可監測動脈血壓波形的超聲陣列柔性傳感器

劉 皓，李 斌，羅 丹，牛 鑫，劉 璐

（天津工業大學紡織科學與工程學院，天津 300387）

隨著生活水平的提高，人們對自身健康狀況有了更高的要求。雖然醫療技術在不斷完善，但去醫院進行身體健康檢測已不能滿足人們對個人生理數據實時掌控的需求。心率、血壓、血流等重要生理參數深受人們的關注，人們對能夠彎曲和拉伸的柔性可穿戴設備的需求正在增加，希望通過具有可穿戴性、自動化監測功能的設備來實時觀察自己的生理健康狀態[1-5]。超聲因具有穿透深度大、指向性強、無損等優點被廣泛應用于醫療領域，能夠對病情起到預防、診斷和治療的作用[6]。但目前商用的醫用超聲傳感器體型巨大且是硬質，在監測過程中需要手持，對操作者手持穩定性要求很高，所以難以應用于持續監測和診斷[7-8]。因此，柔性可拉伸的超聲設備成為了當前的研究熱點。近幾年，有很多學者制備柔性超聲傳感器設備用于生理監測、治療和成像[9-13]。但是，他們大多使用微機械加工、光刻等技術，成本過高且工藝復雜。

本文通過激光切割銅箔獲得“S”形可拉伸島橋電極，將電極轉印到Eco-flex 基底上，然后嵌入1-3 壓電復合材料制備出一款柔軟可拉伸、能夠與皮膚緊密貼合的超聲傳感器，探究Eco-flex 基底厚度對超聲回波信號的影響，測試超聲傳感器的穩定性、重復性、軸向分辨率、可拉伸性能以及與人體皮膚的適形性，最后使用超聲陣列柔性傳感器（UAFS）實現了人體動脈血壓波形的監測。

1 實驗部分

1.1 實驗材料與設備

實驗材料：PZT-5H 型1-3 壓電復合材料，Smart Material 公司產品；00-30 型Eco-flex 硅膠，美國Smooth-On 公司產品；6529 型環氧導電膠，深圳市鑫威新材料股份有限公司產品；PI（聚酰亞胺）溶液，熱塑性，利豐祥塑膠原料；ASWT-2 型水溶性膠帶，AQUASOL 公司產品；FPC 軟排線，深圳市憶航精密電路有限公司產品；銅箔，20 μm，泰州碧靈五金制品有限公司產品。

實驗設備：Pico-6404E 型比克示波器，英國比克科技有限公司產品；CTS-8077PR 型超聲脈沖發射接收儀，廣東汕頭超聲電子股份有限公司產品；DZF-6020型真空干燥箱，天津科諾儀器設備有限公司產品；GA5003型精密電子天平，上海恒平科技儀器有限公司產品；KW-4B 型臺式勻膠機，北京賽德凱斯電子有限責任公司產品；TP-550 型柔性傳感器電學力學測試儀，無錫匯琛電子科技有限責任公司產品。

1.2 超聲陣列柔性傳感器（UAFS）設計

圖1 所示為UAFS 的制備工藝流程。UAFS 主要由壓電層、電極、粘結層、柔性基底和導線組成，其結構為三明治結構，如圖2 所示。

圖1 UAFS 的制備工藝流程Fig.1 Fabrication process of ultrasonic array flexible sensors

圖2 UAFS 結構圖Fig.2 Picture of UAFS structure

圖2 中，壓電層為超聲傳感器的核心，通過正逆壓電效應發射和接收超聲波[14]。電極通過粘結層與壓電層連接，電信號通過電極激勵壓電層從而發射超聲波，接收到的超聲回波信號由壓電層轉化為電信號后通過電極傳輸出去。柔性基底將超聲傳感器封裝起來，使其具備柔性，能夠與復雜表面貼合。導線與后端的硬件設備進行連接，將電激勵信號傳輸到超聲傳感器，并將超聲回波轉化后的電信號傳輸到采集設備進行數據處理分析。

