CN109381170A - 压力传感器、无创连续监测血压装置及系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种压力传感器、无创连续监测血压装置及系统，依次具有第一电极层、第一摩擦层、第二摩擦层和保护层；第一摩擦层和第二摩擦层分别采用具有不同摩擦电性质的材料制成，使第一摩擦层在与所述第二摩擦层相接触过程中，其中一个失去电子，另外一个获得电子；第二摩擦层由多条编织条编织而成；第二摩擦层与第一摩擦层间具有间隙，当第二摩擦层受到朝向第一摩擦层的外界压力振动时，第二摩擦层能产生形变与所述第一摩擦层相接触；并在外界压力振动变小或撤离时，第二摩擦层与第一摩擦层间的间隙能随外界压力自动调整。本发明能够同时对微弱的、不同频率的脉搏振动信号进行探测，并实现了自供电传感器脉搏监测以及无创无袖带压的血压监测。

Description

压力传感器、无创连续监测血压装置及系统

技术领域

本发明属于血压监测技术领域，具体涉及一种压力传感器、无创连续监测血压装置及系统。

背景技术

高血压、冠心病、动脉硬化等心血管疾病已成为困扰人们健康的常见病和多发病。作为诸多生理信号的一种，脉搏信号蕴含着丰富的信息，脉搏波所呈现出的形态(波形)、强度(波幅)、速率(波速)和节律(周期)等方面的综合信息，在很大程度上反映出人体心血管系统中许多的生理病理特征。血压是人体中一个重要的生理指标，它随着心脏跳动周期性地做收缩和舒张运动，血管中的血液对血管壁所施加的侧压力也在不断地发生变化。

目前，测量血压的方法大致分为两种：有创法和无创法。

有创法是将与压力传感器连接的导管插入血管中检测血压信号，该方法的优点是测量准确，但会在使用者身上留下创伤，容易发生感染。而且会令使用者产生紧张不适感，影响测量结果。

无创法大多数采用动脉张力法和容积补偿法，这两种方法都是通过气囊的膨胀来检测血管壁的跳动、血管容积的变化等参数间接得到血压。此外，还有一种方法是脉搏波结合心电(ECG)电位信号的测量方法，这种方法需要患者两只手互相配合，通过两手之间心电电位差来获取ECG信息。无创法的优点是不会对患者造成创伤和心理伤害；但缺点是产品体积较大，不方便携带；只能测某一时刻的血压，无法连续测量，操作程序复杂。

因此，有必要开发一种压力传感器、无创连续监测血压装置及系统。

发明内容

本发明的目的是提供一种压力传感器，能同时对微弱的、不同频率的脉搏振动信号进行探测，并实现自供电传感器脉搏监测以及无创无袖带压的血压监测。

本发明的另一目的是提供一种无创连续监测血压装置及系统。

本发明所述的压力传感器，依次具有第一电极层、第一摩擦层、第二摩擦层和保护层；

所述第一摩擦层和第二摩擦层分别采用具有不同摩擦电性质的材料制成，使所述第一摩擦层在与所述第二摩擦层相接触过程中，其中一个失去电子，另外一个获得电子；

所述第二摩擦层由多条编织条编织而成；所述第二摩擦层与第一摩擦层间具有间隙，当所述第二摩擦层受到朝向第一摩擦层的外界压力振动时，所述第二摩擦层能产生形变与所述第一摩擦层相接触；并在外界压力振动变小或撤离时，所述第二摩擦层与所述第一摩擦层间的间隙能随外界压力自动调整，以实现外界压力振动到电能的转换。

所述第二摩擦层上镀有第二电极层，设置第一电极层和第二电极层，相对于只设置第一电极层而言，输出的电压或电流值大。

进一步，所述第二摩擦层采用聚酰亚胺、或聚氯乙烯，或聚苯乙烯，或聚四氟乙烯，或聚二甲基硅氧烷，或聚丙烯制成。

进一步，所述第二摩擦层的厚度为10μm～300μm。

进一步，所述第一摩擦层采用尼龙，或聚丙烯醇，或金属氧化物制成；所述第一电极层与所述第一摩擦层通过金属沉积方法使两者结合在一起；

所述第一电极层的厚度为10nm-200nm；

所述第一摩擦层的厚度为10nm-200nm。

进一步，所述第一摩擦层靠近第二摩擦层侧的表面和/或第二摩擦层靠近第一摩擦层侧的表面上设有微米或次微米量级的微结构；以增加第一摩擦层与第二摩擦层之间的接触面积和摩擦效果，从而增大接触电荷量。

