CN113143231B - 一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法与系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法及系统，微泡光纤F‑P压力传感器，用于检测人体血液或颅内的压力；解调仪，与所述微泡光纤F‑P压力传感器连接，用于接收微泡光纤F‑P压力传感器输出的光信号，并对其进行解调转化为电信号；上位机，与所述解调仪连接，用于接收解调仪输出的电信号，显示人体血液或颅内的压力情况；其中，微泡光纤F‑P压力传感器包括相互连接的单模光纤和多模光纤，所述单模光纤通过光纤跳线与所述解调仪连接，且设置有光纤光栅FBG；所述多模光纤一端与单模光纤连接，另一端设置有微泡F‑P腔；由单模光纤和多模光纤构成的光纤结构固定于内管中；内管固定于外管中。该系统具有抗电磁干扰、消除温度影响和尺寸小的优点。

Description

一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法与系统

技术领域

本发明涉及生物医疗领域，具体涉及一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法与系统。

背景技术

在病患的救治、康复过程中，迅速、客观和准确检测血压、颅内压等人体压力的变化在观察病患病情发展、判断手术时机、指导临床用药和预后评估等方面具有重要的临床价值。

对于血压、颅内压等人体有创压力进行有效检测的必要性在于：

1、血压是估计心血管功能最常用的参数，是人体重要的生命特征之一。人体心脏的泵血功能、心率、周围血管的阻力、主动脉和大动脉的弹性、全身血容量及血液的物理状态等因素都反应在血压的指标中。在心血管疾病的预防与治疗过程中，对血压进行动态测量和量化分析，在指导医生判断病情、制定治疗方案等方面起到了至关重要的作用。

2、正常的颅内压是保证神经系统内部环境稳定以及各种生理功能完成的基础。颅内压的有效监测值对众多脑部疾病的诊断和治疗均有极高的参考价值。多数病患的颅内压异常出现于临床病症恶化前，颅内压升高既是颅内并发症的早期信号，也是导致脑组织晚期死亡的诱因之一。例如，脑外伤、颅内出血等颅脑病患的病情危重情况较多、变化迅速，通过颅内压检测来掌握病情程度与选择疾病治疗措施，可以更好地控制颅内压异常，降低病患死亡率。

人体组织内部的压力检测按照测量原理不同，分为无创压力检测技术和有创压力检测技术。例如，无创血压检测技术常使用袖带绷扎手臂，通过袖带的充盈、放气，将压力传感器的检测信号显示于数据分析显示器，以获得人体动脉压。该方法具备操作简便、安全无损伤等特点，广泛应用在一般临床与家庭血压自检中。但它难以实时监测，且易受自身或环境因素影响。而有创血压检测是一种对血压进行直接检测的技术。它通过血管穿刺并置管后，测量动脉腔内的压力变化，是临床上公认的血压测量的“金标准”。但基于延长导管的有创压力检测技术也存在一定不足：(1)测量误差大，压力检测质量受检测部位，延长导管材料、尺寸，管内有无气泡及电类压力传感器放置位置等因素影响；(2)体外电类压力传感器尺寸较大，无法进入血管、颅脑内部实现有创压力定点检测。

同时，国内外广泛应用于人体有创压力检测的商用医疗压力传感器以电类传感器为主。但它们对血压、颅内压等人体有创压力的检测灵敏度有限，易受电磁干扰(ICU病房其它电类医疗设备)且易在体内潮湿环境中降低使用寿命。

因此，提出一种人体有创压力实时光纤检测系统及方法极其重要，可对血压、颅内压力实现实时动态定点检测，以帮助医生了解病患病情发展与指导临床治疗提供必要的数据支撑。

发明内容

本发明的目的在于提供一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法与系统，以实现对血压、颅内压等人体有创压力的实时、准确的检测。

为解决上述技术问题，本发明提供了一种技术方案：一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，该系统包括：

微泡光纤F-P压力传感器，用于检测人体血液或颅内的压力；

解调仪，与所述微泡光纤F-P压力传感器连接，用于接收微泡光纤F-P压力传感器输出的光信号，并对其进行解调转化为电信号；

上位机，与所述解调仪连接，用于接收解调仪输出的电信号，显示人体血液或颅内的压力情况；

其中，微泡光纤F-P压力传感器包括相互连接的单模光纤和多模光纤，所述单模光纤通过光纤跳线与所述解调仪连接，且设置有光纤光栅FBG；所述多模光纤一端与单模光纤连接，另一端设置有微泡F-P腔；由单模光纤和多模光纤构成的光纤结构固定于内管中；内管固定于外管中；

