CN109561842B - 用于血氧饱和度测量的设备 - Google Patents
用于血氧饱和度测量的设备 Download PDFInfo
- Publication number
- CN109561842B CN109561842B CN201780048716.0A CN201780048716A CN109561842B CN 109561842 B CN109561842 B CN 109561842B CN 201780048716 A CN201780048716 A CN 201780048716A CN 109561842 B CN109561842 B CN 109561842B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- wavelength
- flow
- ppg
- tissue region
- signal
- 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.)
- Active
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims abstract description 88
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 84
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 84
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims abstract description 79
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 title claims abstract description 79
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 title claims abstract description 79
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 94
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims abstract description 66
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 49
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 33
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 29
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 claims abstract description 26
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims abstract description 25
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 claims abstract description 21
- 230000004044 response Effects 0.000 claims abstract description 15
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims description 10
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 6
- 238000013186 photoplethysmography Methods 0.000 description 160
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 108
- 230000000541 pulsatile effect Effects 0.000 description 46
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 25
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 23
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 23
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 23
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 22
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 22
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 16
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 13
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 13
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 13
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 11
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 9
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 9
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 description 9
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 8
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 8
- 230000008859 change Effects 0.000 description 7
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 7
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 7
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 6
- 210000005166 vasculature Anatomy 0.000 description 6
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 238000011088 calibration curve Methods 0.000 description 5
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 5
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 5
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 4
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 4
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 4
- 210000001061 forehead Anatomy 0.000 description 4
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 description 4
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 3
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 description 3
- 210000002565 arteriole Anatomy 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 3
- 210000004207 dermis Anatomy 0.000 description 3
- 238000002296 dynamic light scattering Methods 0.000 description 3
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 3
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 3
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 3
- 238000006213 oxygenation reaction Methods 0.000 description 3
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 description 3
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 2
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 238000000586 desensitisation Methods 0.000 description 2
- 230000036541 health Effects 0.000 description 2
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 2
- 230000001766 physiological effect Effects 0.000 description 2
- 238000011176 pooling Methods 0.000 description 2
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 2
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 1
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 201000004569 Blindness Diseases 0.000 description 1
- 206010047139 Vasoconstriction Diseases 0.000 description 1
- 238000000862 absorption spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 1
- 230000036592 analgesia Effects 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000009795 derivation Methods 0.000 description 1
- 230000027734 detection of oxygen Effects 0.000 description 1
- 230000010339 dilation Effects 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 1
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 210000002615 epidermis Anatomy 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 230000004089 microcirculation Effects 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 238000001441 oximetry spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000037361 pathway Effects 0.000 description 1
- 230000002028 premature Effects 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000004441 surface measurement Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
- 210000000623 ulna Anatomy 0.000 description 1
- 230000025033 vasoconstriction Effects 0.000 description 1
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 1
- 210000000707 wrist Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6825—Hand