进一步，所述保护层采用聚四氟乙烯，或聚二甲基硅氧烷制成,所述保护层的厚度为40μm～300μm。

本发明所述的一种无创连续监测血压装置，包括低通滤波单元、信号放大单元、A/D转换单元、微控制单元、无线传输单元以及如本发明所述的压力传感器；

所述压力传感器与低通滤波单元电连接，低通滤波单元与信号放大单元电连接，信号放大单元与A/D转换单元电连接，A/D转换单元与微控制单元电连接，微控制单元与无线传输单元电连接。

本发明所述的一种无创连续监测血压系统，所述系统包括：用于采集人体的动脉脉搏信号的两个如本发明所述的无创连续监测血压装置，以及用于接收所述动脉脉搏信号的终端设备；

所述终端设备被配置有舒张压模型和收缩压模型；

所述终端设备还用于将所采集的人体的动脉脉搏信号进行处理，提取特征点，并输入到舒张压模型和收缩压模型中计算出舒张压和收缩压。

进一步，建立舒张压模型和收缩压模型的步骤包括：

采集多组自供电电压输出信号和电流输出信号对应的动脉脉搏信号，从所述动脉脉搏信号中选取平稳清晰的脉搏波；

从平稳清晰的脉搏波中提取特征点，所述特征点包括电压输出信号对应的脉搏波收缩压Ps、电压输出信号对应的脉搏波舒张压Pd、电压输出信号对应的脉搏波平均动脉压Pm、电流输出信号对应的脉搏波峰值Ia、电流输出信号对应的脉搏波谷值Ib和电流输出信号对应的脉搏波反射值Ic；

并基于所提取的特征点计算出心血管健康参数，所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT，心率HR，脉搏波压力特征系数K，和/或外周阻力TPR，和/或动脉顺应性AC；

基于特征点和心血管健康参数建立收缩压模型和舒张压模型；

对所建立的舒张压模型和收缩压模型利用遗传算法进行优化，得到最终的舒张压模型和收缩压模型；即当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR和脉搏波压力特征系数K时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)，所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K和动脉顺应性AC时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K、动脉顺应性AC和外周阻力TPR时，所述收缩压模型为SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)。

本发明的有益效果：

(1)结合间隙随外界压力能够自动调节结构以及摩擦纳米材料的压力传感器，通过多个编织条组成的编织结构将第一摩擦层与第二摩擦层之间保持着一定间隙，使压力传感器能够响应微弱的外界压力振动，具有较高的灵敏度以及宽的频率响应范围；能够将人体不同部位以及不同健康状况人群的脉搏引起的不同频率振动信号转换为电能，并通过提取脉搏波中的多个特征点以及不同部位之间的脉搏波传播速度，从而同时实现自供电的脉搏传感以及无创无袖带压的血压监测，构建便携式、可穿戴式的脉搏波及心血管健康监测系统；

(2)利用两个完全相同的压力传感器，同时采集人体不同动脉脉搏信号；再结合两个动脉测量点分别至心脏的距离以及脉搏波传导时间，计算出脉搏波传导速度；另外，从所述压力传感器自供电输出的电压和电流信号上提取幅度、频率、面积以及节律等特征，将以上这些特征和心血管健康参数建立血压模型；并利用搜索算法对其进行优化，使最终的血压计算模型具有高度的自适应性和准确性；此外，通过对大量不同健康状况人群的长时间连续监测，验证了血压模型的可行性和准确性。

