CN112842311A - 一种可穿戴式心率实时检测系统 - Google Patents

Abstract

一种可穿戴式心率实时检测系统，包括计算机程序存储介质、处理装置和压力传感器，所述压力传感器用于采集脉搏数据，所述处理装置执行计算机程序时进行的处理包括：对采集的脉搏数据进行数据预处理；提取脉搏数据的周期性峰值；根据脉搏数据的周期性峰值计算瞬时心率；对于在设定的较短时间内连续测量的短期心率数据计算极差/全距和四分位距，对于在设定的较长时间内连续测量的长期心率数据计算心率变异性；判断计算的极差/全距、四分位距以及心率变异性是否超出各自的设定阈值，并根据判断结果生成反映心律健康情况的检测结果。

Description

一种可穿戴式心率实时检测系统

技术领域

本发明涉及一种可穿戴式心率实时检测系统。

背景技术

心率是用于衡量心血管系统功能的最常用、也是最重要的生理参数之一。正常人的安静心率一般在60～100次/分钟内；而常见的生理活动，如剧烈运动、兴奋激动、吸烟饮酒等，都会造成心率的变化。心率在疾病诊断中也十分重要。长时间的心率过快可能是由于发热感染、贫血休克、心率衰竭等病理原因造成的；而长期的心率过低则可能与甲状腺机能低下、心房纤颤或服用安眠性药物有关。心率的过快或过慢都会导致心悸、胸闷等不适感。因此对心率的实时检测具有重要的医学价值。

在医院的临床诊断中，经常从心电图中获取患者的心率，以便对心率不齐、心脏异常搏动等病症进行诊断，或者跟踪药物的治疗疗效。这种方法需要借助昂贵且笨重的医疗设备，不能满足日常生活中连续监测的需求。目前也已经出现了一些商用的可实现心率测量的智能手表，在日常的睡眠监测、运动监测等方面有所应用。但这些智能手表大多都是借助光电传感器检测血液容量来间接测量脉搏和心率的，因此它们的结果很容易受到环境光、肢体运动等外界因素的干扰，这些智能手表经常面临着测量结果精度不高或稳定性差的问题，因而相应的医学价值有限。更重要的是，现有的可穿戴式心率检测装置往往只限于对心率的获取，而没有对心率结果做进一步的评价和统计分析，未能完全发挥出心率的医学作用，不能真正的起到疾病诊断与预警的效果。

需要说明的是，在上述背景技术部分公开的信息仅用于对本申请的背景的理解，因此可以包括不构成对本领域普通技术人员已知的现有技术的信息。

发明内容

本发明的主要目的在于克服上述背景技术存在的问题，提供一种可穿戴式心率实时检测系统。

为实现上述目的，本发明采用以下技术方案：

一种可穿戴式心率实时检测系统，包括计算机程序存储介质、处理装置和压力传感器，所述压力传感器用于采集脉搏数据，所述处理装置执行计算机程序时进行如下处理，包括：对采集的脉搏数据进行数据预处理；提取脉搏数据的周期性峰值；根据脉搏数据的周期性峰值计算瞬时心率；对于在设定的较短时间内连续测量的短期心率数据计算极差/全距和四分位距，对于在设定的较长时间内连续测量的长期心率数据计算心率变异性；判断计算的极差/全距、四分位距以及心率变异性是否超出各自的设定阈值，并根据判断结果生成反映心律健康情况的检测结果。

进一步地：

所述数据预处理包括去除基线、低通滤波、幅值归一化。

所述计算极差/全距和四分位距包括：

将所述瞬时心率由小到大排列后，以第25％的数字做为第一四分位数Q1，第50％的数字做为第二四分位数Q2，第75％的数字做为第三四分位数Q3，并取得瞬时心率的最小值Q0和最大值Q4，根据如下公式(1)和(2)计算极差/全距和四分位距：

极差/全距＝Q4–Q0 (1)

四分位距＝Q3–Q1 (2)

