本發(fā)明涉及檢查呼吸器官的測量裝置，具體地說，涉及一種基于無線無源的聲表面波傳感器的呼吸狀態(tài)檢測方法及無線無源的柔性聲表面波傳感器。

背景技術：

近年來，呼吸睡眠疾病逐漸引起人們的關注和重視，相關數(shù)據(jù)表明，成年人群體中，呼吸睡眠疾病的患病率為2％～4％。我國人口基數(shù)大，失眠人口總數(shù)接近3億。

阻塞性睡眠呼吸暫停綜合征是一種最為常見的呼吸睡眠疾病，是由上呼吸道全部或部分阻塞造成的。其臨床表現(xiàn)為睡眠過程中出現(xiàn)超過10s的階段性呼吸暫停。阻塞性睡眠呼吸暫停綜合征可導致高血壓、冠心病、糖尿病和腦血管疾病等并發(fā)癥，甚至出現(xiàn)夜間猝死的情況，患者由于失眠導致精神狀態(tài)不佳，極易發(fā)生交通事故。為了及早發(fā)現(xiàn)并治療阻塞性睡眠呼吸暫停綜合征等呼吸睡眠疾病患者，可以在人們睡眠時對身體進行呼吸暫停檢測。

呼吸暫停檢測方法通常有：1)通過經典多導睡眠圖儀進行監(jiān)測；2)通過全電腦無紙記錄的多導睡眠圖進行監(jiān)測；3)通過睡眠過程中的腦電信號監(jiān)測，即動態(tài)腦電圖進行監(jiān)測。但這些檢測方式用到的儀器都十分龐大，且昂貴，多用在醫(yī)院檢查中，不適合平時家庭使用。

公開號為cn101822542a的專利文獻公開了一種胸腹呼吸檢測器，將壓電陶瓷片束縛在胸部，被測對象呼吸時胸腔體積發(fā)生變化，進而造成壓電陶瓷片表面壓力變化，壓電陶瓷片將壓力信號轉換為電信號，并通過導線輸出。該方法雖然輕便靈活了許多，但固定帶有較強的束縛感，且傳輸線也會影響到被測對象的活動。

公開號為cn101917903a中國專利文獻公開了一種呼吸暫停檢測器，包括：電容型傳感器，適用于從對象的運動中(例如對象的呼吸模式)檢測可變的電容，以及檢測器單元，與所述傳感器通信；該檢測器單元用于接收來自所述電容型傳感器的電信號，該電信號是對所述可變電容的指示；當所接收的電信號指示呼吸暫停的征兆時，該檢測器單元也用于發(fā)出警示信號；所述檢測器單元附著到對象的衣物，例如尿布。該檢測器采用種電容式傳感器對人體呼吸進行檢測，需要電池進行供電，還需要電源供電，極易出現(xiàn)電池電量不足而沒有及時更換，導致信息無法采集到。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的為提供一種基于無線無源的聲表面波傳感器的呼吸狀態(tài)檢測方法，便于對人體呼吸狀態(tài)進行監(jiān)控的同時，降低對被測對象睡眠的影響；

本發(fā)明的另一目的為提供一種適于上述檢測方法使用的柔性聲表面波傳感器。

為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明提供的呼吸狀態(tài)檢測方法包括發(fā)射步驟、接收步驟及處理步驟；發(fā)射步驟包括向貼于被測對象鼻子下方的聲表面波傳感器發(fā)送射頻脈沖，聲表面波傳感器包括用于接收射頻脈沖的天線、壓電基體及制備在壓電基體上的叉指電極與聲表面波反射柵，叉指電極與天線電連接；接收步驟包括接收由所述天線反饋的射頻信號；處理步驟包括從反饋的射頻信號中提取表征呼吸狀態(tài)的信息。

上述技術方案中，由于采用帶有天線的聲表面波器件作為檢測傳感器，只需將該傳感器貼在被檢測者的鼻子下，無需向其提供電源及信號連接線，即為無線無源，從而在檢測過程中，將對被檢測者睡眠的影響降低；此外，該檢測采用器件體積小、成本低，且操作方法簡單，適合家庭平時使用；由于該傳感器的換能器為設有聲表面波反射柵的單端叉指換能器，其對呼吸所引起環(huán)境變化檢測靈敏度高，且便于從反饋信號中提起表征呼吸狀態(tài)的信息。

具體的方案為處理步驟包括：提取射頻信號的特征信息，特征信息包括諧振頻率、回波損耗或相位；從特征信息中提取表征呼吸狀態(tài)的信息。

壓電基體的聲速對溫度、濕度、壓力等環(huán)境因素十分敏感。人體從鼻子呼出的氣體溫度高于聲表面波傳感器溫度，且含有很多水汽，因此會導致壓電基體的聲速變化，從而改變壓電基體上的聲波信號的諧振頻率、回波損耗和相位，使聲波信號攜帶上呼吸信息。當人體吸氣時，壓電基體表面的溫度和濕度與周圍環(huán)境一樣，壓電基體聲波信號的諧振頻率、回波損耗和相位恢復到原來水平。當被測對象呼吸停止時，壓電基體聲波信號的諧振頻率、回波損耗和相位不會發(fā)生變化。使得聲表面波傳感器具有很好的靈敏性、響應恢復速度和重復性。

進一步具體的方案為表征呼吸狀態(tài)的信息至少包括呼吸速率、呼吸暫停時間及呼吸暫停次數(shù)中的一者。

優(yōu)選的方案為貼于不同被檢測對象上的聲表面波傳感器的聲表面波反射柵的設置位置和/或條數(shù)不同；在處理步驟中，還包括從反饋的射頻信號中提取表征不同位置和/或條數(shù)的聲表面波反射柵的時域信息。

當反射柵與叉指電極之間的距離不同或反射柵的數(shù)量不同時，從反饋信號中提取的時域信息不同，從而可對不同被測對象的反饋信號進行區(qū)分，即可對其進行編碼，以實現(xiàn)對多名被檢測對象進行同時監(jiān)測，有效降低共同檢測的設備成本。

為了實現(xiàn)上述另一目的，本發(fā)明提供的柔性聲表面波傳感器包括柔性襯底、壓電基體及制備在壓電基體上的叉指電極，壓電基體為沉積在柔性襯底上的柔性壓電薄膜；壓電薄膜上制備有聲表面波反射柵及與叉指電極電連接的天線。

上述技術方案中，在具有叉指電極的壓電薄膜上制備反射柵及與叉指電極電連接的天線，在用其作為傳感器進行檢測過程中，只需使用射頻讀取器向其發(fā)射射頻脈沖信號，天線接收到射頻脈沖信號后并傳遞給叉指電極，繼而傳遞給壓電薄膜，壓電薄膜產生逆壓電效應而將射頻脈沖信號轉換成聲表面波，在壓電薄膜中傳播的聲表面波遇到聲表面波反射柵后反射回，迫使壓電薄膜產生正壓電效應而將反射波轉換成電信號，即反饋信號，再由叉指電極傳遞給天線并由天線將該反饋信號傳回到射頻讀取器，射頻讀取器對反饋信號進行接收從而可實現(xiàn)無線無源的檢測；而壓電薄膜周圍環(huán)境變化會改變其反饋信號中諧振頻率、回波損耗或相位的信息，從而利用其進行檢測周圍環(huán)境變化，比如，將其貼合在被測對象鼻子下方的皮膚，被測對象的呼吸氣流會改變壓電薄膜上的聲波信號，使聲波信號攜帶上呼吸信息，可以利用其對被測對象的呼吸狀態(tài)進行檢測，此外，采用柔性襯底，便于與被測對象鼻子下方皮膚的貼合。

