CN118105044A - 多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法，属于可穿戴生理信号监测装置领域，包括压敏模块、信号调制电路PCB板、控制模块电路PCB板和外壳，所述外壳内壁顶端固定设置螺柱，控制模块电路PCB板、信号调制电路PCB板依次穿过螺柱配合限位螺母固定设置，信号调制电路PCB板下方设有压敏模块，压敏模块和外壳内壁螺纹连接，压敏模块作为传感器监测脉搏、心率压力信号。本发明整体结构简单，通过更换不同的压电薄膜可实现不同压力场景下的无线压电监测，满足了精准信号传输的需求，便于观察和传输，保证了信号在调控过程中不失真，实现了可穿戴设备的持续性实时监测的需求。

Description

多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法
技术领域
本发明涉及可穿戴生理信号监测装置领域，具体是多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法。
背景技术
基于各类传感器的生理信号可穿戴监测装置是近年来物联网和医疗领域火热的选题。对于人体脉搏、血压和心率等生理指标的无线实时监测能让使用者或者医护人员清晰地了解身体情况，有利于更加智能、高效的身体管理。基于各类传感器的生理信号可穿戴监测装置是近年来物联网和医疗领域火热的选题。对于人体脉搏、血压和心率等生理指标的无线实时监测，能让使用者或者医护人员清晰地了解身体健康状态，有利于更加智能、高效的管理。
与其他传感器相比，压电传感器具有灵敏度高、频率响应范围广、稳定性高等优点，如今绝大多数压电传感器都是使用压电陶瓷制作的，但其非常脆弱，机械能力差。压电薄膜具有非常好的共形能力，但其压电效应较差。通过仿听诊器结构可以有效地提高压电薄膜的压电信号输出，能够对微小跳动实现灵敏地响应。但压电效应产生的电荷无法通过市面上常见的电压放大模块直接放大，使用示波器可以清晰地看到微小跳动的电压波形，由于示波器体积大，无法随身携带，因此设计多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法是非常有必要的。但是关于微弱压电信号的调制有一定困难，在传输过程中易造成信号损失。如今的可穿戴监测领域尚不存在一种成熟的低功耗高灵敏度的压电式多模态生理信息无线监测装置。
发明内容
对于现有存在的一些问题，本发明的目的在于提供多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法，以解决上述背景技术中提出的问题。
为实现上述目的，本发明提供如下技术方案：
第一方面，本发明公开多模态生理信息监测压电式无线传感器，包括压敏模块、信号调制电路PCB板、控制模块电路PCB板和外壳，所述外壳内壁顶端固定设置螺柱，控制模块电路PCB板、信号调制电路PCB板依次穿过螺柱配合限位螺母固定设置，信号调制电路PCB板下方设有压敏模块，压敏模块和外壳内壁螺纹连接，压敏模块用于采集监测脉搏、血压、呼吸率和心音等多模态生理信号，压敏模块和信号调制电路PCB板通信连接，信号调制电路PCB板和控制模块电路PCB板通信连接。
作为本发明进一步的方案：所述压敏模块包括压电传感单元和压盖，压盖与外壳螺纹连接。
作为本发明进一步的方案：所述压电传感单元由压盖和听诊器振动膜组成，压电传感单元粘贴于压盖的光滑面构成所述压敏模块。
作为本发明进一步的方案：所述信号调制电路PCB板包括电荷放大电路、低通滤波电路、工频陷波电路、电压放大电路和电源电路，电荷放大电路输入端和压敏模块通电连接。
作为本发明进一步的方案：所述电荷放大电路输出端和低通滤波电路输入端连接，低通滤波电路输出端和工频陷波电路输入端连接，工频陷波电路输出端和电压放大电路输入端连接，电源电路和电荷放大电路、低通滤波电路、工频陷波电路、电压放大电路通电连接；电荷放大电路将压敏模块输出的电荷转换为电压信号并放大，低通滤波电路用于滤除截止频率之上的信号，工频陷波电路用于将陷波频率限定在50Hz，电压放大电路用于将信号放大，其放大倍数由可调电阻调节，电源电路用于为上述四个电路供能。
作为本发明进一步的方案：所述控制模块电路PCB板包括电源、无线充电电路和数据传输电路，电源和无线充电电路通电连接，无线充电电路用于对电源进行充电补充能源；电压放大电路输出端和数据传输电路通电连接，压电传感单元输出的压电信号经过电荷放大、低通滤波、工频陷波、电压放大后传输至数据传输电路，压电信号通过数据传输电路发送到用户端；电源和数据传输电路、电源电路通电连接，电源用于对数据传输电路、电源电路供能。
作为本发明进一步的方案：所述外壳采用8111X树脂3D打印而成，外壳为内径37mm、壁厚1.5mm、高9.5mm的一体式结构；所述压盖的材料为8111X树脂，压盖的圆环外径为39mm，圆环内径为26mm。
作为本发明进一步的方案：所述信号调制电路PCB板材料型号为FR-4，信号调制电路PCB板的形状为直径为34mm的圆，其厚度为1mm。
作为本发明进一步的方案：所述控制模块电路PCB板材料型号为FR-4，所述控制模块电路PCB板形状为直径为34mm的圆，其厚度为1mm。
第二方面，本发明公开了多模态生理信息监测压电式无线传感器信号的计算方法，其步骤如下：
S1、动脉搏动
采集到人体的脉搏信号，脉搏信号包括腕部脉搏、主动脉搏、颈动脉脉搏和太阳穴脉搏的信号；对采集到的信号进行预处理，即对信号进行50Hz的陷波滤波，去除信号中的工频干扰，使用小波变化去除信号的基线漂移，使用截止频率为10Hz的巴特沃斯低通滤波器去除信号中的肌电干扰，得到脉搏波；
来源于颈动脉脉搏信号的两个生理时序：心跳间隔序列即心率，是一种时间函数，表示为R(t)；呼吸率时序，是一种替代呼吸信号的时间函数，表示为E(t)；变量t通常视为连续分析；
S2、心率
心跳间隔序列R(t)是指脉搏波数据中每次心跳的时间间隔差；在MATLAB中使用findpeaks函数找到脉搏波中的心搏点，并计算出每次心搏点的时间差；对得到的心跳间隔序列使用41点均值滤波器，去除大于2.0s、小于0.3s和与平均值相差20％的心跳间隔，得到正常心跳间隔序列，以给定的采样率对正常心跳间隔序列进行重采样，表示为Rk；
S3、呼吸率
呼吸率时序E(t)是一种人体呼吸信号的替代信号，用于表示人的呼吸，对于去除工频干扰的颈动脉脉搏信号，对其进行小波变换，公式如下：
小波分解得到的低频分量即为呼吸率时序，以给定的采样率对呼吸率时序进行重采样，表示为Ek；
S4、睡眠质量与情绪状态
对于得到的Rk和Ek信号，在一个有512个样本的窗口内计算，该窗口分为三个重叠的256个样本的子窗口；在每个子窗口内，执行快速傅里叶变换之前对信号进行线性去趋势和使用Hanning函数将信号窗口化；移动128个样本，重复上述计算，直至整个重采样后的心跳间隔序列和呼吸率时序分析完成；
这两个信号的离散傅里叶表示为和/>计算公式如下：
式中和N表示进行傅里叶变换的数据点的数量；
傅里叶变换可以表示为：
式中A和B为幅度，和/>为傅里叶分量的相位；
互谱表示为Γn(R，E)，计算公式如下：
式中，*表示复共轭；在给定频率下，互谱振幅为原始信号的相应傅里叶幅度之积；互谱相位为两种原始信号的相应傅里叶分量相位的相位差；这两种信号的相干度为相位差一致性的统计测量，表示为，计算公式如下：
式中，<>表示原始频谱内各功率下的平均值和/或给定频率下多重测量的平均值；相干度从标准互谱功率推导而来；
心肺耦合(CPC)指数定义为时序Rk和Ek的互谱功率与相干度之积，计算公式如下：
CPC(fn)≡<Γn(R，E)>2Λn
通过计算得到的心肺耦合(CPC)指数可以判断使用者的睡眠质量和情绪状态；
S5、血压
血压值的分析是基于腕部脉搏信号得到的，对腕部脉搏信号进行预处理，得到去除基线漂移的脉搏波；使用findpeaks函数对脉搏波心搏进行标定，得到心率；对脉搏波信号进行二阶导，计算公式如下：
使用findpeaks函数对二阶导后的脉搏波信号进行波峰的标定，脉搏波信号波峰和二阶导后的脉搏波信号波峰的时间差表示为PTTas；
定义一个拟合方程为BP＝A×HR+B×PTTas+C，式中HR为心率，A，B，C为拟合参数；通过测得的心率和时间差，以真实血压值为数据库，拟合出人体收缩压SBP和舒张压DBP的计算方程，从而通过心率和时间差计算得到人体血压，血压计算方程如下：
SBP＝-30.8786×PTTas+0.14319×HR+108.6231；
DBP＝-11.777×PTTas+0.015374×HR+75.3611。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
(1)仿听诊器结构设计大幅度提升了信号监测灵敏度，压电传感单元将具有出色宽频响应的听诊头振动膜片和压电薄膜结合，改善了压电薄膜的信号输出能力和监测灵敏度。整体结构简单，装置包括外壳、压敏模块、信号调理电路和控制模块，整体尺寸小，直径39mm，高9.5mm，方便佩戴。
(2)多模态生理信号精准监测，本装置能够精确地测量出动脉搏动的所有压力波形，根据特定的算法可以获得血压、心率、呼吸率和心音等生理信号，进一步地结合心肺耦合图谱技术可以实现监测睡眠质量和情绪状态等指标。通过编写蓝牙的嵌入式程序，实现了100Hz高采样率，满足了信号精准采集和传输的需求。
(3)压电监测信号无线传输，通过控制模块将转化后的压电信号实时发送至用户的移动端。压敏模块由压盖和压电传感器组成，通过更换不同的压敏模块可实现不同测试场景下的无线压电监测。
(4)微弱压电信号的能量转换与调控，信号调制电路将微弱压电信号转化为微弱电压信号并放大，便于观察和传输。通过滤波和陷波，减少了压电信号在转换和放大过程中的干扰，保证了信号在调控过程中不失真。
(5)持续性实时监测，通过设计的无线充电模块为内置电池充电，在不中断监测的情况下保证装置的电量充足，实现了可穿戴设备的持续性实时监测的需求。
附图说明
图1为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器的结构示意图。
图2为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中压敏模块的结构示意图。
图3为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中外壳的结构示意图。
图4为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中信号调制电路PCB板的结构排版示意图。
图5为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中信号调制电路PCB板的电路原理图。
图6为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中控制模块电路PCB板的正面排版示意图。
图7为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中控制模块电路PCB板的背面示意图。
图8为本实施例公开的多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器中控制模块电路PCB板的电路原理图。
图9为本实施例公开的可穿戴压电式无线传感器多模态生理信号监测结果。
(a)人体动脉压力实时监测的信号接收端手机APP界面，(b)人体脉搏实时监测的信号接收端手机APP界面，(c)人体心率实时监测的信号接收端手机APP界面，(d)人体血压实时监测的信号接收端手机APP界面，(e)人体呼吸率实时监测的信号接收端手机APP界面，(f)人体心音实时监测的信号接收端手机APP界面。
图10为睡眠监测和睡眠质量分析数据图。
图11为情绪状态监测和情绪状态分析图。
图中：1、压敏模块；2、限位螺母；3、信号调制电路PCB板；4、控制模块电路PCB板；5、外壳；6、螺柱；11、压电传感单元；12、压盖；111、压电膜；112、听诊器振动膜；31、电荷放大电路；32、低通滤波电路；33、工频陷波电路；34、电压放大电路；35、电源电路；41、电源；42、无线充电电路；43、数据传输电路。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图；对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述；显然；所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例；而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例；本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例；都属于本发明保护的范围。
在本发明的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“设有”、“相连”、“连接”应做广义理解；例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接，可以是机械连接，也可以是电连接，可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。
请参阅图1-11，多模态生理信息监测压电式无线传感器及信号计算方法，包括压敏模块1、信号调制电路PCB板3、控制模块电路PCB板4和外壳5，所述外壳5内壁顶端固定设置螺柱6，控制模块电路PCB板4、信号调制电路PCB板3依次穿过螺柱6配合限位螺母2固定设置，信号调制电路PCB板3下方设有压敏模块1，压敏模块1和外壳5内壁螺纹连接，压敏模块1作为传感器监测脉搏、血压、心率、呼吸率和心音等生理信号，其与仿听诊器结构外壳结合有很好的压电输出。螺柱6的型号为M2螺柱，方便信号调制电路PCB板3、控制模块电路PCB板4的连接固定。
由于压电传感单元的压电信号输出较弱，设计出具有良好力学变形响应的听诊器结构提高压电信号输出。得益于该结构良好的兼容性，在不同的使用场景下可以更换不同的压敏模块以达到不同的效果，如用于体外信号监测的PVDF压电传感单元，或作为植入式压电传感器应用的生物可降解PVA-Glycine压电传感单元。
以监测脉搏情况为例，将装置佩戴于人手腕处，当脉搏跳动时，压敏模块感知到压力变化，输出压电信号至信号调制电路。信号调制电路包括电荷放大电路31、低通滤波电路32、工频陷波电路33和电压放大电路34，压电信号通过转换、滤波、陷波和放大处理后传输至控制模块。控制模块包括电源41模块、无线充电模块42和蓝牙模块43，处理后的信号通过蓝牙模块43发送到用户的移动终端中，通过设计的APP可视化的观测到脉搏情况，实时判断身体情况。装置电源41通过无线充电模块42充电，电源41为全部电路供电。压电传感单元输出的压电信号经过电荷放大、低通滤波、工频陷波、电压放大后传输至低功耗蓝牙芯片，通过编写极低功耗的嵌入式物联网代码，压电信号通过蓝牙无线发送到用户端。
所述压敏单元置于听诊器结构与人体皮肤贴合处，本实施例中，外壳采用8111X材质打印而成，内径37mm，壁厚1.5mm，高9.5mm，一体式结构，与皮肤贴合性较好。考虑到内部电路板的轴向限位需求，内置螺柱穿过电路板通孔。
如图2所示，压敏模块1包括压电传感单元11和压盖12，压盖12的材料为8111X，压盖12圆环外径为39mm，内径为26mm，压盖12通过螺纹与外壳5机械连接。压电传感单元11由压电膜11和听诊器振动膜112组成，压电传感单元11粘贴于压盖12光滑面构成压敏模块，得益于螺纹连接，更换方便且可靠性强。
如图4所示，信号调制电路PCB板3包括电荷放大电路31、低通滤波电路32、工频陷波电路33、电压放大电路34和电源电路35，电荷放大电路31输出端和低通滤波电路32输入端连接，低通滤波电路32输出端和工频陷波电路33输入端连接，工频陷波电路33输出端和电压放大电路34输入端连接，电源电路35和电荷放大电路31、低通滤波电路32、工频陷波电路33、电压放大电路34通电连接；
信号调制电路PCB板材料为FR-4，形状为直径为34mm的圆，厚度为1mm。电荷放大电路31将压敏模块输出的电荷转换为电压信号，以便后续信号处理。由于该电路本身的特性，使用输入阻抗极大的OPA337运算放大器作为放大器单元。为了尽可能减少信号干扰，考虑到电路的简洁性，使用简单的一阶低通滤波电路32滤除截止频率之上的信号。中国电力系统使用的是50Hz交流电，因此所设计的信号调制电路需要去除50Hz电磁干扰。双T工频陷波电路33具有较好的陷波特性和稳定性，将陷波频率设置在50Hz，使用OPA2337运算放大器设计双T网络对滤波后的信号进一步处理。经过上述处理后的信号已经能够无线观测，但为使信号更明显，电压放大电路34可以将信号放大，其放大倍数由可调电阻调节，并使用OPA338运算放大器作为放大器单元。作为电源电路35，为上述四个电路供能。
如图5所示，控制模块电路PCB板4包括电源41、无线充电电路42和数据传输电路43，电源41和无线充电电路42通电连接，无线充电电路42用于对电源41进行充电补充能源；电压放大电路34输出端和数据传输电路43通电连接，压电传感单元输出的压电信号经过电荷放大、低通滤波、工频陷波、电压放大后传输至低功耗蓝牙芯片，通过编写极低功耗的嵌入式物联网代码，压电信号通过蓝牙无线发送到用户端。电源41和数据传输电路43、电源电路35通电连接，电源41用于对数据传输电路43、电源电路35供能；
控制模块电路PCB板4材料为FR-4，形状为直径为34mm的圆，厚度为1mm。电源41模块为整个装置供电，为了尽量减少电路元件，缩小尺寸，选择松下的18mAh ML1220可充电电池作为供电电源41。传统的有线充电模式的局限性较大，其充电范围有限，且无法实现可穿戴装置的无缝监测。所设计的无线充电模块42通过打印在PCB上的铜线圈和电容组成LC谐振电路，可接收600-700kHz的无线电能，该能量通过LT3971稳压芯片将电压稳定于3.3V为电源41模块充电。调制后的信号通过数据传输电路43如蓝牙模块发送到用户的移动终端，实现测量数据的实时可视化观测和本地保存分析。为了实现监测装置的低功耗功能，使用Dialog公司研制的DA14580蓝牙芯片作为蓝牙模块的主体，通过设计的嵌入式程序实现装置4mW低功率和100Hz高采样率。电源41为上述两个电路供能。
可充电电池做为电源41供能，考虑到电池的大小和输出电压，使用的是松下的18mAh ML1220可充电电池。无线充电电路42使用打印在PCB上的铜线圈和电容组成LC谐振电路，可接收600～700kHz的无线电能，该能量通过LT3971稳压芯片将电压稳定于3.3V为可充电电池充电。调理后的压电信号进入HJ-DA14580低功耗蓝牙芯片，通过编写极低功耗的嵌入式物联网代码，压电信号以电压波形的方式传输至用户手机APP。
以脉搏信号测量为例，由于压敏模块的高灵敏度和蓝牙模块的高采样率，该APP可实时显示一次脉搏信号的多个波峰细节特征，通过本地分析，用户可清晰地了解脉搏强度和每分钟的脉搏次数，根据特定的算法可以获得血压、心率、呼吸率和心音等生理信号，进一步地结合心肺耦合图谱技术可以实现监测睡眠质量和情绪状态等指标，从而实现多模态生理信号的精确测量与实时反馈，能让使用者或者医护人员直观地了解身体健康状态。
如图9a所示，人体健康监测APP包括脉搏压力数据曲线显示、压力最大值显示、心率显示、数据存储和导出等功能，图9b为传感器实测并导出的脉搏数据图，基于脉搏数据和特定的算法可以计算得到：心率变化图9c、和商业欧姆龙血压测试仪的血压数据测试比较图9d、呼吸率变化图9e和心音信号图9f。
基于脉搏信号，多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器可以根据所设计的特定算法计算得到呼吸率和心率变化数据，结合心肺耦合图谱技术可以计算并分析得到图10所示的睡眠质量的监测数据。同样地，根据心肺耦合图谱技术可以反应出情绪状态的特征差异，如图11所示，通过对情绪状态的实时监测和分析，可以判别出不同的情绪状态。
本发明采用变形响应频域宽的听诊器头振动膜片作为压电传感单元的基底，结合柔韧性压电薄膜制成压敏传感模块，通过仿听诊器结构设计大幅度提高了其压电输出和信号灵敏度，并使用了先进的、低成本、低功耗的信号调理电路直接完成压电信号的输出处理，且利用低功耗蓝牙芯片将调理后的信号输出至用户APP，整体装置由无线充电供能，无需额外的电池更换。本发明构建了一种成熟的以柔性压电传感器为基础的多模态生理信号监测框架，使可穿戴压电式无线传感器的广泛部署和商用成为可能。
实验证明，传感器的整体功耗为3.5mW,18mAh的电池可使传感器连续工作5-8h，电池充电时间为3h。
压电输出信号为电荷信号，无法直接传输并显示，本发明的能够实现不同测试场景下无线压电信号的实时监测、传输和显示。本发明通过蓝牙的嵌入式程序编写，实现了100Hz高分辨率采样，具体表现在脉搏监测中可测量到一次脉搏的多个波峰信号细节，实现精准医学监测。本发明通过对微弱压电信号的能量转换与调控，对器件的选型和电路的简单优化，实现了微弱电荷信号转化为明显电压信号，并减少了干扰，保证了信号的真实性。本发明通过所设计的无线充电模块为装置供电，实现了可穿戴设备的多生理指标持续性实时监测的需求。本发明装置的电路部分采用低功耗设计。
多模态生理信息监测压电式无线传感器的信号计算方法，其步骤如下：
S1、动脉搏动
使用多模态生理信息监测的可穿戴压电式无线传感器采集到人体的脉搏信号，包括腕部脉搏、主动脉搏、颈动脉脉搏和太阳穴脉搏。对采集到的信号进行预处理，即对信号进行50Hz的陷波滤波，去除信号中的工频干扰，使用小波变化去除信号的基线漂移，使用截止频率为10Hz的巴特沃斯低通滤波器去除信号中的肌电干扰(若在此处使用截止频率为20Hz的巴特沃斯高通滤波器对信号进行处理，可得到心音)，得到脉搏波。
来源于颈动脉脉搏信号的两个生理时序：(1)心跳间隔序列(心率)，是一种时间函数，表示为R(t)；(2)呼吸率时序，是一种替代呼吸信号的时间函数，表示为E(t)。变量t通常视为连续分析。
S2、心率
其中，心跳间隔序列R(t)是指脉搏波数据中每次心跳的时间间隔差。在MATLAB中使用findpeaks函数找到脉搏波中的心搏点(选定合适的阈值和最短时间距离以适用脉搏波)，并计算出每次心搏点的时间差。对得到的心跳间隔序列使用41点均值滤波器，去除大于2.0s，小于0.3s和与平均值相差20％的心跳间隔，得到正常心跳间隔序列。以给定的采样率(2Hz)对正常心跳间隔序列进行重采样，表示为Rk。
S3、呼吸率
呼吸率时序E(t)是一种人体呼吸信号的替代信号，用于表示人的呼吸。对于去除工频干扰的颈动脉脉搏信号，对其进行小波变换，公式如下：
小波分解得到的低频分量即为呼吸率时序，以给定的采样率(2Hz)对呼吸率时序进行重采样，表示为Ek。
S4、睡眠质量与情绪状态
对于得到的Rk和Ek信号，在一个有512个样本(4.3分钟)的窗口内计算，该窗口分为三个重叠的256个样本的子窗口。在每个子窗口内，执行快速傅里叶变换之前对信号进行线性去趋势和使用Hanning(余弦)函数将信号窗口化。然后，移动128个样本，重复上述计算，直至整个重采样后的心跳间隔序列和呼吸率时序分析完成。
这两个信号的离散傅里叶表示为和/>计算公式如下：
式中和N表示进行傅里叶变换的数据点的数量。傅里叶变换可以表示为：
式中A和B为幅度，和/>为傅里叶分量的相位。
互谱表示为Γn(R，E)，计算公式如下：
式中，*表示复共轭。在给定频率下，互谱振幅为原始信号的相应傅里叶幅度之积。互谱相位为两种原始信号的相应傅里叶分量相位的相位差。这两种信号的相干度为相位差一致性的统计测量，表示为Λn，计算公式如下：
式中，<>表示原始频谱内各功率下的平均值和/或给定频率下多重测量的平均值。请注意，相干度从标准互谱功率推导而来。
在这里，心肺耦合(CPC)指数定义为时序Rk和Ek的互谱功率与相干度之积，计算公式如下：
CPC(fn)≡<Γn(R，E)>2Λn
通过计算得到的心肺耦合(CPC)指数可以判断使用者的睡眠质量和情绪状态。
S5、血压
血压值的分析是基于腕部脉搏信号得到的，同样地，对腕部脉搏信号进行预处理，得到去除基线漂移的脉搏波。使用findpeaks函数对脉搏波心搏进行标定，得到心率。对脉搏波信号进行二阶导，计算公式如下：
使用findpeaks函数对二阶导后的脉搏波信号进行波峰的标定，脉搏波信号波峰和二阶导后的脉搏波信号波峰的时间差表示为PTTas。
定义一个拟合方程为BP＝A×HR+B×PTTas+C，式中HR为心率，A，B，C为拟合参数。通过测得的心率和时间差，以真实血压值为数据库，拟合出人体收缩压(SBP)和舒张压(DBP)的计算方程，从而通过心率和时间差计算得到人体血压，血压计算方程如下：
SBP＝-30.8786×PTTas+0.14319×HR+108.6231；
DBP＝-11.777×PTTas+0.015374×HR+75.3611。
本发明专利的优点：
(1)仿听诊器结构设计大幅度提升了信号监测灵敏度，压电传感单元将具有出色宽频响应的听诊头振动膜片和压电薄膜结合，改善了压电薄膜的信号输出能力和监测灵敏度。整体结构简单，装置包括外壳、压敏模块、信号调理电路和控制模块，整体尺寸小，直径39mm，高9.5mm，方便佩戴。
(2)多模态生理信号精准监测，本装置能够精确地测量出动脉搏动的所有压力波形，根据特定的算法可以获得血压、心率、呼吸率和心音等生理信号，进一步地结合心肺耦合图谱技术可以实现监测睡眠质量和情绪状态等指标。通过编写蓝牙的嵌入式程序，实现了100Hz高采样率，满足了信号精准采集和传输的需求。
(3)压电监测信号无线传输，通过控制模块将转化后的压电信号实时发送至用户的移动端。压敏模块由压盖和压电传感器组成，通过更换不同的压敏模块可实现不同测试场景下的无线压电监测。
(4)微弱压电信号的能量转换与调控，信号调制电路将微弱压电信号转化为微弱电压信号并放大，便于观察和传输。通过滤波和陷波，减少了压电信号在转换和放大过程中的干扰，保证了信号在调控过程中不失真。
(5)持续性实时监测，通过设计的无线充电模块为内置电池充电，在不中断监测的情况下保证装置的电量充足，实现了可穿戴设备的持续性实时监测的需求。
与现有生理信号监测设备相比，本发明的结构紧凑，理论和实践多次证明，本发明已部署到人的生理信号监测，可靠地完成了脉搏、血压、心率、呼吸率和心音等数据监测功能。本发明是首款基于柔性压电传感器的、无需更换电池的低功耗高灵敏度可穿戴监测装置。试运行的结果充分证明了本发明的可行性、可靠性和市场价值。本发明可大量部署于智能传感、智慧医疗等应用场景，其低功耗、高灵敏、高可靠的特性使后期的大规模商用成为可能。
与现有生理信号监测设备相比，本发明的结构紧凑，理论和实践多次证明，本发明已部署到人的生理信号监测，可靠地完成了脉搏、心率等数据监测功能。本发明是首款基于柔性压电传感器的、无需电池更换的低功耗高灵敏度可穿戴监测装置。试运行的结果充分证明了本发明的可行性、可靠性和市场价值。本发明可大量部署于智能畜牧、智能医疗等应用场景，其低功耗、高灵敏、高可靠的特性使后期的大规模商用成为可能。
对于本领域技术人员而言；显然本发明不限于上述示范性实施例的细节；而且在不背离本发明的精神或基本特征的情况下；能够以其他的具体形式实现本发明。因此；无论从哪一点来看；均应将实施例看作是示范性的；而且是非限制性的；本发明的范围由所附权利要求而不是上述说明限定；因此旨在将落在权利要求的等同要件的含义和范围内的所有变化囊括在本发明内。不应将权利要求中的任何附图标记视为限制所涉及的权利要求。
此外；应当理解；虽然本说明书按照实施方式加以描述；但并非每个实施方式仅包含一个独立的技术方案；说明书的这种叙述方式仅仅是为清楚起见；本领域技术人员应当将说明书作为一个整体；各实施例中的技术方案也可以经适当组合；形成本领域技术人员可以理解的其他实施方式。

Claims (10)

1.多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，包括压敏模块(1)、信号调制电路PCB板(3)、控制模块电路PCB板(4)和外壳(5)，所述外壳(5)内壁顶端固定设置螺柱(6)，控制模块电路PCB板(4)、信号调制电路PCB板(3)依次穿过螺柱(6)配合限位螺母(2)固定设置，信号调制电路PCB板(3)下方设有压敏模块(1)，压敏模块(1)和外壳(5)内壁螺纹连接，压敏模块(1)用于采集监测脉搏、血压、呼吸率和心音等多模态生理信号，压敏模块(1)和信号调制电路PCB板(3)通信连接，信号调制电路PCB板(3)和控制模块电路PCB板(4)通信连接。
2.根据权利要求1所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述压敏模块(1)包括压电传感单元(11)和压盖(12)，压盖(12)与外壳(5)螺纹连接。
3.根据权利要求2所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述压电传感单元(11)由压电膜(111)和听诊器振动膜(112)组成，压电传感单元(11)粘贴于压盖(12)的光滑面构成所述压敏模块(1)。
4.根据权利要求1所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述信号调制电路PCB板(3)包括电荷放大电路(31)、低通滤波电路(32)、工频陷波电路(33)、电压放大电路(34)和电源电路(35)，电荷放大电路(31)输入端和压敏模块(1)通电连接。
5.根据权利要求4所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述电荷放大电路(31)输出端和低通滤波电路(32)输入端连接，低通滤波电路(32)输出端和工频陷波电路(33)输入端连接，工频陷波电路(33)输出端和电压放大电路(34)输入端连接，电源电路(35)和电荷放大电路(31)、低通滤波电路(32)、工频陷波电路(33)、电压放大电路(34)通电连接；电荷放大电路(31)将压敏模块(1)输出的电荷转换为电压信号并放大，低通滤波电路(32)用于滤除截止频率之上的信号，工频陷波电路(33)用于将陷波频率限定在50Hz，电压放大电路(34)用于将信号放大，其放大倍数由可调电阻调节，电源电路(35)用于为上述四个电路供能。
6.根据权利要求5所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述控制模块电路PCB板(4)包括电源(41)、无线充电电路(42)和数据传输电路(43)，电源(41)和无线充电电路(42)通电连接，无线充电电路(42)用于对电源(41)进行充电补充能源；电压放大电路(34)输出端和数据传输电路(43)通电连接，压电传感单元(11)输出的压电信号经过电荷放大、低通滤波、工频陷波、电压放大后传输至数据传输电路(43)，压电信号通过数据传输电路(43)发送到用户端；电源(41)和数据传输电路(43)、电源电路(35)通电连接，电源(41)用于对数据传输电路(43)、电源电路(35)供能。
7.根据权利要求6所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述外壳(5)采用8111X树脂3D打印而成，外壳(5)为内径37mm、壁厚1.5mm、高9.5mm的一体式结构；压盖(12)的材料为8111X树脂，压盖(12)的圆环外径为39mm，圆环内径为26mm。
8.根据权利要求7所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述信号调制电路PCB板(3)材料型号为FR-4，信号调制电路PCB板(3)的形状为直径为34mm的圆，其厚度为1mm。
9.根据权利要求8所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器，其特征在于，所述控制模块电路PCB板(4)材料型号为FR-4，所述控制模块电路PCB板(4)形状为直径为34mm的圆，其厚度为1mm。
10.权利要求1-9任一所述的多模态生理信息监测压电式无线传感器的信号计算方法，其步骤如下：
S1、动脉搏动
采集到人体的脉搏信号，脉搏信号包括腕部脉搏、主动脉搏、颈动脉脉搏和太阳穴脉搏的信号；对采集到的信号进行预处理，即对信号进行50Hz的陷波滤波，去除信号中的工频干扰，使用小波变化去除信号的基线漂移，使用截止频率为10Hz的巴特沃斯低通滤波器去除信号中的肌电干扰，得到脉搏波；
来源于颈动脉脉搏信号的两个生理时序：心跳间隔序列即心率，是一种时间函数，表示为R(t)；呼吸率时序，是一种替代呼吸信号的时间函数，表示为E(t)；变量t通常视为连续分析；
S2、心率
心跳间隔序列R(t)是指脉搏波数据中每次心跳的时间间隔差；在MATLAB中使用findpeaks函数找到脉搏波中的心搏点，并计算出每次心搏点的时间差；对得到的心跳间隔序列使用41点均值滤波器，去除大于2.0s、小于0.3s和与平均值相差20％的心跳间隔，得到正常心跳间隔序列，以给定的采样率对正常心跳间隔序列进行重采样，表示为Rk；
S3、呼吸率
呼吸率时序E(t)是一种人体呼吸信号的替代信号，用于表示人的呼吸，对于去除工频干扰的颈动脉脉搏信号，对其进行小波变换，公式如下：
小波分解得到的低频分量即为呼吸率时序，以给定的采样率对呼吸率时序进行重采样，表示为Ek；
S4、睡眠质量与情绪状态
对于得到的Rk和Ek信号，在一个有512个样本的窗口内计算，该窗口分为三个重叠的256个样本的子窗口；在每个子窗口内，执行快速傅里叶变换之前对信号进行线性去趋势和使用Hanning函数将信号窗口化；移动128个样本，重复上述计算，直至整个重采样后的心跳间隔序列和呼吸率时序分析完成；
这两个信号的离散傅里叶表示为和/>计算公式如下：
式中和N表示进行傅里叶变换的数据点的数量；
傅里叶变换可以表示为：
式中A和B为幅度，和/>为傅里叶分量的相位；
互谱表示为Γn(E，E)，计算公式如下：
式中，*表示复共轭；在给定频率下，互谱振幅为原始信号的相应傅里叶幅度之积；互谱相位为两种原始信号的相应傅里叶分量相位的相位差；这两种信号的相干度为相位差一致性的统计测量，表示为Λn，计算公式如下：
式中，<>表示原始频谱内各功率下的平均值和/或给定频率下多重测量的平均值；相干度从标准互谱功率推导而来；
心肺耦合(CPC)指数定义为时序Rk和Ek的互谱功率与相干度之积，计算公式如下：
CPC(fn)≡<Γn(R，E)>2Λn；
通过计算得到的心肺耦合(CPC)指数可以判断使用者的睡眠质量和情绪状态；
S5、血压
血压值的分析是基于腕部脉搏信号得到的，对腕部脉搏信号进行预处理，得到去除基线漂移的脉搏波；使用findpeaks函数对脉搏波心搏进行标定，得到心率；对脉搏波信号进行二阶导，计算公式如下：
使用findpeaks函数对二阶导后的脉搏波信号进行波峰的标定，脉搏波信号波峰和二阶导后的脉搏波信号波峰的时间差表示为PTTas；
定义一个拟合方程为BP＝A×HR+B×PTTas+C，式中HR为心率，A，B，C为拟合参数；通过测得的心率和时间差，以真实血压值为数据库，拟合出人体收缩压SBP和舒张压DBP的计算方程，从而通过心率和时间差计算得到人体血压，血压计算方程如下：
SBP＝-30.8786×PTTas+0.14319×HR+108.6231；
DBP＝-11.777×PTTas+0.015374×HR+75.3611。
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