1.2.1 壓電層的選擇

壓電層由壓電材料組成。選用厚度為0.2 mm、面積為0.9 mm×0.9 mm 的PZT-5H 型1-3 壓電復合材料，工作頻率為7.5 MHz。1-3 壓電復合材料是通過切割填充的方式在壓電陶瓷片上切割出壓電陶瓷微柱后填充環氧樹脂，通過改變環氧樹脂的填充系數可以控制主要聲學參數，如聲阻抗、帶寬、機電耦合系數等。選擇填充因子為45%的PZT-5H 型1-3 壓電復合材料，其具有較高的機電耦合系數（0.62），較低的聲阻抗（15.3 MRayl，1 MRayl=106 kg/（m2·s）），與人體能夠實現良好的聲耦合[15-16]。

1.2.2 電極的設計

在柔性電子和可穿戴設備領域，導體在經歷拉伸、壓縮、彎曲和扭曲等機械變形時仍然能夠保持良好的導電性，這對于柔性電子及可穿戴設備來說至關重要。本文中將電極設計為“S”形島橋結構，這種結構在拉伸時能釋放島橋之間的應力，使電極具備一定的拉伸性[17-19]。將電極設計成4×5 的陣列形式，頂電極的每個島單獨引出，因此，陣列上的每個超聲傳感器可以被單獨激勵去發射和接收超聲波。底電極的每個島互連，實現共地。底電極最外側的島鏡像與頂電極的島相連接，使得每個超聲傳感器的激勵導線與地線排列在一起，這方便了后端導線的設計與連接。

1.2.3 粘結層的選擇和導線設計

粘結層選擇環氧導電膠，其具有導電性好、電阻低（體積電阻率為10-3Ω·cm）、粘接強度高等特點，60 ℃恒溫保持30 min 可固化。錫膏等導電焊料固化溫度過高（＞140 ℃），1-3 壓電材料會因溫度過高而導致內部的環氧樹脂熱膨脹，從而損壞內部結構，影響壓電性能。因此，環氧導電膠是焊接電極與1-3 壓電材料的最佳選擇。導線使用FPC 軟排線，其柔軟、耐曲折和高溫，可隨意定制形狀和布線。

1.2.4 柔性基地的選擇

選擇合適的柔性可拉伸基底對于成功開發超聲柔性傳感器非常重要?？衫煲r底應具有較高的可拉伸性、適當的剛度和可靠性。Eco-flex 硅膠具有耐高溫、抗撕裂、柔軟可拉伸等特性，斷裂伸長率可達到900%[20]。此外，Eco-flex 還具備生物相容性和超疏水性。所以本文選擇Eco-flex 00-30 作為UAFS 的基底和封裝層。Eco-flex 封裝后的超聲傳感器會適應皮膚曲面，能夠與皮膚完美貼合。

1.3 UAFS 制備流程

（1）頂電極和底電極的制備：使用臺式勻膠機在20 μm 的銅箔表面旋涂聚酰亞胺（PI）溶液，獲得PI/Cu電極，將其在真空干燥箱中100 ℃干燥30 min，然后將烘箱升溫到150 ℃，干燥40 min，再升溫到260 ℃，干燥30 min，PI 溶液即可在銅箔表面成膜。將成膜后的PI/Cu 電極的PI 膜面與聚對苯二甲酸乙二醇酯（PET）粘附，使用激光對PI/Cu 電極進行切割得到“S”形島橋頂電極和底電極。

（2）頂電極與FPC 軟排線焊接：在激光切割好的頂電極下面引腳上薄涂一層環氧導電膠。將多余部分的銅箔從PET 基板上剝離下來，使“S”形島橋頂電極和底電極留在PET 基板上。將FPC 軟排線引腳對準頂電極引腳貼上去，放在烘箱中使導電膠固化（60 ℃，30 min）。

