CN107072565A - 生命体征光纤传感器系统及方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于光强度的微弯曲光纤传感器，配置成能获得清晰、稳定、可靠的生命体征信号。本发明还公开了监控生命体征的相关系统和方法。各种实施例的传感器包括多模光纤、LED光源、LED驱动器、接收器以及单层变形结构。各种实施例中，选择传感器的光纤和单层变形结构是满足获得成功监控生命体征需要的可靠性和灵敏度水平所必要的具体参数。在一些实施例中，光纤和单层变形结构之间存在特定的尺寸关系。在一些实施例中，传感器配置成能获取心冲击波形。

Description

生命体征光纤传感器系统及方法

交叉引用的相关申请

本申请根据35U.S.C§119(e)主张美国临时申请第62/057237号，申请日为2014年9月30日的优先权，在此以引用的方式将全文并入本申请中。

技术领域

本发明主要涉及光纤领域，特别涉及光纤传感器及方法，用于监测病人的生理参数。

背景技术

随着互联网设备和数字医疗产业的到来，健康和健康监测已成为一个日益关注的领域。监控生命体征诸如心率、心冲击信号以及呼吸率，在医疗保健机构内外都是需要的。在医疗机构内，生命体征跟踪可能是必不可少的：对于医疗服务提供者不在床边时确保患者安全、诊断疾病、监测病人的进展、规划病人的护理。在医疗机构外，跟踪生命体征及姿态使个人能将他们的健康状况量化和概念化，因此，帮助个人保持关注他们的健康和健康需要、明确进度、保持实现健康和健身目标所需的动力。

当前消费品市场上的生命体征追踪器相当纷扰，例如，当前心率监视器通常需要把监视器放在病人的胸腔周围。很多生命体征追踪器仅包括一种类型的传感器仅监测一种生命体征，诸如，例如心率。另外，在消费品市场很多生命体征监控器很不准确的。在医疗机构内部，也有很多更精确的设备，但通常是很大的设备且放在病床边，需要连接到插座和用导线连接到患者。这些床头设备的附件会引起病人的焦虑，而且设备昂贵，不易携带，容易产生电磁干扰(EMI)。

在研究替代现有生命体征监控器设备方面，光纤传感器已经获得了越来越多的关注。光纤传感器具有化学惰性且抗EMI。进一步地，他们可以携带并集成到设备中，诸如床垫和垫子中。固定装置集成设备(Fixture-integrated devices)比起床边设备和可穿戴设备具有更多优势。例如，固定装置集成设备允许减少传感器、电子产品和电源之间的松散连接线或无线数据发射机。这种减少可以导致更高的可靠性、数据质量和安全性。

然而，光纤传感器发展至今，并没有被证明是传统的监控系统的合适替代。例如，题为“光纤传感器嵌入医疗监控用医用纺织品”一文，《IEEE传感器》期刊，2008年8(7)，第1215-1222页，作者格里耶等人建议将单模宏弯光纤传感器集成到测量呼吸速率的带子中。由于纤维轴宏观偏离直线，宏弯传感器通常会遇到显著的光损失，导致低灵敏度。这种传感器不可能探测到需要精确测量心率或心冲击信号的胸壁的细微活动。

在努力提高灵敏度方面，有人提出光纤传感器的替代方法。例如，美国专利第6,498,652号，瓦沙尼亚等人揭露了一种光纤监控器，其利用光学相位干涉法来监控患者生命体征。光学相位干涉法有一些限制。例如，法布里-珀罗(Fabry-Perot)干涉型传感器和马赫曾德耳(Mach-Zehader)干涉型传感器对身体的机械振动敏感，同时也对身体之外的机械振动、以及温度、声波、磁场、以及环境噪声高度敏感。因此，如果没有适当的设备，干涉型传感器不适合用于监控生命体征，因为环境噪声引起相变而导致的信号衰落和不准确性造成不可靠性能。过滤环境噪声所需的设备包括昂贵的相位调制器和相干光源，显著增加成本和复杂性且使得这种传感器并不适于商业广泛应用。其他建议的设计也是设法平衡灵敏度、准确性和成本。

进一步地，多数生命体征光纤传感器的发展仅限于检测心率、呼吸率和/或表示身体位置变化的宏运动。这些传感器的主要限制是不能获得高灵敏度的心冲击(BCG)波形。BCG是一种用来记录由于心脏的机械活动而产生的身体振动的技术。特别是，BCG测量在心博周期内与心脏收缩相关的力产生的心脏整体活动和血液循环。从历史上看，BCG波形需要使用非常大的悬吊台支撑躺在其上的病人；这样一个悬吊台很沉重、非便携的、且需要大量机械维修。由于复杂的系统要求，在二十世纪，BCG并没有得到太多的关注或使用；然而，可靠的BCG波形可提供病人心脏健康的重要见解。除了揭示病人的心跳不引人注目外、实时BCG波形在确定心率变异性方面非常有用，心率变异性是身体压力的标志。进一步地，比较BCG和EEG波形，特别是，EEG波形的R峰与BCG波形的J峰之间的时间检测，表示每一搏动的血压变化。另外，如前所述，例如，在E﹒皮涅鲁等发表的题为“在不引人注目的心血管系统表现方面的理论和发展；心冲击图”一文，《开放生物医学工程》杂志，2010年第4期第201-216页，其全文内容在此以引用的方式并入，已发现和建议BCG波形的特点与很多疾病相关。例如，从心绞痛、无症状性冠状动脉疾病、急性心肌梗塞、高血压、主动脉缩窄以及二尖瓣狭窄等仅举几例的个体检测到不规则的BCG波形。

尽管监控BCG有临床价值，但在医疗机构中并非常规监测，因为缺乏合适的检测系统。检测BCG波形需要一定的灵敏度和精度，而这正是现有传感器所缺乏的。因此，需要能够可靠地检测BCG波形的生理参数监测装置。也需要检测生命体征的方法，包括BCG波形，以克服现有方法的局限性。因此，需要一种新型而有用的生命体征光纤传感器及其相关使用方法。

发明内容

本发明提供新型而有用的光纤传感器及其相关系统和方法用于监控BCG波形以及其他生命体征。在此提供的各种实施例克服了先前设计的生命体征光纤检测系统的一种或多种缺陷。

本发明的多个目的在于揭露生命体征光纤传感器以及检测生命体征的相关方法。各种实施例的生命体征传感器包括单层网格(例如，网眼)结构以及连接到LED光源的多模光纤。各种实施例的所述传感器配置成能获得高灵敏度和低成本来监控心跳动力学、呼吸模式和身体活动。患者身体的心跳动力学、呼吸模式和身体活动导致微观或宏观运动从而施加力在所述网格上。作为响应，所述单层网格结构在多模光纤上施加一连续的作用力或压力。所述心跳动力学、呼吸模式和身体活动各自施加一作用力于所述传感器上，其导致传感器的光纤微弯且因此调节多模光纤中传输的光的强度。所述系统通过监测直接从多模光纤中出来的光的强度变化，从而获得心跳动力学、呼吸模式和/或其他身体活动的信号。

