CN102519500B - 光功率调制 - Google Patents

光功率调制 Download PDF

Info

Publication number
CN102519500B
CN102519500B CN201110291296.3A CN201110291296A CN102519500B CN 102519500 B CN102519500 B CN 102519500B CN 201110291296 A CN201110291296 A CN 201110291296A CN 102519500 B CN102519500 B CN 102519500B
Authority
CN
China
Prior art keywords
optical waveguide
pressure
sensor
waveguide
sensor frame
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.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201110291296.3A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102519500A (zh
Inventor
J·A·博尔戈斯
T·A·博尔戈斯
T·庞格拉茨
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.)
TARILIAN LASER TECHNOLOGIES Ltd
Original Assignee
TARILIAN LASER TECHNOLOGIES Ltd
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
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=39529399&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=CN102519500(B) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by TARILIAN LASER TECHNOLOGIES Ltd filed Critical TARILIAN LASER TECHNOLOGIES Ltd
Publication of CN102519500A publication Critical patent/CN102519500A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102519500B publication Critical patent/CN102519500B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

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
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • 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
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01D—MEASURING NOT SPECIALLY ADAPTED FOR A SPECIFIC VARIABLE; ARRANGEMENTS FOR MEASURING TWO OR MORE VARIABLES NOT COVERED IN A SINGLE OTHER SUBCLASS; TARIFF METERING APPARATUS; MEASURING OR TESTING NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G01D5/00—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable
    • G01D5/26—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light
    • G01D5/32—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light
    • G01D5/34—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light the beams of light being detected by photocells
    • G01D5/353—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light the beams of light being detected by photocells influencing the transmission properties of an optical fibre
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • 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
    • 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
    • A61B5/02007—Evaluating blood vessel condition, e.g. elasticity, compliance
    • 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
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02233—Occluders specially adapted therefor
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01D—MEASURING NOT SPECIALLY ADAPTED FOR A SPECIFIC VARIABLE; ARRANGEMENTS FOR MEASURING TWO OR MORE VARIABLES NOT COVERED IN A SINGLE OTHER SUBCLASS; TARIFF METERING APPARATUS; MEASURING OR TESTING NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G01D5/00—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable
    • G01D5/26—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light
    • G01D5/32—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light
    • G01D5/34—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light the beams of light being detected by photocells
    • G01D5/353—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light the beams of light being detected by photocells influencing the transmission properties of an optical fibre
    • G01D5/35338—Mechanical means for transferring the output of a sensing member; Means for converting the output of a sensing member to another variable where the form or nature of the sensing member does not constrain the means for converting; Transducers not specially adapted for a specific variable characterised by optical transfer means, i.e. using infrared, visible, or ultraviolet light with attenuation or whole or partial obturation of beams of light the beams of light being detected by photocells influencing the transmission properties of an optical fibre using other arrangements than interferometer arrangements
    • G01D5/35341—Sensor working in transmission
    • G01D5/35345—Sensor working in transmission using Amplitude variations to detect the measured quantity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0261—Strain gauges
    • A61B2562/0266—Optical strain gauges
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • 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
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/022—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers
    • A61B5/02225—Measuring pressure in heart or blood vessels by applying pressure to close blood vessels, e.g. against the skin; Ophthalmodynamometers using the oscillometric method

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Dentistry (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)

Abstract

本发明涉及光功率调制。一种生命体征测量装置包括传感器固定装置、由该传感器固定装置保持的传感器框架、由传感器框架保持的光感测系统104以及输出单元。传感器固定装置适合于抵靠受试者的解剖位置而放置，该解剖位置内就是动脉。光感测系统104包括光波导、向光波导提供光能的光源装置、以及用来检测离开光波导的光能的量的光检测器。光感测系统104根据光波导的至少一部分的压缩或弯曲感测动脉搏，该压缩或弯曲导致离开光波导的光量的减少。输出单元至少部分基于从光检测器接收到的信号产生生命体征的测量结果。

