用于生命体征监测和呼吸与心率共提取的微弯曲光纤传感器

摘要

光纤传感器垫检测到人在垫上的移动，该移动导致光缆发生微弯曲，该光缆被布置到垫内的一对对称的径向环组中。在对称的径向环组对内没有交叉点或光缆重叠会导致光纤磨损和噪声读数。压入网格的光缆的微弯曲调制接收的光强度，然后通过与多贝西dB5小波和缩放函数进行卷积来分析光强度从而提取呼吸和心脏心冲击图(BCG)波形。重构的4级细节波形作为提取的BCG输出，而重构的6级近似波形作为提取的呼吸波形输出。呼吸率和心率及变化可以从提取的波形中生成。因此，使用dB5小波的整合的快速小波变换(FWT)生成呼吸率和心率。

说明书

技术领域

本发明涉及光纤传感器，并且更具体地涉及从微弯曲光纤垫中提取呼吸率和心率。

背景技术

传统上，诸如心率之类的生命体征测量是通过附接到患者胸部的电极进行的。最近，已经在患者下方放置光纤垫(fiber-optic matt)，当患者由于其呼吸而来回缓慢摇动时，可以通过垫中的光纤的光弯曲来确定患者的呼吸率。

干涉仪和相干光源(例如激光器)已被用于光纤垫，但是激光器和干涉仪会增加费用和复杂性。这样的敏感设备可能对温度敏感并且需要频繁的重新校准。

在适当选择光纤直径的和网格几何形状的情况下，可以使用微弯曲，而不是宏弯曲。微弯曲可以消除诸如干涉仪之类的复杂光学器件，但它可能对与使光缆变形的网格层的未对准敏感。这种未对准会增加噪声和不可靠性。

光缆的图案可以降低未对准敏感度。例如，蛇形图案或许多圈环可以降低未对准敏感度。但是，这样的圈环可能会导致交叉点，在交叉点处，光缆在圈环闭合的地方与自身交叉。这些交叉点是不希望的，因为当光纤反复地相互摩擦时，它们会由于反复的垫移动而磨损并损坏光纤。

为了提高灵敏度，可能需要许多圈环以增加垫中光纤圈环的密度。压力点出现在光纤在交叉点交叉的位置。因此，垫中可能存在许多这样的交叉点，从而增加了光纤磨损或故障的可能性。这些交叉点还可能将噪声引入测量信号中，这些噪声是由这些交叉点处的不均匀应力引起的。尖峰、不连续性和非线性可能会从具有许多交叉点的垫被引入到测量信号中。

期望使用光纤垫来测量心跳和呼吸率。诸如FIR滤波器以及从时域到频域的转换之类的复杂信号处理已被用于分离心脏和呼吸信号。干涉仪或相干激光也可用于从单个光纤垫中提取心脏和呼吸率。

期望的是一种光纤垫，其减少交叉点的数量，同时仍然具有高的光纤密度。期望在光纤中使用非相干光，而无需诸如干涉仪的复杂光学器件。进一步期望从由垫调制的光信号中提取呼吸率和心率。期望在时域中使用类似的快速小波变换(FWT)函数来提取心率和呼吸率。

附图说明

图1是心脏和呼吸率的光纤传感器的简化图。

图2更详细地示出传感器垫的组件。

图3是传感器垫的截面图。

图4是光缆的截面图。

图5是网格层的一部分的特写俯视图。

图6示出光纤的一对对称的径向环组。

图7更详细地示出网格。

图8是来自光接收器的原始数据的曲线图。

图9示出单个心跳的现有技术BCG波形。

图10示出现有技术的多贝西(Daubechies)dB5小波函数。

图11示出现有技术的多贝西dB5缩放函数。

图12是从原始光纤数据中提取呼吸率和心率的整合过程的流程图。

图13是示出重构呼吸波形和BCG波形的整合的多贝西小波过程的图。

图14示出由图13的整合FWT过程生成的重构细节波形。

图15示出由图13的整合FWT过程生成的重构的近似波形。

图16A-16D示出光缆的一对对称的径向环组的替代布置。

具体实施方式

本发明涉及对光纤健康监测器的改进。呈现以下描述以使本领域的普通技术人员能够制造和使用在特定应用及其要求的上下文中提供的本发明。对优选实施例的各种修改对于本领域技术人员将是显而易见的，并且本文中限定的一般原理可以应用于其他实施例。因此，本发明无意限于所示出和描述的特定实施例，而是要被给予与本文所公开的原理和新颖特征相一致的最宽范围。

图1是心脏和呼吸率的光纤传感器的简化图。发光二极管(LED)20是具有由电流驱动器22设置的强度的非相干光源。可以固定光强度，或者可以例如通过控制和处理单元30周期性地调节光强度。例如，控制和处理单元30可以监测一段时间内的传感器输出，然后调节电流驱动器22以将平均输出调节为接近传感器范围的中点。

来自LED 20的光由传感器垫12中的光缆(fiber-optic cable)10承载。将光缆10布置成在传感器垫12中形成一对对称的径向环组。光缆10从一个环的内部到另一个环的外部平滑地盘绕而没有任何相交或重叠。因此，通过对称的成对的径向环组的布置消除了交叉点。

将LED 20连接到传感器垫12中的右径向环的内部的光缆10的引导部分，以及将传感器垫12中的左径向环的内部连接到接收器24的光缆10的退出部分可以在传感器垫12的平面外，或者可以具有附加填料以防止由于摩擦而磨损。引导缆和退出缆的交叉点很少，但是，传感器的主体没有交叉点，因此对于微弯曲的感测是稳定的。

从光缆10的退出部分出来的光由接收器24中的光学传感器感测。接收器24感测接收的光的强度。当躺在传感器垫12上的患者移动时，通过传感器垫12内的光缆10的弯曲来调制接收的光强度。接收器24可以检测诸如来自他的呼吸或来自他的心脏跳动的小运动。

放大器26放大由接收器24检测的信号，并且模数转换器(ADC)28将放大的模拟信号转换为一系列数字值。这些数字值由控制和处理单元30处理以提取心率HR和呼吸率RR。

图2更详细地示出传感器垫的组件。传感器垫12具有附接在一起的四个层。光缆10被布置成一对对称的径向环组，其位于传感器垫12内的平面或层内。网格18的开口大小与光缆10的直径相似。顶部覆盖物14和底层16将网格18和光缆10一起夹在传感器垫12内。顶部覆盖物14和底层16由非刚性材料制成，使得它们可以屈曲并在躺在顶部覆盖物14上的人移动和呼吸时向光缆10施加变化的压力梯度。

图3是传感器垫的截面图。传感器垫12具有顶部覆盖物14和底层16，他们将光缆10压靠在网格18上。当人躺在传感器垫12的顶部上时，他的体重将压力施加在顶部覆盖物14上，顶部覆盖物14将光缆10的一些部分压入网格18中的空间或开口中。光纤10弯曲到网格18中的这些开口中，从而使传过光缆10的光衰减。由于人在传感器垫12上的压力改变，这种光衰减会随着人的呼吸和他的心脏跳动而变化。

图4是光缆的截面图。光缆10具有光传过的芯32、将光反射回芯32的包层102和保护光缆的涂层104。芯32的直径为DC，而DD为包括芯32周围的包层102的较大直径。芯32的直径DC大于还包括包层102的直径DD的50％。光缆10是多模光纤。

图5是网格层的一部分的特写俯视图。网格18具有被编织或交织在一起以形成开口的股线。股线的宽度为D，而开口的宽度为W。

网格18用作变形体结构。当压力施加到顶部覆盖物14上时，该压力被传递到光缆10。光缆10的第一部分弯曲到网格18中的开口，而光缆10的第二部分抵靠网格18屈曲。

当开口宽度W远大于光纤直径DD时，发生宏弯曲。由于光纤适配到大的开口中，所以在光缆10中可能会出现相对较大和急剧的弯曲。

当开口宽度W与光纤直径DD尺寸大约相同时，发生微弯曲。由于光纤不能完全弯曲到小开口中，因此在光缆10中会出现相对较小的弯曲。反而，光纤在开口上方略微弯曲。具有微弯曲的这些较小的弯曲是更期望的，因为会将较少的噪声和不连续性引入到光纤中。

当开口的表面积在网格总表面积的30％到60％之间时，发生微弯曲。W和DD的比率约为0.5至0.6，从而发生微弯曲。

图6示出了光纤的一对对称的径向环组。光缆10布置成两组径向环。右组和左组通过外光纤环在环组的外部连接在一起。光缆10在内环端部处延伸到对称的径向环组对的平面之外。在这些点处，光缆10从对称的的径向环组的平面向上或向下弯曲出，或者成为光缆10的连接到LED光源或接收器的引导缆部分或退出缆部分。

图7更详细地示出了网格。图6和7以相同比例绘制。网格14具有比光缆10的直径稍大的开口，并且光纤环的环到环的节距略小于网格14的节距。W和D的这种关系使得光纤能够稍微弯曲到网格14的开口中，而不在光纤中发生急剧的弯曲。

图8是来自光接收器的原始数据的曲线图。当患者在垫上移动时，传过光缆10的光被传感器垫12衰减到不同程度。光强度由接收器24(图1)检测、放大并由ADC 28转换为数字。可以测量光强度并将其转换为具有任意单位(AU)的数字值。

当在图8中随时间绘制时的原始数据示出了两个主峰，其对应于较慢的呼吸周期中的峰。还有一些次峰通常对应于较快的心跳周期中的峰。在此原始数据中，心率看上去约为呼吸率的5倍。但是，从原始数据中提取心率较为困难，因为较小的心脏移动会叠加在较大和较慢的呼吸移动上。

图9示出了单个心跳的现有技术的BCG波形。心电图(ECG)由患者胸部上的电极测量，该电极测量由患者心脏收缩引起的小电流。心冲击图(BallistoCardioGram，BCG)基于心脏的物理移动。通过BCG测量的人的心跳趋向于具有图5所示的形状，其中，波峰和波谷的幅度逐渐变大，直到称为J峰的最大波，此后波峰和谷值的幅度减小。

H峰和I谷先于J峰，而K、L、M和N谷和峰在J波之后。这些往往是人类BCG心跳的最大幅峰和谷。

BCG波形类似于多贝西dB5小波函数，因此发明人使用dB5小波来分析BCG波形。多贝西小波可以具有不同数量的消失点和抽头。dB5小波具有5个消失点，并且是多贝西小波与BCG波形的最佳匹配，因此发明人使用dB5而不是dB4、dB6或其他多贝西小波。

图10示出了现有技术的多贝西dB5小波函数。该小波函数具有与人心跳的BCG波形相同的一般形状，因此数据科学家有时会将此函数用于BCG波形的数据分析。dB5小波函数的最大值对应于BCG的J峰，较小的初始峰对应于H峰，并且主峰之前的大的谷对应于BCG的I谷。在dB5小波函数的主峰之后，大的谷对应于K谷，然后是对应于BCG的L峰的另一峰，具有较小的M谷和小的N峰也被视为对应于BCG和dB5小波函数之间。

图11示出了现有技术的多贝西dB5缩放函数。多贝西dB5小波函数与多贝西dB5缩放函数配对。与dB5小波函数相比，dB5缩放函数相继具有较小的峰和谷。这两个函数对于小波分解和重构都是很有用。

图12是从原始光纤数据中提取呼吸率和心率的整合过程的流程图。从光纤垫获得的心率波形是心冲击图(BCG)，因为它基于心脏的移动而不是像ECG中那样基于来自心脏的电脉冲。

从ADC获得通过传感器垫的光衰减的一段时间内的原始数据，步骤202。使用dB5小波函数分解原始数据，步骤204。通过相继使用dB5缩放函数计算每个新级别的波形，并在每个级别使用dB5小波函数分解该级别的波形来使该分解进行过几个级别。

每个级别的细节系数是通过对该级别的波形进行运算的dB5小波函数获得的系数。这些细节系数用于重构所选级别4的波形，步骤206。

每个级别的近似系数是通过dB5缩放函数对该级别的波形进行运算以生成下一级别的波形所获得的系数。使用级别6处的近似系数(cA6)来重构级别6的近似波形，步骤208。将级别6的重构波形A6作为呼吸率波形输出，步骤210。

分析该A6波形以找到主峰，该主峰被假定为对应于呼吸波形的峰，并且使用这些主峰之间的时间来确定呼吸率，步骤216。这些峰-峰时间的变化可用于确定呼吸率的变化，例如呼吸率的标准偏差。

使用级别4的细节系数cD4来重构级别4D4的波形。将该4级重构波形D4作为心率BCG波形输出，步骤212。分析该D4波形以找到主峰，该主峰被假定为对应于BCG波形的J峰，并且这些主(J)峰之间的时间用于确定心率，步骤214。如果需要，这些峰-峰时间的变化可以用于确定心率的变化，例如心率的标准偏差。

相对复杂的dB5小波分解过程(步骤204)用于提取呼吸率和心率。因此，心率BCG和呼吸率波形都是从同一过程中获得的。对心率和呼吸率使用同一过程可以显著降低光纤传感器系统的复杂性和成本。

图13是示出了重构呼吸波形和BCG波形的整合的多贝西小波过程的图。该总过程是快速小波变换(FWT)过程。

将dB5小波函数(见图10)表示为函数H[N]，并且有时将其称为高通分解滤波器，因为它生成细节系数cD1-cD4。该函数的逆变换是H1[N]，即高通重构滤波器。

将dB5缩放函数(见图11)表示为函数G[N]，并且有时将其称为低通分解滤波器，因为它生成近似系数cA1-cA6。该函数的逆变换是G1[N]，即低通重构滤波器。

将来自传感器的原始数据X[N]与dB5小波函数H[N](见图10)进行卷积并下采样以生成分解的1级细节系数cD1。可以通过将这些系数cD1与来自dB5小波函数的逆重构滤波器H1[N]进行卷积，然后进行上采样来获得重构的1级波形D1。

还将原始数据X[N]与dB5缩放函数G[N]进行卷积，然后下采样以生成cA1，即1级近似系数。可以将这些1级近似系数cA1与dB5小波函数H[N]进行卷积并下采样以生成分解的2级细节系数cD2。可以将这些系数cD2与来自dB5小波函数的逆重构滤波器H1[N]进行卷积，然后进行上采样，从而获得重构的2级波形D2。

通过与dB5缩放函数G[N]进行卷积，然后下采样以生成cA2(即2级近似系数)，从1级近似系数cA1获得2级近似系数cA2。这些2级近似系数cA2可以与dB5小波函数H[N]进行卷积并下采样以生成分解的3级细节系数cD3。可以通过将这些系数cD3与来自dB5小波函数的逆重构滤波器H1[N]进行卷积，然后进行上采样来获得重构的3级波形D3。

通过与dB5缩放函数G[N]卷积然后向下采样以生成cA3，即3级近似系数，从2级近似系数cA2获得3级近似系数cA3。这些3级近似系数cA3可以与dB5小波函数H[N]进行卷积并下采样以生成分解的4级细节系数cD4。通过将这些系数cD4与来自dB5小波函数的逆重构滤波器H1[N]进行卷积，然后进行上采样，获得重构的4级波形D4。

重构的4级D4波形被输出为BCG波形。

通过与dB5缩放函数G[N]进行卷积然后下采样以生成cA4，从3级近似系数cA3获得4级近似系数cA4。通过与dB5缩放函数G[N]进行卷积然后下采样以生成cA5，即5级近似系数，从4级近似系数cA4获得5级近似系数cA5。

最后，将这些5级近似系数与dB5缩放函数G[N]进行卷积，然后进行下采样以生成cA6。对这些6级近似系数cA6进行上采样并与来自dB5小波函数的逆重构滤波器G1[N]进行卷积，以获得重构的6级近似波形A6。重构的6级D6波形作为提取的呼吸波形输出。

图14示出了由图13的整合的FWT过程生成的重构的细节波形。示出了从相同的原始数据X[N]重构的1级至5级波形D1至D5。通常，较高级别具有更平滑的数据，因为已相继应用了dB5缩放函数以生成在图13的FWT过程中输入到每个级别的近似系数。相继应用dB5缩放函数具有相继地平滑被输入到每个相继级别的数据的效果。

选择4级波形D4，并将其作为BCG波形输出。通过下述方式从原始数据中提取该D4波形：相继地将原始数据与dB5缩放函数进行卷积以达到4级近似系数，然后与dB5小波函数进行卷积并下采样以获得4级细节系数，最后进行上采样并进行逆变换以获得D4波形。

图14显示，D4波形比其他较早级别的波形D1、D2、D3更像人的心跳。下一级别的波形D5接收的平滑度过多，因此心跳信号减小太多。在视觉上，D4与D5或D1-D3相比是与图9的人心跳BCG更好的匹配。因此，发明人选择来自4级的D4以输出BCG波形。

图15示出通过图13的整合的FWT过程生成的重构的近似波形。示出了从相同的原始数据X[N]重构的1级至6级波形A1至A6。尽管在图13中仅示出了对6级(A6)的重构，但是可以对其他1至5级进行类似的重构以获得波形A1至A5。实际传感器系统不需要A1至A5的这种重构，仅在此处用于说明和比较，以更好地理解过程和选择。

通常，较高级别具有更平滑的数据，因为已相继应用了dB5缩放函数以生成在图13的FWT过程中输入到每个级别的近似系数。相继应用dB5缩放函数具有相继地平滑被输入到每个相继级别的数据的效果。

选择6级波形A6，并将其作为呼吸波形输出。与较快的心律(级别4，D4，图15)相比，较慢的呼吸率由较高的级别(6级)波形更好地匹配。较慢的呼吸率更容易从平滑波形中提取。

图16A-16D示出了光缆的对称径向环组对的替代布置。在图16A中，对称径向环组对各自在其中心具有向右朝向相同方向的端点。这些组通过光缆的外环连接在一起，该外环从右组的左上连接到左组的右下。由于两组端点朝向相同方向，因此可以容易地将光缆连接或延伸到引导部分和退出部分。

在图16B中，对称的径向环组对是彼此的镜像。每个组在其中心具有端点，该端点彼此相对，朝向垫的中间。这些组通过光缆的外环连接在一起，该外环从右组的左下连接到左组的右下。

在图16C中，对称的径向环组对是圆形的而不是椭圆形的。在图16D中，右径向环组是圆形的，而左环组是椭圆形的。在对称的径向环组对中，相邻环之间的节距和间距是恒定的，从而为与人的每个接触点提供均匀的应力分布。这种均匀的应力分布提供了更好的读取灵敏度。

替代实施例

发明人设想了几个其他实施例。例如，电流驱动器22可以通过调节电流来控制LED20的功率水平。可以调节总峰值电流，或者可以对LED进行脉冲开关，并可以调节导通时间。LED 20可以用高功率激光器、聚焦激光器、1550nm激光器或其他更昂贵的光源代替，但是使用廉价的LED可以导致产品成本较低。

退出对称的径向环组对的平面的光缆10的引导部分和退出部分可以插入网格18和底层16之间。使网格18在光缆10的引导部分和退出部分与对称的径向环组对之间可以在光纤交叉处提供额外的填充，以防止光缆磨损或压力不均匀和读数不正常。

虽然具有对称的径向环组对的传感器垫可应用于提取人类患者的BCG和呼吸波形，但该传感器垫可用于检测分析其他微动，例如在工厂、实验室、安保系统、引擎监测器中或在其他环境和应用中。可以根据应用选择其他级别的重构细节和近似波形。

FWT方法还可用于降低来自其他源的噪声，例如来自电动机和其他附近设备的振动。可以添加其他过程步骤，并且某些步骤可以重新排序或与其他步骤并行操作。

可以例如通过确定一段时间内的平均读数或光强度，然后调节电流驱动器22来调节来自LED 20的光强度，从而将该平均读数移向接收器24范围内的中点或其他设置点，来周期性地重新校准传感器系统。还可以调节ADC 28的高到低范围以更好地适应接收的数据，或者可以缩放接收的信号，例如通过调节放大器26的放大因数。可以定期执行校准，例如每小时或每分钟一次，或者在上电时进行校准。

虽然在图1、2、6和16A-D中示出了一对径向环，并且不需要附加的环对，但是可以将光缆10布置成多对环。对称的径向环组对的每组内的环数可以不同。较大的环可以与较小的环配对。当网格对称时，环的圆形形状允许与网格进行任何对齐。也可以使用非对称网格，但是可能会由于未对齐而产生测量噪声。两个环组之间的距离可以小也可以大，并且两个环组不必并排，而可以彼此成对角或具有某种其他摆放。传感器垫的整体尺寸可以和普通的睡眠床垫一样大，也可以更小。小得多的传感器垫可用于椅子或座位，以感测坐着而不是躺下的人的呼吸和BCG。

可以对提取的呼吸波形进行进一步分析，以检测呼吸异常，例如呼吸暂停、浅呼吸、咳嗽、打喷嚏等。可以使用通过整合的FWT过程生成的另一重构的近似波形，而不是A6。同样，可以对提取的BCG波形进行进一步分析，以检测异常的心律，例如心动过缓、高心率、漏跳、心房颤动等。

虽然已经显示出网格18具有矩形开口，但是其他开口形状也是可能的，例如圆形、椭圆形、其他多边形、板条形等。这些开口可以具有均匀的尺寸和形状，或者它们可以不同。网格18可以由具有开孔的平板材料构造或冲孔出，而不是如图5所示由编结在一起的股线构成。传感器垫12中可以有附加的层，或者网格18可以与底部覆盖物12整合在一起。特别地，可以在顶部覆盖物14上放置附加的衬垫或支撑材料，在其处，光缆10进入和退出对称的径向环组对的平面，以连接到光缆10的引导部分和退出部分。

在所公开的光纤传感器的各种实施例中，变形体的网格层被配置成使得光纤之间的开放面积在总网格表面积的30％至60％之间。在一些实施例中，网格层的通孔的尺寸被设置为接收光纤的整个直径(～250μm)。在一些实施例中，网格层的通孔的尺寸被设置为接收包括光纤和周围的外部涂层的光纤结构的宽度。因此，在一些实施例中，网格层的开口是光纤总直径的100％至300％。在一些实施例中，网格层的开口是光纤总直径的130％至170％。在其他实施例中，开口W为250-750μm，而网格光纤的直径D设置为180至540μm。在另一实施例中，对于具有100μm的芯直径、125μm的包层层直径和250μm的总直径的光纤，D与W的直径比被选择为大约0.5-0.6。

诸如上、下、上方、下方、左、右的方向性术语是相对的，并且取决于观看者的视角。传感器垫的顶层可以在顶部或底部，这取决于垫的放置方式。

原始传感器数据可以是线性的或对数的，或者可以是取决于光接收器、放大器和ADC的非线性的某个其他标量。当提取诸如心率或呼吸率之类的速率时，应抵消这些非线性。

发明部分的背景技术可以包含关于本发明的问题或环境的背景信息，而不是描述现有技术。因此，在背景技术部分中包括的材料不是申请人对现有技术的承认。

本文描述的任何方法或过程是机器实现的或计算机实现的，并且意在由机器、计算机或其他设备执行，并且无意在没有这种机器帮助的情况下仅由人类执行。生成的有形结果可以包括报告或显示设备(例如计算机监视器、投影设备、音频生成设备和相关媒体设备)上其他由机器生成的显示，并且可以包括也由机器生成的硬副本打印输出。对其他机器的计算机控制是另一种有形结果。

所描述的任何优点和益处可能不适用于本发明的所有实施例。当在权利要求要素中使用单词“装置”时，申请人希望该权利要求要素属于35USC第112条第6款。通常在“装置”一词前加上一个或多个单词的标签。单词“装置”之前的一个或多个单词是旨在易于参考权利要求要素的标签，并且不旨在传达结构上的限制。这样的装置加功能的权利要求旨在不仅涵盖本文描述的用于执行功能的结构及其结构等效物，而且涵盖等效结构。例如，尽管钉子和螺钉具有不同的结构，但是由于它们均执行紧固功能，因此它们是等效结构。不使用“装置”一词的权利要求不属于35USC第112条第6款。信号通常是电子信号，但也可以是光信号，例如可以在光纤线路上承载的信号。

已经出于说明和描述的目的给出了本发明的实施例的前述描述。其并非旨在穷举或将本发明限制为所公开的精确形式。根据以上教导，许多修改和变化是可能的。意图是，本发明的范围不由该详细描述限制，而是由所附权利要求书限制。