因为主要传感器结构由多模光纤、一层网格结构、一LED光源以及一光信号接收器组成，因此各种实施例的传感器均获得很高的灵敏度以及很低的成本。特别地，在各种实施例中，这些组件不变，而可以改变传感器的大小和形状到任何尺寸和形状，但成本却基本相同。本发明的各种实施例中，LED光源和光信号接收器用于检测光强度变化。不需要额外的光耦合器或光干涉结构来解调信号。因此，所述系统的成本比光干涉型系统的成本显著降低。除了节约成本外，使用最小结构可实现高灵敏度。高灵敏度允许各种实施例的传感器检测和提供除其他生命体征之外的具体的心冲击波形。

本发明的一个目的在于揭露一种用于检测生理参数的传感器。各种实施例的传感器包括多模光纤、LED光源、LED驱动器、接收器以及一变形结构。在一些实施例中，多模光纤包括内芯、包层和外涂层。且在光纤中，内芯的直径大于包层直径的50％。所述LED光源与所述光纤的第一端耦合且将光发射到所述光纤的第一端。LED驱动器电耦合于所述LED光源且配置成能调节LED光源的功率从而调节发射到光纤中的初始光强。接收器耦合于光纤第二端且配置成能检测穿过光纤的光的强度变化。变形结构由形成有开口的网眼的单层网格层(single mesh layer)构成。在一些实施例中，所述开口的表面积占网格层总表面积的30％至60％之间。各种实施例的光纤被布置在一平面内与变形结构的表面接触，因此，向传感器上施加力可导致光纤的第一部分弯曲进入网格层一个开孔内且光纤第二部分则弯曲抵靠于所述网眼。各种实施例中，光纤的这种变形导致通过包层的光损耗，因此调解到达接收器的光强度。

在一些实施例中，简化光纤传感器配置成能检测患者的心冲击图。光纤传感器也可用于检测患者的心率、呼吸速率或宏运动。

这里所用的，在各种实施例中，光纤的总直径是由横穿内芯、包层和外涂层的直径组成。

一些实施例中的网格层是由交织的纤维构成。在一些实施例中，每根交织的纤维的直径是光纤总直径的25％以内。又例如，在一些实施例中，每根交织的纤维的直径是光纤总直径的75％～125％。在一些实施例中，所述交织纤维包括一聚合物织物。一些实施例中的网格层被配置成能均匀地分配施加在光纤上的力。在一些实施例中，所述网格层的开口是光纤总直径的100％～300％。在一些实施例中，所述网格层的开口是光纤总直径的130％～170％。

一些实施例中的光纤布置在所述平面内，以利于光纤的弯曲直径大于1.5cm。在一些实施例中，光纤最少10米长。

在一些实施例中，LED光源是一个低功率LED，具有1310nm或850nm中心波长和165nm半峰全宽(Full width at half maximum,FWHM)。一些实施例中,光纤是通过直接光纤连接器耦合于LED光源和接收器，而不需要使用单独的引导纤维。在一些实施例中，光纤数值孔径小于或等于0.29μm。

一些实施例中，传感器也包括一种柔性外罩以封闭光纤和变形结构。一些实施例的所述外罩由硅树脂制成。

本发明的另一目的在于揭露一种检测生理参数的方法。各种实施例的所述方法包括：定位一传感器在身体下方，其中所述传感器包括：由内芯、包层和外涂层构成的多模光纤，其中光纤内芯直径大于包层直径的50％；耦合于光纤的第一端的光源；电耦合于LED光源且调节LED光源功率的LED驱动器；耦合于光纤第二端的接收器；以及一变形结构。所述变形结构由设有开口的单层网格层构成，所述开口的表面积占网格层总表面积的30％至60％之间。光纤被布置在与变形结构的表面接触的平面内。各种实施例所述的方法进一步包括：用接收器检测穿过光纤的光强度变化，其中光强变化对应于由身体活动引起的光纤变形；以及根据光强变化确定生理参数。

身体活动可以是宏运动(macro-movement)，诸如身体位置的改变；或者身体活动也可以是微观运动，这些运动诸如由心脏收缩、通过血管的血液的加速或身体的呼吸等引起的运动。一些实施例中，确定生理参数的方法是或包括心冲击波形(BCG)。在这些实施例中，确定生理参数包括：确定身体的BCG波形；确定身体的心电图(EEG)波形；以及计算EEG波形的R峰和BCG波形的J峰之间的时间从而确定每一搏动的血压变化。

在一些实施例中，确定生理参数包括：记录接收器检测的信号；将信号转换成数字波形；从数字波形中过滤呼吸和身体活动波形从而提取心跳波形；通过将心跳波形分离为用于时域分析的第一信道以及用于频域分析的第二信道，从心跳波形识别心跳峰值；以及在频域应用快速傅立叶变换(FFT)，而得到心跳速率值。

上述技术特征，以及本发明技术方案的其他特征、目的和优点将结合本发明的各种实施例及附图进行描述。然而，所揭露的说明性实施例仅仅是示例，并不用于限定本发明的范围。

附图说明

图1是现有技术的一种基于光强度的光纤传感器示意图。

图2A和2B是现有技术的一种基于光强度的光纤传感器的剖视示意图。

图3揭示根据本发明教导基于光强度的光纤传感器的一种实施例的示意图。

图4A揭示根据本发明教导的基于强度的光纤传感器的一种实施例的剖视示意图。

图4B本发明实施例的网眼变形结构俯视示意图，诸如网眼变形结构存在于图4A所示实施例的基于光强度的光纤中。

图5揭示根据本发明教导的多模光纤的一种实施例的剖视示意图。

图6揭示根据本发明教导的基于强度的光纤传感器系统的一个实施例的框图。

图7A-7D是由本发明实施例的基于光强度的光纤传感器系统分别获得的原始数字信号、心跳和呼吸结合的波形、心跳波形和呼吸波形的一个例子。

图8揭示通过本发明教导的基于强度的光纤传感器系统所获得的数据进行滤波和分析的方法的一种实施例的流程图。

图9A和9B揭示根据本发明教导的基于光强度的光纤传感器系统检测生理参数的方法的一种实施例的流程图。

图10A和10B分别由现有技术的光纤传感器系统以及本发明光纤传感器系统所获得的心冲击波形。

具体实施方式

本发明所提供的附图及下述某些实施例的描述并非将发明限制在这些实施例中，而是提供给本领域任何一个普通技术人员来制造和使用本发明。在此揭露了新的光纤传感器及使用光纤传感器的相关方法。特别地，揭露了使用光纤传感器监控生命体征的实施例。