（3）頂電極和底電極轉移：使用水溶性膠帶，將頂電極和底電極從PET 基板轉移到水溶性膠帶上。使用臺式勻膠機在有機玻璃板上旋涂Eco-flex 薄膜。將帶有“S”形島橋頂電極和底電極的水溶性膠帶粘貼到旋涂有Eco-flex 薄膜基底的有機玻璃板上。用水緩緩沖去水溶性膠帶。

（4）1-3 壓電復合材料焊接和底電極焊接：將導電膠點涂到已經轉移到Eco-flex 基板上的“S”形島橋頂電極的每個島上。將1-3 壓電復合材料放在“S”形島橋頂電極已經涂好導電膠的20 個島上，與底電極鏡像相連的外側島放上與1-3 壓電復合材料相同厚度、相同面積的銅片，放在烘箱中使導電膠固化（60 ℃，30 min）。將環氧導電膠點涂到已經焊接好的1-3 壓電復合材料和銅片上。將底電極的每個島與已經焊接好的1-3 壓電復合材料和銅片對準貼上去，放在烘箱中使導電膠固化（60 ℃，30 min）。

（5）Eco-flex 封裝：將上一步已經焊接好的超聲傳感器放入模具中，倒入Eco-flex 溶液，放在真空干燥箱中抽真空直到沒有氣泡，用Eco-flex 溶液填滿2片有機玻璃板中間的縫隙。將制備的UAFS 從模具中取出放在實驗臺上等Eco-flex 完全固化（室溫4 h）。剝離有機玻璃板，裁剪Eco-flex 封裝后多余的邊角。

1.4 UAFS 的工藝探究及性能測試

1.4.1 Eco-flex 薄膜基底厚度的確定

Eco-flex 薄膜基底主要通過臺式勻膠機在有機玻璃板上旋涂Eco-flex 溶液得到。通過改變臺式勻膠機旋涂的速度和時間，測試不同旋涂速度和時間下Eco-flex 薄膜基底的厚度。

制備不同厚度基底的超聲傳感器測試水箱中水面高度為3 cm 時的回波信號大小，對回波信號大小進行對比分析。

1.4.2 電極斷裂伸長率

為了驗證“S”形島橋電極的可拉伸性，利用柔性電學力學性能測試儀對電極進行斷裂伸長率測試。首先，在底電極兩端焊接兩根導線用于測試拉伸過程中電極電阻的變化情況，然后將底電極利用水溶性膠帶轉印到旋涂有Eco-flex 基底的有機玻璃板上，再倒上Eco-flex 溶液將底電極封裝起來。待Eco-flex 完全固化后，將樣品裁剪成6 cm×3 cm 的大小。使用夾具將樣品兩端夾緊后，調整夾具的距離使樣品表面平整，并記錄夾具之間的距離L0。分別以2、10、20 mm/s 的速率對樣品進行拉伸，直到電極被完全拉斷。測試拉伸過程中電極的電阻變化情況。電極的伸長率可由式（1）求得：

式中：L為夾具之間的距離；L0為拉伸前夾具的初始距離。

1.4.3 穩定性和重復性

為了驗證UAFS 的測試穩定性和制備工藝的可重復性，將兩塊有機玻璃板的間距進行固定，然后放入水箱中，使用UAFS 測試兩塊有機玻璃板的間距。超聲波穿透水遇到有機玻璃板1 的上下表面會有2 次回波信號（A 和B），遇到有機玻璃板2 的上下表面會有2 次回波信號（C 和D）。計算B 回波信號與C 回波信號的時間差，根據超聲波在水中的傳播速率為1 500 m/s，可得到有機玻璃板間距的測量值。將UAFS 放在水面上，逐個激勵陣列中的超聲傳感器測試板間距。每個傳感器測試20 次板間距，然后計算測試結果的均值和標準差。

