专利名称：脉搏传输时间测量装置和方法
相关申请的交叉引用本发明要求1998年8月24日递交的美国临时申请60/097,618和1999年3月28日递交的美国临时申请60/126,339的利益。该两申请结合在此作为参考。
人(或哺乳动物)的脉搏是从心脏发出、在整个动脉系统中传播的一种行波扰动。由于脉搏在一液体中的传播速度与该液体的压力成正比，因此可通过测量脉搏波的传播速度来检测血压。检测脉搏传输时间、即脉搏波在两个相间距动脉脉搏点之间传输所需时间即可测量脉搏波的传播速度。
使用脉搏传输时间的一血压监测系统的一个例子可见Trimmer等人的美国专利No.4,245,648。该系统使用一对在臂动脉上相距很近(约3cm)的压电传感器检测传播脉搏波。脉搏传输时间为脉搏波到达这两个传感器的时刻之差。
使用上述专利所述压电传感器在实用中存在若干重大不足。例如，压电传感器通常在约2Hz以下频率显示出有限灵敏度。成人的脉搏率一般为每分钟60跳或1Hz。婴儿的脉搏率一般约为每分钟120-180跳或2-3Hz。因此，使用压电传感器监测人体的系统的性能无法满足实际需要。在实用中另一个不足起因于下列事实压电传感器要求传感器在受试对象上的部位有导电材料(例如电极和引线)。因此该系统无法使用在导电材料的存在会造成问题的环境中。例如，由于MRL机生成很强的无线电射频场，因此导电材料会造成作MRL检查的病人严重烧伤。另一个不足起因于这两个传感器在同一动脉上靠得太近。这意味着，待测量的脉搏传输时间非常短，从而很难进行精确测量。可以看出，所测量时间越短，一定量的误差对结果的影响越大。
本发明的另一个方面是提供一种实现上述方法的装置。该装置包括一对脉搏传感器和一根据该方法处理该对脉搏传感器的脉搏波信号的信号处理器。
本发明的再另一个方面是提供一种测量脉搏传输时间的装置，包括至少一个、最好是两个由可变耦合器纤维光学传感器构成的脉搏传感器，该可变耦合器纤维光学传感器的具有如下所述改进的设计。该装置还包括一信号处理器且可用来实现上述方法或其他脉搏传输时间测量方法。
从结合附图的下述详细说明中可清楚看出本发明的其他方面。
附图的简要说明
图1为本发明脉搏传输时间测量装置的方框图。
图2为说明图1系统的工作情况的流程图。
图3为本发明另一装置的方框图。
图4为一用于图1和3装置中的可变耦合器纤维光学传感器的俯视图。
图5为图4传感器的侧视剖面图。
图6(图6a-6d)说明一现有预张紧直线耦合器的正常状态和挠曲状态。
图7(图7a-7b)说明-U形融合区的正常状态和挠曲状态。
图8示出一用于本发明装置中的可变耦合器纤维光学传感器。
图9为说明图8传感器对手腕脉搏的响应的曲线图。
图10为手腕处传感器响应的另一曲线图。
图11为用于本发明装置的另一可变耦合器纤维光学传感器的分解图。
图12为完成装配的图9传感器的端视图。
图13为用于本发明装置中的另一可变耦合器纤维光学传感器戴在手腕上的剖面图。
图14为用于本发明装置中的一颈动脉传感器的立体图。
图15为图14传感器的局部侧视图。
图16立体图示出图14传感器及其装有插头的光导纤维引线。
图17-21曲线图示出脉搏波形和使用图3装置实现图2所示方法得出的对应脉搏传输时间。
图22示出图1或图3装置的实际布置。
图23示出一现有可变耦合器纤维光学传感器的基本结构。
本发明详细说明图1为本发明脉搏传输时间测量装置的方框图。该装置包括两个任何合适形式的动脉脉搏传感器S1、S2。例如，这两个传感器可为把由脉搏(压力)波造成的皮肤位移转换成表示脉搏波形的对应输出信号的压电、光导纤维或任何公知的传感器。但是，至少一个、最好是两个传感器为按下述改进设计原理构作的可变耦合器纤维光学传感器。