具體的方案為聲表面波反射柵為制備在壓電薄膜上的金屬條，金屬條位于聲表面波的傳播路徑上且與其傳播方向正交。

另一個具體的方案為聲表面波反射柵的寬度與叉指電極的指寬相同，聲表面反射柵與叉指電極間的距離大于聲表面波在0.5微秒內的行程。

另一個具體的方案為聲表面波反射柵的數(shù)量為兩條以上，相鄰兩條反射柵間的間距大于壓電薄膜的聲速與信號脈寬的乘積。

另一個具體的方案為壓電薄膜的表面上沉積一層濕度/溫度敏感膜。加上一層濕度/溫度敏感膜使得聲表面波傳感器的靈敏度大大提高。

再一個具體的方案為柔性襯底的厚度為10～10000微米，壓電薄膜的厚度為1～10000微米，叉指電極的厚度為10～3000納米。

與現(xiàn)有技術相比，本發(fā)明的有益效果為：

本發(fā)明基于無線無源的聲表面波傳感器的呼吸狀態(tài)檢測方法操作簡單，所采用的聲表面波傳感器無需電源供電及信號線，整個裝置重量小，十分輕便，更加安全可靠，適合家庭平時使用。此外，所采用的柔性無線無源傳感端尺寸小，質量輕，測試過程中幾乎不會對被測對象造成影響。

附圖說明

圖1為本發(fā)明實施例中呼吸狀態(tài)檢測方法的工作流程圖；

圖2為本發(fā)明實施例中無線無源的柔性聲表面波傳感器；

圖3為本發(fā)明實施例中呼吸狀態(tài)檢測方法的過程示意圖；

圖4為本發(fā)明實施例中在不同呼吸情況下反饋信號中諧振頻率波形圖，其中圖4(a)為被測對象正常呼吸情況下波形圖，圖4(b)是被測對象模擬呼吸暫停綜合征情況下波形圖；

圖5為本發(fā)明實施例中在不同呼吸情況下反饋信號中回波損耗波形圖，其中，圖5(a)為被測對象正常呼吸情況下波形圖，圖5(b)是被測對象模擬呼吸暫停綜合征情況下波形圖。

具體實施方式

以下結合實施例及其附圖對本發(fā)明作進一步說明。

實施例

參見圖1，基于無線無源的聲表面波傳感器的呼吸狀態(tài)檢測方法包括發(fā)射步驟s1、接收步驟s2和處理步驟s3。

發(fā)射步驟s1，參見圖2和圖3，通過射頻讀取器6向貼于被測對象鼻子下方的聲表面波傳感器10發(fā)送射頻脈沖信號。

射頻讀取器6既包括射頻收發(fā)模塊、信號處理模塊與檢測結果顯示模塊，便于使用；當然，也可將信號處理模塊及檢測結果顯示模塊與射頻收發(fā)模塊相分離設置，且二者間無線通訊連接，以根據(jù)觀察需要而設置在不同位置處。

聲表面波傳感器10包括柔性襯底1、柔性的壓電薄膜2、叉指電極4、天線5及制備在壓電薄膜2上的4條聲表面波反射柵3，叉指電極4與天線5電連接，射頻讀取器6與聲表面波傳感器通過天線5進行信號傳遞。

柔性襯底1由厚度200微米的聚酰亞胺(pi)制成，在聚酰亞胺(pi)襯底上沉積一層約3微米厚的(0002)取向的zno作為壓電薄膜2，構成本實施例的壓電基體。通過光刻剝離技術，在壓電薄膜2上制備叉指電極4、聲表面波反射柵3和天線5，天線5為平面天線，有效減小了傳感器的尺寸和質量，聲表面波反射柵3的寬度與叉指電極2的指寬相同，相鄰兩條聲表面波反射柵3間的間距大于壓電薄膜2的聲速與信號脈寬的乘積，且第一根聲表面波反射柵與叉指電極4間的距離等間距且大于聲表面波在0.5微秒內的行程。本實施例中，叉指電極4的寬度和間距均為2.28微米，聲表面波反射柵3的寬度也為2.28微米，第一根聲表面波反射柵與叉指電極4之間的距離為1mm，本實施例的聲表面波傳感器的諧振頻率為170.94mhz，整個傳感器的厚度為幾百微米，長寬均在1厘米以下。

被測對象的呼氣狀態(tài)和吸氣狀態(tài)表現(xiàn)為聲表面波檢測傳感器不同的諧振頻率、回波損耗和相位。由于zno表面對溫度、濕度、壓力等環(huán)境因素十分敏感，人體鼻子呼出的氣體溫度高于器件溫度，且含有很多水汽，呼出氣體會明顯改變zno壓電薄膜的諧振頻率、回波損耗和相位，因此采用zno材料制作的壓電薄膜使得聲表面波傳感器可以很靈敏地檢測出被測對象的呼吸情況。

此外，在壓電薄膜2的表面沉積一層濕度/溫度敏感膜也可增強聲表面波傳感器的靈敏度。以氧化石墨烯薄膜濕度敏感層為例，聲表面波檢測傳感器的靈敏度隨著氧化石墨烯薄膜濕度敏感層厚度的增加而增加，無濕度/溫度敏感膜時，聲表面波檢測傳感器的靈敏度是7.21khz/5％rh，加了80nm厚的氧化石墨烯薄膜濕度敏感層后，聲表面波檢測傳感器的靈敏度是55khz/5％rh，氧化石墨烯薄膜濕度敏感層為120nm時，聲表面波檢測傳感器的靈敏度是58.12khz/5％rh，氧化石墨烯薄膜濕度敏感層為250nm時，聲表面波檢測傳感器的靈敏度是97.29khz/5％rh，從中可以看出，靈敏度隨著厚度增加而增加。

除了本實施例中采用的材料外，柔性襯底1的材料還可以是聚對苯二甲酸乙二酯(pet)、聚偏二氟乙烯(pvdf)、添加pbtio3的聚偏二氟乙烯(pvtf)或其它介電聚合物中的一種，其厚度可選自10～10000微米。壓電薄膜2的材料還可以是氮化鋁(aln)、鋯鈦酸鉛(pzt)、聚偏二氟乙烯(pvdf)、添加pbtio3的聚偏二氟乙烯(pvtf)或其它壓電聚合物中的一種，其厚度可選自1～10000微米。

叉指電極4的材料可以是銅(cu)、銀(ag)、鋁(al)、金(au)、鉑金(pt)、鎢(w)、碳納米管、石墨烯或其它導電性能良好的金屬或非金屬材料中的一種，其厚度可選自10～3000納米。

濕度/溫度敏感膜的材料可以是納米材料如石墨烯，碳納米管，zno、tio2、金屬納米材料等，也可以是聚合物薄膜如polyvinylpyrrolidone(pvp)、聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)、聚丙烯酰胺(pam)等。濕度/溫度敏感膜的材料可以是其中的一種，也可以是幾種的化合物。

具體工作時，射頻讀取器6發(fā)射一段射頻脈沖信號后，天線5接收到射頻脈沖信號并傳遞給叉指電極4，在叉指電極4兩端產生交變電壓，由于壓電薄膜2的逆壓電效應，將電能轉換為聲能，即將射頻讀取器6發(fā)出的射頻脈沖信號轉換成聲波信號，被測對象的呼吸氣流會改變壓電薄膜2上的聲波信號的諧振頻率、回波損耗和相位特性發(fā)生變化，使聲波信號攜帶上呼吸信息。當聲波信號傳播至聲表面波反射柵3時，聲波的部分能量會被聲表面波反射柵3反射回叉指電極4，由于壓電薄膜2的正壓電效應，將聲能轉換為電能輸出，即將帶有呼吸信息的聲波信號轉換成反饋信號，并由天線5將該反饋的射頻信號傳回射頻讀取器6。

通過將聲表面波反射柵設置在壓電薄膜2上的不同位置來對聲表面波傳感器進行編碼，即通過控制反射柵與叉指電極4間的間距來實現(xiàn)，不同編碼的聲表面波傳感器在時域上可以很清晰地被區(qū)分出來，因此可以通過設置不同的編碼來實現(xiàn)對多名成員進行實時監(jiān)測，大大降低了多名成員共同使用的成本，適合于擁有多名呼吸暫停綜合征病人的家庭，療養(yǎng)院，病房等的應用。

