压电传感器测定动脉脉搏波速度外文翻译资料

压电传感器测定动脉脉搏波速度

动脉脉搏波速度(APWV)是一个测量的弹性(或刚度)的外周动脉血管。这里指的脉冲将压力脉冲,而不是流脉冲多普勒超声测量。压力脉冲速度变化范围从12 ms^minus;1到15 ms^minus;1,而在正常动脉有速度范围,在7到9 ms^minus;1.。

这个项目的目标是开发一种快速和易于使用的系统测定外周动脉脉搏波速度。测量仪的原理是基于同时测量两个脉冲波在两个不同的位置,比如桡动脉在手腕和上臂肱动脉略高于肘部。通过测定脉冲过境时间这些点之间和距离测量这两个地点,脉搏波速度可能会被计算。压力脉冲检测是通过使用两个压电传感器产生一个可测量的电压输出联系人如果他们是机械变形。变形产生电压是第一放大和过滤,然后用数据采集卡数字化。分析中获得的数据传感器包括一个过滤过程中,计算有三种不同的方法——foot-to-foot APWV; peak-to-peak APWV 和 cross-correlation APWV。

与人类测试受试者广泛进行测量，以优化数据采集和分析的技术。例如，这是发现，最好的方法是采用弹性的地方按住传感器独自带。数据分析进行了升级与额外的软件模块，它删除，实际上，企业联合或无效的测量结果。与优化的系统，一系列涉及八个测试受试者年龄范围22〜32岁完成（所有血压正常）。动脉脉搏波确定的速度覆盖范围为6毫秒，1要12毫秒，与小于2.5毫秒，1对于各个结果的平均标准偏差。这些都是略高，但接近出版APWV数据。结果表明，可重复的结果可以与现有的PWV采集和分析系统来获得。

动脉脉搏波速度（ APWV ）的测量是用于其中一种方法测量生理变化的周围血管疾病。其他包括压力脉冲轮廓，动脉弹性，脉动流，复杂的血管阻抗和心脏的工作。近30年来，随着动脉脉搏的传播特征，将动脉疾病的年龄和进展变化与血管病理学和扩张性相关联，进行了许多调查。从临床观点来看，他们只是部分成功，主要是由于控制患者参数的影响的困难（自主神经系统，患者的运动，等等）。

在早期，确定APWV的方法所涉及的直接侵入式测量在两个点处沿动脉段和测量所采取的时间的脉冲压力旅行的片段的长度的脉冲。这种调查必须限于动物，通常狗。Malindzak和Meredith （ 1970）进行了动脉的比较研究对麻醉犬通过记录管腔内压力测量脉搏波传导速度两个站点（近端和远端）沿腹主动脉轴。

非侵入性的方法都包括血流多普勒（McCormack1981）和组织多普勒（Persson的等人，2001），使用人类测试受试者的传感器。比较研究简称以上是必需的，因为脉冲速度测量换货投到签署，如果我着地修改，并不同于真实脉冲速度（TAPWV）由于流体的粘度，存在反射组件（从分叉，狭窄及周围血管床），并因改变动脉壁的弹性组合物。所有这些导致在改变脉动波的特性，这样，所测量的是一个明显的脉搏波传导速度（AAPWV）。真正的PWV是动脉压脉冲的速度在哪个压力波会在无限均质管（传播的长度比大得多波长）。

为了可靠地预测动脉壁的弹性参数（lsquo;刚性），这是基金梅子人重视动脉系统的机制的理解，依赖于得到真正的动脉脉搏波传导速度的精确测量。建模的外周动脉段作为薄壁各向同性的，不可压缩的管包含氮化铟镓不可压缩的，非粘性的流体，则PWV由Moens的- Kortweg相关的壁弹性方程（ Moens的1878 ） ，

c₀ =radic;(Eh/2Rrho;)

其中h是壁厚， R是管腔半径，E是壁的弹性模量，rho;是的流体（血液）的密度。

确定动脉PWV有四种基本方法。

lsquo;Foot-to-footrsquo;APWV (FFAPWV)。 这是基于压力脉冲波速度的“脚”,或前缘。脚的到达时间的脉冲波在两个位置沿动脉被记录。Delta;t是到达时间之差和Delta;s是两个记录位置(近端和远端)之间的距离,FFAPWV是

FFAPWV =Delta;s /Delta;t。

lsquo;Peak-to-peakrsquo;APWV (PPAPWV)。 这是完全类似于FFAPWV，只是点的观测是脉冲波的两个(近端和远端)的山峰

PPAPWV =Delta;s /Delta;t。

Apparent pulse wave velocity (AAPWV)。压力波可以表示为一个傅里叶级数,

P0是流体压力,n是谐波数,Pn是第n次谐波的振幅和相位角的theta;n是第n次谐波。

空间变化速度的阶段的一个谐波是沿着动脉基于两个同时压力测量距离Delta;s,与明显的动脉脉搏波速度(AAPWV)由以下方程表示,

AAPWV

在AAPWVn是明显的脉搏波速度的第n次谐波,f是心率、theta;x1是相角为近端谐波n和theta;x2是相角为远端谐波n。

动脉系统内反射波分量的存在可以明显地改变脉搏波的傅立叶分量的振幅和相位角。 因此，确定的PWV与PWV的真实值不同，因此使用术语“明显”。

Cross-correlation PWV.。如果动脉脉冲在近端测量位置代表的压力时间序列P(x1,t)、远端位置P(x2,t)和互关联系数的Phi;x1,x2(tau;),然后有一个最大值Phi;将在某个时间滞后。

相关函数可以表示为：

tau;的价值的最大相关性发生代表时间差(Delta;t)的压力波从位置x1,x2位置沿动脉段。从分离距离和时间数据相关动脉脉搏波速度

CCAPWV =(x2minus;x1)/Delta;t。

在这项工作中使用的传感器技术涉及聚偏二氟乙烯（PVDF）中的压电效应，其产生响应于材料上的机械压力的输出电压。传感器细节和相关的信号采集和数据分析将在第4节中介绍。

在这个工作正常,年轻的测试对象被使用,而且它的主要目标优化测量程序和建立统计传播和观测到的PWVs平均值为一个特定的外周动脉段。在此基础上,它是计划利用系统在临床试验中涉及外周动脉疾病患者(由于糖尿病、高血压等)、前、中、后的治疗(药物或手术)。

模拟和数字电路

模拟电荷放大器。压电材料机械应力或应变转换成适当的电能,通过产生一个电荷当受到机械应力。电荷转换成电压通过一个运算放大器连接作为当前积分器,称为电荷放大器。信号输出的放大器是大约30 mV。它增强了信号放大。

模拟信号放大。 这是通过使用一个反相放大器。因为一个直流信号出现在输出的电荷放大器、直流偏移切除是必要的,是实现反相求和下一阶段的模拟电路是一个低通滤波器来去除噪声干扰的50赫兹。

数字控制的数据采集和分析。一个数据采集板(DAQ)时需要传感器信号需要用电脑连接。董事会包含12位加号和逐次逼近和自校准模拟到数字转换器(ADC)。ADC招致一个系统误差称为量化误差。这是由于有限的决议和模拟输入上限设定在minus;5 5 V,量化误差的A / D转换器在这里使用费用为0.122 mV。

数据采集和分析是通过使用虚拟仪器一个强大的仪器和分析编程语言对个人电脑。

数字数据采集程序。 数据采集电路执行所有的必要的操作与虚拟仪器的数据采集。电路的功能初始化数据采集和读取的数据采集卡。这些数据是存储供以后使用的数据分析程序的一部分。

虚拟仪器程序被称为虚拟仪器(VIs),因为他们的外表和操作类似于测量仪器。一个虚拟仪器,被称为在另一个虚拟仪器是称为子虚拟仪器和类似于在基于文本的语言子程序。

数据采集、分析和表示包含三个主要过程:

(1)数据采集卡的接口硬件到PC。

(2)数据采集程序获取和存储数据在一个电子表格文件。

(3)数据分析进行数字信号处理,计算和现在的结果

脉搏波速计算

1.脉搏波速计算使用峰值检测。计算脉搏波速使用峰值，峰值的位置首先必须确定,以便运输时间的波形峰值之间可以确定。最好的方法就是微分峰值检测的曲线求积法。 如果曲线的一阶导数为零,那么一个极端值可以存在要么一个峰值或一个转折点。有必要进行二阶导数在这一点如果这也是零,那么一个极端的价值存在。第二个脉搏波速测量仪是用来确定PWVcalc,使用时间是被测波峰间时间差。

2.与压力波仪脚检测。VI命名仪确定了。脚前缘(脚)的压力波在上游和下游位置。虚拟仪器命名PWVcalc 再次用于计算测量仪两个前缘从时间之间的分离 (“foot-to-foot” APWV或FFAPWV)。

3.脉搏波速与互相关。脉搏波速的测定与互相关完成与VI CalcPWV命名。 VI是两个部分:一个部分是初始化函数和一个部分为计算CCAPWV。

在所有情况下脉搏波速值聚集在一个数组和均值、标准偏差和方差计算。

传感器定位

传感器位置获得一致的测量至关重要。一个螺丝机制是第一次使用的传感器应用到皮肤。但阅读是非常变量,所以这种技术取而代之的是由从传感器固定在皮肤弹性带。这导致更好的结果。

臂位置是另一个关键特性的测量。两个位置,正常的和依赖,都进行了详细分析,使用一个测试主题。在正常位置,这个主题坐着手臂枕在一个表。所有测试主题数据均在这个位置。在相关位置,主体位于手臂垂直悬的。脉搏波速的价值观在这个位置上,小的差异是大得多,所以这技术被丢弃。

一个校正模块,删除不正确的,是用来删除脉搏波速测量仪产生的值异常的信号,通常由臂运动引起的在测量。这些不现实的价值观被删除之前的值被传递给该脉搏波速分析虚拟仪器。

人体脉搏信号检测系统设计

脉诊具有 2600多年临床实践 ,是我国传统中医四诊中的精髓。脉搏信息在中医、西医中都有着十分重要意义。在传统中医脉诊中 ,切脉技巧复杂难以掌握和运用 ,医生主观因素影响也较大 , 随着科学技术的发展 , PVdF (聚偏二氟乙烯)压电薄膜的研制确定了不同的脉象仪用于脉诊的客观化，本设计的脉象仪传感器的敏感部分是人手指。

本文将从模拟中医脉诊的角度 ,研制了 PVdF压电位体积能获得大的输出功率。因为换能器单位体薄膜传感器 ,并应用于脉象仪研究。积最大输出功率正比于机电耦合系数和能承受的定量化已成为中医诊断的必然趋势。几十年来 ,国家选择 PVdF压电薄膜 ,因为它有如下几个的优点：

首先，膜轻且柔韧 ,易于制备 ,与人体组织的阻抗耦合性好 ,能紧贴皮肤 ,使得脉搏信号通过薄膜而不失真。另外由于薄膜类似于人类皮肤 ,可以制作仿生触觉传感器。压电常数大 ( d33 = 20 pC/ N) ,变力易于研究 ,但从研制情况看 ,大部分传感器不能模拟中敏度。比石英晶体高 10倍 ,压电电压输出常数切脉时所取三部 ,按、浮、寸三种诊法，g = 174是所有压电体中最高的。检测脉搏信号 ,主要靠压力定标 ,适用性不够好。

其次，机械品质因素低 ,阻尼小 ,密度低 ,具有宽带特性 ,能满足脉搏信号的频率特性。在非常高的交变电场中不至于去极化。

由于 PVdF膜的柔性及其厚度方向伸缩振动的谐振频率很高 ,使得在很宽范围内有平坦的频率。基于 PVdF膜的以上优点 ,根据中医切脉模式 ,我们研制出了三点式的传感器 ,三个换能器分别由 PVdF薄膜作成正方形片状 ,面积相当于切脉时指腹的受力面积，在压电薄膜电荷生成的两极分别蒸镀铝电极并引出导线 ,用柔性有机塑料薄膜封装并做成圆形基片，装在一根表带上。考虑到患者体征、老幼等因素 ,三个换能器独立地对应于按、浮、寸三个部位 ,且能在表带上纵横调节。测量时表带束在腕部，医生手指对应的放大三个换能器即可。医生可以透过薄片感觉到脉搏的波动。根据浮、中、沉模式把脉过程中可以人为地控制力度，做到因人而异克服以往缸体换能器压力定标所取浮不足。当周期性脉搏压力作用在换能器上时，将机械能转换为电能。脉象频谱分析表明脉象能谱中 99 %的能量集中在 10 Hz以下 ,最高频率不超过 40 Hz。调实现与微机的通信。PVdF压电薄膜换能器是本设计中的敏感部件 ,也是设计的关键环节之一 ,作用是能模拟其中人的压觉 ,将微弱低频的脉搏压力信号转换成电信号。设置前置电荷放大器作用有二 :一是与换能器阻抗匹配 ,把高阻抗输入变为低阻抗输出；二是将微弱电荷转换成电压信号并放大。为了提高测量的精度和灵敏度 ,前置放大电路采用了线性修正的电荷放大电路 ,以获得较低的下限频率 ,消除电缆的分布馈电容。

电容对灵敏度的影响 ,使设计的传感器体积小型化。第一个低通滤波电路由 R1和 C1组成，截止频率约为1000Hz ,以使脉搏信号的高次谐波能通过 ,让脉搏信号反映的病理性特征信息得到完整的保留。同时该上限截止频率和时间常数电路(由 C2和 R2组成)还会决定性地影响脉搏波形的失真度。如果电路的时间常数选得过小 ,会造成信号的低频分量严重衰减和移相。实验表明 ,当时间足以保证脉搏波的低频分量不会失真。电压放大器主要是对电荷放大器输出的电压信号放大。并提供不同的增益。根据我们的经验 ,设置上限截止频率为 100Hz比较理想。工频陷波器环节是为了滤除市电 50HZ干扰。

电容应选钽电容作补偿电容，对市电噪声采取了硬件工频陷波和软件滤波并用的措施 ,实验证明 ,利用数字滤波技术 ,对工频干扰信号的抑制效果较好，对电磁信号抑制主要采取了两 种方法,一是对信号线进行屏蔽 ,二是设计四阶巴特沃斯低通滤波器 ,截止频率为 100 Hz。对于人体的抖动噪声主要是通过软件滤波加以滤除 ,主要是采用了防脉冲干扰平均值滤波法。该算法在凌阳单片机内实现 ,其基本思想是把测量得到的 2

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1. Piezoelectric sensor determination of arterial pulse wave velocity

Arterial pulse wave velocity (APWV) is a measure of the elasticity (or stiffness) of peripheral arterial blood vessels. The pulse referred to here will be the pressure pulse as opposed to the flow pulse measured by ultrasound Doppler. The pressure pulse velocity varies over the range from about 12 ms^minus;1 to 15 ms^minus;1 in stiff peripheral arteries, whereas in normal arteries it has a velocity in the range of 7 to 9 ms^minus;1.

The aim of this project was the development of a fast and easy to use system for the determination of peripheral arterial pulse wave velocity. The principle of the PWV measurement is based on simultaneous measurement of two pulse waves at two different positions, such as the radial artery at the wrist and the brachial artery just above the elbow. By determining the pulse transit time between these points and the distance measured between the two locations, pulse wave velocity may then be calculated. The pressure pulse detection is done by using two piezoelectric sensors which generate a measurable voltage at the output contacts if they are mechanically deformed. The deformation produced voltage is first amplified and filtered and then digitalized with a data acquisition card. The analysis of the data obtained from the sensors includes a filtering process, the calculation of the PWV with three different methods— foot-to-foot, cross-correlation and peak-to-peak—and the determination of the arterial pulse rate.

Extensive measurements with human test subjects were carried out to optimize the techniques of data acquisition and analysis. For example, it was found that the best procedure was to hold the sensors in place using elastic straps alone. The data analysis was upgraded with an additional software module, which deletes, in effect, outriders or invalid measurements. With the optimized system, a series involving eight test subjects ranging in age from 22 to 32 years was completed (all normotensive). The arterial pulse wave velocities determined covered a range from 6 ms^minus;1 to 12 ms^minus;1, with an average standard deviation of less than 2.5 ms^minus;1 for individual results. These are slightly higher,but close to published APWV data. The results showed that reproducible results can be obtained with the existing PWV acquirement and analysis system.

The measurement of arterial pulse wave velocity (APWV) is one of the methods used to measure physiological changes in peripheral vascular disease. Others include pressure pulse contour, arterial elasticity, pulsatile flow, complex vascular impedance and cardiac work. There have been many investigations over the past 30 years or so to relate changes in age and progress of arterial disease, to vessel pathology and distensibility based on the propagation characteristics of the arterial pulse. They have only been partially successful from a clinical point of view, mainly due to the difficulty in controlling the effects of patient parameters (autonomic system, patient movement, etc).

Early on, the methods of determining APWV involved direct invasive measurement of the pulse pressure at two points along an arterial segment and measuring the time taken for the pulse to travel the length of the segment. Such investigations had to be limited to animals, usually dogs. Malindzak and Meredith (1970) carried out a comparative study of the arterial pulse wave velocity on anaesthetized dogs by recording intra-luminal pressure measured at two sites (proximal and distal) along the abdominal aorta axis.

Non-invasive methods have included flow Doppler (McCormack1981) and tissue Doppler (Persson et al 2001) sensors using human test subjects. The comparative study referred to above was required because the pulse velocity measurement can be significantly modified, and differs from the true pulse velocity (TAPWV) due to the viscosity of the fluid, the presence of reflected components (from bifurcations, stenoses and peripheral vascular beds) and due to changes in the elastic composition of the arterial wall. All of these lead to alterations in the pulsatile wave characteristics, so that what is measured is an apparent pulse wave velocity (AAPWV). The true PWV is that velocity of the arterial pressure pulse at which pressure waves would propagate in an infinite homogeneous tube (with a length much greater than the wavelength).

To reliably predict the elastic parameters (lsquo;stiffnessrsquo;) of the arterial wall, which are of fundamental importance to the understanding of the mechanics of the arterial system, depends on getting an accurate measure of the true arterial pulse wave velocity. Modelling the peripheral arterial segment as a thin-walled isotropic, incompressible tube containing an incompressible, inviscid fluid, then the PWV is related to the wall elasticity by the Moens–Kortweg equation (Moens 1878),

c₀ =radic;(Eh/2Rrho;)

where h is the wall thickness, R is the lumen radius, E is the wall elasticity modulus and rho; is the fluid (blood) density.

There are four basic methods for the determination of the arterial PWV.

lsquo;Foot-to-footrsquo; APWV (FFAPWV). This is based on the velocity of the lsquo;footrsquo;, or leading edge, of the pressure pulse wave. The arrival times of the foot of the pulse wave at two positions along the artery are recorded. If t is the difference in arrival times and s the distance between the two recording positions (proximal and distal), the FFAPWV is simply

FFAPWV

lsquo;Peak-to-peakrsquo; APWV (PPAPWV). This is completely analogous to the FFAPWV except that the points of observation are the two (proximal and distal) peaks of the pulse wave and

PPAPWV

Apparent p

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