具有噪声消除功能的动脉脉搏传感器外文翻译资料

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具有噪声消除功能的动脉脉搏传感器

EdwardJCiaccio

摘要：动脉眼压计提供动脉压力波形的连续和无创记录。然而，眼压计受到运动伪影的影响，运动伪影降低了信号。使用两个压电元件构建动脉血压计换能器以坚实的基础为中心。在两个科目中，一个换能器位于径向脉冲（P）和另一个。被定位在腕上，不覆盖脉冲（n）。在场诱发运动伪影和任何噪声被删除后噪声抵消的信号数字化。除定权外，两种自适应算法用于消除LMS和微分最速下降法（DSD）。制定标准自适应技术的比较。最佳固定加权噪声消除W＝0.6。对于固定加权，LMS，以及DSD峰均峰误差分别为1.22plusmn;0.54、1.18plusmn;0.30；1.16plusmn;0.23V，平均点到点误差分别15.86plusmn;3.15、11.40plusmn;1.96和10.13plusmn;1.25V。使用共模基准输入的噪声消除减少从采集到的运动伪影和其他噪声眼压测量动脉脉搏信号。自适应加权提供更好的取消比固定加权，很可能是因为机械换能器-皮肤界面的增益是时变的。

关键词：自适应；动脉；噪音消除；脉搏；眼压计

一、引言

心血管表现的有用指标是动脉压力波形，可以无创地获得[1]-[12]。使用连续脉冲配准动脉眼压测量的原理[2]、[4]、[6]、[9]、[12]，其中提供无法获得的压力-时间波形态。采用常规袖套法。压平眼压计，压力传感器位于超低频上方的皮肤上。由骨结构支撑在下面的动脉，使压力波形是在没有失真的情况下获得的[2]，[6]。自从这种技术只提取波形形状，需要信号。确定绝对压力的外部校准值，通常通过记录收缩期和舒张期来完成。使用袖带和血压计的压力。后RIVA—ROCII袖套法测量肱动脉收缩压和舒张压是一个世纪以来引进的。动脉压脉搏波形的兴趣减弱。然而，收缩压和舒张压的测量提供了只有两个点的信息来自动脉信号。

最近，眼压测量的理论模型已经出现。在该模型中，忽略了皮肤层。动脉被建模为圆柱形管，代表薄的、均质的和各向同性的动脉壁[2]，[6]。当测压力被应用于浅动脉骨下方，动脉段沿其垂直方向扭曲。骨与眼压计之间的压缩轴住房。如果眼压计下的变形是均匀的，每个横截面构件具有相同的应力和除了管的末端附近的应变。接触应力为[2]。

其中sigma;c（x）是接触应力，x是与动脉中心的距离，V（b）是取决于眼压计壳体和骨之间距离2b的剪切力，2t是扁平的长度动脉的横截面，B是一个常数，取决于系统的几何和物理特性。当接触应力sigma;c（x）=0时，眼压计仅测量内部血压而不测量变形应力。为了使接触应力为零，换能器位于动脉中心上方并施加足够的“压紧”力，以使换能器下面的动脉壁部分完全变平，而动脉腔仍然是专利[2]。在形变应力变得可以忽略不计的情况下，脉冲形状被正确测量。

最近的研究表明，压平眼压测量法可用于无创性记录血压脉搏，以估计抗高血压药引起的动脉顺应性变化[6，8，13]，以预测心脏缺血事件[12]，并确定年龄相关性，与儿童1型糖尿病相关的变化[3][10]。最近的注意力也集中在使用临床动脉压力测量法从外周脉搏中推导出中央主动脉脉搏波形[11]。然而，所有这些研究都受到获取低噪声信号和校准困难的阻碍[9]。如果共模噪声可能大幅降低，则动脉眼压测量信号的有用性可能会大大提高。在此，我们描述用于记录具有降噪的动脉张力测量信号的设备和信号处理技术。

二、方法

1. 材料

该传感器的设计由两个压电元件组成，由两个压电元件连接到一个实心块(图1)。该模块由一个塑料(Delrin，凯迪拉克塑料和化工公司，Birmingham，MI)组成，刚度高(E=29.4E 6n/m2)。

图1.动脉脉搏传感器-房屋特征。

这是尺寸，以抵抗在正常使用下弯曲。在顶部的表面有一个浅凹区域。块包含压电传感器晶体元件(5600)。板块，渠道产品，公司，Chesterland，哦)。符合动脉张力测量理论[2][6]，换能器被凹进。这样，传感器的表面是平坦的，而且比原来的更硬。皮肤为脉搏记录提供最佳的条件。开口是否钻过块以允许电气连接?水晶元素。这两个传感器从。一种四芯屏蔽电缆(24AWG，搁浅)，被粘合。在每个压电元件的基极上通过a。导电银环氧(环氧树脂技术，Natick，MA)。这安排减轻了负荷分配不均的可能性。在陶瓷表面。电缆本身是连着的。在块的底部有一个半圆形压痕。是否不影响元件的温度限制?由制造商:240◦C=压电的居里点材料(渠道产品，Inc.)；140年◦C=电缆最大温度(阿尔法线公司，伊丽莎白，NJ)；◦C=100Delrin塑料块最高温度(凯迪拉克塑料amp;)。化学公司，特洛伊，MI)。整个仪器都用铝箔屏蔽了。还接地了压电的外表面电极。元素。铝箔加倍作为保护屏障。灰尘和汗液在受试者的皮肤上发生了变化。每次记录会话。每个水晶元素都被切下。从压电片25.4times;6.1times;1.0毫米(渠道产品，Inc.)。这两个元素被指定为:1)脉冲晶体。和2)噪声晶体。他们的维度，分别是2.8times;3.01.0mm和2.73.01.0mm，以及每一个的质量。它们的长度和宽度被选择了大于。动脉直径的增加，以增强对脉搏的定位。检测。使用粗晶体来减少每个元素的含量。从而提高灵敏度。任何水晶敏感性差异，如果存在，是通过调整来弥补的。水晶中心间距(7.5mm)根据信号的要求选择。

图2.脉冲传感器的信号调理电路原理图。

B.信号调节电子

这两种压电元件都是在厚度压缩模式下产生的，并将皮肤本体应力的变化转化为电荷。这些信号最初通过CA3140运算放大器(IntersilSemiconductor，Milpitas，CA)，它具有高阻抗MOSFET输入，并配置为unity增益(图)。2)各功放的输入阻抗高达1015，静止电流为4mA，频率响应为平(lt;2%)在0-15khz范围内。高放大器输入电阻与200pF的寄生电容(图2)使电路集成信号。由于压电换能器提供的电流与施加压力的导数成正比，因此需要积分器电路来获得压力波形。如果在放大的第一阶段使用较大的增益，则在传感器的初始位置或定位调整过程中产生的直流电压电平会使放大器饱和，而在较长的时间内固定时间是不实际的。因此，第一阶段增益被设置为unity，并与第二阶段增益相耦合，从而产生了一个放大到数伏特的交流信号，用于精确的信号数字化。图2中的RC系列时间常数为1s(高通滤波器截止频率=0.16Hz)；因此，直流偏置快速删除没有过滤血压信号(脉冲基频在法线sim;1.33赫兹；呼吸率sim;0.2赫兹)。采用双侧电源(9V)来驱动电路，并由两个9-V电池组成，以帮助减少线路频率干扰。

C.台架测试

通过测量复合电路（传感器，电缆和放大器）的时间常数来确定传感器的低频截止[15]。以下信息与传感器有关：传感元件组成=锆钛酸铅板，电缆长度（每个传感器相同）1.00m，自由空间介电常数ε0=8.8510minus;12F/m，相对介电常数εr=2600（无单位）（ChannelIndustries，Inc.，SantaBarbara，CA），锆钛酸铅[16]电阻率rho;gt;1000Omega;m。然后收集下列数据用于设备参数（表I）。

表I器件参数

用于脉冲传感器（p）和噪声传感器（n）。然后使用数字存储示波器（日本东京IwatsuElectricCompany，Ltd.，Tokyo，平坦带宽从直流到100MHz）和精度从5mV到5V的2％用于监测传感器输出。为了逼近步进输入，传感器被快速放置在对象的手臂上，在无脉冲的位置上具有近似恒定的应力（静态条件下的恒定应变）。对存储示波器进行了记录，并确定了阶跃输入的衰减。从三次测量试验中，平均第一阶段时间常数（RC=tau;）为脉冲传感器310s和噪声传感器275s。计算和测量的tau;之间的差异归因于划线和粘合过程引起的对地面的抵抗力的降低。电路的第二阶段时间常数约为1.6s，定义了信号调理电路的总时间常数。

D.压电材料

然后确定压电陶瓷的特性。每个压电元件的灵敏度是[14]

其中Vc是电容器两端的电压（晶体元件），g33是作用于厚度方向的压电电压常数，x是晶体厚度，F/A=施加的力/面积=压力。

对于以厚度压缩模式工作的锆钛酸铅板，g33=22.0V/（m·Pa）（通道I）从而运用以下公式：

这是压电晶体的灵敏度，与传感器-皮肤界面处的表面积无关。然后使用气球“流行”测试动态校准换能器。每个传感器的压力步进变化从60mmHg到140mmHg，增量为10mmHg。通过与无液体压力计通信来确定球囊压力；来自传感器的输出与本节前面介绍的数字存储示波器同时记录。将滑石粉撒在球囊-换能器界面以减小剪切应力。动态响应（图3）表明真实的灵敏度为2.88和对于脉冲和噪声传感器，2.90mV/mmHg仅略低于理想配置的理论值，非线性性lt;2.7％。相比之下，Millar应变仪和压电薄膜型导管尖传感器的灵敏度分别为0.07和3.10mV/mmHg[17]。最大脉冲峰峰值幅度Vp-pmax可以如下估计。假设在眼压计定位后，桡动脉的扁平宽度为2.0mm[2][6]，将3mm压电换能器应用于皮肤表面，使用40mmHg[2]，[14]和21增益进行放大

当A/D转换器的电压范围为plusmn;5V时，这将提供良好的电压分辨率。

图3.脉冲和噪声传感器对气囊压力的动态响应测试响应。

E.信号调节

在信号调节之后，脉冲和噪声单元输出与PM磁带录音机同时录制，该磁带录音机具有从0到20kHz的平坦频率响应（VE1TERC-8八通道，索尼公司，日本东京）。同时，用数字存储振荡器进行监测，前面提到的镜子。随后用数字接口（EM313，PrestonScientific，Anaheim，CA）对模拟信号进行采样，该接口具有12位分辨率，10V/212=2.44mV，共模抑制70dB从直流到60Hz，并编程为每通道采样100Hz（采样时刻之间10ms）。A/D转换和数字存储是在HPPC型计算机上的Fortran中执行的。每个通道需要大约20mu;s的采样和保持以及A/D转换。在A/D转换之后，噪声信号（n）从脉冲信号（p）跟踪以形成输出或“错误”信号。

噪音分量的减少具有低计算成本并且是实时数字化的；因此，不需要模拟电路。数字减法的权重w的选择以0.1为增量从0变化到1.0。我们还认为，由于在与传感器的接口处组织顺应性的变化，w可能是时变的。为了考虑时变增益，w也基于差分方法进行自适应调整

最速下降（DSD）[18]使用以下公式：

其中omega;是恒定的有限差分，LPF是移动平均一阶低通滤波器，时间常数为2.5s，应用于ε的时间序列，ε2是平方n加权wplusmn;omega;时的误差LPF。补偿基准漂移，增加了一个额外的调整重量w2

重量是根据4的最低水平更新的。ε2值plusmn;滤波器，结果当omega;1和omega;2补充道或者减去它们各自的重量w1和w2。对于这个一系列的实验，omega;1和omega;2被设定在有限的差异固定值分别为0.0001和0.00001。这个选择允许重量在1万-1。10万次迭代，相当于几分钟。采样率为100Hz，即近似时间。传感器-皮肤界面的机械增益变化。预期会根据最初的观察结果而发生。的时间常用于平滑误差函数，2.5s，允许。为了快速调整权重w1和w2的响应。动脉的增益和基线的随时间变化的变化。与参考信号相比，没有明显的超调。

将DSD算法与LMS自适应噪声进行了比较。Widrow的取消算法[19]，[20]。LMS算法

被实现为

其中mu;是收敛系数，LPF[n2]是在收敛过程中用于增加稳定性的因子。使用两个度量比较固定重量，DSD和LMS噪声消除算法。峰-峰差（PKD）被定义为在一个心动周期中最大-最小信号幅度的差异。

其中εjmax的情况，我是样本j最大处的误差信号的值，周期i期间的最大幅度的点以及εJ最小，我是样本j分处的误差信号的值，同一周期内最小振幅点。因此，PKD是平均峰-峰值幅度。点对点差分度量（PTD）被定义为对于j=1-100个相应采样点，在所有周期i=1-n上平均的连续脉冲之间的幅度的绝对差值之和

其中ε1，i 1=jmax、i 1和1、i=jmax、i、jmax为信号的最大点。对于PKD和PTD计算，使用相同的12分钟记录间隔。随着PKD和PTD的减少，预期噪声的消除也会减少。，当信号形状从一个周期变化到下一个周期时。使用PKD和PTD来估计w1在1-min脉冲记录间隔内的最优值。对于第一个测量，我们设置w1=0V和w2=0V，即，误差信号与主信号相同。在1-min区间计算PKD和PTD的均值和标准差。对w1=0.1V、w2=0V在相同的1-min区间重复测量，并重新计算PKD和PTD。对w1=0.2，0.3，hellip;在0V中保持w2的同时，给出了均值和标准差PKD和PTD的计算结果。该装置在两名受试者身上进行了测试。受试者1:男性，31岁，手腕周长=17.5cm，血压135mmHg/85mmHg，在监测后(平均3次测量，双臂)。这个题目没有服用任何常规药物。受试者2:男性，49岁，手腕周长=18.6厘米，血压监测后血压为129mmHg/78mmHg(平均三次测量，两臂)。这一主题是服用以下每日抗高血压药物:coreg12.5mg，benez4-10mg。该传感器具有足够的灵敏度，可以从桡骨、臂部、颈外动脉、尺侧和颞浅动脉搏动中记录。我们使用强径向动脉脉冲进行所有测量，因为它产生了最佳的信噪比。

图4所示。横截面显示传感器在桡动脉的位置。

为了一致性，左桡动脉脉冲专门用于所有记录。

三.结果

A.脉冲监测

对于每个受试者，将换能器放置在桡动脉

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