光纤可用作传感器来测量应变(strain)、温度、压力(pressure)和其他数量，是通过改变光纤从而使得待测数量调制通过光纤的光强度、相位、偏振、波长或通过时间。光纤传感器有四种类型：基于强度的光纤传感器(intensity-based fiber optic sensors)、光谱光纤传感器(spectrally based fiber-optic sensors)、干涉型光纤传感器(interferometric fiber-optic sensors)、以及多路复用分布式光纤传感器(multiplexed and distributed optical fiber sensors)。这些类型传感器中的两种：干涉型光纤传感器和基于强度的光纤传感器在检测生命体征方面已初见成效且在现有技术中已为这种目的而进行过试验。

如前所述，例如，在瓦沙尼亚等人发明的专利号为6,498,652的美国专利中，在此引入其说明书全文，一种干涉型光纤传感器可实现高灵敏度。然而，一个重要的挑战在于需要从所需信号中区分环境扰动，如温度、应变、压力等。原则上，通过应用适当的转换机械，所有的环境扰动均可能被转换为光信号。然而，有时多个效应可能同时以类似的方式促进和改变光纤中的光。例如，温度、应变、压力或其他任何机械扰动的改变，通过改变光纤长度和折射率，而都可能影响光纤内的光，因此很难从一个扰动区分另一个扰动。为了克服这个障碍，需要非常昂贵、复杂、高维护(high-maintenance)的设备，诸如昂贵的相位调制器和相干光源。因此，高成本，复杂性和需要连续维护等已经限制了这类传感器在健康与养身监控方面的商业应用。

基于强度的光纤传感器是更简单的传感器，使用简单的光源(例如，低功率LED)以及不需要相位调制器的简单检测器就能够工作。然而，对于光纤传感器领域而言，开发简单、低成本而又具有足够高的灵敏度从而使得这种基于强度的光纤传感器成为切实可行且可应用的选择，已证实是一种挑战。已开发多种光强度传感器以期努力获得足够的灵敏度。一种基于强度的光纤传感器，特别是显示了一些希望：是光纤微弯传感器。光纤微弯传感器依赖于例如因外力或压力导致光纤微弯，从而诱导光强度调制。多模光纤的微弯诱导强度调制被认为是一种用于检测环境变化诸如压力、温度、加速度、磁场和电场的传导机制(transduction mechanism)。光纤的微弯局部导致光纤内传播的光的强度调制。微弯技术早在19世纪70年代开始研究，然而近40年后，目前仍没有行业标准的规格或测试方法。那是因为有太多的参数影响光纤微弯性能，包括光纤长度、反射率、光纤内芯和包层直径，以及变形刚度(deformer stiffness)、材料、周期性、直径等。进一步地，如下文所述，过去的研究者没有开发出灵敏可靠且足以在实验室以外持续准确地检测BCG波形的光纤微弯传感器结构。

光纤微弯传感器

图1揭示的是现有技术的光纤微弯传感器。传感器100包括一双变形结构(dualdeformer structure)，其包括一顶部网格层102以及一底部网格层104，该两层之间夹入光纤106。光纤106的第一端与光源108连接，光纤106的第二端与信号接收器110连接。信号接收器进一步与信号放大器112及信号处理单元114耦合。光源108的电子元器件、信号接收器110、放大器112以及信号处理单元114共同构成检测单元116。类似的光纤微弯传感器的揭露，例如，陈等人发明的美国专利申请公开第2012/0203117号，在此引入其揭露的全部内容。陈等人揭露了用多模光纤微弯传感器(microbending multimode fiber opticsensor)同时测量呼吸速率和心率。类似结构例如陈等人发表的题为“家用便携式光纤心冲击传感器”，2012年出版，第8218卷，第82180X--82180X—7页，在此引入其揭露的全部内容。

人们普遍认为、如陈等人所述，双变形结构是必须的，以产生足够大的微弯响应从而可检测身体的微观运动、生理参数指标如心跳和呼吸等。据推测及教导，光纤的每一侧需要放置一个网格结构在且要对齐，使得一个网格层的纤维直接居中在另一网格层的开口内。这种结构在光纤的顶侧和底侧都产生压力点，有利于纤维变形。

已有开发出方程式来解释这种现象并确定双变形结构的理想尺寸和布置。现有技术的双变形结构例如图2A和2B所示。

如图2A和图2B所示，光纤100放置于双变形结构200内，双变形结构200是由一交织纤维顶层202和一交织纤维底层204构成。光纤100夹入双变形结构200的所述两层之间。一盖体206包围所述双变形结构。双变形结构的总高度为ls。变形结构的层内周期(intra-layer periodicity of the deformer)，是指一个网格层内相邻的平行纤维之间的距离，为Λ_D。变形结构的层间周期(inter-layer periodicity)，是指上下层变形结构的纤维间的水平距离，即Λs。在双变形结构中，外力集中在光纤100在网状纤维的位置上，为使力均匀施加在光纤100上，Λs必须是Λ_D的一半。为获得最大弯曲度从而获得最高灵敏度，Λs必须是Λ_D的一半。

变形结构200的上层网格层和下层网格层横向位移偏离时，所施加的力不再均匀地分布在光纤100上，且Λs也不再一致。这种情况下，如图2B所示，Λs由Λs₁(上层网格层和下层网格层之间的纤维的左侧距离)以及Λs₂(上层网格层和下层网格层之间的纤维的右侧距离)代替。

对于一种渐变折射率、微弯曲的光纤，其变形结构的最佳层内周期Λ_D是由下述方程式获得的；

如上所述，例如，拉加科斯(Lagakos et al)等人发表的题为“光纤微弯传感器”一文，《应用光学》(appl.opt.)杂志1987年1月出版的第26卷第11期，第2171-2180页，在此引入其揭露的全部内容。在方程中，a是内芯半径，n₀是内芯的折射率，N.A.是光纤的数值孔径。拉加科斯等人得出测试光纤的以下数值：a＝47.5um，N.A.＝0.13，以及n₀＝1.458时得出结论：层内周期(Λ_D)为3.35mm时压力传感器获得最高微弯灵敏度。陈在美国专利申请公开第2012/0203117号中使用相同的方程式，得出结论为：周期为1.68mm。

