專利名稱：脈搏傳輸時間測量裝置和方法
相關申請的交叉引用本發明要求1998年8月24日遞交的美國臨時申請60/097,618和1999年3月28日遞交的美國臨時申請60/126,339的利益。該兩申請結合在此作為參考。
人(或哺乳動物)的脈搏是從心臟發出、在整個動脈系統中傳播的一種行波擾動。由于脈搏在一液體中的傳播速度與該液體的壓力成正比，因此可通過測量脈搏波的傳播速度來檢測血壓。檢測脈搏傳輸時間、即脈搏波在兩個相間距動脈脈搏點之間傳輸所需時間即可測量脈搏波的傳播速度。
使用脈搏傳輸時間的一血壓監測系統的一個例子可見Trimmer等人的美國專利No.4,245,648。該系統使用一對在臂動脈上相距很近(約3cm)的壓電傳感器檢測傳播脈搏波。脈搏傳輸時間為脈搏波到達這兩個傳感器的時刻之差。
使用上述專利所述壓電傳感器在實用中存在若干重大不足。例如，壓電傳感器通常在約2Hz以下頻率顯示出有限靈敏度。成人的脈搏率一般為每分鐘60跳或1Hz。嬰兒的脈搏率一般約為每分鐘120-180跳或2-3Hz。因此，使用壓電傳感器監測人體的系統的性能無法滿足實際需要。在實用中另一個不足起因于下列事實壓電傳感器要求傳感器在受試對象上的部位有導電材料(例如電極和引線)。因此該系統無法使用在導電材料的存在會造成問題的環境中。例如，由于MRL機生成很強的無線電射頻場，因此導電材料會造成作MRL檢查的病人嚴重燒傷。另一個不足起因于這兩個傳感器在同一動脈上靠得太近。這意味著，待測量的脈搏傳輸時間非常短，從而很難進行精確測量。可以看出，所測量時間越短，一定量的誤差對結果的影響越大。
本發明的另一個方面是提供一種實現上述方法的裝置。該裝置包括一對脈搏傳感器和一根據該方法處理該對脈搏傳感器的脈搏波信號的信號處理器。
本發明的再另一個方面是提供一種測量脈搏傳輸時間的裝置，包括至少一個、最好是兩個由可變耦合器纖維光學傳感器構成的脈搏傳感器，該可變耦合器纖維光學傳感器的具有如下所述改進的設計。該裝置還包括一信號處理器且可用來實現上述方法或其他脈搏傳輸時間測量方法。
從結合附圖的下述詳細說明中可清楚看出本發明的其他方面。
附圖的簡要說明
圖1為本發明脈搏傳輸時間測量裝置的方框圖。
圖2為說明圖1系統的工作情況的流程圖。
圖3為本發明另一裝置的方框圖。
圖4為一用于圖1和3裝置中的可變耦合器纖維光學傳感器的俯視圖。
圖5為圖4傳感器的側視剖面圖。
圖6(圖6a-6d)說明一現有預張緊直線耦合器的正常狀態和撓曲狀態。
圖7(圖7a-7b)說明-U形融合區的正常狀態和撓曲狀態。
圖8示出一用于本發明裝置中的可變耦合器纖維光學傳感器。
圖9為說明圖8傳感器對手腕脈搏的響應的曲線圖。
圖10為手腕處傳感器響應的另一曲線圖。
圖11為用于本發明裝置的另一可變耦合器纖維光學傳感器的分解圖。
圖12為完成裝配的圖9傳感器的端視圖。
圖13為用于本發明裝置中的另一可變耦合器纖維光學傳感器戴在手腕上的剖面圖。
圖14為用于本發明裝置中的一頸動脈傳感器的立體圖。
圖15為圖14傳感器的局部側視圖。
圖16立體圖示出圖14傳感器及其裝有插頭的光導纖維引線。
圖17-21曲線圖示出脈搏波形和使用圖3裝置實現圖2所示方法得出的對應脈搏傳輸時間。
圖22示出圖1或圖3裝置的實際布置。
圖23示出一現有可變耦合器纖維光學傳感器的基本結構。
本發明詳細說明圖1為本發明脈搏傳輸時間測量裝置的方框圖。該裝置包括兩個任何合適形式的動脈脈搏傳感器S1、S2。例如，這兩個傳感器可為把由脈搏(壓力)波造成的皮膚位移轉換成表示脈搏波形的對應輸出信號的壓電、光導纖維或任何公知的傳感器。但是，至少一個、最好是兩個傳感器為按下述改進設計原理構作的可變耦合器纖維光學傳感器。
脈搏傳感器S1、S2與一信號處理器SPU連接，該信號處理器處理這兩個傳感器的輸出信號以確定脈搏傳輸時間。該信號處理器按照需要可為數字信號處理器或模擬信號處理器。當然，如使用數字處理，傳感器輸出可經模擬-數字轉換器傳送給該信號處理器，或者，該處理器內部裝有這類轉換器。
下面同時參見圖2說明本發明信號處理器SPU的工作情況。首先，在步驟1，傳感器S1、S2的脈搏波信號輸入該信號處理器。然后，在步驟2，該信號處理器對各脈搏波信號求微分(取導數)。該導數當然表示脈搏波信號的瞬時斜率。然后，在步驟3，該信號處理器使用步驟2的結果從這兩個脈搏波信號中選擇具有對應斜率特性的點。例如，該信號處理器可選擇這兩個脈搏波信號中的最大斜率點。最后，在步驟4，該信號處理器計算這兩個選定點之間的時間延遲。所算出的時間延遲構成該脈搏傳輸時間。
由于從經求微分的波形中很容易識別這兩個脈搏波信號的對應點，因此上述方法可方便地應用于相距很遠的傳感器S1、S2，盡管脈搏波形在這兩傳感器部位稍稍不同。此外，如上所述，通過求微分還可選擇據以計算一脈搏波到下一脈搏波的脈搏傳輸時間的一致時標(例如最大斜率點)。這特別有利，因為各心跳的脈搏波形一般是不同的。
圖3示出本發明另一裝置。該裝置包括一對其設計經如下改進的可變耦合器纖維光學傳感器S1′、S2′。但是，為了充分了解該裝置的優點，先了解一下關于可變耦合器纖維光學傳感器的背景知識是有幫助的。
可變耦合器纖維光學傳感器通常使用用拉伸、融合工藝制作的所謂的雙錐融合漸縮耦合器，在該工藝中，多根光導纖維在高溫下拉伸(拉制)后融合在一起。首先剝去各纖維上的塑料包皮露出要形成融合區的部位。這些部位并置、通常互相纏繞一扭或若干扭后在一電爐之類中保持在其軟化溫度以上的同時拉伸。隨著拉伸各纖維的露出部，它們融合在一起，形成一可在各纖維之間耦合光線的細腰部區或融合區。在拉伸過程中，光射入纖維之一的一輸入端后在各纖維輸出端進行監測以確定耦合比。該耦合比隨著細腰區的長度的改變而改變，拉伸纖維直到獲得所需耦合比，其拉伸量一般為使得各纖維的光輸出相同。該耦合器可拉伸到如下程度，在該細腰區，各纖維的芯不再存在且該包層的直徑接近原先芯的直徑。該包層變成一新“芯”，該傳播光的瞬逝場被逼出到該新芯外部而同時包圍這兩根纖維，在纖維之間交換能量。對雙錐融合漸縮耦合器的詳細說明和分析參見J.Bures等人的文章“Analyse d′un coupleurBidirectional a Fibres Optiques Monomodes Fusionners”,Applied Optics(Journal of the Optical Society of America),Vol.22,No12,June15,1983,PP.1918-1922。
雙錐融合漸縮耦合器的優點在于，彎曲融合區即可改變輸出比。由于輸出比隨彎曲量而變，因此這類耦合器可用于任何把運動耦合到融合區的傳感應用中。
由于整個可變耦合器纖維光學傳感器可用介電材料制成，把光耦合到遠處電子裝置，因此它們特別適用于傳感器部位因有導電元件而可能引起電擊、燒傷、火災或爆炸的場合。例如，在醫療領域，有人提出用可變耦合器纖維光學傳感器監測作MRL檢查的病人的心跳。參見Gerdt等人的美國專利5,074,309，該專利公開了使用這類傳感器監測心血管聲音，包括一病人的心臟、脈搏和循環系統中的可聽音和次可聽音。可變耦合器纖維光學傳感器的其他應用可見Gerdt等人的美國專利4,634,858(應用于加速計)、Gerdt的美國專利5,671,191(應用于水下聽音器)以及其他現有技術。
