CN101484065A - 光电体积描记术 - Google Patents

光电体积描记术 Download PDF

Info

Publication number
CN101484065A
CN101484065A CNA2007800215868A CN200780021586A CN101484065A CN 101484065 A CN101484065 A CN 101484065A CN A2007800215868 A CNA2007800215868 A CN A2007800215868A CN 200780021586 A CN200780021586 A CN 200780021586A CN 101484065 A CN101484065 A CN 101484065A
Authority
CN
China
Prior art keywords
output
light source
signal
demodulator
light
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CNA2007800215868A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101484065B (zh
Inventor
约翰·克劳
马克·格鲁伯
巴里·海耶斯-吉尔
尼古拉斯·迈尔斯
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Nottingham
Original Assignee
University of Nottingham
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Nottingham filed Critical University of Nottingham
Publication of CN101484065A publication Critical patent/CN101484065A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101484065B publication Critical patent/CN101484065B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A61B5/02427—Details of sensor
    • A61B5/02433—Details of sensor for infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7228—Signal modulation applied to the input signal sent to patient or subject; demodulation to recover the physiological signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

一种光电体积描记设备包括用于照射目标物体的光源。调制器驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化。检测器接收来自目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的电输出。具有本机振荡器的解调器接收检测器输出，并产生表示调制信号的解调输出。解调器对调制信号与解调器的振荡器之间的任何相差都不敏感。根据解调输出，产生信号，该信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。提供多个解调器，以从不同波长的多个光源，或从检测器的阵列得到信号。体积描记器可在透射模式或反射模式下操作。在处于反射模式时，该设备可使用光谱的绿色部分，且可使用偏振滤光片。

Description

光电体积描记术
本发明涉及光电体积描记术，并更具体地涉及用于测量人体或动物体内的脉搏率、呼吸率以及血液成分的方法和设备。
词语“体积描记术”(plethysmography)是希腊词语“Plethysmos”和“graph”的组合，其中“Plethysmos”表示增加，“graph”表示记录。体积描记器(plethysmograph)是一种用来测量体内血容量的变化的仪器、方法或设备。光电体积描记术(以下也称为“PPG”)借助光的使用来测量容量的变化，因此光电体积描记器(photoplethysmograph)是使用光来进行这些测量的仪器、方法或设备。
尽管一般假定人体或动物体不透光，但大多数的软组织会透射并反射可见光辐射以及近红外辐射两种辐射。因此，如果光被投射到皮肤的区域，并在光与皮肤、血液以及其他组织相互作用后检测到出射光，则可观测到与血容量有关的光强随时间变化的改变，即通常所说的体积描记图。此随时间变化的光强信号取决于多个因素，包括测量部位处组织和血液的光学性质以及光源波长。信号产生的原因在于，血液吸收光，而且被吸收的光的量、以及被检测到的剩余光的强度的变化是与被照射的血液的体积相关的。流动在组织中的血容量的变化引起了体积描记图的变化。
此技术由Hertzman在1937年提出。他第一个使用了术语光电体积描记术(photoplethysmography)，并提出得到的体积描记图表示皮肤的脉管中血液的体积变化。
体积描记图通常是关于其AC分量和DC分量来描述的。假定非搏动血液、骨骼和组织的光吸收恒定且引起DC分量。DC分量表示传感器下方的非搏动血液的体积，加上从皮肤、骨骼以及其他组织反射和散射的光。AC分量由传感器下方的血容量的瞬时变化引起的随时间变化的光吸收引起。
心血管调节、血压调节、体温调节以及呼吸作用可引起血容量的变化。因此，体积描记图可以被分析用来确定关于如下参数的信息，如脉搏率、呼吸率、血压、灌注、心搏量以及呼吸潮气量(respiratory tidal volume)。这些可被观测为体积描记图中AC分量和DC分量的周期性和非周期性的振幅变化。这已在Kamal等人的“Skin Photoplethysmography-a review”(Computer Methods and Programs in Biomedicine，28(1989)257-269)中详细描述。也可分析体积描记图以确定血液成分。脉搏血氧测定法(pulseoximetry)就是一种这样的技术，其确定血液中氧的相对含量。通过使用光电体积描记术也可测量其他的血液成分。
存在两种模式的光电体积描记术，透射模式和反射模式。透射模式中，光源位于组织的一侧，而光电检测器设置在另一侧，与光源相对。透射模式的使用限于组织足够薄以允许光传播的区域，例如人类对象的手指、脚趾以及耳垂。
在反射模式中，光源和光电检测器并排设置。进入组织的光被反射，且在光电检测器中检测到其中的一部分。此光源-检测器结构更为通用，且允许在几乎任何组织区域进行测量。然而，反射模式的应用比透射更难设计，因为信号电平在大多数有效波长下明显更低。因此，必须将相当多的注意力用于最大化信噪比。所以，最常见的PPG传感器使用透射模式，并限于光能通过组织的位置。
因为光电检测器被用来测量来自光源的光，光电体积描记器也可响应于来自其他光源的干扰信号，例如荧光照明灯和计算机显示器。传感器必须也响应于通过组织传播的光的变化，也就是体积描记图。这些生理变化包括直流和25Hz之间的频率分量。然而，期望传感器不响应环境光噪声。相应地，光电体积描记器应在感兴趣的带宽内检测体积描记图的同时，抑制环境光噪声。
第二种干扰源是其他的电气设备。其他的电气设备能够产生光电体积描记器可检测到的射频信号。期望最小化系统对这种性质的干扰源的灵敏度。
第三种干扰源是由光电体积描记器本身产生的电噪声。这种噪声可由电子器件产生，可包括热噪声、闪烁噪声、散粒噪声以及噪声尖峰，例如，在模数转换器中由遗漏码产生的谐波。同样期望最小化系统对来自这些源的干扰的灵敏度。
一种用于减少由这三种干扰源产生的噪声的已知技术是使用在一频率下调制的载波来驱动传感器的光源，且所述频率不是环境光、电射频信号或光电体积描记器系统噪声中的已有频率或主频率。这可使用方波，通过它的启动和停止，来调制传感器的光源而完成。检测到的信号随后被带通滤波，以衰减感兴趣的频率范围之外的干扰。随后的解调会恢复体积描记图。一般说来，任何周期信号都可用来调制光源，例如正弦波。
尽管在现有技术中存在调制光的光电体积描记术，但在该方法怎样被应用，特别是在用于衰减噪声或去除噪声以及解调的适当的信号调节(signal conditioning)电路方面，还是有严格的限制。举例来说，EP0335357、EP0314324、WO0144780和WO9846125公开了调制光的光电体积描记术。然而，它们使用的解调方法和装置要求调制和解调载波相位同步。同步定时中的误差会将噪声增加到解调信号中(定时抖动或相位噪声)。现有技术还不能充分利用带通滤波器的特性去除环境干扰光，而是仍然依靠分离的通道来测量环境光，而后将之从信号减去，而这进一步增加了复杂性，并认为在衰减干扰方面效率较低。这些限制降低了对来自源的宽带噪声和窄带噪声的抗干扰性，例如荧光照明灯、计算机显示器、日光、白炽灯、电RF干扰、热噪声、闪烁噪声以及散粒噪声。
现有技术中的另一个限制是用于反射模式传感器的波长的选择。反射模式和透射模式的传感器使用的光源都在光谱的红及/或红外部分，波长一般在600nm到1000nm之间。然而，因为红色以及红外波长的光不易被血液吸收，所以红/红外反射传感器不能很好的工作。这导致反射信号的低调制(low modulation)，并因此导致AC分量很小。因此，与透射探测装置相比，红/红外反射探测装置给出的结果较差。在Weija Cui等人的“In VivoReflectance of Blood and Tissue as a Function of Light Wavelength”(IEEETransactions on Biomedical Engineering，Volume 37，No 6，June 1996)一文中已表明，如果反射模式传感器使用波长在500nm到600nm之间的光(绿光)，则可记录较大的体积描记图AC分量振幅。
在WO 9822018A1中描述了一种连续的非调制绿光光电体积描记器。然而，此发明的目的是反射式脉搏血氧测定法(reflectance pulse oximetry)，而专利没有阐明制造适合于测量体积描记图AC和DC分量的可靠的光电体积描记器的必要步骤。这样的绿光传感器对可靠地检测AC分量将是必要的，例如心率，甚至极小且未被此系统检测到的呼吸信号。
在Benten等人的“Integrated synchronous receiver channel for opticalinstrumentation applications”(Proceedings of SPIE-The International Societyfor Optical Engineering，Volume 3100，75-88，1997)一文中，描述了一种调制光的反射式光电体积描记器，其使用开关型乘法器在+1和-1之间系统地改变信号路径的增益。这等效于使调制信号与方波混频，来恢复体积描记图。然而，与前述的其他现有技术类似，此方法需要调制载波和解调的本机振荡器信号同相。
本发明的目的是提供一种改进的体积描记器。
根据一个方面，本发明提供了一种光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于照射目标物体；
调制器，其用于驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于接收来自目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
解调器，其用于接收检测器输出，所述解调器具有本机振荡器并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出，其中所述解调器对调制信号和解调器的振荡器之间的任何相差都不敏感；以及
用于根据解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种产生体积描记图的方法，其包括步骤：
使用光源照射目标物体；
使用调制器驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器接收来自目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
在解调器中接收检测器输出，所述解调器具有本机振荡器并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出，其中所述解调器对调制信号和解调器的振荡器之间的任何相差都不敏感；以及
根据解调输出产生信号，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种光电体积描记设备，其包括：
一个或更多个光源，每一个光源都用于照射目标物体的一部分；
一个或更多个调制器，其用于驱动光源，以使得每一个光源的输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
一个或更多个检测器，其用于接收来自目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的一个或多个电输出；
多个解调器，每一个解调器都用于接收电输出中的一个或多个电输出，并产生表示被调制光源中的一个被调制光源的调制信号及其任何边带的解调输出，以由此产生对应于多个光源及/或多个检测器的多个解调输出；以及
用于对于每一个解调器输出根据解调输出产生体积描记图信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种产生体积描记图的方法，其包括步骤：
使用一个或更多个光源照射目标物体的一部分；
使用一个或更多个调制器驱动光源，以使得每一个光源的输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用一个或更多个检测器接收来自目标物体的光，并产生一个或更多个作为接收到的光的强度的函数的电输出；
使用多个解调器接收电输出中的一个或多个电输出，每一个解调器都产生表示被调制光源中的一个被调制光源的调制信号及其任何边带的解调输出，以由此产生对应于多个光源的多个解调输出；以及
对于像素阵列的每一个解调器输出，根据解调输出产生体积描记图信号，所述体积描记图信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种用于非接触式使用(non-contactuse)的光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于通过第一偏振滤光片照射目标物体；
调制器，其用于驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于通过第二偏振滤光片接收来自目标物体的光，第二偏振滤光片具有与第一偏振滤光片不同的偏振态，所述检测器适于产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
解调器，其用于接收检测器输出，并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出；以及
用于根据解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种产生光电体积描记图的方法，其包括步骤：
使用光源通过第一偏振滤光片照射目标物体；
使用调制器驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器通过第二偏振滤光片接收来自目标物体的光，第二偏振滤光片具有与第一偏振滤光片不同的偏振态，所述检测器产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
使用解调器接收检测器输出，并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出；以及
根据解调输出产生信号，该信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种用于非接触式使用的光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于使用波长小于600nm的光辐射照射目标物体；
调制器，其用于驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于接收来自目标物体的光并适于产生作为接收到的光的强度的函数的电输出，光源与检测器布置成在基底(substrate)上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面(active surface)可实质上朝向目标体的表面上的相同位置；
解调器，其用于接收检测器输出，并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出；以及
用于根据解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
根据另一个方面，本发明提供了一种产生光电体积描记图的方法，其包括步骤：
使用来自光源的波长小于600nm的光辐射照射目标物体；
使用调制器驱动光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器接收来自目标物体的光，以产生作为接收到的光的强度的函数的电输出，光源与检测器布置成在基底上横向地相互邻近以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上的相同位置；
使用解调器接收检测器输出，并产生表示调制信号及其任何边带的解调输出；以及
根据解调输出产生信号，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
本发明提供了一种调制光的光电体积描记设备。在选定的实施方式中，所述设备结合调制光、带通滤波以及IQ解调的特征，给出灌注组织(perfuse tissue)的体积描记图。当所述设备用在反射模式中时，使用在光谱的蓝及/或绿部分的光，所述光给出较大的脉动信号(pulsatile signal)以及提高的信噪比。
当光电体积描记设备在透射模式中使用时，本发明的选定的实施方式通过降低噪声来提供改进的可靠性。另外，当光电体积描记设备在反射模式中使用时，选择在光谱的蓝及/或绿部分(即波长在400nm到600nm之间的)的光，通过降低噪声和增加AC分量信号振幅，提供改进的可靠性。
选定的实施方式可应用到不同的光电体积描记术技术，包括单波长光电体积描记术、多波长光电体积描记术、像素阵列光电体积描记术以及非接触式光电体积描记术。
现将以举例的方式且参考附图描述本发明的实施方式，附图中：
图1是单波长光电体积描记设备的原理框图；
图2是适合在图1的光电体积描记设备中使用的解调器的原理框图；
图3是多波长光电体积描记设备的原理框图；
图4是像素阵列光电体积描记设备的示意性的平面图；
图5a是具有偏振滤光片的非接触式光电体积描记设备的示意性侧视图；
图5b是用于图7的反射模式光电体积描记设备的偏振滤光片的平面图；
图6是单波长光电体积描记设备的原理框图；
图7是反射模式光电体积描记设备的示意性的平面图、侧视图以及端视图；
图8是适合在这里描述的光电体积描记设备中使用的跨阻放大器的电路图；
图9是适合在这里描述的光电体积描记设备中使用的带通滤波器电路的电路图；
图10是适合在这里描述的光电体积描记设备中使用的光源驱动器电路的电路图；
图11是示出适合在这里描述的光电体积描记设备中使用的解调算法的过程流程图；
图12是适合在这里描述的光电体积描记设备中使用的光源亮度控制回路的原理框图；
图13a是显示光电体积描记设备的组合的AC和DC输出的光电体积描记图；
图13b是显示图13a的放大的AC分量的光电体积描记图；
图14a是显示组合的脉动和呼吸信号的光电体积描记图；
图14b是只显示图14a的呼吸信号的光电体积描记图；
图15a是只显示呼吸信号的光电体积描记图；
图15b是通过口腔热敏电阻器(oralthermistor)测量的对应的呼吸信号；
图16是使用波长510nm的绿光源记录的光电体积描记图；
图17是使用波长644nm的红光源记录的光电体积描记图；
图18是适合在图1的光电体积描记设备中使用的可替换的解调器的原理框图；
图19是适合在图1的光电体积描记设备中使用的可替换的解调器的原理框图；
图20是适合在图1的光电体积描记设备中使用的可替换的解调器的原理框图。
单波长光电体积描记设备
参考图1，光电体积描记设备100包括驱动器电路101，所述驱动器电路被耦合以使用调制的驱动信号向光源102提供能量，以使得光源的输出强度作为具有特定的调制频率(fm)和调制振幅的调制信号(M1(t))的函数而变化。因此，驱动光源的波形是调制载波，以其频率和振幅为特征。
光源102配置成照射目标物体103，例如人体或动物体的组织区域。光源102优选地包括一个或多个发光装置，每一个发光装置具有给定的波长或波长范围。
光电检测器104配置成在光与目标物体103相互作用后，接收来自目标物体103的光。决定于光源102、目标物体103和光电检测器104的相对位置，此接收到的光可以是穿过目标物体透射的一个或多个光、从目标物体表面反射的光以及从目标物体内的结构或流体散射及/或反射的光。光电检测器将产生电流，该电流是入射到其有效区域的光量的函数，例如与入射到其有效区域的光量成比例。
可提供检测器105，以将来自光电检测器104的电流转换成与电流成比例的电压。检测器105可包含放大器(未显示)。该放大器的增益可在大于调制频率的频率处滚降(roll off)。通过精心的设计，检测器105和放大器可以最小化耦合到它们的带通滤波器106的输入端的噪声。广义上来讲，可通过任何能够接收来自目标物体的光并产生成接收到的光的强度的函数的电输出的检测器，来提供光电检测器104和检测器105的功能。
可提供带通滤波器106，用于衰减感兴趣的带宽之外的信号。优选滤波器带宽以调制频率fm为中心，且足够宽以使由体积描记图调幅引起的调制载波和边带通过，而足够窄以衰减干扰与噪声的频率分量。为减少噪声，带通滤波器106的带宽应尽量窄。带通滤波器106的带宽只需要足够使体积描记图的上下边带通过就可，一般为但不限于50Hz。带通滤波器106可包含放大器(未显示)以提供附加的增益。带通滤波器106和放大器优选地设计成最小化下一级即解调器107的输入端的噪声。应认识到，不必总是提供带通滤波器106，但如果使用带通滤波器，可能导致信噪比(SNR)增加。
在图2中详细显示了解调器107的优选的设置。解调器107适于解调带通滤波器106的输出，并因此根据从目标物体接收到的检测光，恢复体积描记图。优选的解调器107使用一种对调制载波与解调载波之间的相差不敏感的方法。换句话说，如在后面将要阐明的，解调器对调制信号和解调器中的振荡器之间的任何相差都不敏感。因此，没有必要在调制和解调过程之间保持预定的相位关系。
解调器107可包括用于将调制信号M1(t)分离(split)到两个通道的多路转换器210。第一通道处理第一调制输入信号M1(t)a，而第二通道处理第二调制输入信号M1(t)b。第一调制输入信号M1(t)a与第一解调器本机振荡器(LO)信号204的输出D1(t)一起，被提供为第一乘法器201的输入。本机振荡器信号204的频率优选为实质上等于调制信号的频率，并因此等于输入信号M1(t)的调制载波频率。M1(t)a与第一LO信号204乘法运算的结果是I(“同相”)信号。在第二通道中，使用乘法器206，第二调制输入信号与第二解调器本机振荡器(LO)信号相乘，所述的第二解调器本机振荡器(LO)信号同样具有优选为实质上等于调制信号频率的频率。然而，使用移相器205，使第二解调器LO信号相对于第一解调器LO信号相移。第一解调器LO和第二解调器LO之间的相差优选为90度。M1(t)b与第二解调器LO信号乘法运算的结果是Q(“正交相位”)信号。应该理解，本机振荡器尽管显示为产生正弦波输出，但也可以产生所需频率的其他波形。
分离的I信号和Q信号优选为分别在滤波器元件202和207中单独地低通滤波，以去除不需要的谐波和乘法运算过程的积。可选择地，可分别在抽取器203和208中抽取生成的信号，以减少采样率。此抽取过程的结果是I′信号和Q′信号。
I′信号和Q′信号可在混频器209中反多路转换(demultiplex)成一个信号，以提供解调的体积描记图S1(t)。反多路转换过程可包括确定I′信号和Q′信号的平方的和的平方根的算法或电路。
在提供的解调器仍对调制信号和解调器中的振荡器之间的任何相差都不敏感的情况下，可修改图2的解调器设置。图18到20显示了可替换的配置，每一个配置都提供两个通道，其中在第一通道中，将检测器输出和与检测器输出具有第一相位关系的本机振荡器混频，而在第二通道中，将检测器输出和与检测器输出具有第二相位关系的本机振荡器混频。如在图2中，第一和第二相位的关系优选为具有90度的相差。
通过观察附图可以看到，这能够采用以下方式实现：通过使用公共的本机振荡器204、1804、1904、2004，向具有不同的相对相移元件205、1905a、1905b、2005(图2、19和20)的两个通道提供输入，或通过使用公共的本机振荡器，但在一个或两个通道中提供有相位延迟元件1805(图18)，以延迟信号M1(t)a和M1(t)b中的一个或两个信号，并由此在其间产生相对相移。图20也示出了：由元件202、207(或1802、1807、1902、1907)进行的滤波，可以可替换地在混频器209、1809、1909、2009之后由滤波器2002进行。类似地，也可以在混频器209、1809、1909、2009之后进行抽取。
可提供一种检测和衰减谐波相关的窄带噪声的装置。此装置可以是有适应性的，以使得干扰特性的变化可被检测到，且滤波(或者其他抑制手段)适应于保持信噪比。
可提供一种闭环控制装置，以使光源102保持在足够检测体积描记图的亮度。在图12中显示了这种控制回路1200的原理框图。对于与图1中所显示的元件类似的元件，给出了对应的参考数字。检测到的、经过带通滤波的调制载波D-BPF-M1(t)的振幅，可被测量并通过反馈路径中的信号调节电路1201处理，随后与比较器1202中的参考值或值的范围比较。接着误差信号可产生，并且可通过前向路径中的信号调节电路或算法1203处理。通过使用此技术，由驱动器电路产生的波形的幅度可被调整，以保证检测到的载波幅度落在给定的范围内，或接近参考值。举例来说，这将保证如果从目标物体接收了过多的光，则检测器不会饱和，或者如果从目标物体103接收了太少的光，也不会检测不到体积描记图。因此，从广义的方面来说，反馈控制回路1200提供了一种装置的实例，该装置用于使光源102的输出强度保持为检测器输出的函数，并保持在足够维持根据解调输出S1(t)检测体积描记图的水平。