在双变形结构中，通过在给定的压力下最大化光损失，层内周期Λ_D的方式程可用于将压力传感器的性能最大化。目的是达到最高的光纤弯曲损耗。换言之，达到最高的ΔX。

k_dualΔX＝ΔF_bending

在双层变形结构中，

其中E_y杨氏模量(Young's modulus)，I_bend是弯曲惯性矩(bending moment ofinertia)，以及Λ_D是层内周期。弯曲惯性矩(I_bend)表征弹性构件的刚度，对于具有圆形截面的物体，如光纤，由以下方程给出：

其中D_fiber是光纤直径。

在双变形结构中，光纤250，夹入一对变形结构网格层202、204之间，被限制在具有周期Λ_D的固定模式内弯曲。变形结构200，响应适当的环境变化(environment change)ΔΕ，向光纤250施加力ΔF，使光纤产生变形量ΔX。通过弯曲光纤传播的光的传输系数的变量ΔT则为：

其中

DΔE＝ΔX (2)

这里D是一个常数，它取决于环境的变化ΔΕ。根据作用力ΔF，方程式(1)变为：

其中K_f是光纤弯曲力常数且A_sY_s/l_s是力常数。这里A_s、Y_s以及l_s分别是：双层变形结构的横截面积、杨氏模量、以及高度。因此，光检测器输出信号的变化用于检测原始环境扰动(environment perturbation)ΔΕ。

根据变形结构的构造，原则上可以检测各种环境参数。变形结构将环境参数(environmental parameter)ΔΕ的改变，根据方程式：ΔF＝ΔΕ*C，转换成弯曲光纤上的力ΔF。对于一般的双变形结构，参数C可以表达为各种环境传感器的变形参数的一个简单函数。对于压力传感器，C就等于变形结构板面积A_p，如果，方程式(3)变成

其中ΔΡ是压力变量(change in pressure)。如是一个高灵敏度的压力传感器的常数A_sY_s/l_s应该足够小以至于有效顺应性(effective compliance)取决于光纤的顺应性(compliance)，其本身是相当大的。在这种情况下，方程式(4)变成

方程式(5)可写成方程式(1)，此时ΔΕ表示环境改变(environmental change)，例如，压力和温度，且D是由各种环境传感器在前述方程中确定的一个常数。在一个环境扰动ΔΕ下，光电探测器(photo detector)信号输出i_s为：

其中h是普朗克氏常数(Planck's constant)，v是光频率，q是检测器量子效率(detector quantum efficiency)，e是电子电荷，W₀是输入光功率。假设一个散粒噪声检测系统(shot-noise-limited detection system)，则光电探测器噪声的均方为：

在S/N＝1的给定条件下，可以检测到的最小信号，为：

第一因子对于特定设计的环境传感器而言是具体的；然而，第二因子则普遍适用于所有环境微弯传感器。一个通用的微弯传感器可定义为测量如方程式(2)所定义的ΔΕ。于是，结合方程式(2)和(8)可得：

其提供检测环境扰动的光纤必须微弯的最小数量。基于这些结果，可以确定最小可探测环境变化ΔΕ。根据陈申请的美国专利申请公开第2012/0203117号，具有双变形结构的光纤传感器对于心跳和呼吸作为可检测环境扰动是足够灵敏的。陈在题为“家用便携式光纤心冲击传感”一文中进一步提议这种结构检测BCG波形具有足够灵敏度的。然而，如上所述，具有双变形结构的传感器的灵敏度依赖于Λs等于Λ_D的一半。当Λs不等于Λ_D的一半时，微弯变形结构的预定周期Λ_D不是达到最佳的性能的优化值。除非上部和下部的网格层能够保持正确的对齐方式，否则，陈缺乏足够的灵敏度和可靠性来监测BCG波形。

加入专门的支撑结构是可以保持上下网格层的正确对齐的；然而，这种做法大大增加了系统的成本和复杂性，这使得系统对于消费者应用，诸如长期生命体征监控系统等并不切实际。

如果没有这种昂贵的支撑结构，在实践中，双变形结构并不适合实验室之外检测BCG波形。虽然双层变形结构的两网格层可以对齐地配置并产生灵敏可靠的实验室结果，但当消费者使用时，时常导致一个变形层相对于另一变形层滑动。生命体征监测的实际应用中，个人坐在或躺在光纤传感器上，有不同方向的压力和力量常规地施加在传感器上。这种压力或力可分为垂直和水平分量。垂直分量是在光纤上导致向下的力的分量，对应地，微弯光纤。然而，体重的变化几乎总是有水平分量。由病人的移动引起的水平分量诱导一个力，可改变网格层之间的周期。Λs和Λ_D的改变大大降低了系统的灵敏度，因为最大微弯量将不再可能获得的。进一步地，Λs和Λ_D的改变大大降低了系统的可靠性，因为光纤上分布的力变得不可预测，系统的信号处理器执行的所有计算都是基于假设Λs和Λ_D保持不变。因此，当传感器系统使用时，双变形式光纤传感器变得不可靠且敏感性降低。这对于商业应用是不可接受的。因此，需要不同的方法和不同的结构。

单一变形传感器

如上所述，以前人们认为获得足以检测生命体征的一个微弯量，双变形结构是必要的。作者惊人地发现：可以使用单一变形结构实现足以检测生命体征，包括BCG波形的微弯量，如果光纤传感器利用包括具有特定性能的光纤，如进一步所述，已发现光纤特性和单层网格层之间的特定关系，使这样的系统获得可靠和敏感的结果。

图3所示为本发明传感器结构的一个实施例。传感器300包括一多模光纤302以及一单层网格304，二者一起夹持在在前盖306和后盖308之间且共同形成一传感器片(sensorsheet)。光纤302一端连接于光源310，在一优选的实施例中，光源310由LED驱动器312操控的LED光源。光纤302的另一端与光信号接收器314连接，一放大器316与光信号接收器314耦合，以放大光信号大到足够可以用模数转换器318进行处理。光电元件(310、312、314、416、318)与控制处理模块320连接。所提供的传感器配置成能用于光强度监测，输入光是由光源310产生且发射到多模光纤302中。在体重、心跳、呼吸或其他生理参数产生的外力的作用下，这种力均匀地分布在光纤302和网格结构304上。这些力使多模光纤微弯，且一些光由于微弯效应而泄漏。光信号接收器314接收剩余光，光强度的变化量是由控制处理模块320处理和确定的。

不同于现有技术的传感器使用两个微弯变形层，本发明的传感器使用具有由一个单层网格构成的变形结构。

图4A和4B揭示了本发明变形结构的一个实施例。在本发明的变形结构中，使用一个单层网格402获得多模光纤401上的微弯。这里使用的网格可以指具有贯通孔的重复图案的任何合适的材料。在一些实施例中，网格由交织的纤维构成，诸如，例如，聚合物织物纤维、天然织物纤维、复合织物纤维、金属纤维或其他纤维。在该网格层内，a_o是通孔403的开口面积(open area)。每根网格纤维在x方向上的直径或宽度是d₁。各网格纤维在Z方向上的直径或高度是d₂。每个网格开口的宽度为w。当体重、心跳、呼吸、或其他生理参数产生的外力施加于传感器上时，这种力均匀地分布在外罩404和多模光纤100上。

在本发明的一种新型传感器结构中，一个网格结构402，诸如聚合物开口网格织物，是用作所述单层变形结构(single layer deformer)；外罩材质404，如硅胶，被配置成围绕多模光纤401和网格层402的周围以均匀分布施加在传感器上的力。

在本发明的一层变形结构中，施加的外力均匀地沿光纤长度分布。单位长度的力表示为F_dist，变形量是：

k_distrubutedΔX＝ΔF_dist

其中，

其中E_y是杨氏模量，I_bend是弯曲惯性矩，Λ_D是周期长度。弯曲惯性矩表征弹性构件的刚度，对于具有圆形截面的物体如光纤，其为：

其中D_fiber是光纤直径，因此

在使用单层变形结构的传感器中，

Λ_L＝d₁+w

结合这些信息可以得出，向具有单层变形结构的传感器结构施加力，作为响应，光纤弯曲量，具体为：

如图所示，由单层网格制成变形结构的传感器比双变形结构具有不同的弯曲参数。在当前提供的实施例中，采用单层变形结构的每一实施例中，弯曲量不仅取决于所施加的力，但也取决于光纤直径、网格纤维的直径，以及网格中的开口尺寸。通过平衡这些参数，传感器可以产生足够弯曲量来检测响应身体在传感器上的微运动的力的光损失。

网格层与光纤参数的关系

作者的意外发现，使用如上所述的变形结构，如果适当地选择变形结构的尺寸以及适当尺寸的光纤配对，可以创建一个更可靠和足够敏感的传感器。特别是，结果发现，消除第二个网格层可显著降低由于两个网格层相对滑动产生的噪音和错误。进一步发现，当变形结构仅包括一层网格层时，如果使用特定的多模光纤，获得的微弯量足够检测光损耗。产生足够的微弯既是光纤的特性，又是光纤特性与网格层特性之间关系。

例如，本发明特定的多模光纤具有大芯径来接收和传输相对大量的光。进一步地，该特定的多模光纤是一种高度柔性的裸光纤，其包括光纤内芯、外包层、以及涂层，但不包括紧包层(tight buffer layer)。使用包围在光纤和变形结构周围的高柔性的外罩404给光纤和系统提供额外的保护，而不是使用紧包层。

本发明的作者发现，如果选择合适的包芯比(ratio of core to cladding)、如果变形结构的网格层相对于光纤具有适当尺寸，且如果使用适当的功率电平时，多模裸光纤将弯曲足够量来响应所感兴趣的生理参数。

本发明公开的各种实施例的光纤传感器各有一个新的配置使得使用仅有一层网格层的变形结构能够获得足够的微弯量。下面描述实施例的每一个光纤传感器均具有足够的微弯量用来监控BCG波形、心率、呼吸速率以及其他生理参数。

本发明提供的多模光纤如图5。如图所示，光纤500是由内芯光纤502、包层504和外涂层506组成。各种实施例中，内芯502的直径等于或大于包层504直径的50％。在优选实施例中，内芯502的直径大于包层504直径的50％。在一些实施例中，内芯502的直径实质地大于50％，例如，至少是包层504直径的75％、80％或90％。在此使用的内芯的直径是指横跨内芯的直径；所述包层直径是指横跨整个包层和内芯横截面的直径；外涂层直径或光纤总直径是指横跨整个外涂层、包层以及内芯横截面的直径，在一些实施例中，包层直径是125μm。在这些实施方式中，内芯直径最少是62.5μm。在一些实施例中，内芯直径大于62.5μm。例如，在一些实施例中，内芯直径至少是80μm、至少为90μm、至少为100μm、或至少为110μm。在一个实施例中，光纤的内芯直径为100μm以及包层直径为125μm。各种实施例中，外涂层增加了光纤的额外宽度。在有些实施例中，光纤总直径为250μm。在另外一些实施例中，光纤包层直径为250μm。在一些这样的实施例中，内芯直径等于或大于125μm。还有一些这样的实施例中，内芯直径大于150μm、大于160μm、大于170μm、大于180μm、大于190μm、大于200μm、大于210μm或大于225μm。

各种实施例揭露的光纤传感器中，变形结构(deformer)的网格层(mesh layer)配置成纤维之间的开口面积a_o占网格总表面积(total mesh surface area)的30％～60％之间。在一些实施例中，网格层的通孔的尺寸设置成可以接收光纤的整个直径。在一些实施例中，网格层的通孔的尺寸设置成可以接收光纤结构的宽度，包括光纤及其周围的外涂层。因此，在一些实施例中，网格层的开口为光纤如果总直径的100％～300％，在一些实施例中，网格层开口的为光纤总直径的130％～170％。

在另一实施例中，优选地选择网格开口w为200～750μm之间。在另一个实施例中，网格开口的高达光纤总直径的三倍以上。

在一些实施例中，每个网格纤维的直径在光纤总直径的25％以内。在一些实施例中，每根网格纤维直径等于光纤总直径的75％～110％。在一些实施例中，每根网格纤维的直径大于光纤总直径的70％但小于100％。在一些实施例中，光纤包层直径为125μm且光纤总直径为250μm，每根网格纤维的直径选定在180～240μm的范围内。

在一优选的实施例中，多模光纤的数值孔径小于或等于0.29μm、内芯直径为100μm、包层直径125μm、总直径250μm。在一些实施例中，例如，在优选的实施例中，网格纤维的直径在180至240μm之间。在一些实施例中，例如，在优选实施例中，网格开口w的尺寸设置在330至375μm之间。

光纤可以是适用于检测区域的任意长度。在一些实施例中，传感器包括至少10m长的多模光纤。在一些这样的实施例中，多模光纤沿一平面布置，且沿平面弯曲、盘绕或迂回。宏弯效应能显著降低微弯效应且优选地可避免。对于直径小于1.5厘米的弯曲，在0.29的微米数值孔径的光纤中的宏弯损耗高。因此，在一些实施例中，在平面上铺设光纤时，使用弯曲直径大于1.5cm。在一些实施例中，光纤直接布置在网格层上。

本发明各种实施例揭露的传感器，配置成能以低的制造成本和复杂性实现高灵敏度和可靠的性能。

光纤传感器导线(fiber sensor leads)也影响灵敏度。在一些实施例中，需要一条导线纤维(lead fiber)耦合从光源到光纤的光，且需要另一导线纤维与检测器连接。在这些实施例中，导线的芯的尺寸应该与传感光纤的尺寸大致相同以减少熔接损耗(fusionloss)。在本发明的优选实施例中，通过直接将多模光纤与电子和光学元器件连接，从而消除对单独光纤传感器导线的需要。

在一优选实施例中，一低功率、低成本的、具有850nm或1310nm中心波长、165nm的半值宽度(FWHM)的LED用作光源。光电探测器范围(770nm至860nm或1100nm至1650nm)、响应度为0.4A/W的光电探测器用作光接收器。在其它实施例中，也可使用任何合适的LED光源或其他低功率、低成本的光源。此外，在其它实施例中，也可以使用任意合适的光接收器。

电光单元和控制器

图6的框图说明了光强度光纤微弯传感器系统600用于检测和显示身体的生理参数。在图示实施例中，提供了一种低成本光纤传感器片601，可包括任何实施例的顶盖、多模光纤、网格层以及这里所述的底盖，例如，与图3-5相关。光源602向传感器片601内嵌入的多模光纤提供光辐射。光源602可以是165nm的宽带光源、1310nm的FWHM LED光源或任何其他合适的光源。LED驱动器604驱动光纤的光源602，且由处理器606控制，处理器606执行储存在存储器608中的指令。多模光纤的另一端连接到光信号接收器610，其由光电探测器构成，在一些实施例中，光电探测器的探测范围从1100nm至1650nm且响应度为0.4A/W。光信号接收器610将光强度转换成模拟电信号，然后由电放大器612放大。模数转换器614将模拟电信号转换为数字信号传输至处理器606进行处理，在一些实施例中，可提供用户界面616给用户使用，以控制部分或全部设备功能。所述数字信号可由处理器606选择性地进行处理，原始的或处理过的数字信号传输到远程系统650以对信号进行显示或进一步处理。远程系统650可以是智能手机、平板电脑、其他移动计算设备，或具有适当通信能力的其他计算机。在一些实施例中，原始的或处理过的数字信号由无线地传输至远程系统650，例如，利用发射器620的射频(RF)信号。一些实施例的发射器620配置成能传输或其他RF信号。在一些实施例中，远程系统650可以依次控制和激活传感器系统600，是通过发送信号到接收器618，例如可以是一个RF信号接收器。

处理器606、存储器608以及信号处理元件(例如，放大器612以及模数转换器614)可包括一种软硬件结合，该软硬件结合配置成能控制光源发出的光的频率、强度、和/或激化，且进一步配置为将信号接收器接收的信号转换为有意义的数据。本领域的技术人员会体会到可以使用许多不同的结构组件架构来实现这些功能。虽然分别说明，值得说明的是，系统的各个模块不必是单独的结构元件。例如，与存储器数据通信的处理器内，可以用可单芯片或两个或多个芯片实现。

处理器606可以是一个通用微处理器、微控制器、数字信号处理器(DSP)、现场可编码门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)、或其他可编程逻辑器件、或其他离散的计算机可执行部件设计为执行所述的功能。所述处理器也可以由运算装置(computing devices)的组合形成，例如，DSP和微处理器、多个微处理器、一个或多个微处理器结合DSP内核、或任何其他合适的配置。

各种实施例中，处理器606通过一个或多个总线耦合于存储器608以从存储器608中读取信息并从写入信息。处理器606又或者可以包含存储器608。存储器608可以包括，例如，处理器缓存(cache)。存储器608可以是任何合适的计算机可读介质，存储计算机可读且由计算机可执行部件执行的指令。例如，计算机可读指令可以存储于RAM、ROM、闪存、EEPROM、硬盘驱动器、固态驱动器、或任何其他合适的装置中的一个或其结合。各种实施例中，计算机可读指令包括非临时格式存储的软件。处理器606，结合储存在存储器608内的软件，执行操作系统以及存储软件应用程序。此处描述的各种方法可被编程为存储在存储器608中的软件指令。

用户界面616可包括户输入设备，如按钮、触发器(toggle)、开关(switch)、触摸屏、或小键盘、和/或一种输出设备，如显示屏、光显示、音频输出、或触觉输出。用户输入设备可以被配置成能接收用户命令来启动和关闭传感器。在一些实施例中，用户的数据也可以通过用户输入设备输入。

各种实施例的接收器618接收和解调通过通信网络接收的数据。发射器620根据一个或多个网络标准来准备数据并通过通信网络传输数据。在一些实施例中，收发器天线既充当接收器又充当发射器。又或者，在一些实施例中，该系统包括一个数据总线(databus)通过有线连接发送和/或接收数据到一个或多个远程组件。

在一些实施例中，处理器606配置成能从传播的光强度的变化计算施加的力。在一些实施例中，处理器606配置成从施加的力的数据计算用户的一个或多个生命体征。在一些实施例中，一些或所有这些数据通过有线或无线连接传输至远程系统650进行储存和/或显示。

在一些实施例中，处理器606配置成从原始信号提取心跳波形、呼吸波形、和运动波形。这种信号提取的例子示于图7A-7D。原始信号700a是在信号处理组件接收的。如图7A所示，在时间窗口(time window)702内，光强度处于最高水平，这意味着没有用户在传感器上。没有光纤弯曲的光损耗。时间窗口704表示用户坐、站或躺在传感器上的时刻，使得接收到的光强度在很短的时间内显著下降；之后信号保持一致的低电平如706内，如时间窗口706和710所示，用户坐在或躺在传感器上并没有移动。在这些时间段内，光强度保持在一个相对狭窄的范围。通过在时间窗口706或710放大信号，一个具体的信号可被检测，包括心脏波形和呼吸波形，如图7B所示的信号700b。当用户保持坐着、站立或躺在传感器上但改变位置或移动，导致如显示在时间窗口708的信号。如图所示，在这些显示时间段，光强度变化范围大于由呼吸和心跳引起的强度变化范围，但比由完全在传感器上增加或移去身体而引起的强度变化的范围要小得多。一些实施例的处理器606配置成从该信号识别活动的频率和振幅。时间窗口712描绘用户离开传感器时的信号。接收到的光强度恢复到原来的水平，如714内所示。

