基于电阻抗检测的压疮柔性传感器

1.本发明属于电阻抗检测领域的应用，具体涉及一种针对压疮检测的柔性电极传感器。


背景技术：

2.电阻抗成像技术利用电极传感器测量边界电压信息，通过数学方法逆推被测物体的电特性参数分布，从而推导出真实物体内部物体的分布情况。柔性电极传感器的研究是生物组织相关检测中的重要环节，其具有与人体皮肤相匹配的柔韧性与可拉伸性，适用于人体的正常皮肤曲率下，并且能够在对皮肤无害且舒适的情况下提供准确的测量信号。近年来电阻抗层析成像的相关传感器受到了研究学者的广泛关注。
3.目前基于电阻抗检测的传感器研究，主要可以概括为以下几个方面：
4.1以同类型组织损伤压疮或皮肤损伤为研究内容，进行电极传感器进行设计；
5.2通过给予电极阵列不同的电流激励模式，得到的电压数据逆推被测物体的电特性参数，探究不同激励模式对于电阻抗检测的影响。
6.3改变电极阵列形式，得到不同电极阵列下的电压值，配合图像重建算法，探究不同电极阵列对于电阻抗检测的影响。
7.目前文献中提及同类型组织损伤压疮或皮肤损伤的研究中，2012年narayanaswami等人(narayanaswami p,spieker aj,mongiovi p,keel j c,muzin s c,and rutkove s b.utilizing ahandheld electrode array for localized muscle impedance measurements，《muscle nerve》,2012,46:257-263)设计了一种手持式4电极阵列通过测量肌肉的电阻抗数据评估肌肉是否健康，说明了利用电阻抗测量检测肌肉损伤具有可行性，但这种手持4电极系统属于刚性传感器且检测数量少，并不适用于挤压伤电阻抗检测。
8.目前文献中提及改变电流激励模式影响电阻抗测量中，2019年kekonen等人(kekonen a,bergelin m,johansson m,et al.bioimpedance sensor array for long-term monitoring of wound healing from beneath the primary dressings and controlled formation of h2o2using low-intensity direct current，《sensors》,2019,19:2505)设计了一种新型的多电极柔性传感器用于测量生物复阻抗以确定伤口区域的愈合状态。在研究过程中，将研制的多电极传感器阵列应用于创面区域，并放置在初级敷料下142小时，在150hz、300hz、1khz和5khz频率下，定期测量创面和周围完整皮肤区域的阻抗，可以观察到在高的频率下创伤部位的阻抗已经达到正常皮肤的阻抗，在低频率下创伤部位的阻抗明显增加。该传感器阵列还支持周期性低强度直流电刺激，以通过控制过氧化氢的形成，为伤口区域提供一种抗菌环境。
9.目前文献中提及改变电流激励模式影响电阻抗测量中，2006年xuetao shi等人(shi xuetao et al，pseudo-polar drive patterns for brain electrical impedance tomography，《physiological measurement》,2006,27:1071-1080)用头皮、颅骨、脑脊液和
大脑的电阻率模拟真实头部，比较了相邻激励、相对激励、间隔3电极激励、间隔6电极激励的边界电压动态范围、总体边界电压变化、抗噪声性能，并且最终得到结果间隔6电极激励更适合于脑电的电阻抗测量。
