一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法
阅读说明：本技术 一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法 (Flexible ultrasonic sensor and arterial blood pressure detection method thereof ) 是由 张甲 孙毅 于 2019-11-29 设计创作，主要内容包括：本发明是一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法。所述传感器包括柔性封装层、上层导电粘结层、下层导电粘结层、上电极、下电极、声匹配层和四个并排的压电层；通过柔性封装层封装上电极、下电极、导电粘结层、压电层和声匹配层；所述上电极和下电极的正方形端露出柔性封装层封装层外,所述上电极和下电极的长方形端在柔性封装层内。本发明可以对人体血压精准、快速、实时的检测,并且具备良好的皮肤贴敷性和可延展性。(The invention discloses a flexible ultrasonic sensor and an arterial blood pressure detection method thereof. The sensor comprises a flexible packaging layer, an upper conductive bonding layer, a lower conductive bonding layer, an upper electrode, a lower electrode, an acoustic matching layer and four piezoelectric layers which are arranged side by side; the upper electrode, the lower electrode, the conductive bonding layer, the piezoelectric layer and the acoustic matching layer are packaged through the flexible packaging layer; the square ends of the upper electrode and the lower electrode are exposed out of the flexible packaging layer, and the rectangular ends of the upper electrode and the lower electrode are arranged in the flexible packaging layer. The invention can accurately, quickly and real-timely detect the blood pressure of a human body and has good skin application property and extensibility.)
技术领域
本发明涉及超声波传感器技术领域，是一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法。
背景技术
心脑血管疾病的预防和治疗是全世界医疗领域面临的重大难题，而人体的动脉压压力波形图是针对心脑血管疾病的重要临床指标，医师可以通过人体血压的相关参数和指标对人体的健康状况做出预测。
针对人体动脉压的获取，如今主要有两种手段，即无创动脉压检测方法和有创动脉压检测方法。
无创动脉压检测方法主要包括听诊法和示波法。听诊法又名柯氏音法，袖带式水银血压计便利用的是此原理，一百多年来，由于该方法在临床上的可靠性，一直在全世界的医疗机构内广泛使用。但听诊法对操作者的专业程度要求较高，并且无法对人体血压进行实时监测，并且由于汞的毒性，许多欧美国家的医疗机构已明令禁止水银血压计的使用。示波法是如今市面上多数电子血压计的检测原理。示波法面临的主要问题是其检测结果基于已有的临床样本，由于使用者的个体差异性大，由此得出的结果往往误差较大。并且这两种方法无法连续、实时地对人体血压波形进行检测。
