CN107137085A - 一种呼吸状态检测方法及无线无源的柔性声表面波传感器 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种呼吸暂停检测方法及声表面波传感器，涉及检查呼吸器官的测量装置，呼吸暂停检测方法包括发射步骤、接收步骤及处理步骤；发射步骤包括向贴于被测对象鼻子下方的声表面波传感器发送射频脉冲，声表面波传感器包括用于接收射频脉冲的天线、压电基体及制备在压电基体上的叉指电极与声表面波反射栅，叉指电极与天线电连接；接收步骤包括接收由所述天线反馈的射频信号；处理步骤包括从反馈的射频信号中提取表征呼吸状态的信息。本发明的呼吸暂停检测方法操作简单，所采用的无线无源的柔性声表面波传感器无需电源供电及连线，整个装置重量小，十分轻便，无需电源供电，更加安全可靠，适合家庭使用。

Description

一种呼吸状态检测方法及无线无源的柔性声表面波传感器

技术领域

本发明涉及检查呼吸器官的测量装置，具体地说，涉及一种基于无线无源的声表面波传感器的呼吸状态检测方法及无线无源的柔性声表面波传感器。

背景技术

近年来，呼吸睡眠疾病逐渐引起人们的关注和重视，相关数据表明，成年人群体中，呼吸睡眠疾病的患病率为2％～4％。我国人口基数大，失眠人口总数接近3亿。

阻塞性睡眠呼吸暂停综合征是一种最为常见的呼吸睡眠疾病，是由上呼吸道全部或部分阻塞造成的。其临床表现为睡眠过程中出现超过10s的阶段性呼吸暂停。阻塞性睡眠呼吸暂停综合征可导致高血压、冠心病、糖尿病和脑血管疾病等并发症，甚至出现夜间猝死的情况，患者由于失眠导致精神状态不佳，极易发生交通事故。为了及早发现并治疗阻塞性睡眠呼吸暂停综合征等呼吸睡眠疾病患者，可以在人们睡眠时对身体进行呼吸暂停检测。

呼吸暂停检测方法通常有：1)通过经典多导睡眠图仪进行监测；2)通过全电脑无纸记录的多导睡眠图进行监测；3)通过睡眠过程中的脑电信号监测，即动态脑电图进行监测。但这些检测方式用到的仪器都十分庞大，且昂贵，多用在医院检查中，不适合平时家庭使用。

公开号为CN101822542A的专利文献公开了一种胸腹呼吸检测器，将压电陶瓷片束缚在胸部，被测对象呼吸时胸腔体积发生变化，进而造成压电陶瓷片表面压力变化，压电陶瓷片将压力信号转换为电信号，并通过导线输出。该方法虽然轻便灵活了许多，但固定带有较强的束缚感，且传输线也会影响到被测对象的活动。

公开号为CN101917903A中国专利文献公开了一种呼吸暂停检测器，包括：电容型传感器，适用于从对象的运动中(例如对象的呼吸模式)检测可变的电容，以及检测器单元，与所述传感器通信；该检测器单元用于接收来自所述电容型传感器的电信号，该电信号是对所述可变电容的指示；当所接收的电信号指示呼吸暂停的征兆时，该检测器单元也用于发出警示信号；所述检测器单元附着到对象的衣物，例如尿布。该检测器采用种电容式传感器对人体呼吸进行检测，需要电池进行供电，还需要电源供电，极易出现电池电量不足而没有及时更换，导致信息无法采集到。

发明内容

本发明的目的为提供一种基于无线无源的声表面波传感器的呼吸状态检测方法，便于对人体呼吸状态进行监控的同时，降低对被测对象睡眠的影响；

本发明的另一目的为提供一种适于上述检测方法使用的柔性声表面波传感器。

为了实现上述目的，本发明提供的呼吸状态检测方法包括发射步骤、接收步骤及处理步骤；发射步骤包括向贴于被测对象鼻子下方的声表面波传感器发送射频脉冲，声表面波传感器包括用于接收射频脉冲的天线、压电基体及制备在压电基体上的叉指电极与声表面波反射栅，叉指电极与天线电连接；接收步骤包括接收由所述天线反馈的射频信号；处理步骤包括从反馈的射频信号中提取表征呼吸状态的信息。

上述技术方案中，由于采用带有天线的声表面波器件作为检测传感器，只需将该传感器贴在被检测者的鼻子下，无需向其提供电源及信号连接线，即为无线无源，从而在检测过程中，将对被检测者睡眠的影响降低；此外，该检测采用器件体积小、成本低，且操作方法简单，适合家庭平时使用；由于该传感器的换能器为设有声表面波反射栅的单端叉指换能器，其对呼吸所引起环境变化检测灵敏度高，且便于从反馈信号中提起表征呼吸状态的信息。

具体的方案为处理步骤包括：提取射频信号的特征信息，特征信息包括谐振频率、回波损耗或相位；从特征信息中提取表征呼吸状态的信息。

压电基体的声速对温度、湿度、压力等环境因素十分敏感。人体从鼻子呼出的气体温度高于声表面波传感器温度，且含有很多水汽，因此会导致压电基体的声速变化，从而改变压电基体上的声波信号的谐振频率、回波损耗和相位，使声波信号携带上呼吸信息。当人体吸气时，压电基体表面的温度和湿度与周围环境一样，压电基体声波信号的谐振频率、回波损耗和相位恢复到原来水平。当被测对象呼吸停止时，压电基体声波信号的谐振频率、回波损耗和相位不会发生变化。使得声表面波传感器具有很好的灵敏性、响应恢复速度和重复性。

进一步具体的方案为表征呼吸状态的信息至少包括呼吸速率、呼吸暂停时间及呼吸暂停次数中的一者。

优选的方案为贴于不同被检测对象上的声表面波传感器的声表面波反射栅的设置位置和/或条数不同；在处理步骤中，还包括从反馈的射频信号中提取表征不同位置和/或条数的声表面波反射栅的时域信息。

当反射栅与叉指电极之间的距离不同或反射栅的数量不同时，从反馈信号中提取的时域信息不同，从而可对不同被测对象的反馈信号进行区分，即可对其进行编码，以实现对多名被检测对象进行同时监测，有效降低共同检测的设备成本。

为了实现上述另一目的，本发明提供的柔性声表面波传感器包括柔性衬底、压电基体及制备在压电基体上的叉指电极，压电基体为沉积在柔性衬底上的柔性压电薄膜；压电薄膜上制备有声表面波反射栅及与叉指电极电连接的天线。

上述技术方案中，在具有叉指电极的压电薄膜上制备反射栅及与叉指电极电连接的天线，在用其作为传感器进行检测过程中，只需使用射频读取器向其发射射频脉冲信号，天线接收到射频脉冲信号后并传递给叉指电极，继而传递给压电薄膜，压电薄膜产生逆压电效应而将射频脉冲信号转换成声表面波，在压电薄膜中传播的声表面波遇到声表面波反射栅后反射回，迫使压电薄膜产生正压电效应而将反射波转换成电信号，即反馈信号，再由叉指电极传递给天线并由天线将该反馈信号传回到射频读取器，射频读取器对反馈信号进行接收从而可实现无线无源的检测；而压电薄膜周围环境变化会改变其反馈信号中谐振频率、回波损耗或相位的信息，从而利用其进行检测周围环境变化，比如，将其贴合在被测对象鼻子下方的皮肤，被测对象的呼吸气流会改变压电薄膜上的声波信号，使声波信号携带上呼吸信息，可以利用其对被测对象的呼吸状态进行检测，此外，采用柔性衬底，便于与被测对象鼻子下方皮肤的贴合。

具体的方案为声表面波反射栅为制备在压电薄膜上的金属条，金属条位于声表面波的传播路径上且与其传播方向正交。

另一个具体的方案为声表面波反射栅的宽度与叉指电极的指宽相同，声表面反射栅与叉指电极间的距离大于声表面波在0.5微秒内的行程。

另一个具体的方案为声表面波反射栅的数量为两条以上，相邻两条反射栅间的间距大于压电薄膜的声速与信号脉宽的乘积。

另一个具体的方案为压电薄膜的表面上沉积一层湿度/温度敏感膜。加上一层湿度/温度敏感膜使得声表面波传感器的灵敏度大大提高。

再一个具体的方案为柔性衬底的厚度为10～10000微米，压电薄膜的厚度为1～10000微米，叉指电极的厚度为10～3000纳米。

与现有技术相比，本发明的有益效果为：

本发明基于无线无源的声表面波传感器的呼吸状态检测方法操作简单，所采用的声表面波传感器无需电源供电及信号线，整个装置重量小，十分轻便，更加安全可靠，适合家庭平时使用。此外，所采用的柔性无线无源传感端尺寸小，质量轻，测试过程中几乎不会对被测对象造成影响。

附图说明

图1为本发明实施例中呼吸状态检测方法的工作流程图；

图2为本发明实施例中无线无源的柔性声表面波传感器；

图3为本发明实施例中呼吸状态检测方法的过程示意图；

图4为本发明实施例中在不同呼吸情况下反馈信号中谐振频率波形图，其中图4(a)为被测对象正常呼吸情况下波形图，图4(b)是被测对象模拟呼吸暂停综合征情况下波形图；

图5为本发明实施例中在不同呼吸情况下反馈信号中回波损耗波形图，其中，图5(a)为被测对象正常呼吸情况下波形图，图5(b)是被测对象模拟呼吸暂停综合征情况下波形图。

具体实施方式

以下结合实施例及其附图对本发明作进一步说明。

实施例

参见图1，基于无线无源的声表面波传感器的呼吸状态检测方法包括发射步骤S1、接收步骤S2和处理步骤S3。

发射步骤S1，参见图2和图3，通过射频读取器6向贴于被测对象鼻子下方的声表面波传感器10发送射频脉冲信号。

射频读取器6既包括射频收发模块、信号处理模块与检测结果显示模块，便于使用；当然，也可将信号处理模块及检测结果显示模块与射频收发模块相分离设置，且二者间无线通讯连接，以根据观察需要而设置在不同位置处。

声表面波传感器10包括柔性衬底1、柔性的压电薄膜2、叉指电极4、天线5及制备在压电薄膜2上的4条声表面波反射栅3，叉指电极4与天线5电连接，射频读取器6与声表面波传感器通过天线5进行信号传递。

柔性衬底1由厚度200微米的聚酰亚胺(PI)制成，在聚酰亚胺(PI)衬底上沉积一层约3微米厚的(0002)取向的ZnO作为压电薄膜2，构成本实施例的压电基体。通过光刻剥离技术，在压电薄膜2上制备叉指电极4、声表面波反射栅3和天线5，天线5为平面天线，有效减小了传感器的尺寸和质量，声表面波反射栅3的宽度与叉指电极2的指宽相同，相邻两条声表面波反射栅3间的间距大于压电薄膜2的声速与信号脉宽的乘积，且第一根声表面波反射栅与叉指电极4间的距离等间距且大于声表面波在0.5微秒内的行程。本实施例中，叉指电极4的宽度和间距均为2.28微米，声表面波反射栅3的宽度也为2.28微米，第一根声表面波反射栅与叉指电极4之间的距离为1mm，本实施例的声表面波传感器的谐振频率为170.94MHz，整个传感器的厚度为几百微米，长宽均在1厘米以下。

被测对象的呼气状态和吸气状态表现为声表面波检测传感器不同的谐振频率、回波损耗和相位。由于ZnO表面对温度、湿度、压力等环境因素十分敏感，人体鼻子呼出的气体温度高于器件温度，且含有很多水汽，呼出气体会明显改变ZnO压电薄膜的谐振频率、回波损耗和相位，因此采用ZnO材料制作的压电薄膜使得声表面波传感器可以很灵敏地检测出被测对象的呼吸情况。

此外，在压电薄膜2的表面沉积一层湿度/温度敏感膜也可增强声表面波传感器的灵敏度。以氧化石墨烯薄膜湿度敏感层为例，声表面波检测传感器的灵敏度随着氧化石墨烯薄膜湿度敏感层厚度的增加而增加，无湿度/温度敏感膜时，声表面波检测传感器的灵敏度是7.21kHz/5％RH，加了80nm厚的氧化石墨烯薄膜湿度敏感层后，声表面波检测传感器的灵敏度是55kHz/5％RH，氧化石墨烯薄膜湿度敏感层为120nm时，声表面波检测传感器的灵敏度是58.12kHz/5％RH，氧化石墨烯薄膜湿度敏感层为250nm时，声表面波检测传感器的灵敏度是97.29kHz/5％RH，从中可以看出，灵敏度随着厚度增加而增加。

除了本实施例中采用的材料外，柔性衬底1的材料还可以是聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚偏二氟乙烯(PVDF)、添加PbTiO3的聚偏二氟乙烯(PVTF)或其它介电聚合物中的一种，其厚度可选自10～10000微米。压电薄膜2的材料还可以是氮化铝(AlN)、锆钛酸铅(PZT)、聚偏二氟乙烯(PVDF)、添加PbTiO3的聚偏二氟乙烯(PVTF)或其它压电聚合物中的一种，其厚度可选自1～10000微米。

叉指电极4的材料可以是铜(Cu)、银(Ag)、铝(Al)、金(Au)、铂金(Pt)、钨(W)、碳纳米管、石墨烯或其它导电性能良好的金属或非金属材料中的一种，其厚度可选自10～3000纳米。

湿度/温度敏感膜的材料可以是纳米材料如石墨烯，碳纳米管，ZnO、TiO2、金属纳米材料等，也可以是聚合物薄膜如poly vinylpyrrolidone(PVP)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚丙烯酰胺(PAM)等。湿度/温度敏感膜的材料可以是其中的一种，也可以是几种的化合物。

具体工作时，射频读取器6发射一段射频脉冲信号后，天线5接收到射频脉冲信号并传递给叉指电极4，在叉指电极4两端产生交变电压，由于压电薄膜2的逆压电效应，将电能转换为声能，即将射频读取器6发出的射频脉冲信号转换成声波信号，被测对象的呼吸气流会改变压电薄膜2上的声波信号的谐振频率、回波损耗和相位特性发生变化，使声波信号携带上呼吸信息。当声波信号传播至声表面波反射栅3时，声波的部分能量会被声表面波反射栅3反射回叉指电极4，由于压电薄膜2的正压电效应，将声能转换为电能输出，即将带有呼吸信息的声波信号转换成反馈信号，并由天线5将该反馈的射频信号传回射频读取器6。

通过将声表面波反射栅设置在压电薄膜2上的不同位置来对声表面波传感器进行编码，即通过控制反射栅与叉指电极4间的间距来实现，不同编码的声表面波传感器在时域上可以很清晰地被区分出来，因此可以通过设置不同的编码来实现对多名成员进行实时监测，大大降低了多名成员共同使用的成本，适合于拥有多名呼吸暂停综合征病人的家庭，疗养院，病房等的应用。

除了本实施例中设置多条声表面波反射栅外，也可设置成一条声表面波反射栅，为了达到多人使用的目的，只需将一条声表面波设置在压电薄膜2上的不同位置即可，当压电薄膜2的某处有声表面波反射栅3时，声波会被部分反射回叉指电极4，产生一个回波信号。因为不同的声表面波传感器上的声表面波反射栅与叉指电极4之间的距离不同，所以各反射栅产生的回波信号回到叉指电极4的时间也不同，可以通过检测传感器的时域参数来获得各反射栅的回波信号。

此外，也可以通过在不同的声表面波传感器上设置不同数量的声表面波反射栅来对声表面波进行编码，以达到同样的目的。

接收步骤S2，通过射频读取器6接收从天线发出的射频信号。

处理步骤S3，通过射频读取器6从反馈信号中读取声表面波传感器的传输特性及变化，比如谐振频率、回波损耗或相位，提取表征呼吸状态的信息，包括呼吸速率、呼吸暂停时间及呼吸次数，也直接提取谐振频率、回波损耗或相位随时间变化的波形图作为表征呼吸状态的信息，通过对呼吸气状态持续时间的分析判定被测对象有无呼吸暂停症状。

由于表面波传感器的回波损耗恢复速度更快，每次吸气时，回波损耗都能恢复到原来水平，更适于用来检测阻塞性睡眠呼吸暂停综合征等呼吸疾病。

本发明的发明人对声表面波传感器的谐振频率和回波损耗进行了对比，图4为在不同呼吸情况下柔性声表面波传感器的压电基体的谐振频率变化图，图5为在不同呼吸情况下柔性声表面波传感器的压电基体的回波损耗变化图。

图4(a)为被测对象正常呼吸情况下，柔性声表面波传感器谐振频率变化图，点A是被测对象呼气前传感器的谐振频率，点B是被测对象呼气后传感器的谐振频率，被测对象呼出的气体会让传感器的谐振频率明显下降，吸气时声表面波的谐振频率又会升高。图4(b)是被测对象模拟呼吸暂停综合征情况下，柔性声表面波传感器谐振频率变化图，被测对象在点C和点D处刻意停止呼吸，声表面波传感器的谐振频率不再大幅波动。

图5(a)为被测对象正常呼吸情况下，柔性声表面波传感器回波损耗变化图，点E是被测对象呼气前传感器的回波损耗，点F是被测对象呼气后传感器的回波损耗。被测对象呼出的气体会让声表面波传感器的回波损耗明显变化，吸气时声表面波的回波损耗恢复到原来水平。图5(b)是被测对象模拟呼吸暂停综合征情况下，柔性声表面波传感器回波损耗变化图，被测对象在点G和点H处刻意停止呼吸，声表面波传感器的回波损耗不再大幅波动。

图4中谐振频率恢复的速度还不够快，虽然吸气时谐振频率会上升，但无法及时恢复到原来水平。由图4和图5对比可以看出，声表面波传感器的回波损耗恢复速度更快，每次吸气时，回波损耗都能恢复到原来水平，更适于用来检测阻塞性睡眠呼吸暂停综合征等呼吸疾病。

对于本发明中声表面波传感器中的压电基体也可选自硬质的压电晶体块，比如铌酸锂(LiNbO₃)晶体块、LiTaO3晶体块、LGS晶体块、SGG晶体块、NCG晶体块等，并可将天线制备在柔性衬底上。

Claims (10)

1.一种基于无线无源的声表面波传感器的呼吸状态检测方法，其特征在于，包括：

发射步骤，向贴于被测对象鼻子下方的声表面波传感器发送射频脉冲，所述声表面波传感器包括用于接收所述射频脉冲的天线、压电基体及制备在所述压电基体上的叉指电极与声表面波反射栅，所述叉指电极与所述天线电连接；

接收步骤，接收由所述天线反馈的射频信号；

处理步骤，从反馈的射频信号中提取表征呼吸状态的信息。

2.根据权利要求1所述的呼吸状态检测方法，其特征在于，所述处理步骤包括：

提取射频信号的特征信息，所述特征信息包括谐振频率、回波损耗或相位；

从所述特征信息中提取表征呼吸状态的信息。

3.根据权利要求2所述的呼吸状态检测方法，其特征在于：

表征呼吸状态的信息至少包括呼吸速率、呼吸暂停时间及呼吸暂停次数中的一者。

4.根据权利要求1至3任一项权利要求所述的呼吸状态检测方法，其特征在于：

贴于不同被检测对象上的声表面波传感器的声表面波反射栅的设置位置和/或条数不同；

在所述处理步骤中，还包括从反馈的射频信号中提取表征不同位置和/或条数的声表面波反射栅的时域信息。

5.一种无线无源的柔性声表面波传感器，包括柔性衬底、压电基体及制备在所述压电基体上的叉指电极，其特征在于：

所述压电基体为沉积在所述柔性衬底上的柔性的压电薄膜；

所述压电薄膜上制备有声表面波反射栅及与所述叉指电极电连接的天线。

6.根据权利要求5所述的柔性声表面波传感器，其特征在于：

所述声表面波反射栅为制备在所述压电薄膜上的金属条，所述金属条位于声表面波的传播路径上且与其传播方向正交。

7.根据权利要求5所述的柔性声表面波传感器，其特征在于：

所述声表面波反射栅的宽度与所述叉指电极的指宽相同，所述声表面反射栅与所述叉指电极间的距离大于声表面波在0.5微秒内的行程。

8.根据权利要求5所述的柔性声表面波传感器，其特征在于：

所述声表面波反射栅的数量为两条以上，相邻两条反射栅间的间距大于所述压电薄膜的声速与信号脉宽的乘积。

9.根据权利要求5所述的柔性声表面波传感器，其特征在于：

所述压电薄膜的表面上沉积一层湿度/温度敏感膜。

10.根据权利要求5所述的柔性检测传感器，其特征在于：

所述柔性衬底的厚度为10～10000微米，所述压电薄膜的厚度为1～10000微米，所述叉指电极的厚度为10～3000纳米。