為定量評價織物基表面生物電干電極的性能，本課題組在無源測量方案的基礎上開發了一套能夠模擬心電信號的有源測量儀器。本文研究共選擇 5 種銀/氯化銀（Ag/AgCl）織物基表面生物電干電極對儀器進行了測試和評估。研究結果顯示，峰值時間間隔的偏差率均小于 1%，電壓幅度衰減率的最大值為 7.2%，噪聲幅度均低于 0.004 mV；峰值時間偏移量的變異系數低于 8%，電壓幅度的變異系數低于 2%，噪聲幅度的變異系數低于 10%。研究表明，該儀器在測量模擬心電信號時有良好的可重復性和穩定性。本文提出的有源測量儀器能夠為表面生物電干電極的性能評價和標準制定提供一種新方法。
引用本文： 李莎, 蔣銘媛, 謝軍, 胡瑤, 劉皓. 織物基表面生物電干電極的性能評價儀器及方法. 生物醫學工程學雜志, 2019, 36(3): 460-467. doi: 10.7507/1001-5515.201806038 復制
引言
心血管疾病已成為威脅人類健康的重大疾病，因其導致的死亡人數占總死亡人數的 40% 以上[1]，而心電信號（electrocardisignal，ECG）的長期監控是預防和降低心血管疾病患者死亡率的有效手段之一[2-3]。濕電極由于具有測量信號穩定的優點現已廣泛應用于人體心電信號的測量[4-6]，然而濕電極也存在容易導致皮膚過敏發炎、穿戴舒適性差和電解質容易變干等缺點，而不適合于人體心電信號的長期監控[7-9]。因此具有柔軟、易于與服裝集成和高舒適性等優點的織物基干電極，由于適宜用于長期監測人體的生物電信號，受到了越來越多研究人員的關注[10-12]。
為研究表面生物電干電極的性能，研究人員最初是直接在人體表面測量生物電信號，并對電極性能進行評價，但人體的生物電會隨著身體狀況的變化而發生相應變化，并且不同的人的生物電信號也有差異，因此采用人體生物電信號測量的方法評價電極性能存在重復性差的缺陷，難以對電極性能做出客觀準確的評價[13]。基于此，Westbroek 等[14]提出了一種可以用來評價表面生物電干電極的模擬人體皮膚系統；隨后 Beckmann 等[15]在模擬皮膚系統上增加了壓力調節裝置；而為了能夠測量電極與皮膚之間運動產生的動態噪聲，Liu 等[16]提出一種能動態測量表面生物電干電極性能的裝置。上述的測量系統可以統稱為無源測量系統，即人體仿真系統中沒有生物電信號的存在。無源測量系統僅能測量生物電電極的阻抗譜、動態開路電壓（dynamic open circuit voltage，DOCP）、靜態開路電壓（static open circuit voltage，SOCP）等指標，這些指標能夠反映生物電電極的界面性能，但是無法獲得生物電電極在采集人體心電信號時的重要參數指標，如心電信號衰減幅度、相位移等。
基于此，本研究采用壓力控制裝置、心電信號發生器、心電信號采集裝置和仿真皮膚裝置構建了一種有源測量系統。通過在人體仿真系統中加入模擬人體心電信號的信號源，采用心電信號發生器模擬不同類型的心電信號，使得在模擬人體表面的待測電極能夠測量到心電信號，而同時也能獲得原始模擬心電信號。進一步通過對兩路信號進行比較分析，能夠獲得生物電電極測量信號的衰減幅度和相位移，為開發高性能的表面生物電干電極提供評價方法和手段。
1 織物基表面生物電干電極性能評價儀器
1.1 結構設計
織物基表面生物電干電極性能評價儀器包括“無源測量”和“有源測量”兩種測量方案。如圖 1 所示，“無源測量”模塊的兩端安裝有微孔薄膜仿真人體皮膚，其內充滿固態電解質，待測表面生物電干電極安裝于壓力調整裝置上，并與仿真皮膚保持一定壓力接觸，通過測量裝置可以測量待測電極之間的開路電壓和電化學性能；“有源測量”模塊的底部封閉并開設圓孔，可以插入參比電極，頂端安裝有微孔薄膜仿真人體皮膚。心電信號發生器（Sim1000ECG，NETECH，美國）與參比電極連接，使用多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）分別記錄原始心電信號及通過表面生物電干電極測量得到的心電信號。
圖1
測量方案原理示意圖
Figure1.
Schematic diagram of measurement scheme
織物基表面生物電干電極性能評價儀器的測量結構如圖 2 所示，左圖為無源儀器結構方案，可以測量電極的 SOCP、DOCP 及電化學性能，但不能直接采集心電信號；而右圖所示的有源儀器結構方案在測量電極的 DOCP 時，二維滑動平臺帶動電極與仿真皮膚之間做相對運動，可以模擬電極與人體之間存在不同速度、不同軌跡及不同位移時的情況，還可以采集心電信號，可以更真實地模擬人體實際測量情況。
圖2
織物基表面生物電干電極性能評價儀器結構圖
Figure2.
Structure chats of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
織物基表面生物電干電極性能評價儀器的實物圖如圖 3 所示。
圖3
織物基表面生物電干電極性能評價儀器
Figure3.
Device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
織物基表面生物電干電極評價儀器的工作原理如圖 4 所示。當測量表面生物電干電極的 SOCP 和 DOCP 以及電化學性能時，可使用無源模塊作為仿真器，調整頂端和底端的壓力調整裝置，使電極與仿真皮膚之間保持一定的壓力，使用數字萬用表（U3402A，Agilent，美國）通過電極采集開路電壓，而電化學工作站通過電極測量其電化學性能。測量電極的心電信號采集性能時，儀器將同時記錄直接從心電信號發生器采集到的標準心電信號數據曲線和通過電極采集到的心電信號曲線。儀器的各項性能參數如表 1 所示。
圖4
織物基表面生物電干電極性能評價儀器工作原理
Figure4.
Working principle of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
表1
儀器的性能參數
Table1.
Performance parameter of the device
1.2 實驗材料
為了更真實地模擬人體的生理特征，采用微孔薄膜來仿真人體皮膚，材質為 0.1 μm 孔徑的聚偏二氟乙烯（polyvinylidene fluoride，PVDF），使用心電圖導電膏作為固態電解質來模擬人體體液。實驗選取了 5 種銀/氯化銀（Ag/AgCl）織物基表面生物電干電極，這 5 種表面生物電干電極的的直徑均為 25 mm，其表面是在 2 V 電壓下鍍銀時間分別為 0、30、60、90、120 s 時制備得到的，對應不同的鍍銀時間分別以 A（0 s）、B（30 s）、C（60 s）、D（90 s）、E（120 s）來表示 5 種表面生物電干電極。這 5 種表面生物電干電極的表面如圖 5 所示。為保證實驗的測量精度和減少外界因素的干擾，實驗在室溫 20℃、濕度 65% 的恒溫恒濕環境中進行。
圖5
5 種鍍銀表面生物電干電極表面
Figure5.
Five silver-plated fabric dry electrodes
2 測試分析
2.1 開路電壓的穩定性測試
SOCP（以符號 Uocp 表示），定義為電極靜止狀態下且無源模塊沒有電流時兩端仿真皮膚之間的電勢差，它包含了兩電極界面的電極電勢信號 Uep 和噪聲信號 Unoise[9]，如式（1）所示：
 |
SOCP 的測量使用無源模塊，實驗時電極對仿真皮膚施加 20 cN 恒定壓力，測試時間為 100 s，測試間隔時間為 60 min，重復測量 3 次，記錄相應數據。由于 5 種電極的 SOCP 變化趨勢近乎相同，隨機選擇其中的電極 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）進行展示，電極 C 經過 3 次測量后的 SOCP 變化曲線如圖 6 所示。受重力的影響，導電膏內的水分不斷向底部的膜聚集，使無源模塊兩端的電勢差逐漸減小，進而使 SOCP 不斷減小。另外，導電膏內的水分的蒸發也將導致 SOCP 出現下降。
圖6
3 次測量的 SOCP 變化曲線
Figure6.
SOCP change curves measured in 3 times
如圖 7 所示，為溫度 20℃，濕度 65% 時測得的導電膏水分蒸發量隨時間的變化趨勢。從圖 7 中可以看出，最開始的 3 h 內水分蒸發量較大，3～6 h 呈現較為平穩的蒸發趨勢，6 h 后繼續下降。無源模塊的抗干擾設計使得系統的噪聲幅度較低，數字萬用表（U3402A，Agilent，美國）測量電壓的分辨率可達 0.001 mV，而測量電路中的電子噪聲在 0.01～0.1 mV 之間，因此靜態噪聲會被忽略掉。為減小噪聲和失真度對測量結果的影響，《一次性使用心電電極》（YY/T0196-2005）標準中規定電極間 SOCP 應不高于 100 mV。如圖 6 所示的較小的 SOCP 及變化較為穩定的曲線都表明無源模塊測試時具有良好的穩定性。
圖7
電解質水分蒸發量隨時間的變化曲線
Figure7.
Curve of electrolyte water evaporation over time
電極與仿真皮膚之間存在相對運動時，兩端仿真皮膚之間的電壓為 DOCP，DOCP 變化量是表征動態噪聲的一個重要指標，使用無源模塊測量。由于速度較大時，DOCP 隨時間的變化規律最為明顯，所以隨機選取電極 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）在速度為 5 mm/s 時進行展示，如圖 8 所示，左圖是當電極運動速度為 5 mm/s，電極 C 與仿真皮膚保持恒定壓力為 20 cN（壓力波動 8% 以內）時，DOCP 隨時間的變化趨勢。在一個變化周期內，最大值與最小值的差值就是 DOCP 變化量；右圖是此狀態下 DOCP 變化量隨速度變化的柱狀圖，電極在不同速度下經過 3 次測試時的 DOCP 變化量差值都較小，這與電極和仿真皮膚的平整度有直接關系。
圖8
DOCP 變化曲線與變化量
Figure8.
DOCP change curve and change quantity
不同速度測試時，電極與仿真皮膚之間的壓力及仿真皮膚下電解質的塑性變形速度不同。電解質的塑性變形導致兩電極之間的電勢差出現波動，電極的起伏導致距離不能恒定，進而產生微小的 DOCP 變化的波動。為了表征 A～E 共 5 種電極壓力值及 DOCP 變化量的變異程度，引入變異系數概念（coefficient of variation，CV）（以符號 CV 表示），其計算公式如式（2）所示：
 |
其中，δ 為某一組數據的標準差；μ 為某一組數據的平均值。
平均壓力波動與設定壓力比值，即波動率（以符號 P 表示）的計算公式如式（3）所示：
 |
其中，Fs 為壓力設定值；Fp 為壓力測量值。
如表 2 所示為壓力波動保持在 8% 以內的壓力值變異系數、DOCP 變化量變異系數及波動率的結果。在運動速度為 5 mm/s，壓力為 20 cN（壓力波動 8% 以內）時，A～E 共 5 種電極的 DOCP 變化量變異系數最大值為 5.23%，表明 DOCP 變化量具有較高的穩定性。
表2
5 種電極的壓力值變異系數、DOCP 變化量變異系數及 波動率
Table2.
CV of pressure and DOCP and fluctuation ratio of the five electrodes
2.2 電化學性能測試
阻抗譜是表征電化學性能的主要參數，可作為評價干電極性能的一個重要指標，對阻抗譜的測試包含阻抗的穩定性與可再現性測量。對 A～E 共 5 種電極的阻抗譜測試共測 3 組，兩組間隔時間為 30 min。每組連續測量 7 次，頻率范圍設為 0.01～100 000 Hz，電極與仿真皮膚的壓力保持 20 cN 恒定壓力，壓力波動范圍保持在 8% 以內。如圖 9 所示，左圖是電極 E（2 V，120 s，Ag/AgCl）電極阻抗的 7 次測試數據的平均值變化趨勢圖。由于仿真皮膚與電極的彈性模量較低，并且兩者之間存在壓力等特點會引起電極與仿真皮膚之間接觸狀態發生變化，同時電極表面的特性吸附會引起電荷量的變化，這些因素導致阻抗測量結果的差異。圖 9 中右圖顯示了 A～E 共 5 種表面生物電干電極分別經過 7 次測量后的阻抗及相位角的變異系數，阻抗的變異系數小于相位角的變異系數，但具有較大的偏差。相位角的變異系數偏差較小，且低于 15%。阻抗及相位角的變化與電極的表面狀態及接觸壓力相關，當電極表面濕度較低和接觸壓力較小時，阻抗及相位會出現跳變。
圖9
Ag/AgCl 電極的阻抗及相位角參數
Figure9.
Ag/AgCl impedance and phase angle parameters
2.3 心電信號的測試分析
2.3.1 心電信號的基本特征
心電信號的失真度是指通過電極采集到的心電信號與標準心電信號相比偏離的程度，是表征儀器穩定性和可重復性的重要指標。表面生物電干電極在有源模塊上采集的心電信號與標準心電信號的對比包含以下特征：峰值時間間隔、峰值時間偏移量、電壓幅度衰減率及噪聲幅度。將多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）采集的標準心電信號與通過表面生物電干電極在有源模塊上采集到的心電信號放在同一坐標系內來對比，同一條心電圖曲線內相鄰兩個峰值時間節點之間的差值為峰值時間間隔，它反映了系統的穩定程度。兩條曲線的峰值所對應的時間節點的差值即是峰值時間偏移量，它反映了系統的遲滯程度。同一條心電圖曲線內最大電壓與最小電壓的差值就是電壓幅度，標準信號電壓幅度與通過有源模塊采集的電壓幅度的差值越大，說明系統的信號衰減越大。在同一條心電圖曲線的微小區間段內，極大值與極小值之間的差值為噪聲幅度，它反映了系統受干擾的程度。如圖 10 所示為標準心電信號與通過電極采集到的心電信號的特征對比示意圖。
圖10
心電信號的特征對比
Figure10.
Characteristic comparison of electrocardiosignal
2.3.2 心電信號的測量
本實驗使用心電圖導電膏來模擬人體體液部分，設定心電信號發生器的心率為 70 次/min，電壓幅度為 5 mV。調整表面生物電干電極與仿真皮膚之間的壓力為 20 cN，分別用 A～E 共 5 種表面生物電干電極通過有源模塊測量心電信號。
測試結果如表 3 所示，顯示了 A～E 共 5 種電極在有源模塊經過 3 次測試后的峰值時間間隔。測量信號和標準信號峰值時間間隔的差值再與標準信號的比值為偏差率。5 種電極在 3 次測試后的最大偏差率范圍為 0.40%～0.49%，對同種表面生物電干電極多次測試后的峰值時間間隔的偏差率均小于 1%，說明該裝置的測量結果具有良好的可再現性。
表3
5 種電極 3 次測試的峰值時間間隔
Table3.
Peak time interval of five electrodes in three tests
如表 4 所示，反映了 A～E 共 5 種表面生物電干電極在有源模塊上測量得到的心電信號的電壓幅度衰減和噪聲幅度。由表 4 可知，電壓幅度衰減率最大的為電極 C，為 7.2%。電壓幅度衰減率越小，測試結果的精確度就越高，該測量裝置的可再現性就越強。由于導電膏水分蒸發、電極與仿真皮膚界面電阻的變化，電信號在電極與有源模塊間傳遞時將出現不同程度的衰減。標準信號的噪聲幅度小于 0.001 mV，而這 5 種表面生物電干電極的噪聲幅度均低于 0.004 mV。測試過程中，電解質中的電荷分布不均導致的電勢差的存在以及環境因素的干擾，會擴大信號的噪聲幅度。
表4
5 種電極的電壓幅度衰減率及噪聲幅度
Table4.
Voltage amplitude decay rate and noise amplitudes of five electrodes
如圖 11 所示，顯示了 A～E 共 5 種電極的峰值時間偏移量、電壓幅度和噪聲幅度的變異系數。5 種電極電壓幅度的變異系數均遠小于峰值時間偏移量和噪聲幅度的變異系數，低于 2%。峰值時間偏移量的變異系數在均值附近的偏差較大，但是變異系數均低于 8%。噪聲幅度的變異系數均低于 10%，且偏差也有較小程度的波動。變異系數可以衡量一組數據的波動程度，5 種表面生物電干電極測量得到的心電信號均呈現較小的變異系數，該裝置具有良好的穩定性。噪聲的大小直接影響系統的測量精度，減小噪聲也是精確評價表面生物電干電極的有效手段。
圖11
5 種電極性能指標的變異系數
Figure11.
Three measurement parameters CV of five electrodes
3 結論
本文提出了一種新型織物基表面生物電干電極性能評價儀器，采用壓力控制裝置、心電信號發生器、心電信號采集裝置和仿真皮膚裝置構建了有源測量系統。將模擬心電信號通過鍍銀表面生物電干電極引入到兩個不同的模擬人體電解質溶液中，采用多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）分別測試仿真皮膚膜表面的電位和模擬心電信號，并提出了心電信號衰減幅度和相位移作為心電信號評價的新指標。
通過選用 5 種鍍銀織物基表面生物電干電極對儀器進行了測試和評估。實驗結果顯示，5 種表面生物電干電極測量得到的心電信號的峰值時間間隔與標準心電信號的峰值時間間隔相比，偏差率均小于 1%；電壓幅度衰減率的最大值為 7.2%，遠低于標準電壓幅度值；噪聲幅度均低于 0.004 mV。通過測試實驗結果分析得出 5 種織物基表面生物電干電極的峰值時間偏移量的變異系數低于 8%，電壓幅度的變異系數低于 2%，噪聲幅度的變異系數低于 10%。該系統在對電極的 SOCP 和 DOCP、阻抗譜及心電信號的重復性和可再現性方面具有較好的效果，可以為電極的評價及研究提供更精確定量的參考依據，為開發高性能的表面生物電干電極提供評價方法和依據。本文提出的測試方法和設備能夠為織物基表面生物電干電極的性能評價和標準制定提供新思路，后續課題組將針對織物基表面生物電干電極在降低阻抗、減少噪聲影響方面繼續展開研究，希望建立一套實用的織物心電電極評價方法，以期促進表面生物電干電極的發展。
引言
心血管疾病已成為威脅人類健康的重大疾病，因其導致的死亡人數占總死亡人數的 40% 以上[1]，而心電信號（electrocardisignal，ECG）的長期監控是預防和降低心血管疾病患者死亡率的有效手段之一[2-3]。濕電極由于具有測量信號穩定的優點現已廣泛應用于人體心電信號的測量[4-6]，然而濕電極也存在容易導致皮膚過敏發炎、穿戴舒適性差和電解質容易變干等缺點，而不適合于人體心電信號的長期監控[7-9]。因此具有柔軟、易于與服裝集成和高舒適性等優點的織物基干電極，由于適宜用于長期監測人體的生物電信號，受到了越來越多研究人員的關注[10-12]。
為研究表面生物電干電極的性能，研究人員最初是直接在人體表面測量生物電信號，并對電極性能進行評價，但人體的生物電會隨著身體狀況的變化而發生相應變化，并且不同的人的生物電信號也有差異，因此采用人體生物電信號測量的方法評價電極性能存在重復性差的缺陷，難以對電極性能做出客觀準確的評價[13]。基于此，Westbroek 等[14]提出了一種可以用來評價表面生物電干電極的模擬人體皮膚系統；隨后 Beckmann 等[15]在模擬皮膚系統上增加了壓力調節裝置；而為了能夠測量電極與皮膚之間運動產生的動態噪聲，Liu 等[16]提出一種能動態測量表面生物電干電極性能的裝置。上述的測量系統可以統稱為無源測量系統，即人體仿真系統中沒有生物電信號的存在。無源測量系統僅能測量生物電電極的阻抗譜、動態開路電壓（dynamic open circuit voltage，DOCP）、靜態開路電壓（static open circuit voltage，SOCP）等指標，這些指標能夠反映生物電電極的界面性能，但是無法獲得生物電電極在采集人體心電信號時的重要參數指標，如心電信號衰減幅度、相位移等。
基于此，本研究采用壓力控制裝置、心電信號發生器、心電信號采集裝置和仿真皮膚裝置構建了一種有源測量系統。通過在人體仿真系統中加入模擬人體心電信號的信號源，采用心電信號發生器模擬不同類型的心電信號，使得在模擬人體表面的待測電極能夠測量到心電信號，而同時也能獲得原始模擬心電信號。進一步通過對兩路信號進行比較分析，能夠獲得生物電電極測量信號的衰減幅度和相位移，為開發高性能的表面生物電干電極提供評價方法和手段。
1 織物基表面生物電干電極性能評價儀器
1.1 結構設計
織物基表面生物電干電極性能評價儀器包括“無源測量”和“有源測量”兩種測量方案。如圖 1 所示，“無源測量”模塊的兩端安裝有微孔薄膜仿真人體皮膚，其內充滿固態電解質，待測表面生物電干電極安裝于壓力調整裝置上，并與仿真皮膚保持一定壓力接觸，通過測量裝置可以測量待測電極之間的開路電壓和電化學性能；“有源測量”模塊的底部封閉并開設圓孔，可以插入參比電極，頂端安裝有微孔薄膜仿真人體皮膚。心電信號發生器（Sim1000ECG，NETECH，美國）與參比電極連接，使用多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）分別記錄原始心電信號及通過表面生物電干電極測量得到的心電信號。
圖1
測量方案原理示意圖
Figure1.
Schematic diagram of measurement scheme
織物基表面生物電干電極性能評價儀器的測量結構如圖 2 所示，左圖為無源儀器結構方案，可以測量電極的 SOCP、DOCP 及電化學性能，但不能直接采集心電信號；而右圖所示的有源儀器結構方案在測量電極的 DOCP 時，二維滑動平臺帶動電極與仿真皮膚之間做相對運動，可以模擬電極與人體之間存在不同速度、不同軌跡及不同位移時的情況，還可以采集心電信號，可以更真實地模擬人體實際測量情況。
圖2
織物基表面生物電干電極性能評價儀器結構圖
Figure2.
Structure chats of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
織物基表面生物電干電極性能評價儀器的實物圖如圖 3 所示。
圖3
織物基表面生物電干電極性能評價儀器
Figure3.
Device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
織物基表面生物電干電極評價儀器的工作原理如圖 4 所示。當測量表面生物電干電極的 SOCP 和 DOCP 以及電化學性能時，可使用無源模塊作為仿真器，調整頂端和底端的壓力調整裝置，使電極與仿真皮膚之間保持一定的壓力，使用數字萬用表（U3402A，Agilent，美國）通過電極采集開路電壓，而電化學工作站通過電極測量其電化學性能。測量電極的心電信號采集性能時，儀器將同時記錄直接從心電信號發生器采集到的標準心電信號數據曲線和通過電極采集到的心電信號曲線。儀器的各項性能參數如表 1 所示。
圖4
織物基表面生物電干電極性能評價儀器工作原理
Figure4.
Working principle of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
表1
儀器的性能參數
Table1.
Performance parameter of the device
1.2 實驗材料
為了更真實地模擬人體的生理特征，采用微孔薄膜來仿真人體皮膚，材質為 0.1 μm 孔徑的聚偏二氟乙烯（polyvinylidene fluoride，PVDF），使用心電圖導電膏作為固態電解質來模擬人體體液。實驗選取了 5 種銀/氯化銀（Ag/AgCl）織物基表面生物電干電極，這 5 種表面生物電干電極的的直徑均為 25 mm，其表面是在 2 V 電壓下鍍銀時間分別為 0、30、60、90、120 s 時制備得到的，對應不同的鍍銀時間分別以 A（0 s）、B（30 s）、C（60 s）、D（90 s）、E（120 s）來表示 5 種表面生物電干電極。這 5 種表面生物電干電極的表面如圖 5 所示。為保證實驗的測量精度和減少外界因素的干擾，實驗在室溫 20℃、濕度 65% 的恒溫恒濕環境中進行。
圖5
5 種鍍銀表面生物電干電極表面
Figure5.
Five silver-plated fabric dry electrodes
2 測試分析
2.1 開路電壓的穩定性測試
SOCP（以符號 Uocp 表示），定義為電極靜止狀態下且無源模塊沒有電流時兩端仿真皮膚之間的電勢差，它包含了兩電極界面的電極電勢信號 Uep 和噪聲信號 Unoise[9]，如式（1）所示：
|
SOCP 的測量使用無源模塊，實驗時電極對仿真皮膚施加 20 cN 恒定壓力，測試時間為 100 s，測試間隔時間為 60 min，重復測量 3 次，記錄相應數據。由于 5 種電極的 SOCP 變化趨勢近乎相同，隨機選擇其中的電極 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）進行展示，電極 C 經過 3 次測量后的 SOCP 變化曲線如圖 6 所示。受重力的影響，導電膏內的水分不斷向底部的膜聚集，使無源模塊兩端的電勢差逐漸減小，進而使 SOCP 不斷減小。另外，導電膏內的水分的蒸發也將導致 SOCP 出現下降。
圖6
3 次測量的 SOCP 變化曲線
Figure6.
SOCP change curves measured in 3 times
如圖 7 所示，為溫度 20℃，濕度 65% 時測得的導電膏水分蒸發量隨時間的變化趨勢。從圖 7 中可以看出，最開始的 3 h 內水分蒸發量較大，3～6 h 呈現較為平穩的蒸發趨勢，6 h 后繼續下降。無源模塊的抗干擾設計使得系統的噪聲幅度較低，數字萬用表（U3402A，Agilent，美國）測量電壓的分辨率可達 0.001 mV，而測量電路中的電子噪聲在 0.01～0.1 mV 之間，因此靜態噪聲會被忽略掉。為減小噪聲和失真度對測量結果的影響，《一次性使用心電電極》（YY/T0196-2005）標準中規定電極間 SOCP 應不高于 100 mV。如圖 6 所示的較小的 SOCP 及變化較為穩定的曲線都表明無源模塊測試時具有良好的穩定性。
圖7
電解質水分蒸發量隨時間的變化曲線
Figure7.
Curve of electrolyte water evaporation over time
電極與仿真皮膚之間存在相對運動時，兩端仿真皮膚之間的電壓為 DOCP，DOCP 變化量是表征動態噪聲的一個重要指標，使用無源模塊測量。由于速度較大時，DOCP 隨時間的變化規律最為明顯，所以隨機選取電極 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）在速度為 5 mm/s 時進行展示，如圖 8 所示，左圖是當電極運動速度為 5 mm/s，電極 C 與仿真皮膚保持恒定壓力為 20 cN（壓力波動 8% 以內）時，DOCP 隨時間的變化趨勢。在一個變化周期內，最大值與最小值的差值就是 DOCP 變化量；右圖是此狀態下 DOCP 變化量隨速度變化的柱狀圖，電極在不同速度下經過 3 次測試時的 DOCP 變化量差值都較小，這與電極和仿真皮膚的平整度有直接關系。
圖8
DOCP 變化曲線與變化量
Figure8.
DOCP change curve and change quantity
不同速度測試時，電極與仿真皮膚之間的壓力及仿真皮膚下電解質的塑性變形速度不同。電解質的塑性變形導致兩電極之間的電勢差出現波動，電極的起伏導致距離不能恒定，進而產生微小的 DOCP 變化的波動。為了表征 A～E 共 5 種電極壓力值及 DOCP 變化量的變異程度，引入變異系數概念（coefficient of variation，CV）（以符號 CV 表示），其計算公式如式（2）所示：
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其中，δ 為某一組數據的標準差；μ 為某一組數據的平均值。
平均壓力波動與設定壓力比值，即波動率（以符號 P 表示）的計算公式如式（3）所示：
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其中，Fs 為壓力設定值；Fp 為壓力測量值。
如表 2 所示為壓力波動保持在 8% 以內的壓力值變異系數、DOCP 變化量變異系數及波動率的結果。在運動速度為 5 mm/s，壓力為 20 cN（壓力波動 8% 以內）時，A～E 共 5 種電極的 DOCP 變化量變異系數最大值為 5.23%，表明 DOCP 變化量具有較高的穩定性。
表2
5 種電極的壓力值變異系數、DOCP 變化量變異系數及 波動率
Table2.
CV of pressure and DOCP and fluctuation ratio of the five electrodes
2.2 電化學性能測試
阻抗譜是表征電化學性能的主要參數，可作為評價干電極性能的一個重要指標，對阻抗譜的測試包含阻抗的穩定性與可再現性測量。對 A～E 共 5 種電極的阻抗譜測試共測 3 組，兩組間隔時間為 30 min。每組連續測量 7 次，頻率范圍設為 0.01～100 000 Hz，電極與仿真皮膚的壓力保持 20 cN 恒定壓力，壓力波動范圍保持在 8% 以內。如圖 9 所示，左圖是電極 E（2 V，120 s，Ag/AgCl）電極阻抗的 7 次測試數據的平均值變化趨勢圖。由于仿真皮膚與電極的彈性模量較低，并且兩者之間存在壓力等特點會引起電極與仿真皮膚之間接觸狀態發生變化，同時電極表面的特性吸附會引起電荷量的變化，這些因素導致阻抗測量結果的差異。圖 9 中右圖顯示了 A～E 共 5 種表面生物電干電極分別經過 7 次測量后的阻抗及相位角的變異系數，阻抗的變異系數小于相位角的變異系數，但具有較大的偏差。相位角的變異系數偏差較小，且低于 15%。阻抗及相位角的變化與電極的表面狀態及接觸壓力相關，當電極表面濕度較低和接觸壓力較小時，阻抗及相位會出現跳變。
圖9
Ag/AgCl 電極的阻抗及相位角參數
Figure9.
Ag/AgCl impedance and phase angle parameters
2.3 心電信號的測試分析
2.3.1 心電信號的基本特征
心電信號的失真度是指通過電極采集到的心電信號與標準心電信號相比偏離的程度，是表征儀器穩定性和可重復性的重要指標。表面生物電干電極在有源模塊上采集的心電信號與標準心電信號的對比包含以下特征：峰值時間間隔、峰值時間偏移量、電壓幅度衰減率及噪聲幅度。將多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）采集的標準心電信號與通過表面生物電干電極在有源模塊上采集到的心電信號放在同一坐標系內來對比，同一條心電圖曲線內相鄰兩個峰值時間節點之間的差值為峰值時間間隔，它反映了系統的穩定程度。兩條曲線的峰值所對應的時間節點的差值即是峰值時間偏移量，它反映了系統的遲滯程度。同一條心電圖曲線內最大電壓與最小電壓的差值就是電壓幅度，標準信號電壓幅度與通過有源模塊采集的電壓幅度的差值越大，說明系統的信號衰減越大。在同一條心電圖曲線的微小區間段內，極大值與極小值之間的差值為噪聲幅度，它反映了系統受干擾的程度。如圖 10 所示為標準心電信號與通過電極采集到的心電信號的特征對比示意圖。
圖10
心電信號的特征對比
Figure10.
Characteristic comparison of electrocardiosignal
2.3.2 心電信號的測量
本實驗使用心電圖導電膏來模擬人體體液部分，設定心電信號發生器的心率為 70 次/min，電壓幅度為 5 mV。調整表面生物電干電極與仿真皮膚之間的壓力為 20 cN，分別用 A～E 共 5 種表面生物電干電極通過有源模塊測量心電信號。
測試結果如表 3 所示，顯示了 A～E 共 5 種電極在有源模塊經過 3 次測試后的峰值時間間隔。測量信號和標準信號峰值時間間隔的差值再與標準信號的比值為偏差率。5 種電極在 3 次測試后的最大偏差率范圍為 0.40%～0.49%，對同種表面生物電干電極多次測試后的峰值時間間隔的偏差率均小于 1%，說明該裝置的測量結果具有良好的可再現性。
表3
5 種電極 3 次測試的峰值時間間隔
Table3.
Peak time interval of five electrodes in three tests
如表 4 所示，反映了 A～E 共 5 種表面生物電干電極在有源模塊上測量得到的心電信號的電壓幅度衰減和噪聲幅度。由表 4 可知，電壓幅度衰減率最大的為電極 C，為 7.2%。電壓幅度衰減率越小，測試結果的精確度就越高，該測量裝置的可再現性就越強。由于導電膏水分蒸發、電極與仿真皮膚界面電阻的變化，電信號在電極與有源模塊間傳遞時將出現不同程度的衰減。標準信號的噪聲幅度小于 0.001 mV，而這 5 種表面生物電干電極的噪聲幅度均低于 0.004 mV。測試過程中，電解質中的電荷分布不均導致的電勢差的存在以及環境因素的干擾，會擴大信號的噪聲幅度。
表4
5 種電極的電壓幅度衰減率及噪聲幅度
Table4.
Voltage amplitude decay rate and noise amplitudes of five electrodes
如圖 11 所示，顯示了 A～E 共 5 種電極的峰值時間偏移量、電壓幅度和噪聲幅度的變異系數。5 種電極電壓幅度的變異系數均遠小于峰值時間偏移量和噪聲幅度的變異系數，低于 2%。峰值時間偏移量的變異系數在均值附近的偏差較大，但是變異系數均低于 8%。噪聲幅度的變異系數均低于 10%，且偏差也有較小程度的波動。變異系數可以衡量一組數據的波動程度，5 種表面生物電干電極測量得到的心電信號均呈現較小的變異系數，該裝置具有良好的穩定性。噪聲的大小直接影響系統的測量精度，減小噪聲也是精確評價表面生物電干電極的有效手段。
圖11
5 種電極性能指標的變異系數
Figure11.
Three measurement parameters CV of five electrodes
3 結論
本文提出了一種新型織物基表面生物電干電極性能評價儀器，采用壓力控制裝置、心電信號發生器、心電信號采集裝置和仿真皮膚裝置構建了有源測量系統。將模擬心電信號通過鍍銀表面生物電干電極引入到兩個不同的模擬人體電解質溶液中，采用多導生理記錄儀（MP150，BIOPAC，美國）分別測試仿真皮膚膜表面的電位和模擬心電信號，并提出了心電信號衰減幅度和相位移作為心電信號評價的新指標。
通過選用 5 種鍍銀織物基表面生物電干電極對儀器進行了測試和評估。實驗結果顯示，5 種表面生物電干電極測量得到的心電信號的峰值時間間隔與標準心電信號的峰值時間間隔相比，偏差率均小于 1%；電壓幅度衰減率的最大值為 7.2%，遠低于標準電壓幅度值；噪聲幅度均低于 0.004 mV。通過測試實驗結果分析得出 5 種織物基表面生物電干電極的峰值時間偏移量的變異系數低于 8%，電壓幅度的變異系數低于 2%，噪聲幅度的變異系數低于 10%。該系統在對電極的 SOCP 和 DOCP、阻抗譜及心電信號的重復性和可再現性方面具有較好的效果，可以為電極的評價及研究提供更精確定量的參考依據，為開發高性能的表面生物電干電極提供評價方法和依據。本文提出的測試方法和設備能夠為織物基表面生物電干電極的性能評價和標準制定提供新思路，后續課題組將針對織物基表面生物電干電極在降低阻抗、減少噪聲影響方面繼續展開研究，希望建立一套實用的織物心電電極評價方法，以期促進表面生物電干電極的發展。