現有可變耦合器纖維光學傳感器依賴于其設計，在這些設計中，光導纖維耦合器被拉直后張緊地固定在一塑料支撐件上，然后，在該預張緊直線(筆直)狀態下封裝在硅酮橡膠之類彈性材料中。該封裝材料構成一傳感膜片，該傳感膜片可被外力撓曲，造成融合區中的該耦合器彎曲。融合區的彎曲造成該耦合器輸出比改變。可感知膜片幾毫米中小至1微米的位移。
圖23示出一包括上述可變耦合器纖維光學傳感器10的傳感裝置的基本原理。在所示形式中，傳感器10包括把兩根光導纖維拉直、融合形成細腰區或融合區13而制成的-2×2雙錐融合漸縮耦合器11。原纖維匯合成該融合區一端的部分變成該傳感器的輸入纖維12，而原纖維離開該融合區的另一端部分變成該傳感器的輸出纖維14。標號18表示光導纖維芯。該融合區13封裝在一構成傳感膜片的彈性介質15中。圖1未示出支撐件。
使用時，用LED或半導體激光器之類光源16照射輸入纖維12之一。光能被耦合器11分割后耦合到輸出纖維14，其比例按照作用在傳感膜片上的外力造成的融合區的彎曲程度而變。可用兩光檢測器17測量光能在兩輸出纖維14之間的分割的改變，這兩個光檢測器把電信號輸入一差動放大器19。因此，差動放大器19的輸出信號表示作用在膜片15上的力。可以看出，如只使用輸入纖維12之一把光引入傳感器中，另一輸入纖維可切短，或者，也可予以保留，在主輸入纖維失靈時備用。應該指出，為簡明起見，在所示耦合器11中，融合區中的纖維沒有如上所述纖維纏繞。但是，一般最好互相纏繞，以減小引線靈敏性，引線靈敏度指輸出光分割隨輸入纖維的運動而發生的改變。
盡管有其優點，但現有可變耦合器纖維光學傳感器也存在現有預張緊直線(筆直)耦合器設計所固有的缺點。現有設計的重大缺點之一是其幾何形狀受到明顯限制。特別是，由于光導纖維的引線分列在傳感器的兩端，因此傳感器的尺寸必然很大。該光導纖維引線的布置還要求使用時在傳感器兩端留出空間。特別在醫療應用中，例如在把一傳感器置于人體上進行連續監測時，傳感器的大小和引線位置礙手礙腳。另一個缺點是，融合區的任何位移必然造成其張力增加。在位移的某點上，融合區中的張力會過大，造成融合區破裂或斷裂，結果該耦合器無法使用。
回到本發明，圖3裝置使用一改進的可變耦合器纖維光學傳感器以克服現有預張緊直線傳感器設計的一個或多個缺點。特別是，本發明裝置所使用的傳感器的改進設計使得融合區的彎曲不伴有張力。該融合區最好布置成U形，但其結構可更一般地如作為參考材料包括在此的同在審理中的美國專利申請No.09/316,143中所述。使用U形，傳感器的兩光導纖維引線可相互鄰近，而不是位于傳感器的兩邊，從而避免現有預張緊直線耦合器設計所固有的上述幾何形狀方面的缺點。
可以看出，通過使用兩個這樣的傳感器，圖3裝置可完全實現該傳感器改進設計的優點。但在本發明更寬范圍內，也可組合使用這樣一個傳感器與另一不使用上述改進設計的脈搏傳感器、例如現有直線可變耦合器纖維光學傳感器甚至壓電傳感器。
如圖3所示，每一傳感器S1′、S2′與一對應光源40(例如激光器)和上述一對應光檢測器/差動放大器電路42連接。這些電路的輸出各經一模擬-數字轉換器43與一數字信號處理器(DSP)44的對應輸入連接。該數字信號處理器處理該輸入信號以檢測脈搏傳輸時間。
在組合傳感器S1′、S2′時，可把這兩個傳感器的光導纖維部件互相靠近地布置在同一支撐結構上。但是，如前所述，互相靠近地布置兩脈搏傳感器由于所測量的脈搏傳輸時間很短會減小誤差容限。
數字信號處理器44可編程成以任何所需方式確定脈搏傳輸時間，包括但不限于結合圖2所述方式。
圖4和5例示出一可使用在本發明裝置中的改進的可變耦合器纖維光學傳感器20。該傳感器可放置在人體上、例如胸部、手臂或手腕上，傳感由脈搏造成的皮膚位移。該傳感器可更一般地傳感由皮膚位移所顯現的心血管和呼吸的可聽音和次可聽音。
