CN106999112A - 用于无创医疗传感器的***和方法 - Google Patents

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Abstract

本文公开了一种利用具有一个或多个光源和一个或多个光检测器的传感器测量氧水平和各种血液成分的方法和***。该***能够使用由一个或多个检测器从非单色光源收集的数据在肢体传感器发生运动事件期间产生准确的信息。该***也能够在传感器没有正确放置于患者或脱离患者时检测并产生警报。

Description

用于无创医疗传感器的***和方法
技术领域
本发明一般涉及无创医疗感测装置，尤其涉及对于医疗传感器的误差校正。
背景技术
单色光源被广泛应用于许多不同的技术领域，包括消费者、工业、医疗、国防和科学领域。在医疗领域，经常在医疗感测装置中使用发光二极管(LED)或类似装置形式的成对的发射器-接收器单色光源，以获得准确的无创检测。这种医疗感测装置的示例性应用可以包括可用于监测动脉血氧饱和度的血液成分监测***和/或无创血氧计。
在无创血氧测定法中，具有已知特定波长的单色光通常从发射器LED通过目标(例如携带血液的生物组织)传输到光电检测器。光电检测器接收和检测部分透射的相干光，其既不被生物组织中的血液吸收也不被反射，从而确定血液中的氧饱和度(SPO2)。类似地，工业应用的实例可包括具有从相干光源(例如LED发射器)通过目标(例如流体或材料)传输到光电检测器的已知特定波长的单色光的无创传感器***。
不幸的是，利用单色光源的此类无创传感***需要有关单色光源波长的精确的先验知识，以确定通过目标吸收或反射的单色光的量。一种获得波长的先验知识的方式是选择具有在一定公差范围内的波长的单色光源发射器。因此，确定波长的尝试包括下列组合过程：在所需的标称波长规格内选择LED，且/或借助于作为传感器的一部分的电阻器、存储设备或类似组件，对相应于传感器中使用的波长的数据进行编码。
然而，本领域熟悉发光二极管传感器件的生产过程的技术人员应当理解，人们有对能够从发射器输出波长的更广阔的变化中进行选择，以降低感测装置的生产成本和缺陷率的需求。作为示例，典型的生产技术需要选择目标波长在2nm内的发射器，这可能导致40-60％的组件发射器废品率。此外，还存在的问题是在生产时，在目标波长内的所选择的发射器通常会随着时间而降级，随着温度和驱动电流而变化，并且驱动电路也可能变得不稳定并导致波长偏移。解决波长偏移问题的尝试包括将波长偏移与驱动电路电流变化相关联的***。在驱动电路中电流的变化以特定的波长驱动LED。通常，这些***包括用于通过一系列滤波器、漫射器和多个光电检测器确定发光二极管的波长偏移的方案。不幸的是，这种方法对于实际制造技术来说太过复杂和昂贵，并且不能用于与监视装置一起使用的每个传感器。
还有一个重要的需求是能够减少或消除由患者运动引起的变化(其通常也被称为“运动伪迹”)与皮肤色素沉积的差异所导致的检测故障情况，例如当传感器从患者脱离且无法提供准确的信息时。使用电流传感器和监测***，这种情况通常难以检测，并可能导致错误的读数和患者的风险。
因此，需要能够在无需光源波长的先验知识的情况下检测光源波长的无创传感器***，并且制造过程不复杂或不昂贵。此外，这种传感器***有减少误差的需求。
还需要一种无创传感器***，其能够在运动事件期间或当主体从事运动或其他身体活动时提供可靠的数据，或由于无创传感器从患者脱离而提供及时的通知或警告。
发明内容
本发明涉及一种无创医疗感测装置和***，其能够响应患者的运动而提供正确的数据，且在所述装置从患者脱离时提供警报。
根据本发明的一个方面，传感器具有一个或多个光源和一个或多个光检测器。至少一个检测器响应所接收的光并产生输出。此外，响应输出的电路产生与人体的动脉和静脉脉搏成比例的脉冲波形，其中脉冲波形用于使一个或多个单色或非单色光源的脉冲波形的吸收率或反射率的动脉脉搏检测同步。
根据本发明的一个方面，提供了一种方法。
所述方法包括在无创光学传感器中提供第一检测器和第二检测器，并周期性地从无创光学传感器中的非单色光源中发射光。来自第一检测器的第一信号与来自第二检测器的第二信号，由第一检测器和第二检测器采样的非单色光源中周期性地发射的光产生，两个检测器均具有良好限定和区分的光谱响应。使用第一信号和第二信号的比率产生第三信号，以确定平均光谱吸收与由位于无创光学传感器内的组织的动脉脉搏和基线光谱吸收所产生的光谱吸收的任何变化。根据本发明的另一方面，在无创光学传感器中提供至少一个发射红光的发光体和至少一个发射红外光的发光体。可以产生由第一检测器和第二检测器接收的所发射红光的红光信号电平，且可以产生由第一检测器和第二检测器接收的所发射红外光的红外信号电平。红光信号电平与红外线信号电平的比率可与在动脉峰值处采样的对应值相关，而非单色光源发射光，以在组织中产生氧饱和度数据。
如果位于无创光学传感器内的组织发生运动事件，则可以使用第一信号和第二信号产生氧饱和度数据。
根据本发明的另一方面，可以检测由第一检测器和第二检测器接收的非单色光的比率。如果接收的非单色光的比率高于或低于阈值，则可发出通知。