为从该信号中提取心脏波形，亦称心冲击波形(BCG)，处理器606可结合不同阶的高通和低通滤波器来消除噪声。BCG波形700c，例于在图7C所示，提供每一次心跳的详细信息。本系统采集的BCG波形有很清晰的H，I，J，K，L，和M峰。通过确定心跳峰值，可以计算相邻心跳720，722之间的时间差。处理器606可以计算心率，通过收集所有的时间差异并将它们转换成频率。处理器606可以计算心率变异性，通过计算相邻峰之间的平均时间差。处理器606可以从心率变异性来确定压力水平(stress level)，如心理应激水平。

图7D所示的呼吸信号700d较心跳信号更易于提取，是因为呼吸运动生物力学引起的光损失比心跳运动造成的光损失大得多。在一些实施例中，心跳信号未从呼吸波形中过滤出来。在一些实施例中，呼吸速率计算是由处理器执行的，通过识别每个呼吸波形的峰值来得到两个呼吸周期的时间差730。

使用方法

图8所示为信号滤波和数据分析过程800的一个实施例，是由本发明描述的光纤传感器监控系统的处理器来执行的。当在传感器上的用户而没有太多移动时，能执行从原始信号中提取心跳/呼吸波的信号处理。这个过程可以由例如图6所示的处理器606来完成。在一些实施例中，处理器从模数转换器接收原始数据，如图所示的模块802。当数字信号被接收时，光强度的绝对值可以被检查到，如图所示的模块804。当光强度的绝对值已知时，一些实施例的处理器将所接收的信号与光强度绝对值进行比较从而决定是否有用户在传感器上，如图所示的模块806。如果用户在传感器上，则会有显著的光损失和由此产生的光强度的下降。当用户不在传感器上时，一些实施例的硬件运行睡眠模式以节省电池电力，如图所示的模块808。当检测到光损耗很高时，一些实施例的处理器继续确定用户是否移动，如图所示的模块810。如果处理器检测重复的或持续较大的光损失变化，处理器将这个时刻定义为移动时刻并输出运动波形，如图所示的模块812。如果光强度保持相对稳定不变，这个时刻可以被定义为心跳/呼吸处理的时刻且原始数字数据信号被分割成两个信道，如图所示的模块814。

在图示的实施例中，模块816，一个信道中的信号经过多个滤波阶段。在一个实施例中，执行五个阶段的高和低带通滤波移除原始数据内的噪声并隔离心跳波形，如图所示的模块818。有很多方法可以用来处理心跳波形。各种实施例中，可以使用相对简单且需要低处理功率的方法，以适应具有相对低的处理功率和电池容量的便携式传感器的性能。在一些实施例中，时域和频域分析相结合，用于获得稳健的心跳值。在这些实施例中，心跳波形被分割成两个信道。一个信道是时域分析，而另一个信道是频域分析。时域分析中，执行一个标准程序820使数据一致以利于分析。数据可以通过放大和缩小被保存在一个固定的窗口，如图所示的模块822。在频域中，数据进行平方，如图所示的模块824，在模块826执行快速傅立叶变换(Fast Fourier Transformation)以得到峰值频率。峰值频率是心跳率。在模块828进行心跳率匹配以降低错误率。各种实施例中，在模块830处理器输出心跳速率值。

在一些实施例中，原始数字信号的另一信道是在模块832通过平均信号和应用低通滤波器进行处理。呼吸波形在模块834处输出。在一些实施例中，多数据点的时间窗口，例如，在模块836，储存1000个数据点以在模块838发现时域峰值。通过识别呼吸波形的峰值，可以获得呼吸速率，平均呼吸速率可与最新呼吸速率在模块840进行匹配以获得呼吸速率。如图所示的模块842，在一些实施例中，处理器输出呼吸速率值。

上述光纤传感器以及信号滤波和数据分析的相关方法可用作确定患者一个或多个生理参数。决定病人生理参数的方法的一个例子如图9A和9B。如图所示的模块910，在各种实施例中，传感器置于患者身体的下方。患者可位于传感器上站立、坐着或躺着。传感器可以是本发明实施例描述的任何光学传感器。模块920中，该系统检测穿过传感器的光纤的光的强度变化。各种实施例中，光强度的变化是由光接收器检测且由处理器进行处理。如前所述，光强度的变化与身体活动产生的光纤变形相对应。身体活动可以是微观运动(例如呼吸和心跳)或者宏运动(如体位改变)。使用图8所示的方法或本领域技术人员悉知的其他方法，光纤传感器的处理器根据光强度的变化来确定生理参数，如图所示的模块930。生理参数可能是，例如，BCG波形、心率、吸速率，或其他生命体征或参数。

在一些实施例中，确定生理参数包括确定每一搏动的血压变化。如图9B所示，这样的确定可以通过识别BCG波形来执行，如图所示的模块932并如上详细描述；如图所示的模块934，接收EEG波形；以及如图所示的模块936，计算EEG波一个R峰与BCG波形J峰之间的时间。EEG波形可由处理器从EEG传感器接收，在一些实施例中，EEG传感器位于所述光纤传感器的外部。R峰和J峰之间的时间表示每一搏动的血压变化。

在一些实施例中，由医疗专业人员执行的方法包括：放置光纤传感器，诸如所述任何单变形结构的传感器，位于患者下方。传感器可设置在，例如，座垫、椅、床、床垫、床垫褥、毛毯、垫子或任何其他合适结构内部，患者可坐在、躺在或站在上面。由医疗专业人员执行的方法还可进一步包括：激活传感器以及观察传感器输出的生理参数。在一些实施例中，生理参数包括BCG波形。一些实施例的方法进一步包括诊断健康状况，至少部分地，根据从BCG波形中检测到的异常。

所述的各种实施例中，光纤传感器配置成获得非常清晰、可靠、重现性好的BCG波形。虽然BCG波形的某些外观也可以通过现有技术的某些具有双变形结构的光纤传感器检测，但其波形不足以用于临床监测和诊断的目的。例如，通过现有技术的系统获取的BCG波形不可靠往往是因为当变形结构的层之间方向偏离时造成噪声和不准确性。进一步地，通过现有技术的系统获取的BCG波形不稳定。一个清晰、稳定的BCG波形包括几个特征，包括通常表示为H，I，J，K，L，M，和N的特征。如图10A所示，现有技术的系统获取的BCG波形产生了非常不稳定的BCG波形，其中H波经常丢失。与此相反，本发明实施例的系统产生非常清晰、稳定、可靠、重现性好的如图10B所示的BCG波形。

