VŠB – Technická univerzita Ostrava Fakulta elektrotechniky a informatiky Katedra telekomunikační techniky

(1)

VŠB – Technická univerzita Ostrava Fakulta elektrotechniky a informatiky

Katedra telekomunikační techniky

Bio senzor telesného tepu založený na Braggovskej mriežke Bionsensor of heartbeat Based in Fiber Bragg Grating

2017 Norbert Brečkay

(2)

(3)

(4)

Poďakovanie

Rád by som poďakoval Ing. Marcelovi Fajkusovi za odbornou pomoc a konzultácii pri vytvorení tejto bakalárske práce.

(5)

Abstrakt

Táto bakalárska práca sa venuje meraniu základnej životnej funkcii a to konkrétne srdcovej frekvencie. Správna srdcová frekvencia je nevyhnutná pre správne fungovanie ľudského organizmu a preto bolo pre odhad tento frekvencie vyvinutých relatívne veľa spôsobov jej zisťovania. V prvej časti popíšem bežne spôsoby odhadu srdcovej frekvencie, ktoré sa bežne využívajú v medicíne. S príchodom nových technológii prichádzajú aj ďalšie vymoženosti doby. Jednou z nich Braggovská mriežka (FBG), ktorej princíp fungovania bude využitý pre monitorovanie srdcovej frekvencie. V druhej časti popíšem princíp fungovania FBG mriežky. V tretej časti sú popísané spôsoby merania srdcovej frekvencie pomocou senzora založenom na Braggovskej mriežke. Cieľom práce je návrh takéhoto senzora. Na základe existujúcich FBG senzorov pre meranie srdcovej frekvencie je navrhnutý vlastný senzor.

Praktická časť práce obsahuje merania srdcovej frekvencie osoby v ležiacej polohe pomocou senzoru založenom na FBG mriežke. Pre porovnanie je použitá referenčný senzor, ktorý určuje presnosť navrhnutého senzora využitím Bland-Altman diagramu.

Klučové slová

Braggovská mriežka, srdcová frekvencia, balistokardiograf, interrogačná jednotka

(6)

Abstract

This bachelor thesis focuses on the measurement of the basic life function, namely the heart rate. The correct heart rate is necessary for the proper functioning of the human body, and therefore, to estimate this frequency, a relatively large number of detection methods have been developed. In the first part I describe the usual methods of estimation that are commonly used in medicine. With the development of new technologies, conveniences of this time are coming. One of them is the fibre Bragg grating (FBG) whose operation principle will be used to monitor heart rate. In the second part I describe the operation principle of this FBG. In the third part are described measurement methods of heart rate using the FBG based sensors. The purpose of the thesis is designing of such a sensor. Based on existing FBG sensors for heart rate measurement, an own sensor is designed. The practical part of the thesis contains heart rate measurements of person in lyining position using the FBG based senzor. For comparison, a reference sensor is used, that determines the accuracy of the proposed sensor using the Bland-Altman diagram.

Key words

Fiber Bragg grating, heart rate, ballistocardiography, interrogator system

(7)

Obsah

Zoznam použitých symbolov ... - 9 -

Zoznam použitých skratiek ... - 10 -

Zoznam obrázkov a tabuliek ... - 11 -

Úvod ... - 13 -

1 Konvenčné merania srdcovej frekvencie ... - 14 -

1.1 Meranie EKG ... - 14 -

1.1.1 Detekcia R-vlny z EKG signálu ... - 17 -

1.1.2 Optická detekcia tepu ... - 18 -

1.1.3 Akustická detekcia tepu ... - 19 -

1.1.4 Detekcia tepu za pomoci zmeny impedancie tkaniva ... - 20 -

1.1.5 Detekcia tepu za pomoci zmeny objemu tkaniva ... - 20 -

2 Teória ku Braggovským mriežkam ... - 22 -

2.1 Princíp FBG ... - 22 -

2.2 Typy Braggovských mriežok ... - 24 -

2.2.1 Uniformná ... - 24 -

2.2.2 Apodizovaná mriežka ... - 25 -

2.2.3 Čirpovaná mriežka ... - 26 -

2.2.4 Blazed mriežka ... - 27 -

3 Vlákno optické senzory na meranie srdcovej frekvencie ... - 29 -

3.1 Interferometrické senzory ... - 31 -

3.1.1 Fabry-Perot interferometer ... - 32 -

3.1.2 Mach-Zehnderov interferometer ... - 33 -

3.1.3 Michelsonov interferometer ... - 33 -

3.2 FBG senzor tepu používajúci PMMA dosku ... - 34 -

3.2.1 Spracovanie a zhodnotenie ... - 35 -

3.3 FBG sonda ako opierka ... - 36 -

3.4 Upínacia FBG sonda ... - 38 -

4 Realizácia senzora srdcovej frekvencie ... - 40 -

4.1 Senzory... - 41 -

4.2 Spracovanie signálu ... - 42 -

4.2.1 Vyhodnotenie výsledkov ... - 44 -

(8)

Zoznam použitých symbolov

Záver ... - 49 - Použitá literatura ... - 50 -

(9)

Zoznam použitých symbolov

- 9 -

Zoznam použitých symbolov

Symbol Jednotky Význam symbolu

𝜶_𝜦 𝜶_𝒏 𝚲 𝚲_{𝐥𝐨𝐧𝐠} 𝚲_{𝐬𝐡𝐨𝐫𝐭} 𝛌_𝐁 𝛌_𝐁

∆𝛌_{𝐜𝐡𝐢𝐫𝐩}

∆T A ɛ f kɛ 𝒏_𝒆𝒇𝒇 mm pm R RMSE RE

- - m m m nm nm nm - dB µstrain Hz

pm/μstrain -

milimeter pikometer Ω

-

%

teplotný koeficient tepelno optický koeficient perioda

dlhá perioda krátka perioda vlnová dĺžka

Braggoská vlnová dĺžka šírka pásma čirp. mriežky zmena teplom

útlm

mechanické napätie frekvencia

citlivosť na mech. napätie efektívny index lomu dĺžka

dĺžka odpor

priemerná kvadratická chyba relatívna chyba

(10)

Zoznam použitých skratiek

- 10 -

Zoznam použitých skratiek

Skratka Význam

BKG Balistokardiograf (Ballistocardiography) DWDM

FBG FKG HR OSA PDMS PMMA WDM

Hustý vlnový multiplex (Dense wavelength division multiplexing) Braggovská mriežka (Fiber Bragg grating)

Fonokardiograf (Phonocardiography) Srdcová frekvencia (Heart rate)

Optický spektrálny analyzátor (Optical spectrum analyzer) Polydimethylsiloxan

Polymetylmetakrylát

Vlnový multiplex (Wavelength division multiplexing)

(11)

Zoznam obrázkov a tabuliek

- 11 -

Zoznam obrázkov a tabuliek

Číslo obrázku Názov obrázku Číslo strany

1.1 Perióda EKG signálu 15

1.2 1.3 1.4 1.5 1.6 1.7 1.8 1.9 1.10 1.11 1.12

Bloková schéma EKG Rozmiestnenie elektród

Bloková schéma detektoru R-vlny Frekvenčná charakteristika filtra Popis oximetru

Absorpcia svetla

Bloková schéma pulzného oximetru Výstup z mikrofónu

Bloková schéma akustického detektoru Riva-Rocciho metóda

Bloková schéma detektoru

15 16 17 17 18 18 19 19 20 21 21 2.1

2.2 2.3 2.4 2.5 2.6 2.7 2.8 2.9 3.1 3.2 3.3 3.4 3.5 3.6 3.7

Deformácia mriežky Viac bodové snímanie Uniformná mriežka

Spektrá v závislosti na konštante

Spektrá apodizovanej a neapodizovanej mriežky Čirpovaná mriežka

Odrazené spektrum od čirpovanej mriežky Blazed mriežka

Spektrum po aplikácii Blazed mriežky Schéma merania

BKG signál

Princíp Fabry-Perot filtra

Princíp Mach-Zehnderovho interferometra Princíp Michelsonovho interferometru FBG senzory

Operadlový senzor

23 24 24 25 26 26 27 27 28 30 31 32 33 34 35 37

(12)

Zoznam obrázkov a tabuliek

- 12 - 3.8

3.9 3.10 3.11 4.1 4.2 4.3 4.4 4.5 4.6 4.7 4.8 4.9 4.10 4.11 4.12 4.13 4.14 4.15 4.16 4.17

Operadlový senzor s dvoma FBG FBG senzor na zápesti

Prilepená mriežka lepiacou páskou Mriežka v siloxane pripnutá na hrudi Schéma merania

Interrogačná jednotka

Navrhnutý senzor srdcovej frekvencie PDMS sonda

GUI v MatLabe

Priebeh nameraného signálu Filtrovaný signál

1. Meranie 2. Meranie 3. Meranie 4. Meranie 5. Meranie 6. Meranie 7. Meranie 8. Meranie 9. Meranie 10. Meranie

37 38 38 39 40 41 41 42 43 43 44 45 45 46 46 46 47 47 47 48 48

Číslo tabuľky Názov tabuľky Číslo strany

4.1 Výsledky meraní 44

(13)

Úvod

- 13 -

Úvod

Cieľom práce je návrh a realizácia senzora srdcovej frekvencie ktorého princípy fungovania je založený na Braggovskej mriežke. Braggovska mriežka je pomerne nová technológia ktorá si čím ďalej tým viac uplatňuje v senzorových technológiách. Jej štruktúra je primárne citlivá na mechanické napätie a teplotu. Vplyvom týchto podnetov, ako je aj srdcová aktivita, sa bude meniť. Princíp fungovania mriežky a typy mriežok budú popísané v druhej kapitole.

V úvode sa venujem meraniu srdcovej frekvencie spôsobmi ktoré sú dneska bežne. Existuje niekoľko spôsobom merania ktoré sú založene na elektrickej aktivite, akustickej alebo tiež optickej.

Najpresnejší odhad je za pomoci detektora R-vlny čo je jeden so spôsobom založeného na elektrickej aktivite srdca. Detektor-R vlny zachytáva vlnu s najväčšou amplitúdou EKG záznamu jednej periódy.

Tretia kapitola obsahuje popis senzorov tepu ktoré využívajú Braggovsku mriežku ako vhodne implementovane čidlo. Vedeckých článkov zaoberajúcich sa takouto detekciou je niekoľko. Jednotlivé články sa líšia spôsobom implementácie senzoru ktorý bol uložený na rôzne miesta snímanej osoby.

Spôsoby spracovania signálu sú v celku zhodne kedy sa využíva filter pásmovej priepusty ku zachyteniu signálu ktorý bude zodpovedať srdcovej frekvencie.

Praktická časť obsahuje realizáciu takého to senzora. Senzor je plexisklová doska na ktorú je epoxidovým lepidlo nalepená mriežka. Na hladkej strane dosky bude snímaná osoba ležať. Zo strany mriežky bude ešte umiestnená 1 cm vrstva molitanovej peny. Vzhľadom na nedostupnosť EKG som ako referenčný signál použil mriežku zaliatu v siloxane ktorej presnosť bola zhodnotená v [18]. Táto sonda bola pripnutá elastickým hrudným pásom na hruď monitorovanej osoby. Jednotlivé merania boli realizovane oboma senzormi naraz. Takto získane časovo synchrónne merania som za pomoci programu MatLab spracoval a vyhodnotil. Ako vyhodnocovací diagram som použil Bland-Altman.

(14)

Konvenčné merania srdcovej frekvencie

- 14 -

1 Konvenčné merania srdcovej frekvencie

Najdôležitejší ľudský organ v tele je srdce. K životu je nepostradateľné a tak sa lekári venujú sledovania jeho prejavov vďaka ktorým je možne zistiť stav pacienta. Základným parametrom srdca je jeho frekvencia tepu. Jej hodnota sa da zistiť dnes už rôznymi spôsobmi.

Prvým spôsobom merania tepu srdca bol samotný zvuk ktorý vydáva pri svojej činnosti. Stačilo priložiť ucho k miestu uloženia srdca a počítať počet úderov za jednu minútu. Dospelý človek ma v priemere okolo 70 bpm (beat per minute). Ďalším prejavom srdcovej frekvencie bola zmena tlaku. Ta sa prejavuje v mieste tepny. Tak isto existujú elektrické možnosti. Srdce je riadene elektrickým signálom, ktorý vychádza zo sínusového uzlu. A posledným zo základných je optická pohltivosť prekrvením. Srdce ako organ pumpuje krv do celého krvného systému. Teda vlastne zväčši objem krvi v tepne.

V prace popíšem princípy fungovania základných meracích technik pre srdcovú frekvenciu ako je detekcia R vlny z EKG signálu ,opticky, akustické atď. Systémy sa líšia spôsobom prevodu srdcového pulzu na jednotlivé elektrické pulzy ktoré sú ďalej spracovane v elektronike. Tie sa môžu zobrazovať buď na obrazovku papier a podobne [1].

1.1 Meranie EKG

Srdce je riadene elektrickým signálom a samotným pohybom svalov srdca vzniká elektrické napätie. Toto napätie je možne merať na tele človeka alebo priamo na myokarde(srdcový sval). Signál pochádza z elektród ktoré sú priložene na tele. Umiestene je normalizovane. Výsledok je vznik elektrokardiografu. Ak dôjde k zmene stavu pacienta mení sa aj tvar EKG signálu. Jednotlivé zmeny reprezentujú ochorenia srdca ktoré sú výsledkom dlhy štúdii a pozorovaní [1].

Na Obr.1.1 je vidno jednu periódu elektrokardiografu. Signál sa delí na jednotlivé vlny nazývane P, Q, R, S a T. P vlna je prejav depolarizácie sieni ktorej výška je maximálne 0,25 mV a netrvá dlhšie ako 100 ms. QRS komplex je trojuholníkový kmit ktorý zodpovedá depolarizácii komôr. Ten nás bude zaujímať pri detekcii tepu keďže dosahuje R vlna najvyššiu amplitúdu. Tento trojuholníkový kmit trvá 50 až 110 ms. Repolarizácia komôr vedie k vzniku vlny T.

(15)

- 15 - Obrázok 1.1: Perioda EKG signálu

Na Obr.1.2 vidíme blokovú schému jednokanálového kardiografu. Signál je potrebné odfiltrovať aby bol bez rušenia.

Obrázok 1.2: Bloková schéma EKG

Všetko to začína u elektród ktoré sú umiestnené na končatinách a na hrudi. Takzvané zvody sa delia na 4 základne typy [1].

Bipolárne končatinové zvody značene I, II a III.

(16)

- 16 - Obrázok 1.3: Rozmiestnenie elektród

Pravá noha pacienta sa pripája k spoločnej zemi na ľavej nohe a rukách sa nachádzajú aktívne zvody. Tie sú zapojené ako je vidieť na Obr.1.3. Bipolárne zvody znamená že sa meria rozdiel potenciálov medzi dvoma aktívnymi elektródami.

Unipolárne končatinové zvody aVR, aVL a AVF. Prvým druhom sú Wilsonovy unipolárne zvody kedy sa vytvára Wilsonova svorka spojením v troch aktívnych elektród na lavej nohe a rukách.

Jednotlivé signály na končatinách sa merajú oproti spoločnej Wilsonovej svorke. Druhým typom je tzv.

Goldbergrova svorka. Signály z jednotlivých elektród sa merajú oproti spoločnému spriemerovaniu napätí na zvyšných dvoch aktívnych elektródach.

Unipolarnehrudne zvody. Ktoré fungujú na takom istom princípe ako unipolárne končatinové zvody. Zvody sú však pripnute na hrudi gélovými elektródami a meria sa za pomoci Wilsonovej svorke [1].

Druhým blokom schémy je potlačenie kolísania nulovej línie signálu (drift). Odstránenie je nutné aby sa minimalizovali zmeny v rytme ktoré nemajú srdcový pôvod. Drift nastáva približne do 2 Hz, pomalé elektrochemické deje na rozhraní elektróda pokožka spolu s dýchaním by bolo možne odstrániť asi do 0,8 Hz a pomalé pohyby pacienta zhruba do 2 Hz.

Ďalším blokom EKG prístroja je potlačenie sieťového brumu. Ide o elektromagnetické polia spôsobené rozvodmi elektrickej energie. Charakterizácia tohto šumu sa pohybuje okolo frekvencie 50/60 Hz. Toto rušenie je možne odstrániť aj iným spôsobom ako napríklad výber miesta merania alebo tienením.

Posledným typom filtrácie je filter dolej priepuste s premennou frekvenciu medznej frekvencie.

Jedna sa o tzv. adaptívny filter. Ide o rušenie svalovou aktivitou ktorá predstavuje problém u mnohých aplikáciách EKG.

(17)

- 17 - Registračný systém môže byť digitálne vykresľovaný priebeh na display kedy sa využívajú číslicové spracovanie alebo napríklad vypisovanie na nekonečný papier za pomoci analógových filtrov za použitia analógových súčiastok [2] [4].

1.1.1 Detekcia R-vlny z EKG signálu

Detektor R vlny ma za úlohu zachytávať QRS komplex v signálu EKG. Vlastnosť detektoru R vlny by mala byť necitlivosť na polaritu signálu.

Obrázok 1.4: Bloková schéma detektoru R-vlny

Signál vstupuje do zosilňovača ktorý udržuje rovnakú úroveň na výstupe. Teda zvyšuje amplitúdu premenlivého signálu aby jeho frekvencia ostala zachovaná. Ďalej signál vchádza do filtra kde sa odstránia rušivé vplyvy. Rušenie dýchaním (0,1 – 1 Hz), pohyb tela(0,2 – 1,5 Hz), vonkajšie kmitočty(50 – 60 Hz), elektrická aktivita svalov (20 - 500 Hz). Čas QRS je cca 80 ms čomu náleží frekvencia 12Hz. Vďaka tomu sme schopný navrhnúť prenosovú charakteristiku frekvenčného filtra.Obr. 1.5.

Obrázok 1.5: Frekvenčná charakteristika filtra

Z filtra sa signál dostáva do detektora vrcholovej hodnoty. Ten si hodnotu po určitú dobu zapamätá a následne automatický vynuluje. Signál je ďalej privedený na kvadrátor a komparátor.