10.目前文献中提及改变电流阵列形式影响电阻抗测量中，2015年邓娟等人(邓娟,王磊,李福生,赵舒,王妍,沙洪.实用化eit条件下不同激励模式成像效果仿真研究，《中国生物医学工程学报》,2015,34:413-420)通过对不同有限测量分辨率(mr)和信噪比(snr)下16电极系统进行仿真，获取eit系统均匀场在相邻、间隔6电极和相对激励模式下的理想仿真边界电压,分析实用化eit系统成像对mr和snr的要求,仿真模拟了不同mr和snr测量条件下3种激励模式对不同区域成像，结果表明,各激励模式对不同目标成像要求的mr和snr不同，建议低mr成像时优先选择间隔6电极激励,其次是相对激励,高mr时选择相邻激励；高snr的eit系统成像中采用相邻激励模式最佳，但当snr略低于相邻激励成像所要求的分贝值时，间隔6电极激励或相对激励模式有着更好的效果。
11.目前文献中提及改变电流阵列形式影响电阻抗测量中，2017年，爱丁堡大学团队(yang y,wu h,and jia j.simulation study of scaffold 3d cell culture imaging using a miniature planar eit sensor，《2017ieee international conference on imaging systems and techniques(ist)》,2017,1-6.)设计了一种由两组(每组8个电极)电极和一个接地电极组成的微型平面eit传感器，两组电极分别位于两个同心圆上且同轴排列，接地电极位于圆心位置。生理盐水的导电性接近普通细胞培养基，模拟了盐水深度为3mm，施加电流为1ma的细胞培养基环境，在模拟环境中添加一个直径为0.3mm的球体和一个高为2.4mm，直径为0.3mm的圆柱体。小球体模型模拟了一个电导率为10-4
ms/cm的细胞球体，圆柱体模拟了一个电导率为40ms/cm的充满细胞的腔体。通过使用设计的传感器和图像重建算法，对不同情况的图像重建进行比较，得到结论设计的微型平面电阻抗传感器可以对支架三维细胞的培养进行有效成像。
12.在生物相关领域的检测中，非侵入式、可穿戴、安全无辐射的柔性电极传感器是目前研究的热点,同时低功耗的便携式电子健康状态监测设备也进一步受到人们青睐。在电阻抗层析成像检测中，系统的电流激励与电压测量均需要通过柔性传感器进行，作为测量系统与人体皮肤间的介质，柔性传感器电极阵列与皮肤的贴合度越高，接触阻抗越小，测量结果越准确，在测量过程中通常使用导电凝胶来降低接触阻抗。传统的eit电极采用刚性金属电极，如钛电极、不锈钢电极和铂电极等，并不适用于挤压伤的检测。现有文献报道中未见针对挤压伤检测的柔性传感器、可穿戴传感器相关的文献报道。


技术实现要素：

13.本发明的目的是针对上述存在的问题，本发明提供一种用于压疮检测的柔性电极传感器。技术方案如下：
14.一种基于电阻抗检测的压疮柔性传感器，包括柔性基板和电极阵列，其特征在于，电极阵列为星形电极阵列，包括内外两圈同圆心的圆形电极阵列组成，每圈圆形电极阵列的电极在柔性基板上均匀分布，两圈电极阵列的电极总数相等；使用相邻激励、相邻测量的方法，具体电流激励过程和电压测量过程如下：
15.(1)每一个电极都有五种不同的状态：连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n
端及不参与激励测量时的高阻状态；
16.(2)每一次测量过程都需要四个电极配合完成，从星形电极阵列中选取四个电极配置为连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n端四种状态，其他的电极配置为不参与激励测量的高阻状态；
17.(3)选取两个相邻的内圈和外圈电极，一个电极接地，另一个电极连接电流源；选取其他的两个相邻的内圈和外圈电极作为一组测量电极，一个电极连接测量p端，另一个电极连接测量n端，通过电流激励后，测量p端和n端之间会采集到1个边界电压值；
18.(4)接地电极和连接电流源电极不变，再选取其他的两个相邻的内圈和外圈电极作为一组测量电极，一个电极连接测量p端，另一个电极连接测量n端，通过电流激励后，测量p端和n端之间采集到相应的1个边界电压值；测量过程为一个循环过程，每次选取不同组的测量电极采集到相应的1个边界电压测量值；
