CN112261904A - 选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法及其设备 - Google Patents

Abstract

一种监测血液中分析物——特别是糖化血红蛋白(HbA1c或HgbA1c)——的方法使用佩戴在对象身体上的两个光电容积描计(PPG)传感器(101，103，201，203，205，207)。每个光电容积描计传感器(101，103，201，203，205，207)以不同波长观察该对象的血液。一种波长监测糖化血红蛋白。另一种波长总体上监测血液主体。每个PPG传感器从对象所获得的脉冲的形状用于调节该PPG传感器向对象之中发射的光的强度。如果脉冲的形状在光强度的调节时变得相似，该脉冲的大小可以用于提供该分析物的半量化。

Description

选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法及其设备

技术领域

本发明涉及可穿戴监测器的领域。特别地，本发明涉及执行非入侵式方法的监测器，该方法用于监测血液中分析物——诸如糖化血红蛋白。

背景技术

通常，糖尿病和糖尿病前期状况是通过血糖水平来识别的。然而，血糖的水平并不是该状况的决定性指示。例如，血糖水平在用餐后升高，但是这并非意味着对象患有糖尿病。相反，在胰岛素注射之后会出现低的血糖水平，但是这并不意味着对象不再患有糖尿病。此外，准确测量血糖水平是麻烦的。大多数家用测试器具都要求对象在可以抽血进行测试之前禁食。通常，这些测试要求刺伤手指。每天都这样做对许多人来说都是痛苦的。

已经提出了血液中的糖化血红蛋白水平是比血液中的空腹葡萄糖水平更好的糖尿病状况的指标。糖化是指在不对酶的作用加以控制的情况下单糖与蛋白质或脂质分子的共价结合。糖化血红蛋白——简称为HgbA1c——是一种与葡萄糖共价结合的血红蛋白。HgbA1c是通过在血液中血红蛋白暴露于葡萄糖所形成的。

更具体地，HgbA1c是血红蛋白的beta-N-1-脱氧果糖分析物的测度。该命名的来源是得自于通过阳离子交换色谱法所提取的A型血红蛋白。要从离子交换柱洗脱的第一部分定名为HgbA0，后续部分定名为HgbA1a、HgbA1b和HgbA1c，以此类推。

并非血液中的所有血红蛋白都在暴露时立即与葡萄糖结合。糖化取决于平衡并且仅在人的一部分血液中发生。暴露于正常水平的葡萄糖产生正常水平的HgbA1c。如果血糖的水平升高，则HgbA1c的部分有所增加。不幸的是，当血糖的水平下降时——这是相对容易发生的，HgbA1c中葡萄糖的结合并不会逆转。HgbA1c保持糖化直至红细胞自然死亡。红细胞的寿命是四个月。因此，即使对象近期已经改变了其饮食习惯，HgbA1c也会在相当长的一段时间内保留在体内。

由于红细胞并不在同一时间全部死亡，所以可以取得HgbA1c的测度来表示过去数月中的整体葡萄糖水平。HgbA1c水平的每月监测已经在一些研究中作为血糖水平的三个月移动平均值的指示。因此，HgbA1c的监测消除了贯穿过去三个月的每日采血的需求，所述每日采血仅是为了得到数据来计算相同时段中的平均葡萄糖水平。换句话说，监测HgbA1c为血糖是否已经有所升高或降低提供了充分准确的累计指标。HgbA1c测度目前是针对糖尿病的优选诊断测试并且作为血糖控制的评定测试。

如以下表格中所示的，低于6％的HgbA1c水平已经与正常血液状况相关联。在大约6％至6.5％的HgbA1c，对象被认为是糖尿病前期。任何高于7％的水平都意味着对象患有糖尿病。

HgbA1c在实验室中可以使用光谱测定方法来测量，其中对具体波长的光通过血液样本的吸光度或透光度进行测量。在HgbA1c刚被发现的时候，必须要抽取来自对象的血液样本并且从阳离子交换柱提取出HgbA1c。随后将洗脱液置于具体尺寸的透明单元中，所述透明单元安装在光谱仪的光的路径之中。该单元的尺寸必须预先确定以便光通过洗脱液的路径标准化。这是因为吸光度水平与通过洗脱液的传送路径的长度直接相关。此外，发射到洗脱液之中的入射光的强度以及波长的带宽必须是标准化的。在没有这样的标准化的情况下，光谱测定结果就无法有意义地比较和分析。

