CN116421191A - 柔性一体化生物电信号传感器、检测方法及装置 - Google Patents
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Abstract
本发明提供了一种柔性一体化生物电信号传感器、检测方法及装置。所述柔性一体化生物电信号传感器包括依次设置的电极复合层、第一绝缘层、电磁屏蔽层和第二绝缘层，所述电极复合层包括第一电极、第二电极以及设置于所述第一电极与所述第二电极之间的极性层。本发明在电极复合层制备过程中，通过在极性溶剂中添加具有高介电常数的极性材料钛酸钡和/或钛酸钙，并采用混合与固化的物理处理方式，保持极性材料的高介电性能，获得具有高介电性能的电极复合层，从而有效提高皮肤与电极之间的耦合电容容值，进而减小容抗，减小总阻抗，降低心电信号在耦合过程中的衰减程度，提高电信号检测效果。
Description
技术领域
本发明涉及心电检测技术领域，具体而言，涉及一种柔性一体化生物电信号传感器、检测方法及装置。
背景技术
目前，心血管疾病（CVD）患病率及死亡率处于上升阶段，据推算心血管病死亡率占居民疾病死亡构成的40%以上。心电图（ECG）是临床上用于诊断心血管疾病的技术手段，可辅助医护人员辨识心脏的病变和心率失常的性质与严重程度。传统的心电检测所使用的心电图机属于接触式设备，接触式的心电检测需要电极片接触皮肤，然而电极片对于皮肤敏感的患者并不友好，且市面上最亲肤的贴片对正常患者的检测最长也只能保证连续14天的接触，超出时间皮肤会出现红疹等不良反应。因此近年提出采用非接触式的方式来检测人体心电信号，可以无扰式检测心电，摆脱线束的束缚，长期监测记录心电信息。
现有的非接触式心电传感电极主要由电极和绝缘基底材料复合而成，利用电容耦合原理，将心电信号从人体皮肤耦合至电极，并经调理电路将信号输出至电脑端进行处理。心电信号是通过长距离离子迁移实现传输的，在电荷传输过程中，受衣物、床单等介质的阻碍，电荷逐渐累积在人体表皮并产生极化，使电极表面也累积相应地异性电荷，当皮肤表面电荷发生变化时，电极上的电荷也会相应发生变化。由于人体心电信号是一种弱电信号,信噪比低，容易受到不同衣服材质、运动伪迹、静电、皮肤表面肌电信号等外界条件的干扰，导致心电信号耦合过程中会因阻抗较大而发生衰减。心电信号本就属于微弱信号，通过电容耦合后再次发生衰减，会使其变得更加微弱，增大调理电路和数字算法的处理难度，难以满足在医疗床应用场景中实现稳定检测心电信号的需求。
发明内容
本发明所要解决的问题是现有非接触式心电传感电极与皮肤之间的耦合电容较小，导致容抗较大，使得心电信号在耦合过程中衰减较大，信号检测效果较差。
为解决上述问题，本发明提供一种柔性一体化生物电信号传感器，包括：依次设置的电极复合层、第一绝缘层、电磁屏蔽层和第二绝缘层，所述电极复合层包括第一电极、第二电极以及设置于所述第一电极与所述第二电极之间的极性层；
其中，所述电极复合层的制备方法如下：
按重量百分比取如下原料：液态PDMS树脂材料50%-74%、极性材料25%-45%、固化剂1%-5%、催化剂1%-2%，其中，所述极性材料包括钛酸钡和/或钛酸钙，
将上述原料混合均匀，得到极性溶剂，
将所述极性溶剂覆盖在基板的上、下表面，并在所述极性溶剂的上、下表面分别覆盖所述第一电极和所述第二电极，经固化处理后得到所述电极复合层。
较佳地，所述电极复合层包括线形图案和多个框形图案，所述线形图案用于将所述电极复合层分隔为第一区域和第二区域，所述线形图案和所述框形图案均是通过蚀刻工艺在所述电极复合层的表面上去除铜皮得到的，所述框形图案内、外区域均由导电材料构成，所述框形图案内的区域用于构成与生物电采集电路连接的电极片，所述第一区域内且位于所述框形图案外的区域用于接地，所述第二区域内且位于所述框形图案外的区域用于与右腿驱动电路连接。
较佳地，所述第一区域包括用于与人体背部对应的背部区域以及除上述背部区域之外的其它区域，所述框形图案在所述背部区域内阵列分布，且所述框形图案在所述背部区域的分布密度大于在所述其它区域的分布密度。
较佳地，所述生物电信号传感器还包括透气孔，所述透气孔贯穿所述电极复合层、所述第一绝缘层、所述电磁屏蔽层和所述第二绝缘层设置。
较佳地，所述固化剂包括含氢硅氧烷，所述催化剂包括铂金催化剂。
本发明的柔性一体化生物电信号传感器相较于现有技术的优势在于：
本发明的柔性一体化生物电信号传感器，包括电极复合层，电极复合层在制备过程中，通过在极性溶剂中添加具有高介电常数的极性材料钛酸钡和/或钛酸钙，并采用混合与固化的物理处理方式，保持极性材料的高介电性能，获得具有高介电性能的电极复合层，从而有效提高皮肤与电极之间的耦合电容容值， 进而减小容抗，减小总阻抗，降低心电信号在耦合过程中的衰减程度，提高电信号检测效果。
本发明还提供一种生物电信号检测方法，基于柔性一体化生物电信号传感器，包括：
通过所述柔性一体化生物电信号传感器获取生物电信号；
对所述生物电信号进行滤波、放大、运算处理，得到心电数据；
将所述心电数据输出，并转换为心电曲线。
较佳地，所述通过柔性一体化生物电信号传感器获取生物电信号包括：
获取所述柔性一体化生物电信号传感器背部区域上的电极片中产生所述生物电信号的第一电极片；
从所述第一电极片中任选两片分别作为心电正极和心电负极，输入生物电采集电路，并获取所述生物电采集电路采集到的生物电信号；
根据所述生物电信号的质量选择目标正极和目标负极；
将所述目标正极和所述目标负极作为所述生物电采集电路的输入，获取所述生物电信号。
本发明的生物电信号检测方法相较于现有技术的优势与非接触式生物电信号检测方法相同，在此不再赘述。
本发明还提供一种生物电信号检测装置，包括：
生物电检测单元，包括柔性一体化生物电信号传感器，所述生物电检测单元用于检测生物电信号；
生物电采集电路，用于与所述生物电检测单元电连接，所述生物电采集电路用于对所述生物电信号进行滤波、放大、运算处理，得到心电数据；
生物电显示单元，用于将所述心电数据输出，并转换为心电曲线。
本发明的生物电信号检测装置相较于现有技术的优势与生物电信号检测方法相同，在此不再赘述。
本发明还提供一种电子设备，包括存储器和处理器；
所述存储器，用于存储计算机程序；
所述处理器，用于当执行所述计算机程序时，实现生物电信号检测方法。
本发明的电子设备相较于现有技术的优势与生物电信号检测方法相同，在此不再赘述。
本发明还提供一种计算机可读存储介质，所述存储介质上存储有计算机程序，当所述计算机程序被处理器执行时，实现生物电信号检测方法。
本发明的计算机可读存储介质相较于现有技术的优势与生物电信号检测方法相同，在此不再赘述。
附图说明
图1为本发明实施例中柔性一体化生物电信号传感器使用时的位置示意图；
图2为本发明实施例中第一电极的结构示意图；
图3为本发明实施例中极性层的结构示意图；
图4为本发明实施例中第二电极的结构示意图；
图5为本发明实施例中与生物电信号检测方法流程图；
图6为人体后背心电检测点分布示意图；
图7 为本发明实施例中非接触式生物电信号检测装置的结构示意图；
图8为本发明实施例中生物电信号检测装置的结构框图；
图9为本发明实施例中生物电信号检测装置的布局示意图；
图10为本发明实施例中柔性一体化生物电信号传感器与人体比例对比图。
附图标记说明：
1-人体皮肤；2-衣物；3-床单；4-电极复合层；5-第一绝缘层；6-电磁屏蔽层；7-第二绝缘层；8-透气孔；41-第一电极；42-极性层；43-第二电极；411-线形图案；412-框形图案；413-电极片。
具体实施方式
为使本发明的上述目的、特征和优点能够更为明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施例做详细的说明。
非接触式心电检测在工作过程中原理是，电荷通过真皮层到达表皮层后，由于睡衣和床单作为介质阻碍了电荷移动，无法通过直接接触的方式传递到传感器的电极，使得电荷累积在人体表皮产生极化。由于电荷同性相斥，异性相吸的性质，电极表面就会积累异性电荷。当电极正对的皮肤表面电荷发生变化时，电极上的电荷也会发生相应的变化。
与传统的接触式心电信号检测方式相比，非接触式心电信号检测方式可用于睡眠场景中，实现无扰式心电检测。但非接触式心电检测电极对外界噪声非常敏感，严重影响心电信号的采集质量。这主要是由于皮肤与电极所形成的耦合电容容值较小，造成容抗较大，从而使得总阻抗很大，由此导致心电信号在耦合过程中发生衰减。
为了降低心电信号在耦合过程中的衰减程度，本发明实施例提供一种柔性一体化生物电信号传感器，请参阅图1所示，包括：依次设置的电极复合层4、第一绝缘层5、电磁屏蔽层6和第二绝缘层7，所述电极复合层4包括第一电极41、第二电极43以及设置于所述第一电极41与所述第二电极43之间的极性层42；
其中，所述电极复合层4的制备方法如下：
按重量百分比取如下原料：液态PDMS树脂材料50%-74%、极性材料25%-45%、固化剂1%-5%、催化剂1%-2%，其中，所述极性材料包括钛酸钡和/或钛酸钙，
将上述原料混合均匀，得到极性溶剂，
将所述极性溶剂覆盖在基板的上、下表面，并在所述极性溶剂的上、下表面分别覆盖所述第一电极41和所述第二电极43，经固化处理后得到所述电极复合层4。可以理解，固化处理后，第一电极41和第二电极43之间的部分构成极性层42。
本实施例的柔性一体化生物电信号传感器（以下可简称为传感器），主要由电极复合层4、第一绝缘层5、电磁屏蔽层6和第二绝缘层7构成，其中第一绝缘层5用于隔离电极复合层4与电磁屏蔽层6，使得电极复合层4和电磁屏蔽层6不接触，由此不会造成电路导通。第一绝缘层5的材料可以采用PI材料。电磁屏蔽层6用于屏蔽掉外界的电磁干扰。传感器工作时，电磁屏蔽层6接地处理。第二绝缘层7用于保护电磁屏蔽层6，避免其磨损。由此，本实施例的传感器从上至下依次为电极复合层4、第一绝缘层5、电磁屏蔽层6和第二绝缘层7，且电极复合层4的下表面与第一绝缘层5、电磁屏蔽层6和第二绝缘层7通过粘合剂粘接成一片。
电极复合层4为多层结构，包括依次设置的第一电极41、极性溶剂、基板、极性溶剂和第二电极43，极性溶剂在固化过程中在基板表面形成固化层，并与基板共同构成极性层42。本实施例中，由于极性溶剂中含有高介电常数的极性材料钛酸钡、钛酸钙，且电极复合层4的制备工艺采用的是混合与固化的处理方式，属于一种物理变化，可以保持原有材料的性能，因此得到的混合物质极性溶剂也具有较高的介电常数，经固化处理后的极性层42也具有较高的介电常数。本实施例的电极复合层4构成了电容器，根据电容容值计算公式，增大极板间介质的介电常数，可以有效提高电容的容值，且本实施例电极复合层4的制备方式，是在基板的上下表面涂覆极性溶剂后分别覆盖第一电极41和第二电极43，然后在压板机等设备中固化定型，形成具有多层结构的复合层，两个极板之间的距离较小，也有助于提高电容的容值。
在非接触式心电信号检测系统中，人体皮肤、绝缘衣物和容性耦合电极所构成的结构具有一阶高通滤波器的功能，其滤波器的增益和截止频率由容性耦合电极预处理电路的参数设置、绝缘衣物的材料、厚度、容性耦合电极与人体的有效接触面积等因素决定。本实施例的电极复合层4作为容性耦合电极用于非接触式心电信号检测时，由于其具有较高的介电常数，使得皮肤与其之间所形成的耦合电容容值较大，容抗减小，进而总阻抗减小，从而降低心电信号在耦合过程中的衰减程度。另外，由于皮肤与电极复合层4之间的耦合电容增大，使得高通滤波器的截止频率降低，由于高通滤波器具有通高频、阻低频的特性，因此，降低截止频率，可以有效检测到心电信号。
其中一些实施方式中，极性溶剂中，固化剂占总重量的1%-5%，优选为2%，具体含量可根据温湿度进行调整，固化剂优选为含氢硅氧烷。催化剂占总质量的1%-2%，优选为1.5%，用于加快固化速度，催化剂优选为铂金催化剂。液态PDMS（聚二甲基硅氧烷）树脂材料，用于调节成品的柔性程度，其决定了成品的延展性，使得本实施例制得的传感器拥有透气性，用于检测人体心电信号时，有助于排出湿气。
为了便于理解电极复合层4的结构，本实施例通过具体示例介绍其制备步骤以便于进一步理解。
步骤S1，准备一张基板，可以为碳纤维板或玻璃纤维基板，本实施例中以碳纤维板为例，尺寸为130*80cm。
步骤S2，调配极性溶剂，配料如下：
PDMS：50%—74%；
钛酸钡和/或钛酸钙：25%—45%；
固化剂：1%—5%；
催化剂：1—2%。
步骤S3，将步骤S2调配好的极性溶剂覆盖在碳纤维板的上下两个表面，再在两个表面覆盖平整的薄铜皮，铜皮作为第一电极41和第二电极43。
步骤S4，将前述整体结构送入压板机设备，在高温（120-180℃）高压下保持2h，固化成型后取出，即制得电极复合层4。
其中一些实施方式中，所述电极复合层4包括线形图案411和多个框形图案412，所述线形图案411用于将所述电极复合层4分隔为第一区域和第二区域，所述线形图案411和所述框形图案412均是通过蚀刻工艺在电极复合层4的表面上去除铜皮得到的，所述框形图案412内、外区域均由导电材料构成，所述框形图案412内的区域用于构成与生物电采集电路连接的电极片413，所述第一区域内且位于所述框形图案412外的区域用于接地，所述第二区域内且位于所述框形图案412外的区域用于与右腿驱动电路连接。 其中，所述框形图案412可以为正方形，也可以为长方形，如图10中所示，框形图案412为正方形时，电极片413也为正方形，在电极复合层4上呈阵列排布，电极片在电极复合层上阵列排列也称之为正排列。框形图案412为长方形时，电极片413为长条形，在电极复合层4上横向排列，长条状的电极片在电极复合层上横向排列也称之为横排列。图10中从左到右依次为人体示意图、电极片正排列、电极片横排列的情况。另外，通过图10也可以看出，本实施例的传感器与人体之间的比例关系，可以看出，传感器的整体尺寸与人体相近，传感器铺设在床单下面，人体躺上去后，电极片413位于人体背部位置。
为了便于理解传感器的结构，本实施例通过具体示例介绍其制备步骤以便于进一步理解。
步骤S5，在电极复合层4的上下表面蚀刻出电极图案，完成过孔电路；
步骤S6，在电极复合层4上覆盖第一绝缘层5、电磁屏蔽层6、第二绝缘7。
在其中一个具体的示例中，步骤S5具体包括：通过蚀刻工艺在电极复合层4的表面上去除铜皮，蚀刻得到线形图案411以及多个框形图案412。如图2所示，为在第一电极41上进行电极图案蚀刻，通过去除其表面铜皮，使得线形图案411和框形图案412所在的区域均不导电，由此，通过线形图案411可以将电极复合层4分隔为上下两个区域，如分隔成100*80cm的区域和30*80cm的区域，分别记为上部的第一区域和下部的第二区域。线形图案411如图2中所示的粗实线。第一区域和第二区域两个区域中均分布有框形图案412，图2中所示的一个个的矩形框即为框形图案412。可以理解，由于框形图案412不导电，因此，框形图案412内部区域与外部区域的电路不会导通。为便于叙述，将框形图案412内的区域称之为铜电极片或者简称为电极片413，用于与生物电采集电路连接。具体示例中，所有的铜电极片通过导电线汇集在一处，和外围电路板相连，后期的心电信号通过引线发送至电路板。
需要说明的是，图2中，不论是第一区域还是第二区域，框形图案412内部的电极片413均用于与生物电采集电路连接，对于框形图案412外部的区域，若位于第一区域内，则将其接地，若位于第二区域内，则将其连接右腿驱动电路。
还需要说明的是，框形图案412的轮廓大小影响着电极片413的面积大小。由于新生儿、儿童、青少年、成人等各个年龄段的身材具有明显差异，本实施例的电极片413原则上面积足够小，如此才能更加精确地接触到背部相应检测点位。如果一个电极片413有10*10cm大小，那么其很可能会覆盖3个检测点位，这样不符合医学上的检测标准。面积小会使得信号检测难度提高，但是新生儿到成人在体表上可检测的心电质量呈现下降趋势，所以新生儿体表面积小搭配小面积的心电检测采集片也能达到效果。
其中一些实施方式中，所述第一区域包括用于与人体背部对应的背部区域以及除上述背部区域之外的其它区域，背部区域与人体背部位置对应，用于检测心电信号，其它区域大致与人体的腰臀部位置对应，第二区域与人体的小腿部位置对应，其它区域和第二区域上的电极片413用于检测其它功能，例如实现仰卧、左侧卧、右侧卧、离床、上床的状态监测。因此，所述框形图案412在所述背部区域的分布密度大于在所述其它区域的分布密度。优选地，所述框形图案412在所述背部区域内阵列分布。
需要说明的是，对于第二区域，其中框形图案412内部区域的电极片413是用于检测体位变化的，而框形图案412外部的区域是连接右腿驱动电路。其中一些实施方式中，传感器还包括透气孔8，所述透气孔8贯穿所述电极复合层4、所述第一绝缘层5、所述电磁屏蔽层6和第二绝缘层7设置。如图2-图4所示，在传感器每层相同位置均设置透气孔8，由于透气孔8贯穿传感器的每层，因此有利于背部湿气排出，提高用户的舒适度。
请参阅图5所示，本发明实施例还提供一种生物电信号检测方法，基于所述的柔性一体化生物电信号传感器，包括：
步骤S100，通过所述柔性一体化生物电信号传感器获取生物电信号；
步骤S200，对所述生物电信号进行滤波、放大、运算处理，得到心电数据；可以理解，步骤S100获得的生物电信号包括噪音和人体生物电，在这一步骤中通过滤波、放大、运算处理等，从生物电信号中提取到心电数据；
步骤S300，将所述心电数据输出，并转换为心电曲线；步骤S200得到的心电数据不够直观，不便于后续的分析，因此在这一步骤还需将心电数据绘制成心电图。
心电图是判断心律失常的重要手段，也是判断心率失常的金标准。从解剖学上来看，心脏位于胸腔的中纵膈内，左右心之间外面裹以心包。心脏的前面主要由压力较低的右心房和右心室占据。心脏的后部主要为左心房和左心室，另由部分右心房和右心室构成，左心房距离后背较近。将电极置于左心房在背部的投影位置，即图6所示的B1—B6位置，记录背部心电图，可以更清楚地记录心房波，结合常规12导联心电图可以提高对心率失常的判断。
心电图的基本原理：正常的心房激动起源于窦房结或其相邻的心房起搏细胞，冲动以辐射的方式先后激动右房，房间隔及左房，心房除极自左心房上部开始，向右房中下部及左房推动。凡是具有一定体积的整块导电体称为容积导体。实验证明：容积导体中任何一点的电位与电偶的强度和
角的余弦成正比，而与电偶中心的距离（r）的平方成反比。即：
，式中，V代表容积中任何一点的电位，E代表电偶，r为该点至电偶中心的距离，/>
代表该点至电偶中心的连线与电偶轴的夹角。左房位于心脏的后方靠近后背，而心室主要靠近前壁，那么在后壁（左房胸部水平位置）放置导联，提高心电图的灵敏度，可以得到心房波较常规导联更易识别的心电图。
目前，背部（后壁）导联的记录主要应用于后壁心肌梗死。常规12导联与背部导联心电图相同增益（10mm/mV）时，背部导联心电图中P波、QRS波振幅均小于常规12导联，其原因为探查电极置于胸壁的特定位置（V1-V6）即心包络区，心脏离体表的距离最近。背部导联记录心电图因有肺组织等隔离，心脏离体表的距离相对较远，因此，背部导联的心电图各波的振幅比常规胸壁导联心电图都小。
图2中所示的矩形图案均是检测点，椭圆形是透气孔8。只要检测点的大小合适，密度达标，即可以覆盖图6中的各个检测点，将数据汇总后即可得到相应的心电数据，单导联与多导联检测均可操作。
可以理解，若检测的是心电信号，则上述提及的生物电信号、数据集曲线，相应的为心电信号、数据及曲线。为叙述方便，下文直接以心电信号为例进行详细说明。
其中一些实施方式中，所述通过柔性一体化生物电信号传感器获取心电信号包括：
步骤S110，获取所述柔性一体化生物电信号传感器背部区域上的电极片413中产生心电信号的第一电极片；
步骤S120，从所述第一电极片中任选两片分别作为心电正极和心电负极，输入生物电采集电路，并获取所述生物电采集电路采集到的心电信号质量；
步骤S130，根据所述心电信号的质量选择目标正极和目标负极；其中，在选择好目标心电电极后，在接下来人体保持静态的时间段内，固定这对正负电极持续采集心电，但如果人体有改变姿态，那么当前的采集对得到的心电质量将改变，此时需要再次选择合适的正负极检测对，返回步骤S110；
步骤S140，将所述目标正极和所述目标负极作为所述生物电采集电路的输入，获取所述心电信号。
检测时，将传感器置于床单3下方，人体躺在病床上，传感器与人体皮肤1之间隔着衣物2和床单3。本实施例在传感器的背部区域设置阵列分布的多个电极片413，由于电极片413数量众多，因此采集电路板需要定时扫描这些电极片413是否在工作状态。为了降低开销，可以将未利用到的电极片413所对应的电路关闭。具体的，在本实施例中具有两次信号的选择。首先，在病人躺在床上这段时间，接触位置的采集点将耦合出电容，可以将人体没有接触的电极片413所对应的电路关闭。然后通过上述方法将人体覆盖到的电极片413通过两两组合得到信号质量最优所对应的两个电极片413，并将其作为目标正极和目标负极，输入至信号采集电路中，此时可以关闭剩余的电极片413，如此可以得到单导联心电信号。当然如果电极片413面积减小至一定范围，也可以检测多导联心电信号。
通过本实施例的方法，可以筛选出能够获取质量最优心电信号的电极片413。具体地，如表1所示，假设在背部设计了6行10列总计60片的电极片413，用户躺上去后压到位于中央的6行4列（表格中填充区域）的电极片413，为了减少计算资源，可以不用处理其余的电极片413。其中，表1中的序号表示电极片413的序号。针对人体覆盖到的电极片413，将其称之为第一电极片（即表1中填充区域对应的电极片），在第一电极片中任选两片组成心电正极和心电负极输入至电路中。
下面进行示例说明：
选择第13号电极片为心电正极，选择第14号电极片为心电负极，输入生物电采集电路中，判断其是否是心电信号以及信号质量。类似地，再选择第13号电极片为心电正极，选择第15号电极片为心电负极，输入生物电采集电路中，判断其是否是心电信号以及信号质量。如此，将与第13号电极片组合完成后，再进行以第14号电极片为心电正极的组合筛选。以此类推，将所有的排列组合均进行，再在这些组合中选择其中一组最好的，例如第13片（心电正极）与第66片（心电负极）的组合，当然也有可能是第13片电极片作为心电负极、第66片电极片作为心电正极时才能测得信号，此时变换一下极性即可。将其分别确定为目标正极和目标负极后，后续心电信号的输入都将由这两片电极片413完成。
表1：
| 10 | 11 | 12 | 13 | 14 | 15 | 16 | 17 | 18 | 19 |
| 20 | 21 | 22 | 23 | 24 | 25 | 26 | 27 | 28 | 29 |
| 30 | 31 | 32 | 33 | 34 | 35 | 36 | 37 | 38 | 39 |
| 40 | 41 | 42 | 43 | 44 | 45 | 46 | 47 | 48 | 49 |
| 50 | 51 | 52 | 53 | 54 | 55 | 56 | 57 | 58 | 59 |
| 60 | 61 | 62 | 63 | 64 | 65 | 66 | 67 | 68 | 69 |
如图7所示，本发明实施例还提供一种生物电信号检测装置，包括：
生物电检测单元，包括所述的柔性一体化生物电信号传感器，所述生物电检测单元用于检测心电信号；
生物电采集电路，用于与所述生物电检测单元电连接，所述生物电采集电路用于对所述心电信号进行放大、运算处理，得到心电数据；
生物电显示单元，用于将所述心电数据转换为心电曲线并输出。
其中，生物电检测单元与生物电采集电路之间通过屏蔽导线连接即可。屏蔽导线的使用，能够将环境中的工频干扰与接地信号屏蔽，减少对心电采集的干扰。需要说明的是，与生物电采集电路连接的屏蔽导线可以连接于柔性一体化生物电信号传感器的表面，即电极复合层4的上表面，所谓上表面是指靠近人体皮肤的面为上，反之为下。
如图8、图9所示，图中“传感器”对应本实施例中的柔性一体化生物电信号传感器，传感器用于提取生物电，人体信号源产生电场，传感器为电容传感器，二者通过电容耦合获取人体生物电信号。可以理解，首先得到的是杂波，一系列的电信号，后期会再经过滤波处理。“生物电采集电路板”对应本实施例中的生物电采集电路，用于处理传感器传来的生物电信号，经过滤波（例如筛选出心电部分信号）、放大等处理后将心电数据传递给电脑。 “电脑”对应本实施例中的生物电显示单元，用于根据接收的数据绘制出心电波形。另外，生物电信号检测装置还包括云端，用于心电数据上传、下载、发送、保持等功能，可以永久保存各个体数据。需要说明的是，采集电路板性能强大时可以直接处理心电信号，由此传递给电脑的目的就只是为了上传云端。还需要说明的是，原则上，信号采集电路板可以直接将心电数据绘制成心电图并显示在采集板自带的屏幕上。但实际应用过程中，涉及到多导联心电数据采集时，数据量较大，当采集板的性能处理不了时，在这种情况下才需要计算机来帮助运算。计算机因为性能强大，可以做到短期内大量处理，能够使心电波形连续。同时因为要上传云端，信号采集电路板只能依靠计算机来完成该功能。
本发明还提供一种电子设备，包括存储器和处理器；所述存储器，用于存储计算机程序；所述处理器，用于当执行所述计算机程序时，实现所述的生物电信号检测方法。
该电子设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器、网络接口、输入装置和显示屏。其中，存储器包括非易失性存储介质和内存储器。该电子设备的非易失性存储介质存储有操作系统，还可存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器实现生物电信号检测方法。该内存储器中也可储存有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器执行生物电信号检测方法。电子设备的显示屏可以是液晶显示屏或者电子墨水显示屏，电子设备的输入装置可以是显示屏上覆盖的触摸层，也可以是电子设备外壳上设置的按键、轨迹球或触控板，还可以是外接的键盘、触控板或鼠标等。
本发明还提供一种计算机可读存储介质，所述存储介质上存储有计算机程序，当所述计算机程序被处理器执行时，实现所述的生物电信号检测方法。
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本发明所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器（ROM）、可编程ROM（PROM）、电可编程ROM（EPROM）、电可擦除可编程ROM（EEPROM）或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器（RAM）或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，RAM以多种形式可得，诸如静态RAM（SRAM）、动态RAM（DRAM）、同步DRAM（SDRAM）、双数据率SDRAM（DDRSDRAM）、增强型SDRAM（ESDRAM）、同步链路（Synchlink） DRAM（SLDRAM）、存储器总线（Rambus）直接RAM（RDRAM）、直接存储器总线动态RAM（DRDRAM）、以及存储器总线动态RAM（RDRAM）等。
需要说明的是，在本文中，诸如“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
以上所述仅是本发明的具体实施方式，使本领域技术人员能够理解或实现本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所发明的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。
Claims (10)
1.一种柔性一体化生物电信号传感器，其特征在于，包括：依次设置的电极复合层(4)、第一绝缘层(5)、电磁屏蔽层(6)和第二绝缘层(7)，所述电极复合层(4)包括第一电极(41)、第二电极(43)以及设置于所述第一电极(41)与所述第二电极(43)之间的极性层(42)；
其中，所述电极复合层(4)的制备方法如下：
按重量百分比取如下原料：液态PDMS树脂材料50%-74%、极性材料25%-45%、固化剂1%-5%、催化剂1%-2%，其中，所述极性材料包括钛酸钡和/或钛酸钙，
将上述原料混合均匀，得到极性溶剂，
将所述极性溶剂覆盖在基板的上、下表面，并在所述极性溶剂的上、下表面分别覆盖所述第一电极(41)和所述第二电极(43)，经固化处理后得到所述电极复合层(4)。
2.根据权利要求1所述的柔性一体化生物电信号传感器，其特征在于，所述电极复合层(4)包括线形图案(411)和多个框形图案(412)，所述线形图案(411)用于将所述电极复合层(4)分隔为第一区域和第二区域，所述线形图案(411)和所述框形图案(412)均是通过蚀刻工艺在所述电极复合层（4）的表面上去除铜皮得到的，所述框形图案(412)内、外区域均由导电材料构成，所述框形图案(412)内的区域用于构成与生物电采集电路连接的电极片(413)，所述第一区域内且位于所述框形图案(412)外的区域用于接地，所述第二区域内且位于所述框形图案(412)外的区域用于与右腿驱动电路连接。
3.根据权利要求2所述的柔性一体化生物电信号传感器，其特征在于，所述第一区域包括用于与人体背部对应的背部区域以及除所述背部区域之外的其它区域，所述框形图案(412)在所述背部区域内阵列分布，且所述框形图案(412)在所述背部区域的分布密度大于在所述其它区域的分布密度。
4.根据权利要求1所述的柔性一体化生物电信号传感器，其特征在于，还包括透气孔(8)，所述透气孔(8)贯穿所述电极复合层(4)、所述第一绝缘层(5)、所述电磁屏蔽层(6)和所述第二绝缘层(7) 设置。
5.根据权利要求1所述的柔性一体化生物电信号传感器，其特征在于，所述固化剂包括含氢硅氧烷，所述催化剂包括铂金催化剂。
6.一种生物电信号检测方法，其特征在于，基于如权利要求1-5任一项所述的柔性一体化生物电信号传感器，包括：
通过柔性一体化生物电信号传感器获取生物电信号；
对所述生物电信号进行滤波、放大、运算处理，得到心电数据；
将所述心电数据输出，并转换为心电曲线。
7.根据权利要求6所述的生物电信号检测方法，其特征在于，所述通过柔性一体化生物电信号传感器获取心电信号包括：
获取所述柔性一体化生物电信号传感器背部区域上的电极片(413)中产生所述生物电信号的第一电极片；
从所述第一电极片中任选两片分别作为心电正极和心电负极，输入生物电采集电路，并获取所述生物电采集电路采集到的生物电信号；
根据所述生物电信号的质量选择目标正极和目标负极；
将所述目标正极和所述目标负极作为所述生物电采集电路的输入，获取所述生物电信号。
8.一种生物电信号检测装置，其特征在于，包括：
生物电检测单元，包括如权利要求1-5任一项所述的柔性一体化生物电信号传感器，所述生物电检测单元用于提取生物电信号；
生物电采集电路，用于与所述生物电检测单元连接，所述生物电采集电路用于对所述生物电信号进行滤波、放大、运算处理，得到心电数据；
心电显示单元，用于将所述心电数据输出，并转换为心电曲线。
9.一种电子设备，其特征在于，包括存储器和处理器；
所述存储器，用于存储计算机程序；
所述处理器，用于当执行所述计算机程序时，实现如权利要求6或7所述的生物电信号检测方法。
10.一种计算机可读存储介质，其特征在于，所述存储介质上存储有计算机程序，当所述计算机程序被处理器执行时，实现如权利要求6或7所述的生物电信号检测方法。
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Citations (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4118294A (en) * | 1977-09-19 | 1978-10-03 | Diamond Shamrock Technologies S. A. | Novel cathode and bipolar electrode incorporating the same |
| CN102024570A (zh) * | 2009-09-14 | 2011-04-20 | 中国科学院物理研究所 | 用于染料敏化太阳能电池的复合对电极及其制备方法 |
| WO2015100868A1 (zh) * | 2014-01-02 | 2015-07-09 | 上海移宇科技有限公司 | 一种生物传感器的膜层及制备方法 |
| US20170251941A1 (en) * | 2016-03-03 | 2017-09-07 | Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. | Biological electrode and manufacturing method thereof |
| CN108975266A (zh) * | 2018-07-17 | 2018-12-11 | 中北大学 | 基于针尖阵列结构的石墨烯-pdms柔性衬底心电干电极及其制备方法 |
| WO2020020741A1 (de) * | 2018-07-21 | 2020-01-30 | De Camp Nora | Lichthärtende polymerelektrode zur ableitung von biosignalen |
| WO2020095824A1 (en) * | 2018-11-09 | 2020-05-14 | Ricoh Company, Ltd. | Inorganic particle layer, electrode, electrode element, and non-aqueous electrolyte power storage element |
| JP2020077605A (ja) * | 2018-11-09 | 2020-05-21 | 株式会社リコー | 電極、電極素子、非水電解液蓄電素子 |
| US20200243850A1 (en) * | 2019-01-25 | 2020-07-30 | Eiko Hibino | Electrode, electrode element, electrochemical element, and method for manufacturing electrode |
| US20210030338A1 (en) * | 2019-08-02 | 2021-02-04 | Bionime Corporation | Biosensor and method for determining dimension of counter electrode and prolonging usage lifetime of the same |
| US20220133201A1 (en) * | 2020-11-05 | 2022-05-05 | Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. | Bio-electrode composition, bio-electrode, and method for manufacturing bio-electrode |
| CN115148956A (zh) * | 2022-07-12 | 2022-10-04 | 中国计量大学 | 一种基于亚纳米级碲@分级孔碳纤维的电极及其制备方法 |
-
2023
- 2023-03-08 CN CN202310241592.5A patent/CN116421191A/zh active Pending
Patent Citations (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4118294A (en) * | 1977-09-19 | 1978-10-03 | Diamond Shamrock Technologies S. A. | Novel cathode and bipolar electrode incorporating the same |
| CN102024570A (zh) * | 2009-09-14 | 2011-04-20 | 中国科学院物理研究所 | 用于染料敏化太阳能电池的复合对电极及其制备方法 |
| WO2015100868A1 (zh) * | 2014-01-02 | 2015-07-09 | 上海移宇科技有限公司 | 一种生物传感器的膜层及制备方法 |
| US20160157765A1 (en) * | 2014-01-02 | 2016-06-09 | Medtrum Technologies Inc. | Film for biosensors and preparation method |
| US20170251941A1 (en) * | 2016-03-03 | 2017-09-07 | Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. | Biological electrode and manufacturing method thereof |
| CN108975266A (zh) * | 2018-07-17 | 2018-12-11 | 中北大学 | 基于针尖阵列结构的石墨烯-pdms柔性衬底心电干电极及其制备方法 |
| WO2020020741A1 (de) * | 2018-07-21 | 2020-01-30 | De Camp Nora | Lichthärtende polymerelektrode zur ableitung von biosignalen |
| WO2020095824A1 (en) * | 2018-11-09 | 2020-05-14 | Ricoh Company, Ltd. | Inorganic particle layer, electrode, electrode element, and non-aqueous electrolyte power storage element |
| JP2020077605A (ja) * | 2018-11-09 | 2020-05-21 | 株式会社リコー | 電極、電極素子、非水電解液蓄電素子 |
| US20200243850A1 (en) * | 2019-01-25 | 2020-07-30 | Eiko Hibino | Electrode, electrode element, electrochemical element, and method for manufacturing electrode |
| US20210030338A1 (en) * | 2019-08-02 | 2021-02-04 | Bionime Corporation | Biosensor and method for determining dimension of counter electrode and prolonging usage lifetime of the same |
| US20220133201A1 (en) * | 2020-11-05 | 2022-05-05 | Shin-Etsu Chemical Co., Ltd. | Bio-electrode composition, bio-electrode, and method for manufacturing bio-electrode |
| CN115148956A (zh) * | 2022-07-12 | 2022-10-04 | 中国计量大学 | 一种基于亚纳米级碲@分级孔碳纤维的电极及其制备方法 |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 秦婧: "基于有机无机复合薄膜的电容式柔性传感器设计及应用研究", 《中国优秀硕士学位论文全文数据库信息科技辑》, no. 2022, pages 140 - 741 * |
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