根据如下公式(3)计算心率变异性：

其中ti是心跳瞬时周期数据，

是n个心跳瞬时周期数据的均值。

所述处理装置执行计算机程序时进行的处理还包括：根据所述短期心率数据和所述长期心率数据分别计算平均心率，并还根据所述平均心率得出反映心律健康情况的检测结果。

所述压力传感器为柔性压力传感器，包括依次层叠在一起的第一金属电极层、第一驻极体层、第二驻极体层以及第二金属电极层，所述第一驻极体层与所述第二驻极体层之间具有空气腔，所述空气腔内的空气经电晕极化电离出的正负电荷分别由所述第一驻极体层和所述第二驻极体层捕获而形成电荷偶极子，初始状态下所述电荷偶极子与所述第一、第二金属电极层上的感应电荷形成电场平衡，当所述传感器受压变形时，偶极矩改变，所述感应电荷转移而在外电路上形成电流，当释放压力时，所述传感器由于自身弹性恢复原状，在外电路上形成反向的电流并恢复所述电场平衡。

所述第一驻极体层和/或所述第二驻极体层的内表面上具有凹槽。

所述第一驻极体层的内表面上具有相互平行的多个第一条形凹槽，所述第二驻极体层的内表面上具有相互平行的多个第二条形凹槽，所述第一条形凹槽和所述第二条形凹槽彼此相对，优选还彼此垂直。

所述第一驻极体层和/或所述第二驻极体层的材料选自氟化乙烯丙烯共聚物(FEP)、聚丙烯(PP)、聚偏氟乙烯(PVDF)；所述第一金属电极层和/或所述第二金属电极层的材料选自金(Au)、银(Ag)、铜(Cu)、铝(Al)、铬(Cr)。

由所述第一驻极体层与所述第二驻极体层共同形成封闭的空气腔。

与现有技术相比，本发明具有如下有益效果：

本发明针对心率实时检测和疾病诊断的需求，提出了一种可穿戴式的心率实时检测装置，并提出了两种对心率数据进行评价的处理方式，从短期心率数据和长期心率数据两方面加以处理。对于短期心率数据，使用极差或全距、四分位距和平均心率等统计参数；对于长期心率数据，则使用心率变异性和平均心率：这些评估方式和得到的参数可用于衡量心率数据的分散程度，进而评估使用者患心律不齐等病症的风险。本发明所提出的可穿戴式心率实时检测装置及评估方法可用于克服现有心率测试装置精度低、稳定性差、未做数据分析、不具备疾病诊断能力等缺点，具有重要的医疗价值。

优选实施例提供的柔性压力传感器中具有长时间稳定储存电荷的能力，这使得该传感器可以长期使用而不会有性能上的衰减，即具有优异的稳定性，能够长时间地稳定测量脉搏。另外，该传感器灵敏度高，能够以很小的面积测量脉搏，这对于指尖脉搏、静脉脉搏的测量也十分有利。本发明的传感器可实现十分轻薄，具有很好的柔性，可以与皮肤表面良好地接触以获得更清晰的脉搏信号，具有轻薄、柔性、精度高、稳定性好的优点，而且在长时间佩戴时不会给使用者造成不适感。便于同时制作多个传感器，满足实际应用对大批量生产、快速制作成型的需求。

附图说明

图1为本发明实施例的可穿戴式心率实时检测系统的结构示意图。

图2为本发明实施例的用于心率数据评估的算法流程图。

图3为本发明实施例的典型的脉搏信号和瞬时心率的计算示意图。

图4为本发明实施例的用于计算极差/全距、四分位距的示意图。

图5为本发明一种实施例的传感器制作流程图。

图6a为本发明一种实施例的传感器的结构示意图。

图6b为图6a所示传感器沿I–I线的截面图。

图6c为图6a所示传感器的分解示意图。

图7为本发明一种实施例的传感器的工作原理。

图8为本发明实施例的具有定点加压装置的系统的结构示意图。

图9为本发明实施例的定点加压装置对手腕处的定点加压效果图。

图10为本发明实施例的多路定点加压装置的结构示意图。

具体实施方式

以下对本发明的实施方式作详细说明。应该强调的是，下述说明仅仅是示例性的，而不是为了限制本发明的范围及其应用。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”或“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者间接在该另一个元件上。当一个元件被称为是“连接于”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或间接连接至该另一个元件上。另外，连接既可以是用于固定作用也可以是用于耦合或连通作用。