附图说明

图1为本发明中实施一中的压力传感器的结构示意图；

图2为图1的断面图；

图3为本发明中编织条的结构示意图(一维线形)；

图4为本发明中编织条的结构示意图(二维平面几何形)；

图5为本发明中编织条的结构示意图(三维柱形)；

图6为本发明中实施例一中压力传感器的原理图；

图7为本发明中实施二中的压力传感器的结构示意图；

图8为图7的断面图；

图9为实施例二压力传感器的原理图；

图10为本实施例脉搏波信号处理流程图；

图11为本实施例中健康人手指部位和人手腕部位的电压输出信号的脉搏波测试图；

图12为本实施例中电流输出信号对应的脉搏波测试图；

图13为本实施例所采集的不同健康人群典型代表脉搏波测试图；

图14为本实施例血压测试实验传感器佩戴示意图；

图15为本实施例中提供的利用提取的电流电压特征点和心血管参数，建立血压模型并用搜索算法对模型优化的框图；

图16为本实施例中计算脉搏波压力特征系数K的示意图；

图17为不同人群的心血管健康参数典型代表值对比图；

图18为本发明中血压计算方法测试结果对比图；

图中：1、第一电极层，2、第一摩擦层，3、第二摩擦层，4、保护层，5、第二电极层。

具体实施方式

下面结合附图对本发明作进一步说明。

实施例一

如图1、图2和图6所示，一种压力传感器，依次具有第一电极层1、第一摩擦层2、第二摩擦层3和保护层4。所述第一摩擦层2和第二摩擦层3分别采用具有不同摩擦电性质的材料制成，使所述第一摩擦层2在与所述第二摩擦层3相接触过程中，其中一个失去电子，另外一个获得电子。所述第二摩擦层3由多条编织条编织而成。所述第二摩擦层3与第一摩擦层2间具有间隙。当所述第二摩擦层3受到朝向第一摩擦层2的外界压力振动时，所述第二摩擦层3能产生形变与所述第一摩擦层2相接触；并在外界压力振动变小或撤离时，所述第二摩擦层3与所述第一摩擦层2间的间隙能随外界压力自动调整，以实现外界压力振动到电能的转换。

本实施例中，所述第一电极层1由金属薄膜或体相材料构成，比如：采用铂膜，亦可采用铝膜，或金膜，或铜膜制成。

本实施例中，第一摩擦层2和第二摩擦层3分别采用电极性差异大的两种材料制成，以提高压力传感器的输出功率。

本实施例中，所述第一摩擦层2由容易失去电子的材料构成，比如：采用尼龙，亦可采用聚丙烯醇，或金属氧化物制成。所述第一电极层1与所述第一摩擦层2通过金属沉积方法使两者结合在一起。所述第一电极层1的厚度为10nm-200mm，优选厚度为50nm-140nm。第一摩擦层2的厚度为10nm-200nm，优选厚度为50nm-140nm。

本实施例中，所述第二摩擦层3由容易得到电子且具有一定的弹性和刚度的材料构成，比如：采用聚酰亚胺，亦可采用聚氯乙烯，或聚苯乙烯，或聚四氟乙烯，或聚二甲基硅氧烷，或聚丙烯制成；优选聚四氟乙烯。所述第二摩擦层3的厚度为10μm～300μm，优选厚度为60μm～80μm。

如图1和图2所示，所述第二摩擦层3(编织结构)放置在第一摩擦层2的正上方，若没有编织结构，第一摩擦层2和第二摩擦层3之间是自然贴合，第一摩擦层2和第二摩擦层3中间的空隙是紧密接触而没有间隙的，不利于第一摩擦层2和第二摩擦层3相互接触，不利于响应宽范围下的外界压力振动。故本实施例中，第二摩擦层3采用由多条编织条编织而成。