Description

光功率调制
本申请是国际申请日为2007年11月21日、国际申请号为PCT/US2007/085397、中国国家申请日为2009年9月4日、申请号为200780052003.8、发明名称为“光功率调制”的专利申请的分案申请。
技术领域
本申请涉及检测生命体征，更具体地涉及生命体征测量装置。
背景技术
血压指的是由循环血液施加在血管壁上的力，而且其构成主要生命体征之一。收缩压是动脉中的峰值压力，其大约出现在心动周期的最开始。舒张压是最低压力，其位于心动周期的休止期。心动周期中的平均压力被报告为平均动脉压力。脉搏压力反映出所测得的最大和最小压力之差。
可以侵入地(通过刺穿皮肤并在血管内部进行测量)或非侵入地测量血压。前者通常限制为医院环境。非侵入的听诊和示波测量方法比侵入方法更简单且更快捷，复杂度更低，而且对患者而言不舒适感和痛苦更少。非侵入测量方法更常见地用于例行体检和监测。
听诊方法通常使用听诊器和血压计。将可充气的臂套放置在上臂周围且其垂直高度基本与心脏相同，而且该臂套还气动地连接到水银压力计或无液压力计。水银压力计测量水银柱的高度，在不需要校准的情况下给出绝对的臂套压力测量结果，从而不受可能影响其它压力计的校准误差和校准偏移的影响。通过反复压橡胶球，手动地使臂套充气，直到臂动脉完全闭塞。在加压臂套远端的臂动脉上使用听诊器倾听的同时，检查者缓慢地释放臂套中的压力。当血液刚刚开始在动脉中流动时，湍流产生“嘶嘶”或撞击音(第一Korotkoff音)。第一次听到此声音时的压力即收缩血压。进一步释放臂套压力，直到在舒张压处听不到声音(第五Korotkoff音)。
示波测量方法有时用于连续监测，而有时用于单次测量。该设备功能上类似于听诊方法，但不依靠听诊器和检测者耳朵的使用。取而代之，其检测装置是一种气动连接到臂套且记录臂套压力中与动脉压力波形同步的(相对小)振动的压力传感器。臂套压力中的第一振动不在收缩压处出现，而在实质上大于收缩压的臂套压力处出现。一开始，使臂套充气到超过收缩压的压力。然后逐渐减小臂套压力。根据出现在多个臂套压力处的不同振幅，通过一种算法，计算收缩压和舒张压的值。用来计算收缩压和舒张压的算法通常使用经实验获得的系数，这些系数旨在使示波测量结果尽可能好地匹配于使用听诊方法所获得结果。
发明内容
在某些方面中，一种生命体征测量装置包括传感器固定装置、由传感器固定装置保持的传感器框架、由传感器框架保持的光感测系统以及输出单元。传感器固定装置适合于抵靠受试者的解剖位置而放置，该解剖位置内就是动脉。光感测系统包括光波导、向光波导提供光能的光源装置以及用来检测离开光波导的光能的量的光检测器。光感测系统适合于根据光波导的至少一部分的压缩或弯曲——这些压缩或弯曲会导致离开光波导的第二端的光能的量减少——来感测动脉搏。输出单元被配置成接收表示离开光波导的光量的信号，并至少部分基于所接收到的信号产生生命体征的测量结果。
该生命体征测量装置基于光功率调制原理工作，即动脉搏会引起光波导的弯曲或压缩，从而导致传输到光波导的第二端的光能的量的变化。通过监测离开光波导的第二端的光量，可获得与动脉搏有关的数据，并使用它来确定各种生命体征。光感测系统可被配置成检测代表一系列动脉搏的光信号，而输出单元可适合于基于离开光波导的第二端的光能的量确定一系列动脉搏中的每一个的脉搏波形。光感测系统可适合于通过可压缩光波导的压缩和弯曲——这导致检测到的光量的脉动减少——来感测动脉的脉动打开。光检测器可光学耦合至光波导，以便光检测器接收来自光源的未从光波导的侧边逃逸的基本上所有的光能。光源可包括相干光源。
在某些实现中，传感器固定装置可以是其中包括可充气气囊的臂套。可充气气囊可部分包围肢体。臂套可由织物制成。臂套可适合于对解剖位置施加压力，从而压缩该解剖位置内的动脉。例如，当可充气气囊充气时，该臂套可施加压力。传感器框架可在不与气囊的任何部分重合的位置附连至臂套。传感器框架可通过其与臂套的附连保持与肢体的相对，从而当可充气气囊被充气时，由传感器框架施加给肢体的压力基本等于由包围的臂套施加给肢体的压力。
在某些实现方式中，该装置可包括传感器框架中的传感器垫，该传感器垫可毗邻解剖位置定位。传感垫可被配置成因为由气囊的充气引起的接触压力增大而移动。传感垫的移动会导致光波导的压缩或弯曲。在某些实现方式中，传感器垫可定位在传感器固定装置的中点处。在其它实现方式中，传感器垫可定位在传感器固定装置的远侧位置。在某些实现方式中，传感器垫可被配置成使所述传感器固定装置的脉动张紧不会产生传感器垫的脉动移动，而解剖位置内的动脉的脉动打开产生传感器垫的脉动移动。在某些实现方式中，施加给传感器垫的最大接触压力会引起离开光波导的总光量的20-80％的减少(例如50-70％减少)。
在某些实现方式中，该装置可包括附连至传感器框架的至少一部分而且支承传感器垫的负载弹簧。负载弹簧可被配置成反抗在受试者的解剖位置处对传感器垫施加的至少某些压力。负载弹簧可适合于允许传感器垫在最大压力下的期望位移。在某些实现方式中，负载弹簧可适合于在最大压力下提供传感器垫的0.5至3毫米之间的最大位移。
在某些实现方式中，该装置可包括用来检测施加到解剖位置的压力的压力传感器。输出单元可从压力传感器接收指示施加到解剖位置的压力的压力输入。在某些实现方式中，输出单元可利用指示所接收到的光信号的信号和该压力输入产生生命体征。
在某些实现方式中，受试者的解剖位置是上臂。传感器框架可被配置在传感器固定装置上，从而光感测系统被定位成感测由臂动脉的脉搏引起的移动，该脉搏导致可压缩光波导的至少一部分的压缩或弯曲。在某些实现方式中，生命体征是心率、动脉搏波形、收缩血压、舒张血压、平均动脉血压、脉搏压、以及动脉顺应性中的至少一个。
在某些实现方式中，该装置可包括波导支承结构，其具有用来支承光波导的至少一部分的非顺应表面。光感测系统可适合于响应于动脉搏在光波导的未被支承的部分中引起弯曲变形。
在某些实现方式中，该装置可包括弹性且不可压缩的支承表面，其支承光波导的几乎所有长度。例如，波导支承表面可以是弹性电子电路板。波导可利用弹性体粘合剂接合至支承表面。在某些实现方式中，光源装置、光检测器、和/或相关联的电子组件可安装在波导支承表面的表面上。在某些实现方式中，波导支承表面可包括支承恢复元件，其被配置在支承表面内，而且适合于反抗支承表面的弯曲。在包括传感器垫的某些实现方式中，当传感器垫从静止位置移动至最大位移位置时，支承恢复元件可适合于使传感器垫与光波导之间的接触压力增大。光波导可适合于使所述增大的接触压力导致离开光波导的第二端的光量减少。
在某些方面中，一种测量受试者的生命体征的方法可包括：将光能传输到光波导的第一端中；检测离开光波导的第二端的光能的量；以及基于所检测到的离开光波导的第二端的光能的量产生生命体征的测量结果。光波导与传感器框架一起定位，而传感器框架抵靠受试者的解剖位置定位，在该解剖位置内就是动脉。光波导被定位成响应于动脉搏压缩或弯曲。离开光波导的第二端的光能的量利用由传感器框架保持的光检测器来检测。光检测器产生指示所接收到的光能的量的信号。离开光波导的第二端的光能的量响应于动脉搏变化。
在某些实现方式中，传感器框架可由传感器固定装置保持，而且该方法还包括利用传感器固定装置对受试者的解剖位置施加压力。在某些实现方式中，该方法还包括在一时间段内改变利用传感器固定装置施加给解剖位置的压力，并根据在该时间内离开光波导的第二端的光能的量变确定该时间段期间动脉搏的一系列脉搏特性。所产生的生命体征的测量结果可基于该时间段期间的一系列脉搏特性。
在某些实现方式中，该方法可包括获得测得的血压测量结果，然后估算第二血压测量结果。对第二血压测量结果的估算可基于用来估算第二血压测量结果的在初始时间获得的初始脉搏特性和在随后时间获得的随后脉搏特性。初始时间比随后时间更接近测得的血压估算的时间。所产生的生命体征的测量结果基于所测得的血压测量结果、初始脉搏特性、以及随后的脉搏特性。在某些实现方式中，初始脉搏特性和随后脉搏特性可以是脉搏幅值。
在某些方面中，一种测量受试者的血压的方法可包括：对受试者的解剖位置施加变化的压力，在该解剖位置内就是动脉；利用光功率调制传感器检测动脉搏波形；以及基于所检测到的作为所施加的和变化的压力的函数的动脉搏波形确定收缩血压和舒张血压。光功率调制传感器包括适合于响应于动脉搏被压缩或弯曲的光波导。光波导的压缩或弯曲导致传输到光波导的末端的光量的减少。动脉搏波形根据离开光波导的末端的光量被检测。
在某些方面中，一种光运动感测装置可包括限定开口的传感器框架、设置在开口中的传感器垫、适合于检测传感器框架中的传感器垫的移动量的光感测系统以及输出单元。该光感测系统包括光波导、光源装置以及光检测器。该光波导定位在传感器框架内，以使传感器垫的移动导致光波导的弯曲或压缩。光源装置向光波导提供光能。光检测器检测离开光波导的光能的量。输出单元被配置成接收指示离开光波导的光能量的量的信号，并根据所接收到的信号产生传感器垫的移动量的测量结果。
在某些方面中，一种检测局部位移量的方法可包括：将光能传输到光波导的第一端中；检测离开光波导的第二端的光能的量；以及基于离开光波导的第二端的光能的量产生传感器垫的向下位移量的测量结果。光波导定位在包括传感器垫的传感器框架内，以使传感器垫的向下位移导致光波导的压缩或弯曲。离开光波导的光能的量利用由传感器框架保持的光检测器来检测。光检测器由此产生指示所接收到的光能的信号。利用指示离开光波导的第二端的光能的信号产生传感器垫的向下位移量的测量结果。离开光波导的第二端的光能的量响应于传感器垫的向下位移而减少。
在某些方面中，用于检测动脉搏的顺应波导包括具有平坦表面且限定一腔的包层和设置在该腔中的芯。包层包括具有25至75之间的肖氏A硬度(Shore A hardness)的弹性体。芯也包括具有25至75之间的肖氏A硬度的弹性体。芯具有大于包层的折射率的折射率。
在某些实现方式中，包层可具有45至55之间的肖氏A硬度，而芯可具有30至45之间的肖氏A硬度。在某些实现方式中，波导能够引导至少10,000个模式(例如至少50,000个模式)。在某些实现方式中，芯可具有1.43至1.50之间(例如1.45至1.47之间)的折射率，而包层可具有1.39至1.48之间(例如1.39至1.41之间)的折射率。在某些实现方式中，芯可具有至少45微米的半径(例如150与200微米之间)。
在某些实现方式中，光波导可包括弹性体(例如硅氧烷弹性体)。弹性体可从由硅氧烷、聚氨酯、聚丁二烯橡胶以及它们的组合组成的组中选择。
本发明的一个或多个实现方式的细节在以下的附图和描述中陈述。本发明的其它特征、目的以及优点根据说明、附图以及权利要求将会显而易见。
附图说明
图1描述了生命体征测量装置的一个实现方式。
图2A、2B以及2C描述了定位在上臂上的生命体征测量装置的多个实现方式，而且示出相对于动脉收缩压的三种不同水平的臂套压力。
图3描述了在臂套放气期间由气动耦合到臂套的压力传感器检测到的一系列脉搏，与同时由传感器固定装置固定的光感测系统所检测而获得的脉搏的比较。
图4描述了具有含有可充气气囊的传感器固定装置的生命体征测量装置的实现方式。
图5A、5B以及5C描述了包含光感测系统的组件的传感器框架的实现方式。
图6描述在弹性的不可压缩波导支承表面上的光感测系统的实现方式。
图7A-7C描述光感测系统的实现方式。
图8A和8B描述被压缩的波导如何导致传输光量的减少。
图9A和9B描述弯曲的波导如何导致传输光量的减少。
图10A-10D是波导的不同实现方式的横截面图。
图11描述经受由动脉搏引起的振荡变形的波导中的脉动光传输。
图12描述用来通过输出单元确定一个或多个生命体征的分析方法的实现方式。
在各个附图中相同的附图标记指代相同的元件。
具体实施方式
如图1中所示，生命体征测量装置可包括传感器固定装置102、保持光感测系统的传感器框架200以及输出单元106。可利用来自传感器框架200中的光感测系统的输出来确定生命体征的测量结果，例如患者的血压，尤其是患者的血压的收缩压和舒张压测量结果。
传感器固定装置102保持传感器框架200，并使其抵靠受试者112的一解剖位置，该解剖位置内就是动脉118。在图1中，例如，解剖位置112是患者的上臂。传感器框架200可被定位成：当传感器框架200抵靠受试者的解剖位置112放置时，光感测系统104感测对应于动脉搏的移动。当传感器固定装置102在受试者的手臂112上施加处于或低于收缩压的压力时，以此方式有可能利用光感测系统检测动脉搏，但当传感器固定装置102高于收缩压时检测不到动脉搏。因此，可将收缩压确定为：随着施加到解剖位置112的压力从超过收缩压的压力降低，在第一动脉搏被光感测系统检测到时施加到解剖位置112的压力。或者，可将收缩压确定为随着压力增大至超过收缩压的压力，光感测系统观测到动脉搏时的最后压力。而且，当传感器固定装置在患者手臂上施加低于收缩压的压力时，生命体征测量装置可测量一个或多个动脉搏的相对强度，和/或检测脉搏波形，并根据那些测量结果确定关于受试者的包括收缩压和舒张压的多个不同的生命体征测量结果。例如，可基于预定的脉搏波形特征来确定舒张压，诸如脉幅比和/或动脉搏之间的脉搏波形的形状。
光感测系统104采用可被称为光功率调制方法的方法来检测和测量动脉搏。具体参考图5C，实现这样的光功率调制方法的示例光感测系统包括由传感器框架200保持的光波导212、定位成向光波导212的第一端提供光能的光源202、以及定位成检测离开光波导212相反的第二端的光能的量的光检测器240。例如图1所示，输出单元106被连接以从光感测系统(具体是从光检测器240)接收如电信号的信号，其中该信号表示光检测器240检测到的在给定时间点离开光波导相反的第二端的光量。根据所接收到的信号，输出单元106产生生命体征的测量结果。光感测系统104根据感测系统的光波导212的至少一部分的压缩或弯曲遵照于或响应于动脉搏，上述压缩或弯曲导致离开光波导的光能的量的减少，以及相应地光检测器接收到的光能的量的减少。
作为示例，生命体征可包括心率、动脉搏波形、收缩压测量结果、舒张压测量结果、平均动脉血压测量结果、脉搏压力测量结果、和/或动脉顺应性的测量结果。在某些实现方式中，可根据动脉搏的时序、动脉搏的幅值和/或大小，和/或根据动脉搏波形来确定生命体征。在某些实现方式中，可单独根据从光感测系统104接收的输出来确定生命体征，而在其它实现方式中，可根据该输出结合其它数据(例如，有关气动臂套内部压力的数据)来确定生命体征。作为前一种情况的示例，可单独根据从光感测系统104接收的输出来确定心率。可在包括但不限于上臂、腕区、腿部以及脚趾的任何肢体位置进行本生命体征测量。
传感器固定装置
传感器固定装置可以是适合于毗邻受试者112的解剖位置保持和定位传感器框架200或其部分的任何结构，以使传感器框架200中的光感测系统104能检测动脉搏。传感器固定装置可按照预定的传感器固定压力或可调节的传感器固定压力毗邻受试者112的解剖位置保持传感器框架200。例如，传感器固定装置可以是胶带或臂套(例如弹性臂套或可充气臂套)。
如图4所示，传感器固定装置102可以是具有可充气气囊122的可充气臂套120。例如，传感器固定装置102可以是一组件，其包括被配置成包围或环绕受试者的解剖位置(例如肢体)的含织物的臂套。可充气气囊122可被定位在臂套内以部分包围或环绕肢体。同样，传感器固定装置102适合于在充气时向肢体施加压力，从而压缩肢体内的动脉。
一般而言，用于当前所描述的系统和方法的臂套型传感器固定装置102可以是完全或部分环绕肢体的类型，或可以是在某些解剖位置有利的局部施加压力的类型，包括桡动脉上的腕部。这样的装置102中的气囊122可通过软管116气动地连接至泵124，如图4中的情况。在如图4所示的某些实现方式中，气动可充气臂套能充气(例如通过泵124)和放气(例如通过阀门126)以调节施加到受试者身体112的一部分的压力。在某些实现方式中，系统可包括如图12中所示的输出单元106中所包括的用来控制臂套的充气和放气的充气控制器452。在其它实现方式中，可包括充气控制器作为用来控制生命体征测量装置的工作的单独的控制器单元。
同样，可将各种形式的传感器固定装置应用至受试者身体的各个不同部分。可设计传感器固定装置的大小，并将其安排在受试者身体的靠近受试者的预定动脉的解剖位置。如图1和2A-2C所示，可将传感器固定装置102定位在上臂(在受试者肘部以上)上，从而传感器框架200内的光感测系统可感测对应于臂动脉118中的动脉搏的移动。传感器固定装置还适合于放置在手腕上，从而传感器框架中的光感测系统可感测对应于桡动脉中的动脉搏的移动。还可将传感器固定装置定位在腿上(例如在踝关节处以检测动脉中的脉搏)、脖子上、或身体上可检测到动脉搏的任何其它部分上。
如图2A-2C所示，可将传感器框架200定位在靠近传感器固定装置102的中点处(如图2A所示)、在传感器固定装置102的中点处(如图2B和2C所示)、或远离传感器固定装置102的中点处(未示出)。传感器框架200——更具体而言是传感器框架200的感测部分(例如传感器垫)相对于施压装置的放置会影响所获得的数据。在其中传感器固定装置102对解剖位置施加压力的实现方式中，诸如图2A-2C中所示，传感器固定装置102内的感测框架200的感测部分的位置会影响所获得的数据。在某些实现方式中，施加到位于解剖位置的表面以下的动脉的压力会是不均匀的。例如，虽然施压的身体放置装置102能施加均匀的压力，但通过组织层传输的压力会导致对位于表面以下某些距离的动脉的不均匀压力。在某些实现方式中，通过可充气臂套施加到位于皮肤以下某些距离的动脉的压力在臂套中线处最大，在臂套边缘处较小。可固定传感器框架200相对于传感器固定装置102的位置以优化对动脉搏的选定特征的灵敏度。在某些实现方式中，可将传感器框架200和传感器框架200的感测部分(例如传感器垫)定位于臂套的中线134处，以使它在臂套压力超过收缩压时不响应臂套的近侧部分之下的动脉分段的脉动放大，从而允许在动脉分段的中段打开时精确确定收缩压。
在未示出的其它实现方式中，可将传感器框架200和传感器框架200的感测部分(例如传感器垫)定位在臂套的远边附近，以使它特别响应于该位置处的动脉搏的大小改变。因此，可识别远侧位置处在舒张压下的动脉搏波形的唯一特征，而且可检测更远端的动脉中的动脉顺应性的效果。在心脏收缩期间当臂套压力低于收缩压时，在臂套的中线134处以及中线134远侧的皮肤出现向外弯曲。如上所述，当臂套压力超过收缩血压时，动脉振动被限制在臂套的近侧区域。
在未示出的某些实现方式中，该装置可包括与传感器固定装置分离的第二施压装置，该传感器固定装置保持具有光感测系统的传感器框架。第二施压装置可适合于抵靠受试者的第二解剖位置放置，该第二解剖位置邻近传感器固定装置的解剖位置，以允许通过光感测系统检测在施压装置远侧且与其分开的位置处的动脉搏。因此，光感测系统可检测远离动脉闭塞点且在其远侧的位置处的动脉搏波形，从而允许检测动脉波形的唯一特征。第二施压装置可以是可充气臂套。在某些实现方式中，施压装置和传感器固定装置均可以是可充气臂套。
图2A描述了传感器固定装置102在手臂上施加的压力超过了臂动脉的动脉收缩压，且足以导致传感器固定装置102的前沿下方的动脉开口在心缩期间达到最小。在动脉搏期间，由于前沿处的动脉扩张，对传感器固定装置102施加的压力的量将轻微地脉动。在传感器框架200的定位处不会出现动脉开口，因此传感器框架200中的光感测系统104不会产生脉动信号。然而，与传感器框架200位于传感器固定装置102的中点处相比，如果它位于传感器固定装置102的中点附近的位置处，则脉动信号会出现在更高压力下。
图2B描述传感器固定装置102施加了稍微超过动脉收缩压的压力，以使在心缩期动脉开口118延伸到接近于传感器固定装置102的中点。在动脉搏压力期间，对传感器固定装置102施加的压力中的振动将会比图2A的情况大许多，因为在位于传感器固定装置内的那段动脉的几乎一半都出现了动脉扩张。不过，在传感器固定装置102中点处没有出现动脉开口，因此传感器框架200中的光感测系统104不会产生脉动信号。
图2C描述传感器固定装置102施加了小于动脉收缩压的压力，以使整个动脉段118在心缩期暂时地打开。在动脉搏期间对传感器固定装置102施加的压力中的振动的幅值将会更大。在传感器框架200下方的位置处的动脉开口导致光感测系统104记录脉动信号。
图3的上部描述了当传感器固定装置102所给予的压力从超过受试者收缩血压的压力减少到低于受试者舒张血压的压力时，在传感器固定装置102中感测到的由一系列动脉搏给予的压力脉搏。图3的下部描述了当传感器固定装置所给予的压力从超过受试者收缩血压的压力减少到低于受试者舒张血压的压力时，传感器框架内的光感测系统在传感器固定装置102的中点处所确定的脉搏。如图所示，传感器框架内的光感测系统没有检测到任何脉搏，直到所施加的压力处于或低于收缩血压。这能够允许对收缩血压进行精确确定，而且光感测系统检测到的波形可允许对其它生命体征进行计算。
图4描述了传感器固定装置102的一个实现方式。传感器固定装置可以是具有可充气气囊122的可充气臂套120。该臂套可包括被配置成包围受试者肢体的织物。可充气气囊122可部分但不是完全地环绕肢体，而且可适合于在充气时对该肢体施加压力从而压缩该肢体内的动脉。可充气臂套120可适合于缠绕在受试者的上臂周围，并将传感器框架200保持在适当的位置以对肢体施加均等的压力。可将光感测系统定位在传感器框架200内，以检测来自臂动脉的动脉搏。臂套120可包括钩环扣件132(例如)或其它固定装置，其可用来将臂套120固定在受试者肢体周围。臂套120可缠绕在受试者的肢体周围，而且气囊122可被充气以在该肢体上施加压力。气囊122可通过软管116连接到泵124。气囊122还可附连到能够控制气囊122的放气的阀门126。可使用压力传感器128来测量气囊122中的压力。如图所示，压力传感器128可位于气囊中，或可气动地连接到气囊122(例如通过软管116)。
光感测系统的组件可被封装在位于臂套120的中点134处的传感器框架200(例如外壳)内。传感器框架200可在不与气囊的部分重合的位置附连至臂套。反之，传感器框架200可位于臂套上，使得当可充气气囊122被充气时由传感器框架施加给肢体的压力基本等于由包围的臂套织物施加给肢体的压力。例如，传感器框架200的上表面可与臂套的内表面大约平齐。可将传感器框架200定位在臂套120上，从而当臂套120缠绕在患者的解剖位置周围时，光感测系统104可感测动脉的脉搏。
输出单元
如图4和12所示，输出单元接收表示离开光波导的第二端从而被光检测器240检测到的光能(例如光)的量的信号(例如电信号)。这些信号通过电线108传输。在某些实现方式中，输出单元106还可接收其它数据。例如，如图4所示，电线108可将数据以信号(例如电信号)形式从臂套120的气囊122中的压力传感器发送至输出单元106，以允许输出单元106确定施加到患者的解剖位置的压力量。在某些实现方式中，输出单元106可通过无线传输从光感测系统接收与由光检测器接收到的光能的量有关的数据。
如图1、4以及12所示，生命体征测量装置可包括用来描述一个或多个生命体征(例如心率、收缩压以及舒张压)的显示单元114。如图4所示，输出单元106可与显示单元114一起封装。在未示出的某些实现方式中，输出单元可在传感器框架内，可在臂套组件的另一部分中，或可远程地定位并通过无线传输与光感测系统通信。电线可将数据(例如通过电信号)从输出单元106发送至显示装置114。在其它实现方式中，输出单元106可通过无线发射发送生命体征测量结果。
在某些实现方式中，输出单元可包括警报系统，当由输出单元产生的生命体征测量结果达到预定标准时该警报系统就产生人类可探测的信号。例如，输出单元可适合于产生视觉或音频警报以警告用户所检测的生命体征超出了预定范围。
输出单元106可完成多个数据处理步骤、计算或估算功能，其中的一些在下文中讨论。输出单元106可包括处理器，用来根据来自光感测系统的信号在有或没有其它数据(例如图4所示，有关由可充气臂套施加给解剖位置的压力的数据)的情况下确定生命体征。
传感器框架
如图5A、5B以及5C所示，光感测系统104可包含在感测框架200(例如外壳)内。传感器框架200的功能是保持对皮肤的压力，并将动脉搏的机械冲击发送至光感测系统104，而不发送气动臂套的压力脉搏。光感测系统104的功能是产生表示动脉搏的信号。
可抵靠解剖位置(例如抵靠受试者的皮肤)放置传感器框架200，以通过传感器垫232的移动感测动脉搏，传感器垫232可毗邻该解剖位置定位。传感器垫232可被配置成因为气囊的充气而引起的接触压力增大而运动。传感器垫232的移动会导致光波导212的压缩或弯曲。传感器框架200还可包括附连至传感器垫232的负载弹簧234，用于反抗由受试者的解剖位置施加到传感器垫232的力。负载弹簧234还可附连至传感器框架200的至少一部分。传感器框架200还可包括用来支承波导的结构，诸如波导所依靠的弹性且不可压缩的波导支承表面233，和/或用来支承光波导212抵抗由传感器垫232施加给光波导212的力的非顺应的波导支承结构235。传感器框架200还可包括电线108，用于将数据从光检测器240发送至输出单元106。在未示出的某些实现方式中，传感器框架200可包括输出单元，且可包括将数据从输出单元发送至外部源(例如显示器)的电线。在某些实现方式中，传感器框架200可具有0.7至1.3英寸(例如约1英寸)的宽度、1.5至2.2英寸(例如约1.7英寸)的长度、以及0.3至0.9英寸(例如约0.6英寸)的厚度。
如图5A、5B以及5C中所示，适合于抵靠受试者的解剖位置放置的传感器垫232可附连到负载弹簧234。当处于松弛状态时传感器垫232可延伸到传感器框架200之外。例如，传感器垫232可延伸到传感器框架200之外至少0.1英寸(例如，0.1和0.3英寸之间)。如图所示，传感器垫232从传感器外壳200向外延伸出0.161英寸。传感器垫232可具有任意形状。传感器垫232可具有至少0.3英寸直径，例如0.3和0.8英寸之间(例如约0.6英寸)。在一些实现方式中，例如图5C中所示，传感器垫232可通过铰链236附连到弹簧234以允许传感器垫232来回运动。在某些实现方式中，如图5C所示，传感器垫232可具有倾斜的上表面。传感器垫232可附连或以其它方式定位成引起光感测系统104的光波导212的压缩或弯曲。如图5C所示，传感器垫232可包括适合于引起光波导212的局部压缩的按压部分238。也可将传感器垫232定位在切口部252内。切口部252与传感器垫232之间的间隔会影响传感器外壳200所允许的、因动脉搏引起的传感器垫232移动的量。切口部252与传感器垫232之间的间隔可以是约0.1英寸。
如上所述，电线108可将数据从光检测器240发送至输出单元106。在未示出的某些实现方式中，输出单元可被包括在传感器框架内，而电线可将生命体征数据发送给在外壳外部的装置。在未示出的某些实现方式中，光感测系统104可通过无线传输从传感器框架200发送数据。
负载弹簧234可反抗由动脉搏施加给传感器垫232的力，并在动脉搏之后使传感器垫返回初始状态。因此负载弹簧234可限制由动脉搏引起的波导的压缩和弯曲变形量。可选择负载弹簧234以使光传输因子对臂套压力的有用范围内的波导变形最敏感。负载弹簧234和传感器框架200及光感测系统104的其它部件的组合可提供反抗力，从而所施加的150mmHg的压力将使传感器垫从静止状态位移至少1mm。在某些实现方式中，传感器框架200和光感测系统104可适合于使所施加的150mmHg的压力将传感器垫从静止状态位移至少2mm。在某些实现方式中，负载弹簧234可适合于在最大压力下提供0.5至3毫米之间的最大传感器垫位移(例如在最大压力下0.8至1.5毫米之间)。在某些实现方式中，传感器框架200和光感测系统104可适合于使所施加的80至150mmHg之间的压力(例如100至130mmHg之间)致使传感器垫的上表面接近与传感器框架200的上表面平齐。在某些实现方式中，当传感器垫232通过咬合装置102抵靠患者的解剖位置放置时，其中咬合装置对该解剖位置提供超过收缩压的压力，传感器垫232可与传感器框架200几乎平齐。在某些实现方式中，传感器框架200的上表面可与传感器固定装置(例如可充气臂套)的内表面接近平齐。
传感器框架200还可包括诸如弹性且不可压缩波导支承表面233和/或非顺应波导支承结构235之类的波导支承结构，用来支承光感测系统104的波导212抵抗由传感器垫232所施加的力。波导支承表面233可具有弹性且不可压缩的支承表面，且可沿光波导212的整个长度延伸。如图6所示，在某些实现方式中，波导支承件233可具有被配置在支承表面内且适合于对抗支承表面的弯曲的支承恢复元件237。例如，波导支承件233中的支承恢复元件237可以是诸如钢弹簧之类的具有高记忆性的构件，其可在每次脉动变形之后使波导恢复至其未变形的位置。当传感器垫从静止位置移动至最大位移位置时，支承恢复元件237可适合于提供传感器垫与光波导之间增大的接触压力，其中光波导适合于使得所述增大的接触压力导致离开光波导的光量减少。在某些实现方式中，支承恢复元件237可与负载弹簧234一起起作用，以实现增大的接触压力。在某些实现方式中，波导支承表面233可以是弹性的电子电路板，波导通过弹性粘合剂接合至该电子电路板。如图6所示，波导支承表面233还可支承和承载光源202和/或光检测器240。在某些实现方式中，其它相关联的电子组件可被安装在波导支承表面233上。
波导支承结构235是非顺应的。在某些实现方式中，如图7A所示，波导支承结构235可支承波导212被传感器垫232作用的部分(例如，超过基本所有其长度)。因此，波导212可被压缩在波导支承件235与按压部分238之间。以下讨论的图8A和8B描述波导212的压缩如何导致发送至光检测器240的光量的减少。在其它实现方式中，如图7B和7C所示，波导支承结构235可支承与被传感器垫232作用的波导的那部分隔开的波导的一部分。在某些实现方式中，传感器垫232的移动会导致波导212的弯曲。图7B描述了其中感测垫直接作用于波导而导致光波导212的弯曲的实现方式。图7C描述其中按压部分238按压波导的局部部分的实现方式。这会导致某些压缩与毗邻区域中的波导的某些弯曲结合。以下讨论的图9A和9B描述波导212的弯曲如何导致发送至光检测器240的光量的减少。
传感器框架200内的光感测系统104可担当运动感测系统(例如适合于检测与动脉搏相关联的局部运动的运动感测系统)。当传感器固定装置抵靠受试者的解剖部位放置时，传感器框架200内的光感测系统104可检测对应于动脉搏的运动，而不仅仅是施加到传感器垫232的压力。例如，即使由咬合装置102施加到解剖位置的压力超过收缩压，表面压力传感器(例如压阻型压力传感器)也可检测由动脉搏引起的压力变化。在高臂套压力下(超过收缩压)，邻近咬合装置102(例如可充气臂套)的动脉可向解剖位置施加通过组织传递的脉动冲击，这引起咬合装置102内的脉动压力增大。即使没有臂套收缩，因为组织实质上“不可压缩”，而且动脉在压力传感器之下的区域中连续咬合，所以此影响引起咬合装置102的脉动张紧，该脉动张紧可被附连至咬合装置102的内表面的表面压力传感器检测到。由咬合装置(即臂套气囊压力传感器)和表面压力传感器施加的压力量的信号在高于和低于收缩压时相似，因为动脉打开从而允许出现血液流过的影响小于对上述臂套的脉动冲击的影响。反之，传感器框架内用作运动传感器的光感测系统因为臂套在高臂套压力下的张紧而几乎没有或没有响应，且在高于收缩压的压力下在动脉搏期间防止对运动的检测。因此，将传感器框架内的光感测系统用作运动传感器能比压力传感器更精确地指示收缩血压。而且，不需要针对基线的校准或建立的单独的精确血压测量。
利用光功率调制的光感测系统
如图5C、6以及7A-7C所示，光感测系统104可包括光源202、光波导212以及光检测器240。如上所述，光感测系统104可由传感器框架200(例如外壳)保持，而传感器框架200由传感器固定装置102保持。光源202可光学地耦合至光波导212，从而光能(例如光波218)从光源202行进至光波导212的第一端中。在某些实现方式中，LED可被用作光源202。光检测器240接收离开光波导212的相反的第二端的光能，并能够产生指示所接收到的光量的信号。在某些实现方式中，光检测器240接收离开光波导212的第二端的基本上所有光。在某些实现方式中，光检测器240可以是PIN二极管光电检测器、CCD(电荷耦合器件)检测器、或CMOS(互补金属氧化物半导体)检测器。
光波导
光波导212可以是光纤或通过内反射或折射传输光波的任何液体、凝胶、或固体。光波导212可包括通常称为“芯”215的一定长度的光学上透明的材料，其被通常称为“包层”217的较低折射率的材料包围。相对于包层217的较低折射率(N1)，芯215可具有相对高的折射率(N2)。根据以下关系芯与包层的折射率之间的差别限定了波导的数值孔径(NA)：
NA＝(N2 2-N1 2)1/2