根据本发明的另一方面，可以检测所发射红光的质心波长。如果测得的质心波长确定在可接受的质心范围之外，可能会产生警报。根据本发明的另一方面，第一检测器和第二检测器可以具有不同的光谱响应曲线，可使用不同的光谱响应曲线来得到与所发射红光的质心波长成比例的第四信号。
根据本发明的另一方面，在无创光学传感器中提供第一检测器和第二检测器。可在无创光学传感器中从非单色光源周期性地发射光，并可检测由第一检测器和第二检测器所接收的非单色光的振幅。如果所接收的非单色光的振幅高于或低于阈值，则可发出通知。
通过研究下列附图和详细描述，本发明的其它实施方案、***、方法、特征和优点将对本领域普通技术人员而言或将变得显而易见。本说明书旨在包括本发明的范围内所有这样的附加***、方法、特征和优点，并由所附权利要求书所保护。
附图说明
参考以下附图可以更好地理解本发明。附图中的组件并非按比率绘制，而是将重点放在清楚地说明本发明的原理上。此外，在附图中，几个视图中的相同的附图标记表示相同的部分：
图1表示自校准传感器***(SCSS)的示例性实施例的框图；
图2表示图1所示的SCSS的探针框图的示例性实施例的框图；
图3表示图2中所示的探针的示例性实施例的横截面图；
图4A表示图2中所示探针的另一示例性实施例的横截面图；
图4B表示图2中所示探针的示例性对照实施例的横截面图；
图5是图4中所示的探针的示例性实施例的俯视图；
图6是图5中探针实施例的横截面图；
图7表示使用发光二极管的图2中所示的探针框图的示例性实施例；
图8表示图7中所示使用双扩散发光二极管的波长传感器框图的示例性实施例的横截面图；
图9是图8中所示的波长传感器的响应曲线的曲线图。
图10是描述图1中所示的校准电路框图的示例性实施例的示意图；
图11是描述图1中所示的校准电路框图的另一示例性实施例的示意图；
图12是图1中所示的由SCSS执行的处理过程的流程图；
图13是根据本发明的传感器的简化的横截面图；
图14是描述动脉和静脉脉搏的典型光谱吸收特征的图表；
图15是描述波长传感器对动脉和静脉脉搏的响应的图表；
图16是与图13的传感器一同使用的处理***的简化框图。
图17是描述在处理来自波长传感器的信号之后产生的与人体的动脉和静脉脉搏成比例的脉冲波形的图表；
图18是描述本发明所构想的双检测模块检测器的响应曲线的图表；
图19是描述由本发明所构想的由质心波长检测器检测的具有宽发射照明发射器的动脉脉搏血流所产生的光谱吸收变化的图表；
图20是描述时域中光谱吸收的峰值和谷值的图表；
图21是描述与血氧饱和度水平成正比的信号的图表；
图22A是表示***通过运动事件读取和提供脉冲检测过程的流程图；
图22B表示由图22A所示的过程中使用的示例性查找表；
图23是描述患者在平静状态下的饱和度水平的图表；
图24是描述在运动事件期间检测到的饱和度水平的图表；
图25是描述由非灌注(non-perfused)信号导致的来自波长检测器的原始数据的图表；以及
图26是描述由灌注信号导致的来自波长检测器的原始数据的图表。
具体实施方式
具体实施方式的以下描述用于举例说明本文所要求保护的发明的原理和优点。它们不以任何方式被视为对发明范围的限制。
图1描述了自校准传感器***(SCSS)100的框图。SCSS 100可包括探针102、校准电路104、控制器106、位于存储器(未示出)中的软件108和可选的查找表(“LUT”)110。探针102通过信道112与校准电路104进行信号通信。校准电路106可以是分频器和/或比较器电路。
校准电路104分别通过信道114和116与控制器106和外部输出设备(未示出)进行信号通信。控制器106分别通过信道118和120与软件108和可选的LUT 110进行信号通信。
控制器106可以是任意的通用处理器，例如Intel XXX86，Motorola 68XXX或PowerPC，DEC Alpha或其他等效处理器。或者，可以选择性地将特定电路或定向装置用作控制器106。此外，控制器106还可以集成在信号半导体芯片中，例如专用集成芯片(ASIC)或精简指令集计算机(RISC)，或者可以通过数字信号处理器(DSP)芯片来实现。用于控制器106的特定电路或定向装置的示例也可以是混合sionac ASIC。
软件108可以存储在位于控制器106的内部或外部的存储器(未示出)中。软件108包括启用控制器106操作的逻辑，并且还包括用于自校准SCSS 100的逻辑。
外部输出装置的示例可以是血压计，例如由加利福尼亚州Pleasanton的Nellcor公司制造的NPB40，由明尼苏达州Plymouth的Nonin医药公司制造的9840系列脉搏血氧计，或等效装置。
图2表示探针102的示例性实施例。探针102可包括探针光源200和波长传感器202。探针光源200可包括第一光源204和第二光源206。第一光源204和第二光源206可使用发光二极管(LED)来实现。作为血氧计应用中的示例实施例，第一光源204可以是发射波长为约660nm的发射光辐射LED，第二光源206可以是发射波长为约880nm的发射光辐射LED。波长传感器202可以使用双扩散发光二极管实现。本领域技术人员应当理解，探针光源200还可包括三个或更多个数量级的多个光源。
