CN114173646A - 心脏监测系统和方法 - Google Patents

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达妮埃莱·拉伊泰里
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Abstract

一种心脏监测系统(100)，该心脏监测系统包括：力敏电阻器(10)的阵列，该力敏电阻器的阵列横跨传感器表面(50)。每个电阻器(10)被配置为根据对象(200)在力敏电阻器(10)的相应位置处施加在传感器表面(50)上的静态压力(P)的量来改变相应的电阻值(R)。压电换能器(20)的阵列散布在力敏电阻器(10)的阵列之中。每个换能器(20)被配置为根据对象(200)在换能器(20)的相应位置处施加在传感器表面(50)上的相应振动(F)来生成相应的时间相关的电信号(S)。控制器(30)被配置为根据力敏电阻器(10)的测量电阻值(R)与压电换能器(20)的时间相关的电信号(S)的组合来确定对象(200)的心率(H1)。

Description

心脏监测系统和方法
技术领域
本公开涉及用于测量心率的系统和方法。
背景技术
例如，压电传感器可以用于通过衣服或床上用品/垫子(如椅子/床)以半接触的方式进行心冲击描记术(ballistocardiography，BCG)以测量心率、呼吸速率甚至脉搏波速度。优选地，该传感器需要靠近身体的相关部位以传递振动。遗憾的是，很难从传感器信号中提取这种接触信息。因此，伪影(artefact)很常见，并且当对象的位置不确定时这种伪影更为严重。
US2018/0337325A1中描述了一种用于床上生理测量的多元压电传感器。监测系统可以对所有的压电传感器执行第一扫描。该第一次扫描可以是例如高级扫描，以大致确定使用者沿着垫子的位置。该监测系统可以对一个或多个压电传感器进行第二扫描，该压电传感器诸如为可能位于使用者身体的紧邻周边的压电传感器。可能位于使用者身体的紧邻周边的压电传感器可以是例如那些测量力同时还与没有测量力的压电传感器邻近的压电传感器。
然而，压电传感器通常生成与时间相关的信号，这可能需要进行单独并且连续的监测。可能也很难对不同的时间尺度和压力范围的准确性进行平衡。仍需进一步提高心率监测的准确性。
发明内容
本公开的方面涉及一种心脏监测系统和方法。如本公开中所述，该心脏监测系统优选地使用具有(基于膜的)力敏电阻器和压电换能器的组合的传感器表面。该力敏电阻器可以被配置为测量由对象施加在该传感器表面上的相应的压力的量。例如，力敏电阻器可以根据压力来改变相应的电阻值。压电换能器可以散布在力敏电阻器之中，例如之间，并且该压电换能器被配置为测量由对象在换能器的相应位置处施加在该传感器表面上的相应振动。例如，压电换能器可以根据振动生成时间相关的电信号。可以根据来自不同类型传感器的相应信号(例如，力敏电阻器的测量电阻值和压电换能器的时间相关的电信号)的组合来确定对象的心率。
与利用压电传感器相比，利用力敏电阻器能够更准确地确定对象的(静态)压力分布。例如，力敏电阻器可以布置在(相对)高密度的栅格中，例如在无源矩阵配置中具有共享扫描线路。如将理解的是，力敏电阻器可以更好地适合于测量不同压力信号的范围，并且在高密度栅格中可以用于准确地确定压力分布。利用力敏电阻器的准确的压力分布信息，可以对能够生成最佳信号的压电换能器进行选择。例如，压力分布可以用于确定身体上的心率振动最突出的区域。例如，压电换能器可以布置在(相对)低密度的栅格中，例如，使得能够在相对少的换能器以及控制器之间实现专用电路线路。以这种方式，可以明确并且准确地从特定位置测量快速变化的信号，诸如心跳。这可以提高可靠性和数据的完整性。来自压力传感器的数据还可以用于许多其他的应用，诸如呼吸、姿势检测等。这可以进一步增强传感器的应用。
附图说明
根据以下描述、所附权利要求和附图，将更好地理解本公开的装置、系统以及方法的上述和其他的特征、方面和优点，在附图中：
图1A示出了心脏监测系统的一个示例性实施例；
图1B示出了具有力敏电阻器和压电换能器的心脏监测系统的横截面图；
图2示出了心脏监测系统中的传感器表面上的传感器的示意性布局以及传感器与控制器的连接；
图3A和图3B示出了利用神经网络对心率的确定进行改进的机器学习的示例。
具体实施方式
用于描述特定实施例的术语目的不在于对本发明进行限制。如在本公开中所使用的，单数形式“一个(a)”、“一个(an)”和“所述/该(the)”也意在包括复数形式，除非上下文另外有明确地指示。术语“和/或”包括所列出的相关项目的一个或多个的任意和所有组合。将理解的是，术语“包括(comprises)”和/或“包括(comprising)”指定所描述特征的存在，但是并不排除一个或多个其他特征的存在或添加。将进一步理解的是，当方法的特定步骤被称为另一步骤的后续步骤时，除非另外说明，该特定步骤可以直接跟在所述另一步骤的后面，或者在执行该特定步骤之前可以执行一个或多个中间步骤。同样，应当理解的是，当描述结构或部件之间的连接时，除非另外说明，该连接可以直接建立或者可以通过中间结构或部件来建立。
本公开的方面涉及执行数据融合来改进压电传感器的用于检测心脏跳动或诸如呼吸率的其它生理参数的可靠性。优选地，利用压电传感器和基于膜的压力传感器的组合。例如，根据压力传感器的分布，能够选择最有可能具有良好的信号完整性的压电传感器。
在一些实施例中，首先利用压力传感器技术，例如根据热塑性聚氨酯(Thermoplastic Polyurethane，TPU)技术对物体(例如，床、座椅、婴儿床、衣物)上的准静态压力分布进行检测。通过压力分布，可以利用最有可能提供准确数据的压电传感器来提取心率和/或呼吸率测量值。优选地，该压电传感器是印刷式的。
在一些实施例中，压力传感器用于重建某人是如何躺在传感器上的。这可以有助于压电传感器的读数，例如，因为压力传感器可以提供低功耗的方案来检测传感器系统上是否存在人或物体。因此，所获得的压力分布可以用于重建位于压力传感器上的人的模型。在一个实施例中，当检测到人体时，仅对压电传感器进行读数。这可以在其他不需要进行计算量很大的分析的情况下，避免计算量很大的分析。在另一个或进一步的实施例中，基于相对于身体和身体各部位(例如手臂、腿、颈部)的物理位置的组合，对位于最佳身体部位上的用于检测BCG的传感器进行提取，并且在这组压电传感器中，对处于最佳压力范围内的压电传感器进行选择。
在一些实施例中，具有较高的可能性不与身体接触的压电传感器用于噪声消除，例如，用于去除不相关的(例如，寄生)振动。在其他或进一步的实施例中，位于不应该存在BCG信号的身体部位上的传感器用于去除其他振动，例如与呼吸有关而不是与心率有关的振动，或者，反之亦然(在测量呼吸率的情况下)。在一些实施例中，从压力传感器信号和压电传感器中同时提取对象的呼吸率，以为所获得的信号提供冗余。有利地，由于使用压力传感器对对象的运动进行检测，因此可以主动抑制运动伪影。替代地，或者另外地，可以在空间和/或时间上去除运动伪影。
利用压阻式传感器的阵列，通过定义最准确的测量位置以及通过测量实时的空间和时间低频运动，例如低于1Hz的低频运动，使得可以提供与改进信号质量直接相关的数据。将理解的是，与例如仅使用压电传感器相比，利用绝对的压力分布为改进测量提供了更多的相关数据。有利地，静态压力传感器信息可以用于对压电数据进行更好地筛选并且对压电传感器数据进行补充(在呼吸率的情况下)。
在一些实施例中，利用可拉伸油墨和TPU技术制造传感器。相应地，传感器可以位于更靠近人身体的位置，这提高了信号的可靠性。在其他或进一步的实施例中，可以通过在传感器表面中结合(印刷式)温度传感器对测量进行补充，以例如测量床或椅子中的温度。
以下参照附图对本发明进行了更全面的描述，在附图中示出了本发明的实施例。在附图中，为了清楚起见，系统、部件、层和区域的绝对和相对尺寸可能被夸大。可以参考本发明的可能理想化的实施例和中间结构的示意图和/或截面图对实施例进行描述。在说明书和附图中，相同的数字始终指代相同的元素。相关术语及其衍生物应被解释为是指如当时所描述的或如所讨论的附图中所示的取向。这些相关术语是为了便于描述，除非另有说明，否则这些相关术语不要求系统在特定取向上构造或运行。
图1A示出了心脏监测系统100的一个示例性实施例。
在一些实施例中，例如，如图所示的，该心脏监测系统100包括力敏电阻器10的阵列，该力敏电阻器的阵列横跨传感器表面50，例如基底。在一个实施例中，每个电阻器10被配置为根据由对象200在力敏电阻器10的相应位置处施加在传感器表面50上的(准)静态压力“P”的量来改变相应的电阻值“R”。在其他或进一步的实施例中，该系统包括压电换能器20的阵列，该压电换能器的阵列散布在力敏电阻器10的阵列之间，例如，在相同或另一(重叠的)基底上。在一个实施例中，每个换能器20被配置为根据由对象200在换能器20的相应位置处施加在传感器表面50上的相应振动“F”来生成相应的时间相关的电信号“S”。在一个优选实施例中，例如，如图所示的，控制器30被配置为根据力敏电阻器10的测量电阻值R与压电换能器20的时间相关的电信号“S”的组合来确定对象200的心率“H1”。
如本公开中所述的心脏监测系统100可以应用于各种环境和情况。在一个实施例中，例如，如图所示的，各方面或应用可以体现为包括如本公开所述的心脏监测系统100的床300。在一些实施例中，床300的床垫包括用于对象200躺在上面的心脏监测系统100。在一些实施例中，例如，如图所示的，传感器表面50嵌入到床垫中。替代地，传感器表面50可以设置在床垫的顶部。在其他或进一步的实施例中，传感器表面50可以设置在一个或多个床单或其他床上用品之间。例如，对象200可以是躺在医院的病床上需要进行连续监测的患者。心脏监测系统也可以结合在其他类型的家具中，例如椅子(未示出)中。例如，该系统可以结合在椅子(例如普通椅子或汽车座椅)的底部和/或背部部分中。例如，可以将包括力敏电阻器10和压电换能器20的传感器表面50夹紧到座椅靠背上并且设置在座椅底部的顶部。替代地，或另外地，传感器表面50可以嵌入到座椅的内部层中，例如，嵌入到座椅坐垫内部。
在一个优选的实施例中，例如，如图所示的，控制器30接收作为输入的力敏电阻器10的测量电阻值“R”和压电换能器20的时间相关的电信号“S”，并且生成作为输出的心率“H1”。因此，即使当对象200与传感器表面50为非直接接触时，心脏监测系统100也可以提供对对象200心率的连续、实时的测量和分析。在一些实施例中，例如，如图所示的，控制器30可以作为床300的外部装置提供。例如，控制器30通过电连接与床300进行连接。替代地，控制器30可以作为床300的一部分提供。在一个实施例中，例如，如图所示的，显示装置连接到控制器30。还可以以其他方式输出心率，例如，作为用于进一步处理的电数据信号，或作为声音或触觉信号。
在一些实施例中，如图1A所示，可以临时或永久地提供次级心脏监测装置40，并且该次级心脏监测装置联接到控制器30上。在一些实施例中，次级心脏监测装置40附接到对象200(例如腕部或胸部)上一段时间，以生成可以作为参考值的次级心率测量值H2。例如，次级心脏控制器30可以将次级心率测量值H2与主要心率测量值“H1”进行比较。在所示的实施例中，次级心率测量值H2是通过单独的仪器，例如专用的次级心脏监测装置40，根据来自心脏区域的电信号(心电图)测量的。在一些实施例中，可以临时提供该次级心脏监测装置40，以对主要心脏监测系统100进行检查和/或校正。替代地，如随后将在图3A和图3B中所解释的，一旦网络已经完成训练，就可以将胸部上的次级心脏监测装置(例如电极)移除。
在一些实施例中，例如，如图所示的，对象的体重、位置或移动可以在传感器表面50上引起静态或准静态压力“P”。例如，压力“P”在特定区域可能相对高，例如，与对象的腿部相比，压力“P”在对象的胸部区域更高。在一个优选的实施例中，压力分布用于确定心率测量的位置。例如，基于时间尺度，可以将静态压力与诸如心率的动态振动“F”进行区分。如将理解的是，力敏电阻器通常能够测量静态压力，即，即使压力在时间上是恒定的。当然，例如由于对象的移动，压力可能会改变，压力的改变将导致测得新的(静态)压力。这可能与使用压电传感器的测量形成对比，其中，压电传感器通常对振动或压力的变化更敏感。
图1B示出了具有力敏电阻器10和压电换能器20的心脏监测系统100的横截面图。
在一个优选的实施例中，力敏电阻器10布置在传感器表面50上或横跨该传感器表面。最优选地，力敏电阻器10以等间距分布在传感器表面50上。这可以使得传感器各自的信号和位置之间能够容易对应。在另一个或进一步的实施例中，力敏电阻器10可以在分布、取向、数量和/或形状上变化。这可以使得，例如，在相关位置的传感器具有更高的集中度。
通常，每个力敏电阻器10包括力敏材料14，例如导电复合材料或者当在膜结构中施加力时会改变其电阻的其他材料。在一个实施例中，例如，如图所示的，该力敏材料14设置在第一柔性基底17上，例如热塑性聚氨酯(TPU)基底上，其中，力敏材料14面向设置在相对的第二基底11(例如，TPU基底)上的一组电极12、13。在另一个或进一步的实施例中，例如，如图所示的，力敏材料14通过间隔材料15与电极12、13保持分开，该间隔材料设置在基底17、11之间并且围绕力敏材料14。在一些实施例中，例如，如图所示的，第一基底17和/或第二基底11被配置为在施加到力敏电阻器10的静态压力“P”的作用下朝向相对的基底弯曲。因此，力敏材料14与电极12、13接触并且改变了电阻值“R”。在另一个或进一步的实施例中，当没有施加压力时，传感器的作用就像无限大的电阻器，即开路。优选地，施加到传感器表面的压力越大，电极12、13与力敏材料14的接触越多，电阻变得越低。优选地，力敏电阻器的直径D10在几毫米的数量级上。例如，在一毫米到五十毫米之间，优选地在五毫米到二十毫米之间，例如十毫米。
在一个优选的实施例中，压电换能器20散布在力敏电阻器10之中。通常，每个压电换能器20包括压电材料24层。优选地，该压电材料24由具有压电效应的聚合物(例如PVDF-TrFE)制成。压电效应可以理解为电荷和相应的场可以响应于施加的机械应力而在特定材料中积累的现象。例如，压电换能器20可以对压力、加速度、温度、应变或力的微小变化进行检测，并且将这些微小变化转换为电信号。
在一个实施例中，例如，如图所示的，压电材料24夹在底部电极22和顶部电极23之间。在一些实施例中，底部电极22设置在基底21上，例如TPU基底上。优选地，压电换能器20被配置为响应于施加到压电材料24上的时间相关的机械应力而生成相应的时间相关的电信号S。优选地，力压电换能器的直径D20在几毫米的数量级上。例如，在一毫米到五十毫米之间，优选地在五毫米到二十毫米之间，例如十毫米。
图2示出了心脏监测系统100中的传感器表面50上的传感器10、20的示意性布局以及所述传感器与控制器30的相应的连接。
如本示例中所述的，传感器表面50可以由容纳传感器的一个或多个基底形成。例如，力敏电阻器10和/或压电换能器20可以分布(散布)在单个基底上，或者每种类型的传感器可以设置在各自的基底上。尽管本附图示出了力敏电阻器10和压电换能器20设置在基底50的顶部，但在其他实施例中，传感器的基底11、21可以是传感器表面的一部分。
在一个实施例中，例如，如图所示的，每个力敏电阻器10联接到一对共享电路线路30h、30v上。例如，每个共享电路线路将多个力敏电阻器10连接到控制器30上。因此，可以例如通过扫描连接到所述力敏电阻器10的相应的一对共享电路线路30h、30v来确定相应的力敏电阻器10的电阻值“R”。例如，如图2所示，第一行力敏电阻器10水平地联接到共享电路线路30h上，并且第一列力敏电阻器10也联接到共享电路线路30v上。在另一个或进一步的实施例中，例如，多个共享电路线路30v、30h从一侧联接到控制器30上，并且在另一侧联接到地。当然，其他配置也是可能的。
在另一个或进一步的实施例中，例如，如图所示的，每个压电换能器20分别通过专用的电路线路30p联接到控制器30。压电换能器20通常可以使用专用的电路线路30p，例如，因为它们生成单个时间相关的电信号，优选地单独对该单个时间相关的电信号进行检测。例如，阵列的第一列上的第一压电换能器20单独地通过专用电路线路30p从一侧联接到控制器30，并且从另一侧联接到地。在其他实施例中，可以设想用于将力敏电阻器10和压电换能器20联接到控制器30的任何其他合适的装置。
在一个优选的实施例中，传感器表面50包括的力敏电阻器10比压电换能器20更多。例如，力敏电阻器布置在相对高密度的栅格中，而压电换能器布置在相对低密度的栅格中。例如，力敏电阻器10的数量可以比压电换能器20的数量高至少二倍、三倍、四倍或五倍。将理解的是，例如由于信号和/或连接的不同，连接多个力敏电阻器10可能比连接压电换能器20更容易。这能够有助于利用力敏电阻器10对压力分布进行更好的测量，同时利用少量的散布的压电换能器20，例如基于所述分布，对特定位置处的心率进行测量。
在一个实施例中，多个共享电路线路30V、30h以及专用电路线路30p形成矩阵读出系统。在另一个或进一步的实施例中，控制器30被配置为根据力敏电阻器10的测量电阻值(R)来确定压力分布。在一些实施例中，压力分布用于根据表面50上相应的力敏电阻器10的位置来确定感兴趣区域(region of interest，RoI)。例如，该感兴趣区域是对象200正接触的传感器表面50上的区域。在一个优选的实施例中，控制器30被配置为对压力分布的形状和/或大小(magnitude)进行分析以覆盖对象身体的形状。在另一个或进一步优选的实施例中，该感兴趣区域是在压力分布中的与对象身体上的相应位置对应的一个或多个特定位置处确定的。
在一个实施例中，控制器30被配置为专门或主要选择位于感兴趣区域中的压电换能器20，以用于测量相应的时间相关的电信号“S”。因此，通过利用位于感兴趣区域中的表面50上的压电换能器20的子集对振动“F”进行测量以确定心率“H1”。例如，感兴趣区域是传感器表面50上的对象200的BCG信号为最佳的区域。在一些实施例中，只有位于感兴趣区域中的压电换能器20是激活的。将理解的是，以这种方式，控制器不必对传感器表面50上的所有压电换能器20进行连续地监测。
在一些实施例中，基于力敏电阻器10的感兴趣区域之外的压电换能器20中的至少一个用于噪声消除。例如，在确定感兴趣区域之后，可以利用感兴趣区域之外的一个或多个压电换能器20i通过消除由非激活的压电换能器20i检测到的任何振动“F”来消除噪声。将理解的是，以这种方式，对不是由对象200与传感器表面50的接触引起的振动“F”以及任何背景噪声进行消除，并且在测量心率“H1”时不会考虑上述振动和噪声。
图3A和图3B示出了利用神经网络30n对心率“H1”的确定进行改进的机器学习的示例。
在一个实施例中，例如，如图3A所示，控制器30包括神经网络30n，该神经网络被配置为至少接收电阻值“R”以确定感兴趣区域。例如，电阻值“R”作为输入被馈入到该神经网络30n中，并且对神经网络进行训练以输出感兴趣区域。在一个优选的实施例中，例如，如图所示的，根据由神经网络确定的感兴趣区域，从一个或多个时间相关的电信号“S(t)”中进行选择以确定心率“H1”的主要测量值。在一些实施例中，考虑到对象的特定特征，该网络针对每个单独的对象进行训练以提供最佳的准确度。在其他或进一步的实施例中，通常对该网络进行训练以同样用于其他对象。各种组合也是可能的，例如，网络从可以针对特定个体进行改进的基本训练开始。例如，训练的网络可以包括一组权重(w)、偏移量或其他参数，其中，上述权重、偏移量或其他参数确定根据相应的输入信号输出感兴趣区域和/或心率的网络。
在另一个或进一步的实施例中，例如，如图3B所示，时间相关的电信号“S(t)”可以被输入到相同或另一神经网络中，以用于确定相应的心率测量值。例如，电阻值“R”和时间相关的电信号“S”作为输入被馈入到神经网络30n中。在一个优选实施例中，神经网络30n被配置为输出指示心率“H1”的主要测量值的值。
在一些实施例中，例如，如图3A和图3B所示，将心率“H1”的主要测量值与由独立的心脏监测装置40获得的心率“H2”的次级测量值进行比较，以训练神经网络30n。例如，可以通过将神经网络30n的直接或间接输出与次级心脏监测装置40的次级心率进行比较以对神经网络30n进行训练。例如，将主要心率测量值和次级心率测量值之间的差作为错误“Err”反馈到网络中，从而可能导致神经元连接的权重“w”或其他参数发生变化。
在一些实施例中，使用递归神经网络(recurrent neural network，RNN)。该递归神经网络是一种人工神经网络，在该网络中节点之间的连接形成沿着时间序列的有向图。这使得该网络能够表现出时间上的动态行为，例如，时间相关的心率信号。也可以使用其他或类似的人工网络。也可以从神经网络30n，或者通常从控制器30中输出其他或进一步的值H’。例如，神经网络30n可以输出生理参数，诸如呼吸率、血压、体重、姿势检测、体位、体温等。
为了清楚和简洁的描述，在本公开中的各特征被描述为相同或单独实施例的一部分，然而，将理解的是，本发明的范围可以包括具有所描述的全部或某些特征的组合的实施例。本公开的一些方面涉及存储有指令的非瞬时计算机可读介质。在一些实施例中，当由心脏监测系统中的控制器执行时该非瞬时计算机可读介质使得系统确定直接或间接地与传感器表面接触的对象的心率。本公开的其他方面涉及一种用于心脏监测的方法。在一些实施例中，该方法包括：提供力敏电阻器的阵列，该力敏电阻器的阵列横跨传感器表面。在一个实施例中，每个电阻器被配置为根据由对象在力敏电阻器的相应位置处施加在传感器表面上的准静态压力的量来改变相应的电阻值。在其他或进一步的实施例中，该方法包括：提供压电换能器的阵列，该压电换能器的阵列散布在力敏电阻器的阵列中。在一个实施例中，每个换能器被配置为根据由对象在所述换能器的相应位置处施加在传感器表面上的相应振动来生成相应的时间相关的电信号。在一个优选实施例中，该方法包括：根据力敏电阻器的测量电阻值以及压电换能器的时间相关的电信号的组合来确定对象的心率。
在解释所附权利要求时，应当理解的是，“包括”一词并不排除在给定的权利要求中所列出的元素或行为以外的其他元素或行为的存在；在元素之前的词“一个(a)”或“一个(an)”并不排除存在多个这样的元素；权利要求中的任何附图标记都不限制权利要求范围；多种“方式”可以通过相同或不同的项目或实施的结构或功能来表示；除非另有特别说明，否则任何所公开的装置或该装置的部分可以组合在一起或者被分离为更进一步的部分。当一项权利要求引用另一项权利要求时，这可以表示这些权利要求的各自特征的结合所实现的协同优势。但是，在相互不同的权利要求中引述某些措施并不是表示这些措施的组合不能被用于获取优势。因此，所述实施例可以包括权利要求的所有有效的组合，其中，除非由上下文中明确排除，否则每项权利要求原则上可以引用在先的任一项权利要求。

Claims (15)

1.一种心脏监测系统(100)，所述心脏监测系统包括：
力敏电阻器(10)的阵列，所述力敏电阻器的阵列横跨传感器表面(50)，其中，每个电阻器(10)被配置为根据由对象(200)在所述力敏电阻器(10)的相应位置处施加在所述传感器表面(50)上的静态压力(P)的量来改变相应的电阻值(R)；
压电换能器(20)的阵列，所述压电换能器的阵列散布在所述力敏电阻器(10)之间，其中，每个换能器(20)被配置为根据由所述对象(200)在所述换能器(20)的相应位置处施加在所述传感器表面(50)上的相应振动(F)来生成相应的时间相关的电信号(S)；
控制器(30)，所述控制器被配置为根据所述力敏电阻器(10)的测量的所述电阻值(R)与所述压电换能器(20)的所述时间相关的电信号(S)的组合来确定所述对象(200)的心率(H1)；
其中，所述传感器表面(50)包括的力敏电阻器(10)比压电换能器(20)更多，以利用所述力敏电阻器(10)来测量压力分布，并且利用所述力敏电阻器(10)之间的所述压电换能器(20)的子集根据测量的所述压力分布来测量所述传感器表面(50)的一个或多个特定位置处的心率。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述控制器(30)被配置为根据所述力敏电阻器(10)的测量的所述电阻值(R)来确定所述压力分布，其中，所述压力分布用于根据所述表面(50)上相应的力敏电阻器(10)的位置来确定感兴趣区域(RoI)，其中，所述心率(H1)是通过利用所述压电换能器(20)的子集对振动(F)进行测量而确定的，所述压电换能器的子集位于所述感兴趣区域(RoI)中的所述表面(50)上。
3.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述控制器(30)被配置为对所述压力分布的形状和/或大小进行分析以覆盖所述对象的身体的形状，其中，所述感兴趣区域(RoI)是在所述压力分布中与所述对象的身体上的相应位置对应的一个或多个特定位置处确定的。
4.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，基于所述力敏电阻器(10)的感兴趣区域(RoI)之外的所述压电换能器(20)中的至少一个用于噪声消除。
5.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述电阻值(R)作为输入被馈入到神经网络(30n)中，其中，所述神经网络被训练为输出感兴趣区域(RoI)，其中，根据所述感兴趣区域(RoI)，从所述时间相关的电信号(S)中的一个或多个进行选择以确定所述心率(H1)的主要测量值。
6.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述电阻值(R)和时间相关的电信号(S)作为输入被馈入到神经网络(30n)中，其中，所述神经网络(30n)被配置为输出指示所述心率(H1)的主要测量值的值。
7.根据权利要求5或6所述的系统，其中，将所述心率(H1)的所述主要测量值与由独立的心脏监测装置(40)获得的心率(H2)的次级测量值进行比较，以用于训练所述神经网络(30n)。
8.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，每个所述力敏电阻器(10)包括设置在第一基底(17)上的力敏材料(14)，所述力敏材料面向设置在相对的第二基底(11)上的一组电极(12，13)，其中，所述力敏材料(14)通过间隔材料(15)与所述电极(12，13)保持分开，所述间隔材料设置在所述基底(17，11)之间并且围绕所述力敏材料(14)，其中，所述第一基底和/或所述第二基底(17)被配置为在施加到所述力敏电阻器(10)的静态压力(P)的作用下朝向相对的基底弯曲，从而使得所述力敏材料(14)与所述电极(12，13)接触并且改变电阻值(R)。
9.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，每个所述压电换能器(20)包括压电材料(24)层，所述压电材料层夹在底部电极(22)和顶部电极(23)之间，其中，所述压电换能器(20)被配置为响应于施加到所述压电材料(24)上的时间相关的机械应力而生成相应的时间相关的电信号(S)。
10.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，每个所述力敏电阻器(10)联接到一对共享电路线路(30h，30v)上，其中，每个共享电路线路将多个所述力敏电阻器(10)连接到所述控制器(30)上，其中，相应的力敏电阻器(10)的电阻值(R)是通过扫描连接到所述力敏电阻器(10)的相应的一对共享电路线路(30h，30v)来确定的。
11.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，每个所述压电换能器(20)分别通过专用电路线路(30p)联接到所述控制器(30)上。
12.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述传感器表面(50)包括的力敏电阻器(10)为压电换能器(20)的至少两倍。
13.一种床或椅子，所述床或椅子包括根据前述权利要求中任一项所述的心脏监测系统(100)。
14.一种非瞬时计算机可读介质，所述非瞬时计算机可读介质存储有指令，当所述指令被根据前述权利要求中任一项所述的心脏监测系统(100)中的控制器(30)执行时，引起所述系统确定与所述传感器表面(50)直接或间接接触的对象(200)的心率(H1)。
15.一种用于心脏监测(100)的方法，所述方法包括：
提供力敏电阻器(10)的阵列，所述力敏电阻器的阵列横跨传感器表面(50)，其中，每个电阻器(10)被配置为根据由对象(200)在所述力敏电阻器(10)的相应位置处施加在所述传感器表面(50)上的静态压力(P)的量来改变相应的电阻值(R)；
提供压电换能器(20)的阵列，所述压电换能器的阵列散布在所述力敏电阻器(10)之间，其中，每个换能器(20)被配置为根据由所述对象(200)在所述换能器(20)的相应位置处施加在所述传感器表面(50)上的相应振动(F)来生成相应的时间相关的电信号(S)；
根据所述力敏电阻器(10)的测量的所述电阻值(R)与所述压电换能器(20)的所述时间相关的电信号(S)的组合来确定所述对象(200)的心率(H1)；
其中，所述传感器表面(50)包括的力敏电阻器(10)比压电换能器(20)更多，其中，利用所述力敏电阻器(10)来测量压力分布，并且利用所述力敏电阻器(10)之间的所述压电换能器(20)的子集，根据测量的所述压力分布来测量所述传感器表面(50)的一个或多个特定位置处的心率。
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