有创动脉压力测量通过手术，使用导管从桡动脉或股动脉沿动脉血管插入到升主动脉处，通过压力传感器对血压进行直接测量，能够测得连续、准确、稳定的动脉压力波形，是动脉压力波形测量的金标准。但是其创伤性大、价格昂贵、操作难度高、存在后遗症的风险且有些人群，如：患有血管疾病、凝血功能障碍的病人不能使用。因此，有创测量方法使用率很低。
随着我国人民物质生活水平的不断提高，大家越来越重视个人的健康状况，而前述的血压检测仪器尚无法满足人们日益增长的医疗需求。本发明提出了一种具有柔性结构的超声波传感器，实现了超声传感器探头的微型化并且具备良好的皮肤贴敷性和可延展性，有望在人体可穿戴电子领域实现广泛应用，并且提出一种动脉血压检测的原理及方法，可以实现对人体血压精准、快速、实时的检测。
发明内容
本发明为实现对人体血压精准、快速、实时的检测，本发明提供了一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法，本发明提供了以下技术方案：
一种柔性超声波传感器，所述传感器包括柔性封装层、上层导电粘结层、下层导电粘结层、上电极、下电极、声匹配层和若干个的压电层；
通过柔性封装层封装上电极、下电极、上层导电粘结层、下层导电粘结层、压电层和声匹配层；所述上电极和下电极平行设置，所述上电极和下电极的平行间隙中放置有若干个压电层，所述压电层通过上层导电粘结层和下层导电粘结层连接上电极和下电极的一侧，所述下电极的另一侧连接声匹配层；
所述上电极和下电极均包括第一正方形部分、第二矩形部分和第三矩形部分，上电极和下电极的第一正方形部分的一端通过第二矩形部分的一端，第二矩形部分的另一端连接第三矩形部分的一端，第一正方形部分的宽度大于第三矩形部分的宽度，第三矩形部分的宽度大于第二矩形部分的宽度；
所述上电极和下电极的第一正方形部分设置于柔性封装层外部，所述第三矩形部分设置于柔性封装层内部，且第二矩形部分的另一端封装在柔性封装层内。
优选地，上电极和下电极的平行间隙中放置有四个并排的压电层，四个并排的压电层间通过柔性封装层填充。
优选地，所述压电层采用阵列化排布的矩形压电陶瓷片。
优选地，上电极和下电极采用岛-桥型的蛇形互联结构，所述上电极和下电极设有与所述阵列化排布的矩形压电陶瓷片数量相等的岛元。
优选地，所述上层导电粘结层和下层导电粘结层采用环氧树脂导电胶或者低温锡焊剂，采用激光开孔的钢网印刷上层导电粘结层和下层导电粘结层至压电层的表面。
优选地，柔性封装层采用聚二甲基硅氧烷和固化剂制备，所述聚二甲基硅氧烷和固化剂按10:1的比例配置，搅拌均匀后使用真空干燥器抽真空30min排出溶液中的气泡，使用时放置在60℃烘箱中加热12h固化。
一种动脉血压检测方法，包括以下步骤：
步骤1：将柔性超声波传感器贴附在人体皮肤表面，柔性超声波传感器在激励作用下产高频超声波，高频超声波在人体内传播，通过所述柔性超声波传感器接收人体内的回波信号；
步骤2：根据人体血管壁的声阻抗和人体血液的声阻抗，确定不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率；
步骤3：采集人体内的回波信号，所述人体内的回波信号包括血管前壁和血管后壁的回波信号，根据人体内的回波信号，确定动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像，将得到的人体动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像进行做差处理，得到人体血管截面直径随时间的变换图像；
步骤4：确定人体动脉血压和血管横截面直径的关系，得到人体动脉压力波形图。
优选地，所述步骤2具体为：
步骤2.1：根据人体血管壁的声阻抗和人体血液的声阻抗，确定人体组织的最佳匹配层的声阻抗，通过下式表示人体组织的最佳匹配层的声阻抗z匹配：
其中，z1为人体血管壁的声阻抗，z2为人体血液的声阻抗；
步骤2.2：确定不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率，通过下式表示所述声压反射率：