19.(6)每个循环过程各选择一组相邻的内圈和外圈电极，一个电极接地，另一个电极连接电流源，重复(3)～(4)，直至所有组相邻的内圈和外圈电极均被选择，从而得到完整的边界电压测量值。
20.进一步地，选用聚酰亚胺材料作为柔性传感器的基板材料，将镀金的铜电极作为柔性传感器的电极材料。
21.进一步地，在电阻抗成像中通过测量被测场域的边界电压值，通过频差图像重建算法对场域内的电参数分布进行重构，将边界电压值转变为被测场域内的电导率分布值，进行压疮图像重建。
22.本发明应用于压疮的检测，为了适应人体的正常弯曲程度以及与皮肤的贴合程度，从电极的材料和基板的材料上进行改进，贴合度的提升也降低了皮肤与传感器的接触阻抗。对电极阵列形式进行改进并对电流激励模式进行选择，采用星形电极阵列的形式通过向内部增加电极的方式来提高中心被测场域的检测灵敏度，提升了针对挤压伤的电阻抗检测质量。
附图说明
23.图1为柔性电极传感器的设计示意图；
24.图2为柔性电极传感器的结构示意图；
25.图3为comsol建立的三维压疮模型；
26.图4为压疮位置图；
27.图5为通过频差图像重建算法产生的挤压伤图像；
28.图6为柔性电极的实物图。
具体实施方式
29.结合附图和实例对本发明的柔性电极传感器进行说明。
30.本发明应用于压疮的电阻抗检测方向，为了满足柔性传感器和生物组织的适配，针对传感器的电极材料、基板材料和电极阵列形式三个方向进行改进，如图1所示为柔性电极传感器的设计示意图，柔性传感器的具体设计如下：
31.首先，对柔性传感器的电极进行选取，柔性传感器具有可弯曲性，其电极材料应使
用具有良好柔韧性、可拉伸性、导电性与稳定性的软金属。金、银、铜、镍是最为常见的软金属电极材料，铜具有良好的导电性并且价格较低，所以铜的应用最为广泛，但是当它长时间暴露在空气中时会发生氧化反应，使其与生物组织表面的贴合性降低，接触阻抗增大，从而影响系统的测量精度，无法长时间多次使用。镍有良好的导电性，但具有更高的抗氧化性，但镍对人体有害，如果长期使用，容易对人体造成安全威胁。银与氯化银是制作柔性电极常用的材料，导电性较强，但是银电极在空气中也会缓慢的发生氧化反应。相比来说，金为惰性金属，使用金制成的电极在空气中不易产生氧化反应，同时金属于亲和生物阻抗传感材料，但是制作成本相对较高。本发明的柔性传感器电极采用了沉金工艺，通过对铜电极镀金，即弥补了铜电极易氧化的不足，同时也解决了金电极生产成本较高的问题。
32.其次，开放式电极对生物组织进行检测时，传感器电极需要良好的贴合在生物组织表面，这就要求传感器的基板材料需具有较好的灵活与可弯曲特性，以实现电压测量信号的精准采集。聚酰亚胺材料具有可重复性强、耐高温、可弯曲性强等显著优势，因此选用聚酰亚胺材料为柔性传感器的基板材料。
33.然后，设计了星形电极阵列形式，对电阻抗的检测进行改进。柔性传感器中的电极排列方式是影响最终检测结果以及图像重建效果的另一个重要因素，不同的电极排列方式会影响被测生物组织场域内的测量结果。星形电极阵列形式的传感器通过向内部增加电极的方式来提高中心被测场域的检测灵敏度。电极分布的选择和电流激励模式的选择具体如下：
34.1、星形电极阵列由内外两圈圆形电极阵列组成，每圈圆形电极阵列有8个电极，如图2所示为星形电极阵列的结构示意图，图中标号为单数的电极表示外圈电极，标号为双数的电极表示内圈电极。每个电极的直径为2mm，外圈圆形电极阵列的半径为r1，内圈圆形电极阵列半径为r2，其中r1＝16mm，r2＝8mm，这样设计的目的是通过在内部增加电极分布的密度来提高平面的中心灵敏度。
35.2、传感器使用相邻激励、相邻测量的方法。如图2中所示，给16个电极依次进行编号为1-16，具体电流激励过程和电压测量过程如下：
36.(1)每一个电极都有五种不同的状态：连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n端及不参与激励测量时的高阻状态。