脉搏传感器S1、S2与一信号处理器SPU连接，该信号处理器处理这两个传感器的输出信号以确定脉搏传输时间。该信号处理器按照需要可为数字信号处理器或模拟信号处理器。当然，如使用数字处理，传感器输出可经模拟-数字转换器传送给该信号处理器，或者，该处理器内部装有这类转换器。
下面同时参见图2说明本发明信号处理器SPU的工作情况。首先，在步骤1，传感器S1、S2的脉搏波信号输入该信号处理器。然后，在步骤2，该信号处理器对各脉搏波信号求微分(取导数)。该导数当然表示脉搏波信号的瞬时斜率。然后，在步骤3，该信号处理器使用步骤2的结果从这两个脉搏波信号中选择具有对应斜率特性的点。例如，该信号处理器可选择这两个脉搏波信号中的最大斜率点。最后，在步骤4，该信号处理器计算这两个选定点之间的时间延迟。所算出的时间延迟构成该脉搏传输时间。
由于从经求微分的波形中很容易识别这两个脉搏波信号的对应点，因此上述方法可方便地应用于相距很远的传感器S1、S2，尽管脉搏波形在这两传感器部位稍稍不同。此外，如上所述，通过求微分还可选择据以计算一脉搏波到下一脉搏波的脉搏传输时间的一致时标(例如最大斜率点)。这特别有利，因为各心跳的脉搏波形一般是不同的。
图3示出本发明另一装置。该装置包括一对其设计经如下改进的可变耦合器纤维光学传感器S1′、S2′。但是，为了充分了解该装置的优点，先了解一下关于可变耦合器纤维光学传感器的背景知识是有帮助的。
可变耦合器纤维光学传感器通常使用用拉伸、融合工艺制作的所谓的双锥融合渐缩耦合器，在该工艺中，多根光导纤维在高温下拉伸(拉制)后融合在一起。首先剥去各纤维上的塑料包皮露出要形成融合区的部位。这些部位并置、通常互相缠绕一扭或若干扭后在一电炉之类中保持在其软化温度以上的同时拉伸。随着拉伸各纤维的露出部，它们融合在一起，形成一可在各纤维之间耦合光线的细腰部区或融合区。在拉伸过程中，光射入纤维之一的一输入端后在各纤维输出端进行监测以确定耦合比。该耦合比随着细腰区的长度的改变而改变，拉伸纤维直到获得所需耦合比，其拉伸量一般为使得各纤维的光输出相同。该耦合器可拉伸到如下程度，在该细腰区，各纤维的芯不再存在且该包层的直径接近原先芯的直径。该包层变成一新“芯”，该传播光的瞬逝场被逼出到该新芯外部而同时包围这两根纤维，在纤维之间交换能量。对双锥融合渐缩耦合器的详细说明和分析参见J.Bures等人的文章“Analyse d′un coupleurBidirectional a Fibres Optiques Monomodes Fusionners”,Applied Optics(Journal of the Optical Society of America),Vol.22,No12,June15,1983,PP.1918-1922。
双锥融合渐缩耦合器的优点在于，弯曲融合区即可改变输出比。由于输出比随弯曲量而变，因此这类耦合器可用于任何把运动耦合到融合区的传感应用中。
由于整个可变耦合器纤维光学传感器可用介电材料制成，把光耦合到远处电子装置，因此它们特别适用于传感器部位因有导电元件而可能引起电击、烧伤、火灾或爆炸的场合。例如，在医疗领域，有人提出用可变耦合器纤维光学传感器监测作MRL检查的病人的心跳。参见Gerdt等人的美国专利5,074,309，该专利公开了使用这类传感器监测心血管声音，包括一病人的心脏、脉搏和循环系统中的可听音和次可听音。可变耦合器纤维光学传感器的其他应用可见Gerdt等人的美国专利4,634,858(应用于加速计)、Gerdt的美国专利5,671,191(应用于水下听音器)以及其他现有技术。
现有可变耦合器纤维光学传感器依赖于其设计，在这些设计中，光导纤维耦合器被拉直后张紧地固定在一塑料支撑件上，然后，在该预张紧直线(笔直)状态下封装在硅酮橡胶之类弹性材料中。该封装材料构成一传感膜片，该传感膜片可被外力挠曲，造成融合区中的该耦合器弯曲。融合区的弯曲造成该耦合器输出比改变。可感知膜片几毫米中小至1微米的位移。
图23示出一包括上述可变耦合器纤维光学传感器10的传感装置的基本原理。在所示形式中，传感器10包括把两根光导纤维拉直、融合形成细腰区或融合区13而制成的-2×2双锥融合渐缩耦合器11。原纤维汇合成该融合区一端的部分变成该传感器的输入纤维12，而原纤维离开该融合区的另一端部分变成该传感器的输出纤维14。标号18表示光导纤维芯。该融合区13封装在一构成传感膜片的弹性介质15中。图1未示出支撑件。
使用时，用LED或半导体激光器之类光源16照射输入纤维12之一。光能被耦合器11分割后耦合到输出纤维14，其比例按照作用在传感膜片上的外力造成的融合区的弯曲程度而变。可用两光检测器17测量光能在两输出纤维14之间的分割的改变，这两个光检测器把电信号输入一差动放大器19。因此，差动放大器19的输出信号表示作用在膜片15上的力。可以看出，如只使用输入纤维12之一把光引入传感器中，另一输入纤维可切短，或者，也可予以保留，在主输入纤维失灵时备用。应该指出，为简明起见，在所示耦合器11中，融合区中的纤维没有如上所述纤维缠绕。但是，一般最好互相缠绕，以减小引线灵敏性，引线灵敏度指输出光分割随输入纤维的运动而发生的改变。
尽管有其优点，但现有可变耦合器纤维光学传感器也存在现有预张紧直线(笔直)耦合器设计所固有的缺点。现有设计的重大缺点之一是其几何形状受到明显限制。特别是，由于光导纤维的引线分列在传感器的两端，因此传感器的尺寸必然很大。该光导纤维引线的布置还要求使用时在传感器两端留出空间。特别在医疗应用中，例如在把一传感器置于人体上进行连续监测时，传感器的大小和引线位置碍手碍脚。另一个缺点是，融合区的任何位移必然造成其张力增加。在位移的某点上，融合区中的张力会过大，造成融合区破裂或断裂，结果该耦合器无法使用。
回到本发明，图3装置使用一改进的可变耦合器纤维光学传感器以克服现有预张紧直线传感器设计的一个或多个缺点。特别是，本发明装置所使用的传感器的改进设计使得融合区的弯曲不伴有张力。该融合区最好布置成U形，但其结构可更一般地如作为参考材料包括在此的同在审理中的美国专利申请No.09/316,143中所述。使用U形，传感器的两光导纤维引线可相互邻近，而不是位于传感器的两边，从而避免现有预张紧直线耦合器设计所固有的上述几何形状方面的缺点。
可以看出，通过使用两个这样的传感器，图3装置可完全实现该传感器改进设计的优点。但在本发明更宽范围内，也可组合使用这样一个传感器与另一不使用上述改进设计的脉搏传感器、例如现有直线可变耦合器纤维光学传感器甚至压电传感器。
如图3所示，每一传感器S1′、S2′与一对应光源40(例如激光器)和上述一对应光检测器/差动放大器电路42连接。这些电路的输出各经一模拟-数字转换器43与一数字信号处理器(DSP)44的对应输入连接。该数字信号处理器处理该输入信号以检测脉搏传输时间。
在组合传感器S1′、S2′时，可把这两个传感器的光导纤维部件互相靠近地布置在同一支撑结构上。但是，如前所述，互相靠近地布置两脉搏传感器由于所测量的脉搏传输时间很短会减小误差容限。
数字信号处理器44可编程成以任何所需方式确定脉搏传输时间，包括但不限于结合图2所述方式。
图4和5例示出一可使用在本发明装置中的改进的可变耦合器纤维光学传感器20。该传感器可放置在人体上、例如胸部、手臂或手腕上，传感由脉搏造成的皮肤位移。该传感器可更一般地传感由皮肤位移所显现的心血管和呼吸的可听音和次可听音。