本实施例中，编织条可以是一维规则(即线非常细，参见图3)或者不规则线形，参见图3)，也可以是二维平面几何形(即编织条很薄，参见图4)，也可以是三维柱形(参见图5)等。优选地，利用二维平面几何形状的编织条可以增大所述压力传感器摩擦发电时的电压/电流输出幅值；编织条的形状可以是规则的多边形，如矩形、平行四边形、梯形等，也可以是不规则的，尺寸可以是统一的，也可以是不相同尺寸条带以任意方式组合在一起。当第二摩擦层3厚度为60μm-80μm，编织条的数量为p×q个，且每个编织条的尺寸为x mm×y mm时，每个编织条感受外界压力条件的位移形变量可达到最优，这样保证了压力传感器具有最宽的工作压力范围以及较高的响应灵敏度。在保证第二摩擦层3的弹性变形前提下，编织条的每行和每列交叉编织的数量以及尺寸还与压力传感器响应外部压力振动动态范围和灵敏度有关：数量越多，响应外部压力振动强度越大，灵敏度越高，反之，数量减少，响应外部压力振动强度变小，灵敏度减小。同时，在长度不变情况下，宽度越宽，响应外部压力振动强度越小，灵敏度越小，反之，宽度减少，响应外部压力振动强度变大，灵敏度增加。因此，在设计多个编织条组成的编织结构时需综合考虑压力传感器响应压力波动的动态范围和灵敏度。本实施例中，所述编织条的数量在(3-10)×(3-10)，优选地，采用8×8；优选地，所述编织条选用矩形；编织条的尺寸长宽均可在2-8mm,最优选择2mm×8mm的方式，以保证第一摩擦层2与第二摩擦层3有足够大的有效接触面积。

本实施例中，在所述第一摩擦层2靠近第二摩擦层侧的表面和/或第二摩擦层3靠近第一摩擦层侧的表面通过光刻蚀、化学刻蚀和离子体刻蚀等技术对其进行物理改性，使其全部或部分分布有微米或次微米量级的微结构，以增加第一摩擦层2与第二摩擦层3之间的接触面积和摩擦效果，从而增大接触电荷量。

本实施例中，所述保护层4由具有一定弹性的耐腐蚀且防水材料构成，比如：采用聚四氟乙烯制成，亦可采用聚二甲基硅氧烷制成,优选聚二甲基硅氧烷。所述保护层4的厚度为40μm～300μm，优选厚度为60μm～80μm。

如图6所示，本实施例的工作原理如下：当外部压力振动传递到保护层4时，驱动编织结构的第二摩擦层3产生形变与第一摩擦层2产生接触，由于第一摩擦层2和第二摩擦层3对电子的亲和力不同，使得摩擦产生的正电荷转移到第一摩擦层2这边，而负电荷转移到第二摩擦层3的这边。由于静电感应，接触区域产生的电荷会达到平衡，因此，在第一电极层1和接地端之间没有电位差；一旦压力释放，第二摩擦层3就会由于自身的弹性而立即弹开，第二摩擦层3与第一摩擦层2产生间隙，致使这两层间产生电压降，第一电极层1与接地端之间也有产生电位差，电势不同导致自由电子从地面通过外部电路流入第一电极层1，直到它能够完全抵消正电荷，最终实现外界压力振动到电信号的转换。

如图10所示，本发明所述的一种无创连续监测血压装置，包括低通滤波单元、信号放大单元、A/D转换单元、微控制单元、无线传输单元以及如本发明所述的压力传感器。

所述压力传感器上的电极引脚与低通滤波单元电连接，低通滤波单元与信号放大单元电连接，信号放大单元与A/D转换单元电连接，A/D转换单元与微控制单元电连接，微控制单元与无线传输单元电连接。压力传感器的输出信号经低通滤波(低通滤波的截止频率为200Hz)，再结合小波变化等分析方法，能够有效地去除工频噪声以及其他环境噪声的干扰，得到去噪后的脉搏波信号。再经过A/D转换单元以及微控制单元处理后通过无线传输单元(如蓝牙，ZigBee等)进行数据的无线发送和接收。

如图8所示，本发明所述的一种无创连续监测血压系统，所述系统包括：用于采集人体的动脉脉搏信号的两个如本发明所述的无创连续监测血压装置，以及用于接收所述动脉脉搏信号的终端设备(比如：电脑、手机等)。所述终端设备被配置有舒张压模型和收缩压模型；所述终端设备还用于将所采集的人体的动脉脉搏信号进行处理，提取特征点，并输入到舒张压模型和收缩压模型中计算出舒张压和收缩压，同时在终端设备上显示测试结果。

测试时，将两个压力传感器分别放置在不同的人体脉搏部位，如手指，手腕等。图11为清晰准确记录的四个周期的手指部位(图11中的(a))和手腕部位(图11中的(b))的电压输出信号对应的脉搏波。基于高灵敏度的所述压力传感器通过对数十例不同年龄不同健康状况人和心血管疾病患者进行心血管疾病监测实验，在成功的采集到了脉搏波数据。图13为实测到的不同年龄不同生理病理状态下的典型脉搏波波形图，从所测试的不同健康状况人群的脉搏波波形中可以看出，对于年轻人，波形的特征是主波窄而高，随着年龄的增长，外周阻力和血管硬化程度也随之增加，波形的动态变化首先反映在重搏前波由不明显变为明显，它相对于主波位置也逐渐升高，与主波接近并呈现不同程度的融合，甚至超过主波。所设计的无创连续监测血压系统的重复性和稳定性都较好，且操作简单，可以多次反复进行。

如图15所示，本实施例中，建立舒张压模型和收缩压模型的步骤包括：

采集多组自供电电压输出信号和电流输出信号对应的动脉脉搏信号，从所述动脉脉搏信号中选取平稳清晰的脉搏波。

从平稳清晰的脉搏波中提取特征点，如图11和图12所示，所述特征点包括电压输出信号对应的脉搏波收缩压Ps、电压输出信号对应的脉搏波舒张压Pd、电压输出信号对应的脉搏波平均动脉压Pm、电流输出信号对应的脉搏波峰值Ia、电流输出信号对应的脉搏波谷值Ib和电流输出信号对应的脉搏波反射值Ic；但不仅限于此，还可以包括幅度、时间和面积等特征点。

并基于所提取的特征点计算出心血管健康参数，所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT，心率HR，脉搏波压力特征系数K，和/或外周阻力TPR，和/或动脉顺应性AC。

基于特征点和心血管健康参数建立收缩压模型和舒张压模型。

对所建立的舒张压模型和收缩压模型利用遗传算法进行优化，得到最终的舒张压模型和收缩压模型；即当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR和脉搏波压力特征系数K时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)，所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K和动脉顺应性AC时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K、动脉顺应性AC和外周阻力TPR时，所述收缩压模型为SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)。

如图16所示，本实施例中，由于K是一个无量纲参数，因此可由脉搏波压力信号结合提取的波形特征参数计算得到。脉搏波压力特征系数K的计算公式如下：

本实施例中，Pm为平均动脉压对应的脉搏波，即等于一个心动周期中脉搏压力的平均値，Pm的计算公式如下：

本实施例中，心率HR为一分钟脉搏跳动的次数。

本实施例中，脉搏波传到时间PTT为脉搏波从动脉内的某一点传播到远心端的另外一点所用的时间。

本实施例中，脉搏波传到速度PWV为脉搏波沿着动脉血管壁的传播速度。

本实施例中，动脉顺应性AC为动脉压血液压力改变一个单位时所对应的动脉体积变化量。动脉顺应性AC的计算公式如下：

其中，SV表示心博出量，心博出量的计算公式如下：

本实施例中，外周阻力TPR为血液流经一段长度后压力减小，也即受到了阻力的作用，外周阻力TPR的计算公式如下：

以下举例对本发明进行如下：

基于高灵敏度的所述压力传感器通过对数十例不同年龄不同健康状况人和心血管疾病患者进行无袖带压血压监测实验，在成功的采集到了脉搏波数据后，对特征值进行提取分析，并选取合适的特征值的建立血压模型(即建立收缩压模型和舒张压模型)，样本越大，所构建的血压模型的准确性就越高。图17为不同人群的心血管健康参数典型代表值。

