CN110840419A - 一种基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法 - Google Patents

Abstract

本发明属于生理信号检测技术领域，具体为一种基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法。本发明方法中，将单芯光纤粘贴于手腕桡动脉下段处，并通过充气腕带在桡动脉下段处施加一定的压力，采用光纤干涉系统将脉搏波探测出来；光纤干涉系统采用相位调制型光纤干涉光路，利用被测参量对光学敏感元件的作用，使敏感元件的折射率、传感常数或光强发生变化，使光的相位随被测参量而变，然后用干涉仪进行解调，即得到被测参量的信息，并于软件平台上显示脉搏波信号。本发明采用相位调制型光纤干涉光路结构，测量不受外界环境变化影响，使得测量设备稳定地获得高信噪比的信号。本发明方法可广泛应用于生理信号检测、光纤传感和信号处理领域。

Description

一种基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法

技术领域

本发明属于生理信号检测技术领域，具体涉及一种人体脉搏波测量方法。

背景技术

脉搏波是由心脏跳动产生的一种压力波。脉搏波的传播是伴随着血液的流动向前传播的，在传播过程中将会受到血液流经的动脉及器官的作用，比如血管的阻力、血管壁弹性、血液粘稠度等的影响。因此经过身体的器官与组织后输出的脉搏波波形将会携带生理及病理信息。在人体体表动脉可以测量得到脉搏波波形信息。传统的非侵入式的脉搏波获取方法主要是通过传感器检测体表动脉产生的压力波或血液容积的变化。

目前测量脉搏波的常用方法有压电式传感器直接测量法和光电容积测量法。压电传感器测量得到的信号实质上是该段血管上的压力信号，而光电容积法测量得到的信号，是流经该段血管的血液容积信号，因此这两种方法测量原理不同，测量对象也不同。从原理上来说，压电式测量法测到的是力的变化情况，因此与中医搭脉时手指上所感觉到的波形更加一致。但是，由于压电传感器本身材料所无法克服的缺点，将其做成可穿戴设备上的微型传感器并不合适。光电容积测量法的原理是：用一定波长的光照射到人体指端表面，一部分光束被吸收，一部分将通过反射传送到光电传感器，受皮肤肌肉组织和血液的吸收衰减，光电传感器接收到的光电强度会有一定程序的减弱。当人体心脏收缩时，外周血管扩张，血容量最大，光吸收最强，此时检测到的光信号强度最小，当心脏舒张时，外周血管收缩，血容量最小，光吸收最弱，因此检测到的光信号强度最大。光电传感器接收到的反射光信号强度随心脏搏动呈现脉动性变化，将此光强度变化信号转换成电信号，再经过放大后即可反映外周血管血液量随心脏搏动的变化。

光纤传感器具有的体积小、无源、抗电磁干扰、具有良好的生物相容性等优点，在生物医学检测领域具有极大的应用潜力。近年来随着光纤传感技术的发展，国内外提出了基于光纤光栅测量脉搏波的方法，光纤光栅声传感器是利用光栅的波长调制原理，通过检测波长的变化来测量压力信号，但是光栅对温度很敏感，对信号检测的要求和成本都较高。

发明内容

本发明的目的在于提供一种适用性强、可靠性好的人体脉搏波的方法。

本发明提出的人体脉搏波的方法，是基于单芯光纤探测技术的，由于桡动脉下段仅被皮肤和筋膜遮盖，是临床触摸脉搏的部位，因此将单芯光纤粘贴于手腕桡动脉下段处，并通过充气腕带在桡动脉下段处施加一定的压力，采用光纤干涉结构将脉搏波探测出来。

本发明采用相位调制型光纤干涉光路，其原理是利用被测参量对光学敏感元件的作用，使敏感元件的折射率、传感常数或光强发生变化，从而使光的相位随被测参量而变，然后用干涉仪进行解调，即可得到被测参量的信息。将采集到的信号传入计算机中并于软件平台上显示脉搏波信号。

本发明所述的光纤粘贴方法，如下图1所示。将单芯光纤粘贴于手腕桡动脉下段处，并通过充气腕带在桡动脉下段处施加一定的压力，采用光纤干涉结构将脉搏波探测出来。图2为单芯光纤粘贴于桡动脉下段处照片。

本发明用光纤干涉结构实现脉搏波信号测量，可用迈克尔逊(Michelson)干涉仪、马赫-曾德尔(Mach-Zenhder)干涉仪、萨格纳克(Sagnac)干涉仪以及各干涉仪之间混合组成的干涉仪结构，包括Sagnac和Mach-Zenhder、Sagnac和Michelson、Sagnac和Sagnac、环状和另一不同环状等混合组成的干涉仪结构实现。

本发明方法所用的光纤干涉系统示意图如图3所示。它包括：激光器1，3×3光纤耦合器2，光纤耦合器2有5个端口3、4、5、6、7。光纤传感臂8，光纤参考臂9、法拉第旋转镜11、法拉第旋转镜12，光电探测器13和信号处理终端14，光纤传感臂8与光纤参考臂9的长度相等。光路结构是：激光器1发出的光由光纤耦合器2的端口3进入光纤耦合器2，经过分光，光纤耦合器2端口6的分光经过光纤传感臂8，在10处感应脉搏波信号波动，再通过法拉第旋转镜11反射，在10处再次感应脉搏波信号波动，之后光通过光纤耦合器2的端口6进入光纤耦合器2，形成一路相干光。激光器1发出的光经过光纤耦合器2的另一路分光从光纤耦合器2的端口7发出，再通过光纤参考臂9，之后光通过法拉第旋转镜12反射通过光纤耦合器2的端口7进入光纤耦合器2，形成另一路相干光。两光束在光纤耦合器2中形成干涉，将携带有脉搏波信号特征的光信号由光纤耦合器2的端口4和端口5输出，该输出信号被光电探测器13接收后传送到信号处理终端14。信号处理终端10通过对干涉信号进行分析计算，最终获得脉搏波的跳动频率。

当脉搏波信号作用于光纤时，由于光弹效应的影响，这一段光纤的长度及折射率将会发生改变，导致光信号通过时，其相位发生变化，光纤中传输光相位的变化与受到的脉搏波压力成正比，这就是本方法中用光纤探测脉搏波信号的基本原理。其中光纤受到脉搏波信号作用引起的光相位的调制，主要是由光纤的长度和折射率的变化引起的，即：

其中，β—光波转播常数；ΔL—光纤长度L的变化量；Δn—光纤纤芯折射率的变化。

单模光纤纤芯是沿径向均匀受脉搏波作用，由此，可以推出：

式中，p为均匀受压光纤的轴向应力，Δφ为相位的变化，q_ijkl为弹光系数张量，即上式右端为常数。我们可以得到光信号相位的变化与受到的脉搏波压力成正比，所以当脉搏波信号加强时，光信号的相位的变化也相应变大；反之信号减弱时，光信号相位的变化也相应变小。两者变化呈线性关系，即脉搏波信号能够无失真的录入。经过光纤干涉系统对信号的解调端经过光电转换和放大可以看到经调制后的光在时域上的一些变化，通过信号解调测量出光相位的变化，即可得到相应的脉搏波信号的大小。

根据振动频谱分析原理，任何一个复杂的振动都可以分解为不同频率的简谐振动的叠加。考虑一个单一频率为ω的振动信号，根据上节所述的光弹性效应，相位变化与扰动成正比，假设在时刻t，单一振动角频率ω扰动信号引起的传输光波相位变化为ψ(ω,t)，则：

ψ(ω,t)＝ψ₀sin(ωt) (3)

图3中脉搏波扰动点10离法拉第旋转镜的距离设为L，光往返传输两次的时间为T，则：

T＝2n_effL/c (4)

上式中，n_eff是光纤纤芯等效折射率，c是真空中的光速。

在t+T时刻，单一角频率ω扰动信号引起的传输光波相位变化为：

由于光在t、t+T时刻都经过了两次调制，则由频率为ω的扰动引起的干涉光的相位差为：

可以看出，Δψ(ω,t)与外界扰动信号ψ(ω,t)成正比，对于所有频率的扰动，由于实施的扰动是可叠加的，因此得到：

式中

是总的相位差，Δψ_i(ω,t)即(3)式中Δψ(ω,t)，m_i是由频率为ω的扰动信号幅度大小决定的一个加权系数，不影响最后结论。

在3×3光纤耦合器的输出端口可以得到随时间变化的输出功率为：

其中P_1,2(t)是3×3光纤耦合器的输出端口得到的随时间变化的输出功率，A、B是与输入光功率大小有关的一个常量，φ为整个系统的初始相位(无量纲)，可视为常数，对于3×3光纤耦合器，φ＝2π/3。因此，输出的交流分量只与干涉系统中的相移

有关。

为两路干涉信号的相位差，由上面分析可知，干涉信号的相位差对应着外界振动信号的变化，所以只要将

通过算法还原出来，就可以反映原始振动信号的大小。光电探测器是对光强的转换，相位的变化通过光强的变化表现出来，即对相位进行了余弦调制。通过算法可从两路调相信号中解调出外界振动信号

由此可以看出最后得到的交流光强与外界振动信号成正比，因此可以还原作用于光纤上的脉搏波信号。

图4为光电容积脉搏波传感器采集得到的脉搏波信号，图5为用本方法采集得到的一男性脉搏波信号，可以看出本方法采集的脉搏波信号与光电容积脉搏波传感器采集的信号相似。图6为用本方法采集得到的一女性脉搏波信号，两者在同一时间内脉搏波跳动次数不同，可见本方法具有普适性。

本发明方法也可用于测量人体心率信号。

本发明采用相位调制型光纤干涉光路结构，测量不受外界环境变化影响，使得测量设备稳定地获得高信噪比的信号。本发明方法可实时监测脉搏波信号，感应端不辐射电磁波，不受电磁干扰，不需供电。本发明方法可广泛应用于生理信号检测、光纤传感和信号处理领域。

附图说明

图1是本发明方法示意图。

图2是单芯光纤粘贴于桡动脉下段处照片。

图3是本方法所用的光纤干涉系统示意图。

图4是光电容积脉搏波传感器测得的脉搏波信号。

图5是一男性脉搏波信号。

图6是一女性脉搏波信号。

具体实施方式

在本实施例中，所用的激光器为电子集团总公司44研究所生产的DFB型稳定光源，工作波长1550nm。光纤耦合器为武汉邮电研究院生产的单模光纤耦合器。光电探测器为44所生产的型号为GT322C500的InGaAs光电探测器。所用的光纤为美国生产的“康宁”G.652型单模光纤。光源与干涉系统、干涉系统与探测器的连接方式是FC/APC跳线连接。采用图3的方式连接在一起，采集到的一男性脉搏波信号如图5所示，从波形中可得出：5s内可测得5次脉搏波。图6为一女性脉搏波信号，从波形中可得出，5s内可测得6次脉搏波。由此可得出，本方法可以如实测得脉搏波信号，具有普适性。

Claims (4)

1.一种基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法，其特征在于，将单芯光纤粘贴于手腕桡动脉下段处，并通过充气腕带在桡动脉下段处施加一定的压力，采用光纤干涉系统将脉搏波探测出来；

所述光纤干涉系统采用相位调制型光纤干涉光路，利用被测参量对光学敏感元件的作用，使敏感元件的折射率、传感常数或光强发生变化，从而使光的相位随被测参量而变，然后用干涉仪进行解调，即得到被测参量的信息；将采集到的信号传入计算机中并于软件平台上显示脉搏波信号。

2.根据权利要求1所述的基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法，其特征在于，所述光纤干涉系统包括：激光器1，3×3光纤耦合器2，光纤耦合器2有5个端口3、4、5、6、7；光纤传感臂8，光纤参考臂9、法拉第旋转镜11、法拉第旋转镜12，光电探测器13和信号处理终端14，光纤传感臂8与光纤参考臂9的长度相等；光路结构是：激光器1发出的光由光纤耦合器2的端口3进入光纤耦合器2，经过分光，光纤耦合器2端口6的分光经过光纤传感臂8，在10处感应脉搏波信号波动，再通过法拉第旋转镜11反射，在10处再次感应脉搏波信号波动，之后光通过光纤耦合器2的端口6进入光纤耦合器2，形成一路相干光；激光器1发出的光经过光纤耦合器2的另一路分光从光纤耦合器2的端口7发出，再通过光纤参考臂9，之后光通过法拉第旋转镜12反射通过光纤耦合器2的端口7进入光纤耦合器2，形成另一路相干光；两光束在光纤耦合器2中形成干涉，将携带有脉搏波信号特征的光信号由光纤耦合器2的端口4和端口5输出，该输出信号被光电探测器13接收后传送到信号处理终端14；信号处理终端10通过对干涉信号进行分析计算，最终获得脉搏波的跳动频率。

3.根据权利要求2所述的基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法，其特征在于，当脉搏波信号作用于光纤时，由于光弹效应的影响，这一段光纤的长度及折射率将会发生改变，导致光信号通过时，其相位发生变化，光纤中传输光相位的变化与受到的脉搏波压力成正比；其中光纤受到脉搏波信号作用引起的光相位的调制，主要是由光纤的长度和折射率的变化引起的，即：

其中，β—光波转播常数；ΔL—光纤长度L的变化量；Δn—光纤纤芯折射率的变化；

单模光纤纤芯是沿径向均匀受脉搏波作用，由此推出：

式中，p为均匀受压光纤的轴向应力，Δφ为相位的变化，q_ijkl为弹光系数张量，即上式右端为常数；可以得到光信号相位的变化与受到的脉搏波压力成正比，所以当脉搏波信号加强时，光信号的相位的变化也相应变大；反之信号减弱时，光信号相位的变化也相应变小；两者变化呈线性关系，即脉搏波信号能够无失真的录入；经过光纤干涉系统对信号的解调端经过光电转换和放大可以看到经调制后的光在时域上的一些变化，通过信号解调测量出光相位的变化，即可得到相应的脉搏波信号的大小。

4.根据权利要求3所述的基于光纤干涉的人体脉搏波测量方法，其特征在于，根据所述的光弹性效应，相位变化与扰动成正比，假设在时刻t，单一振动角频率ω扰动信号引起的传输光波相位变化为ψ(ω,t)，则：

ψ(ω,t)＝ψ₀sin(ωt) (3)

脉搏波扰动点离反射镜的距离设为L，光往返传输两次的时间为T，则：

T＝2n_effL/c (4)

上式中，n_eff是光纤纤芯等效折射率，c是真空中的光速；

在t+T时刻，单一角频率ω扰动信号引起的传输光波相位变化为：

由于光在t、t+T时刻都经过了两次调制，则由频率为ω的扰动引起的干涉光的相位差为：

可见，Δψ(ω,t)与外界扰动信号ψ(ω,t)成正比，对于所有频率的扰动，由于实施的扰动是可叠加的，因此得到：

式中

是总的相位差，Δψ_i(ω,t)即(3)式中Δψ(ω,t)，m_i是由频率为ω的扰动信号幅度大小决定的一个加权系数；

在3×3光纤耦合器的输出端口得到随时间变化的输出功率为：

其中，P_1,2(t)是3×3光纤耦合器的输出端口得到的随时间变化的输出功率，A、B是与输入光功率大小有关的一个常量，φ为整个系统的初始相位，视为常数，对于3×3光纤耦合器，φ＝2π/3；因此，输出的交流分量只与干涉系统中的相移

有关；

为两路干涉信号的相位差，干涉信号的相位差对应着外界振动信号的变化，所以只要将通过算法还原出来，就可以反映原始振动信号的大小；光电探测器是对光强的转换，相位的变化通过光强的变化表现出来，即对相位进行了余弦调制；通过算法从两路调相信号中解调出外界振动信号

最后得到的交流光强与外界振动信号成正比，可以还原作用于光纤上的脉搏波信号。

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