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摘要：在介入治疗心血管疾病时，为了可以有效的对血流储备分数与血流量的测量这两个参数同时进行测量，在本研究中，对开发出的基于柔性 MEMS技术的 FFR 传感器和流量传感器进行了详细的分析与探讨，通过体外验证试验，来对2个传感器的有效性分别进行了验证。
关键词：心血管介入治疗；电化学阻抗法；柔性 MEMS传感器
引言
在本文中，将电化学阻抗方法应用于血流储备分数（FFR）以及血流量的测量中，并基于柔性电子工艺制作传感器，在介入治疗心血管疾病时，以此来实现这2个参数同时被测量，来克服当前传感器存在的以上局限性。
1.原理与设计
1.1 测量原理
通常情况下，金属电极与电解质溶液两者之间发生接触后，会产生一层“金属-溶液”界面（即双电层），其厚度为纳米级的，位置在电极 与溶液之间。双电层的主要组成部分是扩散层与吸附层，在电学测量中，扩散层与吸附层主要呈现出电容特性。双电层电容对溶液的流动非常的敏感，这主要源于在静止溶液与流动溶液中，扩散层中的离子浓度具有明显性的差异，扩散层电容（Cd）对溶液浓度具有较高的敏感性的。人体的血管壁与血液都是属于导电体，如果将人体中的一段血管与血管内的血液看作为一个电阻，那么，血液就是其阻值的主要决定因素，这主要是由于血管壁的电阻率是血液的3倍左右。由于导体的电阻与横截面积成反比，所以，血管内血液的横截面积会随着变得狭窄而减小，血液的电阻会随之增大。
在本研究中，通过在1段对置于血液中的电极间施加交流电（AC），以此来测得“电极-血 液-电 极”体系的电化学阻抗，通过充分的运用其来对血管狭窄程度与血液流量进行反求。
一般情况下，当AC频率过低时，我们可以将双层电容来用测量得出的阻抗来进行反应，进而反映出血液的流量。当随着AC频率的逐渐增大，电容的阻抗会随之减小，血液的电阻（RS）就可以通过这时测量得出的阻抗进行反映。
在本式中：Z用来代表狭窄两端测得的阻抗用；l用来代表狭窄的长度可以用；ρ用来代表血液的电阻率；AS用来代表狭窄处血管的内径；RS用来代表血液的电阻，双电层电容和血液阻抗可以通过将激励 AC的频率进行改变来进行有效的分离，以此来实现不同参数的获取。如图1所示，其为基于 EI方法的 FFR 传感器和流量传感器原理图。
1.2器件设计
在本研究中所研究的柔性 MEMS电化学阻抗传感器，其主要是通过将 FFR 传感器和流量传感器制作到一张Parylene-C薄膜上，所用的器件中还包含了测量电极与传感器引线等，器件采用有机材料制作，器件的厚度极薄，总的厚度为8μm，其具有较好的柔性，将其安装在医用导丝或导管的表面，可以得到阻抗导丝，有效的实现在不破坏导丝的柔性的前提下，实现导丝上多传感器的集成。在本研究中，通过采用柔性電子工艺来进行制作测试器件原型，器件所采用的电极材料是Au。
2、实验
在本研究中，通过采用体外验证的方法，来对2个传感器的有效性进行了实验验证。通过采用一套模拟血管的测试系统测试器件与装置，来模拟人体冠状动脉的血流环境，以此来对传感器进行实际性的测试验证。如图2所示。
通过运用硅胶管来进行模拟人体的心血管，其内径在3.5mm，人体血液的模拟通过常采用1×PBS溶液来进行模拟，心脏的液流通过采用齿轮泵来进行模拟，对流体压力和流量，可以通过采用节流阀和减压阀进行有效的控制。血管狭窄的模拟实验可以通过采用3D 打印的方法，来控制与改变内徑的大小，以此来模拟人体不同程度狭窄血管。近端（Pa）与远端（Pd）的血液压力可以通过安装在模拟的狭窄血管上游和下游的商用压力传感器来进行测量，流量传感器测量的参考标准以远端布置的商用流量传感器作为标准。通过在所模拟的狭窄血管处将硅胶管开口，在模拟狭窄血管内将阻抗导丝插入其中，然后在将开口处用黏合剂进行密封，进行实验验证。