1.4.4 軸向分辨距離

超聲傳感器在軸向能夠分辨的最小距離為軸向分辨率。本文通過改變水中2 個有機玻璃板之間的距離采集2 個板的回波信號的方式測試超聲傳感器的軸向分辨率。如1.4.3 中所述，超聲波穿透水遇到有機玻璃板會有A、B、C、D 4 次回波，改變有機玻璃板間距時，B、C 回波的間距會改變。超聲傳感器能夠分辨B、C 的最小距離即為超聲傳感器的軸向分辨率。

1.4.5 UAFS 的可拉伸性和適形性

將UAFS 經過扭曲、拉伸、彎折等操作后看UAFS能否恢復至初始狀態。

1.4.6 UAFS 測試人體橈動脈血壓波形

選一名志愿者（男，26 歲，BMI 值為22.8）將UAFS貼在手腕橈動脈處，如圖3 所示。

圖3 UAFS 監測橈動脈血壓穿戴示意圖Fig.3 Schematic diagram of radial arterial blood pressure monitoring by UAFS

脈沖發射接收儀與超聲傳感器連接激勵超聲傳感器，激勵電壓為-100 V，激勵信號脈寬為65 ns，信號增益為+30 dB，脈沖重復頻率調為100 Hz，模式為發射接收模式?；夭ㄐ盘柦涍^脈沖發射接收儀放大后由示波器采集發送到電腦端，示波器采樣頻率為2.5 GHz。用MATLAB 2020a 進行信號處理與分析。

1.4.7 不同脈沖重復頻率下監測人體橈動脈血壓波形

脈沖重復頻率越大，每秒監測血壓波形的次數越多，時間分辨率越高，但脈沖重復頻率太高會導致數據量過大，給算法增加一定的負擔，在計算血壓波形時需要過長的時間。而脈沖重復頻率過小時，時間分辨率過低，這會導致相應的波形形態無法被監測到，血壓波形監測不完整。本文探究了脈沖重復頻率分別為10、20、50、100、200、500、1 000 Hz 時監測到的血壓波形，找到能夠使血壓波形完整、數據量適中的脈沖重復頻率用于長期監測血壓波形。

2 結果與討論

2.1 Eco-flex 薄膜基底的厚度的確定

表1 為不同旋涂速率和時間下Eco-flex 基底膜厚。

表1 不同旋涂速率和時間下Eco-flex 基底膜厚Tab.1 Thickness of Eco-flex substrate film under different spin coating speed and time

由表1 可知，勻膠機旋涂Eco-flex 溶液旋涂時間相同時，轉速越大，得到的Eco-flex 薄膜基底越薄。相同轉速下，旋涂時間越長，得到的Eco-flex 基底越薄，當旋涂時間足夠長時，得到的Eco-flex 基底厚度達到一個臨界值而不變。

圖4 為不同Eco-flex 薄厚基底厚度的UAFS 在水深3 cm 時的回波信號。選擇厚度為25、40、60、90 μm的Eco-flex 薄膜作為基底制備UAFS。

圖4 不同Eco-flex 薄膜基底厚度的UAFS 在水深3 cm時的回波信號Fig.4 Echo signal of UAFS with different thickness of Eco-flex film substrate at water depth of 3 cm

分別將不同基底厚度的超聲傳感器放在3 cm 水深的水面上，超聲傳感器被激勵后發射超聲波穿透水遇到水箱底面會有超聲波反射回來。反射回來的超聲波被超聲傳感器接收。圖4 中，Eco-flex 基底厚度為25 μm 的回波信號大小為224.68 mV，90 μm 的回波信號大小為152.56 mV。由此可見，Eco-flex 薄膜基底越厚，超聲波能量衰減越強，相同水深下回波信號越小。因此，后續選擇厚度為25 μm（勻膠機轉速為4 000 r/min、旋涂時間為60 s）的Eco-flex 基底制備UAFS。