Komparátor ma za úlohu riadiť zisk zosilňovača. Kvadrátor zas robí druhu mocninu signálu a tým zväčši rozdiel QRS od P a T vlny. Signál poputuje ďalej do dvojcestného usmerňovača ktorý zaisti rovnakú polaritu privedeného signálu. V praxi je to ochrana pred zlým rozmiestnením elektród . Celé to konči u amplitúdového diskriminátora. Ten spraví že oddelí R vlnu. Výstup sú pulzy odpovedajúce R vlne.

Tak isto ako pri meraní EKG boli staršie typy riešene pomocou analógových súčiastok. Dnes sa viac

(18)

- 18 - využíva číslicové spracovanie ktoré je riadene mikroprocesorom. Signál vystupujúci z amplitúdového diskriminátora odpovedá pulzom QRS komplexu, teda R vlne na ktorú sa da využiť počítadlo s časovou doménou 60 sekúnd [1].

1.1.2 Optická detekcia tepu

Využíva princíp pulzní oximetrie. Pulzní oximeter ktorý sa pripevňuje na končeky prstov alebo ušných lalokov. Je vybavený dvoma LED diódami ktoré vyžarujú svetlo cez prst a dopadajú na detektor(fotodioda,fototranzistor), ktorý meria intenzitu žiarenia. Schématický popis oximetru zobrazuje Obr.1.6.

Obrázok 1.6: Popis oximetru

Prvá elektroluminiscenčná LEDka má vlnovú dĺžku 660 nm a druha 940 nm. Ide o kombináciu dvoch vlnových dĺžok ktoré pri priechode pulzu teda nárastu krvi v cievach sa ich intenzita na detektore najviac líši. Pri 660 nm nastáva väčšia absorpcia deoxyhemoglobinom (neokysličena krv) zase pri 940 nm nastáva absorpcia oxyhemoglobinom(okysličená krv). Ide o nárast týchto zložiek v tepne pri pulze.

Absorpcia svetla kožou , kosti, svalov a pod. je konštantná. Pulzujúca zložka v tepne tvorí asi 1-5%

celkovej absorpcie svetla.

Obrázok 1.7: Absorpcia svetla

(19)

- 19 - Na Obr.1.7. je vidieť graf absorpcie svetla v závislosti na čase. Tento čas odpovedá trom srdcovým periódam. Je potrebný prevodník absorpcie na pulzy ktoré budú odpovedať srdcovým pulzom.

Prevrátená hodnota časového intervalu medzi susednými maximami odpovedá pulzu.

Obrázok 1.8: Bloková schéma pulzného oximetru

Blokovú schému pulzného oximetru popisuje Obr.1.8. Signál zo senzora ide do rozdielového zosilňovača ktorý zosilňuje iba rozdiel vstupného signálu. Na Výstupe je signál zodpovedajúci zmene osvetlenia. Za ním sa nachádza ďalší zosilňovač ktorý niekoľko násobne zvýši tuto hodnotu. Ďalej ako typ filtra je použitá pásmová prepusť ktorá ma zabezpečiť aby tam neboli nežiaduce frekvencie.

Zariadenie je ukončene pred zapojením do zobrazovacej jednotky tvarovačom (modulátor) signálu. Ten môže byť riešený ako monostabilný klopný obvod ktorý sa krátkodobo preklopí pri privedení signálu z prechádzajúceho bloku. Moduluje signál do normalizovanej podoby [1].

1.1.3 Akustická detekcia tepu

Princíp merania je veľmi jednoduchý. Srdce pri jeho aktivite vydáva charakteristický zvuk. Na hrúd pacienta sa umiestni mikrofón ktorý prevádza akusticky signál na elektricky. V tomto type prevodu sa využívajú dva typy mikrofónu a to elektrodynamický a piezoelektricky. Elektrodynamický mikrofón je spojený s pružnou membránou na ktorú dopadá zvuk. Kmitanie membrány sa prenáša na vodič (cievku v magnetickom poli) na ktorej sa indukuje napätie zhodne s časovým priebehom akustického signálu. Pracovná frekvencia mikrofónu je 30 Hz – 15 kHz a impedancia je v rozmedzí 100 – 500 Ω.

Piezoelektrický mikrofón (menič) využíva krištáľ pri ktorej deformácii sa generuje polarizované elektrické napätie a teda napätie ekvivalentne vibráciám. Pracovná frekvencia je 1-1000 Hz.

Obrázok 1.9: Výstup z mikrofónu

(20)

- 20 - Obr.1.9 zobrazuje typický výstup z mikrofónu ktorý načúva prácu srdca. Princíp je síce jednoduchý ale prevedenie signálu na pulzy už nie. Ide o problémy spojene s parazitným zvukom ako napríklad dýchanie alebo pohyb a práca iných orgánov.

Obrázok 1.10: Bloková schéma akustického detektoru

Popis blokovej schémy na Obr.1.10 musí logicky začať od mikrofónu. Tento mikrofón obsahuje pred predzosilňovač ktorým sa reguluje citlivosť mikrofónu . Následne ide signál do zosilňovača ktorý upraví výstup signálu na normovanú úroveň. Tento zosilňovač automaticky nastavuje hlasitosť kanálu zosilňovača pomocou komparátora. Taktiež je použitý filter pre odstránenie nežiaducich frekvencii a to pásmová priepust. Tento filter je ovplyvnený typom využitia snímania tepu. Odtiaľ ide signál do kvadrátoru ktorý zväčšuje rozdiely medzi zvukom srdca a ostatnými zvukmi. Tieto oddelene pulzy nemusia vždy pochádzať z od srdca. Ako bolo vyššie spomenuté vrcholové špičky na výstupe mikrofónu môžu pochádzať aj z iného zdroja ako je srdce. Ten je privedený na amplitúdový diskriminátor ktorého výstup sú pulzy ktoré dosahujú určitú úroveň. Bežne sa takýto signál spracováva číslicovým spôsobom [1].

1.1.4 Detekcia tepu za pomoci zmeny impedancie tkaniva

Vstupná časť zariadenia je reograf ktorý meria zmeny impedancie tkaniva (prietok krvi).

Obsahuje merací mostík ktorý je napájaný oscilátorom s kmitočtom 20-200 kHz pričom súčasťou obvodu je samotný pacient. Impedanciu vyrovnáva za pomoci odporovej a kapacitnej zložky. Je schopný zistiť zmenu až 0,001 ohm. Spracovanie signálu je podobne ako u detekcie optickou cestou.

V praxi sa nepoužíva lebo neprináša žiadne zvýhodnenie oproti ostatným [1].

1.1.5 Detekcia tepu za pomoci zmeny objemu tkaniva

Najčastejšia metóda v praxi pre odhadovanie srdcovej frekvencie je za pomoci zmeny objemu tkaniva. Ľudské cievy a tkanivo je pružné. Srdce pri pulze pumpuje krv do celého tela a tým zvyšuje objem ciev a tkaniva. Inak povedané kolísajú 2 tlaky (systolický a diastolický).

(21)

- 21 - Obrázok 1.11: Riva-Rocciho metóda

Na Obr.1.11 je zobrazená metóda Riva-Rocci. Kedy je okolo ruky ovinutá nafukovacia gumová manžeta. Po dosiahnutí určitého tlaku v manžete prestane krv prúdiť. Vtedy následne začneme odčerpávať tlak až na úroveň systolického tlaku kedy začne krv prúdiť žilami. Čo bude mať za následok akustického chvenia krvi na danom mieste. Za pomoci fonendoskopu priloženého k lakťu sme schopný zachytiť frekvenciu srdca. Pri ďalšom znižovaní tlaku v manžete zvuky zosilňujú. Jeho maximálna hlasitosť je dosiahnutá pri strednom arteriálnom tlaku. Potom už len slabne. Systolický tlak je zobrazovaný na stupnici ktorá sa udáva v milimetroch ortuťového stĺpca. Odráža silu akou srdce pracuje a pumpuje krv do tepien.

Tento princíp je možne využiť aj modernejšími technikami. Kedy manžeta obsahuje piezoelektrický menič. Na tento menič pôsobí tlak v žilách vyvolaný srdcom. Ten pôsobí na kryštál meniča na ktorom sa vytvára napätie. Výstup tohto meniča je malé napätie v čase ktoré zodpovedá úderom srdca.

Obrázok 1.12: Bloková schéma detektoru

Takýto signál je opäť zosilnený. Použije sa pásmovo priepusť a potom sú oddelene špičky ktoré sú priamo úmerne tepu srdca a následne tvarované na pulzy. Popis jednotlivých blokov schémy boli popísane vyššie [1].