其中，R为不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率。
优选地，所述步骤3具体为：
步骤3.1：采集人体内的回波信号，所述人体内的回波信号包括血管前壁和血管后壁的回波信号，超声波信号抵达血管前壁时会产生回波信号，并且在t时刻，柔性超声波传感器接收到超声回波信号并且输出回波信号的脉冲电信号；
步骤3.2：根据人体内的回波信号，确定动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像；根据超声波在人体内的传播平均速度，确定不同时刻血管前壁距离皮肤表层的距离，通过下式表示所述距离：
其中，Xi为不同时刻血管前壁距离皮肤表层的距离，ti为柔性超声波传感器接收到回波信号的时刻，Ti为柔性超声波传感器发射超声波的时刻，c为超声波在人体组织中传播的平均声速，c＝1540m/s；
步骤3.3：根据步骤3.2，对每一组超声波发射信号和超声波回波信号进行分析计算，得到若干个心动周期血管前壁和后壁距离皮肤表层的距离，绘制出若干个心动周期的血管前壁和后壁在组织中的深度图像。
优选地，所述步骤4具体为：
根据人体血管直径和人体血压有着内在的函数关系，确定任意时刻人体血压值与人体血管横截面积的关系，通过下式表示任意时刻人体动脉血压值与人体血管横截面积的关系：
其中，p(t)为任意时刻人体动脉血压值，p1为心脏舒张压，A1为舒张压对应的血管横截面积，A2为心脏收缩时的截面积，p2为心脏收缩压，d为人体血管直径；
根据任意时刻人体动脉血压值与人体血管横截面积的关系，输出人体动脉压力波形图。
本发明具有以下有益效果：
本发明实现了超声传感器探头的微型化并且具备良好的皮肤贴敷性和可延展性，有望在人体可穿戴电子领域实现广泛应用，本发明通过改变脉冲重复频率，即改变检测血压时每秒钟发射的脉冲数量我们可以得到精细程度不同的血管壁组织深度随时间的变化图像，得到的前壁深度-时间图像。
本发明实现了超声传感器探头的微型化并且具备良好的皮肤贴敷性和可延展性，相较于传统的B超，本传感器无需使用耦合剂便可实现良好的阻抗匹配达到较好的超声波传输效率，并且可实现良好的人体皮肤可贴敷性，不会发生刚性超声探头因手持时不稳定而出现的伪影现象，增加了血压检测的准确性。并且本发明是一种无创检测方法、成本低、创伤小，可以实现对患者运动状态或静止状态下的血压实时测量，对健康人群和患病人群的心脑血管疾病的预防和治疗都有极大的裨益。
附图说明
图1是柔性超声波传感器结构图；
图2是血压检测的实现原理示意图；
图3是超声传感器检测血管舒张过程中不同时刻前壁深度的示意图；
图4为血管前壁深度随时间的变化曲线图；
图5为血管后壁深度随时间的变化曲线图；
图6为人体血管直径随时间的变化关系曲线图；
图7为脉冲回波法检测原理示意图。
具体实施方式
以下结合具体实施例，对本发明进行了详细说明。
具体实施例一：
根据图1所示，本发明提供一种柔性超声波传感器，所述传感器包括柔性封装层、上层导电粘结层、下层导电粘结层、上电极、下电极、声匹配层和若干个的压电层；
通过柔性封装层封装上电极、下电极、上层导电粘结层、下层导电粘结层、压电层和声匹配层；所述上电极和下电极平行设置，所述上电极和下电极的平行间隙中放置有若干个压电层，所述压电层通过上层导电粘结层和下层导电粘结层连接上电极和下电极的一侧，所述下电极的另一侧连接声匹配层；
所述上电极和下电极均包括第一正方形部分、第二矩形部分和第三矩形部分，上电极和下电极的第一正方形部分的一端通过第二矩形部分的一端，第二矩形部分的另一端连接第三矩形部分的一端，第一正方形部分的宽度大于第三矩形部分的宽度，第三矩形部分的宽度大于第二矩形部分的宽度；
所述上电极和下电极的第一正方形部分设置于柔性封装层外部，所述第三矩形部分设置于柔性封装层内部，且第二矩形部分的另一端封装在柔性封装层内。
压电层采用的是阵列化排布的矩形压电陶瓷片(圆形和其他规则多边形也可选)，压电陶瓷片阵列的数量n和间距p可根据所要检测的目标的属性做相应改变。单个压电陶瓷片的尺寸也可变化，例如其厚度d和边长l。压电材料可选的有锆钛酸铅(PZT-5、PZT-4系列等)、钛酸铅(PT)、压电复合材料(1-3composite)等，使用砂轮划片机将片状压电陶瓷切割成所需大小的矩形压电陶瓷片。