在一些使用方法中，医疗专业人士可依赖于这样一个可靠的BCG波形，便于诊断一个或多个健康状况。例如，BCG波形中特征性异常的识别可用于诊断心绞痛(diagnoseangina pectoris)、无症状性冠状动脉疾病(asymptomatic coronary artery disease)、急性心肌梗死(acute myocardial infarction)、高血压、主动脉缩窄、二尖瓣狭窄和其他心脏疾病，如前所述，例如，在E·皮涅罗等人发表的题为“在一个不突出的心血管系统表现中的理论的发展；心冲击波形”，《开放生物医学工程》杂志2010年第4期，第201-216页，在此引入其全部内容。

结论

如在说明书及权利要求书中所使用，单数形式“一(a)”、“一(an)”和"这个(the)"包括单数和复数的引用，除非上下文清楚地指示。例如，术语“一个传感器”可以包括、并考虑包括多个传感器。有时，权利要求书和说明书可包括术语例如“多个”、“一个或多个”或“至少一个”。然而，没有使用这些术语并不意味着、且不应该被解释为，不包括多个。

术语“大约”或者“近似”当用于数字的限定或者范围(例如，定义长度或者压力)之前，表示的近似可能是(+)或者(-)5％、1％或者0.1％的范围变化。此处提供的所有数值范围包含已定义的起始数字。“实质”一词表示主要(即大于50％)或者实质上为全部的设备、物质或组成。

此处使用的术语“包含”("comprising"或者"comprises")意在表示设备、系统和方法包括所引用的元件，还可以包括任何其他元件。“本质上组成”(Consistingessentially of)应当意味着设备、系统和方法包括所引用的元件但不包括对于既定目的的结合具有重要意义的其他元件。因此，一个系统或者方法由此定义的本质上组成的元件并不排除那些并不实质影响权利要求所限定的基础和具有新颖性的其他物质、特性、或者步骤。“组成Consisting of”应当意味着设备、系统和方法包括所引用的元件且排除任何超过一个微不足道的或无关紧要的元件或步骤。由每个这些过渡术语定义的实施例均属于本发明的保护范围内。

为了简单的描述，此处描述的实施例包括术语“患者(patients)”“人(person)”、和/或“个人(individual)”，本领域的技术人员可意识到此处描述的各种实施例适用于，并拟应用于，对任何哺乳动物，包括宠物、家畜和健康个体如办公人员、婴儿、或非病人的医疗机构的其他人等进行的生命体征监控。

这里列举的例子和附图所示，仅作为示范说明但并不作为限定，本发明可实现的具体实施例。由此可利用或派生其他实施例，以便于在不脱离本发明揭露的范围内可进行结构和逻辑替换及改变。仅为方便起见，本发明保护主题的这些实施例单独地或共同指作“本发明”，但如果不止一个发明被披露时，并不主观地限定本申请的范围为任何单一发明或发明概念。因此，尽管在此揭露了具体实施例，但仍然可以由获得相同目的的任何方案替代所示的具体实施例。本说明书意图涵盖各种实施例的任何和所有的适应性或变换方式。上述实施例的组合，以及其他未特别说明的实施例，本领域技术人员基于上述说明书的描述是显而易见的。

Claims (19)

1.一种检测生理参数的传感器，所述传感器包括：

多模光纤包括内芯、包层以及外涂层，其中，所述内芯直径大于包层直径的50％；

LED光源耦合于所述光纤的第一端；

LED驱动电耦合于所述LED光源且配置成能调节LED光源的功率；

接收器耦合于所述光纤的第二端，所述接收器配置成能检测通过所述光纤的光的强度变化；

变形结构由设置有开口的网眼形成的一个单网格层构成，其中开口的表面积介于网格层总表面面积的30％和60％之间，

其中所述光纤被布置在一个平面内与变形结构的表面接触因此向传感器上施加力导致光纤的第一部分弯曲进入网格层的一个开孔内且光纤的第二部分则弯曲抵靠于所述网眼。

2.如权利要求1所述的传感器，其特征在于，所述传感器是用来检测患者的心冲击。

3.如权利要求1所述的传感器，其特征在于光纤的总直径由内芯、包层和外涂层的直径组成。

4.如权利要求3所述的传感器，其特征在于网格层是由交织的纤维形成。

5.如权利要求4所述的传感器，其特征在于每根交织的纤维的直径是光纤总直径的25％以内。

6.如权利要求4所述的传感器，其特征在于所述交织纤维包括聚合物织物。

7.如权利要求3所述的传感器，其特征在于所述网格层的开口宽度是光纤总直径的100％～300％。

8.如权利要求3所述的传感器，其特征在于所述网格层的开口宽度是光纤总直径的130％～170％。

9.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述光纤布置在平面内且具有光纤弯曲直径大于1.5cm的结构。

10.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述光纤最少10米长。

11.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述LED光源是一个低功率LED具有850nm或1310nm中心波长和165nm半峰全宽(FWHM)。

12.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述光纤通过直接光纤连接器耦合于LED光源和接收器且不需要单独的引导纤维。

13.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述光纤的数值孔径小于或等于0.29μm。

14.如权利要求1所述的传感器，其特征在于所述网格层被配置成在光纤上均匀地分布所施加的力。

15.如权利要求1所述的传感器,进一步包括封闭和粘合到光纤和变形结构上的外罩。

16.一种检测生理参数的方法，所述方法包括：

定位传感器于身体下方，所述传感器包括：

多模光纤包括内芯、包层以及外涂层，其中，所述内芯直径大于包层直径的50％；

LED光源耦合于所述光纤的第一端；

LED驱动电耦合于所述LED光源且配置成能调节LED光源的功率；

接收器耦合于所述光纤的第二端；以及

变形结构由设置有开口的网眼形成的一单网格层构成，其中开口的表面积介于网格层总表面面积的30％和60％之间，

其中所述光纤被布置在一个平面内与变形结构的表面接触；

由接收器检测穿过所述光纤的光的强度变化，其中光强度的变化对应于由身体活动引起的光纤形变，以及

根据光强度的变化确定生理参数。

17.如权利要求16所述的方法，其特征在于确定的生理参数包括确定人体的心冲击波形。

18.如权利要求17所述的方法，其特征在于确定的生理参数进一步包括：

确定人体的EEG波形；以及

计算EEG波形的R峰和BCG波形的J峰之间的时间从而确定每一搏动的血压变化。

19.如权利要求16所述的方法，其特征在于确定的生理参数包括：

记录接收器检测的信号；

将信号转换成数字波形；

从数字波形中滤除呼吸和身体活动波形以提取心跳波形；

通过将心跳波形分割成时域分析的第一信道以及频域分析的第二信道，从心跳波形识别心跳峰值；以及

在频域中应用快速傅立叶变换获取心跳速率值。