The Wireless Pulse Sensor Based on PVDF Fibers Derived from the Electrospinning Technology
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摘要: 采用静电纺丝工艺制备了聚偏氟乙烯(PVDF)纤维，设计了一种无线可穿戴式的脉搏监测系统. 利用柔性纤维结构对于皮肤表面的良好贴合能力和高灵敏度，检测桡动脉处的表皮脉搏振动情况，通过蓝牙传输方式将脉搏信号实时发送至上位机，实现对脉搏的长时间监控. 结果表明: 该纤维结构传感器的灵敏度几乎是无结构压电薄膜的2倍；与商用指夹式血氧脉搏仪相比，平均脉率误差低于3%，在监测人体生理信号的医学领域具有实用价值.
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关键词:
- 静电纺丝 /
- 聚偏氟乙烯(PVDF) /
- 灵敏度 /
- 脉搏监测 /
- 无线传输
Abstract: A wireless wearable pulse-monitoring system was designed based on PVDF fibers derived from the electrospinning process. The good adhesion of the flexible fibers to the skin surface and their high sensitivity helped to detect the pulse vibration at radial artery's epidermis. The pulse signal was sent to the computer in real time through Bluetooth transmission to realize remote and long-term monitoring of the pulse. The results show that the sensitivity of the fiber structure-derived sensor is almost twice that of the piezoelectric film without fiber structure. Compared with commercial clamp-type oximetry, the average error of the new system is less than 3%, which suggests potential applicability in monitoring the physiological signals of the human body. -
随着我国人口的老龄化进程，心脑血管疾病正逐渐成为中国居民发病率和致死率最高的一种疾病[1]. 由于此类疾病早期的病征并不明显，导致许多患者往往在就医前就错过了最佳的治疗时期. 因此，通过对人体生理信息的实时动态监测来判断慢性心脑血管疾病的研究工作已经引起了人们的广泛关注. 脉搏信号与疾病(尤其是心血管疾病)密切相关，正常人在平静状态下的脉率(Pulse Rate, bite per min, PRbpm)通常稳定在60~100 min-1，而当脉率不在这个范围内时，应注意心血管系统是否发生了病变[2]. 到目前为止，较为成熟的预防心血管疾病的测量方案有平面脉搏压力波形测量分析法[3-4]、超声多普勒法[5]、脉搏波传导测定法[6]等. 常规的脉搏信号监护设备价格昂贵，难以随身携带，而且大部分缺乏无线实时监护功能. 基于平面脉搏压力波形测量分析法的检测装置更为简便，具有可穿戴性，方便患者长时间佩戴. 由于信号主要来源于人体的脉搏振动信号，因此对于传感器的灵敏度和准确性要求极高.
聚偏氟乙烯(PVDF)由于具有良好的生物相容性、高的压电电压输出常数以及柔韧性等特点已经被广泛地应用于多种医用传感器[7]. 本文通过静电纺丝工艺制备了PVDF纤维膜，并封装传感器. 将PVDF纤维传感器固定在桡动脉处，待数据采集电路完成脉搏信号采集后，通过蓝牙模块发送至上位机进行显示，最终实现脉搏的实时和长时监测.
1. 研究方法
1.1 PVDF纤维传感原理
PVDF是一种具有5种不同结晶相的典型压电聚合物，因为氟原子和氢原子的电负性而产生强电偶极矩((5~8)×10-30 C·m)使得PVDF具有压电性和铁电性，因而在传感器的应用上尤为重要[8]. PVDF的每个分子链都具有垂直于聚合物链的偶极矩，最终堆积形成不同极性(β、α、γ、δ和ε相)的总体偶极聚合物形态，其中室温下β相在单晶胞中的偶极矩最高(8×10-30 C·m)[9]. 在偶极矩的作用下，当传感器受到动态外力作用时，在极板表面将发生感应产生电荷信号[10].
Uout =−d33ΔFC, (1) 其中，Uout为传感器的开路电压(V)，ΔF为外界施加的力(N)，d33为压电电荷系数(pC/N), C为PVDF纤维层的电容(F).
由于静电纺丝工艺在制备PVDF纤维的同时可以进行极化和拉伸，能够进一步增强PVDF中β相的极性，获得更多的输出电荷，提高传感器的灵敏度. 传感器灵敏度S定义如下：
S=UF, (2) 其中，U为电压信号(V)，F为法向压力(N).