多波长光电体积描记术
图3示出了光电体积描记设备300，该装置包括两个或更多的光源302、304，用于将两个或更多的不同波长下的光发射到目标物体(例如，试验中的组织)。光检测器306适于检测从目标物体接收到的光，例如当光电体积描记设备处于透射模式中时，透过目标物体透射的光，或当光电体积描记设备在反射模式中使用时，从目标物体反射的光。分别提供驱动器电路301、303，以使用被调制的驱动信号M1(t)和M2(t)向每一个光源302、304提供能量，驱动信号M1(t)和M2(t)具有选定的频率和振幅下的调制。虽然只示出了两个驱动器和光源，但应该理解，一般可以使用多个驱动器和光源。每一个光源可由一个或多个在单波长、给定波长或波长范围内发射光的光发射器组成。每一个光源的波形的频率可与用来向其他光源提供能量的波形的频率不同。此波形是调制的载波，并以其频率和振幅为特征。各个光源可以可选择地具有分离的相关联的驱动器电路。每一个光源可以可选择地具有不同的波长。
提供光电检测器306，以在光与目标物体305(例如人体或动物体的组织)相互作用后检测光。光电检测器306将产生与入射到其有效区域的光量成比例的电流。
可提供检测器307，以将来自光电检测器306的电流转换成与电流成比例的电压。检测器307可包含放大器(未显示)。该放大器的增益可在大于最高调制频率的频率处滚降。通过精心的设计，检测器和放大器可以最小化带通滤波器308的输入端的噪声，并因此最大化信噪比。
可提供带通滤波器308，用于衰减感兴趣的带宽之外的信号。优选滤波器带宽，以使得滤波器的低滚降低于最低调制载波频率而滤波器的高滚降高于最高调制载波频率。在最高和最低调制载波频率以及最高和最低滤波器滚降之间的带宽，应该足够宽以使得由体积描记图调幅引起的调制载波和边带通过，但应足够窄以衰减干扰与噪声的频率分量。为减少噪声，滤波器的带宽应尽量窄。滤波器的带宽只需要具有足够的范围，使最高调制载波的上边带和最低调制载波的下边带通过。一般高于最高调制载波频率25Hz到低于最低调制载波频率25Hz的范围是适当的。带通滤波器可包含提供附加的增益的放大器(未显示)。带通滤波器和放大器优选地设计成最小化下一级的输入端的噪声。可包括滤波器，例如梳状滤波器或滑动平均滤波器，以提供在基频的倍数频率下具有衰减至零或大幅衰减的频率响应。这些滤波器可被设计为衰减干扰源的基波和谐波。
提供多个解调器309和310，用于解调带通滤波器的输出，以恢复每一个调制载波频率下或每一个光波长下的体积描记图。优选地，解调器使用对每一个调制载波和解调本机振荡器之间的相差不敏感的解调的方法，例如结合图2描述的方法。因此，如前所述的，没有必要在调制和解调过程之间保持预定的相位关系。
在此情况下，每一个解调器将具有本机振荡器D1(t)和D2(t)，本机振荡器D1(t)和D2(t)优选地具有分别与对应的调制载波M1(t)和M2(t)相同的频率。
此多波长光电体积描记设备的输出是多个体积描记图S1(t)和S2(t)。每一个体积描记图是用来测试组织的光的给定波长下的体积描记图。应该理解，尽管已经以一个波长由光源302提供而另一个波长由光源303提供的两个波长的实例描述了多波长光电体积描记器，但可修改本发明以通过增加附加的驱动器、光源和解调器来使用两个以上的波长。这些调制的多个波长不仅允许选择光波长来获得对于脉搏率和呼吸率的检测来说最优的SNR，还允许进行比率测量以确定血液成分。因此，在广义的方面，光电体积描记设备可提供一种装置，所述的装置用于从解调输出S1(t)、S2(t)中自动选择一个输出，且该输出对于待从体积描记图提取的数据来说提供了最佳SNR。
如上面结合图12所述，也可用闭环控制来使每一个光源保持在给定的亮度。
像素阵列光电体积描记术
可使用光电检测器、检测器、带通滤波器以及解调器的组合，来形成多像素光电体积描记器成像设备的一个像素。这样的阵列可制造为微芯片，在该微芯片上进行像素和模拟或数字信号处理。
图4显示了一个小型(4 x 4)像素阵列光电体积描记设备400的示意性平面图，所述设备400包括16个像素401。应该理解，如有需要，阵列可远大于该设备的阵列。
每一个像素401优选地包括光电检测器、检测器电路、带通滤波器以及解调器。这样的设备提供16个同时的(并行的)体积描记图，通过来自组织的光照射阵列中每一个像素而检测到。阵列不一定是方形的。例如，阵列可包括4 x 16个像素，或1 x 256个像素等。每一个像素可响应于来自用公共调制频率调制的公共光源的光。可替换地，每一个像素可与各个独立驱动的光源相对应，这使得可针对每一个像素使用不同的调制频率。可替换地，每一个像素可与相应的光源相对应，而所有光源都使用公共的调制信号驱动。
通过使用前述处理的几个并行通道，检测器的阵列开启了信号处理的全新方面。像素阵列使得能够形成来自目标物体的血液参数(例如脉搏率、呼吸率以及血液成分)的空间映射。可并行处理多通道，由此允许使用仲裁机制(arbitration scheme)来选定最优的SNR。另外，可通过例如独立分量分析、主分量分析或盲源分离来处理多通道，以在基波信号被淹没在噪声或其他干扰信号中时，提取出基波信号。由此有可能在使用多于一个的波长时，产生稳健的脉搏率和呼吸率测量结果以及空间血液成分测量结果。也可使用独立分量分析等来减少移动伪像。移动伪像通常对于光电体积描记器系统来说是一个严重的问题：Smith和Hayes已经描述了移动伪像的问题以及减少移动伪像的其他方法(Matthew J.Hayes and Peter R.Smith，“Artifact reduction in photoplethysmography”.Applied Optics，Vol.37，No.31，November 1998)。
在模拟域或数字域中在芯片上或芯片外实现的信号处理装置根据每一个像素分析体积描记图，该信号处理装置可被实现以提取出呼吸率、脉搏率、血液成分等。一般说来，可对每一个像素进行预处理和后处理，由此允许使用全场的(full field)、空间信号处理算法。
非接触式光电体积描记术
上面描述的单波长光电体积描记设备、多波长光电体积描记设备以及像素阵列光电体积描记设备中，每一种设备都可在非接触式反射模式中使用。
在光电体积描记术中，光电检测器104与目标物体接触，例如与组织表面接触。大部分来自源102的光由组织表面反射，但由于光电检测器104与组织接触，此表面反射的光不被检测到。小部分光穿过组织并与组织相互作用，且随后入射到光电检测器，这小部分光在光电检测器中被检测、放大并处理，从而产生体积描记图信号。
在非接触式光电体积描记术中，光电检测器104不与组织接触。这导致检测到较大部分的在组织表面反射的光以及穿过组织的光。此刻检测到的信号包括由反射光引起的非常大的DC偏移，其上叠加了小得多的体积描记图信号。从组织表面反射的光没有与血液相互作用，因而不包括对体积描记图有用的信息。
应认识到，由组织表面反射引起的DC偏移将减小光电体积描记器的动态范围。因此，在使用非接触式光电体积描记器时，滤掉反射光是有益的。此过程可使用偏振滤光片来完成。
偏振滤光片使沿给定轴偏振的光选择性地偏振或滤波。此偏光性(polarity)在光被反射时保留，但在光被散射时丧失。如果入射在组织上的光被偏振化，在表面反射的光保留此偏光性，且所述在表面反射的光可通过定位成其偏光性与入射光的偏光性成90度角的滤光片被衰减。然而，穿过组织并且被血液以及其他介质散射的光丧失了偏光性，并因此通过水平偏振滤光片，而由光电检测器检测到。
参考图5，第一偏振滤光片504使来自调制光源501的光沿着给定的偏振轴P1偏振。偏振光朝向目标物体503，从目标物体503上，一部分光从表面被反射，而一部分光从目标物体内被散射。
第二偏振滤光片505设置在从目标物体接收光的检测器502的前方。第二偏振滤光片具有偏振轴P2，并衰减入射到光电检测器的偏振光。当第二偏振滤光片505的偏振轴P2与偏振光的轴成90度角(正交)时，衰减程度最大。因此，优选地设置第一和第二偏振滤光片504、505，以使得它们各自的偏振轴P1、P2相互正交。这样，保留其偏振性的、从表面反射的光相当大地或完全地被衰减，而从目标物体内的媒介散射且丧失了偏振态的光的衰减明显减少。
上面描述的装置可显著衰减由环境光源(例如由荧光灯、计算机显示器以及白炽灯泡产生的环境光源)造成的窄带干扰、电磁干扰以及光电体积描记术的设备和方法固有的噪声尖峰，例如在模数转换器中产生的谐波。可选择调制频率和解调频率以避免这些干扰的谐波，以及结合滤波来衰减该装置固有的宽带噪声，包括白噪声、闪烁噪声以及散粒噪声。
在图2的设置中，不必要知道或保持调制载波与解调本机振荡器之间的相位关系，原因是解调过程对两者之间的相差不敏感。因此，不必要校准或考虑由信号调节电路或组织中的光传播引起的检测信号中的任何恒定的相位延迟。
还应认识到，可以不同的形式体现技术特征。例如，在适当的情况下，驱动器电路、光源、光电检测器、检测器、带通滤波器以及解调过程，可被实现为数字信号处理算法、定制的模拟集成电路、离散的模拟电子组件，或被实现为模拟信号处理功能和数字信号处理功能的组合。
进一步的修改将是：对检测器电路的输出进行采样，以及在数字信号处理器或微处理器上，将带通滤波器、解调器以及信号处理作为部分信号处理算法来实现。
进一步的修改将是：在微芯片上，将光电检测器、检测器、带通滤波器、解调器以及信号处理器作为VLSI混合信号设计来实现。
变量(Variant)和噪声管理
可使用这些特征的每一个特征的所有的或一些的组合，来制造期望的系统，以使得信号能够与噪声分离。然而，应该在光源的传递和接收的光信号的收集方面进行精心设计。例如，在总的光电流中检测到的光电体积描记图电流量相当小，而因此设计得不好的前端可能产生失真的信号或噪声中被淹没的信号。应通过被屏蔽且不与接收光电二极管线路(receivingphotodiode connection)并排布置的电缆，向光源传递脉冲电压。如果此情况发生，则在光电检测器中可引起等于I＝CdV/dt的位移电流。
取决于光源功率的大小，检测器尺寸以及电压变化率将建立所允许的耦合电容的最大值。保证引入的位移电流限制在一般不大于检测电流的1％，是有益的设计原则。
其他的设计标准可如下所示：
a)输入偏置电流应小于检测到的DC光级(light level)的～1％。
b)电压和电流噪声应小于由检测到的DC光级设定的散粒噪声。
c)应选择跨阻放大器，以使其1/f拐角频率小于调制载波频率。
d)可转换(slew)载波上升和下降时间以减少耦合；
e)可遵守有益的PCB设计原则，以避免信号从高功率噪声分量耦合到敏感的传感器前端，特别是跨阻放大器。可使用多层PCB，使电源和接地回路尽量短，并因此最小化地弹(ground bounce)以及其他形式的噪声耦合。多层PCB设计可用于反射探测装置，以减少位移电流从光源电压脉冲到接收光电二极管线路的耦合。
接下来是一个示例性结构。然而，应该注意到，这不是唯一的结构，因为这些特征中的一些或所有的特征的组合可产生有益的设计。
实施例
图6是示出优选的光电体积描记设备600的结构的原理框图，该设备600包括驱动器电路601，驱动器电路601用于以调制的载波信号驱动光源602，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化。光源照射目标物体603，而从目标物体返回的光由光电检测器604接收，以产生作为接收到的光的强度的函数的电信号。检测器605将光电检测器604的电流输出转换成电压信号。该电压信号由带通滤波器606滤波，并在模数转换器607中转换成数字信号。解调器608(可以是结合图2描述的类型)具有本机振荡器信号D1(t)，该信号优选为与驱动器电路601的调制信号M1(t)的频率实质相同。使用块平均滤波器(block average filter)609产生输出体积描记图S1(t)。
图7示出了反射探测装置700，其提供用于图6的设备的光源和光电检测器。反射探测装置700包括四个发光装置702，用于发射单波长的调制光信号以便照射测试中的组织。光电二极管704，可以是检测器的阵列，具有给定的有效区域703，该区域703用来检测从测试中的组织反射回的光。在图5b中示出了合适的偏振滤光片元件510，其包含交叉的第一和第二偏振滤光片元件511和512。当探测装置在非接触式模式中使用时，此元件510放置在发光装置702和光电二极管704的上部。从广义的方面来说，此设置提供的光源和检测器的有效表面实质上朝向目标体的表面上的相同位置。
发光装置优选为具有400nm到600nm之间的峰值光谱响应的发光二极管(LED)。一般说来，基于研究中的组织的光学特性选定波长。此示例性的光电体积描记设备700特别适合于测量人体的心率和呼吸率，因此基于人体的组织和血液的光学性质来选定波长，人体的组织和血液的光学性质在400nm到600nm之间显示强烈的吸收特性。主要在500nm到600nm之间的吸收光谱内进行研究。然而，在440nm处也存在强烈的吸收光谱，且在此波长附近工作的装置也产生有利的结果。更具体地说，存在三种形式的反射探测装置：一种反射探测装置的LED具有512nm的峰值光谱响应；一种反射探测装置的LED具有562nm的峰值光谱响应；一种反射探测装置的LED具有574nm的峰值光谱响应。这些都是优选的波长，因为它们在市场上可得到且是经济的，然而如果供给和经济状况允许，也可使用其他的波长。特别优选在500nm到600nm之间的波长范围，这是因为尽管信号在500nm以下可以改善，但光的穿透深度减少，这在一些情况下可导致到达皮肤微动脉内的脉动血的光不充足。
LED和光电二极管并排安装在四层的印刷电路板(PCB)上。使用屏蔽的电源和信号电缆以及多层的PCB设计，改善了对噪声拾取和电学串扰的抗扰性。光电二极管封装件的高度优选为大于LED的高度，以减少光在有效区域上的直接耦合(光学串扰)。在LED 702和光电二极管有效区域703之间的横向间隔增加了光必须在组织中传播的路径长度，这改善了信号。
通过来自驱动器电路601的调制载波，在给定频率和振幅下激发光源。驱动器电路601是使用如在图10中所示的电流求和放大器实现的数模转换器。8位DAC输入信号通过微型控制器产生，且通过电阻器1001表示255个离散的振幅级。载波频率由输入信号被计时(clocked)的速率确定。输出信号M(t)是给定载波频率的方波，其振幅在0伏到运算放大器1002的满标度输出范围之间变化。运算放大器1002的闭环电压增益由电阻器1003和1004的反相反馈系数(inverting feedback fraction)设定。这可被调整以使得数字输入255给出满标度的模拟输出。
可使入射到光电二极管604的光通过衰减600nm以上波长的可见光滤光器。滤光器可包含在光电二极管中，并设置在光电二极管的有效区域的前方。光电二极管的峰值光谱响应优选在500nm到600nm之间。更具体地说，光电二极管的峰值光谱响应可以是580nm。滤光器可滚降600nm以上的光电二极管响应，用于衰减来自大于此波长的光的干扰。
入射在光电二极管604上的光产生模拟电流。光电二极管的电流耦合到电流电压转换器605，该电流电压转换器605可以是如图8中示出的跨阻放大器800。跨阻放大器800优选地设计成使其增益在调制频率之上时滚降。此低通滤波器响应减少噪声和混叠。设计放大器800，以使得反馈电容器801尽量接近光电二极管结电容的值，这减小电压噪声增益。这必须根据跨阻滚降(transimpedance roll-off)和放大器稳定性的要求而平衡，放大器稳定性受反馈电容器801和电阻器802的控制。
尽管应认识到，可使用Chebychev、Butterworth以及其他的响应，但带通滤波器606优选为具有RC频率响应的有源Sallen-Key型。在图9中更详细的显示了示例性的滤波器900。尽管设计滤波器900使用运算放大器906，但应认识到，可通过其他的方法产生带通滤波器频率响应。滤波器900设计成具有与调制频率尽可能接近的中心频率，调制频率在此实施方式中是570Hz，并且选择低容限元件(low tolerance component)帮助实现此频率。运算放大器的反相输入反馈网络907和908设定滤波器增益和带宽。此带宽优选地设计为给出尽量窄的带宽，同时不使滤波器中心频率对元件901、902、903、904以及905的容限过度敏感。滤波器的高通滚降衰减在调制频率以下的噪声，而低通滚降衰减在调制频率以上的噪声，还提供抗混叠(anti-alias)滤波。应该认识到，尽管在此实施例中带通滤波器响应实现为单一的带通滤波器，但其也可以通过单级或多级的分离的高通滤波器和低通滤波器来实现。
带通滤波器的输出是表示载波调制的体积描记图的模拟电压。由于检测到的载波调制的体积描记图已经被带通滤波且因此其高频含量和低频含量被衰减，滤波器的输出信号是频率等于调制载波的基频的正弦波。
通过解调带通滤波的、载波调制的体积描记图信号，恢复体积描记图。可使用数字信号处理来进行解调和其它信号调节。然而，对于形成双通道锁定(lock-in)的每一个通道，所有这些处理都可使用诸如Gilbert cellI和Q混频器以及低通滤波器等电路在模拟域中实现。因此，模数转换器607在带通滤波器之后，用来对滤波器606的输出端的模拟电压采样。应注意到，滤波器优选为模数转换器607前的最后一级。这保证转换器607接收的是带通滤波的噪声，而不是在没有限制频率响应的任何有源电路级的输出端存在的宽带白噪声和闪烁噪声。本领域技术人员应该理解，这将降低在解调器608的输出端出现的噪声水平。
对于模数转换和随后的解调制，采样率应优选为至少四倍于调制频率的多个整数倍。例如，采样率应为4、8、12、16等倍数的调制频率。在优选的设置中，调制频率是570Hz而采样频率是4560Hz：采样频率是调制载波频率的8倍(2×4)。
采样频率＝n*4*调制频率(其中n为整数)
最小采样频率＝4*调制频率。
图11显示了在图2的解调器中进行的示例性解调器算法的流程图。如前所述，解调器包括多路转换器，用于将调制信号分离到两个通道，以提供第一调制输入信号和第二调制输入信号。
考虑第一调制信号，其与第一解调器载波相乘。解调器本机振荡器(LO)是方波，方波的振幅为1，峰-峰振幅为2，并因此具有采样值+1和-1。方波的占空比是50％。方波的频率等于调制载波频率。在此实施例中，调制频率以及由此解调频率都为570Hz，而采样率为4560Hz。因此，解调波形包括8个采样：对应于载波的正周期的四个+1值，以及对应于载波的负周期的四个-1值。因此，由采样+1、+1、+1、+1、-1、-1、-1、-1表示解调LO的一个周期，且此模式无穷地重复，以产生连续的数字信号。为使第一调制信号与第一解调器LO相乘并因此获得I信号(步骤1102)，调制信号的每一个测量值与解调器本机振荡器信号的时间对应值(corresponding-in-time value)相乘：用+1或-1乘以调制信号。使用乘以+1和-1的乘法运算，使得处理在芯片上相对简单，而且如果需要，这样的方法可容易地转变为单一集成电路。
现考虑第二调制信号，其与第二解调器LO相乘。解调器LO是方波，方波的振幅为1，峰-峰振幅为2，并因此具有采样值+1和-1。方波的占空比是50％。方波的频率等于调制载波频率。在此实施例中，调制频率以及由此解调频率都为570Hz，而采样率为4560Hz。因此，解调波形包括8个采样：对应于载波的正周期的四个+1值，以及对应于载波的负周期的四个-1值。然而，第二解调器载波相对于第一解调器载波相移90度。因此，由采样-1、-1、+1、+1、+1、+1、-1、-1表示解调载波的一个周期，且此模式无穷地重复，以产生连续的解调LO。注意，这与上面给出的第一解调载波信号不相同，而是其90度相移的形式。为使第一调制信号与第一解调器LO相乘并因此获得Q信号，调制信号的每一个测量值与解调载波信号的时间对应值相乘(步骤1105)：用+1或-1乘以它。
现在应该认识到，在此使用模数转换器和数字解调器的实施例中，需要在最少4倍调制频率或4倍调制频率的整数倍下，对带通滤波的检测信号进行采样，以使得通过将采样的解调LO移动1/4周期而精确地实现90度的相移。
分别地，I信号和Q信号每一个都被低通滤波以去除不需要的谐波和乘法运算过程的乘积，并被抽取以减少采样率。这通过计算在8个采样长度的块(block)中的每一个信号的总和来进行(步骤1103和1106)。对于每一个通道，第一个8个采样被求和，然后是第二个8个采样被求和等等，无穷地进行下去。应该理解，这等同于在一个周期上对I信号和Q信号积分。应认识到，这是一个平均过程，该过程给出低通滤波器频率响应，并因此衰减高频乘法器乘积。还应认识到，这是一个平均滤波器，其给出的频率响应，在载波频率的倍数频率处具有大量的零响应。这提供了对调制载波谐波的良好的衰减。最后，应认识到，在将8个采样求和为一个采样时，该过程还起到抽取级的作用。此减少的采样率降低了后面的信号处理阶段的计算复杂性，并减少了模数转换器噪声基底，从而提高了信噪比。
经滤波和抽取的I信号现称为I′。经滤波和抽取的Q信号现称为Q′。
最后，I′和Q′信号被反多路转换成一个信号：解调的体积描记图。每一个I′采样与自身相乘而得到I′2(步骤1104)。每一个Q′采样与自身相乘而得到Q′2(步骤1107)。每一个I′2采样与其对应的Q′2采样求和而得到：I′2+Q′2(步骤1108)。对每一个求和的采样取平方根：(I′2+Q′2)0.5(步骤1109)而得到体积描记图采样。
在示例性的光电体积描记设备600中的末级是块平均滤波器609。块平均滤波器对19个采样的连续块求和(步骤1110)而得到一个采样。这提供了平均滤波器和抽取器的功能，而其特点被用来衰减与谐波相关的噪声，特别是由60Hz计算机显示器产生的噪声。此平均滤波器具有的频率响应在采样频率的倍数频率下，给出零响应(大幅衰减)。初始的4560Hz的采样频率被抽取1/8，然后被抽取1/19，得到最终的采样频率30Hz。因此，平均滤波器响应在30Hz的倍数频率下给出大幅衰减。
用570Hz的载波调制光源602。这使570Hz的载波位于540Hz(60Hz的9次谐波)和600Hz(60Hz的10次谐波)的中间。在解调器的输出端，这些谐波出现在30Hz处(所有其他的谐波出现在30Hz的偶数倍频率处)。块平均滤波器609是衰减此干扰的简单的方法。这个末级滤波的输出(步骤1111，1112)是体积描记图(S1(t))。
应认识到，最后的采样率以及因此末级块平均滤波器的频率特点，将取决于在解调器608和块平均滤波器609中使用的抽取器比率。因此，这些比率可被调整成通过块平均滤波器给出对不同谐波的衰减。在下面的表1中给出了调制载波频率、采样率和抽取率(decimation ratio)的值的范围。选择调制载波频率、采样率和抽取率，来衰减给定的、有问题的刷新率(refresh rate)。
 