除了本實施例中設置多條聲表面波反射柵外，也可設置成一條聲表面波反射柵，為了達到多人使用的目的，只需將一條聲表面波設置在壓電薄膜2上的不同位置即可，當壓電薄膜2的某處有聲表面波反射柵3時，聲波會被部分反射回叉指電極4，產生一個回波信號。因為不同的聲表面波傳感器上的聲表面波反射柵與叉指電極4之間的距離不同，所以各反射柵產生的回波信號回到叉指電極4的時間也不同，可以通過檢測傳感器的時域參數(shù)來獲得各反射柵的回波信號。

此外，也可以通過在不同的聲表面波傳感器上設置不同數(shù)量的聲表面波反射柵來對聲表面波進行編碼，以達到同樣的目的。

接收步驟s2，通過射頻讀取器6接收從天線發(fā)出的射頻信號。

處理步驟s3，通過射頻讀取器6從反饋信號中讀取聲表面波傳感器的傳輸特性及變化，比如諧振頻率、回波損耗或相位，提取表征呼吸狀態(tài)的信息，包括呼吸速率、呼吸暫停時間及呼吸次數(shù)，也直接提取諧振頻率、回波損耗或相位隨時間變化的波形圖作為表征呼吸狀態(tài)的信息，通過對呼吸氣狀態(tài)持續(xù)時間的分析判定被測對象有無呼吸暫停癥狀。

由于表面波傳感器的回波損耗恢復速度更快，每次吸氣時，回波損耗都能恢復到原來水平，更適于用來檢測阻塞性睡眠呼吸暫停綜合征等呼吸疾病。

本發(fā)明的發(fā)明人對聲表面波傳感器的諧振頻率和回波損耗進行了對比，圖4為在不同呼吸情況下柔性聲表面波傳感器的壓電基體的諧振頻率變化圖，圖5為在不同呼吸情況下柔性聲表面波傳感器的壓電基體的回波損耗變化圖。

圖4(a)為被測對象正常呼吸情況下，柔性聲表面波傳感器諧振頻率變化圖，點a是被測對象呼氣前傳感器的諧振頻率，點b是被測對象呼氣后傳感器的諧振頻率，被測對象呼出的氣體會讓傳感器的諧振頻率明顯下降，吸氣時聲表面波的諧振頻率又會升高。圖4(b)是被測對象模擬呼吸暫停綜合征情況下，柔性聲表面波傳感器諧振頻率變化圖，被測對象在點c和點d處刻意停止呼吸，聲表面波傳感器的諧振頻率不再大幅波動。

圖5(a)為被測對象正常呼吸情況下，柔性聲表面波傳感器回波損耗變化圖，點e是被測對象呼氣前傳感器的回波損耗，點f是被測對象呼氣后傳感器的回波損耗。被測對象呼出的氣體會讓聲表面波傳感器的回波損耗明顯變化，吸氣時聲表面波的回波損耗恢復到原來水平。圖5(b)是被測對象模擬呼吸暫停綜合征情況下，柔性聲表面波傳感器回波損耗變化圖，被測對象在點g和點h處刻意停止呼吸，聲表面波傳感器的回波損耗不再大幅波動。

圖4中諧振頻率恢復的速度還不夠快，雖然吸氣時諧振頻率會上升，但無法及時恢復到原來水平。由圖4和圖5對比可以看出，聲表面波傳感器的回波損耗恢復速度更快，每次吸氣時，回波損耗都能恢復到原來水平，更適于用來檢測阻塞性睡眠呼吸暫停綜合征等呼吸疾病。

對于本發(fā)明中聲表面波傳感器中的壓電基體也可選自硬質的壓電晶體塊，比如鈮酸鋰(linbo3)晶體塊、litao3晶體塊、lgs晶體塊、sgg晶體塊、ncg晶體塊等，并可將天線制備在柔性襯底上。