1.2 PVDF纤维的制备
本实验采用静电纺丝工艺制备PVDF纤维，首先按体积比6∶4配制N, N-二甲基甲酰胺(DMF)和丙酮混合溶液作为溶剂，然后按质量分数10%加入PVDF粉末，PVDF的熔体黏度为2 800~3 400 Pa·s、吸水率0.4%~0.6%. 在50 ℃的水浴温度下，磁力搅拌3 h，直至获得稳定、均匀的PVDF前驱体溶液. 在静电纺丝技术中，纺丝的条件参数和溶液参数是影响纤维形貌的2个重要参数. 纺丝条件：纺丝电压设置为20 kV，收集距离为10~15 cm，溶液流速为20 μL/min, 将环境温度保持在25 ℃(±4%)、相对湿度控制在30%(±5%)范围内，即可制备直径相对均一的PVDF纤维.
1.3 脉搏监测系统的设计
完整的脉搏监测系统由PVDF纤维传感器、信号采集电路、无线传输模块与上位机组成. 如图 1所示，脉搏振动信号通过PVDF纤维传感器转换成电荷输出；再经过信号采集电路进行电荷放大，当带通滤波和电压抬升后将信号发送至STM8L152的ADC模数转换端口并处理；最后通过HC-05蓝牙模块将信号传递至上位机，经过上位机Eric6编程后就可以在UI界面显示脉搏信号.
1.3.1 信号采集模块
因为PVDF压电材料本身具有很大的阻抗，输出的信号为电荷，而且电荷数量极少，所以需要匹配合适的信号采集电路，将传感器的高输出阻抗转换成低输出阻抗. 电荷放大器是将输出电压按输入电荷正比放大的电路，并且由于电荷放大器的特性使得导线电容对电路的影响几乎可以忽略不计[11-12]. 因此，选用输入阻抗高达1.5 TΩ的CA3140芯片作为PVDF压电材料的电荷放大器. 中间的滤波电路根据人体脉搏信号的理论范围[13]选择滤波频段，针对干扰较大的频段进行加强滤波，这里采用OP07芯片作为滤波芯片. 最后，对负压部分进行电压抬升，使单片机STM8L152能够通过AD模数转换读取信号.
1.3.2 无线传输模块
由于蓝牙技术具有较高的集成度，且单个体积较小，易于实现设备的可穿戴化设计，本系统采用了BC417143芯片与8MFLASH芯片组合的、主从一体的蓝牙串口模块. 当单片机获得采样信息后，通过蓝牙模块HC-05将信号传送至上位机. 上位机通过PyQt5在电脑终端显示脉搏的波形信号.
1.4 灵敏度测试
对PVDF纤维传感器采用数显拉力计(HP50)测试，通过法向加压，使其能够提供稳定的压力，并将传感器与示波器连接，得到传感器的测试信号. 在1 Hz频率下对传感器反复施加法向力，随着数显拉力机在步进电机的驱动下以1 Hz的频率对样品进行1.5~5.0 N的法向加压，通过示波器记录传感器输出信号的正负幅值作为输出电压.
1.5 脉搏信号测试
通过与指夹式脉搏血氧仪进行平静状态下的脉率测试对比，来验证PVDF纤维无线脉搏传感器的脉搏测试准确性. 实验通过1名健康的测试志愿者者，在使用指夹式脉搏血氧仪测试的同时在桡动脉处贴上PVDF纤维传感器进行脉率测试.
由于常规方式计算脉率的方式，需要计算1 min内的脉搏跳动次数，采样效率过低，这里采用效率相对较高的动态阈值算法，即测量相邻2个脉搏跳动的波峰间隔时间除以测试时间就可以算出此刻对应的脉率.
fp=60Tpeak, (3) 其中，fp为脉搏在1 min内跳动的频次，Tpeak为脉搏信号相邻峰值的间隔时间.
由于采样率为100 s-1，先从上位机接收的串口数据中获取300个数据，缓存在数组中，并将数据分成3组. 取前100个数据作为第一组，取平均值作为动态阈值V1，然后对第100~200个数据取平均值作为动态阈值V2，再将第200~300个数据取平均值V3，最后求的3个平均值Vhold. 通过Vhold再返回数组中寻找大于该数值的脉搏信号，若大于则加1(表示脉搏跳动1次)，若超过100个数据无结果则进入下一组数据比对记录.