2.2 電極斷裂伸長率

圖5 所示為“S”形島橋電極在不同拉伸速率下的斷裂伸長率。由圖5 可知，在不同拉伸速率下，隨著應變的增加，“S”形島橋電極的電阻保持穩定。當“S”形島橋電極完全斷裂時，可以觀察到電極電阻發生突變，達到無窮大。拉伸速率為2 mm/s 時，電極的斷裂伸長率為87.86%。拉伸速率為10 mm/s 時，電極的斷裂伸長率為80.32%。拉伸速率為20 mm/s 時，電極的斷裂伸長率為76.56%。由此可見，拉伸速率越大時，斷裂伸長率越小。這是因為拉伸速率大時，可讓電極瞬時全部斷開，而拉伸速率小時，電極未全部斷開，部分斷開使電極變長。實驗結果表明“S”島橋電極被Eco-flex封裝后，以20 mm/s 的速率拉伸時可以拉伸到斷裂前其原始長度的76.56%，這證明“S”形島橋電極具有良好的拉伸性能。

圖5 “S”形島橋電極在不同拉伸速度下的斷裂伸長率Fig.5 Elongation at break of “S” -shaped island bridge electrode at different tensile speeds

2.3 穩定性和重復性

圖6 所示為UAFS 測試有機玻璃板間距回波。

圖6 UAFS 測試有機玻璃板間距回波Fig.6 Echo of spacing between Plexiglass plates measured by UAFS

圖6 中，A、B、C、D 分別為水中2 片有機玻璃板的上下表面回波。通過對回波信號取包絡，識別包絡峰值，計算B 和C 回波峰值的時間差，可得到有機玻璃板間距。

圖7 為每個陣元20 次測量板間距的均值和方差。

圖7 每個陣元20 次測量板間距的均值和方差Fig.7 Mean and variance of plate spacing measured 20 times for each matrix

圖7 中，4×5 陣列中每個超聲傳感器測試水中固定間距20 次后計算得到的均值與標準差。測試結果顯示，20 個均值中最大值為第15 點1.354 75 mm，最小值為第13 點1.353 44 mm。2 個均值的差值僅為0.001 31 mm，且均值曲線平坦。對20 個均值再取均值和標準差為（1.354 22±0.000 36）mm。這說明UAFS的制備工藝的可重復性很高。每個超聲傳感器對相同板間距測試20 次，在第12 點處的標準差范圍最大，僅為（1.353 60±0.001 14）mm。因此，UAFS 具有很高的測試穩定性。

2.4 軸向分辨距離

圖8 所示為UAFS 在不同板間距下的BC 回波信號。

圖8 UAFS 在不同板間距下的B、C 回波信號Fig.8 B and C echo signals of the UAFS at different plate spacing

由圖8 可見，從第1 組到第4 組，2 個有機玻璃板的回波很明顯，沒有混疊的情況，這說明UAFS 完全可以分辨這4 組的距離。第5 組，2 次回波信號靠近，但能分辨出2 個回波。而第6 組，回波信號出現混疊情況，很難區分2 個回波信號，說明第6 組對應的距離無法被分辨出來。

通過對回波信號取包絡，跟蹤2 個回波信號包絡的峰值，可以計算2 個峰值間隔t。已知超聲在水中的傳播速率為1 450 m/s，可由式（2）得到板間距dm，由式（3）計算出超聲傳感器的測量值dm與測量工具的測量值dt之間的相對誤差δ。

圖9 為UAFS-5 測量工具的測量值對比。由圖9可見，從第1 組到第5 組，UAFS 的測量值dm與測量工具的測量值dt之間的相對誤差δ 都小于3%。第6 組的相對誤差δ=13.5%，第6 組使用測量工具測得的板間距為250 μm，說明UAFS 無法分辨此距離。而第5組使用測量工具測得的板間距為330 μm，UAFS 能夠分辨此距離，因此，其軸向分辨率可達330 μm。人體動脈血管直徑如橈動脈（2～3 cm）、肱動脈（2.5～6 cm）遠遠大于330 μm，所以UAFS 完全可以分辨人體動脈血管直徑。

圖9 UAFS 與測量工具的測量值對比Fig.9 Comparison between the measured values of UAFS and measuring tool

2.5 UAFS 的可拉伸性和適形性

圖10 所示為UAFS 的柔軟可拉伸性和適形性示范。

圖10 UAFS 的柔軟可拉伸性和適形性Fig.10 Soft stretchability and conformal property of UAFS

由圖10 可見，UAFS 在經歷正向扭曲、反向扭曲、拉伸和彎折后，其仍能恢復至原來的狀態。將UAFS 佩戴在手臂上后，可以看到其與人體皮膚緊密貼合，在對皮膚進行扭曲時，其跟隨皮膚發生一定的形變。這說明了UAFS 具有良好的柔軟可拉伸性能和適形性，在測試過程中它不僅能夠與被測表面緊密貼合，還可以適應被測目標形狀的改變而做出改變。

2.6 UAFS 測試人體橈動脈血壓波形

在血壓波形監測前，首先使用商用袖帶式電子血壓計檢測志愿者的收縮壓和舒張壓，然后連接好設備逐個激勵UAFS 中的陣元。找到回波信號明顯及回波信號間隔隨心臟的收縮和舒張變化的陣元，使用該陣元的超聲傳感器對血壓持續監測，如圖11 所示。

圖11 使用UAFS 陣元的超聲傳感器對血壓持續監測圖Fig.11 Continuous monitoring of blood pressure using ultrasound sensors of UAFS array elements

從圖11（a）中可以看到有2 個回波信號，分別來自橈動脈血管前壁和后壁。對回波信號取快速傅里葉變換如圖11（b）所示，可以看到頻率在7.5 MHz 附近的相對振幅最大，這是因為超聲傳感器的工作頻率為7.5 MHz。對回波信號進行6～9 MHz 的帶通濾波，得到如圖11（c）所示的波形，濾波后的波形前后壁回波變得更加明顯，而且噪音信號被濾除。對6 s 內采集到的前后壁回波信號進行三維圖形繪制，得到如圖11（d）所示。脈沖重復頻率為100 Hz，所以6 s 內有600 次回波，可以看到600 次回波中的前后壁回波時間隨著心動周期在變化。

對圖11（c）中濾波后的回波信號取包絡，然后識別2 個回波信號的包絡的峰值時間，可計算出2 個回波信號的時間間隔Δt。這個時間間隔即是超聲波在血管內一個往返所需要的時間，已知超聲波在血液中的傳播速率為1 540 m/s，因此橈動脈血管的直徑可通過公式（4）得出：

圖12 所示為UAFS 6 s 內監測到的橈動脈血管直徑波形。圖13 是使用商用袖帶式電子血壓計測得志愿者的收縮壓Ps=119 mm Hg（1 mm Hg=0.133 kPa，下同）和舒張壓Pd=84 mm Hg。圖14 為一個心動周期內的橈動脈血管直徑波形，識別了最大值ds和最小值dd。

圖12 UAFS 6 s 內監測到的橈動脈直徑波形Fig.12 Radial artery diameter waveform detected by UAFS within 6 s

圖13 袖帶式電子血壓計測得的收縮壓、舒張壓和心率Fig.13 Systolic blood pressure，diastolic blood pressure and heart rate measured by a cuff electronic sphygmomanometer

圖14 一個心動周期內橈動脈血管直徑的最大值和最小值Fig.14 Maximum and minimum diameters of radial arteries during a cardiac cycle

由ds和dd可通過式（5）求得血壓為收縮壓和舒張壓時血管直徑的橫截面積As和Ad。

由式（6）可求得血管的剛性系數α?？赏ㄟ^血管的剛性系數α 和舒張壓Pd對UAFS 進行校準。

校準成功后可持續監測血管內徑d（t），根據式（5）可得到血管橫截面積A（t），結合已知的舒張壓Pd、血管的剛性系數α 通過式（7）得到血壓波形P（t）[21-22]。

圖15 所示為經過校準后UAFS 在6 s 內監測到的橈動脈血壓波形。由圖15 可以看到，UAFS 經商用血壓計校準后，可以持續的監測橈動脈血壓波形。

圖15 UAFS 在6 s 內監測到的橈動脈血壓波形Fig.15 Radial arterial blood pressure waveform detected in the UAFS 6 s

圖16 所示為UAFS 監測到的橈動脈血壓波形解釋。

圖16 UAFS 監測到的橈動脈血壓波形解釋Fig.16 Interpretation of radial arterial blood pressure waveform detected by UAFS

圖16 中對UAFS6 s 內監測到的橈動脈血壓波形中的收縮壓和舒張壓進行識別并標注。取6 s 內收縮壓的平均值為119.48 mm Hg，這與袖帶式電子血壓計測得的收縮壓僅相差0.48 mm Hg。取6 s 內舒張壓的平均值為85.48 mm Hg，這與袖帶式電子血壓計測得的舒張壓相差1.48 mm Hg。6 s 內監測到8 個心動周期，所以UAFS 測得的心率為80 次/min，這與袖帶式電子血壓計一致。綜上，UAFS 經袖帶式電子血壓計校準后，血壓監測結果與袖帶式電子血壓計相比誤差在2 mm Hg 以內，心率監測結果與袖帶式電子血壓計一致。因此，UAFS 能夠準確地監測血壓和心率。對一個心動周期內的血壓波形進行解釋可以看到，血壓波形中具有相應生理意義的波形形態均被監測到。

2.7 不同脈沖重復頻率下監測人體橈動脈血壓波形

圖17 所示為不同脈沖重復頻率下測得的血壓波形。從圖17 可見，當脈沖重復頻率為10 Hz 時，波形完全失真，收縮壓和舒張壓等波形形態均沒有被監測到。20 Hz 時波形失真較嚴重，在早期收縮處的波形出現尖峰，主動脈打開即舒張壓處的信號丟失。50 Hz 時波形仍有失真情況，在早期收縮處的波形出現尖峰，主動脈打開處的波形出現尖峰。100、200、500、1000 Hz時，波形光滑且完整，所有的波形形態均被監測到。由于脈沖重復頻率過高會導致數據量過大，給數據處理增加負擔，因此脈沖重復頻率為100 Hz 是最佳選擇。

圖17 不同脈沖重復頻率下測得的血壓波形Fig.17 Blood pressure waveforms measured at different pulse repetition rates

3 結 論

本文利用激光切割銅箔獲得“S”形可拉伸島橋電極，使用水溶性膠帶將電極轉印到Eco-flex 薄膜基底上，然后焊接1-3 壓電復合材料，最后用Eco-flex 封裝，制備了一款超聲陣列柔性傳感器（UAFS）。

（1）通過測試不同薄膜基底厚度對超聲衰減的影響發現，Eco-flex 薄膜基底越厚，對超聲波能量衰減越強，回波信號越小。最終確定了使用4 000 r/min，旋涂60 s 獲得厚度25 μm 的Eco-flex 薄膜作為基底制備UAFS。

（2）“S”形島橋電極被Eco-flex 封裝后，斷裂伸長率可達76.56%。UAFS 具有很高的測試穩定性和制備工藝的可重復性，其軸向分辨率可達330 μm，在經歷拉伸、扭曲和彎折后仍能夠恢復初始狀態，能夠貼合皮膚，適應皮膚形態。

（3）陣列設計使超聲傳感器能夠對組織內的動脈進行定位，實現了對橈動脈血壓波形和心率的持續監測，血壓監測結果與商用袖帶式電子血壓計相比誤差在2 mm Hg 以內，心率監測結果與商用袖帶式電子血壓計一致。UAFS 可捕捉動脈血管的一系列關鍵特征（截面積、血管剛度系數、血壓），性能可靠，具有很強的臨床相關性。