刷新率(Hz)   刷新率谐波(Hz)   刷新率谐波(Hz)   调制载波频率(Hz)     解调后谐波(Hz)   采样率(8x载波)(Hz)     抽取率
60 540 600 570 30 4560 152
70 490 560 525 35 4200 120
72 504 576 540 36 4320 120
75 525 600 562.5 37.5 4500 120
85 510 595 552.5 42.5 4420 104
在图13中可以看到典型的输出信号。图13a显示了组合的AC和DC分量。图13b显示了放大的AC分量。较高的频率周期性是测量对象的脉搏率。较低的频率周期性是测量对象的呼吸率，而呼吸率使用热敏电阻探测装置(thermistor probe)验证。确定脉搏率的算法通常可在文献中找到，所述算法包括峰值检测(peak detection)等。
应用
这里描述的体积描记设备的优点是：可靠的反射模式传感器可用在以前不适合进行光电体积描记图检测的许多身体部位。举例来说，前额是在恶劣条件下监视必须戴安全帽的职员的非常方便的位置，例如在采矿或化学处理行业中工作的职员。此设备可方便地设置在安全帽的带子中或设置在手表下的手腕上或身体上其他这样方便的地方。在Branche等人的“Measurement Reproducibility and Sensor Placement Considerations inDesigning a Wearable Pulse Oximeter for Military Applications”(IEEE 30thAnnual Northeast Bioengineering Conference，Springfield，MA，United States，2004)中描述了前额传感器以及头部放置位置。他们的论文报导了军用的帽式安装的前额传感器。
另一种恶劣环境是在医院的用于需要复苏的新生儿的产房中。在前额上放置这样的传感器，允许医师在连续地听到指示脉搏率的可听得见的哔哔声的同时，专注于新生儿的护理。这种装置将特别适合于健康与安全领域中的其他恶劣和常规的环境。另一方面，对于安装在衣服中以用于社会、家庭、运动和生物的应用的软应用(soft application)也是存在的。
结果
图13、14和15显示了使用前面描述的示例性的光电体积描记设备的实验的结果。使用光电体积描记器，通过照射对象的前额，记录体积描记图。因此这些曲线图显示了前额的体积描记图。
图13a显示了体积描记图AC和DC分量。这是可以预计到的传统的体积描记图信号。图13b显示了放大的AC分量。由动脉脉搏在传感器下传播引起的脉动信号清晰可见。这被叠加在周期约为10秒的另一个较低频率的信号上。这是由对象吸气和呼气时血容量的变化而引起的呼吸信号。在此实验中，对象以比较恒定的速率和深度呼吸，每8秒吸气和呼气一次。这可在10秒到60秒之间清楚地看到。
图14a显示了放大的体积描记图AC分量。图14b显示了经带通滤波衰减了脉动信号的AC分量。光电体积描记图呼吸信号清晰可见。
图15证实了此低频AC信号是光电体积描记图呼吸信号。图15a显示了光电体积描记图呼吸信号。图15b显示了来自口腔热敏电阻器的信号。此热敏电阻器放置在对象呼吸所通过的塑料管中。在对象呼气时，来自肺部的受身体温暖的空气引起温度上升。在对象吸气时，室内较冷的空气通过热敏电阻器被吸入，传感器记录温度的下降。因此呼吸率可被测量，并与光电体积描记图信号相关联，以验证光电体积描记图呼吸率信号。
对图15a和15b的观察和比较表明：体积描记图AC分量包含脉动和呼吸两者的信息，以及示例性的光电体积描记器能轻易地检测到这些信号。在本情况下，两个信号应该有180度的相差。这个微小的相位延迟是由热敏电阻器的热电容引起的。
从广义的方面来讲，在此描述的光电体积描记设备的解调输出(例如体积描记图S1(t))，一般提供表示作为时间的函数的血容量的信号。这可以使用技术人员已知的技术来分析。也可使用输出来推断出血液组分或血液成分。假定检测到的光强度的周期性上升和下降只是由动脉血流入组织引起的。通过使用波峰和波谷测量法，可测量到由动脉血引起的衰减。如果这在两个不同光波长下进行，则可以使用已知的技术，估计氧饱和度(含氧血与缺氧血的比率)。
绿光光电体积描记术
在用于确定相对血氧饱和度的脉搏血氧测定仪(pulse oximeter)中，使用光电体积描记的技术。这些设备通常用在透射模式中：用光照射组织的区域，而检测并处理在组织另一侧的出射光以确定饱和百分率。此技术限于足够薄而使光能够通过的皮肤区域，例如手指、脚趾和耳垂。
在透射模式的脉搏血氧测定法中，光波长的选择是很重要的。从450nm到600nm，之后从600nm到650nm，以及更大的波长，血液对光的吸收降低一个数量级。此吸收是光子路径长度和吸收系数的函数，且在透射模式中，该吸收很大。此吸收特点的结果是450nm到600nm之间的光衰减很大，其衰减的程度使得非常少的600nm以下波长的光通过附属肢体，例如手指、脚趾或耳垂。一般使用650nm或更高波长的光。
类似地，对于光电体积描记术的大部分研究使用在透射模式下工作的设备，并因此使用波长大于600nm的光。
当光电体积描记术在反射模式中使用时，路径长度以及因此总吸收是较小的。这是因为光不通过附属肢体，而是从组织的表面层散射(或反射)回到检测器。这表示可以使用450nm到600nm的光。然而，光强仍然很低，而且有必要使用低噪声检测技术来获得足够的信噪比。
因为主要的吸收介质是血液，所以使用被强烈吸收的波长的光是有益的。这表示血容量的变化将在450nm到600nm之间比在600nm以及之上引起相应的但是更大的光强变化。所以，光振幅被血液调制到更大的程度，且因此反射式光电体积描记图信号的脉动分量在使用450nm到600nm之间的光时比使用600nm以上的光时更大。这已由图16和图17示出。
图16显示了使用510nm波长的绿光的光电体积描记图，而图17显示了使用644nm波长的红光的光电体积描记图。两幅图中y轴的缩放比例是相等的。可以清楚地看到绿光比红光给出更大的脉动信号。由心搏引起的脉冲(pulse)清晰可见，且相比使用红光时具有更大的振幅，且信噪比相应地提高。
另外，由绿光得到的信号清楚地将呼吸信号显示为低频基线漂移。在使用红光时，不能容易地观测到呼吸信号。
在此描述的许多特征可以容易地相互结合使用。
使用采用如结合图2描述的正交解调的调制光，提供了几个优于现有技术方法的优势，在所述的使用中，解调器对调制信号与解调器的振荡器之间的任何相差都不敏感。调制的光电体积描记图信号可以在调制频率下被带通滤波，以有益地衰减DC环境光、100Hz荧光、60Hz计算机显示器光以及闪烁噪声。因此，与使用DC(未调制)光或采用时隙检测(timeslotdetection)的调制光的现有技术方法比较，上述的方法较好地抑制了干扰，其中所述的时隙检测通常用在脉搏血氧测定仪中，用作一种红色LED和红外LED之间进行时分多路转换的方法。
正交解调同样对调制载波与解调载波的相位之间的差别不敏感。这可将解调过程简化为简单的算法，载波没有必要同步。
正交解调可容易地结合在此描述的多波长体积描记设备使用，以及结合像素阵列装置、反射模式装置和绿光装置使用。
已经发现，绿光光电体积描记术和正交解调的结合特别有利。绿光的使用最大化了检测到的光电体积描记图信号的振幅，且对调制光进行带通滤波和正交解调将噪声的影响最小化。因此，这种结合使信噪比最大化，而这表示能够以更高的可靠性来提取心率和呼吸率。对于心率检测的情况，这种结合将减少误报(false positive)或遗漏心搏。对于呼吸信号的情况，这种结合清晰地恢复先前很难检测到的信号，且该项技术减少了误报和遗漏呼吸的次数。
因此，光电体积描记图信号的信噪比的提高，改进了对信号中与心搏和呼吸相关的特征的检测，并因此改进了使用这些特征来确定心率和呼吸率的任何算法的可靠性。
在各个附图中，例如图1-3、6、12以及18-20中，调制信号标记为M1(t)和而解调信号标记为D1(t)，指示连续时域中的信号，即振幅作为时间的函数而变化的模拟信号。应该理解，例如，在微处理器中，可以使用数字信号处理算法容易地实现描述的配置。在这种情况下，应该理解，M1、D1可以是离散的采样信号M1(n)和D1(n)。类似地，在图12中，功能块G(s)和B(s)可以由信号调节算法B(z)1201和G(z)1203表示。
其他的实施方式意在包含在附随的权利要求的范围内。

Claims (44)

1.一种光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于照射目标物体；
调制器，其用于驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于接收来自所述目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
解调器，其用于接收检测器输出，所述解调器具有本机振荡器，且产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出，其中所述解调器对所述调制信号和所述解调器的所述振荡器之间的任何相差都不敏感；以及
用于根据所述解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
2.如权利要求1所述的光电体积描记设备，其中所述解调器包括：
第一通道，其适于将所述检测器输出与本机振荡器的输出混频，以产生第一相位信号输出，所述本机振荡器的输出具有振荡器频率和相对于所述检测器输出的第一相位；以及
第二通道，其适于将所述检测器输出与本机振荡器的输出混频，以产生第二相位信号输出，所述本机振荡器的输出具有所述振荡器频率和相对于所述检测器输出的第二相位，所述第二相位不同于所述第一相位，
所述第一相位信号输出和所述第二相位信号输出形成所述解调输出。
3.如权利要求2所述的光电体积描记设备，其中本机振荡器频率实质上等于所述调制频率。
4.如权利要求2所述的光电体积描记设备，包括单一的本机振荡器，所述单一的本机振荡器具有用于在所述第一通道中进行混频的第一相位输出以及用于在所述第二通道中进行混频的第二相位输出。
5.如权利要求4所述的光电体积描记设备，其中所述第一相位输出和所述第二相位输出成实质上90度的相对相角。
6.如权利要求4所述的光电体积描记设备，其中所述单一的本机振荡器的所述第一相位输出和所述第二相位输出具有相同的相位，所述解调器具有分离器和相移装置，所述分离器用于将所述检测器输出分离成两个通道信号，所述相移装置在至少一个通道中用于提供用作两个通道的输入的分离的检测器输出信号之间的相移。
7.如权利要求6所述的光电体积描记设备，其中所述分离的检测器输出信号之间的所述相移实质上为90度。
8.如权利要求2所述的光电体积描记设备，进一步包括低通滤波器，以去除由混频过程产生的在所述第一通道和所述第二通道的所述第一相位输出和所述第二相位输出中的谐波。
9.如权利要求1所述的光电体积描记设备，进一步包括反馈电路，所述反馈电路适于调整所述光源的所述输出强度作为所述检测器输出或所述解调输出的函数。
10.如权利要求9所述的光电体积描记设备，其中所述反馈电路适于将所述光源的所述输出强度保持在足以根据所述解调输出保持体积描记图的检测的水平。
11.如权利要求1所述的光电体积描记设备，其中所述光源的输出处于450nm到600nm之间的光谱的范围内。
12.如权利要求1所述的光电体积描记设备，包括：
第二光源，其用于使用波长与所述第一光源不同的光照射所述目标物体，
第二调制器，其用于驱动所述第二光源，以使得输出强度作为第二调制信号的函数而变化，以及
第二解调器，其用于产生表示所述第二调制信号的第二解调输出。
13.如权利要求12所述的光电体积描记设备，其中所述第二解调器对所述调制信号与所述第二解调器的本机振荡器之间的任何相差都不敏感。
14.如权利要求12所述的光电体积描记设备，进一步包括用于根据所述第二解调器输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
15.如权利要求1所述的光电体积描记设备，进一步包括耦合在所述检测器输出和所述解调器的输入之间的带通滤波器，所述带通滤波器具有的通带的宽度仅足以使所述检测器输出中的由体积描记图调幅引起的所述调制频率以及任何边带通过。
16.如权利要求15所述的光电体积描记设备，其中所述通带实质上被限于所述调制频率的两侧25Hz。
17.如权利要求1所述的光电体积描记设备，其中所述光源和所述检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上相同的位置。
18.一种产生体积描记图的方法，其包括以下步骤：
使用光源照射目标物体；
使用调制器驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器接收来自所述目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
在具有本机振荡器的解调器中接收所述检测器的输出，并产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出，其中所述解调器对所述调制信号和所述解调器的所述振荡器之间的任何相差都不敏感；以及
根据所述解调输出产生信号，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
19.一种光电体积描记设备，其包括：
一个或更多个光源，每一个所述光源用于照射目标物体的一部分；
一个或更多个调制器，其用于驱动所述光源，以使得每一个所述光源的输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
一个或更多个检测器，其用于接收来自所述目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的一个或更多个电输出；
多个解调器，每一个所述解调器用于接收所述电输出中的一个或更多个电输出，并产生表示被调制光源中的一个被调制光源的所述调制信号及其任何边带的解调输出，以由此产生对应于多个光源及/或多个检测器的多个解调输出；以及
用于针对每一个解调器输出根据所述解调输出产生体积描记图信号的装置，所述体积描记图信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
20.如权利要求19所述的光电体积描记设备，包括多个光源，每一个所述光源都具有不同波长的光学输出，所述多个解调器中的每一个解调器产生表示与光波长中的相应的不同的波长有关的调制信号的解调输出。
21.如权利要求19所述的光电体积描记设备，进一步包括用于选择所述解调输出中提供最佳信噪比的解调输出的装置。
22.如权利要求19所述的光电体积描记设备，进一步包括用于根据多个解调器输出进行独立分量分析、主分量分析及盲源分离中的一项或更多项以提高信噪比的装置。
23.如权利要求19所述的光电体积描记设备，包括多个光源，其中所述多个光源被设置在基底上的像素阵列中。
24.如权利要求23所述的光电体积描记设备，进一步包括用于形成与所述像素阵列中的所述光源的相对空间位置相关的、所述血容量及/或所述血液成分的空间分布的映射的装置。
25.如权利要求19所述的光电体积描记设备，包括多个光源，其中所述光源被在不同的调制频率下驱动。
26.如权利要求25所述的光电体积描记设备，其中每一个所述解调器产生对应于所述光源中的相应光源的解调输出。
27.如权利要求20所述的光电体积描记设备，包括多个检测器，每一个所述检测器可操作以接收所述光源波长中的相应波长的光，以及其中每一个所述解调器产生对应于所述光源中的相应光源的解调输出。
28.如权利要求19所述的光电体积描记设备，其中每一个所述解调器都具有本机振荡器，并产生表示相应的调制信号的解调输出，其中所述解调器对相应的调制信号与所述解调器的所述振荡器之间的任何相差不敏感。
29.如权利要求19所述的光电体积描记设备，其中所述一个或更多个光源以及所述一个或更多个检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上的相同位置。
30.如权利要求19所述的光电体积描记设备，包括多个检测器以及相应的多个解调器，所述多个检测器以及相应的多个解调器中的每一个都被设置在基底上的像素阵列中。
31.如权利要求30所述的光电体积描记设备，进一步包括用于形成与所述像素阵列中的所述检测器的相对空间位置相关的所述血容量及/或所述血液成分的空间分布的映射的装置。
32.一种产生体积描记图的方法，其包括以下步骤：
使用一个或更多个光源照射目标物体的一部分；
使用一个或更多个调制器驱动所述光源，以使得每一个所述光源的输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用一个或更多个检测器接收来自所述目标物体的光，并产生作为接收到的光的强度的函数的一个或更多个电输出；
使用多个解调器接收所述电输出中的一个或更多个电输出，每一个所述解调器产生表示被调制光源中的一个被调制光源的所述调制信号及其任何边带的解调输出，以由此产生对应于多个光源的多个解调输出；以及
对于像素阵列的每一个解调器输出，根据所述解调输出产生体积描记图信号，所述体积描记图信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
33.一种用于非接触式使用的光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于通过第一偏振滤光片照射目标物体；
调制器，其用于驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于通过第二偏振滤光片接收来自所述目标物体的光，所述第二偏振滤光片具有与所述第一偏振滤光片不同的偏振态，所述检测器适于产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
解调器，其用于接收检测器输出，并产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出；以及
用于根据所述解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
34.如权利要求33所述的光电体积描记设备，其中所述第一偏振滤光片与所述第二偏振滤光片被设置成它们的相对偏振态相互成90度。
35.如权利要求33所述的光电体积描记设备，其中所述检测器具有本机振荡器并产生表示所述调制信号的解调输出，其中所述解调器对所述调制信号与所述解调器的所述振荡器之间的任何相差都不敏感。
36.如权利要求33所述的光电体积描记设备，其中所述光源以及所述检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上相同位置。
37.如权利要求33所述的光电体积描记设备，其中所述光源具有波长小于600nm的光输出。
38.如权利要求37所述的光电体积描记设备，其中所述光源具有波长在440nm到574nm之间或在500nm到600nm之间的光输出。
39.一种产生光电体积描记图的方法，其包括以下步骤：
使用光源通过第一偏振滤光片照射目标物体；
使用调制器驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器通过第二偏振滤光片接收来自所述目标物体的光，所述第二偏振滤光片具有与所述第一偏振滤光片不同的偏振态，所述检测器产生作为接收到的光的强度的函数的电输出；
使用解调器接收检测器输出，并产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出；以及
根据所述解调输出产生信号，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
40.一种用于非接触式使用的光电体积描记设备，其包括：
光源，其用于使用波长小于600nm的光辐射来照射目标物体；
调制器，其用于驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
检测器，其用于接收来自所述目标物体的光，并适于产生作为接收到的光的强度的函数的电输出，所述光源与所述检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上相同位置；
解调器，其用于接收检测器输出，并产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出；以及
用于根据所述解调输出产生信号的装置，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
41.如权利要求40所述的光电体积描记设备，其中所述光源适合于使用波长在440nm到574nm之间或在500n到600nm之间的光辐射来照射所述目标物体。
42.如权利要求40所述的光电体积描记设备，其中所述光源适合于通过第一偏振滤光片照射目标物体，而所述检测器适合于通过第二偏振滤光片接收来自所述目标物体的光，所述第二偏振滤光片具有与所述第一偏振滤光片不同的偏振态。
43.如权利要求40所述的光电体积描记设备，其中所述光源以及所述检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上相同位置。
44.一种产生光电体积描记图的方法，其包括步骤：
使用来自光源的波长小于600nm的光辐射来照射目标物体；
使用调制器驱动所述光源，以使得输出强度作为在调制频率下的调制信号的函数而变化；
使用检测器接收来自所述目标物体的光，以产生作为接收到的光的强度的函数的电输出，所述光源与所述检测器设置成在基底上横向地相互邻近，以使得它们的有效表面可实质上朝向目标体的表面上相同位置；
使用解调器接收检测器输出，并产生表示所述调制信号及其任何边带的解调输出；以及
根据所述解调输出产生信号，所述信号指示作为时间的函数的血容量及/或血液成分。
CN2007800215868A 2006-04-11 2007-04-11 光电体积描记术 Active CN101484065B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GBGB0607270.6A GB0607270D0 (en) 2006-04-11 2006-04-11 The pulsing blood supply
GB0607270.6 2006-04-11
PCT/GB2007/001355 WO2007122375A2 (en) 2006-04-11 2007-04-11 Photoplethysmography

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101484065A true CN101484065A (zh) 2009-07-15
CN101484065B CN101484065B (zh) 2011-11-09

Family

ID=36539740

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007800215868A Active CN101484065B (zh) 2006-04-11 2007-04-11 光电体积描记术

Country Status (10)

Country Link
US (2) US8768424B2 (zh)
EP (1) EP2004038B1 (zh)
JP (1) JP5270533B2 (zh)
CN (1) CN101484065B (zh)
AU (1) AU2007242649B2 (zh)
CA (1) CA2649187C (zh)
ES (1) ES2556648T3 (zh)
GB (1) GB0607270D0 (zh)
WO (1) WO2007122375A2 (zh)
ZA (1) ZA200809559B (zh)

Cited By (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101940475A (zh) * 2010-09-03 2011-01-12 深圳市纽泰克电子有限公司 一种提高血氧饱和度检测精度的方法
CN102714556A (zh) * 2010-04-28 2012-10-03 Hoya美国公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN102714542A (zh) * 2010-06-25 2012-10-03 Hoya美国公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN102697487A (zh) * 2012-05-11 2012-10-03 香港应用科技研究院有限公司 使用光调制测量生理数据的系统和方法
CN103169478A (zh) * 2011-12-26 2013-06-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量装置
CN103837690A (zh) * 2012-11-27 2014-06-04 西门子医学诊断产品有限责任公司 用于确定传输值的方法
CN104138254A (zh) * 2013-05-10 2014-11-12 天津点康科技有限公司 非接触式自动心率测量系统及测量方法
CN104382575A (zh) * 2014-11-20 2015-03-04 惠州Tcl移动通信有限公司 一种基于移动终端的心律检测方法及移动终端
CN104688202A (zh) * 2013-12-09 2015-06-10 三星电子株式会社 模块化传感器平台
CN105266773A (zh) * 2015-11-04 2016-01-27 上海箩箕技术有限公司 脉搏波传感器和可穿戴电子设备
CN105307568A (zh) * 2013-02-13 2016-02-03 莱曼微设备有限公司 非侵入式血液分析
CN105451646A (zh) * 2014-05-07 2016-03-30 皇家飞利浦有限公司 用于提取生理信息的设备、系统和方法
CN105943015A (zh) * 2016-06-04 2016-09-21 浙江大学 一种主动降噪的穿戴式心率变异性监测设备
CN106061385A (zh) * 2014-03-12 2016-10-26 索尼公司 测量装置和测量方法
CN106102564A (zh) * 2014-03-06 2016-11-09 皇家飞利浦有限公司 生理特性确定装置
CN106419885A (zh) * 2016-09-29 2017-02-22 上海斐讯数据通信技术有限公司 一种心率监测装置及方法
WO2017054715A1 (zh) * 2015-09-30 2017-04-06 齐心 一种生命体征测量装置及方法
CN106659402A (zh) * 2014-06-27 2017-05-10 皇家飞利浦有限公司 动物生命体征检测系统
WO2017107921A1 (en) * 2015-12-22 2017-06-29 The Chinese University Of Hong Kong Method for measuring cardiovascular and respiratory parameters based on multi-wavelength photoplethysmography
CN107028589A (zh) * 2015-12-07 2017-08-11 本田技研工业株式会社 利用高度自相关载波序列进行生物信号处理的系统和方法
CN107106017A (zh) * 2014-10-30 2017-08-29 皇家飞利浦有限公司 用于提取生理信息的设备、系统和方法
CN107405092A (zh) * 2015-03-13 2017-11-28 皇家飞利浦有限公司 光电体积描记装置
CN107874751A (zh) * 2016-09-29 2018-04-06 瑞萨电子株式会社 脉动测量装置、光强度控制方法以及程序
CN108289626A (zh) * 2015-11-10 2018-07-17 皇家飞利浦有限公司 光电体积描记设备
CN108289628A (zh) * 2016-01-20 2018-07-17 密克罗奇普技术公司 用于测量在身体内多重信号的方法、系统及设备
CN108289981A (zh) * 2015-11-12 2018-07-17 皇家飞利浦有限公司 用于吸乳泵的乳房罩装置、吸乳泵及其操作方法
CN109363650A (zh) * 2018-12-18 2019-02-22 浙江工业大学 一种基于载波调制方法的血氧饱和度及脉搏测量系统
CN109414169A (zh) * 2015-12-22 2019-03-01 英特尔公司 解调来自间歇照射区域的信号
US10278592B2 (en) 2013-12-09 2019-05-07 Samsung Electronics Co., Ltd. Modular sensor platform
CN109788919A (zh) * 2016-09-29 2019-05-21 皇家飞利浦有限公司 光学生命体征传感器
CN109843154A (zh) * 2016-08-19 2019-06-04 高尔实验室有限公司 用于测量发色团浓度的改变的测量装置和设备
US10582886B2 (en) 2008-07-03 2020-03-10 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10638961B2 (en) 2015-07-02 2020-05-05 Masimo Corporation Physiological measurement devices, systems, and methods
CN111134645A (zh) * 2015-10-02 2020-05-12 飞比特公司 用于光体积描记传感器的电路及方法
CN111200966A (zh) * 2017-07-26 2020-05-26 日东电工株式会社 用于确定生理变化的光电体积描记(ppg)装置及方法
WO2020167489A1 (en) * 2019-02-12 2020-08-20 UDP Labs, Inc. Systems and methods for generating synthetic cardio-respiratory signals
CN111741714A (zh) * 2018-01-29 2020-10-02 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量系统及方法
CN113892927A (zh) * 2021-09-30 2022-01-07 歌尔科技有限公司 用于光电容积描记的测量装置及电子设备
US11638532B2 (en) 2008-07-03 2023-05-02 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user