光电容积描计(PPG)传感器是可穿戴检测器，其将光源投射到对象的肉体之中并且检测所传送光的吸光度。因此，PPG传感器可以认为是应用到身体上的光谱仪的原生形式。PPT传感器趋向于无差别地用于具体血液成分，也就是说，对血液整体而不是具体分析物进行测量。其结果是示出心脏所泵送的血液涌动的原生正弦信号。这样的PPG在监测脉搏中有所使用。

PPG传感器目前并不可能用于就地量化任何特定的血液成分或分析物。出于一种原因，难以在PPG每次重新佩戴时都重复其在对象上的位置，并且传送路径可能有所变化。其次，PPG所发射的光可以渗透通过其中的组织的深度以及血液的量——即传送路径长度——是不确定的。

基于光的血氧计通过照射红色和红外光通过手指来测量含氧量。红色和红外光以不同方式行进通过含氧和脱氧血红蛋白，这是由于含氧(亮红色)和脱氧血液(暗红色或蓝色)之间的颜色差异。对氧化作用的程度加以量化是可能的，这是因为通过手指的传送路径对于两种波长是相同的。如果红色和红外光二者的强度是事先已知或校准的，则两种波长的不同吸光度水平指示了传送路径中的血液的氧化程度。然而，这些血氧计由于需要向检测器传送光而无法佩戴于身体的许多其它部位上。光仅可以传送通过诸如手指或耳垂之类的身体纤薄部分。诸如二头肌、大腿和手腕之类的身体较厚部分趋向于吸收所有的入射光并且无法提供传送数据。然而，期望用于监测对象状况的设备必须要能够长时间佩戴，并且趋向于附着于这种较厚部分而不是夹持到耳垂或手指。

血氧计受限于使用红色或红外波长的光，因为处于其它颜色的波长的光并未趋向于渗透或传送通过手指。

因此，尚未发现一种可以在实验室外测量对象的HgbA1c的适当设备，并且也没有能够舒适佩戴在身体上的设备。

因此，期望提出一种非入侵式的光谱测定方法，其能够佩戴在人类或动物身体上以测量糖化血红蛋白或血液中其它类型的分析物。

发明内容

在第一方面，本发明提出了一种选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，包括(多个)步骤：提供该光源，该光源将第一波长的光发射到对象的组织之中以获得分析物脉冲；提供第二光源，该第二光源将第二波长的光发射到该对象的组织之中以获得血液脉冲；调节该光源所发射的光的强度和/或该第二光源所发射的光的强度，直至该分析物脉冲的形状和该血液脉冲的形状是相似的。

换句话说，通过分析物脉冲的形状和血液脉冲的形状对调节该光源所发射的光的强度和/或该第二光源所发射的光的强度进行引导。

通常，相似度的程度由制造方所设定，并且这取决于每个产品的特性。因此，“相似”是指高于预定相似度阈值的相似。

典型地，分析物具有示出第一波长的吸光度峰并且不存在第二波长的任何明显吸光度峰的吸收光谱；并且血液具有示出第二波长的吸光度峰的吸收光谱。

优选而非必须地，血液的吸收光谱没有第一波长的吸光度峰。这是因为血液是参照基础或者测量的背景，并且以大数量存在，而这样的数量使得影响血液中分析物部分的读数的任何血液量变化都是可忽略的。

通过监测通过一种波长所获得的脉冲形状与通过另一波长所获得的脉冲形状的相似度，可以推导并且调节两种波长渗透到组织中的程度。在相似度高或相同的情况下，意味着两种波长的光都已经以相同程度渗透到组织的相同层之中，并且，因此每种波长的光所经过的血液量是实质上相同或相似的。在这种情况下，产生分析物脉冲的由分析物所导致的第一波长的吸收量可以参考产生血液脉冲的由对象的血液所导致的第二波长的吸收量，并且可以通过两种波长的吸收比率来估计血液中分析物量。