在图3中表示了探针300的示例性实施例的横截面图。在该示例中，探针300可以是医疗装置，例如透射性血氧饱和度和脉率传感器。然而，本领域技术人员将理解，探针300也可以是反射性传感器。此外，探针300还可用于检测其它血液成分，包括但不限于氧合血红蛋白、胆红素、羧基血红蛋白和葡萄糖。探针300可包括具有腔304和对接套管306的刚性套管302，、第一光源204、第二光源206和波长传感器202。探针300通过信道112连接到图1中的校准电路104。图3中的材料308(例如手指)可***腔304中。
作为示例，第一光源204和第二光源206可以是分别产生波长约660nm和880nm的光辐射的两个LED发射器。波长传感器202支撑在与第一光源204和第二光源206相对的刚性套管302内。第一光源204和第二光源206和波长传感器202可以与控制电缆(未示出)进行信号通信。控制电缆通过信道112与血氧计(未示出)进行信号通信。血氧计通过检测和处理来自第一光源204的光辐射脉冲到达波长传感器202的入射光辐射的量来确定材料308(在该示例中为手指)中的血氧饱和度。
在实际操作中，图1中的SCSS 100在检测图3中的材料308的任何特性之前和之后执行自校准程序。所述自校准程序包括在将材料308***腔304之前，从第一光源发射的光辐射脉冲204被波长传感器202作为入射光辐射接收。血氧计利用由波长传感器202所接收的已检测的入射光辐射来确定第一光源204的操作波长。一旦得知第一光源203的操作波长，图1中的SCSS 100就可与血氧计结合使用以精确地确定材料308的血氧饱和度。
连续自校准程序是有益的，因为本领域技术人员应当理解，在该示例性实施例中，由660nm的第一光源204输出的光辐射在红色光谱区域中，血氧计正是通过吸收这种红色光辐射来确定血氧饱和度。因此，操作波长的相对较小的变化可能导致血氧计的读数不准确。作为示例，没有自校准程序的情况下，如果由第一光源204输出的光辐射与血氧计所需的操作波长相差超过±2nm，结果将不准确。
图4A表示探针400的另一示例性实施例的横截面图。在该示例中，探针400可包括具有腔404的刚性或柔性套管402、第一光源204、第二光源206和波长传感器202。类似于之前的示例性实施例，探针400通过信道112连接到图1中的校准电路104，然而，图4A中的探针400没有对接腔。材料406可***腔404中。
类似于之前的示例，第一光源204和第二光源206可以是产生不同波长光辐射的两个LED发射器。波长传感器202被支撑在与第一光源204和第二光源206相对的刚性套管402内。第一光源204和第二光源206以及波长传感器202可与控制电缆(未示出)进行信号通信。控制电缆通过信道112与测量装置(未示出)信号通信。测量装置通过测量和处理来自从第一光源204的光辐射的入射光辐射的脉冲到达波长传感器202的量来确定材料406的特性。
作为工业实例，材料406可以是显现出具有能检测并用于确定物质特性的光学透射特征的流体、液体或固体物质。示例性实施例将包括为了过程或质量控制的目的而检测物质的特性。
此外，在实际操作中，图1中的SCSS 100在检测图4A中的材料406的任何特性之前执行自校准程序。所述自校准程序包括在将材料406***腔404之前，从第一光源204作为入射光辐射向波长传感器202发射光辐射的脉冲。测量装置利用由波长传感器202接收的被测入射光辐射来确定第一光源204的操作波长。一旦已知第一光源204的操作波长，则图1中的SCSS 100可与测量装置结合使用以精确地确定材料406的特性。
图4B表示探针408的示例性对照实施例的横截面图。在该示例中，探针408可包括具有腔412的刚性或柔性套管410、第一光源204、第二光源206和波长传感器202。类似于之前的示例性实施例，探针408通过信道112连接到图1中的校准电路104，然而，图4B中的探针408没有对接腔。材料412可***腔412中。
类似于之前的示例，第一光源204和第二光源206可以是产生不同波长的光辐射的两个LED发射器。然而，在该示例中，波长传感器202被支撑在与第一光源204和第二光源206相邻的刚性套管410内。第一光源204和第二光源206以及波长传感器202可以与控制电缆(未示出)进行信号通信。控制电缆通过信道112与测量装置(未示出)进行信号通信。测量装置通过检测和处理来自第一光源204的光辐射的入射光辐射的脉冲被物质412反射并到达波长传感器202的量来确定材料412的特性。
此外，作为工业实例，材料412可以是显现出具有能检测并用于确定物质特性的光学透射特征的流体、液体或固体材料。示例性实施例将包括为了过程或质量控制的目的检测材料的特性。
此外，在实际操作中，图1中的SCSS 100在检测材料412(图4B)的任何特性之前执行自校准程序。所述自校准程序包括发射来自第一光源204的光辐射脉冲，其被柔性套管410反射，且稍后在将材料412***腔410之前被波长传感器202作为入射光辐射接收。测量装置利用由波长传感器202接收的被测入射光辐射来确定第一光源204的操作波长。一旦已知第一光源204的操作波长，则图1中的SCSS 100可与测量装置结合使用以精确地确定材料412的特性。