37.(2)每一次测量过程都需要四个电极配合完成，需要从16个电极中选取其中四个电极配置为连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n端四种状态，其他的电极配置为不参与激励测量的高阻状态。
38.(3)首先选取1号电极接地，2号电极连接电流源，3号电极连接测量p端，4号电极测量连接测量n端。通过电流激励后，测量p端和n端之间会采集到1个边界电压值。
39.(4)接地电极和连接电流源电极不变，选取4号电极连接测量p端，5号电极连接测量n端，同样可以采集到1个边界电压值。
40.(5)测量过程为一个循环过程，当1号电极接地，2号电极连接电流源，选取连接测量p端和测量n端的电极依次为3-4，4-5，5-6，
……
，15-16，每次选取不同的测量电极都会产生1个边界电压测量值，一共可以采集到13个边界电压测量值。
41.(6)当1号电极接地，2号电极接电流源测量完成后，更改为2号电极接地，3号电极接电流源，重复类似(3)～(5)的步骤选取除了2号电极和3号电极的其他电极为测量电极，
同样可以得到13个边界电压测量值。
42.(6)接地电极和接电流源的电极也为一个循环过程，依次选择1-2，2-3，3-4，
……
，16-1，一共变换16次，所以一共采集到16
×
13＝208个边界电压测量值。
43.3、测量得到的边界电压值与被测场域内的电导率有着非线性关系，边界电压测量值的变化通过图像重建算法得到被测场域的电导率分布图像，由此可以观察到压疮的结果。
44.为了测试传感器的效果，采用comsol构建三维有限元仿真挤压伤模型，如图3所示，图中设计星形电极阵列，电极直径为2mm；设计肌肉组织模型为长方体，长宽高分别为5cm、5cm、2cm；设计挤压伤模型为圆柱体，半径和高度分别为4mm和5mm。如图4所示为挤压伤模型和肌肉组织模型的位置示意图，可以从图中看到挤压伤圆柱体模型位于肌肉组织长方体表面的正中心位置处。
45.在电阻抗成像中被测场域的边界电压值通过图像重建算法，将边界电压值转变为被测场域内的电导率分布值，即对场域内的电参数分布进行重构并进行图像重建。
46.电阻抗成像常用的成像方法是差分成像，差分成像又分为时差法和频差法。这里采用频差法，即在两个不同的电流频率下进行两次边界电压采集，并根据两次电压值之差重建被测场域内电学参数的相对变化。
47.在本次模拟仿真中，电流频率分别选择15khz和100khz，不同频率下的模型电特性参数不同，当电流频率为15khz时，设置肌肉模型的电特性参数，电导率为0.34316s/m，相对介电常数为19768，压疮模型的电导率为0.01s/m，相对介电常数为10000；当电流频率为100khz时，设置肌肉模型的电特性参数，电导率为0.36185s/m，相对介电常数为8089.2，挤压伤模型的电导率为0.1s/m，相对介电常数为6000。
48.电阻抗被测区域内看作恒定电流场，可以得到被测场域内电导纳γ与边界电压测量值之间为非线性关系其中j为电流密度；
49.对其进行泰勒展开可得：
[0050][0051]
其中δγ表示被测场域内电导纳的微小变化，表示边界电压测量值的变化，o((δγ)2)表示δγ的高阶，o((δγ)2)及(δγ)2的高阶项变化很小可以忽略，可得：
[0052][0053]
将被测场域划分为大量的有限单元，对上式进行离散化可得
[0054]a△
x＝
△b[0055]
其中δb∈rm×1与相对应，代表边界电压测量值的变化，m为边界电压测量值的数量；δx∈rn×1与δγ对应，代表被测场域内电导纳的变化，n为被测场域内划分网格的数量，a∈rm×n对应代表边界电压测量值随被测场域内电导率变化的关系，称为灵敏度矩阵。
[0056]
边界电压的变化值由15khz和100khz频率下的电流产生，即
[0057][0058]