因此，典型地，该方法进一步包括步骤：将分析物脉冲的大小与血液脉冲的大小相比较以监测该分析物。

可选地，活体对象的动脉中的血液中分析物是糖化血红蛋白；并且该第一波长选自于1)大约275nm，2)大约340nm至350nm，3)大约415nm至420nm，4)大约540nm，或5)大约580nm；并且该第二波长处于红色或红外范围中。

通常，从700nm至1000nm或者更高的红外波长可以用于大多数有机物。优选地，第二波长为大约940nm或840nm，用于监测动脉中的血容量。然而，该第二波长并不局限于红外范围，并且可以从400nm至700nm中的任何适当的紫外或可见波长中选择。

可选地，该方法包括另外的步骤：提供第三光源，该第三光源将第三波长的光发射到对象的组织之中以获得第二分析物脉冲；调节该光源所发射的光的强度、该第二光源所发射的光的强度和/或该第三光源所发射的光的强度，直至该分析物脉冲的形状、该第二分析物脉冲的形状和该血液脉冲的形状是相似的，即高于预定相似度阈值。

因此，该方法还提供了利用重叠的吸光度峰波长分析血液中的两种分析物的可能性，也就是说，第一分析物的吸收光谱具有处于第一波长的峰，该第二分析物的吸收光谱同样具有处于那里的峰，但是第一分析物只有通过该波长才可以被监测。如果第二分析物的吸收光谱具有处于第三波长的另一个明显峰，并且第一分析物的吸收光谱没有处于该第三波长的明显峰，则这两种分析物可以通过具有三个PPG传感器的等同物的实施例来测量。

此外，该方法可以包括步骤：从该分析物脉冲的幅度减去该第二分析物脉冲的幅度以提供差额分析物脉冲；将该差额分析物脉冲的大小与该血液脉冲的大小相比较以监测该分析物。

在第二方面，本发明提出了一种表达血液中分析物数量的方法，包括：通过测量该分析物对于第一波长的光的吸光度所获得的脉冲的大小与通过测量血液对于第二波长的光的吸光度所获得的脉冲大小的比率；该分析物具有示出不存在第二波长的任何明显吸光度峰的吸收光谱；其中该第一波长的脉冲具有与该第二波长的脉冲相同的形状。

因此，不需要为了监测身体中的分析物量的变化而以确切的量化质量来表达该分析物的量。该比率始终都可以用作新的定量单位来监测对象血液中该分析物的量。换句话说，如果分析物是糖化血红蛋白，则可能使用该比率来监测糖化是否已经随时间有所减少，而无需刺破手指来抽血测试。

可选地，该分析物是糖化血红蛋白；该第一波长选自于1)大约275nm，2)大约340nm至350nm，3)大约415nm至420nm，4)大约540nm，或5)大约580nm；并且该第二波长处于红色或红外范围中。

然而，该方法可能进一步包括步骤：提供校准以将该糖化血红蛋白的数量的表达形式转换为糖化血红蛋白的物理量。

在第三方面，本发明提出了一种血液分析物监测器，包括：光电容积描计传感器组件，其具有至少一个光源和至少一个光学传感器；该光电容积描计传感器组件能够生成第一波长的光和第二波长的光，第一波长的光和第二波长的光通过对象的组织以由该至少一个传感器所检测；调节模块，其能够响应于通过该第一波长获得的脉冲信号的形状和通过该第二波长获得的脉冲信号的形状而调节该第一波长的光的强度和/或该第二波长的光的强度。

典型地，该调节模块能够调节该第一波长的光的强度和/或该第二波长的光的强度以提供通过该第一波长获得的脉冲信号的形状和通过该第二波长获得的脉冲信号的形状是以高于预定相似度阈值的方式而相似的。

该调节模块可能是能够执行上述功能的软件、预编程的微控制器或电路。

在不同实施例中，该光电容积描计传感器组件可以以各种方式包括向两个传感器中供应光的一个多色光源，或者向一个传感器供应光的两个单色光源。

典型地，该光电容积描计传感器组件包括第一光电容积描计传感器和第二光电容积描计传感器；该第一光电容积描计传感器具有发射第一波长的光的光源以及检测该第一波长的光的光学传感器；该第二光电容积描计传感器具有发射第二波长的光的光源以及检测该第二波长的光的光学传感器。

可选地，该光电容积描计传感器组件能够进一步生成第三波长的光，第三波长的光通过对象的组织以由该至少一个传感器所检测；该调节模块能够调节该第一波长的光的强度、该第二波长的光的强度和该第三波长的光的强度，以提供通过该第一波长获得的脉冲信号的形状、通过该第二波长获得的脉冲信号的形状和通过该第三波长获得的脉冲信号的形状是以高于预定相似度阈值的方式而相似的。

因此，有利地，本发明提供了检测HgbA1c的可能性。此外，本发明提供了确定对象的糖化血红蛋白的数量是糖尿病前期的指示的可能性。

可能地，本发明提供了用于长期监测针对糖尿病或糖尿病前期对象的饮食控制的信息。

附图说明

关于图示出本发明的可能部署形式的附图进一步描述本发明将会是方便的，其中同样的整数指代同样的部分。本发明的其它部署形式是可能的，并且因此附图的特定性并不被理解为替代了本发明之前描述的一般性。

图1示出了本发明的一个实施例；

图2示意性地示出了图1的实施例的功能部分；

图3示出了心电图信号和光电容积描计信号之间的关系，其用于解释图1的实施例的工作；

图4示出了糖化血红蛋白的吸收光谱，其用于解释图1的实施例的工作；

图5示出了吸光度和糖化血红蛋白之间的关系，其用于解释图1的实施例的工作；

图6图示了使用图1的实施例所获得的PPG波形；

图7示出了经处理以去除DC分量的PPG波形；

图8示出了图1的实施例如何工作；

图8a示出了图8中的实施例的工作的结果；

图9也示出了图1的实施例如何工作；

图9a示出了图9中的实施例的工作的结果；

图9b示出了图1的实施例如何用于找出具有相似或相同形状的脉冲信号；

图10图示了图1的实施例所获得的读数；和

图11图示了可以在作为图1的实施例中的替换形式而应用到实施例中的葡萄糖的吸收光谱；

图12图示了针对图1的实施例的光源和光学检测器的配置的变化形式；和

图13图示了针对图1的实施例的光源和光学检测器的配置的进一步变化形式。

具体实施方式

图1示出了形状类似手表的糖化血红蛋白监测器100。该糖化血红蛋白(HgbA1c)监测器佩戴在对象的一个手腕上。糖化血红蛋白监测器100的下侧包括至少两对光电容积描计(PPG)传感器。处于该实施例的下侧的PPG传感器紧靠手腕放置，以避免周围光照影响光学传感器103的读数。

两个PPG传感器中的每一个包括光源101和光学传感器103。典型地，光源101是LED(发光二极管)并且光学传感器103是光电二极管。然而，本领域技术人员可以理解的是，可以使用除LED以外的适于向对象的组织内进行照射的光源。类似地，也可以使用除光学二极管以外的其它光学检测器。

在图1中，每个光源101描绘为圆圈。每个光学传感器103置于光源101旁边并且描绘为方块。虚线表示在人观看糖化血红蛋白监测器100的显示器一侧时光源和光学传感器的非可见性。

第一PPG传感器的光源101发射第一波长的光，所述第一波长不同于第二PPG传感器的光源101发光的第二波长。第一波长适于监测HgbA1c。这意味着在HgbA1c的吸收光谱中在该波长看到明显或有用的吸光度峰。相应的光学传感器103通常利用滤光器专门感应第一波长的光。

滤光器通常是仅允许具体波长的光通过的塑性膜。滤光器置于命中光学传感器103的入射光的路径中的光学传感器103的上方，从而仅有所选择波长的光才能够从中通过以激励光学传感器103。

在第二PPG传感器中，光源101优选地发射作为第二波长的红色或红外波长的光。相应的光学传感器103同样是通过适当的滤光器而仅感应相同波长的光。通常，HgbA1c的吸收光谱并未示出第二波长的任何明显的吸光度峰。

图2示意性地示出了优选地在糖化血红蛋白监测器100中提供的功能模块。如所提到的，存在构成第一PPG传感器的第一光源201和第一光学传感器203，以及构成第二PPG传感器的第二光源205和第二光学传感器207。