Families Citing this family (147)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4745472B2 (ja) * 1998-07-16 2011-08-10 株式会社オハラ リチウムイオン伝導性ガラスセラミックスおよびこれを用いた電池、ガスセンサー
US7892178B1 (en) * 2009-09-28 2011-02-22 Impact Sports Technologies, Inc. Monitoring device for an interactive game
IL185609A0 (en) 2007-08-30 2008-01-06 Dan Furman Multi function senssor
US11330988B2 (en) 2007-06-12 2022-05-17 Sotera Wireless, Inc. Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP)
US8554297B2 (en) 2009-06-17 2013-10-08 Sotera Wireless, Inc. Body-worn pulse oximeter
US11607152B2 (en) 2007-06-12 2023-03-21 Sotera Wireless, Inc. Optical sensors for use in vital sign monitoring
US8602997B2 (en) 2007-06-12 2013-12-10 Sotera Wireless, Inc. Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP)
US8419649B2 (en) * 2007-06-12 2013-04-16 Sotera Wireless, Inc. Vital sign monitor for measuring blood pressure using optical, electrical and pressure waveforms
US20100187450A1 (en) * 2007-06-21 2010-07-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Microelectronic sensor device with light source and light detector
US20080319327A1 (en) * 2007-06-25 2008-12-25 Triage Wireless, Inc. Body-worn sensor featuring a low-power processor and multi-sensor array for measuring blood pressure
US20100036269A1 (en) * 2008-08-07 2010-02-11 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US9672471B2 (en) 2007-12-18 2017-06-06 Gearbox Llc Systems, devices, and methods for detecting occlusions in a biological subject including spectral learning
US20090287120A1 (en) 2007-12-18 2009-11-19 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US9717896B2 (en) 2007-12-18 2017-08-01 Gearbox, Llc Treatment indications informed by a priori implant information
US8556821B2 (en) * 2008-02-20 2013-10-15 General Electric Company Adaptive frequency domain filtering for improved non-invasive blood pressure estimation
EP2282673A2 (en) 2008-05-12 2011-02-16 Cardio Art Technologies, Ltd. Optical sensor apparatus and method of using same
RU2497438C2 (ru) * 2008-06-16 2013-11-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Контроль жизненно важного параметра пациента с использованием схемы модуляции "на месте" для избежания помех
KR101248517B1 (ko) * 2008-07-11 2013-04-03 고쿠리쯔 다이가쿠 호징 츠쿠바 다이가쿠 혈관특성 계측장치 및 혈관특성 계측방법
US8295711B2 (en) * 2008-09-19 2012-10-23 Apple Inc. Frequency-agile infrared receiver
KR101040653B1 (ko) * 2009-01-21 2011-06-10 서울대학교산학협력단 비접촉 광용적맥파 측정장치와 이를 이용한 산소포화도 측정장치 및 혈압 측정장치
US8788002B2 (en) 2009-02-25 2014-07-22 Valencell, Inc. Light-guiding devices and monitoring devices incorporating same
US8700111B2 (en) 2009-02-25 2014-04-15 Valencell, Inc. Light-guiding devices and monitoring devices incorporating same
JP4461193B1 (ja) * 2009-04-16 2010-05-12 株式会社東芝 赤外線信号復号回路および赤外線信号復号方法
US11896350B2 (en) 2009-05-20 2024-02-13 Sotera Wireless, Inc. Cable system for generating signals for detecting motion and measuring vital signs
US8738118B2 (en) 2009-05-20 2014-05-27 Sotera Wireless, Inc. Cable system for generating signals for detecting motion and measuring vital signs
US8956293B2 (en) 2009-05-20 2015-02-17 Sotera Wireless, Inc. Graphical ‘mapping system’ for continuously monitoring a patient's vital signs, motion, and location
FR2949658B1 (fr) * 2009-09-07 2012-07-27 Salim Mimouni Dispositif de capture de signal plethysmographique optique utilisant un imageur matriciel
WO2011031061A2 (ko) * 2009-09-08 2011-03-17 한국생산기술연구원 생체정보 측정장치
US20110066008A1 (en) 2009-09-14 2011-03-17 Matt Banet Body-worn monitor for measuring respiration rate
US11253169B2 (en) 2009-09-14 2022-02-22 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiration rate
US20110066044A1 (en) 2009-09-15 2011-03-17 Jim Moon Body-worn vital sign monitor
US8527038B2 (en) 2009-09-15 2013-09-03 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
US10806351B2 (en) 2009-09-15 2020-10-20 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
US10420476B2 (en) 2009-09-15 2019-09-24 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
US8364250B2 (en) 2009-09-15 2013-01-29 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
JP5834011B2 (ja) * 2009-10-06 2015-12-16 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 生体中の少なくとも周期的現象を表す成分を含む信号を処理する方法およびシステム
JP6148009B2 (ja) * 2009-10-06 2017-06-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． フォトプレチスモグラフィーを実行するための方法及びシステム
JP5856960B2 (ja) * 2009-10-06 2016-02-10 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 第１の信号の少なくとも一つの周期的成分を特徴付けるための分析のため第１の信号を得るための方法及びシステム
EP2316332A1 (en) 2009-10-30 2011-05-04 General Electric Company Sensor for measuring amount of substance in blood and method of making the sensor
US8406836B2 (en) 2010-01-29 2013-03-26 Medtronic, Inc. Optical sensor for medical device
US8591411B2 (en) 2010-03-10 2013-11-26 Sotera Wireless, Inc. Body-worn vital sign monitor
US20110251493A1 (en) * 2010-03-22 2011-10-13 Massachusetts Institute Of Technology Method and system for measurement of physiological parameters
US8888700B2 (en) 2010-04-19 2014-11-18 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
US9173594B2 (en) 2010-04-19 2015-11-03 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
US9173593B2 (en) 2010-04-19 2015-11-03 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
US8747330B2 (en) 2010-04-19 2014-06-10 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
US8979765B2 (en) 2010-04-19 2015-03-17 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
US9339209B2 (en) 2010-04-19 2016-05-17 Sotera Wireless, Inc. Body-worn monitor for measuring respiratory rate
BR122021014110B1 (pt) * 2010-05-08 2022-05-31 The Regents Of The University Of California Aparelho e scanner para detecção de umidade subepidérmica (sem) a partir de local externo à pele de paciente e método para monitorar a formação de úlceras de pressão em local alvo na pele de paciente
EP2605698B1 (en) * 2010-08-17 2020-04-15 University of Florida Research Foundation, Inc. Central site photoplethysmography, medication administration, and safety
EP2633504A1 (en) * 2010-10-27 2013-09-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. A presence detection system and a lighting system
US10722132B2 (en) 2010-12-28 2020-07-28 Sotera Wireless, Inc. Body-worn system for continuous, noninvasive measurement of cardiac output, stroke volume, cardiac power, and blood pressure
FI20115053A0 (fi) * 2011-01-19 2011-01-19 Delfin Technologies Oy Menetelmä ja järjestelmä kardiovaskulaaristen sykeaaltojen visualisoimiseksi
WO2012110955A1 (en) 2011-02-14 2012-08-23 Reuven Gladshtein Indications of cross-section of small branched blood vessels
WO2012112885A1 (en) 2011-02-18 2012-08-23 Sotera Wireless, Inc. Optical sensor for measuring physiological properties
EP2675348B1 (en) 2011-02-18 2019-11-06 Sotera Wireless, Inc. Modular wrist-worn processor for patient monitoring
DE102011016772B4 (de) * 2011-04-12 2024-04-25 Mercedes-Benz Group AG 12.04.2021Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung zumindest eines Fahrzeuginsassen und Verfahren zum Betrieb zumindest einer Assistenzvorrichtung
US9179843B2 (en) * 2011-04-21 2015-11-10 Hassan Ghaderi MOGHADDAM Method and system for optically evaluating proximity to the inferior alveolar nerve in situ
TW201310019A (zh) * 2011-08-19 2013-03-01 中原大學 光體積變化訊號之光學成像裝置及其光學量測方法
GB2494622A (en) * 2011-08-30 2013-03-20 Oxitone Medical Ltd Wearable pulse oximetry device
CN103764019B (zh) 2011-09-02 2017-03-22 皇家飞利浦有限公司 用于生成生物的生物测量信号的相机
JP5773816B2 (ja) * 2011-09-12 2015-09-02 キヤノン株式会社 撮像装置
US9693709B2 (en) 2011-09-23 2017-07-04 Nellcot Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information from a photoplethysmograph
US9119597B2 (en) 2011-09-23 2015-09-01 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information from a photoplethysmograph
US9675274B2 (en) 2011-09-23 2017-06-13 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information from a photoplethysmograph
US9402554B2 (en) 2011-09-23 2016-08-02 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information from a photoplethysmograph
TWI474215B (zh) * 2011-11-17 2015-02-21 Pixart Imaging Inc 鍵盤模組及顯示系統
US9693736B2 (en) 2011-11-30 2017-07-04 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information using historical distribution
US9247896B2 (en) 2012-01-04 2016-02-02 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining respiration information using phase locked loop
EP2804526A1 (en) 2012-01-16 2014-11-26 Valencell, Inc. Reduction of physiological metric error due to inertial cadence
WO2013109389A1 (en) 2012-01-16 2013-07-25 Valencell, Inc. Physiological metric estimation rise and fall limiting
JP5454593B2 (ja) * 2012-01-26 2014-03-26 トヨタ自動車株式会社 心拍信号処理装置および心拍信号処理方法
WO2013166341A1 (en) * 2012-05-02 2013-11-07 Aliphcom Physiological characteristic detection based on reflected components of light
US20130331669A1 (en) * 2012-06-11 2013-12-12 Raytheon Company Multi-spectral imaging system and method for remote biometric measurement of human physiological parameters
US20150297142A1 (en) * 2012-07-30 2015-10-22 Koninklijke Philips N.V. Device and method for extracting physiological information
CA2882080A1 (en) * 2012-08-14 2014-02-20 Aliphcom Real-time physiological characteristic detection based on reflected components of light
US20140073863A1 (en) * 2012-09-11 2014-03-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Methods and systems for determining physiological information using modulated signals
WO2014064575A2 (en) * 2012-10-23 2014-05-01 Koninklijke Philips N.V. Device and method for obtaining vital sign information of a living being
US10292605B2 (en) * 2012-11-15 2019-05-21 Hill-Rom Services, Inc. Bed load cell based physiological sensing systems and methods
RU2675083C2 (ru) * 2012-12-04 2018-12-14 Конинклейке Филипс Н.В. Устройство и способ получения информации об основных показателях состояния организма живого существа
US9993204B2 (en) 2013-01-09 2018-06-12 Valencell, Inc. Cadence detection based on inertial harmonics
US9560978B2 (en) 2013-02-05 2017-02-07 Covidien Lp Systems and methods for determining respiration information from a physiological signal using amplitude demodulation
US20140221852A1 (en) * 2013-02-05 2014-08-07 Covidien Lp Systems and methods for determining respiration information using frequency demodulation
US9554712B2 (en) 2013-02-27 2017-01-31 Covidien Lp Systems and methods for generating an artificial photoplethysmograph signal
US10052038B2 (en) * 2013-03-14 2018-08-21 Koninklijke Philips N.V. Device and method for determining vital signs of a subject
US20140275877A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Jimmy Dripps Systems and methods for determining respiration information based on principal component analysis
US20140275889A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Covidien Lp Systems and methods for determining respiration information from segments of a photoplethysmograph
JP6124774B2 (ja) * 2013-03-22 2017-05-10 オリンパス株式会社 位相分布計測方法、及び、位相分布計測装置
US9075906B2 (en) 2013-06-28 2015-07-07 Elwha Llc Medical support system including medical equipment case
US9838645B2 (en) 2013-10-31 2017-12-05 Elwha Llc Remote monitoring of telemedicine device
TWI501643B (zh) * 2013-07-29 2015-09-21 Uchange Technology Co Ltd 基於互補式金氧半導體之影像感測系統及其方法
JP6090456B2 (ja) * 2013-08-29 2017-03-08 株式会社村田製作所 生体情報計測装置
CN103549944A (zh) * 2013-10-30 2014-02-05 广州先越宝仑电子科技有限公司 一种心率测量方法及装置
WO2015102588A1 (en) 2013-12-30 2015-07-09 Apple Inc. User identification system based on plethysmography
WO2015131065A1 (en) 2014-02-28 2015-09-03 Valencell, Inc. Method and apparatus for generating assessments using physical activity and biometric parameters
PL3122173T3 (pl) 2014-03-26 2021-08-30 Scr Engineers Ltd System lokalizacji żywego inwentarza
WO2015166990A1 (ja) * 2014-05-02 2015-11-05 ローム株式会社 脈波センサ、及び脈波計測モジュール
CN106456021B (zh) * 2014-05-22 2019-11-01 皇家飞利浦有限公司 用于以增加的准确性对组织变化进行光学感测的方法和装置
CN105266759A (zh) * 2014-05-26 2016-01-27 义明科技股份有限公司 生理信号检测装置
ES2554136B1 (es) * 2014-05-27 2016-11-16 Miguel HERNÁNDEZ DÍAZ Sistema de monitorización remota de múltiples constantes vitales y diagnóstico automático de patologías cardiovasculares en pacientes, con transmisión de datos por tecnología móvil y activación del protocolo de emergencia médica.
WO2016003268A2 (en) * 2014-06-30 2016-01-07 Scint B.V. Method and device for measuring a health status and physiological parameters of an user at rest and under movement
US10215698B2 (en) 2014-09-02 2019-02-26 Apple Inc. Multiple light paths architecture and obscuration methods for signal and perfusion index optimization
US10986817B2 (en) 2014-09-05 2021-04-27 Intervet Inc. Method and system for tracking health in animal populations
US11071279B2 (en) 2014-09-05 2021-07-27 Intervet Inc. Method and system for tracking health in animal populations
US11771375B2 (en) 2014-09-26 2023-10-03 Pixart Imaging Inc. Respiration rate detection device and breath detection device adopting motion denoising
TWI547265B (zh) * 2015-06-01 2016-09-01 原相科技股份有限公司 光學式呼吸率偵測裝置及其偵測方法
US10488936B2 (en) 2014-09-30 2019-11-26 Apple Inc. Motion and gesture input from a wearable device
US10531820B2 (en) 2014-11-24 2020-01-14 Koninklijke Philips N.V. Device, system and method for determining the concentration of a substance in the blood of a subject
US10004408B2 (en) * 2014-12-03 2018-06-26 Rethink Medical, Inc. Methods and systems for detecting physiology for monitoring cardiac health
CN107004055A (zh) 2014-12-04 2017-08-01 皇家飞利浦有限公司 用于提供可穿戴设备之间的连接关系的系统和方法
US11103139B2 (en) 2015-06-14 2021-08-31 Facense Ltd. Detecting fever from video images and a baseline
US11154203B2 (en) 2015-06-14 2021-10-26 Facense Ltd. Detecting fever from images and temperatures
EP3313287A4 (en) * 2015-06-26 2019-02-20 Rhythm Diagnostic Systems Inc. HEALTH MONITORING SYSTEMS AND METHODS
CN108430323A (zh) * 2015-08-07 2018-08-21 关也正树 血流障碍检测装置
US9939899B2 (en) 2015-09-25 2018-04-10 Apple Inc. Motion and gesture input from a wearable device
BR112018002192A2 (pt) 2015-09-28 2018-09-18 Koninklijke Philips Nv sensor óptico de sinais vitais, método de medição de sinais vitais, e programa de computador
KR102487982B1 (ko) * 2015-10-02 2023-01-11 삼성전자주식회사 혈압 측정 장치, 및 광원 선택 프로세스를 포함하는 혈압 측정 장치
US20170172432A1 (en) * 2015-12-18 2017-06-22 National Kaohsiung University Of Applied Sciences Device for Measuring Psychological Signals
US10987008B2 (en) 2015-12-21 2021-04-27 Koninklijke Philips N.V. Device, method and computer program product for continuous monitoring of vital signs
WO2017121834A1 (en) * 2016-01-15 2017-07-20 Koninklijke Philips N.V. Device, system and method for generating a photoplethysmographic image carrying vital sign information of a subject
GB201603793D0 (en) 2016-03-04 2016-04-20 Heartlight Systems Ltd And University Of Nottingham The Hat and monitoring system
WO2017178592A1 (en) * 2016-04-15 2017-10-19 Koninklijke Philips N.V. System and method for evaluating a variation of a heart rate of a subject
JP6880581B2 (ja) * 2016-07-06 2021-06-02 株式会社リコー 光計測装置、光計測方法、及び、プログラム
US10478099B2 (en) 2016-09-22 2019-11-19 Apple Inc. Systems and methods for determining axial orientation and location of a user's wrist
US11350860B1 (en) 2016-09-23 2022-06-07 Apple Inc. Wrist-worn device and method for accurate blood oxygen saturation measurement
JP6558350B2 (ja) * 2016-11-29 2019-08-14 オムロン株式会社 体動検出装置
US10874307B2 (en) * 2017-01-24 2020-12-29 Verily Life Sciences Llc Digital artery blood pressure monitor
WO2018204914A1 (en) * 2017-05-05 2018-11-08 Balajadia Leah Fe Personal healthcare device
US10558278B2 (en) 2017-07-11 2020-02-11 Apple Inc. Interacting with an electronic device through physical movement
WO2019144318A1 (zh) * 2018-01-24 2019-08-01 深圳市汇顶科技股份有限公司 一种佩戴状态的检测方法及其检测模块、可穿戴设备
WO2019209712A1 (en) 2018-04-22 2019-10-31 Vence, Corp. Livestock management system and method
EP3581091A1 (en) * 2018-06-12 2019-12-18 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining at least one vital sign of a subject
EP3581092A1 (en) * 2018-06-12 2019-12-18 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining at least one vital sign of a subject
KR20210045979A (ko) 2018-07-16 2021-04-27 비비아이 메디컬 이노베이션스, 엘엘씨 관류 및 산소화 측정
US11864529B2 (en) 2018-10-10 2024-01-09 S.C.R. (Engineers) Limited Livestock dry off method and device
EP3669764A1 (en) 2018-12-19 2020-06-24 Koninklijke Philips N.V. System and method for determining at least one vital sign of a subject
US11490838B2 (en) * 2019-01-03 2022-11-08 Owlet Baby Care, Inc. Simultaneous multi-LED pulse-oximetry sampling
KR20200114778A (ko) * 2019-03-29 2020-10-07 삼성전자주식회사 다파장 광을 이용한 광학 장치
KR102632479B1 (ko) 2019-06-17 2024-01-31 삼성전자주식회사 맥파 센서 및 맥파 센서의 동작 방법
EP3804618A1 (en) * 2019-10-07 2021-04-14 Koninklijke Philips N.V. Photoplethysmography apparatus for a magnetic resonance imaging unit
KR20210051268A (ko) 2019-10-30 2021-05-10 삼성전자주식회사 건강 모니터링 장치 및 방법과, 모바일 기기
RU2743905C1 (ru) * 2020-06-15 2021-03-01 Федеральное государственное образовательное учреждение высшего образования "Санкт-Петербургский университет Государственной противопожарной службы Министерства Российской Федерации по делам гражданской обороны, чрезвычайным ситуациям и ликвидации последствий стихийных бедствий" Устройство интерактивной оценки состояния сердечно-сосудистой системы человека на основе дистантной фотоплетизмографии
USD990063S1 (en) 2020-06-18 2023-06-20 S.C.R. (Engineers) Limited Animal ear tag
USD990062S1 (en) 2020-06-18 2023-06-20 S.C.R. (Engineers) Limited Animal ear tag
IL275518B (en) 2020-06-18 2021-10-31 Scr Eng Ltd Animal tag
KR20220007367A (ko) * 2020-07-10 2022-01-18 삼성전자주식회사 맥파 센서 및 이를 포함하는 반도체 장치
WO2022113062A1 (en) 2020-11-25 2022-06-02 Scr Engineers Ltd. A system and method for tracing members of an animal population

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3056409A (en) * 1953-08-28 1962-10-02 Meryl J Edwards Method of and means for physiotherapy
US3769974A (en) * 1971-06-29 1973-11-06 Martin Marietta Corp Blood pulse measuring employing reflected red light
US4258719A (en) * 1978-12-04 1981-03-31 Hughes Aircraft Company Heart rate measurement system
US4911167A (en) 1985-06-07 1990-03-27 Nellcor Incorporated Method and apparatus for detecting optical pulses
US4788981A (en) * 1986-10-16 1988-12-06 Olympus Optical Co., Ltd. Pulse compression apparatus for ultrasonic image processing
US4848901A (en) 1987-10-08 1989-07-18 Critikon, Inc. Pulse oximeter sensor control system
US4989169A (en) * 1990-02-05 1991-01-29 Motorola, Inc. Digital tone detector using a ratio of two demodulators of differing frequency
JP2851900B2 (ja) * 1990-03-01 1999-01-27 コーリン電子株式会社 脈波検出装置
US5800348A (en) * 1995-08-31 1998-09-01 Hewlett-Packard Company Apparatus and method for medical monitoring, in particular pulse oximeter
US5830137A (en) 1996-11-18 1998-11-03 University Of South Florida Green light pulse oximeter
US5876345A (en) * 1997-02-27 1999-03-02 Acuson Corporation Ultrasonic catheter, system and method for two dimensional imaging or three-dimensional reconstruction
US5954644A (en) 1997-03-24 1999-09-21 Ohmeda Inc. Method for ambient light subtraction in a photoplethysmographic measurement instrument
US6229856B1 (en) * 1997-04-14 2001-05-08 Masimo Corporation Method and apparatus for demodulating signals in a pulse oximetry system
US5919134A (en) 1997-04-14 1999-07-06 Masimo Corp. Method and apparatus for demodulating signals in a pulse oximetry system
US7890158B2 (en) * 2001-06-05 2011-02-15 Lumidigm, Inc. Apparatus and method of biometric determination using specialized optical spectroscopy systems
EP2859842A1 (en) 1997-09-05 2015-04-15 Seiko Epson Corporation Reflection type photodetection apparatus, and biological information measuring apparatus
DE69934482T2 (de) * 1998-02-11 2007-09-27 Non-Invasive Technology, Inc. Nachweis, abbildung und kennzeichnung von brustumoren
DE69937602T2 (de) 1998-02-11 2008-10-23 Non-Invasive Technology, Inc. Bilderzeugung und kennzeichnung von hirngewebe
US6363269B1 (en) 1999-12-17 2002-03-26 Datex-Ohmeda, Inc. Synchronized modulation/demodulation method and apparatus for frequency division multiplexed spectrophotometric system
US7171251B2 (en) * 2000-02-01 2007-01-30 Spo Medical Equipment Ltd. Physiological stress detector device and system
US6731967B1 (en) 2001-07-16 2004-05-04 Pacesetter, Inc. Methods and devices for vascular plethysmography via modulation of source intensity
US7526327B2 (en) * 2003-06-04 2009-04-28 Eta Sa Manufacture Horlogère Suisse Instrument having optical device measuring a physiological quantity and means for transmitting and/or receiving data
KR100675555B1 (ko) 2003-07-07 2007-01-29 유선국 맥박 산소포화도 측정 장치 및 방법
EP1872101B1 (en) * 2005-04-18 2017-10-18 Imec Sensor for eliminating undesired components and measurements method using said sensor
US20060293574A1 (en) * 2005-06-28 2006-12-28 Norris Mark A Separating oximeter signal components based on color
US20090326347A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Bennett Scharf Synchronous Light Detection Utilizing CMOS/CCD Sensors For Oximetry Sensing

Cited By (84)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10912501B2 (en) 2008-07-03 2021-02-09 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US10945648B2 (en) 2008-07-03 2021-03-16 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US10912502B2 (en) 2008-07-03 2021-02-09 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US10610138B2 (en) 2008-07-03 2020-04-07 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10588554B2 (en) 2008-07-03 2020-03-17 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US11751773B2 (en) 2008-07-03 2023-09-12 Masimo Corporation Emitter arrangement for physiological measurements
US11647914B2 (en) 2008-07-03 2023-05-16 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US11642037B2 (en) 2008-07-03 2023-05-09 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US11642036B2 (en) 2008-07-03 2023-05-09 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US10617338B2 (en) 2008-07-03 2020-04-14 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US11638532B2 (en) 2008-07-03 2023-05-02 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US11484230B2 (en) 2008-07-03 2022-11-01 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US11484229B2 (en) 2008-07-03 2022-11-01 Masimo Corporation User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user
US10624564B1 (en) 2008-07-03 2020-04-21 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US11426103B2 (en) 2008-07-03 2022-08-30 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10624563B2 (en) 2008-07-03 2020-04-21 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10588553B2 (en) 2008-07-03 2020-03-17 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10912500B2 (en) 2008-07-03 2021-02-09 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10631765B1 (en) 2008-07-03 2020-04-28 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10758166B2 (en) 2008-07-03 2020-09-01 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10743803B2 (en) 2008-07-03 2020-08-18 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10709366B1 (en) 2008-07-03 2020-07-14 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10702195B1 (en) 2008-07-03 2020-07-07 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10582886B2 (en) 2008-07-03 2020-03-10 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
US10702194B1 (en) 2008-07-03 2020-07-07 Masimo Corporation Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents
CN102714556A (zh) * 2010-04-28 2012-10-03 Hoya美国公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN102714556B (zh) * 2010-04-28 2016-05-25 华为技术有限公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN102714542B (zh) * 2010-06-25 2015-08-19 Hoya美国公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN102714542A (zh) * 2010-06-25 2012-10-03 Hoya美国公司 双向光电子设备中的串扰减小
CN101940475A (zh) * 2010-09-03 2011-01-12 深圳市纽泰克电子有限公司 一种提高血氧饱和度检测精度的方法
CN103169478A (zh) * 2011-12-26 2013-06-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量装置
CN102697487A (zh) * 2012-05-11 2012-10-03 香港应用科技研究院有限公司 使用光调制测量生理数据的系统和方法
CN103837690B (zh) * 2012-11-27 2018-09-18 西门子医学诊断产品有限责任公司 用于确定传输值的方法
CN103837690A (zh) * 2012-11-27 2014-06-04 西门子医学诊断产品有限责任公司 用于确定传输值的方法
US9664670B2 (en) 2012-11-27 2017-05-30 Siemens Healthcare Diagnostics Products Gmbh Method for ascertaining a transmission value
CN105307568B (zh) * 2013-02-13 2018-11-16 莱曼微设备有限公司 非侵入式血液分析
US10265002B2 (en) 2013-02-13 2019-04-23 Leman Micro Devices Sa Non-invasive blood analysis
CN105307568A (zh) * 2013-02-13 2016-02-03 莱曼微设备有限公司 非侵入式血液分析
CN104138254A (zh) * 2013-05-10 2014-11-12 天津点康科技有限公司 非接触式自动心率测量系统及测量方法
CN104688202A (zh) * 2013-12-09 2015-06-10 三星电子株式会社 模块化传感器平台
CN104688202B (zh) * 2013-12-09 2019-08-20 三星电子株式会社 模块化传感器平台
US10278592B2 (en) 2013-12-09 2019-05-07 Samsung Electronics Co., Ltd. Modular sensor platform
CN106102564A (zh) * 2014-03-06 2016-11-09 皇家飞利浦有限公司 生理特性确定装置
CN106061385B (zh) * 2014-03-12 2020-03-20 索尼公司 测量装置和测量方法
CN106061385A (zh) * 2014-03-12 2016-10-26 索尼公司 测量装置和测量方法
CN105451646A (zh) * 2014-05-07 2016-03-30 皇家飞利浦有限公司 用于提取生理信息的设备、系统和方法
CN106659402A (zh) * 2014-06-27 2017-05-10 皇家飞利浦有限公司 动物生命体征检测系统
CN107106017A (zh) * 2014-10-30 2017-08-29 皇家飞利浦有限公司 用于提取生理信息的设备、系统和方法
CN104382575A (zh) * 2014-11-20 2015-03-04 惠州Tcl移动通信有限公司 一种基于移动终端的心律检测方法及移动终端
CN107405092A (zh) * 2015-03-13 2017-11-28 皇家飞利浦有限公司 光电体积描记装置
US10687743B1 (en) 2015-07-02 2020-06-23 Masimo Corporation Physiological measurement devices, systems, and methods
US10646146B2 (en) 2015-07-02 2020-05-12 Masimo Corporation Physiological monitoring devices, systems, and methods
US10687745B1 (en) 2015-07-02 2020-06-23 Masimo Corporation Physiological monitoring devices, systems, and methods
US10687744B1 (en) 2015-07-02 2020-06-23 Masimo Corporation Physiological measurement devices, systems, and methods
US10638961B2 (en) 2015-07-02 2020-05-05 Masimo Corporation Physiological measurement devices, systems, and methods
US10722159B2 (en) 2015-07-02 2020-07-28 Masimo Corporation Physiological monitoring devices, systems, and methods
WO2017054715A1 (zh) * 2015-09-30 2017-04-06 齐心 一种生命体征测量装置及方法
CN111134645A (zh) * 2015-10-02 2020-05-12 飞比特公司 用于光体积描记传感器的电路及方法
CN111134645B (zh) * 2015-10-02 2022-11-25 飞比特有限公司 用于光体积描记传感器的电路及方法
CN105266773A (zh) * 2015-11-04 2016-01-27 上海箩箕技术有限公司 脉搏波传感器和可穿戴电子设备
CN108289626A (zh) * 2015-11-10 2018-07-17 皇家飞利浦有限公司 光电体积描记设备
CN108289981A (zh) * 2015-11-12 2018-07-17 皇家飞利浦有限公司 用于吸乳泵的乳房罩装置、吸乳泵及其操作方法
CN107028589A (zh) * 2015-12-07 2017-08-11 本田技研工业株式会社 利用高度自相关载波序列进行生物信号处理的系统和方法
CN108778105A (zh) * 2015-12-22 2018-11-09 香港中文大学 基于多波长光电容积描记法测量心血管和呼吸参数的方法
US10542894B2 (en) 2015-12-22 2020-01-28 The Chinese University Of Hong Kong Method for measuring cardiovascular and respiratory parameters based on multi-wavelength photoplethysmography
CN109414169A (zh) * 2015-12-22 2019-03-01 英特尔公司 解调来自间歇照射区域的信号
CN109414169B (zh) * 2015-12-22 2021-08-24 英特尔公司 解调来自间歇照射区域的信号
WO2017107921A1 (en) * 2015-12-22 2017-06-29 The Chinese University Of Hong Kong Method for measuring cardiovascular and respiratory parameters based on multi-wavelength photoplethysmography
US11096600B2 (en) 2015-12-22 2021-08-24 Intel Corporation Demodulating a signal from intermittently illuminated region
CN108289628A (zh) * 2016-01-20 2018-07-17 密克罗奇普技术公司 用于测量在身体内多重信号的方法、系统及设备
CN105943015A (zh) * 2016-06-04 2016-09-21 浙江大学 一种主动降噪的穿戴式心率变异性监测设备
CN109843154B (zh) * 2016-08-19 2023-03-24 高尔实验室有限公司 用于测量发色团浓度的改变的测量装置和设备
CN109843154A (zh) * 2016-08-19 2019-06-04 高尔实验室有限公司 用于测量发色团浓度的改变的测量装置和设备
CN107874751A (zh) * 2016-09-29 2018-04-06 瑞萨电子株式会社 脉动测量装置、光强度控制方法以及程序
CN109788919B (zh) * 2016-09-29 2022-03-22 皇家飞利浦有限公司 光学生命体征传感器
CN106419885A (zh) * 2016-09-29 2017-02-22 上海斐讯数据通信技术有限公司 一种心率监测装置及方法
CN109788919A (zh) * 2016-09-29 2019-05-21 皇家飞利浦有限公司 光学生命体征传感器
CN111200966A (zh) * 2017-07-26 2020-05-26 日东电工株式会社 用于确定生理变化的光电体积描记(ppg)装置及方法
US11944416B2 (en) 2017-07-26 2024-04-02 Nitto Denko Corporation Photoplethysmography (PPG) apparatus and method for determining physiological changes
CN111741714A (zh) * 2018-01-29 2020-10-02 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量系统及方法
CN109363650A (zh) * 2018-12-18 2019-02-22 浙江工业大学 一种基于载波调制方法的血氧饱和度及脉搏测量系统
WO2020167489A1 (en) * 2019-02-12 2020-08-20 UDP Labs, Inc. Systems and methods for generating synthetic cardio-respiratory signals
CN113892927A (zh) * 2021-09-30 2022-01-07 歌尔科技有限公司 用于光电容积描记的测量装置及电子设备
CN113892927B (zh) * 2021-09-30 2024-03-08 歌尔科技有限公司 用于光电容积描记的测量装置及电子设备

Also Published As

Publication number Publication date
CA2649187C (en) 2015-06-23
AU2007242649B2 (en) 2013-07-18
GB0607270D0 (en) 2006-05-17
EP2004038A2 (en) 2008-12-24
US20090306487A1 (en) 2009-12-10
JP2009533121A (ja) 2009-09-17
EP2004038B1 (en) 2015-10-21
ZA200809559B (en) 2009-11-25
US8768424B2 (en) 2014-07-01
JP5270533B2 (ja) 2013-08-21
ES2556648T3 (es) 2016-01-19
AU2007242649A1 (en) 2007-11-01
CN101484065B (zh) 2011-11-09
US20140243622A1 (en) 2014-08-28
WO2007122375A3 (en) 2008-07-03
US11103150B2 (en) 2021-08-31
CA2649187A1 (en) 2007-11-01
WO2007122375A2 (en) 2007-11-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101484065B (zh) 光电体积描记术
US11147456B2 (en) Marker with light emitting area for use in determining vital sign information
Patterson et al. A flexible, low noise reflective PPG sensor platform for ear-worn heart rate monitoring
CN104981200B (zh) 用于确定对象的生命体征信息的系统和方法
US9341565B2 (en) Multiple-wavelength physiological monitor
Patterson et al. Ratiometric artifact reduction in low power reflective photoplethysmography
US20130303921A1 (en) System and Method for Measurement of Physiological Data with Light Modulation
US20180064399A1 (en) Imaging systems including multi-tap demodulation pixels for biometric measurements
EP3174462A1 (en) Hemoglobin detection and photoplethysmography using spectral modulation
US20110071366A1 (en) Determination Of A Physiological Parameter
JP6373511B2 (ja) 光学的分析システム及び方法
JP7304899B2 (ja) 対象の少なくとも１つのバイタルサインを決定するシステム及び方法
US8398557B2 (en) Spread-spectrum method for determining physiological parameters
CN111248889B (zh) 一种基于led二极管及led显示矩阵的脉搏波测量装置及方法
US20210236015A1 (en) System and method for determining at least one vital sign of a subject
Bachir Diffuse transmittance visible spectroscopy using smartphone flashlight for photoplethysmography and vital signs measurements

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant