CN113143224A - 一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统，包括信号采集垫子、挠性连接管和微差压传感器；所述信号采集垫子覆盖在床架的上表面，所述挠性连接管伸展在所述床架与信号采集垫子之间，所述挠性连接管的一端封闭，所述挠性连接管的另一端自由设置，所述挠性连接管的自由端与微差压传感器相连。优点是：微差压传感器通过一种新的无创空气压力生命体征测量方法，检测受试者的心率、呼吸、肢体运动以及咳嗽动作，避免了现有技术中采用高灵敏度传感器导致的饱和恢复时间长、动态范围窄、噪声水平高以及信号噪声比低等问题。
Description
技术领域
本发明涉及生命体征信号采集技术领域，尤其涉及一种基于热流量测量法 的微差压传感式生命体征采集系统。
背景技术
2019年至2020年，新型冠状病毒COVID-19的爆发凸显了远程医疗的重要性。 在医疗中心的家庭和酒店等非医疗机构，远程监测卧床患者的心率、呼吸、翻身、 咳嗽等生命体征，方便医疗专业人员找到急诊患者。在这种远程医疗中使用的设 备必须是自动的，患者只需躺在床上。
目前已经提出了有关这种床传感的各种传感方法和系统，包括对呼吸或呼 吸暂停、心率和睡眠阶段的无创监测。加速度计已被用于呼吸暂停的实时检测和 家庭健康监测。纳米纤维应变传感器和织物薄片已被用于心率监测和床上测量 生理和行为信号。使用连续波多普勒雷达评估睡眠阶段。增强了接近生命体征的 敏感性。采用柔性触觉传感器阵列研究胸部和腹部在不同卧位下的呼吸运动，并 报道了用于无干扰睡眠监测的压力传感器阵列智能垫系统。
目前存在一种空气压力检测方法，可以方便测量卧床患者的心率、呼吸、肢 体运动、咳嗽和抓挠等动作。这种方法对电磁学也是无创的。此外，作者还应用 此方法来评估睡眠阶段。该方法采用对电容式麦克风传感器进行改进而研制的 高敏感性压力传感器。该传感器可以测量到2×10-5Pa到1.0Pa的声压。实际 频率范围为0.024Hz(规范保证频率为0.5Hz)至10kHz。详细研究了作为敏感压 力传感器的传声器和有效操作传感器的前置放大器的结构和特性。
但是，压力传感器的敏感性比麦克风传感器的敏感性弱，但由于麦克风传感 器的改进使用，其敏感性导致存在固有问题。首先，敏感性高，容易饱和，动态 范围窄。其次，电容式麦克风传感器是电容传感器的一种，具有两个实现电容的 电极。其中一个电极是一个永久带电的驻极体薄膜，宽度约为25μm，面临声 压。当一个人坐在空气管或气垫上时，其内部的压力上升到几千帕，推动和弯曲 麦克风电极接触另一个电极。驻极体薄膜具有很小的漏孔，以避免因高压突变而 导致损坏，漏孔的大小决定了截止频率。截止频率与孔的大小成正比。在0.05Hz 时，孔非常小，例如1.88×10-9m2的横截面积。驻极体薄膜在气管或气垫中 因高压而弯曲，由于空气流过孔板而逐渐恢复形状，使薄膜两侧的压力相等。例 如，当截止频率为0.05Hz时，时间常数约为1/(2π×0.05)＝3.2s，从膜饱和 状态恢复需要很长时间。当压力超过一定值时，传声器会失去大约3.2秒的压 力感应，从而产生不必要的生物测量值。而且，在这种饱和状态下的信号噪声比 比普通声学麦克风中使用的信号噪声比差。
发明内容
本发明的目的在于提供一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采 集系统，从而解决现有技术中存在的前述问题。
为了实现上述目的，本发明采用的技术方案如下：