所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔的腔长变化量，R为微泡F-P腔内径，t为微泡F-P腔壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔横截面所夹锐角，E为多模光纤的杨氏模量，v为多模光纤的泊松比；

所述单模光纤与多模光纤连接方式如下：

将所述单模光纤和多模光纤固定在一光纤熔接机的固定端，利用光纤熔接机的电极放电使单模光纤和多模光纤相互熔接；

所述微泡F-P腔形成方法如下：

将多模光纤远离单模光纤的一端使用光纤切割机切平，以减短多模光纤的长度，并将切平的一端浸入氢氟酸溶液中，至多模光纤纤芯处形成凹陷；

随后将连接的多模光纤和单模光纤放入光纤熔接机，并夹持住单模光纤一端，电极调整放电时间和强度后在多模光纤凹陷一端放电，直至形成微泡F-P腔。

按上述方案，所述单模光纤和多模光纤均为石英材质，便于进行加工处理。

按上述方案，所述内管为毛细玻璃管，所述外管为不锈钢管，使微泡光纤F-P压力传感器具有良好的生物兼容性。

按上述方案，所述光纤结构与内管固定方式如下：

在内管一端的内侧涂抹粘结剂，将单模光纤一端由此端套入内管，使粘结剂均匀地粘接在微泡F-P腔的底部，并在内管的另一端使用粘结剂固定单模光纤；待粘结剂固化后利用电极放电焊接微泡F-P腔与内管。

按上述方案，所述光纤光栅FBG在内管中呈松弛状态，以避免受到应变影响。

按上述方案，所述微泡F-P腔的顶端距离所述外管一端的端面缩进设置2～2.5mm，以避免微泡F-P腔受到破坏。

一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统实现的人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法，该方法具体为：

当所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔的腔长变化量，R为微泡F-P腔内径，t为微泡F-P腔壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔横截面所夹锐角，E为多模光纤的杨氏模量，ν为多模光纤的泊松比；

利用相位解调方法，得到微泡F-P腔的腔长变化量与光的特征参量的对应关系；具体采用宽带光源进行相位解调，微泡光纤F-P压力传感器输出光谱I(λ)表示为：

I(λ)＝a(λ)+b(λ)cos(Φ)

式中a(λ)为系统背景光信号，b(λ)为白光干涉信号的对比度，Φ为干涉光谱的相位，Φ表示为：

对应波长λ₁和波长λ₂的相位差ΔΦ表示为：

归一化干涉光谱中某个特定级次m的波谷λ_m满足条件：

微泡F-P腔的腔长与干涉光谱的波长与相位关系如下：

其中，L为微泡F-P腔的腔长，λ为干涉光谱波长，为干涉光谱相位，m为单一波峰的干涉级次；干涉级次m表示为：

通过光纤光栅FBG的中心波长漂移与温度变化的关系，实现对微泡光纤F-P压力传感器的温度补偿；光纤光栅FBG同时受到应变和温度变化的影响，光纤光栅FBG中心波长漂移与温度和应变变化的关系为：

其中，Δλ是光纤光栅FBG中心波长的变化量，λ是光纤光栅FBG在自然状态下的中心波长，ρ_e是有弹光系数，Δε是光纤光栅FBG的应变变化量，α是光纤光栅FBG的热膨胀系数，η是热光系数，ΔT是温度变化量；光纤光栅FBG中心波长漂移与温度变化关系表示为：

Δλ＝K₁ΔT

其中，常数K₁＝λ(α+η)为所述光纤光栅FBG的温度测量灵敏度；微泡F-P腔的腔长受温度和压力的共同影响，表达式为：

ΔL＝K₂ΔP+K₃ΔT

其中，K₂为微泡光纤F-P压力传感器的压力灵敏度，K₃为微泡F-P腔的温度系数；实际压力变化ΔP、温度变化ΔT与光纤光栅FBG中心波长漂移量Δλ、微泡F-P腔的腔长变化量ΔL的关系为：