3、测试结果
3.1流量传感器响应
在本研究中，流量传感器的测试结果如图3所示。
如图3（a）所示，其为在不同激励频率下，流量传感器的流量响应。依照测试的结果我们可以看出，随着流量的增大流量传感器的阻抗也随之增大，随着频率的减小传感器灵敏度随之而增大。
如图3（b）所示，其为在不同测试电压时，流量传感器所呈现出的响应。依照测试的结果我们可以得出，随着测试电压的增加，而流量传感器阻抗随之减小，但是，其的灵敏度却没有明显的差异性。由此可以说明，在灵敏度的观点上进行考虑的话，流量传感器 的 测 试 频 率 应该处于500HZ左右或者更低。
针对于灵敏度的影响因素来讲，对其影响最直接的因素是传感器阻抗的初始值（offset），激励电压的影响不大，但是为了避免出现不可逆的电极反应，电压不能超过电极的“Electrochemical Window”值。
3.3FFR传感器响应
在本研究试验中，在模拟血管狭窄两侧安装的商用压力传感器所测量得出的值用来反映FFR的值，依照测试的结果，我们可以得出，FFR的值随着模拟血管的狭窄内径的增大而增大，其中，当FFR的值等于1时，其模拟的血管没有出现狭窄的状况，当FFR的值逐渐缩小时，血管出现不同程度的狭窄，当FFR的值等于0时，这时的血管完全被堵塞。
在本研究中，几何尺寸方法是本研究主要用来评价FFR的方法，在实际的临床中，还是需要通过建立阻抗变化与FFR 的数据库，以此来实现对FFR传感器的评定。在实际的临床中，血压、收缩力、心率都不会对FFR的值造成影响，但是，血流量对其却有直接性的影响。由此可以说明，可以通过建立起流量与FFR 的关系，反过来求最大血流相的FFR 值。
参考文献：
[1]朱丹，李强强，逄秀梅，刘悦，王雪，贾曼，陈刚. 阻抗光谱在电化学生物传感器中的应用[J]. 化学传感器，2016，36（01）：42-47. [2017-08-08].
[2]姚瑶. 基于电化学阻抗的蛋白传感器及其在肝纤维化血清标志物检测中的应用研究[D].浙江大学，2016.
关键词：心血管介入治疗；电化学阻抗法；柔性 MEMS传感器
引言
在本文中，将电化学阻抗方法应用于血流储备分数（FFR）以及血流量的测量中，并基于柔性电子工艺制作传感器，在介入治疗心血管疾病时，以此来实现这2个参数同时被测量，来克服当前传感器存在的以上局限性。
1.原理与设计
1.1 测量原理
通常情况下，金属电极与电解质溶液两者之间发生接触后，会产生一层“金属-溶液”界面（即双电层），其厚度为纳米级的，位置在电极 与溶液之间。双电层的主要组成部分是扩散层与吸附层，在电学测量中，扩散层与吸附层主要呈现出电容特性。双电层电容对溶液的流动非常的敏感，这主要源于在静止溶液与流动溶液中，扩散层中的离子浓度具有明显性的差异，扩散层电容（Cd）对溶液浓度具有较高的敏感性的。人体的血管壁与血液都是属于导电体，如果将人体中的一段血管与血管内的血液看作为一个电阻，那么，血液就是其阻值的主要决定因素，这主要是由于血管壁的电阻率是血液的3倍左右。由于导体的电阻与横截面积成反比，所以，血管内血液的横截面积会随着变得狭窄而减小，血液的电阻会随之增大。
在本研究中，通过在1段对置于血液中的电极间施加交流电（AC），以此来测得“电极-血 液-电 极”体系的电化学阻抗，通过充分的运用其来对血管狭窄程度与血液流量进行反求。
一般情况下，当AC频率过低时，我们可以将双层电容来用测量得出的阻抗来进行反应，进而反映出血液的流量。当随着AC频率的逐渐增大，电容的阻抗会随之减小，血液的电阻（RS）就可以通过这时测量得出的阻抗进行反映。
在本式中：Z用来代表狭窄两端测得的阻抗用；l用来代表狭窄的长度可以用；ρ用来代表血液的电阻率；AS用来代表狭窄处血管的内径；RS用来代表血液的电阻，双电层电容和血液阻抗可以通过将激励 AC的频率进行改变来进行有效的分离，以此来实现不同参数的获取。如图1所示，其为基于 EI方法的 FFR 传感器和流量传感器原理图。
1.2器件设计
在本研究中所研究的柔性 MEMS电化学阻抗传感器，其主要是通过将 FFR 传感器和流量传感器制作到一张Parylene-C薄膜上，所用的器件中还包含了测量电极与传感器引线等，器件采用有机材料制作，器件的厚度极薄，总的厚度为8μm，其具有较好的柔性，将其安装在医用导丝或导管的表面，可以得到阻抗导丝，有效的实现在不破坏导丝的柔性的前提下，实现导丝上多传感器的集成。在本研究中，通过采用柔性電子工艺来进行制作测试器件原型，器件所采用的电极材料是Au。
2、实验
在本研究中，通过采用体外验证的方法，来对2个传感器的有效性进行了实验验证。通过采用一套模拟血管的测试系统测试器件与装置，来模拟人体冠状动脉的血流环境，以此来对传感器进行实际性的测试验证。如图2所示。
通过运用硅胶管来进行模拟人体的心血管，其内径在3.5mm，人体血液的模拟通过常采用1×PBS溶液来进行模拟，心脏的液流通过采用齿轮泵来进行模拟，对流体压力和流量，可以通过采用节流阀和减压阀进行有效的控制。血管狭窄的模拟实验可以通过采用3D 打印的方法，来控制与改变内徑的大小，以此来模拟人体不同程度狭窄血管。近端（Pa）与远端（Pd）的血液压力可以通过安装在模拟的狭窄血管上游和下游的商用压力传感器来进行测量，流量传感器测量的参考标准以远端布置的商用流量传感器作为标准。通过在所模拟的狭窄血管处将硅胶管开口，在模拟狭窄血管内将阻抗导丝插入其中，然后在将开口处用黏合剂进行密封，进行实验验证。
3、测试结果
3.1流量传感器响应
在本研究中，流量传感器的测试结果如图3所示。
如图3（a）所示，其为在不同激励频率下，流量传感器的流量响应。依照测试的结果我们可以看出，随着流量的增大流量传感器的阻抗也随之增大，随着频率的减小传感器灵敏度随之而增大。
如图3（b）所示，其为在不同测试电压时，流量传感器所呈现出的响应。依照测试的结果我们可以得出，随着测试电压的增加，而流量传感器阻抗随之减小，但是，其的灵敏度却没有明显的差异性。由此可以说明，在灵敏度的观点上进行考虑的话，流量传感器 的 测 试 频 率 应该处于500HZ左右或者更低。
针对于灵敏度的影响因素来讲，对其影响最直接的因素是传感器阻抗的初始值（offset），激励电压的影响不大，但是为了避免出现不可逆的电极反应，电压不能超过电极的“Electrochemical Window”值。
3.3FFR传感器响应
在本研究试验中，在模拟血管狭窄两侧安装的商用压力传感器所测量得出的值用来反映FFR的值，依照测试的结果，我们可以得出，FFR的值随着模拟血管的狭窄内径的增大而增大，其中，当FFR的值等于1时，其模拟的血管没有出现狭窄的状况，当FFR的值逐渐缩小时，血管出现不同程度的狭窄，当FFR的值等于0时，这时的血管完全被堵塞。
在本研究中，几何尺寸方法是本研究主要用来评价FFR的方法，在实际的临床中，还是需要通过建立阻抗变化与FFR 的数据库，以此来实现对FFR传感器的评定。在实际的临床中，血压、收缩力、心率都不会对FFR的值造成影响，但是，血流量对其却有直接性的影响。由此可以说明，可以通过建立起流量与FFR 的关系，反过来求最大血流相的FFR 值。
参考文献：
[1]朱丹，李强强，逄秀梅，刘悦，王雪，贾曼，陈刚. 阻抗光谱在电化学生物传感器中的应用[J]. 化学传感器，2016，36（01）：42-47. [2017-08-08].
[2]姚瑶. 基于电化学阻抗的蛋白传感器及其在肝纤维化血清标志物检测中的应用研究[D].浙江大学，2016.