本领域技术人员应当理解，在光源204和206通过介质(即图3中的材料308，图4A中的材料406，和/或图4B中的材料414)的操作期间可以产生来自图2中的波长传感器202的信号。使用从介质反射的光也可以产生相同的信号。因此，只要介质传输或反射的光足够从波长传感器202产生可处理信号即可，无需将图2中光源204和206直接结合至波长传感器202。
在图5中表示了具有柔性套502(即，柔性条)的探针500的示例医疗实施例的俯视图。探针500可包括第一光源204、第二光源206和波长传感器202。在该示例实施例中，探针500是血氧饱和度和脉搏率的传感器，其利用柔性条502附着到材料上，例如人体部位(未示出)。探针500通过信道112连接到血氧计(未示出)。柔性条502可缠绕在人体部位上并且通过附着条(例如粘合带)504固定到其自身。示例的人体部位主要包括手指、脚趾、耳垂、手臂、腿部或其他类似部位。
作为示例，第一光源204和第二光源206可以是分别产生波长约660nm和880nm的光辐射的两个LED发射器。波长传感器202被支撑在柔性条502内，并且当柔性条502缠绕在人体部位周围时，波长传感器202与第一光源204和第二光源206相对放置。第一光源204和第二光源206与波长传感器202可以与控制电缆(未示出)进行信号通信。控制电缆通过信道112与血氧计(未示出)进行信号通信。血氧计通过测量和处理来自从第一光源204的光辐射的入射光辐射的脉冲到达波长传感器202的量来确定人体部位中的血氧饱和度。
如前所述，在操作中，图1中的SCSS 100在检测人体部位的任何特性之前执行自校准程序。所述自校准程序包括在将柔性条带502缠绕在人体部位周围之前，将柔性条502弯曲，使得第一光源204和第二光源206关于波长传感器202的特定取向相对设置，然后发射来自第一光源204的光辐射脉冲，该光辐射脉冲由波长传感器202作为入射光辐射所接收。血氧计利用由波长传感器202接收的被测入射光辐射来确定第一光源204的操作波长。一旦得知第一光源204操作波长，围绕人体部位放置的波长传感器202检测由第一光源204发射并穿过在人体部位内的血流的入射光辐射。然后，图1中的SCSS 100可与血氧计结合使用以精确地测定人体部位的血氧饱和度。在图6中表示了处于被包裹状态的探针500的横截面图。
在图7中表示了使用发光二极管的探针700的示例性实施例。类似于图2，图7中的探针700包括探针光源702和波长传感器704。探针光源702包括第一光源706和第二光源708。第一光源706可包括LED 710，第二光源可包括LED712。波长传感器704是双扩散发光二极管。
作为操作的示例，LED 710和LED 712可使其阴极在信道714处共同接地，且当在阳极718和720处分别施加电压时，可分别发射波长为660nm和880nm的光辐射716。发射光辐射716入射到材料722上。发射光辐射716的一部分通过材料722传输，并由波长传感器704作为入射光辐射724所接收。如前所述，图1中的SCSS 100执行自校准程序，以正确地检测来自于所接收的入射光辐射724的材料722的特性。
图1中的SCSS 100在检测材料722的任何特性之前执行自校准程序。所述自校准程序包括在向探针光源702和波长传感器704之间***材料722之前，从LED 710发射的光辐射716的脉冲被波长传感器704作为入射光辐射724接收。血氧计利用由波长传感器704接收的被测入射光辐射724来确定LED 710的操作波长。一旦LED 710的操作波长已知，图1中的SCSS 100可与血氧计结合使用以精确地确定材料722的血氧饱和度。
图8示出了使用双扩散发光二极管(也称为双结发光二极管)接收入射光辐射724的波长传感器704的横截面图。具有双扩散性质的发光二极管通常用于精确检测光源的质心波长，例如LED 710和712。双扩散发光二极管用两个接头处理，一个位于上表面，一个位于半导体发光二极管(例如硅发光二极管)的背面，每个结通常表现出不同且明确界定的光谱响应。因此，通过检测由两个结产生的信号的商(quotient)，可以确定任何给定单色光源的质心波长。
波长传感器704具有在公共硅基底上垂直构造的两个p-n结。波长传感器704包括第一阳极800、公共阴极802、第一二极管804(也称为上二极管)、第二二极管806(也称为下二极管)、第二阳极808和薄的活性区810。第一阳极800位于形成第一二极管804的公共阴极802上表面的上方。应选择第一二极管804的厚度，其使得从入射光辐射724检测的最短波长的能量被完全吸收。第二二极管806在公共阴极802和放置于下表面的第二阳极808之间形成，薄的活性区810在公共阴极802和第二阳极808之间。薄的活性区810的厚度被选择为使得吸收几乎所有的入射光辐射724的最长检测波长。
图9描绘了图8中波长传感器704的光谱响应的典型曲线图900。图9的曲线图900具有垂直轴902，其表示图8中波长传感器704的相对响应百分比，且图9的水平轴904表示图8中入射光辐射724的波长。图9的曲线图900描述了两个响应曲线906和908，其分别表示图8中第一二极管804和第二二极管806的相对响应与波长之比。