(22)

Teória ku Braggovským mriežkam

- 22 -

2 Teória ku Braggovským mriežkam

Braggovská mriežka (FBG) je spojená spolu s jednomodovým optickým vláknom. Optické vlákno je prevažne vyrobené z kremíka. Takto vyrobene vlákno by malo však slabú fotocitlivosť a tak je jadro dopované napríklad oxidom germánia. Okrem germánia sa do chemického zloženia pridávajú aj iné materiály ktoré zvyšujú jeho fotocitlivosť. Fotocitlivosť vlákna je velmi doležitá pri výrobe Braggovskej mriežky. Dostatočne kvalitné optické vlákno môžeme použiť na výrobu mriežky. FBG je z pravidla periodická zmena indexu lomu v jadre optického vlákna v dĺžke 1 – 20 mm. Zmenu indexu lomu vieme docieliť rôznymi spôsobmi. Najpoužívanejšie typy výroby sú fázovo maskovacia metóda, metóda bod po bode a metóda za pomoci interferencie svetla. Interferometrická výroba využíva rozdelenie vyžarujúceho UV žiarenia laserového lúča do dvoch lúčov a následne jeho rekombináciu pri dopade na optické vlákno. Tieto dopadajúce lúče interferujú priečne na vlákno a vytvárajú periodické zmeny u fotocitlivého materiálu. Podľa intenzity žiarenia vytvárajú rozdielne zmeny indexu lomu.

Fázovo maskovacia metóda zas zabezpečuje vysokú kvalitu, ľahšiu výrobu a jednoduchý zápis mriežky do jadra. Fázová maska je osvetlená silným UV laserom čím sa vytvárajú priestorové modulácie masky na jadre vlákna a mení sa jeho štruktúra. Technológia bod po bode postupne zapisuje segment po segmente na ktorý dopadá UV žiarenie. Pozdĺž jadra optického vlákna sa vytvárajú periodické zmeny indexu lomu po jednom kroku. UV žiarenie musí mať presnú dĺžku a intenzitu podľa ktorej závisí aj dĺžka periódy. Perióda závisí aj na rýchlosti ťahania vlákna pri vytváraní týchto zmien [5].

2.1 Princíp FBG

Ako bolo už vyššie spomenuté FBG je periodická zmena indexu lomu jadra na úseku jadra dĺžky 1 – 20mm. Pri pustení širokospektrálneho lúča do vlákna luminiscenčnou diódou dopadá toto svetlo na mriežku. Podstatná väčšina vlnových dĺžok lúča prejde cez tuto mriežku bez útlmu. V senzorových aplikáciách to môže končiť búd samotnou FBG keďže nás zaujíma odrazené spektrum alebo pokračovať k ďalšej FBG. V prípade filtru, pásmo ktoré sa dostalo cez mriežku bude pokračovať do ďalšieho reťazca. FBG v zásade pracuje ako pásmová zadrž. Avšak úzka časť spektra lúča je odrazená späť smerom ku zdroju. Takto odrazená časť spektra sa nazýva Braggovská vlnová dĺžka označená λ_𝐵, a je daná vzorcom (2.1):

λ_𝐵 = 2 𝑛_𝑒𝑓𝑓𝛬, (2.1)

kde 𝛬 je perióda zmeny indexu lomu a 𝑛_𝑒𝑓𝑓 je efektívni index lomu mriežky[9].

Štruktúra FBG je veľmi citlivá na mechanické napätie a teplotu. Pri účinkoch týchto faktoroch nastáva posun Braggovskej vlnovej dĺžky. Obecný vzťah citlivosti FBG na tieto účinky je daný:

∆λ_𝐵

λ_𝐵 = 𝑘𝜀 + (𝑎_𝛬+ 𝑎_𝑛)∆𝑇, (2.2)

kde ∆λ_𝐵 je posun vlnovej dĺžky, 𝜆_𝐵 je základna vlnova dĺžka bez učinkou okolitých vplyvov, 𝑘 je deformačný koeficient a 𝜀 je pôsobiaca deformácia, ∆T zmena teplom, 𝑎_𝛬 je tepelný koeficient rozpínania a 𝑎_𝑛 je tepelno optický koeficient [10].

(23)

- 23 - Pre popis deformácie v kryštalickom optickom vlákne použijeme normalizovaný koeficient deformácie, daný (2.3), kedy bude teplota konštantná a to :

1 𝜆_𝐵

∆𝜆_𝐵

∆𝜀 = 0.78 × 10⁻⁶ μstrain⁻¹. (2.3)

A normalizovaný koeficient teploty, reprezentujúci rovnicou (2.4), kedy mechanické napätie bude konštantné zase [18]:

1 𝜆_𝐵

∆𝜆_𝐵

∆𝑇 = 6.678 × 10⁻⁶ ℃⁻¹. (2.4)

Na Obr.2.1 je vidieť pôsobiace mechanické napätie na mriežku. Dôsledku toho nastane natiahnutie alebo stiahnutie mriežky a adekvátny posun Braggovskej vlnovej dĺžky. Lúč zo zdroja označený I_in dopadá na senzor. Ten odráža úzku časť spektra nazývaná I_re. Zvyšok lúča ktory ktorý prejde skrz FBG označujeme ako I_tr.

Obrázok 2.1: Deformácia mriežky

Pri mechanickom napätí ako vidieť na obrázku nastavajú dva prípady kedy sa mriežka buď rozťahuje alebo sťahuje. Vtedy nastáva posun Braggovej vlnovej dĺžky. Toto je základný princíp senzorovej techniky za pomoci FBG. Mriežka je primárne citlivá na mechanické napätie a teplotu.

Avšak vhodnou voľbou mechanického zapuzdrenia je možne získať citlivosť FBG na takmer hocijakú veličinu ako napríklad tlak, sila, vibrácie, vlhko. FBG je pomerne nová technológia ktorá sa stále skúma a hľadá uplatnenie v rôznych odvetviach. Spočiatku si našla svoje miesto v telekomunikačnej technike ako optické filtre. Pomocou nich je možne zlúčiť viacej optický kanálov do jedného optického vlákna. Ide teda o vlnový multilex (WDM) samozrejme teda aj vlnový demultiplex. Každý vstupný kanál bude obsahovať jednu jedinečnú FBG ktorá bude odrážať rozdielnu vlnovú dĺžku. Následne toto odrazené pásmo za pomoci optického cirkulátora bude smerovane na dané

(24)

- 24 - jedno optické vlákno. Na základne rôznych vlnových dĺžok v sme schopný rozlišovať jednotlivé signály v kanály.

O čosi neskôr si FBG našli svoje uplatnenie aj v senzorovej technike. Samotná FBG predstavuje jednobodový senzor avšak vďaka vlnovému multiplexu (WDM) nie je problém prispôsobiť meranie s viacbodovým senzorom.

Obrázok 2.2: Viac bodové snímanie

Dôležitým aspektom pre takéto meranie je zaistiť neprekrývaniu refrektačných pásiem. Treba mať predstavu o maximálnych posunoch odrazeného spektra aby nedošlo k vzájomnému prekrytiu. Na základe poznatkov je možne navrhnúť viacbodový merací systém ktorých každá FBG bude odrážať Braggovsku vlnovú dĺžku o adekvátny posun v nanometroch [18].

2.2 Typy Braggovských mriežok

2.2.1 Uniformná

Táto mriežka je základná a najjednoduchšia. Ide o homogénnu štruktúru čiže veľkosť periódy Λ je stále rovnaká. Jednotlivé segmenty majú rovnakú dĺžku.

Obrázok 2.3: Uniformná mriežka

Kladie sa dôraz hlavne na jej šírku pásma. Šírka pásma je definovaná konštantou k. Čím je toto číslo väčšie tým je širšia šírka pásma.

(25)

- 25 - Obrázok 2.4: Spektrá v závislosti na konštante

Konštanta k definuje šírku pásma. Typické spektrum uniformnej mriežky ako vidieť na obrázku ma jedno hlavné pásmo a pomerne vysoké postranne laloky ktoré môžu mať nepriaznivý vplyv pre určite typy použitia. Tieto postranné laloky sme schopný odstrániť apodizáciou [6].

2.2.2 Apodizovaná mriežka

FBG s konštantnou hĺbkou modulácie indexu lomu pozdĺž vlákna sú charakterizovane hlavným reflektačným maximom a po oboch stranách toho maxima na nachádzajú postranne laloky. Výrazne postranne laloky spôsobujú rušenie, preto pre dosiahnutie vysokej selektivity vlnovej dĺžky je potrebné znížiť úroveň postranných maxím. Zníženie postranných maxím dosiahneme apodizaciou ktorá môže byť realizovaná v rôznom rozsahu modulácie indexu lomu pozdĺž mriežky. Pre apodizaciu sa štandardne využíva niekoľko známych funkcii [5].

(26)

- 26 - Obrázok 2.5: Spektrá apodizovanej a neapodizovanej mriežky

Obr.2.5 popisuje reflektačne pásma apodizovanej a neapodizovanej mriežky. Svoje uplatnenie si našli ako optické filtre pre filtrovanie kanálov WDM systému. WDM pri prenose signálu multiplexuje viac optických signálov do jedného optického vlákna za použitia vlnových dĺžok. Takto umožňuje WDM zvýšiť kapacitu kanálu. Postranné laloky by mali nepriaznivý vplyv pri filtrácii týchto kanálov tak je možne docieliť DWDM [5].

2.2.3 Čirpovaná mriežka

Jednoducho povedané ide o monotónne meniacu sa periódu mriežky. Perióda môže mať buď narastajúci charakter alebo klesajúci. Tieto vlastnosti sú výhodne pre špecifické aplikácie v telekomunikáciách a senzorových technológiách , ako napríklad kompenzácia disperzie alebo sa nimi dá stabilizovať vyžarovanie svetelných lúčov zo zdroja [7].

Obrázok 2.6: Čirpovaná mriežka

Dĺžka čirpovanej šírky pásma ∆λ_{𝑐ℎ𝑖𝑟𝑝} sa dá vypočítať podľa vzorca (2.4):

∆λ_{𝑐ℎ𝑖𝑟𝑝}= 2𝑛_𝑒𝑓𝑓 [𝛬_{𝑙𝑜𝑛𝑔}− 𝛬_{𝑠ℎ𝑜𝑟𝑡}], (2.4) kde Λ_short je dlžka najkratšej periody a Λ_long je zase najdlhšia perioda. Taktiež je možne teda túto mriežku využiť ako širokopásmový reflektor.

(27)

- 27 - Obrázek 2.7: Odrazené spektrum od čirpovanej mriežky

Obr.2.7 popisuje odrazene pásmo od čirpovanej mriežky. Šírka tohto odrazeného pásma je podstatne širšia ako u iných [8].

2.2.4 Blazed mriežka

Posledným typom FBG je Blazed Braggovská mriežka ktorá ma naklonene roviny mriežky pod určitým uhlo voči ose vlákna.

Obrázek 2.8: Blazed mriežka

Dopadajúce svetlo bude z časti odrazene späť a zvyšok bude vyradene preč smerom ku plášťu.

Vyradí danú vlnovú dĺžku. Uhol naklonenia mriežky , index lomu ovplyvňuje ktorá časť svetla bude vyradená preč [7].

(28)

- 28 - Obrázek 2.9: Spektrum po aplikacii Blazed mriežky

Obr.2.9 nepopisuje odrazene pásmo ale pásmo ktoré prejde ďalej cez mriežku. Mriežka spôsoby útlm pre danú vlnovú dĺžku pre ktorú bola navrhnutá.

(29)

Vlákno optické senzory na meranie srdcovej frekvencie

- 29 -

3 Vlákno optické senzory na meranie srdcovej frekvencie

Moja práca je zameraná hlavne čo sa týka biomedicíny. Srdcová frekvencia je základný parameter správneho fungovania ľudského organizmu. Pri určitých pacientoch ako napríklad klaustrofóbikov, pacientoch pod sedatívami, invalidoch alebo kritický chorí pacienti by mohli nastať komplikácie počas vyšetrenia. FBG je natoľko citlivé že je možne pomocou neho detekovať srdcový pulz. Detekcia srdcového pulzu môže byť kľúčová aj pri iných operáciách. V srdcovej frekvencii sa odrážajú rôzne stavy človeka ako napríklad únava alebo mdloby. Ľudia ako piloti, rušňovodiči a podobne nesú vo svojej práci určitú zodpovednosť. Skóre odhalenie zlého stavu môže viesť k zastaveniu stroja a prípadnej záchrane nákladu alebo cestujúcich.

Existujú dva typy vyšetrovania za pomoci vlakno optických filtrov. Prvá z nich je najviac používaná a volá sa balistokardiografia. Balistokardiografia, skrátene BKG, je neinvazívna metóda snímania tela ktorý je spôsobený činnosťou srdca. Pohyb tela meraný touto metódou je spôsobený zrýchlením krvi vo vnútri tepnách a cievach ktorý bol spôsobený pulzom. Keďže ide o vlákno optické senzory využívá sa u BKG senzor založený na princípe FBG [12].

Zrejmou výhodou FBG je odolnosť voči elektromagnetickým poliam a chemická nereaktívnosť.

To sa dá hlavne využiť pri monitorovaní srdcovej frekvencie pacienta počas magnetickej rezonancie kde nie je možne využitie konvenčných metódach. V tejto časti práce popíšem odhad srdcovej frekvencie zo senzoru ktoré ho princíp fungovania je založený na FBG. Existuje niekoľko experimentálny štúdii a mnoho vedeckých článkov ktoré sa týmto zapodievajú. Prejav srdcovej frekvencie ma za následok nárastu objemu krvi v tepnách a cievach po celom tele. Dôsledku toho je možne umiestnenie FBG sondy na rôzne časti tela. Vďaka citlivosti FBG štruktúry je možne teda zaznamenať tento podnet srdca ktorého Braggovská vlnová dĺžka sa bude dôsledku pulzov meniť. Dôležite pre takéto snímanie je samotný návrh daného senzoru a jeho implementácia. Samozrejme existuje veľa iných nepriaznivých faktorov ktoré môžu spôsobovať rušenie. Posun Braggovej vlnovej dĺžky nastáva dôsledku pohybu tela, dýchania alebo teploty. Vlnová dĺžka je najviac používaný spôsob na analýzu reakcie FBG ktorá je vystavená námahe.

Všeobecný merací systém môžeme vidieť na Obr.3.1.

(30)

- 30 - Obrázok 3.1: Schéma merania

Senzor zo schémy môže predstavovať rôzne spôsobí implementácie alebo rôzneho počtu FBG.

Svetlo zo širokopásmového zdroja dopadá na mriežku ktorá odráža úzku časť spektra. Takto odrazene svetlo prechádza cez cirkúlátor kde je oddelené a napojené cez FC/APC konektor do optického spektrálneho analyzátora. Štúdie využívali OSA sm130-700 firmy Micron Optics ktorý zaznamenával dynamické zmeny mriežky. OSA skenoval pásmo 1510-1590 nm s frekvenciou 1kHz s rozlíšením 1 pm peak-to-peak. Následne výstup z optického analyzátora bol pripojený cez Ethernet do PC kde za pomoci dynamického programovania môžeme detekovať srdcové pulzy [11].

V takto získanom BKG signálu sa môžeme spoľahnúť na špecifické vrcholy ktoré predstavujú okamžitú zmenu vlnovej dĺžky. BKG signál je reprezentovaný na ose x časom priebehu merania a osou y vlnovou dĺžkou ktorá sa mení dôsledku mechanického napätia a teda činnosťou srdca a inými faktormi.

Na Obr.3.2 je možne vidieť 10 sekundový záznam BKG signálu. Takýto signál je dobre časovo synchronizovať s presným EKG signálom ktorý je možne získať za pomoci gélových elektród pripnutý na hrudi pacienta mimo magnetických polí alebo karbónových elektród v prostredí magnetickej rezonancie.

(31)

- 31 - Obrázok 3.2: BKG signál

Na Obr.3.2 je možne vidieť u FBG signálu veľké vlnenie ktoré je spôsobené dýchaním ktorý vyvoláva zmeny 20-30 pikometra (pm). Slabšia činnosť srdcavyvoláva zmeny cca 10 pm . Celkový rast signálu spôsobuje zahrievanie senzoru pomocou tela ale ten ma vplyv na strednú hodnotu meranej vlnovej dĺžky. Vibrácie spôsobné srdcom spôsobujú okamžitú zmenu hodnoty vlnovej dĺžky.

3.1 Interferometrické senzory

Druha optická metóda pre zisťovanie srdcovej frekvencie sa nazýva fonokardiografia, skrátene FKG. Pri práci srdca vznikajú tzv. ozvy. Čo sú zvukové efekty ktoré sprevádzajú činnosť srdcového svalu pri sťahovaní a ochabnutí svaloviny. Jedna perióda srdcovej pulzu zdravého človeka by mala mať dve ozvy. Prvá ozva je najviac výrazná a odpovedá R-vlne pri EKG signálu. Nachádza sa vo frekvenčnom rozsahu 25 – 45 Hz. Druha, menej výrazná ozva, sa nachádza okolo 50 Hz a objavuje sa na konci T vlny pri porovnaní s EKG signálom. Z hľadiska medicíny existujú ešte ďalšie dve ozvy jednej srdcovej periódy ale tie u zdravého dospelého človeka nepočuť [3].

FKG je akustická metóda ktorá využíva interferometrické senzory. Interferometria je optická metóda ktorý využíva dve optické vlákna a sleduje fázový posun medzi nimi. Ten je detegovaný následne interferometrom. Tento typ senzora obsahuje koherentný laserový zdroj čo znamená že dodáva rovnaký výkon ktorý je naviazaný do oboch jednovidových vlákien. Prvé z vlákien je referenčné. Je potrebné eliminovať nežiaduce rušenie ktoré ma pôvod tepelných javoch, mechanických zmenách a pod.

Toto referenčne vlákno sa musí čo najviac podobať druhému vláknu čo tiká štruktúry, dĺžky a iných vlastnosti. Druhé vlákno je senzorové. Okolité vplyvy toto vlákno ovplyvňujú a pokiaľ je prvé vlákno v stabilných podmienkach dôjde k fázovému posunu pri porovnaní. Hlavnou výhodou týchto senzorov je vysoká citlivosť, veľký dynamický rozsah a nezávislosť na elektromagnetických poliach. Preto si vývoj interferometrou našiel cestu do akustiky. Interferometre fungujú obvykle na princípe Mach- Zehnder, Michelsona a Fabry-Perot interferometra.

(32)

- 32 - 3.1.1 Fabry-Perot interferometer

Tento filter využíva rezonančného efektu. Pozostáva z dvoch zrkadiel ktoré majú vysokú odrazovú schopnosť. Priepustnosť nesmie byt nulová ale rovná :

𝑇 = √(1 − 𝑅²), (3.3) kde R je koeficient odrazu a vzdialenosť zrkadiel λ/2. Priestor je v vyplnený etanolom ktorý niekoľko násobne zvýši odrazenie svetla. Rýchlosť týchto lúčov je ovplyvnená hrúbkou etanolu a jeho indexom lomu. Tak isto aj fáza týchto lúčov. Pokiaľ je lúč vo fáze rýchlosť je maximálna. Lúč dopadá na zrkadlo kde sa oddelí vlnová dĺžka ktorá pokračuje smerom von. Zvyšok lúča sa odrazí späť a nastáva mnohonásobný odraz. Pri každom odraze sa od zdrojového lúča oddelí určitá vlna. Vlny vo svetelnom lúči nie sú rovnaké pretože každá má iný dráhový rozdiel, koeficient odrazu a fázu. Vzdialenosť „d“

týchto dvoch zrkadiel je faktor ktorým môžeme meniť na interferometry pásmo ktoré ma prepúšťať.

Obrázok 3.3: Princíp Fabry-Perot filtra

Existujú tri druhy ladenia F-P filtra. Prvý sa opiera o mechanické nastavovanie vzdialenosti dvoch zrkadiel. Druhý princíp pozostáva zo zmeny polohy zrkadla pomocou manuálneho piezoelektrického mikroregulátora. Tretia metóda využíva tekuté kryštály ktoré sú natlačene medzi tieto dve zrkadla. Menia index lomu medzi nimi a tým menia pásmo ktoré ma byť prepustené [6].

(33)

- 33 - 3.1.2 Mach-Zehnderov interferometer

Pozostáva z dvoch plnohodnotných zrkadiel, dvoch polopriepustných zrkadiel a detektora.

Zdroj žiarenie vysiela lúč na prvé polopriepustne zrkadlo „c“ kde sa rozdelí na dve časti. Prvá časť ide na plnohodnotne zrkadlo „a“ a druha časť na druhé polo hodnotné zrkadlo „b“. Tieto plnohodnotne zrkadla zase ďalej odrážajú tieto časti lúčov do polopriepustného zrkadla „d“ ktorý ich už nasmeruje do detektora. Interferencia sa dosahuje rozdielnym nastavením uhla polopriepustných a obyčajných zrkadiel. Vzdialenosť obyčajných zrkadiel je možne meniť pomocou ladiacich zariadení. Samozrejme aj tu musí byť dodržaná vzdialenosť ktorá sa rovná násobku vlnovej dĺžky [6].

Obrázok 3.4: Princíp Mach-Zehnderovho interferometra

3.1.3 Michelsonov interferometer

Tento typ filtra prepúšťa iba jednu vlnovú dĺžku. Skladá sa z dvoch plnohodnotných zrkadiel a

„b“, „c“ a zrkadla „a“ na ktorom je nanesená reflexná vrstva. Svetelný lúč dopadáva na prvé polopriepustne zrkadlo „a“ kde sa lúč rozdelí na dve časti ktoré dopadajú na plnohodnotne zrkadla „b“

a „c“. Odtiaľ sú tieto lúče spätne odrazené a dopadajú na detektor. Zrkadlá „b“ a „c“ môžu byť od zrkadla „a“ rôzne vzdialene ale ich vzdialenosť medzi sebou musí byť vo vzdialenosti rovnajúca sa násobku vlnovej dĺžky aby mohla nastať maximálna interferencia [6].

(34)

- 34 - Obrázok 3.5: Princíp Michelsonovho interferometru

3.2 FBG senzor tepu používajúci PMMA dosku

Tento typ senzora využíva polymetylmetakrylovú (PMMA) dosku na ktorej je mriežka prilepená epoxidovým lepidlo. Toto lepidlo chráni mriežku pred vlhkosťou. Tato doska prenáša vibrácie ktorých súčasťou sú aj tie, spôsobene srdcovou aktivitou. Aby senzor spracoval správne, musí byť platňa umiestnená medzi zvoleným povrchom nohou alebo chrbtom a mäkkým povrchom.

(35)

- 35 - Obrázok 3.6: FBG senzory

Používajú sa dve platne PMMA dosky rôznych veľkosti podľa Obr.3.6. Pri väčšom senzore „a“

bola použitá PMMA platňa rozmermi 370 × 500 × 3 mm. Táto väčšia doska zabezpečuje lepši prenos vibrácií tela. Doska bola umiestnená pod nohami pacienta počas státia. Porovnáva dve mriežky ktoré berie ako nezávisle signály pre analýzu. Menšia doska „b“ ma rozmery 95 × 220 × 1,5 mm a používa iba jednu mriežku. Tento senzor býva umiestnený pod chrbát ležiace pacienta v prostredí magnetickej rezonancie. Z toho dôvodu je v chrániči zvaru keramická výstuž. Optické vlákna sú ku doske prilepené polyimed páskou a na ktorých konci sa nachádza FC-APC konektor ktorý je pripojený do vyšetrovacej jednotky. Táto jednotka musí obsahovať zdroj žiarenia a optický spektrálny analyzátor schopný kvalitne detegovať dynamické zmeny. Najviac používaná jednotka je sm130-700 vyrobený firmou Micron Optics. Ten skenuje dane pásmo s frekvenciou 1 kHz. Dáta z jednotky sú napojene cez ethernet do počítača kde sú výsledky ďalej spracovane. Tento typ bol použitý v článku [11] [12] [13] [14] [15].

3.2.1 Spracovanie a zhodnotenie

Namerane dáta potrebujú spracovať aby bolo možne detegovať tep. Na to sa využíva softvér ktorý bol navrhnutý ku spracovaniu a analýzu dát. Tento softvér musí disponovať potrebnými funkciami. Realizovateľne hlavne za pomoci dynamického programovania. Súčasť softvéru musí byť hlavne filter. Signál nahraný do počítača je „surový“ . Mriežka zaznamenáva aj iné vibrácie ako je napríklad dýchanie. Preto sa na takýto signál použije filter pásmovej priepusty aby potom bolo možne zaznamenávať špičky ktoré budú reprezentovať tep. Je potreba odfiltrovať nežiaduce frekvencie.

(36)

- 36 - Hranice pre tento filter sa pohybujú 1-20 Hz. Záleží na type digitálne filtra. Po aplikácii filtra sa použije funkcia na detekciu špičiek, tie predstavujú srdcový tep. Tieto špičky budú reprezentované v čas a môže byť srdcová frekvencia vypočítaná ako (3.4):

𝐻𝑅 =_𝑡 ⁶⁰

𝑛− 𝑡_𝑛−1 , (3.4)

kde 𝑡_𝑛 je čas špičky a 𝑡_𝑛−1 je čas predošlej špičky. Výpočet prebiehal medzi jednotlivými časmi a následne ich celkove spriemerovanie. Ku určení presnosti bol použitý signál z EKG. Tieto merania boli časovo synchrónne [12].

Články zaoberajúce sa týmto senzorom robili merania na rôznych ľudí rozdielnej váhy, výšky a pohlavia. Spôsoby merania boli realizovane na pacienta ležiaceho na menšom senzore alebo stojaceho na väčšom senzore. Najčastejšie používanou metódou pre klasifikáciu chyb je výpočet strednej kvadratickej chyby (RMSE) inak volaná aj štandardná odchýlka (SD) ktorá je daná (3.5):

𝑅𝑀𝑆𝐸 = √¹_𝑛∑_𝑛=1(𝑋_𝑅− 𝑋_𝑆)² , (3.5) určuje rozptyl rozdelení početnosti odchýlok medzi hodnotou srdcového tepu zo senzora a referenčného EKG. Taktiež aj relatívnou chybou RE :

𝑅𝐸 =¹⁰⁰

𝑛 ∑ ^|𝑋^𝑅^{− 𝑋}^𝑆^|

𝑋_𝑅

𝑛=1 . (3.6)

Väčší senzor bol použitý na detekciu tepu z nôh stojaceho človeka. Pri tomto meraní boli použite dve mriežky ktorých signál bol zvlášť vyhodnocovaný. Mriežka ktorá bola umiestená rovnobežne z agitálnou osou tela dosahovala maximálne RMSE = 5.13 bpm a RE = 6.547 % . Druhá mriežka vykazovala maximálne RMSE 5.36 bpm a RE = 7.418 % [12].

Menši senzor bol využívaný ma meranie tepu v prostredí magnetickej rezonancie. Ide o viac využívaný senzor v štúdiách ako pri predošlom. RMSE týchto štúdii nepresahovalo 6 bpm a relatívna chyba nepresiahla 7,67 % [14].

3.3 FBG sonda ako opierka

Pri tom to type senzora sa mriežka nachádza vo vnútornej časti nafukovacieho vankúša. Je prilepená epoxidovým lepidlo na plexisklovú dosku a následne priskrutkovaná na vankúš tak aby neunikal vzduch. Vankúš je umiestnený medzi operadlo stoličky a a chrbát opieranej osoby.