此外，存在用于操作糖化血红蛋白监测器100的计算单元209和所需的同时存在的存储器211。用于操作的适当软件或固件通常安装在该存储器中。

显示器213作为糖化血红蛋白监测器100的一部分被提供以用于示出如PPG传感器所获得的结果。在一些实施例中，显示器213被省略，其中PPG传感器的读数意在仅下载到外部设备中，而不是在糖化血红蛋白监测器100上进行显示。该外部设备可以是存储器存储，诸如基于所下载数据进行分析的服务器或计算设备。

无线收发器215被提供用于向外部设备通信数据。可选地，提供物理连接器217以用于通过线缆将糖化血红蛋白监测器100链接至该外部设备以便向该外部设备传送数据。

诸如软垫按钮的用户输入单元219被提供以供用户操控糖化血红蛋白监测器100的功能。可替换地，用户输入单元219是在显示器213上生成的交互式图形用户输入(GUI)。

可选地，提供警报设备221以向对象警告糖化血红蛋白监测器100所产生的读数可能示出了警报的原因，诸如如果HgbA1c水平非常高。警报设备221可以就像发出蜂鸣声的声学设备那么简单，或者是在显示器213上形成闪烁消息的软件警报设备。

糖化血红蛋白监测器100包括调节模块223，其用于调节第一光源201和第二光源205之一或二者的发光强度。为了便于读者对糖化血红蛋白监测器100的理解，该调节模块223在图2中图示为单独的模块。然而，本领域技术人员会理解，该调节模块223可以是计算单元209内的固件或安装的软件。

通常，PPG传感器可以用于监测对象的动脉中的血容量。PPG传感器的光源101发射到对象的组织之中的光在该组织内以所有方向发生散射。散射光的一部分被反射并朝向光学传感器103传播。在光去往光学传感器103的轨迹中，一些光被血液和组织所吸收。

手腕中的血液量随着心脏泵送而搏动。在一个心率周期中，在手腕由心脏泵满血液时所吸收的光的量比在手腕相对失血时所吸收的光的量更多。因此，PPG传感器的输出是具有正弦波形的信号。

也就是说，如同交变电流(AC)一样，PPG信号具有交替出现的峰和谷。图3示出了作为典型的PPG信号301的一连串脉冲，其中峰与ECG(心电图)心拍模式的标准PQRST记号中的R峰相关联。

第一和第二PPG传感器都测量血液中成分的吸收，并且因此产生这样的正弦信号。

图4是五个人类血液样本的吸收光谱的叠加图。该样本取自均具有已知HgbA1c水平的五个人。该样本利用磷酸盐缓冲盐水(缩写为PBS)稀释100倍，即1XPBS 100x。使用Tecan Safire II分光光度仪在紫外线-可见光区域(230nm-1000nm)中测量100μl的被稀释的全血的吸光度。从样本读数中减去背景PBS水平。

在所有五个样本的吸收光谱中，在300nm至600nm的光谱范围内看到了五个吸光度峰，在图4中被标记为峰1、峰2、峰3、峰4和峰5。峰1在275nm具有最大吸光度。峰2从340nm至350nm具有最大吸光度。峰3从415nm至420nm具有最大吸光度。峰4在540nm具有最大吸光度。峰5在580nm具有最大吸光度。这五个峰中的任何一个的波长——无论是在每个峰的尖端还是斜坡——都可以用于监测HgbA1c。然而，常见说法(vernacular)在提到吸光度峰的波长时通常意味着峰尖端所在的波长。

一眼看去，峰3的波长对于HgbA1c的量化监测而言是最佳的。HgbA1c在峰3处示出最强的吸光度，因此所述峰3给出了量化分析的最佳分辨率。图5是五个样本在峰3的波长的吸光度的图表。

以下的表1针对每个血液样本示出了峰3的吸光度数据。

峰3处的吸光度读数示出了与HgbA1c数值具有良好的广义相关性的趋势。样本2的最高读数对应于最高吸光度读数。在较下端，样本3和样本4同样与最低读数相关。

这五个样本是从不同的人员所获得。因此，每个不同的血液样本都具有不同的血液基体，这就解释了与线性度的轻微偏差。如果对从相同人员随时间变化采样的具有变化的HgbA1c水平的血液形成读数，则该读数将示出更好的线性度(数据未提供)。