波导的NA和临界角(θc)支配在波导的芯内对光的限制。如果光线在芯/包层界面处相对于界面的法向量的入射角小于临界角(θc)，则该光线将不会在内部反射，而是将逃逸出芯并丢失。如果N2非常接近N1(即NA→0)，则临界角将逼近90度，从而几乎所有光都将在短的波导长度内逃逸。如果N2和N1的值充分不同，则光的大部分将保持受限制。当光波以小于临界角(θc)的角度到达两种材料(芯215与包层217)之间的界面时，光能(例如光)从光波导丢失。可通过以下方程计算临界角(θc)：
θc＝arcsin(N1/N2)
光纤或光波导的另一特性是可激发的模式数量。在光波导中，术语“模式”指的是横切光波导轴的平面中的特定强度分布。在光纤的内模式分布和外光斑分布之间存在紧密的关系。在单模光纤中，仅允许一个强度峰。在多模光纤中，在沿波导的任何位置可能出现大量的强度峰。在具有圆形横截面的任何波导中，“零阶”模式由沿着波导轴传播的光形成(假定完全直的波导)。所谓的“高阶”模式由不是沿轴向发射而是与轴成某个角度的光形成。这些模式由芯与包层之间的折射率差别引导，而且每一个通常将具有比零阶模式更低的强度。当阶梯折射率波导在某个位置弯曲时，低阶和零阶模式变成更高阶的模式，因为他们不再保持在中线处或其附近。为了使光占据波导中的较高阶模式，要么光源必须部分由与轴成非零角的光线组成(但仍在波导的数值孔径内)，要么波导必须被盘绕或弯曲。一般，在由经过准直的光源照射的波导中很少存在较高阶的模式，反之在由发散光源照射的波导中存在大量的较高阶模式。
如从图8A、8B、9A以及9B可见，波导的压缩和/或弯曲优先去除较高阶模式，而对较低阶模式的影响相对较少。光学系统对少量压缩和/或少量弯曲的灵敏度取决于充足数量的受激波导模式的可用性。例如，在仅有五个受激模式的情况下，理论上只能检测到五个不同的光功率传输损耗水平，这将产生变形与光感测系统的光检测器检测到的光量之间相当不精确的关系。另一方面，如果存在10,000个受激模式，则可更加精细地确定变形与检测到的光能之间的关系，而且可检测到相对较小的形变。因此，在某些实现方式中，光源可提供其NA约等于或大于波导的NA的发散光束。如果光源NA大于波导NA，则结果是在最大轴向角处发射的光的部分立刻逃逸到包层中。还可将光波导形成为能够引导至少10,000个模式(例如大于50,000个模式)。阶梯折射率波导中可能模式的数量由下式给出：
N＝V2/2
其中V是归一化的频率。归一化的频率(V)如下地计算：
V＝2πa·NA/λ，
其中a是光波导的芯的半径，NA如上所述是波导的数值孔径，以及λ是光的波长。最实用的光源具有0.7至0.85微米之间的波长(λ)。因此a与NA的乘积必须处于40微米量级，以满足50,000个模式的标准。NA的实际范围约为0.2至0.4。因此，NA为0.4的波导将需要具有100微米的最小芯半径以允许50,000个模式，和45微米的最小芯半径以允许10,000个模式。在某些实现中，波导芯215具有至少45微米的半径(例如150与200微米之间)。最优尺寸还部分地取决于波导遭遇的实际变形(这又取决于波导硬度、实际施加到波导的机械压力以及波导的弯曲量)。在某些实现中，波导可具有软弹性体芯，该芯具有45至55之间的肖氏A硬度、0.35至0.4之间的NA(对应于1.46的芯折射率和1.41的包层折射率)、以及150-200微米的芯半径。在短长度(2-4cm)的波导中，当弯曲变形是1-2cm长度上的从5到20度和/或其中芯被压缩5-50％时，这种设计能产生50-70％的传输损耗。
通过使普通光度材料中的芯与包层之间的折射率差为2-4％，可实现0.2-0.4的NA。在光传输应用中，光被引入波导的一端。如果该波导是直的，则全内反射将引起在波导的NA内的所有输入光的限制，而且光的损耗将最小。如果波导不是直的，而是具有某些曲率，则某些光将承受全内反射直到它到达弯曲部，在该处它以小于临界角(θc)的角度到达芯/包层界面，并逃逸到包层中。同样，如果波导被压缩，则某些光将承受全内反射直到它到达被压缩区域，在该处它以小于临界角(θc)的角度到达芯/包层界面，并逃逸到包层中。可利用光波导出口处的光检测器240(例如光电传感器)测量由脉动弯曲或压缩引起的可变传输损耗，并可将其用于表征作用在波导上的脉动力。
如图8A、8B、9A以及9B所示，光波导212引起光波218在光波导212的芯内的内反射。然而，如图8B所示的光波导212的压缩或如图9B所示的弯曲导致光能的损耗，因为光波导212的压缩或弯曲导致额外的光波(诸如光波263)以小于临界角(θc)的角度到达芯215与包层217之间的界面。如图8A和8B所示，因为光能263的损耗，光波导212的压缩导致所传输的光能261的减少。如图9A和9B所示，因为光能263的损耗，光波导212的弯曲导致所传输的光能261的减少。
光波导212可以是弹性的和/或可压缩的。在某些实现方式中，光波导212可包括弹性体。例如，芯215、包层217或它们的组合可包括弹性体。常规的玻璃和弹性光纤呈现出弯曲损耗，但一般不会通过机械压缩变形至显著的程度。然而，顺应的波导可利用更软的材料来制造。与玻璃波导相反，小的压缩力很容易使这样的顺应波导变形。合适的弹性体的示例包括聚硅氧烷、聚氨酯以及聚丁二烯橡胶。在某些实现方式中，芯215和包层217均包括硅氧烷弹性体。例如，光波导可具有由硅酮弹性体组成的包层217和由不同折射率的第二硅酮弹性体组成的芯215。在某些实现方式中，包层弹性体可以是不会抑制芯材料固化的材料。例如，包层弹性体可具有加成固化化学性质，而芯弹性体可具有铂固化化学性质。
包层217可以是光学透明的，或可具有半透明外观。芯215可以是光学透明的。在某些实施例中，包层可具有1.39至1.48之间的折射率(例如1.39至1.41之间)。在某些实施例中，芯215可具有1.43至1.50之间的折射率(例如1.45至1.47之间)。包层可具有25至75之间(例如45至55之间)的肖氏A硬度。芯215可具有25至75之间(例如30至45之间)的肖氏A硬度。
光波导212可具有多种配置。如图10A所示，包层217可具有圆形的横截面面形状。在某些实现方式中，包层可具有沿其长度的平坦的、展宽的支承表面，其可担当用于将光波导212粘附至弹性表面的粘合表面，该弹性表面例如是用来支承光感测系统内的光波导的弹性电路板。例如，可通过弹性体粘合剂将该平坦的、展宽的支承表面接合至波导支承表面。图10B-10D示出具有平坦的、展宽的支承表面271的光波导212的示例的横截面。
光波导212的包层217可通过挤压工艺形成。在某些实现方式中，芯215和包层217可在共挤压工艺中形成。在某些实现方式中，可在第一工艺中将包层217挤压成形，以产生限定中空腔的恒定横截面形状。然后可通过用芯材料填充包层217的腔来制造芯215。例如，可使用挤压工艺来制造图10A-10D中所示的任一种包层横截面形状。在某些实现方式中，在将光源202和光波导212安装在弹性波导支承件235上之后，可将芯中心线的位置设置成匹配光源202的出射光束的位置，从而便于光波导212与光源202的光对准。
分析方法
光感测系统104的光检测器240可产生指示接收到的光量的电信号420。电信号420可以是时间的函数。光检测器的电信号420经过分析以确定多个生命体征。输出单元106可确定各个动脉搏的幅值和/或大小，以确定一个或多个生命体征。在某些实现方式中，可确定一系列动脉搏的幅值和/或大小以确定一个或多个生命体征。在某些实现方式中，可测量一系列检测到的动脉搏期间的脉搏之间的时间间隔，并利用它来确定心率。例如，图11示出经受由动脉搏引起的振荡变形的波导中的脉动光传输。诸如心率之类的某些生命体征测量不要求与通过例如气动臂套施加到解剖位置的压力有关的输入。
例如，血压可通过以下步骤测量：将臂套(例如，如图4所示)放置在患者手臂上；将臂套充气至比患者收缩压高至少10mmHg的压力；逐渐将臂套压力放气至比患者舒张压低至少10mmHg的压力；记录光感测系统104产生的动脉搏波形；分析这些波形以确定对应于收缩压的一个或多个特征；进一步分析这些波形以确定对应于舒张压的一个或多个特征；对臂套完全放气；以及显示收缩压和舒张压。在某些实现方式中，既可在臂套充气期间又可在放气期间记录这些波形，而且可使用这两种波形来确定收缩压和/或舒张压。
通过观测通过此工艺形成的动脉波形，可确定和/或估算各种生命体征，诸如收缩压、舒张压以及平均动脉压力。在某些实现方式中，测量血压的方法可包括：通过测量在臂套放气期间记录的波形序列的幅值来分析这些动脉搏波形；在对臂套放气期间，确定脉搏波形幅值显著高于更高臂套压力时出现的前一脉搏的波形幅值时的臂套压力；以及将该压力显示为收缩压。
可基于从光感测系统104接收到的数据和根据来自传感器固定装置102的数据以多种方式确定收缩压。在某些实现方式中，在臂套充气期间，可在脉搏波形幅值显著低于较低臂套压力时出现的前一脉搏的波形幅值时的臂套压力下确定收缩压。在某些实现方式中，可在臂套放气期间，在脉搏波形指示动脉分段在传感器下的脉动动作的臂套压力下确定舒张压。更具体地，可在心动周期期间的任何时间在脉搏波形首次指示动脉没有完全闭合时确定舒张压。波形分析的不同方法也是可能的。通过利用上述方法之一测量基线收缩压、再将臂套增压至恒定压力、然后连续监测波形还能连续地监测患者的收缩压。可通过之前测得的血压读数(例如峰值动脉压)确定该恒定压力。可将首先测得的动脉脉搏幅值用作基准脉搏幅值，并将随后的脉搏幅值与该基准脉搏幅值比较以估算血压的变化。在某些实现方式中，当臂套被保持于恒定压力时，可确定各脉搏波形形态。可连续测量脉搏波形形态，并使用它来监测相对于基线值的血压变化。
在某些实现方式中，诸如图12中所示，输出单元106可通过一种或多种上述技术确定生命体征。例如，输出单元106可在波形发生器436中确定一个或多个动脉搏的幅值、大小和/或波形。在某些实现方式中，输出单元106可包括收缩压计算器442，用来基于所确定的幅值、大小和/或波形以及可被检测到的施加到受试者的压力(例如通过压力传感器在可充气臂套中检测到的压力)确定受试者的收缩压。在某些实现方式中，输出单元106可包括舒张压计算器444，用来基于所确定的幅值、大小和/或波形以及可被检测到的施加到受试者的压力(例如通过压力传感器128在可充气臂套中检测到的压力)确定受试者的舒张压。在某些实现方式中，心率计算器446可根据通过光信号确定的动脉搏波形或根据通过压力传感器128在可充气臂套中检测到的压力确定心率。
图12中所示的输出单元106还包括气动地连接至臂套中的气囊的压力传感器128，其将作为时间的函数的有关臂套中的压力的数据发送至模数转换器435。在某些实现方式中，输出单元106可产生作为臂套压力的函数的脉搏波形。图12中所示的输出单元106还包括充气控制器452，其能控制臂套的充气和放气装置以控制装置的工作。在某些实现方式中，输出单元106可基于检测到的动脉搏特性调节臂套的充气和放气。
已描述了多个实现方式。然而，应当理解的是，在不背离本发明的精神和范围的情况下，可作出多种修改。因此，其它实现方式也在所附权利要求的范围之内。

Claims (10)

1.一种光运动感测装置，包括：
限定腔以及所述腔的开口的传感器框架；
设置在所述开口中的传感器垫，所述传感器垫适合于允许其抵靠受试者的解剖位置而放置；
适合于检测所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移量的光感测系统，所述光感测系统包括：
(a)光波导，所述光波导设置在所述传感器框架的腔内以使得所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移量造成所述光波导的弯曲或压缩，
(b)光源装置，用来向所述光波导的第一端提供光能，以及
(c)光检测器，用来检测离开所述光波导的第二端的光能的量；以及
输出单元，其被配置成接收指示离开所述光波导的光能的量的信号，并根据所接收到的信号产生所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移量的测量结果。
2.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，所述光波导包括硅氧烷弹性体。
3.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，所述光波导包括从由聚硅氧烷、聚氨酯、聚丁二烯橡胶以及它们的组合组成的组中选择的弹性体。
4.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，还包括具有非顺应表面的波导支承结构，所述波导支承结构支承所述光波导的至少一部分。
5.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，还包括弹性且不可压缩的支承表面，其支承所述光波导的所有长度。
6.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，所述光检测器光学耦合至光波导，以便所述光检测器接收来自所述光源的未从所述光波导的侧边逃逸的所有光能。
7.如权利要求1所述的光运动感测装置，其特征在于，所述光源装置以及所述光检测器被设置在所述传感器框架的腔内。
8.一种检测局部位移量的方法，所述方法包括：
将光能发送到光波导的第一端中，所述光波导被设置在传感器框架内，所述传感器框架包括传感器垫以使得所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移造成所述光波导的压缩或弯曲，其中所述传感器垫抵靠受试者的解剖位置而放置；
利用由所述传感器框架保持的光检测器检测离开所述光波导的第二端的光能的量并由此产生指示所接收到的光能的信号，离开所述光波导的第二端的光能的量响应于所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移而减少；以及
利用所产生的指示离开所述光波导的第二端的光能的信号产生所述传感器垫相对于所述传感器框架的向下位移量的测量结果。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于，所述传感器框架包括具有非顺应表面的波导支承结构，所述波导支承支承所述光波导的至少一部分，其中光感测系统还适合于所述传感器垫的移动，以响应于动脉搏在所述光波导的未被支承的部分中引起弯曲变形。
10.如权利要求8所述的方法，其特征在于，所述传感器框架包括弹性且不可压缩的支承表面，其支承所述光波导的所有长度，其中所述传感器框架包括支承恢复元件，其在所述光波导的支承表面内配置而且适合于反抗所述支承表面的弯曲。
CN201110291296.3A 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制 Expired - Fee Related CN102519500B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US89826907P 2007-01-31 2007-01-31
US60/898,269 2007-01-31
US99874507P 2007-10-15 2007-10-15
US60/998,745 2007-10-15
CN2007800520038A CN101646924B (zh) 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007800520038A Division CN101646924B (zh) 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102519500A CN102519500A (zh) 2012-06-27
CN102519500B true CN102519500B (zh) 2015-08-12

Family

ID=39529399

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007800520038A Expired - Fee Related CN101646924B (zh) 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制
CN201110291296.3A Expired - Fee Related CN102519500B (zh) 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007800520038A Expired - Fee Related CN101646924B (zh) 2007-01-31 2007-11-21 光功率调制

Country Status (14)

Country Link
US (6) US7822299B2 (zh)
EP (1) EP2111532B1 (zh)
JP (1) JP5441715B2 (zh)
KR (1) KR101486405B1 (zh)
CN (2) CN101646924B (zh)
AU (1) AU2007345597B2 (zh)
BR (1) BRPI0721198B8 (zh)
CA (1) CA2676970C (zh)
ES (1) ES2396258T3 (zh)
HK (2) HK1138365A1 (zh)
MX (1) MX2009008082A (zh)
MY (2) MY159916A (zh)
TW (1) TWI429416B (zh)
WO (1) WO2008094340A2 (zh)

Families Citing this family (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110301569A1 (en) 2001-01-20 2011-12-08 Gordon Wayne Dyer Methods and apparatus for the CVCS
US20080071180A1 (en) * 2006-05-24 2008-03-20 Tarilian Laser Technologies, Limited Vital Sign Detection Method and Measurement Device
MX2008014932A (es) * 2006-05-24 2009-04-15 Tarilian Laser Technologies Lt Metodo de deteccion optica de signos vitales y dispositivo de medicion.
JP4839179B2 (ja) * 2006-10-18 2011-12-21 敏明 中島 治療システム、治療装置、制御方法
JP5441715B2 (ja) 2007-01-31 2014-03-12 タリリアン レーザー テクノロジーズ，リミテッド 光パワー変調
US8341762B2 (en) * 2008-03-21 2013-01-01 Alfiero Balzano Safety vest assembly including a high reliability communication system
US10460843B2 (en) * 2009-04-22 2019-10-29 Rodrigo E. Teixeira Probabilistic parameter estimation using fused data apparatus and method of use thereof
US11363994B2 (en) * 2009-04-22 2022-06-21 Alton Reich Cardiovascular state determination apparatus and method of use thereof
US10699206B2 (en) * 2009-04-22 2020-06-30 Rodrigo E. Teixeira Iterative probabilistic parameter estimation apparatus and method of use therefor
US9492092B2 (en) 2009-05-20 2016-11-15 Sotera Wireless, Inc. Method for continuously monitoring a patient using a body-worn device and associated system for alarms/alerts
US8974491B2 (en) * 2009-06-23 2015-03-10 Infarct Reduction Technologies Inc. Methods for adaptive limb occlusion
US9375153B2 (en) 2010-05-17 2016-06-28 Industrial Technology Research Institute Motion/vibration sensor
US9603555B2 (en) 2010-05-17 2017-03-28 Industrial Technology Research Institute Motion/vibration detection system and method with self-injection locking
US8754772B2 (en) * 2010-09-20 2014-06-17 Industrial Technology Research Institute Non-contact vital sign sensing system and sensing method using the same
CN101912259B (zh) * 2010-08-06 2012-10-10 深圳瑞光康泰科技有限公司 一种无创血压测量装置
KR101150860B1 (ko) * 2010-08-06 2012-07-19 한국광기술원 광센서를 이용한 맥진기
CA2807657A1 (en) * 2010-08-09 2012-02-16 Gabriel Cohn Sensor systems wirelessly utilizing power infrastructures and associated systems and methods
US8665098B2 (en) 2010-09-20 2014-03-04 Industrial Technology Research Institute Non-contact motion detection apparatus
US9448053B2 (en) 2010-09-20 2016-09-20 Industrial Technology Research Institute Microwave motion sensor
US9017256B2 (en) 2010-09-22 2015-04-28 Milieu Institute, Llc System and method for physiological monitoring
EP2632324A4 (en) * 2010-10-27 2015-04-22 Gen Hospital Corp DEVICES, SYSTEMS AND METHOD FOR MEASURING BLOOD PRESSURE IN AT LEAST ONE VESSEL
US8501103B2 (en) 2010-11-29 2013-08-06 The Invention Science Fund I, Llc Material, system, and method that provide indication of a breach
US8747328B2 (en) 2011-04-29 2014-06-10 Raytheon Bbn Technologies Corp. Continuous blood pressure monitoring
WO2013019991A1 (en) * 2011-08-04 2013-02-07 Masimo Corporation Occlusive non-inflatable blood pressure device
US8701500B2 (en) * 2011-12-02 2014-04-22 Lake Shore Cryotronics, Inc. Method and apparatus for fixing strained optical fibers against creep and temperature and strain sensors using said technology
WO2013148753A1 (en) 2012-03-28 2013-10-03 Wayne State University Sensor and method for continuous health monitoring
US10219709B2 (en) 2012-03-28 2019-03-05 Wayne State University Sensor and method for continuous health monitoring
US9808342B2 (en) * 2012-07-03 2017-11-07 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Balloon sizing device and method of positioning a prosthetic heart valve
US20140107495A1 (en) * 2012-10-17 2014-04-17 Nokia Corporation Wearable Apparatus and Associated Methods
PL2931121T3 (pl) 2012-12-14 2017-08-31 Koninklijke Philips N.V. Urządzenie do pomiaru parametru fizjologicznego użytkownika
TWI539930B (zh) * 2013-10-03 2016-07-01 國立臺灣科技大學 可自動調整量測位置之生理訊號量測裝置及其方法
US10292654B2 (en) * 2013-12-16 2019-05-21 Johnson & Johnson Consumer Inc. Biomedical device, systems and methods having conductive elements
RS20140247A1 (en) 2014-05-14 2015-12-31 Novelic D.O.O. RADAR SENSOR FOR DETECTION OF SIGNS OF LIFE OPERATING IN THE MILLIMETER FREQUENCY RANGE AND METHOD OF OPERATION
CN103984266B (zh) * 2014-05-21 2016-11-23 杭州大力神医疗器械有限公司 一种理疗治疗仪照射双工功率控制方法及装置
US20150342480A1 (en) * 2014-05-30 2015-12-03 Microsoft Corporation Optical pulse-rate sensing
US10123710B2 (en) * 2014-05-30 2018-11-13 Microsoft Technology Licensing, Llc Optical pulse-rate sensor pillow assembly
CN104013389B (zh) * 2014-06-18 2016-01-20 香港应用科技研究院有限公司 用于搜索动脉位置的方法和设备
KR102299361B1 (ko) * 2014-09-03 2021-09-07 삼성전자주식회사 혈압을 모니터링하는 장치 및 방법, 혈압 모니터링 기능을 갖는 웨어러블 디바이스
JP2017535316A (ja) 2014-09-30 2017-11-30 深▲せん▼市大耳馬科技有限公司Ｓｈｅｎｚｈｅｎ Ｄａｒｍａ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｃｏ．，Ｌｔｄ． 姿勢と生命徴候用モニターリングシステム及び方法
KR102411658B1 (ko) 2015-01-15 2022-06-21 삼성전자주식회사 생체 정보 검출 장치
KR102384225B1 (ko) 2015-03-06 2022-04-07 삼성전자주식회사 혈압 측정 장치 및 방법
KR102434701B1 (ko) 2015-09-01 2022-08-22 삼성전자주식회사 생체 정보 획득 장치 및 생체 정보 획득 방법과 생체 정보 검사 장치
WO2017147573A1 (en) * 2016-02-25 2017-08-31 Cornell University Waveguides for use in sensors or displays
US11788869B2 (en) 2016-02-25 2023-10-17 Cornell University Waveguides for use in sensors or displays
US10736570B2 (en) 2016-03-24 2020-08-11 CardiacSense Ltd. Methods circuits assemblies devices systems facets and associated machine executable code for detecting vital signs
US11350837B2 (en) 2016-03-30 2022-06-07 Elfi-Tech Ltd. Method and apparatus for optically measuring blood pressure
US11134901B2 (en) 2016-03-30 2021-10-05 Elfi-Tech Ltd. Method and apparatus for optically measuring blood pressure
US11045103B2 (en) 2016-04-28 2021-06-29 Samsung Electronics Co., Ltd. Physiological parameter detecting apparatus and method of detecting physiological parameters
KR102655671B1 (ko) 2016-10-12 2024-04-05 삼성전자주식회사 생체정보 추정 장치 및 방법
CN109984736A (zh) * 2017-12-29 2019-07-09 华为技术有限公司 一种血压测量装置及血压测量方法
AU2019218710A1 (en) * 2018-02-06 2020-10-01 Huma Therapeutics Limited Non-invasive continuous blood pressure monitoring
IL261466B2 (en) * 2018-08-29 2023-02-01 Cardiacsense Ltd Displacement sensor for measuring biological values
CN112105290B (zh) * 2018-05-10 2024-08-06 卡迪艾克森思有限公司 一种用于测量生物参数的移位传感器
AU2019278953A1 (en) * 2018-06-01 2021-01-21 Cardio Ring Technologies, Inc. Optical blood pressure measurement devices and methods
US20220015681A1 (en) 2018-11-11 2022-01-20 Biobeat Technologies Ltd. Wearable apparatus and method for monitoring medical properties
CN110558958B (zh) * 2019-08-21 2022-07-01 武汉凯锐普信息技术有限公司 一种基于光波模式选择的生命体征监测装置
WO2022006634A1 (en) * 2020-07-08 2022-01-13 The University Of Sydney Blood pressure measurement system
KR20220028348A (ko) 2020-08-28 2022-03-08 삼성전자주식회사 연신 스트레인 센서, 복합 센서, 표시 패널 및 장치
EP3991644A1 (en) 2020-10-29 2022-05-04 Cherry Biotech SAS Method and apparatus for the electronic monitoring of life-threatening conditions
CN113317765B (zh) * 2021-05-28 2023-03-28 华中科技大学 一种光学纹身传感薄膜、其制备方法和全光纤数字脉象仪

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3517999A (en) * 1966-01-07 1970-06-30 Itt Optical strain gauge
US5276322A (en) * 1990-10-17 1994-01-04 Edjewise Sensor Products, Inc. Fiber optic accelerometer

Family Cites Families (78)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1584173A (en) 1977-07-27 1981-02-11 Battelle Development Corp Apparatus for measuring strain in a solid object
DE2951207A1 (de) 1978-12-26 1980-07-10 Canon Kk Verfahren zur optischen herstellung einer streuplatte
US4297684A (en) 1979-03-26 1981-10-27 Honeywell Inc. Fiber optic intruder alarm system
US4409983A (en) 1981-08-20 1983-10-18 Albert David E Pulse measuring device
US4421979A (en) 1981-08-27 1983-12-20 Trw Inc. Microbending of optical fibers for remote force measurement
US5107847A (en) 1983-05-25 1992-04-28 Camino Laboratories Fiber-optic transducer apparatus
JPS6030914A (ja) 1983-07-29 1985-02-16 Toshiba Corp パルス燃焼装置
SU1219047A1 (ru) 1984-04-18 1986-03-23 Свердловский Научно-Исследовательский Институт Гигиены Труда И Профзаболеваний Датчик пульса
JPH0646244B2 (ja) 1985-05-17 1994-06-15 三菱レイヨン株式会社 プラスチック系光ファイバ
JPS61277028A (ja) 1985-05-31 1986-12-08 Sumitomo Electric Ind Ltd センサ−
US4701017A (en) * 1986-03-03 1987-10-20 Dow Corning Corporation Touch position sensitive optical waveguides
US4830461A (en) 1987-01-29 1989-05-16 Bridgestone Corporation Pressure-sensitive sensors
US4854706A (en) 1987-07-27 1989-08-08 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. Modal domain optical fiber sensors
US4822135A (en) 1987-08-07 1989-04-18 George Seaver Optical wave guide band edge sensor and method
US4927264A (en) * 1987-12-02 1990-05-22 Omron Tateisi Electronics Co. Non-invasive measuring method and apparatus of blood constituents
JP2613628B2 (ja) 1988-06-24 1997-05-28 コーリン電子株式会社 圧脈波検出装置
US5089697A (en) 1989-01-11 1992-02-18 Prohaska Otto J Fiber optic sensing device including pressure detection and human implantable construction
US4915473A (en) 1989-02-23 1990-04-10 The Dow Chemical Company Pressure sensor utilizing a polyurethane optical fiber
US5039617A (en) 1989-04-20 1991-08-13 Biotrack, Inc. Capillary flow device and method for measuring activated partial thromboplastin time
GB2236388A (en) 1989-09-21 1991-04-03 Bestquint Ltd Signal sensing in fibre optic sensor control systems
DE3935083A1 (de) * 1989-10-20 1991-06-13 Siemens Ag Messanordnung zum erfassen einer atembewegung
DE58904654D1 (de) * 1989-10-20 1993-07-15 Siemens Ag Induktiver bewegungssensor.
US5154680A (en) 1990-03-27 1992-10-13 Rutgers University Pressure waveform monitor
ATE132720T1 (de) 1990-07-18 1996-01-15 Avl Medical Instr Ag Einrichtung und verfahren zur blutdruckmessung
US5165416A (en) * 1990-08-23 1992-11-24 Colin Electronics Co., Ltd. Continuous blood pressure monitoring system having a digital cuff calibration system and method
US5065010A (en) * 1990-08-30 1991-11-12 Camino Laboratories Fiber optic measurement system having a reference conductor for controlling the energy level of the light source
EP0479490A3 (en) 1990-10-02 1992-08-12 Physical Optics Corporation Volume holographic diffuser
US5158091A (en) 1990-11-30 1992-10-27 Ivac Corporation Tonometry system for determining blood pressure
US5144689A (en) 1991-07-30 1992-09-01 Fiber Sensys, Inc. Multimode fiber sensor system with sensor fiber coupled to a detection fiber by spacer means
US5291013A (en) 1991-12-06 1994-03-01 Alamed Corporation Fiber optical monitor for detecting normal breathing and heartbeat motion based on changes in speckle patterns
US5212379A (en) 1991-12-06 1993-05-18 Alamed Corporation Fiber optical monitor for detecting motion based on changes in speckle patterns
US5436444A (en) 1991-12-06 1995-07-25 Alamed Corporation Multimode optical fiber motion monitor with audible output
US5241300B1 (en) 1992-04-24 1995-10-31 Johannes Buschmann Sids detection apparatus and methods
US5711291A (en) 1992-06-29 1998-01-27 Minnesota Mining And Manufacturing Company Blood pressure transducer
JP3131292B2 (ja) * 1992-07-15 2001-01-31 松下電工株式会社 生体信号検出装置
US6052613A (en) 1993-06-18 2000-04-18 Terumo Cardiovascular Systems Corporation Blood pressure transducer
US5438873A (en) * 1993-07-01 1995-08-08 Fiberoptic Sensor Technologies, Inc. Fiberoptic sensor using tapered and bundled fibers
US5363458A (en) 1994-02-28 1994-11-08 Fiber Guide Industries Fiber optic light diffuser
US5534000A (en) 1994-03-17 1996-07-09 Endeavor Surgical Products, Inc. Laser fiber apparatus having a contact tip and adjacent diffuser element and surgical methods for using same
DE4428650A1 (de) * 1994-08-12 1996-02-15 Marinitsch Waldemar Optische Druckkrafterfassungsvorrichtung
US5908027A (en) 1994-08-22 1999-06-01 Alaris Medical Systems, Inc. Tonometry system for monitoring blood pressure
WO1996008197A1 (en) 1994-09-12 1996-03-21 Alamed Corporation Fiber optic motion monitor for breath and heartbeat detection and a technique for processing biomedical sensor signals contaminated with body movement noise
US5649535A (en) 1995-01-25 1997-07-22 Marquette Electronics, Inc. Blood pressure measuring method and apparatus
JPH08280638A (ja) * 1995-04-10 1996-10-29 A & D Co Ltd 血圧計用カフ
JPH08285709A (ja) * 1995-04-14 1996-11-01 N T T Lease Kk 光ファイバ変位センサ
JP3534887B2 (ja) * 1995-04-19 2004-06-07 株式会社エー・アンド・デイ 血圧計
JPH09152308A (ja) * 1995-11-29 1997-06-10 Nissei Denki Kk 変位センサ
IL120881A (en) * 1996-07-30 2002-09-12 It M R Medic L Cm 1997 Ltd Method and device for continuous and non-invasive monitoring of peripheral arterial tone
US6723054B1 (en) * 1998-08-24 2004-04-20 Empirical Technologies Corporation Apparatus and method for measuring pulse transit time
US6907148B2 (en) * 1998-08-24 2005-06-14 Empirical Technologies Corporation Sensing apparatus employing variable coupler fiberoptic sensor
GB9820467D0 (en) * 1998-09-18 1998-11-11 Europ Economic Community Sensing apparatus and a measurment method
US6491647B1 (en) 1998-09-23 2002-12-10 Active Signal Technologies, Inc. Physiological sensing device
US6490931B1 (en) 1998-12-04 2002-12-10 Weatherford/Lamb, Inc. Fused tension-based fiber grating pressure sensor
AU756444B2 (en) 1998-12-04 2003-01-16 Weatherford Technology Holdings, Llc Bragg grating pressure sensor
CA2273113A1 (en) * 1999-05-26 2000-11-26 Tactex Controls Inc. Touch pad using a non-electrical deformable pressure sensor
JP2001093074A (ja) * 1999-09-20 2001-04-06 Sumitomo Electric Ind Ltd 状態監視用センサ及び光遠隔監視システム
US6816266B2 (en) 2000-02-08 2004-11-09 Deepak Varshneya Fiber optic interferometric vital sign monitor for use in magnetic resonance imaging, confined care facilities and in-hospital
US6498652B1 (en) 2000-02-08 2002-12-24 Deepak Varshneya Fiber optic monitor using interferometry for detecting vital signs of a patient
US6533729B1 (en) 2000-05-10 2003-03-18 Motorola Inc. Optical noninvasive blood pressure sensor and method
SG94349A1 (en) 2000-10-09 2003-02-18 Healthstats Int Pte Ltd Method and device for monitoring blood pressure
US6918879B2 (en) 2000-10-09 2005-07-19 Healthstats International Pte. Ltd. Method and device for monitoring blood pressure
JP2002172095A (ja) 2000-12-06 2002-06-18 K & S:Kk 脈波測定装置
US20030212316A1 (en) * 2002-05-10 2003-11-13 Leiden Jeffrey M. Method and apparatus for determining blood parameters and vital signs of a patient
US6763256B2 (en) 2002-08-16 2004-07-13 Optical Sensors, Inc. Pulse oximeter
US7189958B2 (en) 2002-11-18 2007-03-13 Virginia Tech Intellectual Properties, Inc. System, device, and method for detecting perturbations via a fiber optic sensor
JP3490433B1 (ja) 2003-06-02 2004-01-26 株式会社サイバーファーム 生体情報監視システム
JP4503318B2 (ja) 2004-03-16 2010-07-14 株式会社エー・アンド・デイ 健康測定具
JP2006011497A (ja) 2004-06-22 2006-01-12 Mitsumi Electric Co Ltd タッチセンサ
US20070142715A1 (en) 2005-12-20 2007-06-21 Triage Wireless, Inc. Chest strap for measuring vital signs
US20070185393A1 (en) 2006-02-03 2007-08-09 Triage Wireless, Inc. System for measuring vital signs using an optical module featuring a green light source
US20080071180A1 (en) 2006-05-24 2008-03-20 Tarilian Laser Technologies, Limited Vital Sign Detection Method and Measurement Device
MX2008014932A (es) * 2006-05-24 2009-04-15 Tarilian Laser Technologies Lt Metodo de deteccion optica de signos vitales y dispositivo de medicion.
US7993275B2 (en) 2006-05-25 2011-08-09 Sotera Wireless, Inc. Bilateral device, system and method for monitoring vital signs
US9149192B2 (en) 2006-05-26 2015-10-06 Sotera Wireless, Inc. System for measuring vital signs using bilateral pulse transit time
JP5441715B2 (ja) 2007-01-31 2014-03-12 タリリアン レーザー テクノロジーズ，リミテッド 光パワー変調
US8469895B2 (en) 2007-06-07 2013-06-25 Healthstats International Pte Ltd Deriving central aortic systolic pressure and analyzing arterial waveform data to derive central aortic systolic pressure values
JP2012507341A (ja) 2008-11-04 2012-03-29 ヘルススタッツ インターナショナル ピーティーイー リミテッド 血圧を測定する方法および血圧測定装置
US20110132393A1 (en) * 2009-12-08 2011-06-09 White Mark Nicholas Arrangement for dispensing dental floss

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3517999A (en) * 1966-01-07 1970-06-30 Itt Optical strain gauge
US5276322A (en) * 1990-10-17 1994-01-04 Edjewise Sensor Products, Inc. Fiber optic accelerometer

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Fibre optic sensor for physiological parameters;C.Gagnadre等;《ELECTRONICS LETTERS》;19981015;第34卷(第21期);1991-1993 *

Also Published As

Publication number Publication date
WO2008094340A3 (en) 2008-10-30
TWI429416B (zh) 2014-03-11
CA2676970A1 (en) 2008-08-07
US8111953B2 (en) 2012-02-07
US8467636B2 (en) 2013-06-18
AU2007345597A1 (en) 2008-08-07
TW200838472A (en) 2008-10-01
US20130324860A1 (en) 2013-12-05
EP2111532A2 (en) 2009-10-28
US20080181556A1 (en) 2008-07-31
MY159916A (en) 2017-02-15
CN101646924B (zh) 2011-11-16
BRPI0721198B1 (pt) 2019-07-30
JP5441715B2 (ja) 2014-03-12
US20110021931A1 (en) 2011-01-27
HK1138365A1 (en) 2010-08-20
US7822299B2 (en) 2010-10-26
MY146999A (en) 2012-10-15
US20120130260A1 (en) 2012-05-24
EP2111532B1 (en) 2012-10-31
CN101646924A (zh) 2010-02-10
JP2010517617A (ja) 2010-05-27
ES2396258T3 (es) 2013-02-20
CN102519500A (zh) 2012-06-27
KR20090115744A (ko) 2009-11-05
US7463796B2 (en) 2008-12-09
BRPI0721198B8 (pt) 2021-06-22
HK1170563A1 (zh) 2013-03-01
WO2008094340A2 (en) 2008-08-07
BRPI0721198A2 (pt) 2014-03-18
MX2009008082A (es) 2009-12-14
US9277868B2 (en) 2016-03-08
AU2007345597B2 (en) 2014-01-16
CA2676970C (en) 2016-10-11
US20080183053A1 (en) 2008-07-31
US7657135B2 (en) 2010-02-02
US20090073461A1 (en) 2009-03-19
KR101486405B1 (ko) 2015-01-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102519500B (zh) 光功率调制
US7179228B2 (en) Cuffless system for measuring blood pressure
US8360985B2 (en) Optical vital sign detection method and measurement device
US20230070912A1 (en) Method and apparatus for continuous vitals monitoring
JP2023518092A (ja) 血圧測定システム及びこれを利用した血圧測定方法
CN108882876A (zh) 用于获得人的血压的方法及其装置
WO2007017661A1 (en) A device for measuring blood pressure
WO2020119296A1 (en) A method for calibrating a blood pressure monitor, and a wearable device thereof
CN113100731A (zh) 一种血压监测装置及方法
US20230055552A1 (en) Liquid coupled blood pressure sensor
JPH0221844A (ja) 血圧計プローブ及び血圧測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 1170563

Country of ref document: HK

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: GR

Ref document number: 1170563

Country of ref document: HK

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20150812

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee