景。

2 肌电监测织物干电极

2.1 肌电监测织物干电极的结构和制备技术

肌电监测织物干电极是采用导电纤维/纱形成的导电织物，或者是通过印刷（喷墨打印、丝网印刷）、沉积（化学（液体）、电化学以及气相沉积等工艺将导电材料附着在织物上形成的导电织物，其性能与织物结构、导电材料以及制备方法有關。

2.1.1 肌电监测织物干电极的材料

导电材料将直接影响织物干电极性能。在进行长时间连续肌电监测时，织物干电极会受到摩擦、弯曲以及汗液的作用，摩擦会导致与织物结合较弱的导电材料脱落［11］，使得织物干电极导电性能变差；弯曲一方面会导致与织物结合较弱的导电材料的脱落，另一方面还会使得柔韧性差的导电层的开裂［12］，从而降低织物干电极的导电性能；而汗液的存在，虽然可以充当电解质，优化织物干电极的导电性能，但是它也让导电材料受到弱酸、盐以及电化学腐蚀的多种腐蚀［13-14］，使得导电材料变性、易脱落，甚至会对织物干电极的导电性能造成不可逆的恶化。织物干电极的导电性能的不稳定，会引起肌电监测时的信号的不稳定，因此长时间连续肌电监测织物干电极所选用的导电材料应具有良好的导电性能的同时，还需具有柔韧性、与织物有较强结合力以及耐汗液腐蚀性。

常用的导电材料可分为本征导电聚合物、含碳材料、金属及其衍生物三类，本征导电聚合物的导电性能差，但是其具有价格低、易于制造、柔韧等优点［15］，所以经常用于生物电信号监测，且多数本征导电聚合物含有氧、氮元素能够和纤维素、蛋白质以及涤纶等含有氧、氮元素的织物形成氢键，通过氢键和范德华力共同连接，结合力相对较强。如Pani等［16］制作的肌电监测聚3，4-乙烯二氧噻吩：聚苯乙烯磺酸（PEDOT：PSS）织物干电极，它的薄层电阻高达（390±60） Ω/sq（直径24 mm），在盐溶液湿润的情况下，它所监测的肌电信号的噪音幅度能与传统电极高度相似，且能够进行长达30 min的具有一定质量的动态表面肌电信号监测。此类导电材料耐汗液腐蚀能力并没有给出明确的说明，但PEDOT：PSS已经在汗液监测织物干电极上应用［17-18］；金属及其衍生物虽然具有高导电性能，但是他们中的多数（银、铜、铝等）容易在水和汗水中腐蚀［19］、柔韧性差且与织物之间通过较弱的范德华力进行结合。含碳材料（纯碳与含碳复合材料），具有较好的耐腐蚀性［20］，如炭黑［21］、碳化钛（Ti3C2Tx） MXene［22］、氧化石墨烯［23］（GO）等能够在汗液中可保持稳定，但纯碳材料不易与纺织材料结合，且纯碳层柔韧性差，在受到弯曲作用时易开裂，而含碳复合材料的导电性相对较低，以上材料性能总结列于表1。

2.1.2 肌电监测织物干电极的结构

肌电监测织物干电极的结构对其穿着舒适性以及肌电信号监测的连续稳定性有一定的影响。目前，机织、针织、非织以及刺绣纺织物等已经广泛运用于织物干电极［24，26，28，33］（见图2）。

针织物干电极具有弹性好、透气、舒适、柔软等性能。Lee等［24］研究一种多通道表面肌电图（sEMG）针织带，用于截肢者佩戴的肌电假体，并与一次性电极的采集信号进行相关性、平均信噪比值和整体分类准确率比较，发现二者相当；但针织特有的线圈结构导致其织物易变形、尺寸不稳定等问题，这在动态监测中将引起电极阻抗变化［25］，从而影响肌电信号连续监测的精准和稳定性。

非织造织物干电极具有良好柔软性，且基布生产流程短、成本低，因此引起广泛关注。Jiang等［26］在非织造布上进行聚吡咯（PPy）涂层，制成PPy织物干电极，并将其缝合在弹性带上，形成可与皮肤接触紧密接触的肌电监测电极。但此类非织造织物干电极由涂层导电纤维构成，织物表面导电纤维与皮肤的接触状态会不断发生改变，从而引起接触阻抗动态变化，产生复杂的信号噪音［27］，这将影响织物干电极的肌电监测质量。

机织物干电极的种类繁多，目前平纹［28］、斜纹［29］、缎纹［30］以及蜂巢［28］等组织已经广泛的应用到生物电信的监测电极，但他们在肌电监测织物干电极方面的应用还正在研究。总的来说，多数的机织物柔软性差，与皮肤贴附性不如非织或者针织，在动态监测时会因为电极与皮肤的滑移产生运动伪影［31］，影响监测肌电信号的质量，但它们稳定的结构有利于监测时电极阻抗的稳定，提升长时间监测的肌电信号的稳定性。

刺绣织物干电极通过导电纱刺绣而成，其形状尺寸设计靈活。Kim等［32］将导电纱线绣在运动服装上，形成可穿戴波型刺绣织物干电极，用于体表肌电信号监测。Lee等［33］以镀银导电纱在织物背心表面刺绣电极，并与商用 Ag/AgCl 电极采集的肌电信号对比，发现刺绣电极可以精准地采集肌电信号。但是现有多数导电纱性能不稳定［34］，再加上导电纱在刺绣时会因为反复摩擦、弯曲而造成性能损伤，这将极大影响到刺绣电极肌电监测时的导电稳定性，影响其肌电信号监测性能。且刺绣电极在使用过程中，还会因为刺绣工艺或者基布的尺寸不稳定，引起刺绣电极起皱，影响其肌电信号监测性能，如在柔软基布上使用大刺绣张力或选用高密度针迹绣制导电图案、或者棉织物基布遇水收缩等。因此刺绣电极对刺绣工艺以及基布有一定要求，刺绣工艺要根据基布的性能进行调整，但目前还没有研究报道该类刺绣工艺参数调整规则。上述织物干电极的结构及性能优缺点总结列于表2。

2.1.3 织物干电极制备技术

织物干电极导电织物的传统制备技术是采用导电纤维/纱进行针织、机织以及刺绣等，而将导电材料在不导电织物表面通过印刷（丝网印刷、喷墨打印）、沉积（化学（液体）、电化学以及气相沉积）等方法制备织物干电极是新兴技术［35］，如图3所示。

印刷通常指将导电浆料印到织物上，从而形成导电织物。印刷工艺其主要包括丝网印刷、喷墨打印等。丝网印刷工艺具有简单、可重复、高效和低成本等特点［35］，所以常用于制备织物干电极。如Pani等［16］通过丝网印刷工艺制备的PEDOT：PSS织物干电极，见图4（a）所示，用于胫骨前肌的肌电监测，并与传统电极进行性能比较，发现在添加盐溶液的情况下，传统电极和纺织电极之间的噪声幅度和皮肤-电极阻抗均具有高度相似性；但此工艺是将大量的较高黏度导电油墨通过刮刀以及丝网涂到织物表面，较高黏度油墨要求丝网孔径不易过小（过小易堵塞），且黏度高不利于油墨扩散，因此制作的导电层偏厚，影响织物干电极的透气性以及弯曲性能。喷墨打印与丝网印刷相比，是将低黏度导电油墨数字化印刷到织物表面，有利于形成薄导电层，它是一种正在开发的织物干电极制备方法，此工艺在油墨固化时，会因为溶剂蒸发和溶液体积减少之间的不平衡，促使导电材料从中心向边缘流动这种咖啡环效应［36］，导致导电层薄膜沉积不均匀，影响织物干电极导电性能。

虽然上述工艺能在织物表面特定位置印刷形状大小灵活的电极图案，但织物表面凹凸不平的纹理结构导致印刷导电层的均匀性差［37］。尽管增加导电浆料印刷层数可以改善导电均匀性，但是导电层厚度也增加，从而影响织物干电极的透气性和耐弯曲性。而沉积是通过物理或者化学的方法将液体或者气体中的导电材料沉积在织物表面，导电材料在织物表面分布比较均匀，其制备的导电层薄且均匀，这在一定程度上提高电极的导电稳定性［35， 38］，但目前沉积制备的织物干电极在肌电监测方面的应用稀少，Lim等［39］结合丝网印刷和电沉积技术在涤纶/棉混纺织物上，先印刷银导电层，然后在银导电层上电沉积金纳米粒子，形成金/银（Au/Ag）织物干电极，如图4（b）所示，其与丝网印刷Ag织物干电极监测的肌电信号相比，具有更高的信噪比，且此织物干电极在二头肌锻炼和手指运动的肌电监测中显示出高灵敏度。

在进行长时间连续肌电监测时，稳定的肌电信号质量以及监测对象的舒适性是非常重要的。而印刷织物干电极的导电均匀性以及透气性问题将影响长时肌电监测的信号质量以及舒适性，所以不适合制作长时连续稳定肌电监测织物干电极。

2.2 电极性能表征及评价技术

肌电监测织物干电极的性能一般是通过阻抗、表面肌电图两个方面进行表征。阻抗反映了织物干电极的导电性能，表面肌电图反映了肌电信号监测质量。

2.2.1 阻抗测量

阻抗测量分为两种：交流阻抗和皮肤-电极的接触阻抗。交流阻抗是使用面对面放置的对电极，构建电容器，然后施加正弦电压（或电流），获得对应的电流（或电压），计算其阻抗［40］。皮肤-电极的接触阻抗测量方法大致分为三类：直接测量法、参比测量法以及模拟皮肤测量法［41］。

直接测量法根据有无创伤分为两种：有创测量是将探头插入皮肤组织，从而直接测量皮肤-电极阻抗。无创测量多用于双电极，对电极之间阻抗进行测量，从而获得皮肤-电极阻抗。Lee等［24］在对自制针织物干电极进行皮肤-电极的阻抗监测时，将皮肤-电极当作一个整体，通过测量两电极之间的阻抗以及人体组织液的阻抗，计算皮肤-电极的接触阻抗，测量过程见图5；Taji等［42］也采用此种方法，但是测量所得阻抗值较大（1 kΩ以上），而人体组织液的阻抗很小，约为150 Ω，所以忽略了人体组织液的阻抗，则此时电阻测量仪的读数近似为皮肤-电极的阻抗的双倍。虽然在直接测量法中有创测量比较真实，但是由于监测时受到创伤而不便实行。无创测量的操作简单，但忽略人体组织液的阻抗，将对皮肤-电极阻抗的测量精确性有一定影响。

参比测量法，即间接测量法，也是对电极之间阻抗进行测量，但引入了参照电极或者已知电阻。如Lee等［33］使用矢量归纳法对自制的肌电监测刺绣织物干电极进行皮肤-电极的阻抗监测，其实例见图6，图6中Ze为参照电极的皮肤-电极阻抗（Ω），Zb是人体组织液的阻抗（Ω），采用两个规格相同的参照电极b1和b2，并将织物干电极放在两个参照电极的中间位置，然后测量各电极之间的阻抗，解方程组得到最终皮肤-电极的阻抗Zx。Xie等［43］采用四电极推导法，其根据串联电路中电流相等的性质，通过已知电阻对皮肤-电极阻抗进行表达。矢量导纳测试法操作相对简单，其选用的参考电极的性能对测量阻抗的精准性有很大的影响。四电极推导法采用织物干电极的数目多且操作比较复杂，但是此方法能够获得阻抗与频率的变化关系图，而在进行肌电监测时，皮肤-电极阻抗会随着频率的变化而变化，所以其测得阻抗更加符合实际［44］。

模拟皮肤测量法是构建一个仿真皮肤，然后对仿真皮肤进行皮肤-电极的阻抗测量。Lam等［45］通过琼脂皮肤模型对自制的肌电监测针织物干电极进行皮肤-电极的阻抗测量。其皮肤模型是将4.5%琼脂、0.97%氯化钠和去离子水混合物进行加热直到煮沸，然后将混合物倒入玻璃容器冷却和凝固而成。Priniotakis等［46］制作仿真皮肤，如图7所示，薄膜模拟人体皮肤，电解质溶液模拟体液，将电极放置在薄膜表面来完成皮肤-电极阻抗测量，但是此测量方法不能真实反映人体皮肤与电极之间的相互作用，所以其测量数据与真实情况有一定差异。

总的来说，虽然用于皮肤-电极阻抗测量方法有很多，但是考虑到测量时的舒适性、测量数据的准确性，双电极直接测量法、矢量归纳法以及四电极推导法能够较好用于皮肤-电极阻抗的测量，但四电极推导法操作相对比较复杂，所以在实际运用中，双电极直接测量法以及矢量归纳法会被优先考虑。

2.2.2 表面肌电图

表面肌电图是在动态或者静态条件下对肌电信号进行采集及显示（见图1）。在进行长时间动态肌电监测时，由于织物干电极与皮肤的贴附固定性能差［47］，织物干电极与皮肤间会出现相对移动，从而产生运动伪影。因此需要减少织物电极的移动引起的噪音干扰，其减少方法可分为两种，从噪音源出发，减少噪音的产生，或从噪音特点出发，对已采集的噪音进行降噪处理。

从噪音源出发，主要是改善织物干电极与皮肤的贴附固定性，减少织物干电极的滑移。Liu等［48］设计了肌电监测织物干电极，其结构如图8（a）所示，由柔软填充层、织物干電极、导线以及支撑垫。在力的作用下，柔软填充层能够确保织物干电极与皮肤良好接触，改善织物干电极的贴附固定性；Ozturk［49］将制作的石墨烯纺织干电极附着在柔性泡沫表面，如图8（b）所示，在进行动态肌电监测时，柔性泡沫有助于改善织物干电极贴附性，将此电极用于小腿肌电监测服，计算步长，准确率达到商业步长监测设备的98%。显然，从噪音源进行优化有助于提升采集的肌电信号质量，减轻后续降噪负担。

从噪音特点出发，主要在滤波阶段，即根据表面肌电信号的频率分布（范围：0～500 Hz，主要区域：50～150 Hz）以及织物干电极滑移产生的运动伪影的频率分布选择合适的滤波器。Clancy等［50］在研究肌电信号的采集以及降噪时，提到运动伪影主要分布在0～20 Hz，所以高通滤波器会其进行有效的滤除，但为了减少滤波引起的肌电信号功率的损失，高通滤波器的截止频率经常设置为10 Hz，一般不高于20 Hz，这样可以有效去除截止频率以下信号以及噪音干扰。采用滤波器降噪，比较彻底，但是导致肌电信号功率的损失，所以应合理使用。

在进行长期动态肌电监测时，织物干电极监测的肌电信号会受到运动伪影的干扰，目前可以通过引入柔软材料对成品织物干电极进行改造和选用合适的滤波器等方法来减少噪音，其中滤波器降噪时需要考虑肌电信号功率的损失问题，所以需要合理使用。

2.3 肌电监测织物电极与服装集成

肌电监测织物电极能够直接使用，也可集成到服装上。为了实现长期连续稳定的肌电监测，将其与服装集成是不错的选择。目前织物干电极与服装的集成可分为导电材料与服装集成、导电纱与服装集成以及成品织物干电极与服装集成这3种［51］，实例如图9所示。

导电材料与服装集成，是将导电材料通过涂层的方式直接集成到服装上，服装作为织物干电极的基底。由于服装只有特定区域需要进行导电涂层处理，所以只能通过印刷工艺来完成，如Kim等［52］直接在腿套印刷银与碳的导电油墨，形成外层碳、内层银的双导电层织物干电极，当电极直径大于20 mm，监测所提供压力大于10 mm Hg时，其监测的体表肌电信号与Ag/AgCl电极的性能相当。

导电纱与服装集成，是将导电纱以缝纫或者刺绣的方式集成，服装作为刺绣或者缝纫的载体。如前文提到的穿戴肌电监测刺绣织物干电极［32-33］。此方式集成的织物干电极与皮肤接触性好［53］、形状尺寸灵活变化。但是导电纱与服装集成时，因为其导电性能的不稳定以及集成过程中的损伤，影响肌电信号质量。

织物干电极与服装的集成，是将织物干电极通过裁剪及缝纫方式集成到服装载体上。此类集成有两种形式：a） 与皮肤柔贴附性好的织物干电极可以直接与服装结合，大多数为针织结构或者非织结构的织物干电极，如Barrera等［54］将针织结构的镀银织物干电极直接缝在弹性带用于肱二头肌的监测；b） 与皮肤贴附性不好的织物干电极，需要对织物干电极进行改造，再与服装集成，大多数为机织织物干电极，如前文图2中的带有海绵的镀银平纹织物干电极［28］以及背附泡沫的石墨烯织物干电极［49］。

3 总结与展望

目前，虽然这些不同种类的织物干电极还不能满足长时连续稳定的肌电监测性能要求，但是在织物干电极的结构和制备技术、电极性能表征与评价技术以及电极集成技术等方面取得了一定进展。

a） 能夠与织物（含有氧、氮元素）形成氢键的导电材料（含有氧、氮元素）和能够在凹凸不平的织物表面制备出薄且均匀的导电层的化学（液体）、电化学以及气相沉积工艺，适合用于长时连续稳定肌电监测织物干电极的制备，但为了能够更好的进行长时间连续肌电监测，仍然需要关注摩擦、弯曲以及汗液腐蚀作用对织物干电极信号监测稳定性的影响。

b） 在进行织物干电极性能表征和评价时，双电极直接测量法以及矢量归纳法操作简单、测量时无创伤、测量数据较准确是皮肤-电极阻抗测量的优选方法。而引入柔软材料对织物干电极进行改造和选用合适的滤波器是减少电极滑移产生的肌电噪音较有效的方法。

c） 在制作智能肌电监测服时，织物干电极与服装集成会比导电材料或者导电纱与服装集成所受限制少（制备工艺、服装材质），且此方式集成可以通过结构设计增加织物干电极的贴附固定性能。同时，现有研究没有关注肌电监测服集成时的信号传输导线及其与各部件之间的连接技术。

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Abstract： In recent years， muscle nerve diseases have seriously harmed people's health. Therefore， people need a long-term continuous and stable electromyography monitoring electrode to monitor people's health status in real time， so as to find muscle abnormalities earlier for treatment， and reduce the damage of muscle nerve diseases to people's living quality and life.

At present， there are many kinds of EMG monitoring electrodes. Firstly， we briefly review the electrode types and working principles of EMG monitoring， and compare the characteristics of various electrodes and monitoring methods. It is found that the non-invasive fabric dry electrode can be healthy and comfortable for long-term EMG monitoring， which is the focus of long-term continuous stability of the EMG monitoring electrode. The development status of fabric dry electrodes for long continuous stable EMG monitoring is summarized in terms of three aspects： electrode structure and preparation technology， property characterization and evaluation technology and EMG monitoring suit integration technology. We introduce the influence of material， structure and preparation technology on the properties of fabric dry electrodes in the section on structure and preparation technology. In the section of performance characterization and evaluation techniques， we summarize both the impedance and surface EMG characterization and compare the methods， and characteristics of the surface EMG signal noise reduction with those of the skin-electrode contact impedance measurement method. In the section of EMG monitoring suit integration technolog， we analyze the methods and characteristics of integrating conductive materials， conductive yarns and finished fabric dry electrodes with clothing.

The existing research results show that although the existing fabric dry electrodes cannot meet the long-term continuous and stable EMG monitoring performance requirements， some progress has been made in the structure and preparation technology of fabric dry electrodes， electrode performance characterization and evaluation technology and electrode integration technology.First， conductive materials （containing oxygen and nitrogen elements） that can form hydrogen bonds with fabrics （containing oxygen and nitrogen elements） and chemical （liquid）， electrochemical and vapor deposition processes that can prepare thin and uniform conductive layers on uneven fabric surfaces are suitable for the preparation of dry electrodes for long-term continuous and stable EMG monitoring fabrics. However， in order to better perform long-term continuous EMG monitoring， it is still necessary to pay attention to the effects of friction， bending and perspiration corrosion on the stability of dry electrode signal monitoring of fabrics. Second， when the fabric dry electrode is integrated with clothing， the modification of the fabric dry electrode by introducing soft materials can increase the adhesion performance of the fabric dry electrode to the skin， which is conducive to improving the signal stability of the fabric dry electrode during long-term continuous dynamic EMG monitoring. Generally， during long-term dynamic EMG monitoring， the fabric dry electrode will have unstable monitoring signals due to bending， friction and perspiration， and the unstable signal affects the identification and application of EMG， so improving the strain stability and perspiration corrosion resistance of fabric dry electrodes is the current technology that needs to be broken through.

Keywords： electromyography; long-time monitoring; fabric dry electrode; structure; performance