根据上式，获取光纤光栅FBG的中心波长漂移量则得出微泡光纤F-P压力传感器的实际压力变化以及温度变化，从而得到人体内有创压力及温度参数。

本发明的有益效果是：通过光纤传输信号，使得该传感器具有很强的抗电磁干扰能力；并且通过设置的微泡F-P腔，直接将传感器所受压力变化转化为形变量，相较于常规的弹性体转换机构，提高了检测灵敏度并减小了尺寸；通过设置光纤光栅FBG，消除了温度对检测结果的影响；

进一步地，通过采取石英材料的单模光纤和多模光纤，使得光纤结构容易加工；

进一步地，通过采用毛细玻璃管作为内管，不锈钢管作为外管，使得微泡光纤F-P压力传感器具有良好的生物兼容性。

附图说明

图1是本发明一实施例的检测系统示意图

图2是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器结构示意图；

图3是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第一步制备流程图；

图4是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第二步制备流程图；

图5是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第三步制备流程图；

图6是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第四步制备流程图；

图7是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第五步制备流程图；

图8是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器的第六步制备流程图；

图9是本发明一实施例微泡光纤F-P压力传感器受压形变的工作原理图；

图中：101-用于颅内压测量的微泡光纤F-P压力传感器，102-用于血压测量的微泡光纤F-P压力传感器，103-解调仪，104-上位机，201-单模光纤，202-多模光纤，203-光纤光栅FBG，204-粘结剂，205-内管，206-微泡F-P腔，207-外管。

具体实施方式

为使本公开实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本公开实施例的附图，对本公开实施例的技术方案进行清楚、完整地描述。显然，所描述的实施例是本公开的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于所描述的本公开的实施例，本领域普通技术人员在无需创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本公开保护的范围。

参见图1、图2，一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，该系统包括：

微泡光纤F-P压力传感器，用于检测人体血液或颅内的压力，包括用于颅内压测量的微泡光纤F-P压力传感器101以及用于血压测量的微泡光纤F-P压力传感器102；

解调仪103，与所述微泡光纤F-P压力传感器连接，用于接收微泡光纤F-P压力传感器输出的光信号，并对其进行解调转化为电信号；

上位机104，与解调仪103连接，用于接收解调仪103输出的电信号，显示人体血液或颅内的压力情况；

其中，微泡光纤F-P压力传感器包括相互连接的单模光纤201和多模光纤202，单模光纤201通过光纤跳线与解调仪103连接，且设置有光纤光栅FBG203；多模光纤202一端与单模光纤201连接，另一端设置有微泡F-P腔206；由单模光纤201和多模光纤202构成的光纤结构固定于内管205中；内管固定于外管207中；

当所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔206的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔206的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔206内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔206的腔长变化量，R为微泡F-P腔206内径，t为微泡F-P腔206壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔206横截面所夹锐角，E为多模光纤202的杨氏模量，ν为多模光纤202的泊松比。

进一步地，单模光纤201和多模光纤202均为石英材质，便于进行加工处理。

进一步地，参见图3，单模光纤201与多模光纤202连接方式如下：

将单模光纤201和多模光纤202固定在一光纤熔接机的固定端，利用光纤熔接机的电极放电使单模光纤201和多模光纤202相互熔接。

进一步地，微泡F-P腔206形成方法如下：

参见图4，将多模光纤202远离单模光纤201的一端使用光纤切割机切平，以减短多模光纤202的长度；参见图5，将切平的一端浸入40％氢氟酸溶液中，浸泡20分钟，至多模光纤202纤芯处形成凹陷；

参见图6，随后将连接的多模光纤202和单模光纤201放入光纤熔接机，并夹持住单模光纤201一端，电极调整放电时间和强度后在多模光纤202凹陷一端放电，直至形成微泡F-P腔206。

进一步地，内管205为毛细玻璃管，外管207为不锈钢管，使微泡光纤F-P压力传感器具有良好的生物兼容性；本实施例中内管205的尺寸为外径250μm，内径128μm。

进一步地，所述光纤结构与内管205固定方式如下：

参见图7，在内管205一端的内侧涂抹粘结剂204，将单模光纤201一端由此端套入内管205，使粘结剂204均匀地粘接在微泡F-P腔206的底部，并在内管205的另一端使用粘结剂204固定单模光纤201；待粘结剂204固化后利用电极放电焊接微泡F-P腔206与内管205。

进一步地，光纤光栅FBG203在内管205中呈松弛状态，以避免受到应变影响。

进一步地，参见图8，微泡F-P腔206的顶端距离外管207一端的端面缩进设置2mm，以避免微泡F-P腔206受到破坏。

一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统实现的人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法，该方法具体为：

参见图9，当所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔206的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔206的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔206内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔206的腔长变化量，R为微泡F-P腔206内径，t为微泡F-P腔206壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔206横截面所夹锐角，E为多模光纤202的杨氏模量，ν为多模光纤202的泊松比；

利用相位解调方法，得到微泡F-P腔206的腔长变化量与光的特征参量的对应关系；具体采用宽带光源进行相位解调，微泡光纤F-P压力传感器输出光谱I(λ)表示为：

I(λ)＝a(λ)+b(λ)cos(Φ)

式中a(λ)为系统背景光信号，b(λ)为白光干涉信号的对比度，Φ为干涉光谱的相位，Φ表示为：

对应波长λ₁和波长λ₂的相位差ΔΦ表示为：

归一化干涉光谱中某个特定级次m的波谷λ_m满足条件：

微泡F-P腔206的腔长与干涉光谱的波长与相位关系如下：

其中，L为微泡F-P腔206的腔长，λ为干涉光谱波长，为干涉光谱相位，m为单一波峰的干涉级次；干涉级次m表示为：

通过光纤光栅FBG203的中心波长漂移与温度变化的关系，实现对微泡光纤F-P压力传感器的温度补偿；光纤光栅FBG203同时受到应变和温度变化的影响，光纤光栅FBG203中心波长漂移与温度和应变变化的关系为：

其中，Δλ是光纤光栅FBG203中心波长的变化量，λ是光纤光栅FBG203在自然状态下的中心波长，ρ_e是有弹光系数，Δε是光纤光栅FBG203的应变变化量，α是光纤光栅FBG203的热膨胀系数，η是热光系数，ΔT是温度变化量；光纤光栅FBG203中心波长漂移与温度变化关系表示为：

Δλ＝K₁ΔT

其中，常数K₁＝λ(α+η)为光纤光栅FBG203的温度测量灵敏度；微泡F-P腔206的腔长受温度和压力的共同影响，表达式为：

ΔL＝K₂ΔP+K₃ΔT

其中，K₂为微泡光纤F-P压力传感器的压力灵敏度，K₃为微泡F-P腔206的温度系数；实际压力变化ΔP、温度变化ΔT与光纤光栅FBG203中心波长漂移量Δλ、微泡F-P腔206的腔长变化量ΔL的关系为：

根据上式，获取光纤光栅FBG203的中心波长漂移量则得出微泡光纤F-P压力传感器的实际压力变化以及温度变化，从而得到人体内有创压力及温度参数。

以上所述仅为本发明的实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构或等效流程变换，或直接或间接运用在其它相关的技术领域，均同理包括在本发明的专利保护范围内。

Claims (7)

1.一种人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：该系统包括：

微泡光纤F-P压力传感器，用于检测人体血液或颅内的压力；

解调仪，与所述微泡光纤F-P压力传感器连接，用于接收微泡光纤F-P压力传感器输出的光信号，并对其进行解调转化为电信号；

上位机，与所述解调仪连接，用于接收解调仪输出的电信号，显示人体血液或颅内的压力情况；

其中，微泡光纤F-P压力传感器包括相互连接的单模光纤和多模光纤，所述单模光纤通过光纤跳线与所述解调仪连接，且设置有光纤光栅FBG；所述多模光纤一端与单模光纤连接，另一端设置有微泡F-P腔；由单模光纤和多模光纤构成的光纤结构固定于内管中；内管固定于外管中；

当所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔的腔长变化量，R为微泡F-P腔内径，t为微泡F-P腔壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔横截面所夹锐角，E为多模光纤的杨氏模量，v为多模光纤的泊松比；

所述单模光纤与多模光纤连接方式如下：

将所述单模光纤和多模光纤固定在一光纤熔接机的固定端，利用光纤熔接机的电极放电使单模光纤和多模光纤相互熔接；

所述微泡F-P腔形成方法如下：

将多模光纤远离单模光纤的一端使用光纤切割机切平，以减短多模光纤的长度，并将切平的一端浸入氢氟酸溶液中，至多模光纤纤芯处形成凹陷；

随后将连接的多模光纤和单模光纤放入光纤熔接机，并夹持住单模光纤一端，电极调整放电时间和强度后在多模光纤凹陷一端放电，直至形成微泡F-P腔。

2.根据权利要求1所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：所述单模光纤和多模光纤均为石英材质，便于进行加工处理。

3.根据权利要求1所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：所述内管为毛细玻璃管，所述外管为不锈钢管，使微泡光纤F-P压力传感器具有良好的生物兼容性。

4.根据权利要求1所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：所述光纤结构与内管固定方式如下：

在内管一端的内侧涂抹粘结剂，将单模光纤一端由此端套入内管，使粘结剂均匀地粘接在微泡F-P腔的底部，并在内管的另一端使用粘结剂固定单模光纤；待粘结剂固化后利用电极放电焊接微泡F-P腔与内管。

5.根据权利要求1所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：所述光纤光栅FBG在内管中呈松弛状态，以避免受到应变影响。

6.根据权利要求1所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统，其特征在于：所述微泡F-P腔的顶端距离所述外管一端的端面缩进设置2～2.5mm，以避免微泡F-P腔受到破坏。

7.根据权利要求1-6任一所述的人体有创压力温度多参量实时光纤检测系统实现的人体有创压力温度多参量实时光纤检测方法，其特征在于：该方法具体为：

当所述微泡光纤F-P压力传感器置于人体内时，因受到压力影响，微泡F-P腔的腔长发生变化，微泡光纤F-P压力传感器外部压力与微泡F-P腔的腔长关系如下：

式中，ΔP为微泡光纤F-P压力传感器外部所受压力与微泡F-P腔内部压力的压力差，ΔL为微泡F-P腔的腔长变化量，R为微泡F-P腔内径，t为微泡F-P腔壁厚，θ为外界压力方向与微泡F-P腔横截面所夹锐角，E为多模光纤的杨氏模量，v为多模光纤的泊松比；

利用相位解调方法，得到微泡F-P腔的腔长变化量与光的特征参量的对应关系；具体采用宽带光源进行相位解调，微泡光纤F-P压力传感器输出光谱I(λ)表示为：

I(λ)＝a(λ)+b(λ)cos(Φ)

式中a(λ)为系统背景光信号，b(λ)为白光干涉信号的对比度，Φ为干涉光谱的相位，Φ表示为：

对应波长λ₁和波长λ₂的相位差ΔΦ表示为：

归一化干涉光谱中某个特定级次m的波谷λ_m满足条件：

微泡F-P腔的腔长与干涉光谱的波长与相位关系如下：

其中，L为微泡F-P腔的腔长，λ为干涉光谱波长，为干涉光谱相位，m为单一波峰的干涉级次；干涉级次m表示为：

通过光纤光栅FBG的中心波长漂移与温度变化的关系，实现对微泡光纤F-P压力传感器的温度补偿；光纤光栅FBG同时受到应变和温度变化的影响，光纤光栅FBG中心波长漂移与温度和应变变化的关系为：

其中，Δλ是光纤光栅FBG中心波长的变化量，λ是光纤光栅FBG在自然状态下的中心波长，ρ_e是有弹光系数，Δε是光纤光栅FBG的应变变化量，α是光纤光栅FBG的热膨胀系数，η是热光系数，ΔT是温度变化量；光纤光栅FBG中心波长漂移与温度变化关系表示为：

Δλ＝K₁ΔT

其中，常数K₁＝λ(α+η)为所述光纤光栅FBG的温度测量灵敏度；微泡F-P腔的腔长受温度和压力的共同影响，表达式为：

ΔL＝K₂ΔP+K₃ΔT

其中，K₂为微泡光纤F-P压力传感器的压力灵敏度，K₃为微泡F-P腔的温度系数；实际压力变化ΔP、温度变化ΔT与光纤光栅FBG中心波长漂移量Δλ、微泡F-P腔的腔长变化量ΔL的关系为：

根据上式，获取光纤光栅FBG的中心波长漂移量则得出微泡光纤F-P压力传感器的实际压力变化以及温度变化，从而得到人体内有创压力及温度参数。