CN114903444B - 一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法 - Google Patents

一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法

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Abstract

本发明提供一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法，包括：传感元件(2)，为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极(1)、下电极(3)；金属外壳(7)，其包覆下电极(3)并于两者之间形成空腔(6)；金属外壳(7)与下电极(3)的接触部分设有绝缘垫(5)；金属压环(4)，设于传感元件(2)的边缘，并将传感元件(2)固定在金属外壳(7)上，以使心脏传感器在受到心跳的压力时，聚左旋或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。本发明可再生且生物兼容性好的压电材料，可以准确的反映出被检测者的生命体征及健康信息，且避免了对人体的危害及限制。

Description

一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法
技术领域
本发明涉及生物传感器技术领域，具体涉及一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法。
背景技术
心音是心脏及心血管系统机械运动状况的反映，其中包含着心脏各个部分本身及相互之间作用的生理和病理信息。心音信号的识别与分类对心血管系统疾病的诊断具有重要意义，其准确性、可靠性的好坏决定着诊断与治疗心脏病患者的效果。早期用于心音识别与分类的听诊器主要由拾音部分，传导部分及听音部分组成，其收集到的声音信号需要专业的医师凭借丰富的经验进行分析。由于易受周围环境噪音的影响，医师在诊断时容易出现误诊，且非专业人员无法使用。
在各国科学家的努力下，气传导和接触传导式传感器成为如今市面上常见的心音传感器。气传导式传感器利用电磁线圈作为声电换能器，虽然稳定性好，但灵敏度低，易受外界电磁场的影响。接触传导式传感器的检测元件大多使用聚偏氟乙烯(Poly(vinylidenefluoride)，PVDF)制作，这种传感器的优点是灵敏度高，然而输出不稳定，容易受到温度信号的干扰(PVDF有热电性)。
因此临床上亟需一种准确性高、简单易用、成本低廉、体积小巧、实时显示可穿戴的听诊装置，让临床医生在心脏听诊的同时看到相应信号的波形图并进行记录，以便对病人的病理做出更加准确的分析。
发明内容
(一)要解决的技术问题
针对上述问题，本发明提供了一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法，用于至少部分解决传统传感器在检测心音时容易受到体温信号、环境电磁场噪音的影响等技术问题。
(二)技术方案
本发明一方面提供了一种基于压电薄膜的心脏传感器，包括：传感元件2，为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极1、下电极3；金属外壳7，其包覆下电极3并于两者之间形成空腔6；金属外壳7与下电极3的接触部分设有绝缘垫5；金属压环4，设于传感元件2的边缘，并将传感元件2固定在金属外壳7上，以使心脏传感器在受到心跳的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
进一步地，还包括：接线柱8，设于金属外壳7的侧面，接线柱8的正电极通过穿过空腔6的导线与下电极3连接、负电极通过金属外壳7与上电极1连接。
进一步地，还包括：螺杆9，其依次贯穿金属压环4、传感元件2、金属外壳7使之固定。
进一步地，绝缘垫5为中间凸起的环状结构，其界面为L型。
进一步地，传感元件2为至少一层的薄膜结构。
本发明另一方面提供了一种基于压电薄膜的脉搏传感器，包括：至少一个传感元件12，为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极11、下电极13；柔性基底15，其包覆每个传感元件12的下电极13并于两者之间形成空腔14；每个下电极13通过柔性基底15内部与接线柱16的正极连接，上电极11通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱16的外壳连接；脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
进一步地，传感元件12为至少一层的薄膜结构。
本发明还有一方面提供了一种基于压电薄膜的心脏传感器的制备方法，包括：S21，溶液浇铸制备传感元件2薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；S22，在传感元件2薄膜的上下两表面分别溅射上电极1、下电极3；S23，使金属外壳7包覆下电极3并于两者之间形成空腔6，使金属外壳7依次与绝缘垫5、传感元件2和金属压环4固定；心脏传感器在受到心跳的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
进一步地，S3之后还包括将接线柱8安装在金属外壳7侧面预留的通孔内，接线柱8的正电极通过穿过空腔6的导线与下电极3连接、负电极通过金属外壳7与上电极1连接。
本发明还有一方面提供了一种基于压电薄膜的脉搏传感器的制备方法，包括：S21，溶液浇铸制备至少一个传感元件12薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；S22，在传感元件12薄膜的上下两表面分别溅射上电极11、下电极13；S23，使柔性基底15包覆每个传感元件12的下电极13并于两者之间形成空腔14；每个下电极13通过柔性基底14内部与接线柱16的正极连接，上电极11通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱16的外壳连接；脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
(三)有益效果
本发明实施例提供的一种基于压电薄膜的心脏及脉搏传感器及其制备方法，通过聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件可将心音信号转换为电学信号，通过换能元件的选择从根本上避免了传统传感器在检测心音时容易受到体温信号影响的缺点，且采用可再生的生物兼容性材料，避免了对人体的危害和以及限制；并通过合理的电极结构设计避免了环境电磁场的噪音。
附图说明
图1示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器的结构示意图；
图2示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器的实物图；
图3示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器中绝缘垫的结构示意图；
图4示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的脉搏传感器的结构示意图；
图5示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的脉搏传感器的实物图；
图6示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器的制备方法的流程示意图；
图7示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的脉搏传感器的制备方法的流程示意图；
图8示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器测试的心律数据经过滤波处理后的示意图；
图9示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的心脏传感器的心律数据直接输出的示意图；
图10示意性示出了根据本发明实施例心率信号在一个心率周期内的变化；
图11示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的脉搏传感器测试的脉搏数据经过滤波处理后的示意图；
图12示意性示出了根据本发明实施例基于压电薄膜的脉搏传感器测试的脉搏数据直接输出示意图；
图13示意性示出了根据本发明实施例PLLA压电系数d14的测试结果。
具体实施方式的
为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合具体实施例，并参照附图，对本发明进一步详细说明。
本发明的实施例提供了一种基于压电薄膜的心脏传感器，请参见图1，包括：传感元件2，为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极1、下电极3；金属外壳7，其包覆下电极3并于两者之间形成空腔6；金属外壳7与下电极3的接触部分设有绝缘垫5；金属压环4，设于传感元件2的边缘，并将传感元件2固定在金属外壳7上，以使心脏传感器在受到心跳的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
该生物传感器包括带有电极的聚左旋乳酸(PLLA)薄膜或聚右旋乳酸(PDLA)薄膜、金属压环、绝缘垫、带有空腔的金属外壳。可降解聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜通过溶液浇铸法制备；经过拉伸、退火等前期处理后，当薄膜发生弯曲形变时，受到剪切方向的应力，内部产生电极化现象并在表面的电极上产生相应的电荷，电荷在电极之间通过外电路发生相应的再分配，及电荷通过外电路在两电极之间转移产生电流，将机械信号转化为电信号。通过测量相应的电信号就可以获得生物体微小运动的强度及频率等信息，例如，通过测量记录的电信号就可以获得被检测者的心电图，进而判断健康信息，可用于的心音和脉搏的监测。
具体地，上下电极1、3的作用是在传感元件内部的偶极矩受到压力或拉力时其表面电荷密度随之相应的改变，即电荷在两电极之间流动输出电学信号。传感元件2的作用是在受到外力发生形变时将机械信号转化成电信号；传感元件2的材料选用PLLA或PDLA的原因首先是它们具有较高的压电系数可以提高灵敏度，其次它们是可降解、可再生的环境友好型材料，最重要的是其压电性来源于其分子链的特殊结构和有序排列，并不是由于极化导致的偶极子取向，因而不具有热释电效应性质，避免了温度信号的干扰。采用金属压环4的目的是固定PLLA或PDLA薄膜的边缘，使其在受到垂直薄膜表面的压力时转化为沿着剪切方向的拉应力。绝缘垫5的作用是为了阻止下电极与金属外壳的接触，避免两个电极发生短路。空腔6的作用是为传感元件2受到压力后发生形变提供一定的空间；面积与传感元件相等，厚度一般为几个毫米，以满足需要为准，没有严格要求。金属外壳7的目的是作为整个器件的载体，更重要的是金属外壳7将下电极3包覆在封闭结构之内，起到了屏蔽外界噪音的作用；金属外壳7采用金属铝，也可以是其它金属或其它导电材料；结构采用圆形，也可以是其他形状。
负电极作为屏蔽罩，为消除噪音是必须要的。正负电极一般为导电性好的金属电极，如金、银、铜、铝等。其他如导电聚合物等导电材料也可以应用，但由于存在电阻会使灵敏度降低。
压电性PLLA比PDLA稍大一点，但是对输出结果几乎没有影响。
在上述实施例的基础上，还包括：接线柱8，设于金属外壳7的侧面，接线柱8的正电极通过穿过空腔6的导线与下电极3连接、负电极通过金属外壳7与上电极1连接。
金属外壳7与上电极1、金属压环4接线柱8的负极接线柱的金属外壳相连并形成封闭结构将下电极3包覆在封闭结构之内，起到了屏蔽外界噪音的作用；同时下电极可用导线通过空腔6与接线柱8的正极(接线柱的内电极)连接，最终接线柱8通过与之匹配的屏蔽信号线将收集到的信号传送给记录和显示设备。
在上述实施例的基础上，还包括：螺杆9，其依次贯穿金属压环4、传感元件2、金属外壳7使之固定。
螺杆9，例如可以为四个，其作用是将带有上电极1和下电极3的传感元件2、金属压环4、绝缘垫5、金属外壳7固定在一起形成完整的传感器件，请参见图2的实物图。
在上述实施例的基础上，绝缘垫5为中间凸起的环状结构，其界面为L型。
请参见图3，绝缘垫5采用中间凸起的方式使得金属压环4在固定传感元件2后，传感元件2处于整个器件的最外端，这样有助于传感器更方便的采集心音信号。
在上述实施例的基础上，传感元件2为至少一层的薄膜结构。
压电薄膜可以是溶液浇铸的，也可以是静电纺丝膜或其他方法制备的压电薄膜；可以采用单层的压电薄膜，为增强灵敏度也可以是多层的压电薄膜，如果是多层的压电薄膜，压电薄膜之间的连接方式为并联。
压电薄膜太厚了灵敏度降低，太薄了容易断裂，压电薄膜的厚度为5～30微米，优选为10～20微米。
本发明的另一实施例提供了一种基于压电薄膜的脉搏传感器，其特征在于，包括：至少一个传感元件12，为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极11、下电极13；柔性基底15，其包覆每个传感元件12的下电极13并于两者之间形成空腔14；每个下电极13通过柔性基底15内部与接线柱16的正极连接，上电极11通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱16的外壳连接；脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
传感元件的材料选用PLLA或PDLA以及电极等与心脏传感器的相同，此处重点介绍脉搏传感器不一样的地方。
这里是以一个传感单元为例说明，也可以是多个传感单元组成阵列。根据需要也可选用柔性材料设计柔性的传感器。例如，柔性基底设于传感元件12的底部，柔性基底上设有由多个传感单元组成阵列，请参见图4、图5。基底可采用PDMS、PET、PI等柔性材料，换能元件的下电极通过基底内部和接线柱的正极连接，传感元件的上电极通过包覆在整个器件表面的金属电极和接线柱的外壳连接。
在上述实施例的基础上，传感元件12为至少一层的薄膜结构。
压电薄膜可以是溶液浇铸的，也可以是静电纺丝膜或其他方法制备的压电薄膜；可以采用单层的压电薄膜，为增强灵敏度也可以是多层的压电薄膜，如果是多层的压电薄膜，压电薄膜之间的连接方式为并联。
压电薄膜太厚了灵敏度降低，太薄了容易断裂，压电薄膜的厚度为5～30微米，优选为10～20微米。
本发明提出的心脏及脉搏传感器，由于采用的PLLA或PDLA只具有较强的压电性而没有热电性，从根本上解决了体温信号对心音信号的干扰，负极包覆式结构的设计屏蔽了外界电磁场的干扰，因此是一款稳定性好、灵敏度高的新型传感器。另外，将信号数据化，可通过显示设备直接输出图形，提高了临床诊断的准确性。同时，可将结果和标准数据对比得出诊断结果，方便了非专业人员的使用，使得医用设备家庭化。与传统的其他心音听诊器相比，本发明具有高精度、高可靠性、使用简单、环境友好的优点，在未来的临床诊断、家用医疗、物联网发展中具有良好的应用前景。
本发明的还有一实施例提供了一种基于压电薄膜的心脏传感器的制备方法，请参见图6，包括：S11，溶液浇铸制备传感元件2薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；S12，在传感元件2薄膜的上下两表面分别溅射上电极1、下电极3；S13，使金属外壳7包覆下电极3并于两者之间形成空腔6，使金属外壳7依次与绝缘垫5、传感元件2和金属压环4固定；心脏传感器在受到心跳的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
这里以PLLA薄膜为例，制备过程中我们将溶液浇铸得到的PLLA薄膜进行单轴拉伸、退火等前期处理，使薄膜中的分子链进行有序排列，因而具有d14方向的压电性。应用中，将处理后的PLLA薄膜沿着与拉伸方向45°的方向裁剪成合适的大小。当PLLA压电薄膜受到心跳或脉搏跳动的微小压力时，其发生相应的弯曲形式的形变，由于PLLA薄膜的边缘被固定，在弯曲时受到拉伸应力。由于PLLA薄膜的压电性，压电薄膜两面的电极上产生相应的感应电荷，即在外电路中形成电流，实现了心音信号到电信号的转化。
S11具体包括：S111，将聚左旋乳酸或聚右旋乳酸溶解于二氯甲烷中，浇铸于钢板上，室温下干燥，使溶剂完全挥发，得到薄膜；S112，将薄膜单向拉伸，退火，切割成形。
这里采用溶液浇铸法制备压电薄膜具有成本低、效率高和易于工业化生产的优点。
在上述实施例的基础上，S13之后还包括将接线柱8安装在金属外壳7侧面预留的通孔内，接线柱8的正电极通过穿过空腔6的导线与下电极3连接、负电极通过金属外壳7与上电极1连接。
接线柱8的正电极与传感元件2的下电极3连接，负电极与传感元件2的上电极1连接，最终接线柱8通过与之匹配的屏蔽信号线将收集到的信号传送给记录和显示设备。
本发明的还有一实施例提供了一种基于压电薄膜的脉搏传感器的制备方法，请参见图7，包括：S21，溶液浇铸制备至少一个传感元件12薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；S22，在传感元件12薄膜的上下两表面分别溅射上电极11、下电极13；S23，使柔性基底15包覆每个传感元件12的下电极13并于两者之间形成空腔14；每个下电极13通过柔性基底15内部与接线柱16的正极连接，上电极11通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱16的外壳连接；脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
脉搏传感器的制备方法中S21～S22与心脏传感器的制备方法中S11～S12的方法相同，区别在于S23与S13不同，S23采用的是柔性基底15包覆下电极，以使脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。而S13采用的是金属外壳7包覆下电极，可以直接紧密接触人体心脏附近的皮肤，聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
下面结合附图对本发明作更进一步的说明。
目前在临床上使用的心音检测设备中，传统的听诊器需要专业人员依靠丰富的经验判断听到的声音信息从而得出诊断结果，这种诊断方式需要专业人士操作，而基于电磁线圈和PVDF的心音检测设备也容易受环境中电磁场和热信号的干扰。为此本发明公开了一种新型传感器，将检测到的心音信号进行精确的数据化输出，避免了误判；采用压电性较好的PLLA作为传感元件实现了较高的灵敏度；由于PLLA的热稳定性避免了热信号的干扰；又通过负电极包覆正电极的结构设计屏蔽了环境噪音的影响。
本发明实施例提出基于压电薄膜的心脏传感器及其制备方法，包括：上电极1、换能元件2、下电极3、金属压环4、绝缘垫5、空腔6、金属外壳7、接线柱8和四个螺杆9，如图1所示。
其具体处理流程如下述：
S11：采用溶液浇铸法(也可以是其他方法)制备压电薄膜(此实施例以PLLA为例进行阐述)。
具体地，通过把PLLA(MW＝260000，polydispersity index≤1,Sigma-AldrichCorp.，USA)粉末溶解在二氯甲烷中然后在室温下搅拌4～10小时来制备PLLA溶液。准备好的均匀的溶液被浇铸在干净的钢板上，在室温下干燥10～24小时使溶剂完全挥发。将干燥好的厚度10～100微米的PLLA膜从钢板上揭下来并进行单向拉伸2～8倍，并将拉伸后的膜在炉子中110～140℃退火2～6个小时。然后将PLLA膜切割成大小合适的圆形。
S12：在PLLA膜的上下表面溅射电极。
S13：用CAD制图软件设计并绘制金属压环4、绝缘垫5、金属外壳7的图形。利用数控机床按绘制的图纸进行加工。
将接线柱8安装在金属外壳7上预留的通孔内，其中接线柱负电极与金属外壳导通。
在绝缘垫5的上侧粘贴一块导电胶带，并用带绝缘胶皮的导线连接导电胶带和接线柱8的正电极。
在金属外壳7上面依次放置绝缘垫5、传感元件2、金属压环4并使预留的螺杆孔依次对齐。
用螺杆9将传感器的各部分固定在一起，并保证金属螺杆与下电极3无接触。这样下电极3通过导线与接线柱8的正电极连接，上电极1通过金属外壳7与接线柱8的负电极连接，并且正极全部包在负电极形成的屏蔽罩中，可以起到屏蔽作用。
本发明中，外壳7的作用是屏蔽噪音，只需满足负电极完全包覆正电极就行。如果采用绝缘材料，须内表面或外表面涂覆连续的金属电极，并且金属电极和换能元件的上电极要导通。如果只有部分外壳或者部分内表面为金属材料，须剩余部分有与之连续的导电材料一同形成封闭的负极屏蔽。
将上述制备的基于压电的生物传感器进行测试，如图8和图9，数据显示被检测者的心律是75次/分，处于正常成年人的心律范围内，说明该传感器输出的信号确实为准确的心律信号。
如图10，心跳信号在一个心律周期内的变化图形反映了被检测者的心脏在一个周期内的活动，图中曲线的各个峰位分别对应左右心房和左右心室的跳动。
根据以上制备方法制作的换能元件还制备了脉搏传感器，如图11和图12，数据显示被检测者的脉搏是75次/分，处于正常成年人的脉搏范围内。说明该传感器输出的信号确实为准确的脉搏信号。脉搏信号和心跳信号相比较小，这是因为脉搏的跳动幅度比心跳幅度小。
如图13，PLLA的输出电荷密度随着应变的增加而增加，增加的斜率为PLLA材料的压电系数。这里所用的PLLA的压电系数d14为9.8pC/N，说明PLLA具有较好的压电性能，这为传感器的高灵敏度提供了保证。
本发明提供的PLLA或PDLA薄膜作为传感元件的新型传感器，由于其热稳定性和相对高的压电系数，具有较高的转化效率且避免了热信号对电信号的干扰，同时采用负电极包覆式的结构屏蔽了环境噪音的干扰，可将检测的心音信号直接进行电信号输出，提高了诊断的准确性。对于未来的可穿戴临床诊断、家庭医疗、人机交互、物联网等方面具有极高的应用价值。
本发明提供的结构和制备方法不仅仅只用于生物传感器上，也可以是其它应用，以下提供三个其它方面的应用实例。
1、临床诊断
本发明提出的传感器和传统的听诊器相比，能将收集到的信息直接进行准确的数据化输出，且便于存档记录，避免了凭人为经验判断出现的误诊。和基于电磁线圈、PVDF的传感器相比，具有更好的稳定性、更高的灵敏度和信噪比。因此，在临床诊断方面，如在用于心律、脉搏、呼吸、血压的检测以及胸腔、腹腔内部状况的判断方面，本发明实例相较于目前常用的检测设备具有更大的应用潜力。
首先，将传感器的传感元件紧贴左胸或手腕处，当心脏和脉搏跳动时对传感元件产生挤压，传感器将这种挤压的应力信号转化成电信号并输出到显示设备，根据电信号的频率和波形就可以准确的判断心脏和脉搏的跳动状况。其次，将传感器的传感元件紧贴胸腔或放置在口鼻附近，当呼吸时胸腔的起伏和口鼻气流的冲击对传感元件产生应力，并进行电信号输出。电信号的强弱和频率即反映了呼吸的信息。再次，将传感器与压力检测器配合，可代替传统的听诊器测定血压。最后，内脏活动时都会发出相应的声音，可将传感器的传感元件紧贴胸腔或腹腔，通过记录内脏的声音并与标准的数据对比判断人体内脏的健康状况。
2、麦克风传感器
声音通过介质传播时，声波即表现为介质的振动，因而声音传播到的传感器表面也会引起换能元件的振动，换能元件将声波的振动转化成电信号输出，即本发明的传感器可作为麦克风使用。
3、网络医疗
本发明实例可将检测到的健康信息数据化输出，更进一步地，可将数据上传至网络，医护人员可在线查看检测到的数据并判断病情。因此，本发明的传感器有望实现在线医疗，尤其可使行动不方便的人足不出户就能就医。再进一步，可选用柔性的衬底将传感器制作成柔性的可穿戴的传感器阵列，老人或病人穿戴传感器阵列后可实时收集人体的健康信息，并将收集到的信息通过无线传输装置上传至网络。分析设备通过分析受到的信息发现异常即可向相关人员和机构发出警报，同时根据传感器的IP可确定病人的位置，因此，实现了及时救治、避免了一定的危险。
以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (8)

1.一种基于压电薄膜的心脏传感器，其特征在于，包括：
传感元件（2），为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极（1）、下电极（3）；
金属外壳（7），其包覆所述下电极（3）并于两者之间形成空腔（6）；所述金属外壳（7）与所述下电极（3）的接触部分设有绝缘垫（5）；
金属压环（4），设于所述传感元件（2）的边缘，并将所述传感元件（2）固定在所述金属外壳（7）上，以使所述心脏传感器在受到心跳的压力时，所述聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰；
接线柱（8），设于所述金属外壳（7）的侧面，所述接线柱（8）的正电极通过穿过所述空腔（6）的导线与所述下电极（3）连接、负电极通过所述金属外壳（7）与所述上电极（1）连接。
2.根据权利要求1所述的基于压电薄膜的心脏传感器，其特征在于，还包括：
螺杆（9），其依次贯穿所述金属压环（4）、传感元件（2）、金属外壳（7）使之固定。
3.根据权利要求1所述的基于压电的生物传感器，其特征在于，所述绝缘垫（5）为中间凸起的环状结构，其界面为L型。
4.根据权利要求1所述的基于压电的生物传感器，其特征在于，所述传感元件（2）为至少一层的薄膜结构。
5.一种基于压电薄膜的脉搏传感器，其特征在于，包括：
至少一个传感元件（12），为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜，其上下两表面分别设有上电极（11）、下电极（13）；
柔性基底（15），其包覆每个传感元件（12）的下电极（13）并于两者之间形成空腔（14）；所述每个下电极（13）通过所述柔性基底（15）内部与接线柱（16）的正极连接，所述上电极（11）通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱（16）的外壳连接；所述脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，所述聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
6.根据权利要求5所述的基于压电的生物传感器，其特征在于，所述传感元件（12）为至少一层的薄膜结构。
7.一种基于压电薄膜的心脏传感器的制备方法，其特征在于，包括：
S11，溶液浇铸制备传感元件（2）薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；
S12，在所述传感元件（2）薄膜的上下两表面分别溅射上电极（1）、下电极（3）；
S13，使金属外壳（7）包覆所述下电极（3）并于两者之间形成空腔（6），使所述金属外壳（7）依次与绝缘垫（5）、传感元件（2）和金属压环（4）固定；所述心脏传感器在受到心跳的压力时，所述聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将心音信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰；
所述S13之后还包括将接线柱（8）安装在金属外壳（7）侧面预留的通孔内，所述接线柱（8）的正电极通过穿过所述空腔（6）的导线与所述下电极（3）连接、负电极通过所述金属外壳（7）与所述上电极（1）连接。
8.一种基于压电薄膜的脉搏传感器的制备方法，其特征在于，包括：
S21，溶液浇铸制备至少一个传感元件（12）薄膜，其为聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜；
S22，在所述传感元件（12）薄膜的上下两表面分别溅射上电极（11）、下电极（13）；
S23，使柔性基底（15）包覆每个传感元件（12）的下电极（13）并于两者之间形成空腔（14）；所述每个下电极（13）通过所述柔性基底（15）内部与接线柱（16）的正极连接，所述上电极（11）通过包覆在整个器件表面的金属电极与接线柱（16）的外壳连接；所述脉搏传感器可穿戴，其在受到脉搏的压力时，所述聚左旋乳酸薄膜或聚右旋乳酸薄膜作为检测元件将脉搏信号转化为电信号并输出，同时能屏蔽温度信号的干扰。
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