0 引言
       心脏射频消融、心血管造影检查及动脉导管未闭封堵等介入式导管术是常见的血管微创手术。为了帮助医生了解病患的血液动力学状况、评判病患心肺功能与手术质量和制定治疗方案提供依据[1-2]，术中需测定心腔及相应血管腔内压力。
　　目前，血压测量方法主要有无创血压（NIBP）测量和有创血压（IBP）测量。NIBP测量是一种利用空气作为介质间接测量血压的方法，具备操作简便、安全无损伤等特点，广泛应用在一般临床与家庭血压自检中[3]，但是该方法难以实时监测，且易受自身或环境因素影响[4]。IBP测量是临床上血压测量公认的"金标准"[5]。早期，它主要通过血管穿刺置管引流，实现血脉腔内压力的测量，但是这种体外的IBP测量精度受到测量部位、导管压力传导以及测压装置校验等因素影响[6]，且该方法测量装置尺寸较大，难以集成到医用导管实现体内测量。
　　近年来，国内外学者对IBP体内传感器开展了一些研究。2009年，德国弗赖堡大学医院的LEDER C等人[7]研制了一种可植入压电血压传感器，灵敏度为0.75 mV/mmHg。2011年，浙江大学的LIANG B等人[8]研制了一种无线声表面波血压传感器，该传感器的总体积为1.9 cm3，重量为2.5 g，灵敏度为1.75 kHz/mmHg。2018年，印度中央电子工程研究所的MISHRA R B等人[9]研制了一种电容式血压传感器，测量范围为1.0~1.4 bar，灵敏度为63.65 fF/bar。上述这些电学类传感器具有较好灵敏度特性，但电路复杂、易受电磁干扰，且在湿度较高的环境下易损坏。
　　光纤传感器凭借抗电磁干扰、精度高和体积小等优势[10-11]，已逐渐开始应用于人体组织的压力、温度以及呼吸/心跳等生理参数的检测[12]。1970年，瑞典查尔默斯工业大学的LINDSTROM L H[13]提出了一种基于法布里-珀罗（F-P）干涉仪的血压光纤传感器。为防止温度变化影响空气腔内压强，该传感器在腔内插入毛细玻璃管连通外部大气压，但该方法导致传感器制备困难。2002年，马里博尔大学的CIBULA E等人[14]提出了一种利用裸光纤制备的血压光纤F-P传感器，测量范围为0~300 mmHg，但缺乏对其封装结构的研究，还难以应用于实际血压检测。2003年，挪威奥斯陆大学的WOLDBAEK P R等人[15]研制了一种强度调制型血压光纤F-P传感器，其外径为0.42 mm，频率响应为0~200 Hz，但该传感器精度受光纤弯曲光强损耗与光源波动影响。
　　本文提出一种用于介入式导管术的微型血压光纤布喇格光栅（FBG）传感器（下文简称血压光纤传感器），基于悬置光纤横向受力原理，推导建立血压与FBG中心波长漂移量的映射模型。

4 结束语
       本文利用光纤传感器抗电磁干扰、尺寸小等优势，提出了一种用于介入式导管术的微型血压光纤传感器。通过悬置光纤横向受力原理，设计了传感器的横向紧密结构。利用光固化树脂3D打印技术，实现了传感器零件微型制造与一体化封装。该传感器可有效集成医用导管，具备良好的血压感知能力与生物兼容性。经实验测试，本文提出的传感器在-50~50 kPa血压测量范围内灵敏度为0.723 pm/kPa，线性度为0.996，线性误差为5.63%，重复性误差为9.68%，迟滞误差为8.30%。同时，本文提出的传感器表现出与商用传感器一致的测量趋势和应用可行性，为介入式导管术中血压测量提供新思路与新方法。
　　由于血压光纤传感器植入体内后，FBG中心波长变化量会受到室温至体温的温度变化影响。未来将在血压光纤传感器连接杆双侧布置2个FBG，通过对FBG中心波长变化量进行差分处理，消除温度对血压光纤传感器的影响，此原理在本文作者前期研究中已得到了验证[17]。与此同时，我们将通过优化结构进一步缩小传感器的尺寸，满足不同尺寸导管，以实现不同医疗场景的血压测量。