- A61B5/6826—Finger
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7221—Determining signal validity, reliability or quality
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
- G02B27/00—Optical systems or apparatus not provided for by any of the groups G02B1/00 - G02B26/00, G02B30/00
- G02B27/48—Laser speckle optics
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
- A61B2560/02—Operational features
- A61B2560/0223—Operational features of calibration, e.g. protocols for calibrating sensors
-
- 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
- A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
- A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue
-
- 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
- A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
- A61B2562/0242—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00 for varying or adjusting the optical path length in the tissue
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
- A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals
Abstract
本发明涉及一种用于对象的血氧饱和度测量的设备(10)、系统(1)和方法(200)。为了实现具有改善的可靠性的血氧饱和度测量，提出了一种处理设备(10)，所述处理设备包括：输入部(11)，其用于接收对象的组织区域的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长(λ1)处和在第二波长(λ2)处的辐射而随时间采集的数据，所述第二检测数据是通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据；PPG单元(12)，其用于根据所述第一检测数据导出指示在第一波长处在组织区域内的光吸收的第一PPG信号，以及指示在第二波长处在组织区域内的光吸收的第二PPG信号；流动单元(13)，其用于根据所述第二检测数据导出指示在第一波长处探查的在组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，以及指示在第二波长处探查的在组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号；以及处理单元(14)，其用于基于所述流动信号来校正所述PPG信号和/或基于第一流动信号与第二流动信号的比较来提供反馈信号。
Description
技术领域
本发明涉及医学技术的领域，并且具体涉及一种用于对象的血氧饱和度测量的处理设备、系统和方法。本发明还涉及一种用于执行所述方法的对应计算机程序。
背景技术
人的生命体征，例如心率(HR)、呼吸率(RR)或血氧饱和度，充当人的当前状态的指示器，并且充当严重医学事件的有力预测器。出于该原因，在家庭或者另外的健康、休闲和健身环境中，在住院和门诊护理环境中，广泛监测生命体征。
测量生命体征的一种方式是体积描记术。体积描记术通常指代测量器官或身体部位的体积变化，并且特别是检测由于随着每次心跳而行进通过对象的身体的心血管脉搏波所引起的体积变化。
光体积描记术(PPG)是一种光学测量技术，其评估感兴趣组织区域或体积的光吸收的时变脉动变化。除了关于心率的信息之外，PPG波形能够包括可归因于诸如呼吸的另外的生理现象的信息。通过评估在不同波长(通常为红色和红外)处的吸收，能够确定血氧饱和度。这是由于以下事实：氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)示出不同的吸收谱。因此，血液颜色取决于血氧饱和度。
用于测量对象的心率和氧饱和度的常规脉搏血氧计被附着到对象的皮肤，例如指尖、耳垂或前额。因此，其被称为‘接触式’PPG设备。典型的脉搏血氧计包括作为光源的红色LED和红外LED以及用于检测已经透射通过患者组织的光的一个光电二极管。商业上可获得的脉搏血氧计在红色与红外波长处的测量之间快速地切换，从而测量在两个不同波长处的体积的相同面积或组织的透射率。这被称为时分复用。在第一波长处和在第二波长处的脉动吸收导致指示在第一波长处在组织区域内的光吸收的第一PPG信号以及指示在第二波长处在组织区域内的光吸收的第二PPG信号。动脉血氧饱和度(SpO2)能够根据在不同波长处的相对脉动幅度来估计。
常规脉搏血氧计(POX)所涉及的问题是有限的准确度，通常为±3饱和度百分比。尽管这样的准确度对于成人而言通常是能接受的，但是对于新生儿重症监护病房(NICU)中的新生儿患者而言，将期望更高的准确度，因为针对血氧饱和度的目标范围可能是91％-95％。过低的氧饱和度会导致供应不足，而过高的氧饱和度会导致新生儿的失明。在特别关键的患者中，目标范围能够通过测量吸入氧气的分数(FiO2)或者基于血液样本来控制。
在常规脉搏血氧计的背景下的另外的问题是警报疲劳。当一个人被暴露于大量频繁的警报并且因此使其对此去敏时，就发生警报疲劳。去敏(Desensitization)会导致更长的响应时间或者丢失重要的警报。对于NICU中的目标血氧饱和度范围为91％-95％，警报阈值可以被设置为89％和95％。因此，鉴于±3饱和度百分比的有限准确度，存在假警报的高风险。因此，改善准确度以减少假警报和警报疲劳将是有利的。
如Das等人在Indian Journal of Anesthesia，54(6):531-534，2010上的“Pulseoximeter accuracy and precision at five different sensor locations in infantsand children with cyanotic heart disease”一文中所描述的，改善准确度的简单并且有效的解决方案是谨慎地选择对象的身体上要放置脉搏血氧计的位置。已经发现，利用唯一的传感器能够实现最高的准确度。
WO 2013/030744A1公开了一种可佩戴式脉搏血氧测定设备。所述脉搏血氧测量设备被安装在腕带上，并且利用圆顶形结构固定尺骨远端上方的区域。该区域被用作测量区域。通过位于固定区域上方的检测器来执行测量，所述检测器检测由具有不同波长的光源所发射的光，所述光源位于固定区域的周边。因此，反射既不在反射模式下也不在透射模式下测量，而是在与所发射的光成20°与160°之间的角度处。被称为透射照明的这种模式应当允许实现出色的信噪比，从而应当使得能够连续并且可靠地测量手腕上的血氧测定数据。在实施例中，所述设备能够包括适于检测脉搏率的相干光散射(CLS)装置。能够使所获得的CLS与PPG数据相关，从而最小化或者以其他方式拒绝指示运动伪影的数据。
相应地，US 2011/0082355A1公开了一种光体积描记设备和方法，其中，PPG测量与动态光散射(DLS)测量相关。根据PPG与DLS测量之间的时间相关性来测量光吸收相关的血液分析物浓度参数。
发明内容
本发明的目的是实现具有改善的可靠性的血氧饱和度测量。将特别期望改善氧饱和度测量的准确度。
在本发明的第一方面中，提出了一种用于对象的血氧饱和度测量的处理设备。所述处理设备包括：
-输入部，其用于接收对象的组织区域的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据；所述第二检测数据是通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光来检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据；
-PPG单元，其用于根据所述第一检测数据导出指示在第一波长处在组织区域内的光吸收的第一PPG信号，以及指示在第二波长处在组织区域内的光吸收的第二PPG信号；
-流动单元，其用于根据所述第二检测数据导出指示在第一波长处探查的在组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，以及指示在第二波长处探查的在组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号；以及
-处理单元，其用于基于所述流动信号来校正所述PPG信号和/或用于基于所述第一流动信号与所述第二流动信号的比较来提供反馈信号。
在本发明的另外的方面中，提出了一种用于对象的血氧饱和度测量的系统，所述系统包括：
-相干光源，其被布置为朝向所述对象的组织区域发射在第一波长处和在第二波长处的相干光，
-检测器，其用于采集所述对象的所述组织区域的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在所述第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的；所述第二检测数据是通过响应于朝向所述组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光来检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间获得的；以及
-如在本文所公开的处理设备，其用于处理所述对象的组织区域的所述第一检测数据和所述第二检测数据。
在本发明的又另外的方面中，提供了一种对应的方法；一种包括程序代码模块的计算机程序，当所述计算机程序在计算机上被执行时，所述程序代码模块用于使计算机执行在本文中所公开的方法的步骤；以及一种非瞬态计算机可读记录介质，在所述非瞬态计算机可读记录介质中存储有计算机程序产品，所述计算机程序产品当由处理器执行时使得在本文中所公开的方法被执行。
在从属权利要求中限定了本发明的优选实施例。应当理解，所要求保护的系统、方法、计算机程序和介质能够具有与所要求保护的设备相似和/或相同的优选实施例，特别是如在从属权利要求中所限定的以及在本文中所公开的。
在本文中所提出的解决方案提供了实现具有改善的可靠性的血氧饱和度测量的可能性。具体地，所提出的解决方案的各方面提供了改善氧饱和度测量的准确度的可能性。
常规的血氧饱和度测量大体上评估由于氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)引起的血液的颜色变化。本发明基于以下构思：进一步使用用于血氧饱和度测量的相同波长处的流动信息作为校准或校正血氧饱和度测量的‘色盲(color-blind)’方法。已经发现，从指示组织区域内的光散射颗粒的流动的流动信号，特别是基于诸如激光散斑成像或激光多普勒的干涉技术，能够获得关于在第一波长处和在第二波长处探查的可能不同的脉动组织层的信息。因此，能够评估在第一波长处和在第二波长处探查不同脉管系统的影响。基于该通用概念，根据第一方面，能够基于所述流动信号来校正PPG信号。根据第二方面，能够提供指示PPG信号的质量或可靠性的反馈信号。
如在本文中所使用的，灌注指代流动通过给定组织区域的血液流量，即，每组织体积每时间的血液体积的单位。因此，即使在没有脉动血液体积或脉动血流的情况下灌注也会是高的，即，甚至对于完全非脉动的流动也是高的。反之亦然，在低灌注情况下能够发现强的PPG信号，例如，如果存在流动的阻塞但是脉动输入高。因此，如在本文中所使用的，(脉动)PPG信号源自脉动血液体积，即，是指示组织区域内的光吸收的吸收支配的信号。另一方面，(脉动)流动信号源自组织区域内的颗粒(脉动)移动。例如，散斑图案会受到干扰，或者由于移动的颗粒会发生频移。能够使用激光多普勒或激光散斑成像(LSI)的原理来确定流动信号。因此，PPG信号和流动信号可以分别被描述为对血液吸收的基于颜色的探查以及对血液运动的色盲探查。
如果在第一波长处和在第二波长处探查相同的脉管系统或脉动组织层，那么第一流动信号应当对应于第二流动信号，因为——尽管吸收可能不同——但是测量到相同的血流量。另一方面，如果在第一波长处和在第二波长处探查不同的脉动组织层，则在第一流动信号与第二流动信号之间会存在不匹配。因此，所述不匹配指示所探查的脉动组织层的差异，其然后能够被用于(a)校正PPG信号和/或(b)提供反馈信号。
对于仅在第一波长处和在第二波长处的(常规)PPG信号，不能够区分在第一波长处和在第二波长处测量到的吸收是通过(a)氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)的波长相关的吸收特性还是(b)探查不同的脉动组织层而引起的。因此，探测不同的脉动层可能错误地归因于氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)的不正确的浓度。因此，可能提供高估的或低估的血氧饱和度。
一个重要的方面是要理解：至少两种不同的波长被用于探查脉动血管。脉搏血氧计(POX)的机制是基于吸收的。根据在这些波长处的相对脉动PPG信号来估计SpO2(动脉血氧饱和度)，因为血液颜色随饱和度而变化。现在，如果这些波长具有不同的穿透深度和/或探查不同的脉动层，则存在一种波长探查具有多于(一个或多个)其他波长的高脉动层的层的风险。这会导致准确度降低，因为PPG幅度的一些差异不是由于不同的吸收度而是由于不同的几何探查而引起的。
基于该共同概念，在第一方面中，能够基于在这些波长处的流动信号来校正在第一波长处和在第二波长处的PPG信号，以提供经校正的脉动吸收信号。因此，能够校正在第一波长处和在第二波长处探查的脉动层的差异，由此改善基于经校正的PPG信号随后确定血氧饱和度的准确度。
基于该共同概念，在第二方面中，能够基于分别在第一波长处和在第二波长处的第一流动信号与第二流动信号的比较来提供指示PPG信号的质量的反馈信号。因此，能够识别在第一波长处和在第二波长处的探查的脉动层之间的不匹配。两个信号的良好对应能够指示PPG信号的高质量。然而，PPG信号之间的不匹配能够指示探查不同的脉动层。在那种情况下，仅能够预期所获得的血氧饱和度值的降低的可靠性。这样的反馈信号对于评估假警报的可能性是特别有利的。例如，如果警报信号是基于高质量的PPG信号来确定的，则很可能是严重事件。另一方面，如果提供警报以及关于低质量PPG信号质量的反馈，则存在假警报的风险。例如，如果第一流动信号的调制深度(AC/DC)与第二流动信号的调制相差超过预定阈值，则能够发出指示低PPG信号质量的反馈信号。
如在本文中所使用的，第一波长和第二波长指代适合于基于其确定血氧饱和度的波长，诸如，例如波长范围为660nm与840nm或900nm的红色和红外波长。然而，也能够使用诸如绿光和红光的不同组合。能够使用两种以上的波长。
如在本文中所使用的，所述组织区域的第一检测数据指代指示从所述组织区域接收的在第一波长(λ1)处和在第二波长(λ2)处的检测到的辐射的数据；并且所述组织区域的第二检测数据指代指示响应于朝向所述组织发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光而检测到的从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射的数据。
如在本文中所使用的PPG信号能够被视为指示在给定波长处在所述组织区域内的光吸收的常规PPG信号。
如在本文中所使用的流动信号能够通过诸如激光散斑成像(LSI)或激光多普勒的技术来获得。从移动对象或颗粒散射的相干(激光)光产生强度波动，所述强度波动能够被用于测量散射体的速度。在以下文献中给出了激光多普勒和散斑的概述：Briers在Journalof the Optical Society of America，第13卷，第2期，1996年上的“Laser Doppler andtime-varying speckle:a reconciliation”一文中以及Briers在physiol.Meas.22，R35-R66，2001年上的专题评论文章“Laser Doppler,speckle and related techniques forblood perfusion mapping and imaging”。流动信号能够指示从对象的组织区域接收的光被诸如血细胞的移动颗粒扰动的程度。简言之，激光多普勒测速仪使用由多普勒效应产生的频移来测量速度。其能够被用于监测身体内的血液流动。激光散斑指代随机干涉效应，所述随机干涉效应为由激光照射的对象提供颗粒状外观。如果对象包括个体的移动散射体(诸如血细胞)，则散斑图案产生波动。
如在本文中所使用的，脉动信号表示由于心血管脉搏波在每次心跳时穿过对象体内而引起的波动。一方面，脉搏波将导致脉动PPG信号，所述脉动PPG信号指示在第一波长处和在第二波长处在组织区域内的光吸收。另一方面，其将导致脉动流动信号，所述脉动流动信号指示在第一波长处和在第二波长处在组织区域内的光散射的流动或移动。
在实施例中，用于血氧饱和度测量的系统被布置为基于反射的系统。在本文中所公开的解决方案对于基于反射的系统是特别有利的，因为能够预期在第一波长处的光和在第二波长处的光相对于所探查的脉动组织层之间的较大的不匹配。在常规的基于透射的系统中，诸如常规的脉搏血氧测量指夹，在第一波长处和在第二波长处的光学路径会是非常相似的。
在一种改进中，所提出的系统能够被布置为远程PPG系统，特别是包括作为检测器的相机。关于远程PPG和远程血氧饱和度测量的一般概念，参考Kong等人在Optics Express21:17464，2013年上的“Non-contact detection of oxygen saturation based onvisible light imaging device using ambient light”以及Wieringa等人在Ann.Biomed.Eng.33，第1034-1041页，2005年上的“Contactless multiple wavelengthphotoplethysmographic imaging:a first step toward”SpO2camera"technology”，其公开了一种远程PPG系统，其用于基于在不同波长处的PPG信号的测量对组织中的动脉血氧饱和度进行非接触式成像。所述系统包括单色CMOS-相机和包括三种不同波长的(非相干)LED的光源。常规的CCD或CMOS相机能够被用作检测器单元。发明人在Verkruysse等人在Anesthesia&Analgesia，2016年上的“Calibration of Contactless Pulse Oximetry”一文中描述了基于校准曲线的远程PPG系统的常规校准。基于相机的非接触式脉搏血氧计是RPOX的实施方案，可能特别受益于在本文中所提出的解决方案。询问的趋肤深度通常比常规的脉搏血氧计几何结构浅得多。已经发现，在远程PPG系统中，有助于检测到的PPG信号的大部分光仅穿过浅的、通常为<0.3mm深的皮肤层。
在实施例中，所述处理单元能够被配置为：基于所述流动信号来校正所述PPG信号，并且基于经校正的PPG信号来提供指示所述对象的血氧饱和度的输出。该实施例的优点在于：可以确定更准确的血氧饱和度值，因为经校正的PPG信号被用于确定输出。因此，能够校正所探查的脉动组织层的差异。例如，可以提供经校正的PPG信号的比率比作为指示血氧饱和度的输出。基于此，可以使用校准曲线来计算血氧饱和度，或者在下一步骤中使用查找表来确定血氧饱和度。备选地，所述处理单元可以在其输出部处直接提供所确定的氧饱和度。所述氧饱和度例如能够基于经校正的PPG信号的比率比结合查找表或校准曲线来确定，所述查询表或校准曲线提供这样的比率与对应的血氧饱和度之间的对应关系。
在实施例中，所述处理单元能够被配置为基于所述流动信号来提供所述反馈信号，所述反馈信号指示PPG信号的质量并且是根据在第一波长处的第一流动信号与在第二波长处的第二流动信号之间的不匹配而导出的。如上文所解释的，所述反馈信号因此能够充当关于PPG信号的可靠性的指示器。这能够有助于区分真警报与假警报。此外，如果检测到大的不匹配，则操作者可以重新定位检测器和/或(一个或多个)光源以采集更好的信号。所述不匹配能够指示在第一波长处和在第二波长处的流动信号的不同调制和/或调制深度(AC/DC)。
在实施例中，所述PPG单元能够被配置为基于在第一波长处和在第二波长处的检测到的辐射的平均值来确定第一PPG信号和第二PPG信号。能够将空间和/或时间平均应用于在每个波长处的检测数据。例如，能够基于从相机获得的视频信号的图像帧序列作为检测数据来确定作为感兴趣区域的空间平均的平均光强度。在备选方案中，例如，当处理利用单个光电二极管采集的检测数据时，能够确定时间平均值。能够选择平均时间，使得每个心动周期提供至少两个样本值。每个PPG信号能够指示随时间检测的数据的平均值的信号迹线。基于此，能够评估该信号迹线的时间调制。任选地，能够应用归一化。
在实施例中，所述流动单元能够被配置为基于激光多普勒和/或激光散斑技术来导出第一流动信号和/或第二流动信号。根据多普勒原理，击中诸如血细胞的移动颗粒的光经历波长/频率的变化(也被称为多普勒频移)，而遇到静态结构的光颗粒返回不变。一些光能够通过诸如光电二极管的检测器来记录。由于多普勒频移的光的幅度和频率分布与血细胞的数量和速度直接相关，因此能够基于检测数据来计算流动信号。因此，所述输出信号能够提供关于在第一波长处和在第二波长处的微循环血流的信息。对于进一步的细节，关于激光多普勒和激光散斑技术的基本原理，参考Briers的前述出版物。
在实施例中，所述流动单元能够被配置为基于在第一波长处和在第二波长处的检测到的辐射的标准偏差来确定第一流动信号和第二流动信号。能够确定在每个波长处的检测数据的空间和/或时间标准偏差。例如，能够基于从感兴趣空间区域检测到的强度来确定空间标准偏差，例如，基于从相机获得的视频信号的图像帧的序列作为检测数据。在备选方案中，例如，当处理利用单个光电二极管采集的检测数据时，能够确定测量值的时间序列的时间标准偏差。每个PPG信号能够指示检测数据随时间的标准偏差的信号迹线。基于此，能够评估信号迹线的时间调制。任选地，能够应用归一化。
与PPG信号相反，其中，能够评估平均强度以获得PPG信号，能够评估标准偏差以分别确定在第一波长处和在第二波长处的流动信号。
在实施例中，所述流动单元能够被配置为基于在第一波长处和在第二波长处的散斑对比度来确定第一流动信号和第二流动信号。所述散斑对比度能够是时间或空间散斑对比度。当利用相干辐射来照射漫射介质时，干涉产生散斑图案。在没有运动的情况下，散斑图案是静态的。如果任何散射体移动，则散斑图案变为动态的。或者，在非零采集时间的情况下，散斑对比度降低(模糊)。因此，对比度或标准偏差下降，这能够被解读为流量上升。因此，所述流动单元和/或所述处理单元能够被配置为通过检测散斑对比度变化来评估运动模糊。例如，能够将像素上的空间标准偏差除以平均像素值。所述流量能够与散斑对比度成反比，1/SC，其中：
其中，i是针对图像的像素的索引。该方法能够仅使用一个单帧来确定散斑对比度。备选地，也能够考虑两个连续帧并且找到像素值之间的相对差异。在这种情况下，更大的差异指示更高的流量。
在一种改进中，所述检测器能够包括多个像素，并且所述信号处理器能够被配置为基于在第一波长处和在第二波长处的空间散斑对比度来确定脉动散射信号。例如，空间散斑对比度能够从利用作为诸如CMOS或CCD相机的检测器单元的相机获取的图像获得。该实施例的优点在于：能够使用以视频帧速率操作的市售相机，使得不需要高速检测器件。Yang等人在Optics Letters，第37卷，第19期，第3957-3959页，2012年上的“Laser speckleimaging using a consumer-grade color camera”一文中已经证明了使用消费者级彩色相机的激光散斑成像。
在实施例中，所述处理单元能够被配置为基于在第一波长处的第一流动信号和在第二波长处的第二流动信号的时间调制来校正第一PPG信号和第二PPG信号。在常规脉搏血氧计中，血氧饱和度是基于所谓的PPG信号的比率比来确定的，即，AC分量除以第一PPG信号的DC分量的比率除以AC分量除以第二PPG信号的DC分量的比率。能够基于在第一波长处的第一流动信号的调制深度(AC/DC)和在第二波长处的第二流动信号的调制深度(AC/DC)来校正该比率比(RR)。因此，如果在第一波长处的光与在第二波长处的光相比探查不同的脉动组织层，那么也对光吸收产生影响并且因此对各个波长处的PPG信号产生影响的这种差异被校正和校准。在一种改进中，所述处理单元能够被配置为：基于在第一波长处的第一流动信号来校正第一PPG信号，并且基于在第二波长处的第二流动信号来校正第二PPG信号。
在实施例中，所述处理单元能够被配置为通过基于在第一波长处的第一流动信号和在第二波长处的第二流动信号的幅度而缩放在第一波长处和在第二波长处的第一PPG信号和第二PPG信号的幅度来校正PPG信号。在此，能够使用绝对幅度或归一化的幅度。
在一种改进中，所述处理单元能够被配置为确定PPG信号的比率比并且基于流动信号的比率比来校正PPG信号的所述比率比。
在实施例中，所述第二检测数据能够被用作所述第一检测数据。应当注意，PPG测量可以使用相干光，而诸如在本文中所使用的激光散斑成像或激光多普勒的流动测量必须使用相干光。一般而言，能够分离地采集第一检测数据和第二检测数据。然而，在实施例中，第二检测数据也可以被用作第一检测数据。该实施例的优点在于：PPG信号和流动信号能够根据相同的检测数据来导出(基于响应于朝向组织区域发射的在第一波长处和在第二波长处的相干光而采集的检测到的辐射)。
应当理解，能够应用用于分离对在第一波长处和在第二波长处的检测数据的贡献的已知技术，诸如使用被布置在检测器的各个光敏感区域前方的光学滤波器的时分多路复用、滤波、谱分离等。
被配置为执行在本文中所描述的处理方法的步骤的信号处理器或处理器例如能够指代微控制器、数字信号处理器(DSP)、FPGA、通用CPU等。还应当注意，在本文中所描述的处理设备和/或处理器还能够被实施为分布式处理设备或者基于云的服务，其中，不同的处理步骤可以由在相同或不同地理位置处的不同物理实体来执行。
附图说明
参考下文所描述的(一个或多个)实施例，本发明的这些和其他方面将变得显而易见并得以阐明。在以下附图中：
图1示出了根据本发明的一方面的系统的第一实施例的示意图，
图2示出了根据本发明的一方面的处理设备的第一实施例的示意图，
图3示出了根据本发明的一方面的系统的第二实施例的示意图，
图4示出了根据本发明的一方面的系统的第三实施例的示意图，
图5A示出了氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)的血液吸收系数相对于波长的图，
图5B示出了在第一波长处和在第二波长处的脉动强度调制相对于时间的图，
图6A示出了通过组织区域的基于透射的测量，
图6B示出了如在图6A中所示的针对基于透射的测量对检测强度的相对强度贡献相对于趋肤深度的图，
图6C示出了示例性脉动曲线相对于趋肤深度；
图7A示出了组织区域的基于反射率的测量的示意图；
图7B示出了如在图7A中所示的针对基于反射率的测量的对检测强度的相对强度贡献相对于趋肤深度的图，
图7C示出了脉动曲线相对于趋肤深度的图，
图8A示出了基于相机的血氧饱和度相对于参考血氧饱和度的图，
图8B示出了利用手指探头的血氧饱和度相对于参考血氧饱和度的图，
图9示出了不同天数的针对多个对象的重复的血氧饱和度测量结果的偏差图，
图10A示出了使用相机作为检测器的检测到的辐射的图像，
图10B示出在了第一波长处和在第二波长处的PPG信号相对于时间的图，
图10C示出了在第一波长处和在第二波长处的流动信号相对于时间的图，对应于在图10B中所示的PPG信号，
图11示出了激光散斑成像设置的示意图，
图12示出了适合作为根据本发明的一方面的系统的图11的激光散斑成像设置的变型，
图13A示出了具有相等穿透深度但是具有不同血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的光的两个范例，如分别由在图13A中的图的右侧的插图所指示的，
图13B示出了如在图13A(上图)中所指示的针对第一血管脉动曲线和如在图13A(下图)中所指示的针对第二血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的示例性PPG信号的示意图，
图13C示出了如在图13A(上图)中所指示的针对第一血管脉动曲线和如在图13A(下图)中所指示的针对第二血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的对应流动信号的图，
图14A示出了针对如在图6A中所示的基于透射的测量，对在第一波长处和在第二波长处的检测强度的相对贡献相对于趋肤深度的图，
图14B示出了三个示例性不同脉动曲线的图，结合对图14A的检测强度的相对贡献以及如在底部所指示的所得到的比率比，
图15A示出了具有不相等的穿透深度和不同的血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的光的两个范例，如分别由在图15A中的图的右侧的插图所指示的，
图15B示出了如在图15A(上图)中所指示的针对第一血管脉动和如在图15A(下图)中所指示的针对第二血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的示例性PPG信号的图，
图15C示出了如在图15A(上图)中所指示的针对第一血管脉动曲线和如在图15A(下图)中所指示的针对第二血管脉动曲线的在第一波长处和在第二波长处的对应流动信号的图，
图16A示出了如在图7A中所示的针对基于反射率的测量，对在第一波长处和在第二波长处的检测强度的相对贡献相对于趋肤深度的图，
图16B示出了三个示例性不同脉动曲线的图，结合对图16A的检测强度的相对贡献以及如在底部所指示的所得到的比率比，
图17A示出了手指在横向平面中的第一截面图，包括在第一波长处和在第二波长处探查的体积，
图17B示出了图17A的手指的第二截面视图，其再次包括在第一波长处和在第二波长处探查的不同体积，
图18示出了根据本发明的一方面的方法的流程图。
具体实施方式
图1示出了根据本发明的一方面的用于对象100的血氧饱和度测量的系统1和处理设备10的第一实施例的示意图。在下文中，处理设备10可以被简称为设备10。对象100在该范例中为躺在床20上的患者，例如在医院或其他健康护理机构中的患者，但是也可以是例如躺在保育器中的新生儿或早产儿，或者是在家中或在不同环境中的人，诸如在运动或休闲活动场所中的人。
除了设备10之外，系统1包括相干光源16，也被称为照明源或照明单元，其被布置为朝向对象100的组织区域发射在第一波长λ1处和在第二波长λ2处的相干光。在所示的实施例中，相干光源16包括：第一激光源16A，特别是包括用于发射在第一波长处的相干光的激光二极管；以及第二激光源16B，其有利地还包括用于发射在第二波长处的相干光的激光二极管。因此，相干光源16被布置为朝向对象100的组织区域101发射在第一波长λ1处和在第二波长λ2处的相干光，例如发射到对象的前额或者诸如手或臂区域102的其他裸露皮肤区域。
系统1还包括检测器18，检测器18用于采集所述对象的组织区域的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的，所述第二检测数据是通过响应于由相干光源16朝向组织区域发射第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光而检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的。基于所述第一检测数据和所述第二检测数据，设备10能够导出PPG信号和流动信号，如将在下文进一步详细说明的。
存在针对检测器(也被称为采集设备或信号采集单元)的不同实施例，其用于检测在第一波长处和在第二波长处的光形式的电磁辐射。在图1中所示的实施例中，检测器18能够是相机，诸如CCD或CMOS相机。对于使用相机的远程PPG和远程血氧饱和度的一般概念，参考Verkruysse等人的前述论文，在此通过引用将其内容并入本文。
为了采集对象100的组织区域101的检测数据，检测器18包括相机，所述相机包括用于(远程地并且不显眼地)捕获对象100的图像帧的合适的光传感器，特别是用于采集对象100的图像帧序列作为随时间的检测数据。由相机捕获的图像帧尤其可以对应于借助于模拟或数字光传感器捕获的视频序列，例如，在(数字)相机中。这样的相机能够包括CMOS或CCD传感器，其也可以在特定谱范围(可见光，IR)中操作或者提供针对不同谱范围(诸如R、G、B通道)的信息。所述图像帧能够包括具有相关联的像素值的多个图像像素。具体地，所述图像帧能够包括表示利用光传感器的不同光敏元件捕获的光强度值的像素。这些光敏元件可以在特定的谱范围中敏感(即，表示特定的颜色或波长)。所述图像帧包括至少两组的一些图像像素，每组表示对象的不同皮肤区域，例如，前额、脸颊、喉咙、手等。因此，图像像素可以对应于光检测器的一个光敏元件，并且可以基于多个光敏元件的组合(通过分箱)来确定其(模拟或数字)输出。
存在用于分离在第一波长处和在第二波长处检测到的光的贡献的不同方案。例如，检测器18能够包括适于在第一波长处传输的滤波器以及适于在第二波长处传输的滤波器，以区分谱域中的在第一波长处和在第二波长处的贡献。备选地或另外地，能够应用时分复用。例如，能够提供光控制单元31，其控制由相干光源16在相应的第一波长和第二波长处的光发射。因此，在不同波长处的贡献能够在时域上与检测单元18的包括检测数据的输出信号分离。
设备10优选还被连接到用于显示所确定的信号和/或信息和/或用于向医务人员提供改变设备10、相干光源16、检测器18的设置和/或系统1的任何其他参数的接口。这样的接口32可以包括不同的显示器、按钮、触摸屏、键盘、通信接口或者其他人机接口(HMI)器件。公共控制单元30能够包括设备10、光控制单元31以及任选地还包括接口32。控制单元30能够是包括附加功能的患者监视器。
任选地，接口32能够被配置为向用户提供指示PPG信号的质量的信息，例如，在所述处理单元被配置为基于第一流动信号与第二流动信号的比较而提供反馈信号的情况下。所述反馈信号能够指示第一流动信号与第二流动信号之间的不匹配。因此，所述反馈信号能够辅助用户确定是否和/或何时能够测量可靠的脉搏氧饱和度。
如在图1中所图示的系统1例如可以位于医院、医学机构、老年护理机构、新生儿重症监护室(NICU)等中。除了对患者的监测之外，本发明的各方面还可以应用于其他领域，诸如新生儿监测、一般监视应用、安全监测或者所谓的生活方式环境，诸如健身器械、可穿戴设备或者如智能手机的手持设备等。设备10、检测器18、相干光源16与接口32之间的单向或双向通信可以经由无线或有线通信接口来工作。本发明的其他实施例可以包括设备10，设备10不是独立提供的，而是被集成到另一系统部件中，诸如被集成到检测器18、接口32或患者监视器中。此外，设备10能够通过多个部件实施为分布式设备，包括基于云的解决方案，其中，处理步骤中的至少一些处理步骤是在远程位置处执行的。
图2示出了根据本发明的一方面的设备10的第一实施例的示意图，其可以被用作在图1中所示的系统1中的设备10。设备10包括输入部或输入接口11，其用于获得、即接收或检索对象的组织区域的第一检测数据42和第二检测数据43，所述第一检测数据42是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的定量而随时间采集的数据；所述第二检测数据43是通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据。
设备10还包括PPG单元12，PPG单元12用于根据所述第一检测数据42导出指示在第一波长处在组织区域内的光吸收的第一PPG信号PPGλ1和指示在第二波长处在组织区域内的光吸收的第二PPG信号PPGλ2。设备10还包括流动单元13，流动单元13用于根据所述第二检测数据43导出指示在第一波长处探查的在所述对象的组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号FLλ1和在第二波长处探查的在所述对象的组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号FLλ2。提供了处理单元14，处理单元14用于基于所述流动信号FLλ1、FLλ2来校正所述PPG信号PPGλ1、PPGλ2和/或用于基于第一流动信号与第二流动信号FLλ1、FLλ2的比较来提供反馈信号，所述反馈信号能够被提供作为设备10的输出44。
PPG单元12、流动单元13和处理单元14能够以硬件和/或软件来实施，例如，通过一个或多个编程的处理器或计算机来实施。
图1示出了一实施例，其中，系统1被布置用于非接触式的、即远程的测量。图3和图4示出了用于被布置用于基于接触的测量的对象的血液氧饱和度测量的系统1的第二实施例和第三实施例。
在图3中所示的实施例中，用于对象的血氧饱和度测量的系统1包括指夹34和控制单元30。控制单元30继而包括设备10以及用于操作相干光源16的光控制单元31。用于脉搏血氧测定法的指夹能够采用本领域中已知的各种形式。用于脉搏血氧测定法的常规指夹通常包括：红色LED作为第一发光器，其用于发射第一红色波长(例如，660nm)的光；以及第二红外LED(例如，840nm或900nm)，其用于朝向所述对象的组织区域发射红外光，在此是通过对象的手指103的基于透射的测量。手指103包括由此探查的血管104。
在图3中所示的实施例中，提供：相干光源16，相干光源16包括红色激光二极管16A形式的第一激光源16a，其用于朝向包括待探查的血管104的手指103发射第一红色波长处的相干光；以及红外激光二极管形式的第二激光源16b，其用于朝向对象的相同组织区域发射第二红外波长处的相干辐射。
所示的实施例中的检测器18包括第一光电二极管18a和第二光电二极管18b。能够在第一光电二极管18a的前方提供以第一激光源16a的第一波长为中心的窄带红色滤光器，并且能够在第二光电二极管18b的前方提供以第二激光源16b的第二波长为中心的第二滤光器。因此，能够在谱域中区分在第一波长处和在第二波长处的贡献。在备选方案中，如在图4中所示的，能够提供诸如单个光电二极管的单个检测器元件，并且能够例如通过时分多路复用并且因此控制针对第一激光源16a和第二激光源16b的光控制单元31来分离所述信号。来自检测器18的检测数据被提供给设备10，在设备10中，能够如参考图2所描述的那样对其进行处理
图4示出了根据本发明的一方面的用于血氧饱和度测量的基于接触的系统1的第三实施例。如在图4中所示的，将探头应用于包括待探查的血管104的对象的手指103。在所示的实施例中，提供单个光电二极管作为检测器18，其向设备10提供对象的组织区域的检测数据。在所示的实施例中，包括第一激光源16a和第二激光源16b的相干光源16能够被整合到探头35中。探头35被布置为用于附着到对象的皮肤。
应当注意，如在图4中所示的探头，也被称为表面测量探头，也能够被应用于其他身体部位，诸如对象的前额，以及基于透射的解决方案，如在图3中所示的，也能够以不同的形式来应用，例如被布置用于在新生儿科中包裹在新生儿的脚上。
应当理解，不必使用相干光来获得能够根据其导出PPG信号的第一检测数据。因此，在图1、图3和图4中所示的实施例中，能够提供非相干光源，或者甚至能够使用环境光来获得在第一波长处和在第二波长处的第一检测数据。然而，有利地，第二检测数据，即，通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据，也被用作第一检测数据。
在下文中，将解释本发明的各方面、另外的实施例和基本原理的更多细节。
脉搏血氧计通常通过比较在不同波长(例如，在第一波长处和在第二波长处，诸如红色和红外)处的相对PPG幅度(定义为AC/DC的幅度)来测量血氧饱和度，也被称为SpO2，因为这些相对幅度强烈取决于血液氧合作用。为了使脉搏血氧计正常工作，需要满足两个条件：(1)仅动脉血管是脉动的，以及(2)测量PPG信号以探查相同脉管系统或脉动组织层的波长。如果这些假设中的一个或两个假设无效，则可能导致SpO2估计的严重不准确。在本文中所提出的解决方案解决了第二假设的验证和/或当假设无效时引入的误差的校正。
图5A示出了氧合血红蛋白HbO2和还原血红蛋白Hb的血液吸收系数μa。如在图5A中所示的，血液吸收系数与波长密切相关。通过测量在第一波长λ1(例如，红色)处在感兴趣组织区域内的光吸收，并且测量在第二波长λ2(例如，红外)处在组织区域内的光吸收，能够导出氧合血红蛋白HbO2与还原的血红蛋白Hb的浓度的比率。
图5B示出了第一PPG信号PPGλ1和第二PPG信号PPGλ2的图。所述信号也能够被称为脉动PPG信号。在图中，垂直轴表示检测到的辐射，即接收的光强度I，而水平轴表示时间t。
为了通过光体积描记术来确定血氧饱和度，需要至少两个波长，如下文示例性解释的。接触式脉搏血氧计通常发射红光(R)和红外光(IR)(或者更确切而言，在一些情况下，近红外光)通过感兴趣的对象的血管组织。能够以交替(快速切换)的方式发送和检测各个光部分(R/IR)。鉴于各个谱部分被氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)不同地吸收，最终可以处理血氧饱和度。氧饱和度(SO2)估计算法能够利用与红色部分和红外部分相关的信号的比率。此外，所述算法能够考虑非脉动信号分量。通常，PPG信号包括DC分量和相对小的脉动AC分量。此外，SO2估计通常涉及被应用于经处理的值的经验性导出的校准因子。通常，校准因子(或校准曲线)是在涉及有创血氧饱和度测量的参考测量时确定的。需要校准因子，因为PPG设备基本上检测必须被转换成血氧饱和度值的(谱)信号部分的比率，所述血氧饱和度值通常涉及HbO2与Hb的比率。例如，但是并不旨在限制本公开，血氧饱和度估计能够基于以下一般性的等式：
而PPG设备仅在至少两个波长的谱响应中间地检测HbO2和Hb。
通常，作为特征信号的测量到的PPG信号PPGλ1、PPGλ2被认为包含相当恒定的(DC)部分以及与DC部分叠加的交变(AC)部分。应用信号处理措施，能够提取AC部分，并且进一步补偿干扰。例如，特征信号的AC部分能够包括主导频率，其能够高度地指示对象100的血管活动，特别是心跳。而且，特征信号，特别是AC部分，能够指示另外的生命体征参数。在这方面，动脉血氧饱和度的检测是一个重要的应用领域。基本上，能够考虑在不同谱部分处的PPG信号的AC部分的行为来计算动脉血氧饱和度代表值。换言之，动脉血氧饱和度的程度能够被反映在血管处的不同辐射吸收度。此外，能够利用由于氧合等级引起的吸光度差异在不同谱部分上也显著变化的事实。此外，信号的DC部分也能够被用于血氧饱和度检测。通常，DC分量表示组织、静脉血和非脉动动脉血的总体光吸收。相反，AC分量可以表示脉动动脉血的吸收。因此，动脉血氧饱和度(SaO2)的确定能够被表示为：
其中，C是校准参数。C可以代表适用于AC/DC关系的各种校准参数，并且因此不应当以等式(2)的严格代数意义来解读。C例如可以表示固定常数值、一组固定常数或可调节校准参数。举例来说，另一示例性SaO2推导模型能够被表示为：
其中，C1和C2能够被认为是线性近似的校准参数。在示例性实施例中，能够指示信号校准参数确定以调节或调整参数C1。此外，在备选方案中，SaO2推导还可以基于被存储在系统1和/或设备10中(或者能由其访问)的值表。所述值表(查找表或数据库)可以提供检测到的PPG信号与所需的校准参数之间的关系的离散表示。同样地，在那种情况下，可以应用可适应的校准参数以改善生命体征参数确定的准确度。
应当理解，等式(2)和等式(3)主要是出于例示性目的而给出的。其不应当被解释为限制本公开的范围。在实践中，技术人员可以确定并且建立另外的适当的SaO2推导模型。能够使用备选的波长组合，例如绿色和红色，这取决于待检测的物质。
图6A和图7A图示了两个脉搏血氧测定光检测几何结构中的光学路径的差异。图6A图示了用于基于透射的脉搏血氧计探头的光询问路径，诸如指夹式脉搏血氧计配置。图7A图示了诸如基于相机的设置的远程设置中的光询问路径。在图6A和图7A中，光源由Tx表示，并且接收器或检测器由Rx表示。
如在图6A中所示的常规的基于透射的探头能够探查相对深的血管层，通常>1mm，而在非接触式中，特别是基于相机的PPG中，询问深度浅得多，通常<0.3mm。这意味着探查不同的皮肤层并且能够探查不同的血管层，其可以具有不同水平的体积脉动和微血管分流途径。在心血管脉搏从动脉传播到小动脉时，脉动消失。通常假设毛细管中不再存在体积脉动。在皮肤中，小动脉从较深层向表面上升，在表面上，其在两个毛细血管中分支。因此，探查不同的深度可能意味着探查不同的脉管系统。
已经发现，光学路径的差异，特别是在第一波长处和在第二波长处的光学路径的差异，能够出于以下若干原因而对准确度具有负面影响：
(1)如果乳头状真皮中的毛细血管甚至略微脉动并且氧饱和度略低于动脉血，则在皮肤穿透深度z处检测到的强度I(z)引起的更高的采样权重可能仍然对SpO2估计有大的影响。换言之，第一假设将是无效的，并且暴露于不同的询问深度。
(2)如果乳头状真皮中几乎不存在任何脉动，不仅相对较薄的表皮是分流光的源，而且乳头状真皮层也是如此。然后，其有助于PPG信号中的DC部分，而不贡献于AC。穿透深度的差异(导致不同影响的DC电平)会导致AC/DC估计(即，PPG幅度或调制深度)不再仅仅是照明强度归一化的PPG信号，并且因此，两个PPG幅度比率不再提供对SpO2的准确估计。
(3)与(2)相关的，如果一个波长穿透低脉动层更深，而另一波长几乎不透过该层，则这两个波长可能具有不同的PPG幅度。
如从图6A和图6B与图7A和图7B的比较能够看到的，具有如在图6A中所示的光源-检测器(Tx-Rx)几何结构的基于透射的脉搏血氧计具有更深的询问深度，如在图6B中所示的对检测强度I(z)的相对贡献所示的。另一方面，具有如在图7A中所示的源-检测器(Tx-Rx)几何结构的远程或基于相机的脉搏血氧计具有更浅的询问深度，如由在图7B中所示的对检测强度I(z)的相对贡献的指数衰减形状曲线所指示的。还应当注意，所探查的组织体积的实际脉动曲线通常是未知的。图6C和图7C示出了假设的脉动P(z)相对于皮肤穿透深度z。
特别是对于在图7A所示的基于反射率的情况，朝向组织区域发射的辐射在第一波长处和在第二波长处(例如，在红色和红外波长处)可以具有不同的穿透深度。还应当理解，当组织的光学和/或生理特性变化时，例如由于静脉汇集或血管收缩或扩张，穿透深度也能够随时间变化。如果脉管层在血管层之间变化，则穿透深度的差异会干扰SpO2校准并且因此干扰准确度。
鉴于以上情况，所提出的解决方案对于使用相机的远程SpO2测量会是尤其有利，因为由于其照明检测几何结构，其可能遭受无效假设，即：红色和红外波长，或者用于导出SpO2的波长的任何其他组合，将询问相同的趋肤深度。
现在参考图8A和图8B，与在图8B中所示的基于透射的手指探头测量中的扩散相比，在被询问的组织中的不同波长的不同穿透深度可能是在图8A中的图中所示的基于相机的SpO2测量方法中的相对较大的扩散的原因。垂直轴表示利用图8A中的PPG相机和在图8B中的手指探头测量到的SpO2。水平轴表示参考SpO2测量结果。
在图8A和图8B中，每个点表示在若干分钟的整个SpO2(t)迹线上的中值。因此，每个点表示一个个体的对象，处于特定氧合水平。因此，与x＝y轴的任何偏差表示SpO2偏移或‘校准’误差。尽管如此，能够看到，在FDA批准方面，SpO2相机也接近手指脉搏血氧计。y＝x轴的上下平行线表示FDA批准的<3％RMS(均方根)误差裕量。
还应当注意，如果不同的波长探查不同的组织深度，则通过例如SpO2相机的远程测量可能更多地受到分流光的影响。独立于SpO2的光学分流，可能不同地影响DC电平并且因此不同地影响AC/DC比率，这可能导致误校准和不准确。
在这种情况下，图9示出了在不同日期重复的针对许多志愿者的重复的血氧饱和度测量结果的图表，其示出了相对于组校准的相对SpO2偏差的再现性。图9中的垂直轴表示测量的与参考的SpO2值之间的偏差Δ，ΔSpO2(％)。水平轴给出了从1到H标记的不同志愿者V。下文给出了重复的测量的数量n。如从图9能够看到的，一些个体反复地表现出高估，而其他个体反复表现出低估。这样的个体偏差表明脉动层可能确实在较大程度上被一个波长而不是其他波长询问。给出在图9中所示的结果以用于基于相机的脉搏血氧测定。应当注意，来自组织表面的镜面反射光仅对DC有贡献，而对AC无贡献。因此，镜面反射光是纯粹的分流光，即，在朝向待检测的检测器发射之前没有进入皮肤的光，这会扭曲确定血氧饱和度所基于的比率。
尽管常规的脉搏血氧测定设备仅评估在第一波长处和在第二波长处的PPG信号，例如在使用指夹或者红色LED和红外LED的基于透射的设置中，朝向例如对象的手指发射，根据本发明的一方面的解决方案建议使用相干光源——而不是常规使用的非相干光源，诸如廉价的漫射激光二极管，在适合于SpO2监测和/或成像的波长下，执行血氧饱和度测量，以允许(接近——)同时采集PPG信号和指示在对象组织区域内光散射颗粒的流动的流动信号。能够使用例如激光多普勒和/或激光散斑技术(诸如激光散斑成像)来获得这样的流动信号。因此，流动信号，例如激光散斑图像，以及其中的调制，能够被用于针对在不同波长处的不同潜在穿透深度和相关联的错误校准来校正在第一波长处和在第二波长处的PPG信号，以允许具有改善的准确度的评估。
图10A示出了利用基于相机的设置的数据采集的图示。能够使用与在常规PPG测量中所使用的相同的第一波长和第二波长(例如，红色和红外波长)来创建‘原始’激光散斑图像。用于测量的组织区域由在图10A中的矩形指示。在第一波长处和在第二波长处获得对应的图像。应当注意，能够使用另外的波长。基于一系列这样的图像，例如，由CCD或CMOS相机所采集的视频信号的图像，能够随时间采集检测数据。
图10B示出了在第一波长处和在第二波长处的示例性PPG信号，其中，每个PPG信号指示在相应波长处在组织区域内的光吸收。在每个波长处，PPG信号能够通过下式来计算：
其中，<I>是图像帧的感兴趣区域(ROI)上的平均像素或强度值，所述感兴趣区域如在图10A中由矩形所指示的，并且<I>DC是所述感兴趣区域上的随时间平均的平均像素或强度值，特别是在若干心脏周期内的平均值。基于吸收的PPG信号能够被视为‘基于颜色’的脉动探查。在此使用红光所获得的PPG信号PPGλ1具有较小的PPG幅度，指示与在第二波长处(在此使用红外光)的较高吸收相比的在λ1处针对HbO2的较小的吸收系数。
在本文中所公开的方法还建议将这样的常规PPG测量与流动测量相组合，以获得第一流动信号和第二流动信号，所述第一流动信号和所述第二流动信号指示在第一波长处和在第二波长处在所述对象的组织区域内的光散射颗粒的流动。这样的测量能够作为基于干涉技术的‘色盲’测量来执行，诸如激光散斑成像或多普勒。在图10C中所示的范例中，激光散斑成像被用于确定流动。
图10C示出了：第一流动信号FLλ1，其指示在第一波长λ1处在对象的组织区域内的光散射颗粒的流动；以及第二流动信号FLλ1，其指示在第二波长λ2处在对象的组织区域内的光散射颗粒的流动。
在图10C所示的范例中，在第一波长处和在第二波长处的慢信号FLλ1和FLλ2能够通过下式将散斑对比度确定为激光散斑成像信号来计算：
其中，σ是感兴趣区域中的像素的标准偏差，并且<I>是图像帧的感兴趣区域上的平均像素或强度值。由于脉动流，流动信号是脉动的。针对相等的穿透深度，流动信号的调制(AC/DC的比率)对于这两个波长将是相同的。
因此，所提出的解决方案基于常规的‘基于颜色的’PPG测量以及基于干涉效应的‘色盲’流动测量的组合。应当再次强调的是，诸如LSI的干涉测量或者基于散斑的技术需要相干(激光)光，因为其是干涉测量技术。散斑图案能够被看作是在运动时模糊的干涉图。基于吸收的PPG信号可以使用相干光，但是也能够与非相干光源一起工作。
在实施例中，所提出的设备10和/或系统1能够由两个或更多个单独的物理实体来实施。这些实体能够被有线或无线地连接并且交换数据和/或信息，例如使用数据数字接口或蓝牙、Wi-Fi等。
例如，所提出的设备10和/或系统1能够由流动测量设备和脉搏血氧计设备来实施。其能够作为单独的物理实体提供。所述脉搏血氧计设备能够包括用于接收第一检测数据的第一输入部，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长(λ1)处和在第二波长(λ2)处的辐射而随时间采集的数据。所述流动测量设备能够包括用于接收第二检测数据的第二输入部，所述第二检测数据是通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集的数据。参考图2，因此，能够实现输入部11，其包括所述第一输入部和所述第二输入部。
在该实施例中，所述脉搏血氧计设备能够包括PPG单元12，PPG单元12用于根据所述第一检测数据导出指示在第一波长处在组织区域内的光吸收的第一PPG信号，以及指示在第二波长处在组织区域内的光吸收的第二PPG信号。相应地，所述流动测量设备能够包括流动单元13，流动单元13用于根据所述第二检测数据导出指示在第一波长处在组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，以及指示在第二波长处在组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号。
任选地，所述流动测量设备可以包括第一相干光源，所述第一相干光源被布置为朝向所述对象的组织区域发射在第一波长处和在第二波长处的相干光。任选地，所述流动测量设备可以包括用于采集第二检测数据的检测器。任选地，所述脉搏血氧计设备可以包括第二光源，所述第二光源被布置为朝向对象的组织区域发射在第一波长处和在第二波长处的相干光或非相干光。任选地，所述脉搏血氧计设备可以包括用于采集第一检测数据的第二检测器。应当理解，有利地，所述流动测量设备和所述脉搏血氧计设备能够共享检测器和/或相干光源。
在该实施例中，用于基于所述流动信号校正所述PPG信号和/或用于基于所述第一流动信号与所述第二流动信号的比较提供反馈信号的处理单元14能够至少部分地被包括在流动测量设备、脉搏血氧计设备和/或另外的物理实体中。所述处理单元也能够被分布在例如脉搏血氧计设备与流动测量设备之间。例如，能够基于流动测量设备中的流动信号确定比率比作为用于基于其校正所述PPG信号的校正数据。所述脉搏血氧计设备能够包括用于接收所述校正数据的输入部，并且还能够被配置为基于其来校正PPG信号。
应当理解，所述脉搏血氧计设备可能不必总是必须被提供有校正数据。提供用于基于所述流动信号校正所述PPG信号的这样的校正数据会是足够的，例如，仅在测量开始时，在时间间隔中或者当已经确定测量条件已经改变时。在这样的情况下，仅在需要校准时执行流动测量会是足够的，而PPG测量可以在延长的时间段内执行。例如，所述脉搏血氧计设备能够持续地监测对象，而用于测量在第一波长处和在第二波长处的流动信号的流动测量设备仅被提供用于校准。有利地，甚至可以在多个对象之间共享这样的流动测量设备。
在图10A至图10C中所示的范例表示红光和红外光探测相同脉管系统的情况。LSI调制深度基本上是相同的，而PPG调制深度反映了针对动脉血的不同吸收系数。如果探查相似的组织层，则来自两个波长的流动信号调制深度(AC/DC)应当是相似的，因为散斑动态的散射不受吸收影响或至少在相同程度上不受吸收影响。
然而，如果在两个波长处的流动信号调制深度不同，则这能够指示穿透深度不同并且一个波长比另一波长‘看到’具有更脉动的脉管系统的层。因此，在第一波长处和在第二波长处的第一流动信号与第二流动信号的调制深度之间的比率能够被用于校正在第一波长处和在第二波长处的PPG信号的比率比(RR)。以这种方式，能够针对两个波长的穿透深度的差异来校正SpO2测量。
图11和图12图示了常规激光散斑成像设置与在本文中所公开的用于血氧饱和度的系统的实施例之间的差异。在图11中所示的激光散斑成像设备包括单个激光源16a，其用于朝向对象的组织区域101仅以一个波长λ1发射相干光。能够提供任选的扩展器19，其用于扩展相干光源16a的射束。所照射的组织区域101由作为检测器18的相机(在此是CCD相机)来成像。基于相机的输出信号，能够获得激光散斑成像信号LSIλ1(t)。
根据本发明的一方面，在图12中所示的系统包括相干光源16，相干光源16包括第一激光源16a和第二激光源16b，第一激光源16a和第二激光源16b在第一波长λ1处和在第二波长λ2处照射对象的组织区域。检测器18能够再次是诸如CCD相机或CMOS相机的相机。然而，基于相机的输出，现在能够获得第一激光散斑成像信号LSIλ1(t)作为指示在第一波长处在对象的组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，并且获得第二激光散斑成像信号LSIλ2(t)作为指示在第二波长处在对象的组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号。此外，能够获得指示在第一波长λ1处在对象的组织区域内的光吸收的第一PPG信号PPGλ1(t)以及指示在第二波长λ2处在对象的组织区域内的光吸收的第二PPG信号PPGλ2(t)。因此，这样的双波长设置能够提供PPG和LSI信号，根据其能够导出PPG和流动信号调制深度，以用于具有改善的准确度的血氧饱和度测量。
图13A至图14B图示了具有相等穿透深度的血氧饱和度测量的场景。PPG信号幅度与以下成比例：
PPGλ～μa(λ)∫Iλ(z)P(z)dz， (7)
其中，μa(λ)是波长相关的吸收系数，I(z)表示对检测到的强度的相对贡献，并且P(z)表示相对于趋肤深度z的脉动。然而，分别如在图6C和图7C中所指示的，作为深度(z)的函数的脉动的实际曲线P(z)通常是未知的。针对常规的基于透射的接触式脉搏血氧计，具有不同脉动曲线的结果不是非常显著，其中，Iλ1(z)≈Iλ2(z)。在这种情况下，红色和红外PPG幅度的比率主要取决于μa(λ)，并且能够以合理的准确度来估计SpO2。该场景在图13A至图14B中被图示。
如在图13A中所示的，在第一波长λ1处和在第二波长λ2处的辐射穿透组织的程度相同。因此，不违反第一波长和第二波长探查相同组织深度的假设。因此，即使假设如在图13A中的顶部图和底部图的右侧上的插图中的虚线曲线P(z)所指示的不同血管脉动，不同的血管脉动曲线也基本上不影响PPG幅度m_PPGλ1与m_PPGλ2的比率比。因此，在这种情况下，未知脉动曲线可能不影响基于PPG信号PPGλ1和PPGλ2的SpO2确定，如在图13B中所示的。相应地，如在图13C中所示的，在第一波长FLλ1和第二波长FLλ2处的流动信号也分别示出由m_FLλ1和m_FLλ2给出的相同调制深度(AC/DC)。
图14A示出了对检测强度Iλ(z)的相对贡献相对于趋肤深度z的图表。曲线Iλ1(z)和Iλ2(z)在第一波长处和在第二波长处近似相似。在图14B中，示出了由虚线曲线指示的三种不同脉动曲线P1、P2和P3的影响。如能够看到的，比率比基本上不受影响并且导致正确的血氧饱和度值，在此为92％。
现在转向图15A至图16B，脉动曲线随深度的变化对于基于反射的或远程的血氧饱和度测量会具有显著更大的影响。可能发生针对第一波长和第二波长的基本上不同的穿透深度。因此，由上式给出的在第一波长处和在第二波长处的PPG幅度现在不仅受血液吸收系数μa(λ)的影响，而且还取决于波长相关的相对穿透深度Iλ(z)和实际脉动曲线P(z)。
穿透深度能够取决于散射和吸收。尽管红外光的散射略小于红色，但是不能安全地断定红外线确实通常比红色穿透稍深。这是因为HbO2在红外线处比在红光处吸收光显著更好，这对穿透深度具有相反的影响。并且，对于Hb，与HbO2相比，这稍微不那么真实。因此，先验地不清楚哪个波长穿透更深。事实上，这也能够根据静脉汇集和/或静脉血液的饱和度变化和/或分流器的打开和关闭动态地改变，例如，由于患者的集中。这样的生理效应将影响P(z)和Iλ(z)。
例如，当皮肤向上层调节更多的血液时，其降低红光和红外光两者的询问深度，但是红外光的降低得更多，因此，由于其更高的吸收系数，对于红光而言更不成比例。因此，红外PPG信号幅度可以比红色PPG信号幅度更大程度地降低，那么这将导致对SpO2的低估。
图15A图示了在第一波长λ1处和在第二波长λ2处的光显示出不同的穿透深度的情况，如由垂直箭头所指示的。此外，在图15A中的上部和下部曲线图示出了插图中的不同血管脉动曲线P(z)。结果，如在图15B中所示的，在第一波长PPGλ1处和在第二波长PPGλ2处的PPG信号将经历不同的调制m_PPGλ1和m_PPGλ2。例如，红外光可以比红光穿透较小的深度。这与非均匀血管脉动曲线相结合能够在图15B的上图和下图两者中给出错误的SpO2估计。准确的SpO2值将是100％，如在先前的图13B中所示的。该误差取决于图15A的上图和下图中的插图中所示的脉动曲线。在下图中，与图15A中的上图相比，上组织层具有较少的血管脉动，并且在第二波长λ2处的红外PPG幅度可以比在第一波长λ1处的红PPG幅度更大地减小。这继而会导致对SpO2的低估。
已经发现，能够通过查看在被用于PPG信号的相同波长处采集的流动信号的差异来检测该误差。例如，能够评估在第一波长处和在第二波长处的散斑对比度调制深度。如果例如红色和红外线的穿透深度相等，则散斑信号的红外/红色比率将为1。然而，如果探测的脉动组织层不同，则在第一波长FLλ1处和在第二波长FLλ2处的流动信号将经历不同的调制m_FLλ1和m_FLλ2，如在图15C中所示的。在给出的范例中，LSI调制深度指示红色确实看到比红外更多的脉动层。因此，在第一红色波长m_FLλ1处的第一流动信号的调制高于在第二红外波长m_FLλ2处的第二流动信号的调制。
图16A示出了在第一波长λ1处和在第二波长λ2处对检测到的强度Iλ(z)的相对贡献相对于趋肤深度z。对于基于反射的测量，所述贡献能够通过波长相关的指数衰减函数来近似。例如，红光和红外光在远程的基于相机的设置中可能经历不同的穿透深度，这对于在这两个波长处以及其比率下的测量到的PPG信号具有非线性结果，这取决于脉动曲线。
在图16B中，示例性指示了三种不同的脉动曲线P1、P2和P3，导致SpO2估计所基于的第一PPG信号和第二PPG信号的错误比率比。在所示的范例中，这导致过对SpO2的高估计。一个重要的因素能够被归因于随着一个接近表面或小动脉来自下方并且分支成毛细管而逐渐减小的脉动，并且由此示出了减小的脉动。
利用在本文中所提出的解决方案，能够减少这种影响。已经发现，在在第一波长处和在第二波长处的流动信号的调制深度能够被视为对脉动的‘色盲’测量，使得其能够被用于使用流动信号幅度(AC/DC)来缩放PPG幅度(AC/DC)。
在第一步骤中，能够通过计算下式来确定常规的PPG比率比：
相应地，能够通过下式来确定针对流动信号的比率比：
基于此，能够确定校正的比率比，然后能够通过下式来形成SpO2计算的基础：
RR校正的＝RRPPG/RRFL (10)
基于此，例如能够使用查找表或者诸如下式的校准曲线来确定血氧饱和度SpO2：
SpO2＝C1-C2·RR校正的 (11)
对于图15A至图15C的上图中所示的场景，因此，能够通过下式来确定经校正的比率比：
→SpO2＝100％
对应地，在图15A至图15C的下图中，能够通过下式来确定经校正的比率比：
→SpO2＝100％
在上文所示的范例中，PPG比率比已经利用流动信号比率比进行了缩放。当然，也能够利用其在相同波长处的相应流动信号来缩放每个PPG信号。特别是当处理两个以上波长时，最后的缩放变得更加明显。因此，在每个波长处，能够以下面的形式应用校正：
m_PPGλ,校正的＝m_PPGλ/m_FLλ (14)
在多波长方案中，相对PPG幅度能够被描述为矢量(5，3，2)，或者作为归一化的矢量(0.81，0.49，0.32)。利用在各个波长处的流动信号对PPG信号的缩放能够在归一化之前或之后进行。
应当理解，能够使用绝对调制深度或流动信号的相对(即，归一化的)调制深度。例如，绝对调制深度可能由于增加的脉动分量或者减小的DC分量而增加，例如由于稳定的非脉动流动。结果，调制深度将针对这两个波长改变相同的程度，并且由这些不同的流动信号对PPG幅度的校正将仍然是正确的，因为应用相同的比率。因此，这样的差异将不破坏所提出的校正。
现在转向图17A和图17B，该实施例示出了所提出的解决方案对于基于透射的测量也能够是有利的，而不仅仅对于血氧饱和度的基于反射率的远程测量是有利的。图17A示出了类似于在图3中所示的实施例的对象的手指103的截面视图。手指103还包括指甲105和骨骼106。相干光源16包括：第一激光二极管16a，其被布置为发射在第一波长处的相干光通过对象的手指103；以及第二激光二极管16b，其被布置为发射在第二波长处的相干光通过对象的手指103。检测器18通过响应于朝向组织区域发射在第一波长处的相干光和在第二波长处的相干光检测从所述组织区域接收的在第一波长处和在第二波长处的辐射而随时间采集检测数据。
如在图17A和图17B中所示的，即使对于基于透射的测量，也可以在不同波长处探查包括不同脉动组织层的不同体积。可以在第一波长λ1处探查第一体积108，并且可以在第二波长λ2处探查第二体积109。利用在本文中所公开的解决方案，能够有利地校正这一点。
例如，在图17A和图17B中，红色可以被吸收小于红外线，例如，因为大部分血液都很饱和。结果，针对红色的探查体积108比针对红外线的探查体积109宽得多。仅从源到探测器几乎是直线行进的那些红外光子才有机会到达探测器。红色光子在到达源之前在脉动体积中有更多自由度散射，因为衰减要弱得多。应当理解，还可以解释另一范例，其中，波长之间的差异被转向，即：红外线可以被吸收小于红色。此外，骨骼106在光学路径中引起阻碍，使得光必须绕过。在给定范例中，红外线比红色会被这种障碍物扰动更多。然而，即使没有这样的障碍，很可能不同的探查体积引起略微不同的调制深度，这些调制深度与脉动血管中的血液的氧饱和度无关。因此，基于流动信号的校正也能够有助于改善基于透射的测量的可靠性。
由于如在图17A和图17B中所示的场景中使用的系统能够被实施为例如上文参考图3和图4所描述的。单个光电二极管能够作为检测器18。在这种情况下，能够基于激光多普勒技术来确定第一流动信号和第二流动信号。应当理解，对于前述基于相机的情况，基于激光散斑成像和基于相机的PPG，流和PPG信号两者能够得到在感兴趣区域上平均的信号。因此，所述信号能够基本上被压缩到没有空间x或y信息的点测量，仅具有时间变化，类似于使用单个(非图像)检测器导出的信号。因此，利用各个波长处的流动信号缩放PPG信号的原理也能够被应用于非图像信号。
在图18中图示了根据本发明的一方面的方法200的流程图。在第一步骤S201中，获得(即，接收或检索)对象的组织区域的第一检测数据。在第二步骤S202中，获得(即，接收或检索)对象的组织区域的第二检测数据。任选地，能够获得第二检测数据并且将其用作第一检测数据。因此，能够使用相同的检测数据。在第三步骤S203中，根据所述第一检测数据导出第一PPG信号和第二PPG信号。在第四步骤S204中，根据所述第二检测数据导出第一流动信号和第二流动信号。应当注意，第四步骤S204也可以在第三步骤S203之前或同时地执行。在第五步骤S205中，能够基于所述流动信号来校正所述PPG信号和/或能够基于第一流动信号和第二流动信号的比较来提供反馈信号。在校正所述PPG信号之后的任选的另外的步骤S206中，能够基于经校正的PPG信号来确定对象的血氧饱和度值。
尽管已经在附图和前面的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是说明性或示例性的而非限制性的；本发明并不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容和所附权利要求，本领域技术人员在实践所要求保护的发明时可以理解和实现所公开实施例的其他变型。
在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个元件或其他单元可以实现权利要求中记载的若干项的功能。在相互不同的从属权利要求中陈述某些措施的仅有事实并不指示不能够使用这些措施的组合以获益。
计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上，例如与其他硬件一起提供或者作为其他硬件的部分而提供的光学存储介质或固态介质，但是也可以以其他形式分发，例如通过互联网或者其他有线或无线电信系统。权利要求中的任何附图标记不应当被解释为对范围的限制。
Claims (15)
1.一种用于对象（100）的血氧饱和度测量的处理设备（10），所述处理设备包括：
输入部（11），其用于接收所述对象的组织区域（101）的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长（λ1）处和在第二波长（λ2）处的辐射而随时间采集的数据；所述第二检测数据是通过响应于朝向所述组织区域发射在所述第一波长处的相干光和在所述第二波长处的相干光来检测从所述组织区域接收的在所述第一波长处和在所述第二波长处的辐射而随时间采集的数据；
PPG单元（12），其用于根据所述第一检测数据导出指示在所述第一波长处在所述组织区域内的光吸收的第一PPG信号，以及指示在所述第二波长处在所述组织区域内的光吸收的第二PPG信号；
流动单元（13），其用于根据所述第二检测数据导出指示在所述第一波长处探查的在所述组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，以及指示在所述第二波长处探查的在所述组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号；以及
处理单元（14），其用于基于所述第一流动信号与所述第二流动信号的比较来提供反馈信号，所述反馈信号指示所述PPG信号的质量并且是根据在所述第一波长处的所述第一流动信号与在所述第二波长处的所述第二流动信号之间的不匹配而导出的。
2.根据权利要求1所述的处理设备，其中，所述处理单元（14）被配置为：基于所述第一流动信号与所述第二流动信号来校正所述PPG信号，并且基于经校正的PPG信号来提供指示所述对象的血氧饱和度的输出。
3.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述PPG单元（12）被配置为基于在所述第一波长处和在所述第二波长处的检测到的辐射的平均值来确定所述第一PPG信号和所述第二PPG信号。
4.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述流动单元（13）被配置为基于激光多普勒和/或激光散斑技术来导出所述第一流动信号和所述第二流动信号。
5.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述流动单元（13）被配置为基于在所述第一波长处和在所述第二波长处的检测到的辐射的标准偏差来确定所述第一流动信号和所述第二流动信号。
6.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述流动单元（13）被配置为基于在所述第一波长处和在所述第二波长处的散斑对比度来确定所述第一流动信号和所述第二流动信号。
7.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述处理单元（14）被配置为基于在所述第一波长处的所述第一流动信号和在所述第二波长处的所述第二流动信号的时间调制来校正所述第一PPG信号和所述第二PPG信号。
8.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述处理单元（14）被配置为通过基于在所述第一波长处的所述第一流动信号和在所述第二波长处的所述第二流动信号的幅度来缩放在所述第一波长处的所述第一PPG信号和在所述第二波长处的所述第二PPG信号的幅度来校正所述PPG信号。
9.根据权利要求1或2所述的处理设备，其中，所述处理单元（14）被配置为：确定所述PPG信号的比率比，并且基于所述流动信号的比率比来校正所述PPG信号的所述比率比。
10.一种用于对象（100）的血氧饱和度测量的系统（1），所述系统包括：
相干光源（16），其被布置为朝向所述对象的组织区域（101）发射在第一波长处和在第二波长处的相干光；
检测器（18），其用于采集所述对象的所述组织区域的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长（λ1）处和在第二波长（λ2）处的辐射而随时间采集的；所述第二检测数据是通过响应于朝向所述组织区域发射在所述第一波长处的相干光和在所述第二波长处的相干光来检测从所述组织区域接收的在所述第一波长处和在所述第二波长处的辐射而随时间采集的；以及
根据前述权利要求中的任一项所述的处理设备（10），其用于处理所述对象的所述组织区域的所述第一检测数据和所述第二检测数据。
11.根据权利要求10所述的系统，其被布置为远程PPG系统。
12.根据权利要求11所述的系统，其中，所述远程PPG系统包括作为所述检测器（18）的相机。
13.一种用于对象（100）的血氧饱和度测量的方法（200），所述方法包括以下步骤：
接收所述对象的组织区域（101）的第一检测数据和第二检测数据，所述第一检测数据是通过检测从所述组织区域接收的在第一波长（λ1）处和在第二波长（λ2）处的辐射而随时间采集的数据；所述第二检测数据是通过响应于朝向所述组织区域发射在所述第一波长处的相干光和在所述第二波长处的相干光来检测从所述组织区域接收的在所述第一波长处和在所述第二波长处的辐射而随时间采集的数据；
根据所述第一检测数据导出指示在所述第一波长处在所述组织区域内的光吸收的第一PPG信号，以及指示在所述第二波长处在所述组织区域内的光吸收的第二PPG信号；
根据所述第二检测数据导出指示在所述第一波长处探查的在所述组织区域内的光散射颗粒的流动的第一流动信号，以及指示在所述第二波长处探查的在所述组织区域内的光散射颗粒的流动的第二流动信号；并且
基于所述第一流动信号与所述第二流动信号的比较来提供反馈信号，所述反馈信号指示所述PPG信号的质量并且是根据在所述第一波长处的所述第一流动信号与在所述第二波长处的所述第二流动信号之间的不匹配而导出的。
14.根据权利要求13所述的方法，还包括：
基于所述第一流动信号与所述第二流动信号来校正所述PPG信号，并且
基于经校正的PPG信号来提供指示所述对象的血氧饱和度的输出。
15.一种存储有计算机程序的计算机可读介质，所述计算机程序包括程序代码模块，当所述计算机程序在计算机上被执行时，所述程序代码模块用于使计算机执行根据权利要求13或14所述的方法（200）的步骤。
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201662372376P | 2016-08-09 | 2016-08-09 | |
| US62/372376 | 2016-08-09 | ||
| EP16183404.9 | 2016-08-09 | ||
| EP16183404 | 2016-08-09 | ||
| PCT/EP2017/069883 WO2018029123A1 (en) | 2016-08-09 | 2017-08-07 | Device for use in blood oxygen saturation measurement |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN109561842A CN109561842A (zh) | 2019-04-02 |
| CN109561842B true CN109561842B (zh) | 2022-07-12 |
Family
ID=59523151
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201780048716.0A Active CN109561842B (zh) | 2016-08-09 | 2017-08-07 | 用于血氧饱和度测量的设备 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US11202582B2 (zh) |
| EP (1) | EP3496603A1 (zh) |
| JP (1) | JP7061996B6 (zh) |
| CN (1) | CN109561842B (zh) |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20190175030A1 (en) * | 2016-08-09 | 2019-06-13 | Koninklijke Philips N.V. | Device, system and method for monitoring of peripheral arterial perfusion of a subject |
| JP7264581B2 (ja) | 2017-01-06 | 2023-04-25 | インセプト、リミテッド、ライアビリティ、カンパニー | 動脈瘤治療装置向けの抗血栓性コーティング |
| US10813597B2 (en) * | 2017-04-14 | 2020-10-27 | The Regents Of The University Of California | Non-invasive hemodynamic assessment via interrogation of biological tissue using a coherent light source |
| GB2572626B (en) * | 2018-04-05 | 2021-04-07 | Life Meter Srl | Pulse oximetry device, system and method |
| EP3787523A4 (en) | 2018-05-01 | 2022-02-23 | Incept, LLC | DEVICES AND METHODS FOR REMOVAL OF OBSTRUCTIVE MATERIAL FROM AN INTRAVASCULAR SITE |
| US11395665B2 (en) | 2018-05-01 | 2022-07-26 | Incept, Llc | Devices and methods for removing obstructive material, from an intravascular site |
| US11903689B2 (en) | 2019-12-20 | 2024-02-20 | Know Labs, Inc. | Non-invasive analyte sensor device |
| JP7229676B2 (ja) * | 2018-05-21 | 2023-02-28 | 株式会社日立製作所 | 生体情報検出装置および生体情報検出方法 |
| US11471582B2 (en) | 2018-07-06 | 2022-10-18 | Incept, Llc | Vacuum transfer tool for extendable catheter |
| US11517335B2 (en) | 2018-07-06 | 2022-12-06 | Incept, Llc | Sealed neurovascular extendable catheter |
| US11766539B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-09-26 | Incept, Llc | Enhanced flexibility neurovascular catheter |
| US11857298B1 (en) | 2019-09-06 | 2024-01-02 | Apple Inc. | Devices having matter differentiation detectors |
| US11717197B2 (en) | 2019-09-27 | 2023-08-08 | Apple Inc. | Physiological monitoring system for measuring oxygen saturation |
| CN113347916A (zh) | 2019-10-15 | 2021-09-03 | 因普瑞缇夫护理公司 | 用于多变量卒中检测的系统和方法 |
| WO2021103008A1 (zh) * | 2019-11-29 | 2021-06-03 | 深圳市汇顶科技股份有限公司 | 自适应的生物特征检测方法及装置、电子设备 |
| US11638637B2 (en) | 2019-12-18 | 2023-05-02 | Imperative Care, Inc. | Method of removing embolic material with thrombus engagement tool |
| US20210315598A1 (en) | 2019-12-18 | 2021-10-14 | Imperative Care, Inc. | Methods of placing large bore aspiration catheters |
| CN113365687A (zh) | 2019-12-18 | 2021-09-07 | 因普瑞缇夫护理公司 | 治疗静脉血栓栓塞疾病的方法和系统 |
| EP3838144A1 (en) * | 2019-12-19 | 2021-06-23 | Koninklijke Philips N.V. | Device, system and method for determining oxygen saturation of a subject |
| US11832926B2 (en) | 2020-02-20 | 2023-12-05 | Know Labs, Inc. | Non-invasive detection of an analyte and notification of results |
| US11573351B2 (en) | 2020-03-06 | 2023-02-07 | Apple, Inc. | Optical sensor having a magnetic optical barrier |
| WO2021183444A1 (en) | 2020-03-10 | 2021-09-16 | Imperative Care, Inc. | Enhanced flexibility neurovascular catheter |
| US11207497B1 (en) | 2020-08-11 | 2021-12-28 | Imperative Care, Inc. | Catheter with enhanced tensile strength |
| US11689274B2 (en) | 2020-09-09 | 2023-06-27 | Know Labs, Inc. | Systems for determining variability in a state of a medium |
| US11510597B2 (en) | 2020-09-09 | 2022-11-29 | Know Labs, Inc. | Non-invasive analyte sensor and automated response system |
| US11764488B2 (en) | 2020-09-09 | 2023-09-19 | Know Labs, Inc. | Methods for determining variability of a state of a medium |
| US11723563B1 (en) | 2020-09-11 | 2023-08-15 | Apple Inc. | Correcting for emitted light wavelength variation in blood-oxygen saturation measurements at wearable electronic device |
| CN112932475B (zh) * | 2021-02-01 | 2023-02-21 | 武汉泰利美信医疗科技有限公司 | 血氧饱和度的计算方法、装置、电子设备及存储介质 |
| CN113598761A (zh) * | 2021-05-10 | 2021-11-05 | 浙江大学台州研究院 | 一种基于ccd的双波长红外血氧检测系统 |
| WO2023019099A1 (en) * | 2021-08-08 | 2023-02-16 | The General Hospital Corporation | Using the dynamic forward scattering signal for optical coherence tomography based flow quantification |
| KR20240052769A (ko) | 2021-08-09 | 2024-04-23 | 제이매드 크리에이션즈 엘엘씨 | 비-멜라닌-편향된 펄스 옥시미터 및 동반된 환자 모니터링 기술 |
| US20230355140A1 (en) | 2022-05-05 | 2023-11-09 | Know Labs, Inc. | High performance glucose sensor |
| US11802843B1 (en) | 2022-07-15 | 2023-10-31 | Know Labs, Inc. | Systems and methods for analyte sensing with reduced signal inaccuracy |
| US20240090788A1 (en) * | 2022-09-16 | 2024-03-21 | Guy P. Curtis | System and method for using blood flow measurements to determine ventricular contractility |
| US11696698B1 (en) | 2022-10-03 | 2023-07-11 | Know Labs, Inc. | Analyte sensors with position adjustable transmit and/or receive components |
| US11903701B1 (en) | 2023-03-22 | 2024-02-20 | Know Labs, Inc. | Enhanced SPO2 measuring device |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008053474A2 (en) * | 2006-10-30 | 2008-05-08 | Elfi-Tech Ltd. | System and method for in vivo measurement of biological parameters |
| CN103906468A (zh) * | 2011-08-30 | 2014-07-02 | 奥希顿医疗有限公司 | 可佩戴式脉搏血氧定量装置 |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20040127800A1 (en) | 1995-07-06 | 2004-07-01 | Kimball Victor E. | Device for assessing perfusion failure in a patient by measurement of blood flow |
| AUPO676397A0 (en) | 1997-05-13 | 1997-06-05 | Dunlop, Colin | Method and apparatus for monitoring haemodynamic function |
| US6763256B2 (en) | 2002-08-16 | 2004-07-13 | Optical Sensors, Inc. | Pulse oximeter |
| US7254429B2 (en) | 2004-08-11 | 2007-08-07 | Glucolight Corporation | Method and apparatus for monitoring glucose levels in a biological tissue |
| US8417307B2 (en) | 2007-09-27 | 2013-04-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Blood oximeter |
| US8868149B2 (en) * | 2009-07-30 | 2014-10-21 | Oxitone Medical Ltd. | Photoplethysmography device and method |
| US20110082355A1 (en) * | 2009-07-30 | 2011-04-07 | Oxitone Medical Ltd. | Photoplethysmography device and method |
| US20120130215A1 (en) * | 2010-05-05 | 2012-05-24 | Ilya Fine | Optical measurement of parameters related to motion of light-scattering particles within a fluid by manipulating analog electrical signals |
| BR112015009631A2 (pt) | 2012-11-02 | 2017-07-04 | Koninklijke Philips Nv | dispositivo para extrair informações fisiológicas de radiação eletromagnética detectada remotamente emitida ou refletida por um indivíduo; método para extrair informações fisiológicas de radiação eletromagnética detectada remotamente emitida ou refletida por um indivíduo; e programa de computador |
| RU2016124812A (ru) | 2014-07-30 | 2017-12-27 | Конинклейке Филипс Н.В. | Определение гемоглобина и фотоплетизмография с применением спектральной модуляции |
-
2017
- 2017-08-07 JP JP2019507092A patent/JP7061996B6/ja active Active
- 2017-08-07 US US16/323,560 patent/US11202582B2/en active Active
- 2017-08-07 EP EP17748785.7A patent/EP3496603A1/en active Pending
- 2017-08-07 CN CN201780048716.0A patent/CN109561842B/zh active Active
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008053474A2 (en) * | 2006-10-30 | 2008-05-08 | Elfi-Tech Ltd. | System and method for in vivo measurement of biological parameters |
| CN103906468A (zh) * | 2011-08-30 | 2014-07-02 | 奥希顿医疗有限公司 | 可佩戴式脉搏血氧定量装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20190167124A1 (en) | 2019-06-06 |
| CN109561842A (zh) | 2019-04-02 |
| EP3496603A1 (en) | 2019-06-19 |
| JP7061996B6 (ja) | 2022-06-06 |
| JP7061996B2 (ja) | 2022-05-02 |
| JP2019527598A (ja) | 2019-10-03 |
| US11202582B2 (en) | 2021-12-21 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN109561842B (zh) | 用于血氧饱和度测量的设备 | |
| CN109561843B (zh) | 用于监测对象的外围动脉灌注的设备、系统和方法 | |
| US11191489B2 (en) | Device, system and method for generating a photoplethysmographic image carrying vital sign information of a subject | |
| CN104968259B (zh) | 用于确定对象的生命体征信息的系统和方法 | |
| CN108471962B (zh) | 用于确定对象的生命体征信息的设备、系统和方法 | |
| JP6336141B2 (ja) | 対象の血液内の物質の濃度を決定する装置、システム及び方法 | |
| JP6615176B2 (ja) | 非干渉的な皮膚組織ハイドレーション測定デバイス及び関連方法 | |
| EP3019078B1 (en) | System for screening of the state of oxygenation of a subject | |
| EP3479754A1 (en) | Device, system and method for determining at least one vital sign of a subject | |
| JP2018534968A (ja) | 生理情報を抽出するためのデバイス、システム、及び方法 | |
| WO2017089147A1 (en) | Wearable device and system for acquiring physiological information of a subject | |
| WO2018029123A1 (en) | Device for use in blood oxygen saturation measurement | |
| CN106999115A (zh) | 用于确定对象的血液中的物质的浓度的设备、系统和方法 | |
| US11712185B2 (en) | Device, system and method for extracting physiological information indicative of at least one vital sign of a subject | |
| US20220265150A1 (en) | Device, system and method for determining physiological information | |
| Blanik et al. | Remote pulse oximetry imaging–fundamentals and applications | |
| US20220110536A1 (en) | Methods and systems for multi-dimensional photoplethysmography (ppg) |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |