为定量评价织物基表面生物电干电极的性能，本课题组在无源测量方案的基础上开发了一套能够模拟心电信号的有源测量仪器。本文研究共选择 5 种银/氯化银（Ag/AgCl）织物基表面生物电干电极对仪器进行了测试和评估。研究结果显示，峰值时间间隔的偏差率均小于 1%，电压幅度衰减率的最大值为 7.2%，噪声幅度均低于 0.004 mV；峰值时间偏移量的变异系数低于 8%，电压幅度的变异系数低于 2%，噪声幅度的变异系数低于 10%。研究表明，该仪器在测量模拟心电信号时有良好的可重复性和稳定性。本文提出的有源测量仪器能够为表面生物电干电极的性能评价和标准制定提供一种新方法。
引用本文： 李莎, 蒋铭媛, 谢军, 胡瑶, 刘皓. 织物基表面生物电干电极的性能评价仪器及方法. 生物医学工程学杂志, 2019, 36(3): 460-467. doi: 10.7507/1001-5515.201806038 复制
引言
心血管疾病已成为威胁人类健康的重大疾病，因其导致的死亡人数占总死亡人数的 40% 以上[1]，而心电信号（electrocardisignal，ECG）的长期监控是预防和降低心血管疾病患者死亡率的有效手段之一[2-3]。湿电极由于具有测量信号稳定的优点现已广泛应用于人体心电信号的测量[4-6]，然而湿电极也存在容易导致皮肤过敏发炎、穿戴舒适性差和电解质容易变干等缺点，而不适合于人体心电信号的长期监控[7-9]。因此具有柔软、易于与服装集成和高舒适性等优点的织物基干电极，由于适宜用于长期监测人体的生物电信号，受到了越来越多研究人员的关注[10-12]。
为研究表面生物电干电极的性能，研究人员最初是直接在人体表面测量生物电信号，并对电极性能进行评价，但人体的生物电会随着身体状况的变化而发生相应变化，并且不同的人的生物电信号也有差异，因此采用人体生物电信号测量的方法评价电极性能存在重复性差的缺陷，难以对电极性能做出客观准确的评价[13]。基于此，Westbroek 等[14]提出了一种可以用来评价表面生物电干电极的模拟人体皮肤系统；随后 Beckmann 等[15]在模拟皮肤系统上增加了压力调节装置；而为了能够测量电极与皮肤之间运动产生的动态噪声，Liu 等[16]提出一种能动态测量表面生物电干电极性能的装置。上述的测量系统可以统称为无源测量系统，即人体仿真系统中没有生物电信号的存在。无源测量系统仅能测量生物电电极的阻抗谱、动态开路电压（dynamic open circuit voltage，DOCP）、静态开路电压（static open circuit voltage，SOCP）等指标，这些指标能够反映生物电电极的界面性能，但是无法获得生物电电极在采集人体心电信号时的重要参数指标，如心电信号衰减幅度、相位移等。
基于此，本研究采用压力控制装置、心电信号发生器、心电信号采集装置和仿真皮肤装置构建了一种有源测量系统。通过在人体仿真系统中加入模拟人体心电信号的信号源，采用心电信号发生器模拟不同类型的心电信号，使得在模拟人体表面的待测电极能够测量到心电信号，而同时也能获得原始模拟心电信号。进一步通过对两路信号进行比较分析，能够获得生物电电极测量信号的衰减幅度和相位移，为开发高性能的表面生物电干电极提供评价方法和手段。
1 织物基表面生物电干电极性能评价仪器
1.1 结构设计
织物基表面生物电干电极性能评价仪器包括“无源测量”和“有源测量”两种测量方案。如图 1 所示，“无源测量”模块的两端安装有微孔薄膜仿真人体皮肤，其内充满固态电解质，待测表面生物电干电极安装于压力调整装置上，并与仿真皮肤保持一定压力接触，通过测量装置可以测量待测电极之间的开路电压和电化学性能；“有源测量”模块的底部封闭并开设圆孔，可以插入参比电极，顶端安装有微孔薄膜仿真人体皮肤。心电信号发生器（Sim1000ECG，NETECH，美国）与参比电极连接，使用多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）分别记录原始心电信号及通过表面生物电干电极测量得到的心电信号。
图1
测量方案原理示意图
Figure1.
Schematic diagram of measurement scheme
织物基表面生物电干电极性能评价仪器的测量结构如图 2 所示，左图为无源仪器结构方案，可以测量电极的 SOCP、DOCP 及电化学性能，但不能直接采集心电信号；而右图所示的有源仪器结构方案在测量电极的 DOCP 时，二维滑动平台带动电极与仿真皮肤之间做相对运动，可以模拟电极与人体之间存在不同速度、不同轨迹及不同位移时的情况，还可以采集心电信号，可以更真实地模拟人体实际测量情况。
图2
织物基表面生物电干电极性能评价仪器结构图
Figure2.
Structure chats of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
织物基表面生物电干电极性能评价仪器的实物图如图 3 所示。
图3
织物基表面生物电干电极性能评价仪器
Figure3.
Device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
织物基表面生物电干电极评价仪器的工作原理如图 4 所示。当测量表面生物电干电极的 SOCP 和 DOCP 以及电化学性能时，可使用无源模块作为仿真器，调整顶端和底端的压力调整装置，使电极与仿真皮肤之间保持一定的压力，使用数字万用表（U3402A，Agilent，美国）通过电极采集开路电压，而电化学工作站通过电极测量其电化学性能。测量电极的心电信号采集性能时，仪器将同时记录直接从心电信号发生器采集到的标准心电信号数据曲线和通过电极采集到的心电信号曲线。仪器的各项性能参数如表 1 所示。
图4
织物基表面生物电干电极性能评价仪器工作原理
Figure4.
Working principle of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
表1
仪器的性能参数
Table1.
Performance parameter of the device
1.2 实验材料
为了更真实地模拟人体的生理特征，采用微孔薄膜来仿真人体皮肤，材质为 0.1 μm 孔径的聚偏二氟乙烯（polyvinylidene fluoride，PVDF），使用心电图导电膏作为固态电解质来模拟人体体液。实验选取了 5 种银/氯化银（Ag/AgCl）织物基表面生物电干电极，这 5 种表面生物电干电极的的直径均为 25 mm，其表面是在 2 V 电压下镀银时间分别为 0、30、60、90、120 s 时制备得到的，对应不同的镀银时间分别以 A（0 s）、B（30 s）、C（60 s）、D（90 s）、E（120 s）来表示 5 种表面生物电干电极。这 5 种表面生物电干电极的表面如图 5 所示。为保证实验的测量精度和减少外界因素的干扰，实验在室温 20℃、湿度 65% 的恒温恒湿环境中进行。
图5
5 种镀银表面生物电干电极表面
Figure5.
Five silver-plated fabric dry electrodes
2 测试分析
2.1 开路电压的稳定性测试
SOCP（以符号 Uocp 表示），定义为电极静止状态下且无源模块没有电流时两端仿真皮肤之间的电势差，它包含了两电极界面的电极电势信号 Uep 和噪声信号 Unoise[9]，如式（1）所示：
 |
SOCP 的测量使用无源模块，实验时电极对仿真皮肤施加 20 cN 恒定压力，测试时间为 100 s，测试间隔时间为 60 min，重复测量 3 次，记录相应数据。由于 5 种电极的 SOCP 变化趋势近乎相同，随机选择其中的电极 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）进行展示，电极 C 经过 3 次测量后的 SOCP 变化曲线如图 6 所示。受重力的影响，导电膏内的水分不断向底部的膜聚集，使无源模块两端的电势差逐渐减小，进而使 SOCP 不断减小。另外，导电膏内的水分的蒸发也将导致 SOCP 出现下降。
图6
3 次测量的 SOCP 变化曲线
Figure6.
SOCP change curves measured in 3 times
如图 7 所示，为温度 20℃，湿度 65% 时测得的导电膏水分蒸发量随时间的变化趋势。从图 7 中可以看出，最开始的 3 h 内水分蒸发量较大，3～6 h 呈现较为平稳的蒸发趋势，6 h 后继续下降。无源模块的抗干扰设计使得系统的噪声幅度较低，数字万用表（U3402A，Agilent，美国）测量电压的分辨率可达 0.001 mV，而测量电路中的电子噪声在 0.01～0.1 mV 之间，因此静态噪声会被忽略掉。为减小噪声和失真度对测量结果的影响，《一次性使用心电电极》（YY/T0196-2005）标准中规定电极间 SOCP 应不高于 100 mV。如图 6 所示的较小的 SOCP 及变化较为稳定的曲线都表明无源模块测试时具有良好的稳定性。
图7
电解质水分蒸发量随时间的变化曲线
Figure7.
Curve of electrolyte water evaporation over time
电极与仿真皮肤之间存在相对运动时，两端仿真皮肤之间的电压为 DOCP，DOCP 变化量是表征动态噪声的一个重要指标，使用无源模块测量。由于速度较大时，DOCP 随时间的变化规律最为明显，所以随机选取电极 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）在速度为 5 mm/s 时进行展示，如图 8 所示，左图是当电极运动速度为 5 mm/s，电极 C 与仿真皮肤保持恒定压力为 20 cN（压力波动 8% 以内）时，DOCP 随时间的变化趋势。在一个变化周期内，最大值与最小值的差值就是 DOCP 变化量；右图是此状态下 DOCP 变化量随速度变化的柱状图，电极在不同速度下经过 3 次测试时的 DOCP 变化量差值都较小，这与电极和仿真皮肤的平整度有直接关系。
图8
DOCP 变化曲线与变化量
Figure8.
DOCP change curve and change quantity
不同速度测试时，电极与仿真皮肤之间的压力及仿真皮肤下电解质的塑性变形速度不同。电解质的塑性变形导致两电极之间的电势差出现波动，电极的起伏导致距离不能恒定，进而产生微小的 DOCP 变化的波动。为了表征 A～E 共 5 种电极压力值及 DOCP 变化量的变异程度，引入变异系数概念（coefficient of variation，CV）（以符号 CV 表示），其计算公式如式（2）所示：
 |
其中，δ 为某一组数据的标准差；μ 为某一组数据的平均值。
平均压力波动与设定压力比值，即波动率（以符号 P 表示）的计算公式如式（3）所示：
 |
其中，Fs 为压力设定值；Fp 为压力测量值。
如表 2 所示为压力波动保持在 8% 以内的压力值变异系数、DOCP 变化量变异系数及波动率的结果。在运动速度为 5 mm/s，压力为 20 cN（压力波动 8% 以内）时，A～E 共 5 种电极的 DOCP 变化量变异系数最大值为 5.23%，表明 DOCP 变化量具有较高的稳定性。
表2
5 种电极的压力值变异系数、DOCP 变化量变异系数及 波动率
Table2.
CV of pressure and DOCP and fluctuation ratio of the five electrodes
2.2 电化学性能测试
阻抗谱是表征电化学性能的主要参数，可作为评价干电极性能的一个重要指标，对阻抗谱的测试包含阻抗的稳定性与可再现性测量。对 A～E 共 5 种电极的阻抗谱测试共测 3 组，两组间隔时间为 30 min。每组连续测量 7 次，频率范围设为 0.01～100 000 Hz，电极与仿真皮肤的压力保持 20 cN 恒定压力，压力波动范围保持在 8% 以内。如图 9 所示，左图是电极 E（2 V，120 s，Ag/AgCl）电极阻抗的 7 次测试数据的平均值变化趋势图。由于仿真皮肤与电极的弹性模量较低，并且两者之间存在压力等特点会引起电极与仿真皮肤之间接触状态发生变化，同时电极表面的特性吸附会引起电荷量的变化，这些因素导致阻抗测量结果的差异。图 9 中右图显示了 A～E 共 5 种表面生物电干电极分别经过 7 次测量后的阻抗及相位角的变异系数，阻抗的变异系数小于相位角的变异系数，但具有较大的偏差。相位角的变异系数偏差较小，且低于 15%。阻抗及相位角的变化与电极的表面状态及接触压力相关，当电极表面湿度较低和接触压力较小时，阻抗及相位会出现跳变。
图9
Ag/AgCl 电极的阻抗及相位角参数
Figure9.
Ag/AgCl impedance and phase angle parameters
2.3 心电信号的测试分析
2.3.1 心电信号的基本特征
心电信号的失真度是指通过电极采集到的心电信号与标准心电信号相比偏离的程度，是表征仪器稳定性和可重复性的重要指标。表面生物电干电极在有源模块上采集的心电信号与标准心电信号的对比包含以下特征：峰值时间间隔、峰值时间偏移量、电压幅度衰减率及噪声幅度。将多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）采集的标准心电信号与通过表面生物电干电极在有源模块上采集到的心电信号放在同一坐标系内来对比，同一条心电图曲线内相邻两个峰值时间节点之间的差值为峰值时间间隔，它反映了系统的稳定程度。两条曲线的峰值所对应的时间节点的差值即是峰值时间偏移量，它反映了系统的迟滞程度。同一条心电图曲线内最大电压与最小电压的差值就是电压幅度，标准信号电压幅度与通过有源模块采集的电压幅度的差值越大，说明系统的信号衰减越大。在同一条心电图曲线的微小区间段内，极大值与极小值之间的差值为噪声幅度，它反映了系统受干扰的程度。如图 10 所示为标准心电信号与通过电极采集到的心电信号的特征对比示意图。
图10
心电信号的特征对比
Figure10.
Characteristic comparison of electrocardiosignal
2.3.2 心电信号的测量
本实验使用心电图导电膏来模拟人体体液部分，设定心电信号发生器的心率为 70 次/min，电压幅度为 5 mV。调整表面生物电干电极与仿真皮肤之间的压力为 20 cN，分别用 A～E 共 5 种表面生物电干电极通过有源模块测量心电信号。
测试结果如表 3 所示，显示了 A～E 共 5 种电极在有源模块经过 3 次测试后的峰值时间间隔。测量信号和标准信号峰值时间间隔的差值再与标准信号的比值为偏差率。5 种电极在 3 次测试后的最大偏差率范围为 0.40%～0.49%，对同种表面生物电干电极多次测试后的峰值时间间隔的偏差率均小于 1%，说明该装置的测量结果具有良好的可再现性。
表3
5 种电极 3 次测试的峰值时间间隔
Table3.
Peak time interval of five electrodes in three tests
如表 4 所示，反映了 A～E 共 5 种表面生物电干电极在有源模块上测量得到的心电信号的电压幅度衰减和噪声幅度。由表 4 可知，电压幅度衰减率最大的为电极 C，为 7.2%。电压幅度衰减率越小，测试结果的精确度就越高，该测量装置的可再现性就越强。由于导电膏水分蒸发、电极与仿真皮肤界面电阻的变化，电信号在电极与有源模块间传递时将出现不同程度的衰减。标准信号的噪声幅度小于 0.001 mV，而这 5 种表面生物电干电极的噪声幅度均低于 0.004 mV。测试过程中，电解质中的电荷分布不均导致的电势差的存在以及环境因素的干扰，会扩大信号的噪声幅度。
表4
5 种电极的电压幅度衰减率及噪声幅度
Table4.
Voltage amplitude decay rate and noise amplitudes of five electrodes
如图 11 所示，显示了 A～E 共 5 种电极的峰值时间偏移量、电压幅度和噪声幅度的变异系数。5 种电极电压幅度的变异系数均远小于峰值时间偏移量和噪声幅度的变异系数，低于 2%。峰值时间偏移量的变异系数在均值附近的偏差较大，但是变异系数均低于 8%。噪声幅度的变异系数均低于 10%，且偏差也有较小程度的波动。变异系数可以衡量一组数据的波动程度，5 种表面生物电干电极测量得到的心电信号均呈现较小的变异系数，该装置具有良好的稳定性。噪声的大小直接影响系统的测量精度，减小噪声也是精确评价表面生物电干电极的有效手段。
图11
5 种电极性能指标的变异系数
Figure11.
Three measurement parameters CV of five electrodes
3 结论
本文提出了一种新型织物基表面生物电干电极性能评价仪器，采用压力控制装置、心电信号发生器、心电信号采集装置和仿真皮肤装置构建了有源测量系统。将模拟心电信号通过镀银表面生物电干电极引入到两个不同的模拟人体电解质溶液中，采用多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）分别测试仿真皮肤膜表面的电位和模拟心电信号，并提出了心电信号衰减幅度和相位移作为心电信号评价的新指标。
通过选用 5 种镀银织物基表面生物电干电极对仪器进行了测试和评估。实验结果显示，5 种表面生物电干电极测量得到的心电信号的峰值时间间隔与标准心电信号的峰值时间间隔相比，偏差率均小于 1%；电压幅度衰减率的最大值为 7.2%，远低于标准电压幅度值；噪声幅度均低于 0.004 mV。通过测试实验结果分析得出 5 种织物基表面生物电干电极的峰值时间偏移量的变异系数低于 8%，电压幅度的变异系数低于 2%，噪声幅度的变异系数低于 10%。该系统在对电极的 SOCP 和 DOCP、阻抗谱及心电信号的重复性和可再现性方面具有较好的效果，可以为电极的评价及研究提供更精确定量的参考依据，为开发高性能的表面生物电干电极提供评价方法和依据。本文提出的测试方法和设备能够为织物基表面生物电干电极的性能评价和标准制定提供新思路，后续课题组将针对织物基表面生物电干电极在降低阻抗、减少噪声影响方面继续展开研究，希望建立一套实用的织物心电电极评价方法，以期促进表面生物电干电极的发展。
引言
心血管疾病已成为威胁人类健康的重大疾病，因其导致的死亡人数占总死亡人数的 40% 以上[1]，而心电信号（electrocardisignal，ECG）的长期监控是预防和降低心血管疾病患者死亡率的有效手段之一[2-3]。湿电极由于具有测量信号稳定的优点现已广泛应用于人体心电信号的测量[4-6]，然而湿电极也存在容易导致皮肤过敏发炎、穿戴舒适性差和电解质容易变干等缺点，而不适合于人体心电信号的长期监控[7-9]。因此具有柔软、易于与服装集成和高舒适性等优点的织物基干电极，由于适宜用于长期监测人体的生物电信号，受到了越来越多研究人员的关注[10-12]。
为研究表面生物电干电极的性能，研究人员最初是直接在人体表面测量生物电信号，并对电极性能进行评价，但人体的生物电会随着身体状况的变化而发生相应变化，并且不同的人的生物电信号也有差异，因此采用人体生物电信号测量的方法评价电极性能存在重复性差的缺陷，难以对电极性能做出客观准确的评价[13]。基于此，Westbroek 等[14]提出了一种可以用来评价表面生物电干电极的模拟人体皮肤系统；随后 Beckmann 等[15]在模拟皮肤系统上增加了压力调节装置；而为了能够测量电极与皮肤之间运动产生的动态噪声，Liu 等[16]提出一种能动态测量表面生物电干电极性能的装置。上述的测量系统可以统称为无源测量系统，即人体仿真系统中没有生物电信号的存在。无源测量系统仅能测量生物电电极的阻抗谱、动态开路电压（dynamic open circuit voltage，DOCP）、静态开路电压（static open circuit voltage，SOCP）等指标，这些指标能够反映生物电电极的界面性能，但是无法获得生物电电极在采集人体心电信号时的重要参数指标，如心电信号衰减幅度、相位移等。
基于此，本研究采用压力控制装置、心电信号发生器、心电信号采集装置和仿真皮肤装置构建了一种有源测量系统。通过在人体仿真系统中加入模拟人体心电信号的信号源，采用心电信号发生器模拟不同类型的心电信号，使得在模拟人体表面的待测电极能够测量到心电信号，而同时也能获得原始模拟心电信号。进一步通过对两路信号进行比较分析，能够获得生物电电极测量信号的衰减幅度和相位移，为开发高性能的表面生物电干电极提供评价方法和手段。
1 织物基表面生物电干电极性能评价仪器
1.1 结构设计
织物基表面生物电干电极性能评价仪器包括“无源测量”和“有源测量”两种测量方案。如图 1 所示，“无源测量”模块的两端安装有微孔薄膜仿真人体皮肤，其内充满固态电解质，待测表面生物电干电极安装于压力调整装置上，并与仿真皮肤保持一定压力接触，通过测量装置可以测量待测电极之间的开路电压和电化学性能；“有源测量”模块的底部封闭并开设圆孔，可以插入参比电极，顶端安装有微孔薄膜仿真人体皮肤。心电信号发生器（Sim1000ECG，NETECH，美国）与参比电极连接，使用多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）分别记录原始心电信号及通过表面生物电干电极测量得到的心电信号。
图1
测量方案原理示意图
Figure1.
Schematic diagram of measurement scheme
织物基表面生物电干电极性能评价仪器的测量结构如图 2 所示，左图为无源仪器结构方案，可以测量电极的 SOCP、DOCP 及电化学性能，但不能直接采集心电信号；而右图所示的有源仪器结构方案在测量电极的 DOCP 时，二维滑动平台带动电极与仿真皮肤之间做相对运动，可以模拟电极与人体之间存在不同速度、不同轨迹及不同位移时的情况，还可以采集心电信号，可以更真实地模拟人体实际测量情况。
图2
织物基表面生物电干电极性能评价仪器结构图
Figure2.
Structure chats of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
织物基表面生物电干电极性能评价仪器的实物图如图 3 所示。
图3
织物基表面生物电干电极性能评价仪器
Figure3.
Device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
织物基表面生物电干电极评价仪器的工作原理如图 4 所示。当测量表面生物电干电极的 SOCP 和 DOCP 以及电化学性能时，可使用无源模块作为仿真器，调整顶端和底端的压力调整装置，使电极与仿真皮肤之间保持一定的压力，使用数字万用表（U3402A，Agilent，美国）通过电极采集开路电压，而电化学工作站通过电极测量其电化学性能。测量电极的心电信号采集性能时，仪器将同时记录直接从心电信号发生器采集到的标准心电信号数据曲线和通过电极采集到的心电信号曲线。仪器的各项性能参数如表 1 所示。
图4
织物基表面生物电干电极性能评价仪器工作原理
Figure4.
Working principle of device for evaluating the performance of dry electrode for fabric surface bioelectricity
表1
仪器的性能参数
Table1.
Performance parameter of the device
1.2 实验材料
为了更真实地模拟人体的生理特征，采用微孔薄膜来仿真人体皮肤，材质为 0.1 μm 孔径的聚偏二氟乙烯（polyvinylidene fluoride，PVDF），使用心电图导电膏作为固态电解质来模拟人体体液。实验选取了 5 种银/氯化银（Ag/AgCl）织物基表面生物电干电极，这 5 种表面生物电干电极的的直径均为 25 mm，其表面是在 2 V 电压下镀银时间分别为 0、30、60、90、120 s 时制备得到的，对应不同的镀银时间分别以 A（0 s）、B（30 s）、C（60 s）、D（90 s）、E（120 s）来表示 5 种表面生物电干电极。这 5 种表面生物电干电极的表面如图 5 所示。为保证实验的测量精度和减少外界因素的干扰，实验在室温 20℃、湿度 65% 的恒温恒湿环境中进行。
图5
5 种镀银表面生物电干电极表面
Figure5.
Five silver-plated fabric dry electrodes
2 测试分析
2.1 开路电压的稳定性测试
SOCP（以符号 Uocp 表示），定义为电极静止状态下且无源模块没有电流时两端仿真皮肤之间的电势差，它包含了两电极界面的电极电势信号 Uep 和噪声信号 Unoise[9]，如式（1）所示：
|
SOCP 的测量使用无源模块，实验时电极对仿真皮肤施加 20 cN 恒定压力，测试时间为 100 s，测试间隔时间为 60 min，重复测量 3 次，记录相应数据。由于 5 种电极的 SOCP 变化趋势近乎相同，随机选择其中的电极 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）进行展示，电极 C 经过 3 次测量后的 SOCP 变化曲线如图 6 所示。受重力的影响，导电膏内的水分不断向底部的膜聚集，使无源模块两端的电势差逐渐减小，进而使 SOCP 不断减小。另外，导电膏内的水分的蒸发也将导致 SOCP 出现下降。
图6
3 次测量的 SOCP 变化曲线
Figure6.
SOCP change curves measured in 3 times
如图 7 所示，为温度 20℃，湿度 65% 时测得的导电膏水分蒸发量随时间的变化趋势。从图 7 中可以看出，最开始的 3 h 内水分蒸发量较大，3～6 h 呈现较为平稳的蒸发趋势，6 h 后继续下降。无源模块的抗干扰设计使得系统的噪声幅度较低，数字万用表（U3402A，Agilent，美国）测量电压的分辨率可达 0.001 mV，而测量电路中的电子噪声在 0.01～0.1 mV 之间，因此静态噪声会被忽略掉。为减小噪声和失真度对测量结果的影响，《一次性使用心电电极》（YY/T0196-2005）标准中规定电极间 SOCP 应不高于 100 mV。如图 6 所示的较小的 SOCP 及变化较为稳定的曲线都表明无源模块测试时具有良好的稳定性。
图7
电解质水分蒸发量随时间的变化曲线
Figure7.
Curve of electrolyte water evaporation over time
电极与仿真皮肤之间存在相对运动时，两端仿真皮肤之间的电压为 DOCP，DOCP 变化量是表征动态噪声的一个重要指标，使用无源模块测量。由于速度较大时，DOCP 随时间的变化规律最为明显，所以随机选取电极 C（2 V，60 s，Ag/AgCl）在速度为 5 mm/s 时进行展示，如图 8 所示，左图是当电极运动速度为 5 mm/s，电极 C 与仿真皮肤保持恒定压力为 20 cN（压力波动 8% 以内）时，DOCP 随时间的变化趋势。在一个变化周期内，最大值与最小值的差值就是 DOCP 变化量；右图是此状态下 DOCP 变化量随速度变化的柱状图，电极在不同速度下经过 3 次测试时的 DOCP 变化量差值都较小，这与电极和仿真皮肤的平整度有直接关系。
图8
DOCP 变化曲线与变化量
Figure8.
DOCP change curve and change quantity
不同速度测试时，电极与仿真皮肤之间的压力及仿真皮肤下电解质的塑性变形速度不同。电解质的塑性变形导致两电极之间的电势差出现波动，电极的起伏导致距离不能恒定，进而产生微小的 DOCP 变化的波动。为了表征 A～E 共 5 种电极压力值及 DOCP 变化量的变异程度，引入变异系数概念（coefficient of variation，CV）（以符号 CV 表示），其计算公式如式（2）所示：
|
其中，δ 为某一组数据的标准差；μ 为某一组数据的平均值。
平均压力波动与设定压力比值，即波动率（以符号 P 表示）的计算公式如式（3）所示：
|
其中，Fs 为压力设定值；Fp 为压力测量值。
如表 2 所示为压力波动保持在 8% 以内的压力值变异系数、DOCP 变化量变异系数及波动率的结果。在运动速度为 5 mm/s，压力为 20 cN（压力波动 8% 以内）时，A～E 共 5 种电极的 DOCP 变化量变异系数最大值为 5.23%，表明 DOCP 变化量具有较高的稳定性。
表2
5 种电极的压力值变异系数、DOCP 变化量变异系数及 波动率
Table2.
CV of pressure and DOCP and fluctuation ratio of the five electrodes
2.2 电化学性能测试
阻抗谱是表征电化学性能的主要参数，可作为评价干电极性能的一个重要指标，对阻抗谱的测试包含阻抗的稳定性与可再现性测量。对 A～E 共 5 种电极的阻抗谱测试共测 3 组，两组间隔时间为 30 min。每组连续测量 7 次，频率范围设为 0.01～100 000 Hz，电极与仿真皮肤的压力保持 20 cN 恒定压力，压力波动范围保持在 8% 以内。如图 9 所示，左图是电极 E（2 V，120 s，Ag/AgCl）电极阻抗的 7 次测试数据的平均值变化趋势图。由于仿真皮肤与电极的弹性模量较低，并且两者之间存在压力等特点会引起电极与仿真皮肤之间接触状态发生变化，同时电极表面的特性吸附会引起电荷量的变化，这些因素导致阻抗测量结果的差异。图 9 中右图显示了 A～E 共 5 种表面生物电干电极分别经过 7 次测量后的阻抗及相位角的变异系数，阻抗的变异系数小于相位角的变异系数，但具有较大的偏差。相位角的变异系数偏差较小，且低于 15%。阻抗及相位角的变化与电极的表面状态及接触压力相关，当电极表面湿度较低和接触压力较小时，阻抗及相位会出现跳变。
图9
Ag/AgCl 电极的阻抗及相位角参数
Figure9.
Ag/AgCl impedance and phase angle parameters
2.3 心电信号的测试分析
2.3.1 心电信号的基本特征
心电信号的失真度是指通过电极采集到的心电信号与标准心电信号相比偏离的程度，是表征仪器稳定性和可重复性的重要指标。表面生物电干电极在有源模块上采集的心电信号与标准心电信号的对比包含以下特征：峰值时间间隔、峰值时间偏移量、电压幅度衰减率及噪声幅度。将多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）采集的标准心电信号与通过表面生物电干电极在有源模块上采集到的心电信号放在同一坐标系内来对比，同一条心电图曲线内相邻两个峰值时间节点之间的差值为峰值时间间隔，它反映了系统的稳定程度。两条曲线的峰值所对应的时间节点的差值即是峰值时间偏移量，它反映了系统的迟滞程度。同一条心电图曲线内最大电压与最小电压的差值就是电压幅度，标准信号电压幅度与通过有源模块采集的电压幅度的差值越大，说明系统的信号衰减越大。在同一条心电图曲线的微小区间段内，极大值与极小值之间的差值为噪声幅度，它反映了系统受干扰的程度。如图 10 所示为标准心电信号与通过电极采集到的心电信号的特征对比示意图。
图10
心电信号的特征对比
Figure10.
Characteristic comparison of electrocardiosignal
2.3.2 心电信号的测量
本实验使用心电图导电膏来模拟人体体液部分，设定心电信号发生器的心率为 70 次/min，电压幅度为 5 mV。调整表面生物电干电极与仿真皮肤之间的压力为 20 cN，分别用 A～E 共 5 种表面生物电干电极通过有源模块测量心电信号。
测试结果如表 3 所示，显示了 A～E 共 5 种电极在有源模块经过 3 次测试后的峰值时间间隔。测量信号和标准信号峰值时间间隔的差值再与标准信号的比值为偏差率。5 种电极在 3 次测试后的最大偏差率范围为 0.40%～0.49%，对同种表面生物电干电极多次测试后的峰值时间间隔的偏差率均小于 1%，说明该装置的测量结果具有良好的可再现性。
表3
5 种电极 3 次测试的峰值时间间隔
Table3.
Peak time interval of five electrodes in three tests
如表 4 所示，反映了 A～E 共 5 种表面生物电干电极在有源模块上测量得到的心电信号的电压幅度衰减和噪声幅度。由表 4 可知，电压幅度衰减率最大的为电极 C，为 7.2%。电压幅度衰减率越小，测试结果的精确度就越高，该测量装置的可再现性就越强。由于导电膏水分蒸发、电极与仿真皮肤界面电阻的变化，电信号在电极与有源模块间传递时将出现不同程度的衰减。标准信号的噪声幅度小于 0.001 mV，而这 5 种表面生物电干电极的噪声幅度均低于 0.004 mV。测试过程中，电解质中的电荷分布不均导致的电势差的存在以及环境因素的干扰，会扩大信号的噪声幅度。
表4
5 种电极的电压幅度衰减率及噪声幅度
Table4.
Voltage amplitude decay rate and noise amplitudes of five electrodes
如图 11 所示，显示了 A～E 共 5 种电极的峰值时间偏移量、电压幅度和噪声幅度的变异系数。5 种电极电压幅度的变异系数均远小于峰值时间偏移量和噪声幅度的变异系数，低于 2%。峰值时间偏移量的变异系数在均值附近的偏差较大，但是变异系数均低于 8%。噪声幅度的变异系数均低于 10%，且偏差也有较小程度的波动。变异系数可以衡量一组数据的波动程度，5 种表面生物电干电极测量得到的心电信号均呈现较小的变异系数，该装置具有良好的稳定性。噪声的大小直接影响系统的测量精度，减小噪声也是精确评价表面生物电干电极的有效手段。
图11
5 种电极性能指标的变异系数
Figure11.
Three measurement parameters CV of five electrodes
3 结论
本文提出了一种新型织物基表面生物电干电极性能评价仪器，采用压力控制装置、心电信号发生器、心电信号采集装置和仿真皮肤装置构建了有源测量系统。将模拟心电信号通过镀银表面生物电干电极引入到两个不同的模拟人体电解质溶液中，采用多导生理记录仪（MP150，BIOPAC，美国）分别测试仿真皮肤膜表面的电位和模拟心电信号，并提出了心电信号衰减幅度和相位移作为心电信号评价的新指标。
通过选用 5 种镀银织物基表面生物电干电极对仪器进行了测试和评估。实验结果显示，5 种表面生物电干电极测量得到的心电信号的峰值时间间隔与标准心电信号的峰值时间间隔相比，偏差率均小于 1%；电压幅度衰减率的最大值为 7.2%，远低于标准电压幅度值；噪声幅度均低于 0.004 mV。通过测试实验结果分析得出 5 种织物基表面生物电干电极的峰值时间偏移量的变异系数低于 8%，电压幅度的变异系数低于 2%，噪声幅度的变异系数低于 10%。该系统在对电极的 SOCP 和 DOCP、阻抗谱及心电信号的重复性和可再现性方面具有较好的效果，可以为电极的评价及研究提供更精确定量的参考依据，为开发高性能的表面生物电干电极提供评价方法和依据。本文提出的测试方法和设备能够为织物基表面生物电干电极的性能评价和标准制定提供新思路，后续课题组将针对织物基表面生物电干电极在降低阻抗、减少噪声影响方面继续展开研究，希望建立一套实用的织物心电电极评价方法，以期促进表面生物电干电极的发展。