一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统，包括信号采集垫 子、挠性连接管和微差压传感器；所述信号采集垫子覆盖在床架的上表面，所述 挠性连接管伸展在所述床架与信号采集垫子之间，所述挠性连接管的一端封闭， 所述挠性连接管的另一端自由设置，所述挠性连接管的自由端与微差压传感器 相连；所述微差压传感器包括控制器、壳体和部分位于所述壳体内部的毛细导管， 所述毛细导管的两端接头均伸出所述壳体，且所述毛细导管的一端与所述挠性 连接管的自由端连通；所述控制器设置在所述壳体内部，位于所述壳体内部的毛 细导管内部设置有加热器和热传感器，所述加热器和所述热传感器均与所述控 制器相连；
所述微差压传感器通过热流量法检测受试者的生命体征；所述热流量法具体 为，
所述毛细导管内的热气流流量与所述挠性连接管所受的压力成正比；当受试 者躺在信号采集垫子上挤压挠性连接管时，受试者的体重向挠性连接管内的空 气加压，过渡一段时间后，作用于挠性连接管的内外压力达到平衡，即挠性连接 管内外的压力差为零；过渡之后只有受试者的肢体运动通过生命头正振动信号 冲击挠性连接管，使挠性连接管在零水平附近产生差压，通过挠性连接管产生的 差压即可获取毛细导管内的热气流流量信号。
优选的，由于受试者的生命体征振动缓慢，流经毛细导管的热气流缓慢且可 被视为层流，因此，可将Hagen–Poiseuille方程应用于流动现象，并可导出流 动阻力。
优选的，所述毛细导管的流动阻力计算如下，
其中，rf为毛细导管的流动阻力；r为毛细导管的半径；μ为粘度系数；l为毛 细导管的长度；
根据Hagen–Poiseuille方程，得到，
其中，q为通过挠性连接管的流量；pe为挠性连接管的管内压力；po为挠性 连接管的管外压力；Δp为挠性连接管的管内外压差；
根据理想气体定律，得出
定义内压下降时间常数如下，
其中，A为挠性连接管的横截面积；L为挠性连接管的长度；AL为挠性连接管 的体积；C为1mol空气的体积；Ta为绝对温度；T为内压下降时间常数；R为气体 常数；
利用内压下降时间常数即可获取通过挠性连接管的流量q和挠性连接管的管 内外压差Δp对挠性连接管的管内压力pe的传递函数分别为，
其中，s表示信号分离的波形特性指数，s＝i2πf，i为虚数；f为波形频率；
由于挠性连接管的管内外差压Δp是挠性连接管的管内压力pe的阶梯函数，且 内压下降时间常数为T，则
其中，t表示从信号传递函数获得实感响应的时间。
本发明的有益效果是：1、微差压传感器通过一种新的无创空气压力生命体 征测量方法，检测受试者的心率、呼吸、肢体运动以及咳嗽动作，避免了现有技 术中采用高灵敏度传感器导致的饱和恢复时间长、动态范围窄、噪声水平高以及 信号噪声比低等问题。2、微差压传感器具有饱和恢复快、动态范围宽、噪声低 以及信号噪声比高等特点，可以稳定地应用于高精度宽范围的生命体征测量。
附图说明
图1是微差压传感器生命体征采集系统的结构示意图；
图2是血液脉动对挠性连接管的作用示意图；
图3是热流量法测量温差的原理示意图；
图4是实施例二中对比实验的实验装置示意图；
图5是向管中注入1cc空气时，麦克风传感器和微差压传感器的压力响应示 意图；
图6是使用心电图放大器、麦克风传感器和微差压传感器同时测量受试者生 命信号的实验装置示意图；
图7受试者仰卧休息的麦克风传感器和微差压传感器的压力响应示意图；
图8受试者仰卧床上的麦克风传感器和微差压传感器的压力响应示意图；
图9是受试者在床上咳嗽的麦克风传感器和微差压传感器的压力响应示意 图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图，对本 发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施方式仅仅用以解释 本发明，并不用于限定本发明。
实施例一
如图1至图3所示，本实施例中，提供了一种基于热流量测量法的微差压传感 式生命体征采集系统，包括信号采集垫子、挠性连接管和微差压传感器；所述信 号采集垫子覆盖在床架的上表面，所述挠性连接管伸展在所述床架与信号采集 垫子之间，所述挠性连接管的一端封闭，所述挠性连接管的另一端自由设置，所 述挠性连接管的自由端与微差压传感器相连；