传感器20包括一支撑件22，该支撑件包括其中有一中央穿孔26的圆形头部24和一把手状伸长部28。一双锥融合渐缩耦合器30装在该支撑件上，其融合耦合区32的至少一部分(在这里为全部)位于穿孔26中呈U形。该耦合器的输入纤维引线34和输出纤维引线36并排地位于伸长部28中形成的一槽道29中。回转两引线，把融合区32弯曲180°成为所需形状后用基于环氧树脂的胶之类合适粘结剂把引线粘牢在该槽道中。该不受张力的融合区可以公知方式用高弹体、比方说GE RTV12之类硅酮橡胶填满穿孔26而予以罐封，形成一传感膜片38(图4中未示出)。也可如下文所述，融合区上涂一层GE SS4004(具有甲基倍半硅氧烷的聚二甲基硅氧烷)之类材料，从而无需进行罐封。该材料一般用作提高室温硫化(RTV)材料在表面上的粘合力的底剂。无需罐封的优点是提高灵敏性，因为罐封无论怎样薄也会降低灵敏性。支撑件22可用有机玻璃、聚氯乙烯(PVC)之类可模制塑料或其他公知的合适材料制成。
如图5所示，膜片38的顶部有一从支撑结构平面突起的凸面39用来接触人体。该接触面的凸起形状使得传感器呈点状探头，从而更好地对待监测心血管音进行定位。在该传感器一实施例中，该膜片的最大直径约与一镍币的直径相同，接触面的凸起高度约为该直径的一半，但是膜片的大小也可视具体应用场合而定。只要融合区和融合区旁的纤维部分被牢牢支撑，支撑板的尺寸可任意。与现有装置一样，该装置的灵敏性决定于膜片的刚度。
当接触面39位于脉搏点、例如人手臂的臂动脉或桡骨动脉上时，膜片38把与脉搏有关的皮肤位移耦合到光导纤维耦合器30的耦合区32上。该耦合区从而挠曲，按照所监测的声音改变输出纤维36的光输出比。
图6和7对一现有预张紧直线光导纤维耦合器的挠曲与图4和5传感器中的U形耦合器的挠曲进行比较。图6a和6c分别为现有耦合器的融合区在正常状态下的俯视图和侧视图。图6b和6d为受一向下力挠曲的融合区的俯视图和侧视图。图7中的图7a-7d与图6各图对应，但示出使用在本发明中的U形耦合器。
从图7d中可看出，现有耦合器中的融合区的挠曲造成一弓形，使融合区拉长，从而融合区上的张力增加。与此对照，图7d中U形融合区的挠曲方向与U形平面垂直，只造成U形沿其高度弯曲(图7d中水平维度)，融合区不受张力作用。因此，融合区的位移再大也不会造成破裂或断裂。
图8示出可用于本发明装置中的另一可变耦合器纤维光学传感器20′。该传感器的基本结构与上述实施例相同，只是支撑件22′为一弯曲约30°的长方形板，以与人手臂/手腕的形状相符，便于病人比方说用带子把传感器捆绑到手臂/手腕上。在适当应用场合，支撑件中可装有光源40、光检测器/差动放大器电路42和一与电路42连接以进行远程监测的无线电发射装置(未示出)。事实上，在上述任何传感器结构中都可如此。
图9示出用图8传感器20′获得的一受试人的手腕心跳/呼吸信号。以每秒128个样本的取样率获得图9中的数据流。可以看出，用该传感器读取的脉搏波形比标准脉搏读数更复杂。该脉搏波形显示出脉搏的振幅结构为时间的函数。该脉搏的振幅结构不再是手指在一脉搏点上所“感觉”的搏动函数，尽管存在该函数。在该振幅结构中，包括所有心音以及关于呼吸和反映出身体状况的其他指标的信息。用上述改进传感器获得的灵敏性使得传感器非常良好地传感复杂的脉搏波形。
图10示出用传感器20′获得的一受试人的另一手腕心跳/呼吸信号。在这里，数据流使用一12位模拟/数字转换器以每秒64个样本的取样率数字化。心跳信号的分辨率如插图所示提高。此外，由呼吸周期引入的调制在84秒时长的整个过程中清晰可见。
图11和12示出可使用在本发明装置中的另一手臂/手腕传感器50。在该传感器中，该光导纤维耦合器的融合区62不是罐封，而是如上所述涂一层材料。该融合区62用一灌满流体或凝胶的弹性枕68与手臂/手腕的搏动耦合(由箭头P指示)。与图8相同，该光导纤维耦合器装在一支撑板52上，只是该支撑板52笔直而不弯曲(为简明起见未示出输入和输出引线64、66的槽道)。该支撑板固定在枕68的顶面上，一盖69装在该支撑板的顶面上保护该耦合器60在穿孔56中的融合区62。该孔56使得搏动的液压由于融合区与枕68顶面之间的接触来推动、挠曲融合区，枕68由于其柔性而伸入孔56中接触融合区。一比方说用胶粘在支撑板52上的绑带57把传感器绑紧在手臂/手腕上。标号64和66分别表示输入纤维和输出纤维。
由于不使用传感膜片导致灵敏性提高，因此图11和12的非罐封设计优于上述罐封设计。此外，与图8弯曲设计不同，该笔直的支撑板无需把引线弯出平面而造成光强减小。相反，该耦合器保持平面形状，从而该系统中的光强最优。
图13为可使用在本发明装置中的又一传感器70戴在手腕上的剖面图，该传感器包括一框架件72，该框架件的内部形状如图所示一般与手腕相符。该框架件可用任何合适材料制成，最好是DelrinPVC、丙烯酸、Lucite、Plexiglass、苯乙烯之类塑料或其他聚合物。
该框架件的顶部有一内装光导纤维耦合器80及其支撑板81的室77。由于用该框架件安装该耦合器，因此与上述各传感器不同，其上有输入和输出引线槽道的该支撑板无需包括一孔(例如-穿孔)来容纳该耦合器的融合区82。该融合区如上所述有一涂层而不是罐封。可用与框架件72相同材料制成的支撑板81和该耦合器装配成一模件后粘牢在该室77中。该室用一护板(未示出)盖住。
用一流体柱74耦合融合区与桡骨动脉的搏动。该柱的内外端上有一对弹性膜片73和75，该柱伸展在框架件72的在室77与框架件内表面之间的厚度上。该耦合器模件装配好后，融合区82与该流体柱的外膜片25接触。外膜片装在一环形凸台76上，以提高该流体柱的高度，以与融合区接触。与外膜片的接触可使融合区稍稍预加载。该耦合器可制成融合区的预加载使得两输出纤维之间的光等分割，从而动态范围更呈线性。该流体柱的内部(图13中底部)如图呈阶梯形，以增加手腕处耦合区的直径。
两膜片构成该流体柱的一重要部件。由于桡骨动脉的搏动很弱，因此性能优良的膜片应轻、薄、硬度低和延展度高。同时，至少内膜片应足够粗糙，以承受与皮肤的不断接触。一种可用来制造膜片的高性能材料为FlexChem，它已获得FDA的批准，耐用，是由Colorite销售的基于乙烯树脂的颗粒状材料。FlexChem还可热塑，从而内膜片73可模制，提供与桡骨动脉的最大耦合区，凸起在框架件72的内表面上，与手腕更好地耦合。可与FlexChem膜片配套使用的流体为Applied Silicone Corp销售的医疗级MDM硅酮液体。顺便说一句，水最好不与FlexChem膜片一起使用，因为水蒸气可渗透膜片。
为确定对传感器响应的效果，测试了大小不同的若干内膜片。特别是，测试了直径为4mm、7mm和10mm的膜片，以确定对使用一商用加速计校准的受振荡器驱动的刺激的响应。在0-约11Hz的频率范围(心血管和呼吸信号的频率范围一般为0.1-4Hz)上考察该响应。各膜片的响应都符合要求，10mm膜片的响应最佳。
回到图13，该结构还表明如何把光源和输出电路(例如光检测器和差动放大器电路)之类辅助部件装入该传感器中。确切说，这类部件可装在框架件72的一个(如图所示)或多个内部室79中。
图14-16示出用于颈动脉的另一传感器80。该传感器使用与图11相同的平直、带有槽道的支撑板82和耦合器结构，只是融合区用罐封形成一传感膜片。膜片面积足够大(例如约为25美分硬币大小)，以在传感膜片98的凸形表面上增加一球形帽99′。由于增加了该球形帽，因此传感器对用手把传感器压靠到颈部上时造成的摇动的敏感性降低。该传感器背面(图14和15中底部)上有一塑料盖板97用来保护该耦合器。该传感器可用任何合适装置、例如胶带固定在颈部上。
输入和输出纤维套在一对护套102和104中，护套102和104又套在一外护套106中。引线的端部上有连接该传感器与外部部件的光导纤维插头108。
图17-21为使用包括两如上所述改进型可变耦合器纤维光学传感器的图3装置获得的臂动脉和桡骨动脉脉搏波形图和对应脉搏传输时间图。数字信号处理器按照结合图2所述方法编程。顺便说一句，可以看出，图1和3装置并不互相排斥。例如，当按照图2编程时，图3装置构成图1中一般表示的结构的一种特殊形式。相反，当使用上述改进型可变耦合器纤维光学传感器时，图1装置构成图3中一般表示的结构的一种特殊形式。
图17示出男性成人仰卧正常呼吸的数据。脉搏传输时间平均为约50msec。
图18同图17，只是呼吸类型变为模拟入睡，吸气2秒，呼气3秒。脉搏传输时间平均约为35msec。
图19的呼吸类型如上，但鼻子被捏住，呼吸受到阻塞。此时血压下降，因为胸腔处于更为负压的状态下(脉搏反常)。这可从脉搏传输时间增加到平均约50msec得到证明。
图20的呼吸类型同上，但气流完全阻塞。为模拟窒息，在整个16秒测试时间中没有空气进入肺中。显然可见，脉搏传输时间大大增加，表明血压比图19进一步下降。
图21示出肺吸满气屏住呼吸16秒。脉搏传输时间减小到平均约30msec，表明血压升高。
图17-21的结果与已知事实一致，肺负压造成血压下降，而肺正压造成血压升高。
图22示出使用可变耦合器纤维光学传感器实施图1和3装置的实际布置。在所示形式中，传感器S1、S2(S1′、S2′)用带子分别捆绑在手臂的臂动脉和桡骨动脉的脉搏点上。装在一模件M中的光源和信号处理电子器件也用带子捆绑在手臂上。传感器与模件M经对应光导纤维引线组34、36连接。模件M可包括一与外部电子装置通信的无线电发射装置(未示出)。
应该指出，用在上述传感器中使用的光导纤维为高质量光导纤维，例如光损耗约为每公里0.18dB的Coming SMF28。光检测器可为光波长约为900nm的镓铝砷或锗检测器和用于更短波长的硅检测器。
光检测器可以光伏方式或光电导方式连接。在光伏方式中，可用互跨阻抗放大器(把电流转变成电压)连接检测器与差动放大器。互跨阻抗放大器的输出也可经滤波以消除宽带噪声。在光电导方式中，检测器可与普通电压放大器连接。此时噪声大，但可使用在要求降低成本，但对噪声大小无所谓的场合。
当然，本发明上述实施例只是例示性的，在本发明更宽范围内可对本发明作出种种改动。
权利要求
1.一种测量一有生命的对象的脉搏传输时间的方法，包括通过传感第一和第二脉搏点的脉搏生成第一和第二脉搏波信号，所述第一和第二脉搏点被彼此间隔开；对所述第一和第二脉搏波信号求微分；根据所述求微分结果选择所述第一和第二脉搏波信号的对应点；以及检测所选定两点之间的时间延迟。
2.按权利要求1所述的方法，其特征在于，所述选择包括从各所述第一和第二脉搏波信号中选择预定斜率特性的一点。
3.按权利要求2所述的方法，其特征在于，所述选择包括从各所述第一和第二脉搏波信号中选择斜率最大的一点。
4.按权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一和第二脉搏点分别位于第一动脉和第二动脉上。
5.按权利要求4所述的方法，其特征在于，所述第一动脉为臂动脉，所述第二动脉为桡骨动脉。
6.按权利要求1所述的方法，其特征在于，用一具有一纤维融合耦合区的光导纤维传感器传感所述第一和第二脉搏点中至少一个脉搏点的脉搏。
7.按权利要求6所述的方法，其特征在于，所述纤维融合耦合区的至少一部分构作成它可挠曲而改变所述光导纤维传感器的输出，但所述耦合区不受张力作用。
8.按权利要求6所述的方法，其特征在于，所述纤维融合耦合区呈U形。
9.一种构作成实现按上述任一权利要求所述的方法的装置。
10.一种测量一有生命的对象的脉搏传输时间的装置，包括分别放置在第一脉搏点和第二脉搏点上的第一和第二脉搏传感器，所述第一和第二脉搏点彼此间隔开；所述第一和第二传感器中的至少一个传感器为一包括一纤维融合耦合区的光导纤维传感器，该纤维融合耦合区具有至少一部分，该部分被构作成它可挠曲，但所述耦合区不受张力作用；以及一与所述第一和第二脉搏传感器连接且根据所述第一和第二传感器的输出确定脉搏传输时间的信号处理单元。
11.按权利要求10所述的装置，其特征在于，所述第一和第二传感器各为一具有一纤维融合耦合区的光导纤维传感器，该纤维融合耦合区具有构型如上所述的一部分。
12.按权利要求10所述的装置，其特征在于，进一步包括与所述一传感器的多根输出光导纤维光耦合的一电-光电路，该电路把从所述输出纤维收到的光转换成电输出，该电输出的电平大小决定于所述耦合区的所述部分的挠曲量。
13.按权利要求12所述的装置，其特征在于，所述电-光电路包括多个分别与所述多根输出纤维光耦合的光检测器和一与所述各检测器输出连接的差动放大器电路。
14.按权利要求10所述的装置，其特征在于，所述一个传感器有一形状与人的手臂的一部分相符的支撑结构。
15.一种测量一有生命的对象的脉搏传输时间的装置，包括分别放置在第一脉搏点和第二脉搏点上的第一和第二脉搏传感器，所述第一和第二脉搏点彼此间隔开；至少一个所述传感器为一包括一U形纤维融合耦合区的光导纤维传感器，以及一与所述第一和第二脉搏传感器连接且根据所述第一和第二传感器的输出确定脉搏传输时间的信号处理单元。
16.按权利要求15所述的装置，其特征在于，所述第一和第二传感器各为一具有一U形纤维融合耦合区的光导纤维传感器。
17.按权利要求15所述的装置，其特征在于，进一步包括与所述一传感器的多根输出光导纤维光耦合的一电-光电路，该电路把从所述输出纤维收到的光转换成电输出，该电输出的电平大小决定于所述耦合区的挠曲量。
18.按权利要求17所述的装置，其特征在于，所述电-光电路包括多个分别与所述多根输出纤维光耦合的光检测器和一与所述各检测器输出连接的差动放大器电路。
19.按权利要求15所述的装置，其特征在于，所述一个传感器有一形状与人的手臂的一部分相符的支撑结构。
全文摘要
在一种测量一有生命的对象的脉搏传输时间的方法中,通过传感相间距的第一和第二脉搏点上的脉搏生成第一和第二脉搏波信号。对第一和第二脉搏波信号求微分,根据求微分结果选择第一和第二脉搏波信号的对应点(例如最大斜率点)。确定所选定两点之间的时间延迟,从而得出脉搏传输时间。一优选装置使用至少一个光导纤维脉搏传感器测量脉搏传输时间,该光导纤维脉搏传感器包括一纤维融合耦合区,该耦合区的至少一部分可挠曲,但该耦合区不受张力作用。
文档编号A61B5/11GK1325285SQ99812444
公开日2001年12月5日 申请日期1999年8月24日 优先权日1998年8月24日
发明者马丁·C·巴鲁克, 查尔斯·阿德肯斯, 戴维·W·格尔德特 申请人:马丁·C·巴鲁克, 查尔斯·阿德肯斯, 戴维·W·格尔德特