傳感器20包括一支撐件22，該支撐件包括其中有一中央穿孔26的圓形頭部24和一把手狀伸長部28。一雙錐融合漸縮耦合器30裝在該支撐件上，其融合耦合區32的至少一部分(在這里為全部)位于穿孔26中呈U形。該耦合器的輸入纖維引線34和輸出纖維引線36并排地位于伸長部28中形成的一槽道29中。回轉兩引線，把融合區32彎曲180°成為所需形狀后用基于環氧樹脂的膠之類合適粘結劑把引線粘牢在該槽道中。該不受張力的融合區可以公知方式用高彈體、比方說GE RTV12之類硅酮橡膠填滿穿孔26而予以罐封，形成一傳感膜片38(圖4中未示出)。也可如下文所述，融合區上涂一層GE SS4004(具有甲基倍半硅氧烷的聚二甲基硅氧烷)之類材料，從而無需進行罐封。該材料一般用作提高室溫硫化(RTV)材料在表面上的粘合力的底劑。無需罐封的優點是提高靈敏性，因為罐封無論怎樣薄也會降低靈敏性。支撐件22可用有機玻璃、聚氯乙烯(PVC)之類可模制塑料或其他公知的合適材料制成。
如圖5所示，膜片38的頂部有一從支撐結構平面突起的凸面39用來接觸人體。該接觸面的凸起形狀使得傳感器呈點狀探頭，從而更好地對待監測心血管音進行定位。在該傳感器一實施例中，該膜片的最大直徑約與一鎳幣的直徑相同，接觸面的凸起高度約為該直徑的一半，但是膜片的大小也可視具體應用場合而定。只要融合區和融合區旁的纖維部分被牢牢支撐，支撐板的尺寸可任意。與現有裝置一樣，該裝置的靈敏性決定于膜片的剛度。
當接觸面39位于脈搏點、例如人手臂的臂動脈或橈骨動脈上時，膜片38把與脈搏有關的皮膚位移耦合到光導纖維耦合器30的耦合區32上。該耦合區從而撓曲，按照所監測的聲音改變輸出纖維36的光輸出比。
圖6和7對一現有預張緊直線光導纖維耦合器的撓曲與圖4和5傳感器中的U形耦合器的撓曲進行比較。圖6a和6c分別為現有耦合器的融合區在正常狀態下的俯視圖和側視圖。圖6b和6d為受一向下力撓曲的融合區的俯視圖和側視圖。圖7中的圖7a-7d與圖6各圖對應，但示出使用在本發明中的U形耦合器。
從圖7d中可看出，現有耦合器中的融合區的撓曲造成一弓形，使融合區拉長，從而融合區上的張力增加。與此對照，圖7d中U形融合區的撓曲方向與U形平面垂直，只造成U形沿其高度彎曲(圖7d中水平維度)，融合區不受張力作用。因此，融合區的位移再大也不會造成破裂或斷裂。
圖8示出可用于本發明裝置中的另一可變耦合器纖維光學傳感器20′。該傳感器的基本結構與上述實施例相同，只是支撐件22′為一彎曲約30°的長方形板，以與人手臂/手腕的形狀相符，便于病人比方說用帶子把傳感器捆綁到手臂/手腕上。在適當應用場合，支撐件中可裝有光源40、光檢測器/差動放大器電路42和一與電路42連接以進行遠程監測的無線電發射裝置(未示出)。事實上，在上述任何傳感器結構中都可如此。
圖9示出用圖8傳感器20′獲得的一受試人的手腕心跳/呼吸信號。以每秒128個樣本的取樣率獲得圖9中的數據流。可以看出，用該傳感器讀取的脈搏波形比標準脈搏讀數更復雜。該脈搏波形顯示出脈搏的振幅結構為時間的函數。該脈搏的振幅結構不再是手指在一脈搏點上所“感覺”的搏動函數，盡管存在該函數。在該振幅結構中，包括所有心音以及關于呼吸和反映出身體狀況的其他指標的信息。用上述改進傳感器獲得的靈敏性使得傳感器非常良好地傳感復雜的脈搏波形。
圖10示出用傳感器20′獲得的一受試人的另一手腕心跳/呼吸信號。在這里，數據流使用一12位模擬/數字轉換器以每秒64個樣本的取樣率數字化。心跳信號的分辨率如插圖所示提高。此外，由呼吸周期引入的調制在84秒時長的整個過程中清晰可見。