需要理解的是，术语“长度”、“宽度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明实施例和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多该特征。在本发明实施例的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。

参阅图1至图4，在一种实施例中，一种可穿戴式心率实时检测系统，包括计算机程序存储介质、处理装置和压力传感器，所述压力传感器用于采集脉搏数据，所述处理装置执行计算机程序时进行如下处理，包括：对采集的脉搏数据进行数据预处理；提取脉搏数据的周期性峰值；根据脉搏数据的周期性峰值计算瞬时心率；对于在设定的较短时间内连续测量的短期心率数据计算极差/全距和四分位距，对于在设定的较长时间内连续测量的长期心率数据计算心率变异性；判断计算的极差/全距、四分位距以及心率变异性是否超出各自的设定阈值，并根据判断结果生成反映心律健康情况的检测结果。处理装置可以是以微处理器为核心的电路装置。

在优选的实施例中，所述数据预处理包括去除基线、低通滤波、幅值归一化。

在优选的实施例中，所述计算极差/全距和四分位距包括：

在优选的实施例中，将所述瞬时心率由小到大排列后，以第25％的数字做为第一四分位数Q1，第50％的数字做为第二四分位数Q2，第75％的数字做为第三四分位数Q3，并取得瞬时心率的最小值Q0和最大值Q4，根据如下公式(1)和(2)计算极差/全距和四分位距：

极差/全距＝Q4–Q0 (1)

四分位距＝Q3–Q1 (2)

根据如下公式(3)计算心率变异性：

其中ti是心跳瞬时周期数据，

是n个心跳瞬时周期数据的均值。

在优选的实施例中，所述处理装置执行计算机程序时进行的处理还包括：根据所述短期心率数据和所述长期心率数据分别计算平均心率，并还根据所述平均心率得出反映心律健康情况的检测结果。

本发明实施例通过短期心率评价(极差或全距、四分位距、均值)和长期心率评价方法(心率变异性、均值)两种评价体系，可以从心率数据中提取与心血管系统有关的生理参数，并对异常的心脏搏动情况发出预警。本发明实施例不仅实现了可穿戴式心率测量，而且通过对心率数据的评价和统计分析，提高了检测的精度和医疗价值，在可穿戴医疗电子和智慧医疗领域具有重要的应用前景。

在优选的实施例中，所述压力传感器为柔性压力传感器。

参阅图5至图7，优选实施例的柔性压力传感器包括依次层叠在一起的第一金属电极层101、第一驻极体层102、第二驻极体层103以及第二金属电极层104，所述第一驻极体层102与所述第二驻极体层103之间具有空气腔105，所述空气腔105内的空气经电晕极化电离出的正负电荷分别由所述第一驻极体层102和所述第二驻极体层103捕获而形成电荷偶极子，初始状态下所述电荷偶极子与第一金属电极层101、第二金属电极层104上的感应电荷形成电场平衡，当所述传感器受压变形时，偶极矩改变，所述感应电荷转移而在外电路上形成电流，当释放压力时，所述传感器由于自身弹性恢复原状，在外电路上形成反向的电流并恢复所述电场平衡。

在优选的实施例中，所述第一驻极体层102和/或所述第二驻极体层103的内表面上具有凹槽。凹槽的图案可以是周期性的线条凹槽图案、三角锥凹槽图案、长方体凹槽图案等、或者是无周期、无规律的凹槽图案。

在一个特别优选的实施例中，所述第一驻极体层102的内表面上具有相互平行的多个第一条形凹槽，所述第二驻极体层103的内表面上具有相互平行的多个第二条形凹槽，所述第一条形凹槽和所述第二条形凹槽彼此相对，优选还彼此垂直。

在不同的实施例中，所述第一驻极体层102和/或所述第二驻极体层103的材料可以选自氟化乙烯丙烯共聚物(FEP)、聚丙烯(PP)、聚偏氟乙烯(PVDF)。

在不同的实施例中，所述第一金属电极层101和/或所述第二金属电极层104的材料可以选自金(Au)、银(Ag)、铜(Cu)、铝(Al)、铬(Cr)。

在不同的实施例中，所述第一金属电极层101和/或所述第二金属电极层104可以为金属镀膜(如蒸镀金属膜)、丝网印刷或金属胶带粘接形成。

在优选的实施例中，由所述第一驻极体层102与所述第二驻极体层103共同形成封闭的空气腔105。

参阅图5至图7，在另一种实施例中，一种制作所述的高灵敏度柔性压力传感器的方法，包括如下步骤：

制作第一驻极体层102和第二驻极体层103，并将所述第一驻极体层102和所述第二驻极体层103相对接合在一起，两者之间形成空气腔105；

在所述第一驻极体层102的外表面形成第一金属电极层101，在所述第二驻极体层103的外表面形成第二金属电极层104；

其中，通过电晕极化使所述空气腔105内的空气电离出的正负电荷，分别由所述第一驻极体层102和所述第二驻极体层103捕获而形成电荷偶极子。

在优选的实施例中，所述制作第一驻极体层102和第二驻极体层103包括：通过激光雕刻在所述第一驻极体层102和/或所述第二驻极体层103的相对表面上形成凹槽。

在不同的实施例中，所述第一驻极体层102和所述第二驻极体层103的接合方式可以为热压键合、化学试剂键合或胶水粘接。

以下进一步举例描述本发明具体实施例。

图1给出了心率实时检测系统的结构示意图，该系统基于柔性压力传感器，用于直接感测脉搏搏动以增加结果的可靠性和稳定性。进一步的，该传感器与放大滤波电路、微处理器(用于实现脉搏数据的采样和存储)和/或显示屏、无线发送模块构成完整的心率监测系统，以实现心率的实时测量与显示。

图2给出了用于心率数据评估的算法的流程图。在经过去除基线、低通滤波、幅值归一化等数据预处理后，可以得到类似于图3所示的平滑稳定的脉搏数据。脉搏数据是具有一定周期性的，通过预先设定的时间阈值和幅值阈值可以很容易地找出每个脉搏周期的最高点，即图3中的圆形标记。任意两个相邻的最高点(圆形标记)之间的时间差就是瞬时的脉搏周期，即图中的t1、t2、t3、t4、t5就是这五个脉搏循环的瞬时周期。瞬时周期的倒数就是瞬时心率，即这五个脉搏循环的瞬时心率可表示为r1＝1/t1、r2＝1/t2、r3＝1/t3、r4＝1/t4和r5＝1/t5。瞬时周期和瞬时心率的效果一样，都可以用于评估心率数据。

对于连续测量时间小于1分钟的心率数据可以称之为短期心率数据。此时可以用极差/全距、四分位距、平均心率等参数来评估心率。图4给出了用于计算极差/全距、四分位距的示意图。假设一共有n个脉搏循环，根据图3所示的方法计算出瞬时脉搏周期t1、t2、t3……tn。进一步的，找出这n个心率数据由小到大排列后第25％的数字做为第一四分位数Q1；找出由小到大排列后第50％的数字做为第二四分位数Q2(即中位数)；找出由小到大排列后第75％的数字做为第三四分位数Q3；另外再找出数据中的最小值Q0和最大值Q4，即可得出图4所示的用于数据统计分析的示意图。图4中的数据示意图可用于衡量数据的发散程度，图4中的示意图长度越大，则意味着数据越发散。脉搏瞬时周期越发散，意味着心脏跳动越没有规律，使用者患有心律失常的风险就越高。

为了将上述结论量化为具体的数值，这里提出了使用极差/全距和四分位距来衡量脉搏瞬时周期的发散程度，其计算方式如下所示：

极差/全距＝Q4–Q0 (1)

四分位距＝Q3–Q1 (2)