上/下电极层采用的是岛-桥型的蛇形互联结构，其上有与压电陶瓷阵列数量相等的岛元，用以粘接每一块压电陶瓷片，中间的蛇形结构可以发生弯曲和拉伸，为整个器件提供柔性和可延展性。电极层由两层结构组成，即聚酰亚胺薄膜(PI)和金属层。聚酰亚胺薄膜是一种综合性能极佳的聚合物，具有很高的抗拉强度和较好的透光性，使用PI薄膜作为基底可以使电极具有良好的柔性。所需的岛桥图案可以使用飞秒激光加工在整片的聚酰亚胺(PI)薄膜上加工而得到。金属层可使用磁控溅射、电子束蒸镀或者是电阻式热蒸镀将导电金属沉积至基底表面。
导电粘结层可使用的是环氧树脂导电胶、低温锡焊剂等兼具粘结和导电功能的材料，导电粘结层在上电极和导电层以及下电极和导电层之间，起到导电和粘接固定的作用。导电粘接层使用的是环氧树脂导电银胶或是锡焊剂，其具有一定的流动性，可以用激光开孔的钢网印刷至每一块压电陶瓷的表面，起到粘接电极层和压电陶瓷的作用，并且导电银胶在固化后具有良好的导电性，同时起到导通上下电极和压电陶瓷的作用。
声匹配层通过环氧树脂胶与下电极外侧紧密粘接，声匹配层起到压电陶瓷与人体组织的阻抗匹配的作用，减少超声波传播至器件与人体组织接触界面的反射率，增强传感器的超声波透过率，提高超声波的传输效率。声匹配层起到压电层与皮肤组织间的声阻抗匹配的作用。此处使用氧化铝粉末作为填料，环氧树脂和胺类固化剂作为基体进行制备，调整填料和基体的配比，可以实现3-15Mrayl范围的阻抗层制备，满足本发明传感器使用时所需的最佳阻抗匹配需要。
使用聚二甲基硅氧烷(PDMS)作为整个传感器的柔性封装层，其保证了传感器整体的柔性化，并且可以阻隔外界水汽和空气，防止器件内部老化失效。
封装层使用的是聚二甲基硅氧烷(PDMS)，使用PDMS单体和固化剂10:1的比例配置，搅拌均匀后使用真空干燥器抽真空30min排出溶液中的气泡，使用时放置在烘箱(60℃)中加热12h即可固化。
具体实施例2：
根据图7所示，本发明提供一种基于柔性超声波传感器的动脉血压检测方法，包括以下步骤：
步骤1：将柔性超声波传感器贴附在人体皮肤表面，柔性超声波传感器在激励作用下产高频超声波，高频超声波在人体内传播，通过所述柔性超声波传感器接收人体内的回波信号；
步骤2：根据人体皮肤组织的声阻抗和压电陶瓷片的声阻抗，确定不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率；
所述步骤2具体为：
步骤2.1：根据人体血管壁的声阻抗和人体血液的声阻抗，确定人体组织的最佳匹配层的声阻抗，通过下式表示人体组织的最佳匹配层的声阻抗z匹配：
其中，z1为人体血管壁的声阻抗，z2为人体血液的声阻抗；
步骤2.2：确定不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率，通过下式表示所述声压反射率：
其中，R为不同时刻超声波在血管与血液界面的声压反射率。
步骤3：采集人体内的回波信号，所述人体内的回波信号包括血管前壁和血管后壁的回波信号，根据人体内的回波信号，确定动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像；将人体血管的横截面形状近似为一个正圆，将得到的人体动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像进行做差处理，可得到人体血管截面直径随时间的变换图像；
所述步骤3具体为：
步骤3.1：采集人体内的回波信号，所述人体内的回波信号包括血管前壁和血管后壁的回波信号，超声波信号抵达血管前壁时会产生回波信号，并且在t时刻，柔性超声波传感器接收到超声回波信号并且输出回波信号的脉冲电信号；
步骤3.2：根据人体内的回波信号，确定动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像；根据超声波在人体内的传播平均速度，确定不同时刻血管前壁距离皮肤表层的距离，通过下式表示所述距离：
其中，Xi为不同时刻血管前壁距离皮肤表层的距离，ti为柔性超声波传感器接收到回波信号的时刻，Ti为柔性超声波传感器发射超声波的时刻，c为超声波在人体组织中传播的平均声速，c＝1540m/s；
步骤3.3：根据步骤3.2，对每一组超声波发射信号和超声波回波信号进行分析计算，得到若干个心动周期血管前壁和后壁距离皮肤表层的距离，绘制出若干个心动周期的血管前壁和后壁在组织中的深度图像。
步骤4：确定人体动脉血压和血管横截面直径的关系，得到人体动脉压力波形图。
所述步骤4具体为：
根据人体血管直径和人体血压有着内在的函数关系，确定任意时刻人体血压值与人体血管横截面积的关系，通过下式表示任意时刻人体动脉血压值与人体血管横截面积的关系：
其中，p(t)为任意时刻人体动脉血压值，p1为心脏舒张压，A1为舒张压对应的血管横截面积，A2为心脏收缩时的截面积，p2为心脏收缩压，d为人体血管直径；
贴附在人体皮肤表面的传感器在超声信号发生器的激励作用下会产生高频的超声波信号，信号在人体组织中的传播过程如图2所示，超声信号穿透人体组织到达人体血管壁与人体血液的交界面处，由于两种传播介质的声阻抗不同，超声波信号会分别在血管前壁和后壁产生超声回波信号。
其中声阻抗是指媒质在波阵面某个面积上的声压与通过这个面积的体积速度的复数比值。其定义式为z＝ρc
其中，z-某介质的声阻抗，ρ为密度，c是声波在该种介质中传播的声速。由文献内容已知，z血液＝1.49Mrayl，z血管壁＝1.63Mrayl
计算可得当超声波在血管组织与血液界面的反射率为：
根据任意时刻人体动脉血压值与人体血管横截面积的关系，输出人体动脉压力波形图。
超声回波信号会传递到压电传感器的位置，超声压电换能器由于的超声波的作用产生机械振动，此时由于正压电效应，超声换能器会输出微弱的电流(电压)信号，对回波信号进行采集和处理，便可分别得到动脉血管前壁边界和动脉血管后壁边界的深度随时间的变化图像。
超声医学检测中所使用的激励信号多为脉冲信号，常用的脉冲波波形主要有单指数衰减脉冲、衰减震荡脉冲和方波调制脉冲,函数表达式分别为
p＝pme-at
p＝pme-atsin(ωt)
在血压检测过程中，超声传感器的信号发生器以一定的时间间隔产生脉冲激励信号，脉冲持续时间相对于整个工作周期时间很短，在这种极低占空比的工作方式中，可以在发射脉冲的短暂工作周期外对回波信号进行接收和处理。
在每一个心动周期中，心脏会重复性地进行收缩和舒张，相应地，血管直径也会重复扩张—直径增大和舒张—直径减小的过程。在此过程中以一定的脉冲重复频率(PRF)激励产生超声波信号，即在T0、T1、T2、T3、T4、T5……Tn时刻产生发射超声波信号，超声波信号抵达血管前壁时会产生回波信号，并且在t0、t1、t2、t3、t4、t5时刻，柔性超声波传感器接收到超声回波信号并且输出回波信号的脉冲电信号。
超声波在人体组织中传播的平均声速c＝1450m/s，每一束超声波传播的距离是检测深度的2倍，即
其中，Xi是不同时刻血管前壁距离皮肤表层(传感器贴附位置)的距离
如图3所示，通过对每一组超声波发射信号和超声波回波信号进行分析计算，可得到血管舒张过程中前壁不同时刻在组织中的深度，计算过程为
X0＝2c(T0-t0)
X1＝2c(T1-t1)
X2＝2c(T2-t2)
X3＝2c(T3-t3)
X5＝2c(T4-t4)
……
Xn＝2c(Tn-tn)
类似地按照此方法可以将若干个心动周期的血管前壁在组织中的深度图像绘制出来。
并且通过改变脉冲重复频率，即改变检测血压时每秒钟发射的脉冲数量我们可以得到精细程度不同的血管壁组织深度随时间的变化图像，得到的前壁深度-时间图像如图4所示。
利用相同的方法可以得到人体血管后壁在不同时刻与皮肤表面距离的时间变化图像，所得到的结果如图5所示
对血管前壁深度和血管后壁深度进行做差，即可得到该血管直径随时间的变化曲线，如图6所示
以上所述仅是一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法的优选实施方式，一种柔性超声波传感器及其动脉血压检测方法的保护范围并不仅局限于上述实施例，凡属于该思路下的技术方案均属于本发明的保护范围。应当指出，对于本领域的技术人员来说，在不脱离本发明原理前提下的若干改进和变化，这些改进和变化也应视为本发明的保护范围。