其中，和分别表示两个不同频率下的电压测量值。
[0059]
由上述计算可通过被测场域内不同频率下的电导率变化，得到重建电导率分布图像，从而可以对挤压伤进行识别。
[0060]
如图5所示为通过频差图像重建算法产生的挤压伤图像，从图中可以看出中心部位的灰度与周围的灰度有着明显的区别，即挤压伤的位置明显位于图像中心，并且与图4中挤压伤的位置相符合，说明了该星形电极阵列的传感器可以通过电阻抗检测对压疮的位置进行识别。
[0061]
图6为柔性电极传感器的实物图，将柔性电极传感器贴置在挤压伤处，通过激励电极、接地电极、测量电极的循环激励和循环测量得到电压测量值，从图6中可知每个电极的信号会通过基板上的铜线传导，并且激励电流及测量信号通过杜邦线连接到电阻抗检测系统，电阻抗检测系统会将测量数据传输到上位机，完成整个电阻抗检测过程。
[0062]
本发明使用铜电极镀金的方式改进电极的材料，铜电极镀金的方式不仅弥补了铜电极易氧化的不足，同时也解决了金电极生产成本较高的问题，同时满足柔性传感器具有可弯曲的性能；使用聚酰亚胺材料作为柔性传感器的基板，有可重复性强、耐高温、可弯曲性强等显著优势，同时也满足了挤压伤检测过程中传感器与生物组织贴合性的要求；传感器使用星形阵列形式，提高中心被测场域的检测灵敏度，同时增大了相邻激励与测量电极的距离，提升了针对挤压伤的电阻抗检测效果；并且通过comsol模拟模型仿真验证了该柔性电极传感器可以对压疮进行有效检测。

技术特征：
1.一种基于电阻抗检测的压疮柔性传感器，包括柔性基板和电极阵列，其特征在于，电极阵列为星形电极阵列，包括内外两圈同圆心的圆形电极阵列组成，每圈圆形电极阵列的电极在柔性基板上均匀分布，两圈电极阵列的电极总数相等；使用相邻激励、相邻测量的方法，具体电流激励过程和电压测量过程如下：(1)每一个电极都有五种不同的状态：连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n端及不参与激励测量时的高阻状态；(2)每一次测量过程都需要四个电极配合完成，从星形电极阵列中选取四个电极配置为连接电流源、接地、连接测量p端、连接测量n端四种状态，其他的电极配置为不参与激励测量的高阻状态；(3)选取两个相邻的内圈和外圈电极，一个电极接地，另一个电极连接电流源；选取其他的两个相邻的内圈和外圈电极作为一组测量电极，一个电极连接测量p端，另一个电极连接测量n端，通过电流激励后，测量p端和n端之间会采集到1个边界电压值；(4)接地电极和连接电流源电极不变，再选取其他的两个相邻的内圈和外圈电极作为一组测量电极，一个电极连接测量p端，另一个电极连接测量n端，通过电流激励后，测量p端和n端之间采集到相应的1个边界电压值；测量过程为一个循环过程，每次选取不同组的测量电极采集到相应的1个边界电压测量值；(6)每个循环过程各选择一组相邻的内圈和外圈电极，一个电极接地，另一个电极连接电流源，重复(3)～(4)，直至所有组相邻的内圈和外圈电极均被选择，从而得到完整的边界电压测量值。2.根据权利要求1所述的压疮柔性传感器，其特征在于，选用聚酰亚胺材料作为柔性传感器的基板材料，将镀金的铜电极作为柔性传感器的电极材料。3.根据权利要求1所述的压疮柔性传感器，其特征在于，在电阻抗成像中通过测量被测场域的边界电压值，通过频差图像重建算法对场域内的电参数分布进行重构，将边界电压值转变为被测场域内的电导率分布值，进行压疮图像重建。

技术总结
本发明涉及一种基于电阻抗检测的压疮柔性传感器，包括柔性基板和电极阵列，其特征在于，电极阵列为星形电极阵列，包括内外两圈同圆心的圆形电极阵列组成，每圈圆形电极阵列的电极在柔性基板上均匀分布，两圈电极阵列的电极总数相等；使用相邻激励、相邻测量的方法。使用相邻激励、相邻测量的方法。使用相邻激励、相邻测量的方法。


技术研发人员：许燕斌 张帅福 刘赛强 董峰
受保护的技术使用者：天津大学
技术研发日：2023.02.14
技术公布日：2023/8/9