圖11和12示出可使用在本發明裝置中的另一手臂/手腕傳感器50。在該傳感器中，該光導纖維耦合器的融合區62不是罐封，而是如上所述涂一層材料。該融合區62用一灌滿流體或凝膠的彈性枕68與手臂/手腕的搏動耦合(由箭頭P指示)。與圖8相同，該光導纖維耦合器裝在一支撐板52上，只是該支撐板52筆直而不彎曲(為簡明起見未示出輸入和輸出引線64、66的槽道)。該支撐板固定在枕68的頂面上，一蓋69裝在該支撐板的頂面上保護該耦合器60在穿孔56中的融合區62。該孔56使得搏動的液壓由于融合區與枕68頂面之間的接觸來推動、撓曲融合區，枕68由于其柔性而伸入孔56中接觸融合區。一比方說用膠粘在支撐板52上的綁帶57把傳感器綁緊在手臂/手腕上。標號64和66分別表示輸入纖維和輸出纖維。
由于不使用傳感膜片導致靈敏性提高，因此圖11和12的非罐封設計優于上述罐封設計。此外，與圖8彎曲設計不同，該筆直的支撐板無需把引線彎出平面而造成光強減小。相反，該耦合器保持平面形狀，從而該系統中的光強最優。
圖13為可使用在本發明裝置中的又一傳感器70戴在手腕上的剖面圖，該傳感器包括一框架件72，該框架件的內部形狀如圖所示一般與手腕相符。該框架件可用任何合適材料制成，最好是DelrinPVC、丙烯酸、Lucite、Plexiglass、苯乙烯之類塑料或其他聚合物。
該框架件的頂部有一內裝光導纖維耦合器80及其支撐板81的室77。由于用該框架件安裝該耦合器，因此與上述各傳感器不同，其上有輸入和輸出引線槽道的該支撐板無需包括一孔(例如-穿孔)來容納該耦合器的融合區82。該融合區如上所述有一涂層而不是罐封。可用與框架件72相同材料制成的支撐板81和該耦合器裝配成一模件后粘牢在該室77中。該室用一護板(未示出)蓋住。
用一流體柱74耦合融合區與橈骨動脈的搏動。該柱的內外端上有一對彈性膜片73和75，該柱伸展在框架件72的在室77與框架件內表面之間的厚度上。該耦合器模件裝配好后，融合區82與該流體柱的外膜片25接觸。外膜片裝在一環形凸臺76上，以提高該流體柱的高度，以與融合區接觸。與外膜片的接觸可使融合區稍稍預加載。該耦合器可制成融合區的預加載使得兩輸出纖維之間的光等分割，從而動態范圍更呈線性。該流體柱的內部(圖13中底部)如圖呈階梯形，以增加手腕處耦合區的直徑。
兩膜片構成該流體柱的一重要部件。由于橈骨動脈的搏動很弱，因此性能優良的膜片應輕、薄、硬度低和延展度高。同時，至少內膜片應足夠粗糙，以承受與皮膚的不斷接觸。一種可用來制造膜片的高性能材料為FlexChem，它已獲得FDA的批準，耐用，是由Colorite銷售的基于乙烯樹脂的顆粒狀材料。FlexChem還可熱塑，從而內膜片73可模制，提供與橈骨動脈的最大耦合區，凸起在框架件72的內表面上，與手腕更好地耦合。可與FlexChem膜片配套使用的流體為Applied Silicone Corp銷售的醫療級MDM硅酮液體。順便說一句，水最好不與FlexChem膜片一起使用，因為水蒸氣可滲透膜片。
為確定對傳感器響應的效果，測試了大小不同的若干內膜片。特別是，測試了直徑為4mm、7mm和10mm的膜片，以確定對使用一商用加速計校準的受振蕩器驅動的刺激的響應。在0-約11Hz的頻率范圍(心血管和呼吸信號的頻率范圍一般為0.1-4Hz)上考察該響應。各膜片的響應都符合要求，10mm膜片的響應最佳。
回到圖13，該結構還表明如何把光源和輸出電路(例如光檢測器和差動放大器電路)之類輔助部件裝入該傳感器中。確切說，這類部件可裝在框架件72的一個(如圖所示)或多個內部室79中。
圖14-16示出用于頸動脈的另一傳感器80。該傳感器使用與圖11相同的平直、帶有槽道的支撐板82和耦合器結構，只是融合區用罐封形成一傳感膜片。膜片面積足夠大(例如約為25美分硬幣大小)，以在傳感膜片98的凸形表面上增加一球形帽99′。由于增加了該球形帽，因此傳感器對用手把傳感器壓靠到頸部上時造成的搖動的敏感性降低。該傳感器背面(圖14和15中底部)上有一塑料蓋板97用來保護該耦合器。該傳感器可用任何合適裝置、例如膠帶固定在頸部上。
輸入和輸出纖維套在一對護套102和104中，護套102和104又套在一外護套106中。引線的端部上有連接該傳感器與外部部件的光導纖維插頭108。
圖17-21為使用包括兩如上所述改進型可變耦合器纖維光學傳感器的圖3裝置獲得的臂動脈和橈骨動脈脈搏波形圖和對應脈搏傳輸時間圖。數字信號處理器按照結合圖2所述方法編程。順便說一句，可以看出，圖1和3裝置并不互相排斥。例如，當按照圖2編程時，圖3裝置構成圖1中一般表示的結構的一種特殊形式。相反，當使用上述改進型可變耦合器纖維光學傳感器時，圖1裝置構成圖3中一般表示的結構的一種特殊形式。
圖17示出男性成人仰臥正常呼吸的數據。脈搏傳輸時間平均為約50msec。
圖18同圖17，只是呼吸類型變為模擬入睡，吸氣2秒，呼氣3秒。脈搏傳輸時間平均約為35msec。
圖19的呼吸類型如上，但鼻子被捏住，呼吸受到阻塞。此時血壓下降，因為胸腔處于更為負壓的狀態下(脈搏反常)。這可從脈搏傳輸時間增加到平均約50msec得到證明。
圖20的呼吸類型同上，但氣流完全阻塞。為模擬窒息，在整個16秒測試時間中沒有空氣進入肺中。顯然可見，脈搏傳輸時間大大增加，表明血壓比圖19進一步下降。
圖21示出肺吸滿氣屏住呼吸16秒。脈搏傳輸時間減小到平均約30msec，表明血壓升高。
圖17-21的結果與已知事實一致，肺負壓造成血壓下降，而肺正壓造成血壓升高。
圖22示出使用可變耦合器纖維光學傳感器實施圖1和3裝置的實際布置。在所示形式中，傳感器S1、S2(S1′、S2′)用帶子分別捆綁在手臂的臂動脈和橈骨動脈的脈搏點上。裝在一模件M中的光源和信號處理電子器件也用帶子捆綁在手臂上。傳感器與模件M經對應光導纖維引線組34、36連接。模件M可包括一與外部電子裝置通信的無線電發射裝置(未示出)。
應該指出，用在上述傳感器中使用的光導纖維為高質量光導纖維，例如光損耗約為每公里0.18dB的Coming SMF28。光檢測器可為光波長約為900nm的鎵鋁砷或鍺檢測器和用于更短波長的硅檢測器。
光檢測器可以光伏方式或光電導方式連接。在光伏方式中，可用互跨阻抗放大器(把電流轉變成電壓)連接檢測器與差動放大器。互跨阻抗放大器的輸出也可經濾波以消除寬帶噪聲。在光電導方式中，檢測器可與普通電壓放大器連接。此時噪聲大，但可使用在要求降低成本，但對噪聲大小無所謂的場合。
當然，本發明上述實施例只是例示性的，在本發明更寬范圍內可對本發明作出種種改動。
權利要求
1.一種測量一有生命的對象的脈搏傳輸時間的方法，包括通過傳感第一和第二脈搏點的脈搏生成第一和第二脈搏波信號，所述第一和第二脈搏點被彼此間隔開；對所述第一和第二脈搏波信號求微分；根據所述求微分結果選擇所述第一和第二脈搏波信號的對應點；以及檢測所選定兩點之間的時間延遲。
2.按權利要求1所述的方法，其特征在于，所述選擇包括從各所述第一和第二脈搏波信號中選擇預定斜率特性的一點。
3.按權利要求2所述的方法，其特征在于，所述選擇包括從各所述第一和第二脈搏波信號中選擇斜率最大的一點。
4.按權利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一和第二脈搏點分別位于第一動脈和第二動脈上。
5.按權利要求4所述的方法，其特征在于，所述第一動脈為臂動脈，所述第二動脈為橈骨動脈。
6.按權利要求1所述的方法，其特征在于，用一具有一纖維融合耦合區的光導纖維傳感器傳感所述第一和第二脈搏點中至少一個脈搏點的脈搏。
7.按權利要求6所述的方法，其特征在于，所述纖維融合耦合區的至少一部分構作成它可撓曲而改變所述光導纖維傳感器的輸出，但所述耦合區不受張力作用。
8.按權利要求6所述的方法，其特征在于，所述纖維融合耦合區呈U形。
9.一種構作成實現按上述任一權利要求所述的方法的裝置。
10.一種測量一有生命的對象的脈搏傳輸時間的裝置，包括分別放置在第一脈搏點和第二脈搏點上的第一和第二脈搏傳感器，所述第一和第二脈搏點彼此間隔開；所述第一和第二傳感器中的至少一個傳感器為一包括一纖維融合耦合區的光導纖維傳感器，該纖維融合耦合區具有至少一部分，該部分被構作成它可撓曲，但所述耦合區不受張力作用；以及一與所述第一和第二脈搏傳感器連接且根據所述第一和第二傳感器的輸出確定脈搏傳輸時間的信號處理單元。
11.按權利要求10所述的裝置，其特征在于，所述第一和第二傳感器各為一具有一纖維融合耦合區的光導纖維傳感器，該纖維融合耦合區具有構型如上所述的一部分。
12.按權利要求10所述的裝置，其特征在于，進一步包括與所述一傳感器的多根輸出光導纖維光耦合的一電-光電路，該電路把從所述輸出纖維收到的光轉換成電輸出，該電輸出的電平大小決定于所述耦合區的所述部分的撓曲量。
13.按權利要求12所述的裝置，其特征在于，所述電-光電路包括多個分別與所述多根輸出纖維光耦合的光檢測器和一與所述各檢測器輸出連接的差動放大器電路。
14.按權利要求10所述的裝置，其特征在于，所述一個傳感器有一形狀與人的手臂的一部分相符的支撐結構。
15.一種測量一有生命的對象的脈搏傳輸時間的裝置，包括分別放置在第一脈搏點和第二脈搏點上的第一和第二脈搏傳感器，所述第一和第二脈搏點彼此間隔開；至少一個所述傳感器為一包括一U形纖維融合耦合區的光導纖維傳感器，以及一與所述第一和第二脈搏傳感器連接且根據所述第一和第二傳感器的輸出確定脈搏傳輸時間的信號處理單元。
16.按權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述第一和第二傳感器各為一具有一U形纖維融合耦合區的光導纖維傳感器。
17.按權利要求15所述的裝置，其特征在于，進一步包括與所述一傳感器的多根輸出光導纖維光耦合的一電-光電路，該電路把從所述輸出纖維收到的光轉換成電輸出，該電輸出的電平大小決定于所述耦合區的撓曲量。
18.按權利要求17所述的裝置，其特征在于，所述電-光電路包括多個分別與所述多根輸出纖維光耦合的光檢測器和一與所述各檢測器輸出連接的差動放大器電路。
19.按權利要求15所述的裝置，其特征在于，所述一個傳感器有一形狀與人的手臂的一部分相符的支撐結構。
全文摘要
在一種測量一有生命的對象的脈搏傳輸時間的方法中,通過傳感相間距的第一和第二脈搏點上的脈搏生成第一和第二脈搏波信號。對第一和第二脈搏波信號求微分,根據求微分結果選擇第一和第二脈搏波信號的對應點(例如最大斜率點)。確定所選定兩點之間的時間延遲,從而得出脈搏傳輸時間。一優選裝置使用至少一個光導纖維脈搏傳感器測量脈搏傳輸時間,該光導纖維脈搏傳感器包括一纖維融合耦合區,該耦合區的至少一部分可撓曲,但該耦合區不受張力作用。
文檔編號A61B5/11GK1325285SQ99812444
公開日2001年12月5日 申請日期1999年8月24日 優先權日1998年8月24日
發明者馬丁·C·巴魯克, 查爾斯·阿德肯斯, 戴維·W·格爾德特 申請人:馬丁·C·巴魯克, 查爾斯·阿德肯斯, 戴維·W·格爾德特