作为波长传感器704的示例操作，第一二极管804可具有增强蓝色响应，且第二二极管806可以具有增强红色响应。在该示例中，入射光辐射724在红色和蓝色响应之间(例如波长在450至900nm之间)的吸收辐射产生与入射光辐射724的波长成比例的两个光电流信号。这些光电流信号的商独立于高至波长传感器704的饱和点的亮度级。利用该示例，可以确定任一单色入射光辐射724的波长或多色入射光辐射724的光谱密度峰值。波长传感器704的示例可以是由加利福尼亚州Westlake Village的Pacific Silicon Sensor公司生产的PSS WS-7.56波长传感器。
在图10中表示了描述校准电路1000的示例性实施例的示意图。校准电路1000通过信道112和114分别与图1中的探针1002和控制器106进行信号通信。校准电路1000可包括一对放大器1004和1006(例如对数放大器)，其通过信道1010与图8中的第一阳极800，通过信道1012与图10中的波长传感器1008的第二阳极808，且通过信道1014与差分放大器1010进行信号通信。差分放大器1008通过信道112与图1中控制器106进行信号通信。
在实际操作中，波长传感器1004在双扩散发光二极管中从两个结(即发光二极管804和806)产生两个光电流信号。波长传感器1004中的每个结显现出不同且明确定义的且被图1中控制器106所知的光谱响应，且得到的这两个光电流信号的振幅与被测入射光辐射724的波长成比例，被测入射光辐射724对应于图10中的探针1002中的光源中的一个(图2中的204或206)。光电流信号分别通过信道1010和1012被放大器1004和1006放大，并被输入到差分放大器1008。如果放大的光电流信号1018和1020近似相等，差分放大器1008的相应差分输出信号1022约等于零。一旦差分输出信号1022约等于零，则确定入射光辐射的波长，并校准图1中的SCSS 100。
当放大的光电流信号1018和1020不近似相等时，相应的差分输出信号1022将根据放大的光电流信号1018和1020之间振幅值的差异而变化。差分输出信号1022被用作图1中控制器106的参照。控制器106通过了解图8中发光二极管804和806的光谱响应来确定入射光辐射724的波长。控制器106使用软件108或其他位于SCSS 100中的硬件(未示出)来确定入射光辐射724的波长。软件108可包括允许控制器106根据从波长传感器1004接收的检测值实时计算波长值的逻辑。
或者，控制器106可以使用查找表(“LUT”)110来确定入射光辐射724的波长。LUT110可以驻留在控制器106内部或外部的存储器(未示出)中。LUT 110包括图8中每个发光二极管804和806的电压对波长的已知光谱响应的列表。一旦控制器106检测图10中的差分输出信号1022，图1中的软件108将图10中的差分输出信号1022的值与图1中的LUT 110中存储的值相对比，然后检索对应的波长值。然后，控制器106使用检索到的波长波动来自校准SCSS 100。
除了自校准之外，SCSS 100还能够对由于温度变化引起的入射光辐射724波长的变化进行温度补偿。SCSS 100可借助于与自校准相同的过程来补偿温度变化。
图11是图1中的SCSS 100的另一个示例性实施例，其在血氧计装置1102之内带有图1的校准电路1100。血氧计装置1102通过信道112与探针1104进行信号通信，并且包括校准电路1100、控制器1106、第一驱动器1108和第二驱动器1101。探针1104包括波长传感器1112和具有第一光源1116和第二光源1118的探针光源1114。
在实际操作中，第一驱动器1108驱动第一光源1116，第二驱动器1110驱动第二光源1118。第一光源1116和第二光源1118可以各自独立产生入射到波长传感器1112的光辐射。波长传感器1112从双扩散发光二极管中的两个结(即发光二极管804和806)产生两个光电流信号。同样，波长传感器1112中的每个结表现出不同且明确定义的光谱响应，这对于控制器1106是已知的，并且产生这两个的光电流信号的振幅与被测的入射光辐射的波长成比例，其对应于探针1104中的一个光源(1116或1118)。光电流信号1120和1122被处理并输入到差分放大器1224。如果光电流信号1120和1122近似相等，则对应的差分放大器1124的差分输出信号1126约等于零。一旦差分输出信号1126约等于零，则确定入射光辐射的波长，并且校准图1中的SCSS 100。
当光电流信号1120和1122不近似相等时，对应的差分输出信号1126将根据光电流信号1120和1122之间的振幅值的差异而变化。差分输出信号1126被用作控制器1106的参照。控制器1106通过了解发光二极管804和806的光谱响应来确定入射光辐射的波长。
控制器1106利用图1中位于SCSS 100中的软件108，或其他硬件(未示出)来确定入射光辐射的波长。软件108可包括逻辑,该逻辑允许图11中的控制器1106通过从波长传感器1112接收到的测量值来实时地计算波长值。