所述微差压传感器包括控制器、壳体和部分位于所述壳体内部的毛细导管， 所述毛细导管的两端接头均伸出所述壳体，且所述毛细导管的一端与所述挠性 连接管的自由端连通；所述控制器设置在所述壳体内部，位于所述壳体内部的毛 细导管内部设置有加热器和热传感器，所述加热器和所述热传感器均与所述控 制器相连。
图1至图3中出现的英文释义如下：
| Flexible tube with stiffness | 刚度挠性连接管 |
| Closed terminal | 封闭终端 |
| Cushion | 垫子 |
| Bed frame | 床架 |
| Thermal flow and/or pressure sensor | 热流量和/或压力传感器 |
| Inside of human body | 人体内部 |
| Blood pulsation | 血液脉动 |
| Blood vessel | 血管 |
| Cushion | 垫子 |
| Bed frame | 床架 |
| Flexible tube | 软管 |
| Thermal flow sensor | 热流量传感器 |
| Flexible tube with stiffness | 刚度挠性连接管 |
| Pressure due to blood pulsation | 血液脉动产生的压力 |
| Displacement of deformation of tube | 管子变形位移 |
| Radius | 半径 |
| Flow | 流量 |
| Flow resistance | 流动阻力 |
| Heater | 加热器 |
| Heat sensor | 热传感器 |
本实施例中，所述微差压传感器通过热流量法检测受试者的生命体征；所述 热流量法具体为，
所述毛细导管内的热气流流量与所述挠性连接管所受的压力成正比；当受试 者躺在信号采集垫子上挤压挠性连接管时，受试者的体重向挠性连接管内的空 气加压，过渡一段时间后，作用于挠性连接管的内外压力达到平衡，即挠性连接 管内外的压力差为零；过渡之后只有受试者的肢体运动通过生命头正振动信号 冲击挠性连接管，使挠性连接管在零水平附近产生差压，通过挠性连接管产生的 差压即可获取毛细导管内的热气流流量信号。
热气流流量信号为0.1HZ-10KHZ的波形信号，则将波形信号按照频域划分， 即可获取心率、呼吸、打鼾、咳嗽、体动、BCG等信号；实现对人体生命体征的 监测。
本实施例中，由于受试者的生命体征振动缓慢，流经毛细导管的热气流缓慢 且可被视为层流，因此，可将Hagen–Poiseuille方程应用于流动现象，并可导 出流动阻力。
本实施例中，所述毛细导管的流动阻力计算如下，
其中，rf为毛细导管的流动阻力；r为毛细导管的半径；μ为粘度系数；l为毛 细导管的长度；
根据Hagen–Poiseuille方程，得到，
其中，q为通过挠性连接管的流量；pe为挠性连接管的管内压力；po为挠性 连接管的管外压力；Δp为挠性连接管的管内外压差；
根据理想气体定律，得出
定义内压下降时间常数如下，
其中，A为挠性连接管的横截面积；L为挠性连接管的长度；AL为挠性连接管 的体积；C为1mol空气的体积；Ta为绝对温度；T为内压下降时间常数；R为气体 常数；
利用内压下降时间常数即可获取通过挠性连接管的流量q和挠性连接管的管 内外压差Δp对挠性连接管的管内压力pe的传递函数分别为，
其中，s表示信号分离的波形特性指数，s＝i2πf，i为虚数；f为波形频率；
由于挠性连接管的管内外差压Δp是挠性连接管的管内压力pe的阶梯函数，且 内压下降时间常数为T，则
其中，t表示从信号传递函数获得实感响应的时间。
本实施例中，微差压传感器的截止频率计算如下，
实施例二
本实施例中，利用微差压传感器与现有技术中的麦克风传感器做对比试验， 验证微差压传感器在测量受试者生命体征时的优越性。
如表1所列，设置了三个电容式麦克风传感器和一个微差压传感器。下表列 出了电容式麦克风传感器增益和频率范围。EM183是一种双向电容式麦克风传感 器，有两个开放的压力端口。当这两个端口被放置在两个单独空间中时可充当电 容式麦克风传感器。此时，一个端口放置在管内，另一个端口放置在大气中，起 到麦克风传感器的作用。ME246是一种低频电容式麦克风传感器，用于生物测定 学。一个端口放置在管内，另一个端口放置在封闭式麦克风传感器腔体内。保证 EM246在0.1Hz至10kHz范围内具有平的频率响应。事实上，低范围为0.1Hz以下。 AOM-5024L-HD-R(AOM)是一中高灵敏度麦克风传感器，其结构与EM246相同， 但孔口比EM246大，保证频率范围为20Hz至1000Hz。事实上，这种麦克风传感器 可在20Hz以下良好工作。表1中列出了所有麦克风传感器的增益和信号噪声比。 注意，当用作音频目的时，麦克风传感器的信号噪声比由1kHz、94dB(1Pa)输 入一个加权的条件定义，不同于在封闭管中测量高压的条件。微差压传感器的信 号噪声比根据规范评估，在±500Pa范围内的压力由16位数字信号给出。
表1研究麦克风传感器和微差压传感器动态范围和饱和恢复时间常数
如图4所示，将麦克风传感器或微差压传感器连接到内径为0.4cm、长度为 33cm、体积为4.14cc的橡胶管上。注射器插入另一端。在连接或插入时无 泄漏，但可以通过传声器孔口或压差传感器的毛细导管泄漏。
采用阶梯函数法推压注射器活塞，向管内注入1cc空气。根据理想气体定律， 管内的压升为24.4kPa，对于麦克风传感器和微差压传感器来说是非常高的。在 注入空气后，高压力会在管内复杂的现象，如管的动态膨胀、麦克风传感器和微 差压传感器的非线性状态等。
图5显示了当注入1cc空气时，三种不同传声器的压力响应和微差压传感器输 出，由一阶数字低通滤波器过滤，截止频率为2.21Hz。传声器由4.5V直流电源驱 动，输出电压直接采集，无需放大器或模拟滤波器，以避免电路的影响。采用示 波器作为数据记录器获得麦克风传感器输出电压。电压通过表1中所列的麦克风 传感器增益转换为压力。通过评估试剂盒(EK-P3 Sensirion)获得压差。
图4中出现的英文释义如下表2
表2
微差压传感器测量压力比麦克风传感器测量压力饱和更明显，恢复速度更快。 恢复时间常数为0.012秒。
麦克风传感器或微差压传感器测量压力信号噪声比的新定义如下：
其中，噪声N和信号S定义如下
S＝测量压力的最大-最小值
N＝采用截止频率为2.21Hz的一阶高通滤波器过滤稳态压力的标准偏差。
表3显示了麦克风传感器和微差压传感器的时间常数或最低频率、饱和压力 范围、噪声级和信号噪声比。由表2可知，压差时间常数为0.012s，是AOM-5024- HD-R最小时间常数3.5s的4.5％，低频麦克风传感器的时间常数比较大，为65s。 在压差下，噪声级最低，为0.82Pa，饱和压力范围和信号噪声比最大，分别为 ±500Pa和62dB。时间常数、最低频率范围、饱和范围、噪声级和微差压传感器 信号噪声比分别为0.012s、13.2Hz、-500Pa至+500Pa、0.82Pa以及62dB。低频 麦克风传感器的时间常数、最低频率范围、饱和范围、噪声级和微差压传感器信 号噪声比分别为65s、0.0024Hz、-80Pa至+4Pa、4.02Pa以及32dB。
表3麦克风传感器和微差压传感器的时间常数和/或最低频率范围已经饱和 压力范围
图6显示了使用心电图放大器、麦克风传感器和微差压传感器同时测量受试 者生命体征信号的实验装置，在床架和床垫之间放置传感器管，该管为圆形硅管， 长1.7m，外径7mm，内径5mm。用一个80cmx25cmx1mm的盖子覆盖。管的一端封闭， 另一端连接到一个T形支管上。将麦克风传感器EM246插入T形支管的一端，微差 压传感器SDP610-500Pa连接到T形支管的另一端。两端均无泄露。因此，两个传 感器在传感器管中测量的压力相同。麦克风传感器输出电压由一个低频放大器 放大，其增益为20dB、频率范围为0.2Hz至20kHz。通过评估试剂盒(EK-P3)获 得压差。此外，测量心电图作为参考。如图6所示，将三个尺寸为 35mm×30mm×0.1mm的薄铜电极(正、负和地)连接到胸部。根据规范中给出的 推荐电路，使用LT116仪器放大器(线性技术)实现了增益为40dB的心电图放大 器和截止频率为0.3Hz的高通滤波器。用自来水作为导电膏将电极固定在胸部。
图6中出现的英文释义如表4
表4
该生物体征信号采集系统用铁架固定。在床架上放置一个50mm厚的记忆泡沫 垫。传感器管放置在枕头下半部分，以到达受试者的肩部。传感器管的位置会影 响测量结果。直接放置在受试者胸部下方，呼吸读数增加。放置在枕头下面，远 离胸部，可以明显测量脉搏。可以测量呼吸和脉动。采用示波器作为数据记录器， 同时采集传声器输出电压和心电图输出电压。通过评估试剂盒EK-P3在计算机上 获得压差。采样间隔为10ms，测量时间间隔为12s。通过按压心电上的一个电极， 可以得到一个指示测量开始的时间标记。通过按压，传声器和微差压传感器同时 出现心电图伪影和高脉冲压力。
受试者是一名75岁的健康男性，体重71公斤，身高167厘米。无心脏病或肺 病。
在测量过程中，受试者在数据记录后约0.5s按压其中一个电极。受试者以 以下姿势躺在床上。
(1)仰卧休息
(2)仰卧在床上
(3)躺在床上咳嗽
图7至图9显示了上述三种情况的结果。为了便于比较，所有图均显示(a)±3V 标度心电图输出和±10Pa标度压差输出(b)±5V标度传声器输出和±500Pa标 度压差输出。
图7显示了受试者仰卧休息时的读数。从0s-1s的心电图中可明显观察到伪影， 约0.5s出现一个锐利的负脉冲。其为受试者按下电极时的一个脉冲，作为测量开 始时间的标志。同时，麦克风传感器和微差压传感器的输出端会显示明显的脉冲。 所有测量均通过时间标记进行同步。在同步方面，确认麦克风传感器和压差传感 器的峰值的出现时间相同，并且与心电图中T波峰值出现的时间相同。
从图8的测量结果来看，麦克风传感器的输出在启动前和启动后都是饱和的， 饱和后的恢复时间较长，大约是启动后的3s。未观察到呼吸。另一方面，微差压 传感器立即返回到0Pa水平，并测量呼吸和心率。此外，微差压传感器输出具有 较宽的动态范围，即使范围从±500Pa变为±10Pa，也能清晰观察到心率和呼吸， 如图8(a)和(b)所示。事实上，即使在±0.1Pa的范围内也可以观察到心率和呼 吸。
图9显示了受试者仰卧在床上时的测量值。在这种情况下，无时间标记。上 床四秒后，受试者仰卧。当受试者上床时，微差压传感器处于饱和状态。但是， 饱和后，传感器迅速达到0Pa水平，并精确测量心率。麦克风传感器输出饱和， 再次显示出较长的过渡和漂移时间。
图7至图9中出现的英文释义如表5
表5
本实施例中，在上述受试者实验中，在床架与床垫之间的一个封闭管中，通 过低频麦克风传感器和微差压传感器测量参考心电图和压力。三次测量是同步 的。通过比较微差压传感器和麦克风传感器的压力，微差压传感器可以通过显示 清晰而尖锐的峰值提供一个准确的R-R间隔，但传声器灵敏度过高，因此噪音很 大，峰值时间不明确。微差压传感器不仅动态范围比传声器宽，而且从饱和状态 恢复时间短，饱和后立即开始测量生物信号。另一方面，由于高压力变化，传声 器在饱和后需要较长的过渡和恢复时间。这种缓慢的反应不能准确地检测到呼 吸暂停的时间间隔，这对呼吸暂停的诊断至关重要，从而导致错误的结果和/或 测量中断问题。如图9所示，咳嗽时，微差压传感器显示的最大压力为500Pa，但 测量结果清晰且未饱和。
麦克风传感器灵敏度高，但饱和恢复缓慢，动态范围窄，噪声水平高，信号 噪声比低。而微差压传感器不仅灵敏度高，而且饱和恢复快，动态范围宽，噪声 低，信号噪声比高。
通过采用本发明公开的上述技术方案，得到了如下有益的效果：
本发明提供了一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征信号采集系 统，微差压传感器通过一种新的无创空气压力生命体征测量方法，检测受试者的 心率、呼吸、肢体运动以及咳嗽动作，避免了现有技术中采用高灵敏度传感器导 致的饱和恢复时间长、动态范围窄、噪声水平高以及信号噪声比低等问题。微差 压传感器具有饱和恢复快、动态范围宽、噪声低以及信号噪声比高等特点，可以 稳定地应用于高精度宽范围的生命体征测量。
以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技 术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些 改进和润饰也应视本发明的保护范围。
Claims (3)
1.一种基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统，其特征在于：包括信号采集垫子、挠性连接管和微差压传感器；所述信号采集垫子覆盖在床架的上表面，所述挠性连接管伸展在所述床架与信号采集垫子之间，所述挠性连接管的一端封闭，所述挠性连接管的另一端自由设置，所述挠性连接管的自由端与微差压传感器相连；所述微差压传感器包括控制器、壳体和部分位于所述壳体内部的毛细导管，所述毛细导管的两端接头均伸出所述壳体，且所述毛细导管的一端与所述挠性连接管的自由端连通；所述控制器设置在所述壳体内部，位于所述壳体内部的毛细导管内部设置有加热器和热传感器，所述加热器和所述热传感器均与所述控制器相连；
所述微差压传感器通过热流量法检测受试者的生命体征；所述热流量法具体为，
所述毛细导管内的热气流流量与所述挠性连接管所受的压力成正比；当受试者躺在信号采集垫子上挤压挠性连接管时，受试者的体重向挠性连接管内的空气加压，过渡一段时间后，作用于挠性连接管的内外压力达到平衡，即挠性连接管内外的压力差为零；过渡之后只有受试者的肢体运动通过生命头正振动信号冲击挠性连接管，使挠性连接管在零水平附近产生差压，通过挠性连接管产生的差压即可获取毛细导管内的热气流流量信号。
2.根据权利要求1所述的基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统，其特征在于：由于受试者的生命体征振动缓慢，流经毛细导管的热气流缓慢且可被视为层流，因此，可将Hagen–Poiseuille方程应用于流动现象，并可导出流动阻力。
3.根据权利要求2所述的基于热流量测量法的微差压传感式生命体征采集系统，其特征在于：所述毛细导管的流动阻力计算如下，
其中，rf为毛细导管的流动阻力；r为毛细导管的半径；μ为粘度系数；l为毛细导管的长度；
根据Hagen–Poiseuille方程，得到，
其中，q为通过挠性连接管的流量；pe为挠性连接管的管内压力；po为挠性连接管的管外压力；Δp为挠性连接管的管内外压差；
根据理想气体定律，得出
定义内压下降时间常数如下，
其中，A为挠性连接管的横截面积；L为挠性连接管的长度；AL为挠性连接管的体积；C为1mol空气的体积；Ta为绝对温度；T为内压下降时间常数；R为气体常数；
利用内压下降时间常数即可获取通过挠性连接管的流量q和挠性连接管的管内外压差Δp对挠性连接管的管内压力pe的传递函数分别为，
其中，s表示信号分离的波形特性指数，s＝i2πf，i为虚数；f为波形频率；
由于挠性连接管的管内外差压Δp是挠性连接管的管内压力pe的阶梯函数，且内压下降时间常数为T，则
其中，t表示从信号传递函数获得实感响应的时间。
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