(37)

- 37 - Obrázok 3.7: Operadlový senzor

Toto experimentálne nastavenie,Obr.3.7, popisuje článok [16]. Meracia čast pozostáva z jednej FBG prilepenej epoxidovým lepidlom na dosku a priskrutkovaná z vnútornej časti vankúša. Tlak vzduchu vo vnútri vankúša bude pôsobiť na mriežku a vyvolávať zmeny. Pre takýto signál platí obdobne spracovanie signálu ako u prvého senzora. Použije sa filter pásmovej priepusty vďaka ktorému sa dajú potom nájsť špičky odpovedajúce tepu. Tento senzor vykazoval maximálnu relatívnu chybu 14 % [16].

Obrázok 3.8: Operadlový senzor s dvoma FBG

Toto nastavenie,Obr.3.8, pozostáva z dvoch mriežok ktoré sú na doske plexiskla umiestene kolmo na seba. Doska sa priskrutkovalá o vankúš a je umiestená doskou smerom ku opierajúcej sa osoby. Keďže tieto dve mriežky sa nachádzajú na jednom optickom vlákne bolo potreba využiť vlnový multiplex a mriežky od seba spektrálne oddialiť. Tento senzor vykazoval maximálnu relatívnu chybu 12% [17].

(38)

- 38 -

3.4 Upínacia FBG sonda

Upínacia preto lebo je potreba ju uchytiť na dane miesto na tele. Ideálne v oblasti hrude kde je približne srdce alebo v oblasti tepny na ruke. Na upnutie je dobre použiť elasticky pás ideálne textilného materiálu. Mriežka môže byť zaliata v siloxane alebo tiež vôbec. Pokiaľ senzor pozostáva holého vlákna na ktorom je mriežka je potrebne dostatočne uchytenie bandážou.

Obrázok 3.9: FBG senzor na zápästi

Dobre je pri takejto mriežke použiť špongiu ktorá vlákno lepšie uchytí a bude rovnomerne tlačiť na mriežku pod bandážou. Ta by mala byť umiestnená na mieste tepny [20].

Hole vlákno s mriežku je tiež možne nalepiť lepiacou páskou na rôzne časti tela.

Obrázok 3.10: Prilepená mriežka lepiacov páskou

Tento spôsob merania popisuje článok [21]. Meranie bolo aplikovane na rôzne časti tela ako je prst, zápästie, ucho a podobne. Štandardná odchýlka pri meraniach jednotlivých časti tela nebola väčšia

(39)

- 39 - ako 0.9 [21]. Vzhľadom na tu to chybu sa ta považovať ako za najpresnejšiu. Ako referenčný signál bol použitý sphygmoanometer.

Obrázok 3.11: Mriežka v siloxane pripnutá na hrudi

FBG je tiež možne zaliať do siloxanu. Takýto senzor je ideálne pripnúť na hruď do oblasti srdca a upevniť hrudným pásom [18] [19].

(40)

Realizácia senzora srdcovej frekvencie

- 40 -

4 Realizácia senzora srdcovej frekvencie

Meranie bolo realizovane za pomoci dvoch senzorov. Jeden so senzorov predstavoval referenčnú hodnotu srdcovej frekvencie ktorým budem zrovnávať experimentálny senzor. Presnosť referenčného senzora bola overená v článku [18]. Kde signál pochádzajúci zo sondy bol porovnávaný v čase EKG modulu.

Obrázok 4.1: Schéma merania

Obr.4.1 popisuje schému merania vďaka ktorej bolo nadobudnutých 50 2-minútových záznamov srdca z oboch sond. Senzory ktorých súčasťou je FBG boli prepojené optickou spojkou a pripojene FC-APC konektorom do Interrogačnej jednotky na jeden spoločný kanál. Jedná sa o jednotku firmy SAFIBRA. Mriežky zo senzorov teda museli byť spektrálne oddelene aby nedošlo k prekrytiu spektier.

Úlohou interrogačnej jednotky bolo skenovať rozsahy ktoré boli určené pre jednotlivé mriežky.

Pomocou web rozhrania je možne sa prihlásiť na tento interrogator a nastaviť potrebné parametre.

Centrálna vlnová dĺžka experimentálne senzora sa pohybuje okolo 1545,0413 nm zatiaľ čo referenčného 1549,89 nm. Tak som si mohol nastaviť dve meracie okienka pre oba senzory. Tieto meracie okienka som si nastavil na skenovanie vlnový dĺžok v rozmedzí ± 2 nm vzhľadom ku centrálnej vlnovej dĺžky mriežky.

(41)

- 41 - Obrázok 4.2: Interrogačná jednotka

Vyšetrovacia jednotka ktorá bola použitá pri meraní je na Obr.4.2. Obsahuje širokospektrálny zdroj, spektrálny analyzátor cirkulátor a počítač pre riadenie. Táto jednotka pracuje na maximálnej skenovacej frekvencii 250 Hz. Jednotlivé merania zaznamenáva do súboru .csv. Ten si je možne prevziať do počítača pripojeného cez ethernet alebo wifi.

4.1 Senzory

Súčasťou bakalárskej práce je aj návrh, realizácia a overenie funkčnosti senzora tepovej frekvencie. Ja som použil dosku plexiskla na ktorú som nalepil epoxidovým lepidlom mriežku. Dosku som pred lepením očistil od potrebný nečistôt a následne nechal lepidlo s mriežku zaschnúť.

Obrázok 4.3: Navrhnutý senzor srdcovej frekvencie

(42)

- 42 - Doska ma rozmery 450 × 350 × 2 mm. Zbytok vlákna bol prilepený lepiacou páskou na dosku.

Centrálna vlnová dĺžka po zaschnutí lepidla bola 1545,0413 nm. Osoba ležala chrbtom na hladkej strane dosky. Pod doskou sa nachádzala 1 cm molitanovej peny kvôli lepšiemu prispôsobovaniu sa platne telu osoby.

Tento senzor bol optickou spojkou prepojený s FBG senzorom zaliatym v polymer polydimethylsiloxan Sylgard-184. Siloxanova platňa bola hrudným pásom pripnutá na hruď do oblasti srdca.

Obrázok 4.4: PDMS sonda

Centrálna vlnová dĺžka mriežky bolo 1550,89 nm. Bude vykazovať referenčnú hodnotu tepu.

4.2 Spracovanie signálu

Použil som softverove prostredie Matlab a vytvoril so vlatnu GUI aplikaciu. Tento softvér podporuje tvorbu užívateľského rozhrania. Ktoré som si navrhol na čítanie signálu a prácu so signálom.

(43)

- 43 - Obrázok 4.5: GUI v MatLabe

Na Obr.4.5 je vyobrazené grafické užívateľské rozhranie pre prácu s nameranými signálmi.

V ľavom hornom rohu sa nachádza možnosť „Nahrať“. Táto možnosť umožňuje nahrať jeden súbor alebo všetky súbory v priečinku. Trochu nižšie sa nachádzajú názvy nahratých súborov. Pri kliknutí na jeden z nich sa vykresli graf tohto signálu do hornej časti v závislosti na čase ktorý sa nachádza pod zoznamom. Tento graf zobrazuje Obr.4.6.

Obrázek 4.6: Priebeh nameraného signálu

Na Obr.4.6 sú čiernymi koliečkami zobrazene špičky ktorej reprezentujú tep srdca. Na tento signál sa dá aplikovať filter ktorého parametre sa nachádzajú pod grafom. Možnosť Fpass1 a Fpass2 predstavujú prepúšťane pásmo filtra pásmovej priepuste zatiaľ najlepšie výsledky sa vykazujú pri hraničných frekvenciách 1 – 2 Hz. Fstop1 a Fstop2 predstavujú parametre pre strmosť kedy nastane maximálny útlm 120 dB. Filter tiež ponúka možnosť výberu rôznych typov filtra ako je Butterworth, Chebyshev Type I, Chebyshev Type II a Elliptic. Po aplikácii filtru sa signál vyobrazí na dolnom grafe v čase aký potrebujem. Obr.4.7.

(44)

- 44 - Obrázok 4.7: Filtrovaný signál

Na prefiltrovaný signál je možne v pravom hornom rohu GUI-čka potom použiť funkciu ktorá vyhľadá špičky. Ta vyhľadá vrcholy v celom filtrovanom signále ako je ukázané na Obr.4.7. Špičky by mali prezentovať tep ktorý bol súčasťou signálu. Pri výpočte srdcovej frekvencie je dobre si nastaviť časový interval z ktorého bude vypočítaná srdcová frekvencia. Signál býva znehodnotený na začiatku dôsledku digitálneho filtra.

GUI aplikácia umožňuje ukladať dva signály ktorých presnosť vyobrazí pomocou Bland- Altman diagramu.

4.2.1 Vyhodnotenie výsledkov

Dosiahnuté výsledky meraní som zhrnutíl v Tab.4.1. Celkovo bolo nameraných 50 2- minútových záznamov. Tieto jednotlivé merania pozostávali s využitím dvoch senzorov. Pričom jeden z nich bol použitý ako referencia. Na všetky signály som použil filter pásmovej priepuste s hraničnými frekvenciami 0.9 - 1.9 Hz. Typ digitálneho filtra Chebyshev Type II. Vzhľadom na filtrovaný signál som vypočítal RMSE/SD, RE a priemernú srdcovú frekvenciu pre každý senzor. Tab.4.1 popisuje dosiahnuté hodnoty pre 10 meraní.

Tabuľka 4.1: Výsledky meraní

Meranie číslo RMSE/SD (bpm)

RE (%) Meraná HR

(bpm)

Referenčná HR (bpm)

1. 12,0533 11,9582 70,0778 71,1462

2. 16,5706 19,0890 64,2857 69,9143

3. 17,8280 20,0636 69,1936 68,9243

4. 18,5758 19,2175 66,2108 69,2554

5. 16,9710 18,6954 68,7374 69,9278

6. 12,8074 12,6216 71,9284 73,265

7. 16,4630 17,7590 67,2253 72,9591

8. 15,1592 17,2581 70,1773 72,1225

9. 15,1869 13,8294 67,3172 72,7111

10. 16,4546 17,4429 69,6535 72,97

GUI v MatLabe ma možnosť uložiť dva signály a vyhotoviť diagram presnosti podľa Bland- Altmana. Tento diagram spočíva v tom že vynesie rozdiel hodnôt srdcovej frekvencie z oboch senzorov voči ich vzájomnému priemeru. Pod pojmom hodnota sa mysli srdcová frekvencia ktorá bola vypočítaná

(45)

- 45 - z jedného cyklu. Inak povedane z rozdielu dvoch časových značiek špičky. Pre jednotlivé merania bol tiež teda skonštruovaný Bland-Altman diagram a to na Obr4.8, Obr4.9, Obr4.10, Obr4.11, Obr4.12, Obr4.13, Obr4.14, Obr4.15, Obr4.16, Obr4.17.

Obrázok 4.8: 1. Meranie

(46)

- 46 - Obrázok 4.10: 3. Meranie

(47)

(48)

(49)

Záver

- 49 -

Záver

Realizácia senzoru bola pomerne jednoduchá. Išlo dosku plexiskla na ktorej bolo opexidovým lepidlom nalepená mriežka. Pod doskou bola umiestnená molytánova pena. Na doske ležala chrbtom osoba. Cez dosku prechádzali vibrácie spôsobne prácou srdca ako aj iné vibrácie. V nefiltrovanom signály dobre vidieť špičky ktoré reprezentujú tep. Na získanie špičiek je potreba použiť filter.

Frekvencia srdca sa nachádza v rozmedzí 1 -20 Hz. Ja som použil na filter pásmovej priepuste s hraničnými frekvenciami 0,9 - 1,9 Hz. Na určenie presnosti navrhnutého signálu som použil referenčnú sondu ktorej prednosť bol porovnávaná s EKG. Jednotlivé merania som prevádzal oboma senzormi naraz. S vyššie uvedeným filtrom vykazoval môj senzor maximálnu relatívnu chybu 20,0636 %. Avšak jednotlivé 2 minútové záznamy poskytovali dostatočný počet vzorkou k čomu som dospel ku výslednej frekvencii srdca ktorá sa maximálne líšila o 5,6286 bpm.

Ku svojej práci som použil softvérové prostredie Matlab. Ten podporoval tvorbu GUI a disponoval potrebnými nástrojmi a tak som si spravil vlastnú aplikáciu pre prácu so signálmi. GUI poskytovalo rýchlejšiu prácu so signálom. Jednak sa dalo načítať jeden súbor alebo hneť všetky súbory z priečinka. Potom tiež vykresľovanie grafu podľa času. Ale najviac mi urýchlil prácu pri filtrovaní.

Kde som si rýchlo nastavil parametre filtra aké som potreboval, taktiež aj typ. Ďalej bol súčasťou GUI aj nástroj na detekciu špičiek signálu v závislosti ktorej sa dal vypočítať tep srdca. Dajú sa tiež ukladať dva signály a následne vyhodnotiť ich vzájomnú presnosť a vykresliť ako Bland-Altman diagram.

Ďalšia realizácia takého to typu senzoru by sa dala zlepšiť. A to buď lepším použitím iných filtrov alebo využitím viac bodového snímania. Mriežka umožňuje vlnový multiplex vďaka ktorému ich vieme od seba spektrálne odlíšiť. Takéto viac bodové snímanie sa však da vnímať ako jedno. Signály s viacbodové senzora je možne zlúčiť. Existujú matematické modely ktoré zlučujú signál do jedného a vhodnými algoritmami vylepšujú jeho matematicky popis. Meranie srdcovej frekvencie využitím zlúčenia signálu popisuje článok [22]. Ten porovnáva výsledky z každého senzoru zvlášť s výsledkami dosiahnutými zlúčením signálu do jedného. Dokazuje že zlúčenie signálov pomohlo dosiahnuť lepšie výsledky.

(50)

L

Použitá literatura

[1] ŠEDA,Jan. 2010. Měřič tepové frekvence: bakalárska práca. Brno: VUT, 2010. 77 s.

[2] HANDL. Marek. 2011. Měření EKG signálu a realizace detektoru QRS komplexu: bakalárska práca. Brno: VUT, 2011. 62 s.

[3] MICHAELA, Pecníková. 2014. Detekce srdečních ozev ve fonokardiogramu: bakalárska práca Brno: VUT, 2014. 86 s

[4] MIŠČÍK, Peter. 2011. Zpracování elektrokardiogramu: bakalárska práca. Brno: VUT, 2011. 45 s.

[5] DEVEČKA, Jaroslav. 2009. Analýza a vlastnosti apodizovaných a čirpovaných vláknových Braggových mriežok použivaných v optických komunikačných systémoch: bakalárska práca.

Žilina : UNIZA, 2009. 40 s .

[6] MUDRA, Peter. 2008. Analýza optických filtrov na báze vláknovej Braggovej mriežky: bakalárska práca. Žilina: UNIZA. 2008. 54 s.

[7] HORGOŠOVÁ, Kateřina. 2009. Měření teploty pomocí braggovských vláknově optických mřížek:

bakalárska práca. Ostrava: VSB, 2009. 60 s.

[8] MALINA, Radim. Simulace vláknových Braggovských mřížek v sezorových aplikacích:

[9] VANĚK, Ondřej. Zabezpečovací systém s Braggovskými mřížkami instalovanými do podlahy:

[10] VLK, Jiří. Návrh a simulace kvazi-distribuovaného senoru mechanického napětíí založeného na Braggovských mřižkách využivajícího vlnový multiplex v prostředí OptiSystem: bakalárska práca.

Ostrava: VSB, 2015. 55s.

[11] Krej, L.; Dzuida, L.; Skibniewski, FW. A method of detecting heartbeat locations in the ballistocardiograpic signal from the fiber-optic vital signs. IEEE J. Biomed. Health. Inform. 2015, 19, 1443-50.

[12] Dzuids, L.; Skibniewski, FW. A new approach to ballistocardiographic measurements using fiber Bragg grating-based sensors. Bioxybern. Biomed. Eng. 2014,34,101-106.

[13] Dzuids, L.; Skibniewski, FW.; Krej, L.; Baran, PM. Fiber Bragg grating-based sensor for monitoring respiration and heart aktivity during magnetic resonance imaging examinations. J.

Biomed. Opt. 2013, 18, 57006.

[14] Dzuids, L.; Krej, L.; Skibniewski, FW. Fiber Bragg grating strain sensor incorporated to monitor patient vital signs during MRI. IEEE Sens. J. 2013, 13, 4986-5991.

[15] Dzuids, L.; Lewandowski, J.; Skibniewski, FW.; Nowicki, G. Fiber-optic sensor for respiration and heart rate monitoring in the MRI environment. Procedia Engineering. 2012, 47, 1291-1294.

[16] Dzuids, L.; Skibniewski, FW.; Rozanowski, K.; Krej, L.; Lewandowski, J. Fiber-optic sensor for monitoring respiration and cardiac aktivity. J. Biomed. Opt. 2013, 18, 57006.

(51)

LI [17] Dzuids, L.; Skibniewski, FW.; Rozanowski, K.; Krej, L.; Lewandowski, J. Monitoring respiration and cardiac aktivity using fober Bragg grating-based sensor. IEEE Trans. Biomed. Eng.

2012, 59, 1934-42.

[18] Fajkus, M.; Nedoma, J.; Martinek, R.; Vasinek, V.; Nazeran, H.; Šiška, P. A non-invasive multichannel hybrid fiber-optic sensor systém for vital sign monitoring. Sensors. 2017, 17, 1424- 8220.

[19] Elsarnagawy, T.; Farrag, M.; Haueisen, J. A wearable wireless respiration rate monitoring system based on fiber optic sensors. Sensor Letters. 2014, 12, 1331-1336.

[20] Kawamura, M.; Ishizawa, H.; Sato, S.; Koyama, S. Application to vital signs by fiber Bragg grating sensing. SICE Annual Conference. 2011, 11,0000-2702.

[21] Sato, S.; Ishizawa, H.; Hattori, A.; Miyauchi,Y. Study of fixed points in pulse rate measurement by FBG sensor. SICE Annual Conference. 2012, 12, 0000-1849.

[22] Zhu, Y.;Fook, VFS.; Jianzhong, EH.; Maniyeri, J.; Guan, C.; Zhang, H.; Jiliang, EP.; Biswas, J. Heart Rate Extimation from FBG sensors using cepstrum anlysis and sensor fusion. Conf. Proc.

IEEE Eng. Med. Biol. Soc. 2014,10,5365-8.