或者，控制器1106可以使用查找表LUT 110来确定入射光辐射的波长，LUT 110可以驻留在图11中控制器1106内部或外部的存储器(未示出)中。图1中的LUT 110包括每个发光二极管804的电压对波长的已知光谱响应的列表。一旦控制器1106检测图11中的差分输出信号1126，图1中的软件108将图11中的差分输出信号1126的值与存储在图1中的LUT 110中的值进行比较，然后检索相应的波长值。然后，图11中的控制器1106使用检索到的波长的波对图1中的SCSS 100自校准。
图12表示由图1的SCSS 100执行的处理过程。所述过程始于图12的步骤1200。在步骤1202中，图2的波长传感器202从探针光源200接收入射光辐射200。在图8的步骤1204中，第一二极管804接收来自入射光辐射200的短波长，在图8的步骤1206中，第二二极管806接收来自入射光辐射200的长波长。在步骤1208中，第一二极管804响应于从入射光辐射200接收的短波长而产生图10中第一光电流信号1010，第二二极管806响应于图12中的步骤1210中的入射光辐射200接收的短波长而产生图10中的第二光电流信号1012。最后，在步骤1212中，图1中的校准电路104和/或控制器106通过将第一光电流信号1010与第二光电流信号1012进行比较来确定入射光的波长，所述过程终止于步骤1214。
SCSS 100可以选择性地以软件、硬件或硬件与软件的组合来实现。例如，SCSS 100的元件可以通过存储于控制器106中的存储器(未示出)中的软件108来实现。控制器106可以通过信道112与DSP或ASIC芯片进行信号通信(其可以是***总线)。软件108配置与驱动DSP或ASIC芯片并执行如图12所示的步骤。
软件108包括用于实现逻辑功能的可执行指令的有序列表。软件108可以部署在使用或与指令执行***，装置或设备(例如基于计算机的***，包含处理器的***或其他***)相关的任何计算机可读介质中。指令执行***，装置或设备可以选择性地取出来自指令执行***、装置或设备的指令并执行。在本文献的上下文中，“计算机可读介质”是可容纳、存储、通信、广播或传送程序以供指令执行***、装置或设备使用或与指令执行***，装置或设备结合使用的任何手段。计算机可读介质的非限定性实例可以是：电子、磁性、光学、电磁、红外或半导体***、装置、设备或传播介质。计算机可读介质的更具体的示例(非穷举列表)介质将包括以下内容：具有一根或多根电线的电气连接(电子)、便携式计算机磁盘(磁性)、RAM(电子)、只读存储器(ROM)(电子)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或闪存)(电子)、光纤(光学)和便携式光盘只读存储器(CDROM)(光学)。值得注意的是，计算机可读介质甚至可以是纸或另一种合适的打印程序的介质，所述程序可以通过例如纸张或其他介质的光学扫描被电子捕获，然后如果需要，则以适当的方式进行编辑、解释或以其他方式处理，然后存储于计算机存储器中。
转向图13，在一个实施方案中，提供了用于检测任何种类血液成分的无创医疗传感器。例如，传感器1310可以用于检测血红蛋白的氧饱和度或其他参数。
传感器1310可以但不一定具有一个或多个单色光源1312、1313、一个或多个宽带的非单色光源1314以及一个或多个光检测器1316。在一个实施例中，光源和检测器彼此相对，如图13所示。
在一个实施方案中，传感器1310放置于手指1318或人体的其他肢体上，且用来自一个或多个光源的光透过肢体照射。图14提供了对氧合(动脉)hbO2和脱氧(静脉)hb血红蛋白分子(hg)的非典型光谱透射的描述。或者，光从身体的一部分的皮肤反射出，而不是透过肢体发光。
如前所述，传感器1310包括例如双发光二极管或任何其它类型的波长检测器1316，其产生用于指示接收到的光的质心波长的输出。图15描述了使用广谱光源的，用于hbO2(动脉)和hb(静脉)血流的双结波长检测器的响应性。
传感器1310还可包括发射宽光谱(例如200nm至2000nm)光的光源或其任何部分，例如白色LED或任何其它宽发射装置。传感器1310可连接到驱动包括宽发射装置的光源的处理***1610(图16)，并且还接收来自发光二极管和波长检测器的信号。
在一个实施方案中，处理***1610包括计算机介质1612、存储器1614和信号处理电路1616，其用于通过比较由传感器1310的发光二极管所接收的信号来计算血流的各种参数。另外，处理***1610可用于通过传感器内的宽发射光源产生的光来照射组织。
此外，在一个实施方案中，波长检测器1316在光通过人体部位1318或从人的皮肤反射之后产生与从宽发射光源1314发射的光的最强透射波长成比例的信号。转向图17，来源于波长检测器1316的信号可通过处理***1610借助于电路和计算机处理进一步处理，以获得与人体的动脉和静脉脉搏成比例的脉冲波形1710。
通过处理***1610，可以存储动脉和静脉脉搏的时域和振幅特性，并进一步用于将透过人体肢体1318的一个或多个单色光源1312、1313的吸收率或反射率的动脉脉搏同步检测进行同步。这些信号可以用于计算氧饱和度、一氧化碳浓度、血红蛋白或血液的任何其他参数。
在一个实施方案中，与波长检测器信号相一致的动脉和静脉脉搏可用于消除或减少通常由人体或肢体运动引起的误差脉冲(通常被标记为运动伪影)可能导致的错误检测。
利用图13所示的无创传感器13可以使得***进行额外的检测和计算。
如本文所讨论的，传感器可以包含至少一个单色光源，至少一个非单色宽谱发射光源，至少一个光检测器和至少一个波长检测器。光源和检测器可彼此相对地安装，或可彼此相邻地安装。传感器可以放置在组织上，如手指(如图13所示)或其他肢体，或者为用于检测的任何其他位置提供足够的血液灌注。当光源与检测器相对安装时，灌注可能是由穿过手指或其他人体部位的发射光引起的。当光源与检测器相邻安装时，发射的光可以从皮肤或其他人体部位反射，这可能提供足够的用于检测的血液灌注。
如本文已描述的，检测器模块可以是双元件光接收器或双结点探测器元件。例如，在所述***中使用的双检测器模块可包括具有不同的和严格控制的光谱响应曲线的两个发光二极管(检测器A和检测器B)。例如，发光二极管可以被构造在单个芯片上的外延硅片上，所述***依赖于检测器模块的特性，以得到与入射光的质心波长成比例的信号。例如，由典型响应曲线检测器可以看出，在图18中，曲线1810表示检测器A的响应曲线，而曲线1820表示检测器B的响应曲线。
所述传感器和***可包括至少一个或多个光源，其发出广谱的非单色光能量，例如白色LED。广谱可以覆盖200nm至1300nm的范围区间或其子区间。所述传感器和***还可包括一个或多个单色光的元件。例如，传感器和***可包括红色LED和红外光谱发射器，其发射的光透过或穿过一个肢体或组织由检测器模块所接收。
所述传感器可以连接到以顺序脉冲模式驱动光源的处理***。所述处理***可以从光接收器元件和质心波长检测器接收信号。所述处理***可包括计算机介质、存储器和信号处理电路，其用于处理从包含于传感器中的光检测器得到的信号，并从这些信号中得到各种生理参数。处理***还可以向传感器提供控制信号。信号可以用于照亮光源，光源依次照射与传感器接触的组织或肢体。照明可由至少一个单色光源以及任何一个非单色光源所产生。
发光二极管和质心波长检测器模块可经过过滤，或透过肢体或组织，或通过皮肤或组织反射，产生与最高光强波长成比例的信号。该信号可被进一步处理以确定与动脉脉搏成比例的信号的调制与动脉脉搏的峰值和谷值之间的光谱吸收的变化。从传感器接收到的信号可以进一步用于通过脉冲血氧浓度以及其他血液成分将光谱吸收与脉冲变化相关联。
图19表示由质心波长检测器检测并由本文所述的***处理的具有宽发射照明的发射器的动脉脉搏血流所产生的光谱吸收的变化。图20描述了时域中此种信号的峰值和谷值，所述谷值与患者动脉脉搏的峰值相一致。
例如，在图21中可见使用本***和方法来测定血氧饱和度的益处。图21表示由质心波长检测器的比率(2110)得到和处理的血氧饱和度的信号和由传统血氧计(2120)中使用单色光源得到的脉冲血氧饱和度的信号。如图21所示，质心波长检测器的比率的使用提供了合理准确与动态更新的氧饱和度检测结果。
使用来自非单色光元件的脉冲血氧饱和度数据，可以获得并计算在传感器部位发生运动事件期间的血氧浓度或其他血液成分参数的可靠数据流。仅从组织的单色照明得到的通常会被掩盖的事件或无效数据可被校正或更换。从传统脉冲血氧计***中发现的通常来源于单色光源的数据的传感器所产生的，由非单色照明组织的光谱吸收变化得到的替代数据可用于校正或替代传统脉搏血氧仪***中的不精确数据。
图22-24表示可通过患者产生的运动事件读取和提供脉冲检测的过程。非单色广谱发光元件可以被照亮，且发射的光在被双检测器元件检测和接收之前穿过患者的组织。动脉脉搏将改变光谱的吸收使其足以允许***检测脉冲发生。在为检测器A和B(2210)设置相等的增益后，通过周期性地开启广谱元件会产生所需的模拟数据，例如在检测器A与检测器B处于相同的增益(2220)时进行30次/秒的短暂信号采样。可计算这两个信号的比率(2230)，并且产生信号，其反映由组织产生的动脉脉搏和基线光谱吸收产生的光谱吸收的平均值与变化。然后，***将找到对应于动脉脉搏(2240)的最小峰值信号，并确定最小峰值是否发生(2250)。如果没有发生最小峰值，***将为检测器A和B重新设置相等的增益，并重新采样与计算该比率。
如果最小峰值出现，则采样并保持该比率(2260)。使用采样并保持的Rs，前25次采样的平均比率将不断更新，以创建移动平均点。然后，***将从存储表(2270)中获取比率并查找相应的SpO2值，如图22B所示，并确定是否应该设置运动标志(2280)。如果当前检测的比率在***可接受范围内，则该过程将重复下一次采样。如果检测的比率不在***可接受范围内，则***会将基于非单色LED获得的SpO2值替换为任何单色的红色/红外光谱SpO2值(2290)。
比率信号用于在发生运动事件的情况下建立倒数据流(fall-back datastream)，而发生运动事件使得根据红色LED和红外光谱发射器的AC分量比精确地计算氧饱和度变得不可能。在正常操作期间，来自红色与红外光谱的比率的氧饱和度数据需要与在广谱光源开启时从两个元件的比率得到的信号电平的对应值(优选在动脉峰值处采样)相关联。即使运动发生，***也将返回到该广谱光源的衍生数据流，以在运动事件期间通过将该数据替换为一般根据红色到红外光谱比率计算出的饱和度数据来产生精确的氧饱和度数据。因此，每次红色LED和红外光谱发射器被激活时，非单色广谱光源必须按顺序开启。
在图23中可见根据非单色或白色LED照射的组织或处于平静与正常饱和水平的患者的数据绘制的典型图。其中曲线2310表示检测器A的容积波，曲线2320表示检测器B的容积波。如比率曲线2330所示，也计算了由发光二极管A和发光二极管B检测到的光的“比率”。图24表示在正常渗透的肢体的快速肢体波或平移运动事件期间获得的容积波和A/B比。如图24所示，传统血氧计所依赖的容积波振幅偏移超过21％，而只表示光谱吸收的A/B比仅改变了1.5％。
该***还可以被配置为检测由非单色光源产生的光的质心波长。检测质心波长允许***在探针或器件在质心波长范围内运行时进行检测以确保精度。当探针施加到患者时且当红色光源通电时，进行检测。可以周期性地收集质心波长数据，例如每五(5)秒或每150个脉冲(基于每秒发射30个脉冲的速率)收集一次。可以通过在红色LED通电期间对双检测器元件中的检测器A和B进行采样来计算质心数据。A与B的比率对应于由红色LED发出的光的质心波长，可与嵌入***中的限值进行比较，并与可确保准确性的饱和度检测值进行比较。无需收集红外光谱发射器的数据，因为红外光谱发射器的质心波长与饱和度计算精度无直接关系。由于检测针对患者进行，***将检测由患者肢体上的物质或皮肤色素沉积、皮肤缺陷等引起的质心波长的变化。如果质心落在***的限制之外，则可生成***消息，提醒用户由于读数可能不准确而更换探针。如上所述，这样的读数可由运动事件引起，或者可能是传感器从患者脱离的结果。
图25和图26表示使用非单色宽带(白色)光源、非灌注对象和灌注对象的波长检测器所提供的原始数据。基于振幅为110或更高的比率表示非灌注对象，而振幅为90或更低则表示灌注主体的存在。通过设置限制并检测波长检测器中的原始数据，检测器可以精确地确定肢体或组织是否位于传感器内，以及光是否穿过组织或直接提供给传感器。
尽管已描述了应用的各种实施方案，但是对于本领域的一般技术人员显而易见的是，在本发明的范围内可能存在的更多实施方案和实施例。因此，本发明不受除所附权利要求书及其等同物之外的限制。

Claims (9)

1.一种在使用无创光学感测***时消除误差的方法，包括：
提供在无创光学传感器中的第一检测器和第二检测器；
从所述无创光学传感器中的非单色光源周期性地发射光；
根据所述第一检测器和所述第二检测器所采样的所述非单色光源周期性地发射的光，从所述第一检测器产生第一信号，从所述第二检测器产生第二信号；
采用所述第一信号和所述第二信号的比率产生第三信号，以确定由位于所述无创光学传感器内组织的动脉脉搏和基线光谱吸收的发生而产生的平均光谱吸收和光谱吸收中的任何变化。
2.如权利要求1所述的方法，还包括在所述无创光学传感器中提供至少一个发射红光的光发射器和至少一个发射红外光的光发射器。
3.如权利要求2所述的方法，还包括以下步骤：
根据从所述第一检测器和所述第二检测器接收到的所发射的红光产生红光信号电平；
根据从所述第一检测器和所述第二检测器接收到的所发射的红外光产生红外光信号电平；
将所述红光信号电平与所述红外光信号电平的比率与在动脉峰值采样的相应值进行关联，以在所述组织中产生氧饱和度数据。
4.如权利要求1-3中任一项所述的方法，进一步包括以下步骤：如果运动事件发生在位于所述无创光学传感器内的所述组织，则采用所述第一信号和所述第二信号产生氧饱和度数据。
5.如权利要求1-4中任一项所述的方法，进一步包括以下步骤：如果运动事件发生在位于所述无创光学传感器内的所述组织，则采用所述第一信号和所述第二信号产生动脉脉搏频率数据。
6.权利要求1-5中任一项所述的方法，进一步包括以下步骤：
测量由所述第一检测器和所述第二检测器所接收的非单色光的振幅；以及
如果接收的非单色光的比率高于或低于阈值，则产生通知。
7.如权利要求1-6中任一项所述的方法，进一步包括以下步骤：
测量所发射的红光的质心波长；
确定测得的质心波长是否处于可接受的质心范围之外；
如果测得的质心波长处于所述可接受的质心范围之外，则产生警报。
8.如权利要求1-7中任一项所述的方法，其中所述第一检测器和第二检测器具有不同的光谱响应曲线，且所述不同的光谱响应曲线被用于生成与所发射的红光的质心波长成比例的第四信号。
9.一种用于消除无创光学感测***中的误差的方法，包括：
提供在无创光学传感器中的第一检测器和第二检测器；
从所述无创光学传感器中的非单色光源周期性地发射光；
测量由所述第一检测器和所述第二检测器所接收的非单色光的振幅；以及
如果接收的非单色光的所述振幅高于阈值，则产生通知。
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