所述血压测试中，优选的利用遗传算法，将自然选择理论中适者生存规则与遗传学中染色体遗传机制结合在一起，以人工进化的方式模仿生物进化过程，实现对目标解空间的随机性优化搜索。将所求解的问题中的可行性解域编码为串行数字符号，形成个体，然后根据达尔文遗传和进化理论，对个体形成的群体以人工的方式进行遗传交叉变异操作。设定合适的适应度函数用于评价群体中的每一个个体的优劣，选用一定的标准对个体实施优胜劣汰规则，以保留最优群体，与此同时，通过全局并行性搜索方式，检索最优群体中的最优个体，达到找寻最优解的目的，观察最大适应度函数曲线随迭代代数的变化。选择合适的曲线关系函数，利用遗传算法进行拟合。在拟合过程中，常用的选择算子如轮盘赌注选择、随即竞争选择、确定性选择等。优选的，用上限确定式选择法代替传统的轮盘赌选择法，该方便快捷且迭代误差小，达到遗传算法性能的优化。

已知测得很多组下的特征点和心血管健康参数,其中，特征点包括Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic；心血管健康参数包括PTT,HR，K，AC，TPR；并且测试了i组，分别记为[Ps(1)，Pd(1)，Pm(1)，Ia(1)，Ib(1)，Ic(1)，PTT(1),HR(1)，K(1)，AC(1)，TPR(1)]；[Ps(2)，Pd(2)，Pm(2)，Ia(2)，Ib(2)，Ic(2)，PTT(2),HR(2)，K(2)，AC(2)，TPR(2)]；……；[Ps(i)，Pd(i)，Pm(i)，Ia(i)，Ib(i)，Ic(i)，PTT(i),HR(i)，K(i)，AC(i)，TPR(i)]。

并基于以上数据建立血压模型，其中：所述收缩压模型为SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)。如图14所示，实验中，分别采集受试者耳朵和手指部位的脉搏波形，通过已建立的血压模型计算出舒张压和收缩压。同时用欧姆龙电子血压计测量受试者的舒张压和收缩压，按上述过程，在两小时内重复采集波形数据及收缩压，舒张压，每次测量中间休息三分钟，以免因袖带压迫造成手臂动脉血管闭塞，使所测血压较真实血压偏低。实验结束后，对采集的40组数据进行对比。其中，选取了一名健康测试者的血压监测结果，结果如图18所示。由图中数据计算可得，收缩压的最大误差为-2.68mmHg，舒张压的最大误差为2.28mmHg，均满足AAMI(美国医疗仪器促进协会)推荐的标准差低于8mmHg的要求。本发明中的动态血压监测方法与欧姆龙电子血压计的测量方法具有良好的一致性，为无袖带压的无创连续血压测量提供了新的方法，能够实时并且精确的计算出不同健康状况人群的血压。

实施例二

如图7和图8所示，本实施例中，所述第二摩擦层3上镀有第二电极层5，设置第一电极层1和第二电极层5，相对于只设置第一电极层1而言，输出的电压或电流值大。其余部分与实施例一相同。

如图9所示，本实施例的具体过程如下：当外部压力振动传递到保护层4时，驱动编织结构的第二摩擦层3产生形变与第一摩擦层2产生接触。由于第二摩擦层3和第一摩擦层2对电子的亲和力不同，使得摩擦产生的正电荷转移到第一摩擦层2这边，而负电荷转移到第二摩擦层3一边。由于静电感应，接触区域产生的电荷会达到平衡，因此，在第一电极层1和第二电极层5之间没有电位差；一旦压力释放，第二摩擦层3就会由于自身的弹性而立即弹开，与第一摩擦层2产生间隙，致使这两层间产生电压降，第一电极层1与第二电极层5之间也有产生电位差，电势不同导致自由电子从第二电极层5通过外部电路流入第一电极层1，直到它能够完全抵消正电荷，最终实现外界压力振动到电信号的转换。

Claims (10)

1.一种压力传感器，其特征在于：依次具有第一电极层(1)、第一摩擦层(2)、第二摩擦层(3)和保护层(4)；

所述第一摩擦层(2)和第二摩擦层(3)分别采用具有不同摩擦电性质的材料制成，使所述第一摩擦层(2)在与所述第二摩擦层(3)相接触过程中，其中一个失去电子，另外一个获得电子；

所述第二摩擦层(3)由多条编织条编织而成；所述第二摩擦层(3)与第一摩擦层(2)间具有间隙，当所述第二摩擦层(3)受到朝向第一摩擦层(2)的外界压力振动时，所述第二摩擦层(3)能产生形变与所述第一摩擦层(2)相接触；并在外界压力振动变小或撤离时，所述第二摩擦层(3)与所述第一摩擦层(2)间的间隙能随外界压力自动调整，以实现外界压力振动到电能的转换。

2.根据权利要求1所述的压力传感器，其特征在于：所述第二摩擦层(3)上镀有第二电极层(5)。

3.根据权利要求1或2所述的压力传感器，其特征在于：所述第二摩擦层(3)采用聚酰亚胺、或聚氯乙烯，或聚苯乙烯，或聚四氟乙烯，或聚二甲基硅氧烷，或聚丙烯制成。

4.根据权利要求3所述的压力传感器，其特征在于：所述第二摩擦层(3)的厚度为10μm～300μm。

5.根据权利要求1或2或4所述的压力传感器，其特征在于：所述第一摩擦层(2)采用尼龙，或聚丙烯醇，或金属氧化物制成；所述第一电极层(1)与所述第一摩擦层(2)通过金属沉积方法使两者结合在一起；

所述第一电极层(1)的厚度为10nm-200nm；

所述第一摩擦层(2)的厚度为10nm-200nm。

6.根据权利要求5所述的压力传感器，其特征在于：所述第一摩擦层(2)靠近第二摩擦层侧的表面和/或第二摩擦层(3)靠近第一摩擦层侧的表面上设有微米或次微米量级的微结构。

7.根据权利要求1或2或4或6所述的压力传感器，其特征在于：所述保护层(4)采用聚四氟乙烯，或聚二甲基硅氧烷制成,所述保护层(4)的厚度为40μm～300μm。

8.一种无创连续监测血压装置，其特征在于：包括低通滤波单元、信号放大单元、A/D转换单元、微控制单元、无线传输单元以及如权利要求1至7任一所述的压力传感器；

所述压力传感器与低通滤波单元电连接，低通滤波单元与信号放大单元电连接，信号放大单元与A/D转换单元电连接，A/D转换单元与微控制单元电连接，微控制单元与无线传输单元电连接。

9.一种无创连续监测血压系统，其特征在于：所述系统包括：用于采集人体的动脉脉搏信号的两个如权利要求8所述的无创连续监测血压装置，以及用于接收所述动脉脉搏信号的终端设备；

所述终端设备被配置有舒张压模型和收缩压模型；

所述终端设备还用于将所采集的人体的动脉脉搏信号进行处理，提取特征点，并输入到舒张压模型和收缩压模型中计算出舒张压和收缩压。

10.根据权利要求6所述的无创连续监测血压系统，其特征在于：建立舒张压模型和收缩压模型的步骤包括：

采集多组自供电电压输出信号和电流输出信号对应的动脉脉搏信号，从所述动脉脉搏信号中选取平稳清晰的脉搏波；

从平稳清晰的脉搏波中提取特征点，所述特征点包括电压输出信号对应的脉搏波收缩压Ps、电压输出信号对应的脉搏波舒张压Pd、电压输出信号对应的脉搏波平均动脉压Pm、电流输出信号对应的脉搏波峰值Ia、电流输出信号对应的脉搏波谷值Ib和电流输出信号对应的脉搏波反射值Ic；

并基于所提取的特征点计算出心血管健康参数，所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT，心率HR，脉搏波压力特征系数K，和/或外周阻力TPR，和/或动脉顺应性AC；

基于特征点和心血管健康参数建立收缩压模型和舒张压模型；

对所建立的舒张压模型和收缩压模型利用遗传算法进行优化，得到最终的舒张压模型和收缩压模型；即当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR和脉搏波压力特征系数K时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)，所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K和动脉顺应性AC时，所述收缩压模型SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC)；当所述心血管健康参数包括脉搏波传导时间PTT、心率HR、脉搏波压力特征系数K、动脉顺应性AC和外周阻力TPR时，所述收缩压模型为SBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)；所述舒张压模型DBP＝f(Ps，Pd，Pm，Ia，Ib，Ic，PTT,HR，K，AC，TPR)。