在现代社会，高血压在成为了一种常见病症，它导致中风、心力衰竭、冠心病等各种心血管疾病。由于高血压而导致每年全球约940万人死亡，因此对持续无创动脉压（CNAP）监测设备的需求在快速增加。传统的无创血压测量技术，如听诊法、示波法和肱动脉/桡动脉张力法，但是这些方法的所需器械体积大且要引入外部压力辅助，限制了它们在我们日常生活中持续血压监测的应用。基于光学体积描记术（PPG）的可穿戴血压监测设备最近已投入市场。然而，由于光学噪声和肤色的影响等PPG具有固有的局限性，其难以提供医疗领域满意的测量精度。压电传感器在学术上有进行血压测量的先例，但是由于压电材料固有的硬质特性，它们难以实现与皮肤共形的柔性，同时这些传感器目前还没有在医学上进行有效验证。 本文基于研究者先前对超薄表皮压电传感器的研究，解决了传感器信号质量低和缺乏精确的转换函数两个关键问题，并进行了相关的临床验证。相关论文以题为“Clinical Validation of a Wearable Piezoelectric Blood-Pressure Sensor for Continuous Health Monitoring”发表在Advanced Materials上。 论文链接： https:///10.1002/adma.202301627
图1展示了所设计的穿戴式压电血压传感器的测量原理：动脉中血液峰值到来时引起的皮肤表面应变会被紧密贴附在皮肤上的压电材料感受到产生电学信号，通过一定的转换函数就可以得到相应的血压测量值。该传感器的基本组成包括PZT叉指电极压电中间层、上层的PDMS封装层和下层的PET 衬底层与粘附材料。在该传感器的后续数据处理中，由于个体差异，需要先进行标准血压测量设备数据与测量数据的相关性分析，以完成转换函数的校准工作（图1b）。
图1.（a）穿戴式压电血压测量设备原理示意图。贴附在用户皮肤上的压电压力传感器可以精确地检测动脉脉搏信号，这些信号可以通过转换函数连续地转换为血压值。i. 压电压力传感器的结构组成图; ii. 与商业血压计相比的临床验证的概念图像。（b）显示连续和无创血压监测总体过程的流程图。（c）位于腕表表带内侧的超薄压电传感器的照片，插图展示了一个嵌入式血压测量手表的设计。 研究人员对超薄压电血压传感器的性能进行了详细的实验测试。对于压电叉指电极的电学仿真结果表明在10 kPa（0-10 kPa为人体动脉压力主要分布范围）的脉冲压力作用下，器件两个电极之间的电势差达到了0.35V。图2b的电压-压力函数曲线表明传感器在0-10 kPa的感受范围内灵敏度约为0.062 kPa-1，快速脉冲响应时间为23 ms。研究人员使用了人类压力模拟脉冲设备来进行传感器的功能验证，实验结果表明所提出的传感器测量结果与模拟设备的输入模拟信号波形几乎保持一致。最后，研究者还将压电薄膜传感器与商用FDA认证的医疗器械设备进行了实验测量对比，所得到的血压脉冲波波形保持极高的质量，同时由于压电传感器的高灵敏度，其得到的波形中还可以看到心脏二尖瓣关闭所引起的特征形状（图2f）。由于每个人的个体差异，要得到比较准确的信号转换函数模型，需要对传感器进行校准。校准的操作为在被试者身上同时使用压电传感器和商用血压计测量得到数据，从压电传感器的波形中提取最大和最小电压峰值，结合商用血压计得到的收缩压/舒张压推算线下模型的参数得到个性化电压-血压线性转换函数模型。从图3c可以看到，针对不同用户的线性模型在一周的实验测试中保持稳定，然而不同用户的线性模型具有较大的差异（图3d）。
图2. （a）压电叉指电极受压电势仿真结果。（b）压电传感器的电压-压力函数以及传感器的快速响应时间。（c）一个能够人工产生人类血压波形的脉动模拟器，插图显示了一个手腕模型，插入的硅胶管模拟人类手腕处的动脉血管。（d）脉动模拟器（上）的输入信号波形和连接在手腕模型（下）上的压电传感器产生的输出电压。（e）FDA批准的医疗器械监测连续和无创动脉压的实验照片。（f） FDA认证医疗器械测量结果（上）与压电压力传感器的测量结果（下）。
图3. 电压-血压转换函数建模。（a）使用临床批准的示波血压监测仪（上臂型血压计）作为参考进行血压测量以确认压电血压传感器的准确性。（b）找出每个脉冲峰值的最大和最小电压值，以设计一个用于将输出电压信号转换为血压值的传递函数。（c）在1天（绿色）、2天（红色）和4天（蓝色）后保持高拟合度（R值接近1）的线性转换函数。（d）每个受试者具有不同斜率的线性转换函数。 根据招募的国际标准（ANSI/AAMI/ISO81060-2），临床验证招募的参与者年龄大于12岁，包括从20-80岁的47位，男女比例超过30%。同时，研究者在高血压患者中选择了部分实验对象。由于测量环境和设备周长限制等原因，最后采集得到了35位参与者的测量数据。通过图4a-c所示的波形可以确认由于不同年龄组的反射波返回的不同而导致的脉冲波形状的变化，这与以往的研究结果保持了一致。图4d-e显示了来自35名参与者的穿戴式压电血压传感器和FDA批准的OMRON示波血压计之间的收缩压和舒张压的差异：收缩压的平均误差和标准偏差为−0.89±6.19mmHg，舒张压的为0.32±5.28mmHg。这些实验结果表明，穿戴式压电血压传感器对多个受试者的临床血压测量在所有年龄组的男性和女性中都很准确。
图4. 穿戴式压电血压传感器和商业血压计在20年龄组（a）、50年龄组（b）和80年龄组（c）之间的血压平均差异d，e)Bland-Altman图验证35名参与者收缩压（d）和舒张压（e）在所提出传感器与示波式血压计上测量结果对比的准确性。 通过高灵敏度的压电血压传感器设计，研究人员完成了穿戴式血压计的临床验证。实验结果证明穿戴式压电血压传感器可以实现与医疗器械相似甚至更优的测量结果，而且信号转换函数模型可以在较长周期内保持稳定，从而为长期血压监测提供了坚实的基础。本文最后研究人员还展示了将该薄膜压电血压传感器植入手表中实现血压监测的功能，这表明压电式血压计是一种可替代现有笨重血压计的可穿戴式系统的潜在选择。然而，所提出的压电血压传感器依然没有很好地解决个体性差异带来的测量问题，从文中的数据来看，不同用户的转换模型存在较大差异，个体佩戴前仍然需要标准设备数据完成模型校准，这无疑给日常使用设置了障碍，但是这个问题可以通过更加精细的转换模型设计以及其他生理信号加入后的多模态校准等方式在未来得到解决。（文：一言） *感谢论文作者团队对本文的大力支持。 |
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