这两个数值越大，意味着图4中示意图越长，心脏跳动的周期数据越发散，心律失常的风险就越高。因此可对这两个数据设定一个健康阈值，一旦超过了该阈值，本装置就会发出健康预警，警示使用者患有心血管疾病的危险。

对于连续测量时间超过1分钟的长期心率数据，由于测量时间增长，瞬时周期出现异常值的概率大大增加，因此无论是健康人群、还是非健康人群，图4示意图的长度都会增长。如果还使用公式(1)、(2)的评价参数，便无法区分出健康使用者和非健康使用者。因此这里使用心率变异性参数来衡量长期心率数据。心率变异性是长期测量中获得的心跳瞬时周期数据的标准差，其计算方式如公式(3)所示，其中

是n个心跳瞬时周期数据的均值。标准差的计算可以大大降低异常值的干扰，从而使结果更准确、可靠。同样的，可对心率变异性设定一个健康阈值，一旦使用者的计算结果超出该阈值，本装置将及时发出健康预警。

无论是短期心率数据、还是长期心率数据，平均心率都是一个重要的评价参数，它可从平均值的角度来评价使用者的心跳速度，进而衡量使用者患有心动过速或心动过缓的风险。其计算方法如公式(4)所示。

柔性压力传感器

可穿戴式心率实时检测系统中优选采用柔性压力传感器。参阅图5至图7，本发明优选实施例提供的柔性压力传感器中，在第一驻极体层102与第二驻极体层103之间具有空气腔105，且所述空气腔105内的空气经电晕极化电离出正负电荷，分别由所述第一驻极体层102和所述第二驻极体层103捕获而形成电荷偶极子，初始状态下所述电荷偶极子与金属电极层101、104上的感应电荷形成电场平衡，当所述传感器受压变形时，偶极矩改变，所述感应电荷转移而在外电路上形成电流，当释放压力时，所述传感器由于自身弹性恢复原状，在外电路上形成反向的电流并恢复所述电场平衡，由此，柔性压力传感器能够感受脉搏的搏动，输出相应的电流，实现脉搏的测量。

由于驻极体材料具有稳定储存电荷的能力，这使得该传感器可以长期使用而不会有性能上的衰减，即具有优异的稳定性，能够长时间地稳定测量脉搏。另外，该传感器灵敏度高，能够以很小的面积测量脉搏，这对于指尖脉搏、静脉脉搏的测量十分有利。本发明实施例的传感器可实现十分轻薄(50～100μm)，具有很好的柔性，可以与皮肤表面良好地接触以获得更清晰的脉搏信号，而且在长时间佩戴时不会给使用者造成不适感。可以同时制作多个传感器，满足实际应用对大批量生产、快速制作成型的需求。本发明实施例的柔性压力传感器在脉搏等生理信号测量、电子皮肤、人机交互界面等领域具有广泛的应用前景。

在一个具体实施例中，基于激光雕刻和热压键合工艺制作柔性压电驻极体传感器。使用激光在两个驻极体薄膜(作为示例采用FEP薄膜)上切割出线条沟槽，让两个FEP薄膜上的线条沟槽彼此垂直放置，热压键合以形成密闭的空气腔。在传感器的一侧蒸镀金属电极之后，通过高压电源对传感器电晕充电，最后在传感器的另一侧贴附金属胶带，做为另一侧的电极。替代实施例中，也可以将蒸镀的金属电极换成贴附的金属胶带，这样可以进一步降低成本，缩短制作周期，并提高传感器长期使用中的鲁棒性。

图5示出传感器制作流程的一种示例。101表示第一金属电极层；102表示第一驻极体层；103表示第二驻极体层；104表示第二金属电极层。所用的驻极体薄膜的材料可以是氟化乙烯丙烯共聚物(FEP)、聚丙烯(PP)、聚偏氟乙烯(PVDF)等，这里优选为FEP薄膜；所用的金属电极可以是金(Au)、银(Ag)、铜(Cu)、铝(Al)、铬(Cr)等材料，这里优选为Cu电极。为了达到柔性的效果，驻极体薄膜的厚度可以是10～100μm，这里优选为25μm；金属电极的厚度为0.1μm～10μm，这里优选为10μm。

由于驻极体膜很薄，为了使薄膜平整、以及便于下一步的处理，将驻极体薄膜放置在硬质基底上。所选的硬质基底应平整光滑，表面能低，便于经过后续的处理后，驻极体薄膜还能顺利地被撕下。硬质基底的材料可以被优选为1mm厚的铜板。将驻极体薄膜平整地放在硬质基底上，并用轻柔的纸擦拭数次，以除去驻极体薄膜上的灰尘、并使驻极体薄膜吸附在硬质基底上。随后在驻极体薄膜上刻出凹槽图案。所使用的刻画方法可以是手工刻画、激光雕刻、基于掩膜(如光刻工艺、丝网模具等)的化学试剂刻蚀等，这里优选为激光雕刻工艺。所刻画的凹槽图案可以是周期性的线条凹槽图案、三角锥凹槽图案、长方体凹槽图案等、或者是无周期、无规律的凹槽图案。这里优选为线条凹槽图案。较佳地，凹槽的深度尽量深同时又不打穿驻极体薄膜。

分别在两个驻极体薄膜102、103上进行这样的凹槽刻画。这里优选为线条凹槽，并使得两个薄膜上的线条凹槽互相垂直。随后将这样的两个薄膜彼此相对放置，使它们键合在一起，以形成密闭的空气腔。所使用的键合方式可以是热压键合、化学试剂键合、胶水粘接等，这里优选为热压键合。对于优选的FEP驻极体材料，热压键合的参数是在1MPa的压力和250℃的温度下，热压90s。热压之后两个驻极体薄膜形成一个不可分割的整体，凹槽图案形成密封的空气腔。

随后在驻极体薄膜的一侧设置金属电极层101。设置的方式可以是金属镀膜、丝网印刷、金属胶带粘接等。金属镀膜和丝网印刷可以获得更薄的金属层，以取得更好的柔性效果；但它们的成本较贵，耗时较长。这里优选为金属胶带粘接的方式。而后使用直流高压电源、电晕针和接地电极执行电晕极化。具体实施方案是将金属电极层101放置在接地电极上，在传感器的另一侧上方(例如3cm)处放置电晕针。对电晕针施加负的高压电(-18～-30kV)，进行电晕充电2～5min。最后，在驻极体薄膜的另一侧设置金属电极层104，以完成传感器的制作。设置的方式仍然可以是金属镀膜、丝网印刷、金属胶带粘接等。这里仍然优选为金属胶带粘接的方式。

图6a、图6b分别示出传感器完整的结构示意图和沿I–I线的截面图。图6c示出传感器的分解示意图。图7示出传感器的工作原理。在高压电晕极化的过程中，密封的空腔105内的空气将被击穿，电离出等量的正负电荷。随后在电场的作用下，正负电荷分别向上下两侧移动，最终被驻极体薄膜102、103的内壁所捕获，形成大量的电荷偶极子。初始状态下(图7中①)，驻极体薄膜沟槽腔壁上捕获的电荷偶极子与金属电极上的感应电荷形成电场平衡，没有电响应。当传感器感受外部压力而压缩变形时(图7中②)，偶极矩改变，电场平衡被破坏，金属电极上的感应电荷转移而在外电路上形成电流。释放压力时，传感器由于自身弹性恢复原状，在外电路中形成一个相反的电流(图7中③)。由此，柔性压力传感器能够感受脉搏的搏动，输出相应的电流，实现脉搏的测量。

由于驻极体材料具有稳定储存电荷的能力，因此该传感器持续工作数年。另外，该传感器的输出性质类似于压电传感器，同样具有自驱动的特点，在工作时不需要外接电源，起到低功耗的效果。此外，所提出的制作工艺流程中，激光切割、热压键合、电晕极化、粘贴金属胶带都是很简单的低成本工艺，便于快速制作成型，并降低成本。另外，在这些工艺中，同一批次中可以同时制作多个传感器，这有利于传感器的大批量生产；或者是同一批次中生产制作不同尺寸大小的传感器，可便捷地尺寸调节。

气囊和定点加压装置

参阅图8至图10，在一种实施例中，可穿戴式心率实时检测装置中优选采用一种用于定点加压的气囊，包括气囊袖带5和多个子气囊51，所述气囊袖带5上具有用于充气和排气的气口，所述多个子气囊51通过各自的导气管32与所述气囊袖带5相连，所述多个子气囊51的导气管32按照各自在所述气囊袖带5上所处的位置具有相对应的尺寸，且至少一部分导气管的尺寸不同于其余导气管的尺寸，以使得在同一的充气时间内所述至少一部分导气管对应的子气囊51与所述其余导气管对应的子气囊51的充气加压程度不同，从而当所述气囊袖带5佩戴在人体尤其是手腕上时能够对人体的对应部位进行定点加压。

在优选的实施例中，所述多个子气囊51沿所述气囊袖带5的长度方向分布，位于中间位置的至少一个子气囊51的导气管的尺寸大于其余导气管的尺寸。

在更优选的实施例中，所述位于中间位置的至少一个子气囊51的导气管包括多个导气管，其中最中间的导气管的尺寸最大，而两侧的导气管的尺寸以对称形式逐级变小。

在优选的实施例中，所述多个子气囊51的导气管按照各自在所述气囊袖带5上所处的位置具有相对应的材料性质，优选地，位于中间位置的至少一个子气囊51采用比其余导气管更软、更易变形的材料。

参阅图10，在优选的实施例中，所述气囊包括在所述气囊袖带5的宽度方向上独立并列设置的多层所述多个子气囊51，优选为3层所述多个子气囊51，3层子气囊分别形成尺气囊袖带5a、关气囊袖带5b、寸气囊袖带5c。

本发明实施例提供了一种压力大小定点分布、可调的定点加压装置，采用气体驱动加压方式，多个子气囊通过各自的导气管与气囊袖带相连，并且这些导气管按照各自在所述气囊袖带上所处的位置具有相对应的尺寸，且至少一部分导气管的尺寸不同于其余导气管的尺寸，以使得在同一的充气时间内部分子气囊与其余子气囊的充气加压程度不同，从而当气囊袖带佩戴在人体尤其是手腕上时能够对人体的对应部位进行定点加压，由此，可实现在特定的部位施加更大的压力，起到定点加压的效果。使用时，通过调整气囊袖带的佩戴位置，还可以灵活地调整定点加压的位置。该定点加压装置在数字化中医脉诊、测心率、可穿戴电子血压计等领域具有很好的应用前景。

在优选的实施例中，本发明通过多路独立并列设置的多层所述多个子气囊，实现多路可调的定点加压效果。每一路的压力都可以单独调节，压力的大小也可以根据预先设定的阈值进行调控，从而能够很好地满足脉搏或血压测量时的多路定点加压需求。

图8是具有定点加压装置的系统示意图。气囊袖带一侧通过导气管31与微泵、微阀和气压传感器相连，实现气体的输入、输出和气压的反馈。另一侧通过导气管32与各子气囊相连，并且对于不同的子气囊，对应的导气管32的粗细不一样。越粗的导气管32，意味着在相同的时间内对应的子气囊的加压程度更大。为了进一步增强定点加压的效果，子气囊的材料不同。两侧的子气囊可以选用更硬、不易变形的材料，而中间的子气囊选用更软、更易变形的材料；在相同的气压下，中间的子气囊将发生更大的变形，对手腕施加更大的压力，这将有助于在特定的部位施加更大的压力，起到定点加压的效果。图9显示了基于分层气囊设计的加压装置对手腕的定点加压效果。为了实现多路独立加压的效果，可以将多个这样设计的结构并联在一起，如图10所示的三路独立的气动定点加压结构。

本发明的背景部分可以包含关于本发明的问题或环境的背景信息，而不一定是描述现有技术。因此，在背景技术部分中包含的内容并不是申请人对现有技术的承认。

以上内容是结合具体/优选的实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，其还可以对这些已描述的实施方式做出若干替代或变型，而这些替代或变型方式都应当视为属于本发明的保护范围。在本说明书的描述中，参考术语“一种实施例”、“一些实施例”、“优选实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不必须针对的是相同的实施例或示例。而且，描述的具体特征、结构、材料或者特点可以在任一个或多个实施例或示例中以合适的方式结合。在不相互矛盾的情况下，本领域的技术人员可以将本说明书中描述的不同实施例或示例以及不同实施例或示例的特征进行结合和组合。尽管已经详细描述了本发明的实施例及其优点，但应当理解，在不脱离专利申请的保护范围的情况下，可以在本文中进行各种改变、替换和变更。

Claims (10)

1.一种可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，包括计算机程序存储介质、处理装置和压力传感器，所述压力传感器用于采集脉搏数据，所述处理装置执行计算机程序时进行如下处理，包括：对采集的脉搏数据进行数据预处理；提取脉搏数据的周期性峰值；根据脉搏数据的周期性峰值计算瞬时心率；对于在设定的较短时间内连续测量的短期心率数据计算极差/全距和四分位距，对于在设定的较长时间内连续测量的长期心率数据计算心率变异性；判断计算的极差/全距、四分位距以及心率变异性是否超出各自的设定阈值，并根据判断结果生成反映心律健康情况的检测结果。

2.如权利要求1所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述数据预处理包括去除基线、低通滤波、幅值归一化。

3.如权利要求1或2所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述计算极差/全距和四分位距包括：

将所述瞬时心率由小到大排列后，以第25％的数字做为第一四分位数Q1，第50％的数字做为第二四分位数Q2，第75％的数字做为第三四分位数Q3，并取得瞬时心率的最小值Q0和最大值Q4，根据如下公式(1)和(2)计算极差/全距和四分位距：

极差/全距＝Q4–Q0 (1)

四分位距＝Q3–Q1 (2)

4.如权利要求1至3任一项所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，根据如下公式(3)计算心率变异性：

其中ti是心跳瞬时周期数据，

是n个心跳瞬时周期数据的均值。

5.如权利要求1至4任一项所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述处理装置执行计算机程序时进行的处理还包括：根据所述短期心率数据和所述长期心率数据分别计算平均心率，并还根据所述平均心率得出反映心律健康情况的检测结果。

6.如权利要求1至5任一项所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述压力传感器为柔性压力传感器，包括依次层叠在一起的第一金属电极层、第一驻极体层、第二驻极体层以及第二金属电极层，所述第一驻极体层与所述第二驻极体层之间具有空气腔，所述空气腔内的空气经电晕极化电离出的正负电荷分别由所述第一驻极体层和所述第二驻极体层捕获而形成电荷偶极子，初始状态下所述电荷偶极子与所述第一、第二金属电极层上的感应电荷形成电场平衡，当所述传感器受压变形时，偶极矩改变，所述感应电荷转移而在外电路上形成电流，当释放压力时，所述传感器由于自身弹性恢复原状，在外电路上形成反向的电流并恢复所述电场平衡。

7.如权利要求6所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述第一驻极体层和/或所述第二驻极体层的内表面上具有凹槽。

8.如权利要求7所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述第一驻极体层的内表面上具有相互平行的多个第一条形凹槽，所述第二驻极体层的内表面上具有相互平行的多个第二条形凹槽，所述第一条形凹槽和所述第二条形凹槽彼此相对，优选还彼此垂直。

9.如权利要求6至8任一项所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，所述第一驻极体层和/或所述第二驻极体层的材料选自氟化乙烯丙烯共聚物(FEP)、聚丙烯(PP)、聚偏氟乙烯(PVDF)；所述第一金属电极层和/或所述第二金属电极层的材料选自金(Au)、银(Ag)、铜(Cu)、铝(Al)、铬(Cr)。

10.如权利要求6至9任一项所述的可穿戴式心率实时检测系统，其特征在于，由所述第一驻极体层与所述第二驻极体层共同形成封闭的空气腔。

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