2. 结果与讨论
2.1 PVDF的形貌与成分分析
PVDF纤维、PVDF粉末的SEM图如图 2A、B所示. 采用Image-J软件对PVDF纤维的直径进行统计得到纤维直径的分布(图 2C)，可知纤维直径在1 μm以下，平均直径在0.53 μm. 通过能谱分析仪(Energy Dispersive Spectrometer，EDS)对PVDF纤维(图 2A红色框线区域)和PVDF粉末(图 2B红色框线区域)进行了元素成分分析(表 1)，未发现杂质元素.
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图 2 PVDF样品的SEM图及PVDF纤维的直径分布Figure 2. The SEM images of PVDF samples and the diameter distribution of PVDF fibers表 1 静电纺丝制备前后的样品EDS分析Table 1. The EDS analysis of samples before and after electrospinning样品 元素 原子数百分比/% 质量分数/% PVDF粉末 C 64.784 53.768 F 35.126 46.232 PVDF纤维 C 65.852 54.937 F 34.148 45.063 2.2 PVDF的物相分析
图 3对应PVDF粉末、PVDF纤维和无结构PVDF厚膜的XRD(X-Ray Diffractometry)图谱，其中α相对应于2θ=217.5°、18.1°、26.5°处的衍射峰；β相对应于2θ=20.6°、21.2°处的衍射峰[14-17]. 经过纺丝并极化后的PVDF样品中β相衍射峰相对明显，说明传感器中具有电活性的β相含量较高. 另外，该样品XRD谱中未发现杂质峰，纯度较高.
2.3 传感器的灵敏度
图 4A为传感器灵敏度测试对比图，曲线a代表PVDF纤维传感器；曲线b代表与PVDF纤维传感器厚度相同的无结构PVDF厚膜传感器，虚线表示对实测值的线性拟合. 当PVDF纤维传感器在5 N的法向力作用下，得到输出电压的传感特性响应曲线(图 4B)，可以看出纤维结构的PVDF传感器的电压输出幅值变大，并保持较好的线性度(3%). 在5 N时，两者的输出电压响应平稳，外界干扰较小，此时无结构PVDF厚膜传感器的灵敏度S为0.26 V/N，PVDF纤维传感器的灵敏度S为0.49 V/N，纤维结构比无结构传感器更灵敏，更适用于脉搏信号的采集. 与块体和薄膜相比，悬空的PVDF纤维具有更大的长径比，可以将由压电效应引起的位移放大[18]，并且由于纤维结构具有更大的接触面积与变形空间，在施加力的时候可以承受三维结构的更大应变[19-20]，因此可提高传感器性能，获得更大的灵敏度.
2.4 传感器的脉搏信号
图 5A为脉搏信号在上位机动态监测时提取的脉搏波形，纤维传感器的实测波形更灵敏. 经过比较，PVDF纤维无线传感器在50次的重复测试中，最大脉率误差为77 min-1，平均脉率误差低于3%. 实验结果如图 5B所示.
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图 5 脉搏实测波形及脉率测试数据的对比Figure 5. The comparison of measured sphygmus waveform and sphygmus test data3. 结论
通过静电纺丝工艺制备了PVDF纤维，封装了无线传感器，经过实验验证，可以有效监测人体的脉搏信号. 与商用脉搏传感器相比，平均脉率误差低于3%，相对于无结构的PVDF薄膜传感器，纤维结构具有较高的灵敏度. 通过系统的设计，实现了该传感器的无线化应用，能够远程监测患者的脉搏信息. PVDF纤维结构传感器作为一种极具应用前景的柔性传感器，有望在人体心率、血压等生理信息检测方面得到应用. 柔性传感器可提高患者的穿戴舒适度，推动医疗诊断领域的进步.
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图 2 PVDF样品的SEM图及PVDF纤维的直径分布
Figure 2. The SEM images of PVDF samples and the diameter distribution of PVDF fibers
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图 5 脉搏实测波形及脉率测试数据的对比
Figure 5. The comparison of measured sphygmus waveform and sphygmus test data
表 1 静电纺丝制备前后的样品EDS分析
Table 1 The EDS analysis of samples before and after electrospinning
样品 元素 原子数百分比/% 质量分数/% PVDF粉末 C 64.784 53.768 F 35.126 46.232 PVDF纤维 C 65.852 54.937 F 34.148 45.063 
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