如能够看到的，该图表总体上是线性的。这示出可能将这五个样本的峰3读数拟合为用于HgbA1c的量化分析的线性模型。换句话说，依据朗伯比尔(Beer-Lambert)定律，HgbA1c响应于峰3的波长。

在光谱测定技术中，Beer-Lambert定律指出溶液的吸光度的量与该溶液中的化合物浓度以及通过该溶液的传送路径长度二者直接成比例。

Beer-Lambert定律被表达如下

A＝log₁₀(I₀/I)＝εcL

其中

A是所测量的吸光度(吸光度单位(AU))

I₀是给定波长的入射光的强度

I是传送强度

L是通过样本的路径长度，并且

c是吸收物种(species)的浓度。

针对每个物种和波长，ε是称作摩尔吸光系数或消光系数的常数。

每个Beer-Lambert模型的吸光度和浓度之间的关系通常是线性的，但是有时对于非常大且复杂的分子是二阶多项式。因此，图5所示的线性模型可以被包括本发明实施例的实际产品中的多项式模型所替代。

根据图4中五个样本的吸收光谱的叠加图所清楚的是，其它峰：峰1、峰2、峰4和峰5也可以用于提供用于量化分析的线性或多项式模型，尽管这四个峰并未给出比峰3更好的分辨率。

峰3的波长处于紫色区域中。以下为了读者考虑而提供了颜色波长的概述。

颜色	波长区间(nm)
		红外	>700
红	700-635
		橙	635-590
黄	590-560
		绿	560-490
蓝	490-450
		紫	450-400
紫外	<400

峰4的波长处于绿色区域中，并且峰5的波长处于黄色区域中。

趋近光谱的紫色端的波长具有更高的能量，并且趋近光谱的红色端的波长具有更低的能量。更高能量水平的波长与更低能量水平的波长相比更加具有进入到不同介质中的渗透性。因此，蓝色光不如绿色光有渗透性，进而所述绿色光不如红色光有渗透性。

因此，虽然峰3是HgbA1c吸收光谱中的最强峰，但是峰3的波长并不像峰4和峰5的波长那样深入地渗透到手腕组织之中。另一方面，峰4和峰5的波长与峰3的波长相比具有相对更差的用于量化分析的分辨率。

与选择峰3的波长来测量HgbA1c的常规趋势相反，本实施例的优选波长是峰4和峰5的波长，这是因为它们更好地渗透到对象的组织之中。

现在转向第二PPG传感器，选择红色或红外波长作为第二PPG传感器中的第二波长对于监测动脉中的血容量的量是有用的，因为血液的大量组成成分——诸如血浆——都是有机的。几乎所有的有机物都将吸收在能量上与它们的分子振动相对应的红外波长。因此，在适当考虑针对周边和身体热红外照射所导致的信号噪声之后，该第二波长可以从700nm开始往上的任何波长中选择。

在一个优选实施例中，第二波长为940nm。这是因为提供该波长的光的LED已经是市面上可获得的。此外，血液能够吸收该波长，但是图4的HgbA1c的吸收光谱却没有示出该波长处的吸光度峰。波长为880nm的LED也是市面上可获得的，其具有相同的优势并且也可以使用。

图6是从对象的心跳所获得的典型PPG信号的图示。PPG信号301包括AC部分601，其叠加在更大的非脉动的DC(直流)部分603上。图6的垂直轴线示出了吸光度。然而，PPG传感器的光电二极管检测光并输出以伏特为单位的数据。因此，该垂直轴线也可以示出电压。

AC部分601是由动脉中的血液的涌动所导致。指示为具有幅值y的DC部分603则是由身体相对不变化的部分所导致，诸如皮肤、组织和静脉血，它们同样吸收该PPG传感器所发射的光。因此，DC部分603形成PPG信号中的稳定基线。

为了读取有关动脉血中的分析物的数据，两个PPG传感器所读取的信号都被处理以提取出它们各自的AC部分。

AC部分601通过从PPG信号301中减去基线——即DC部分603——而提取。所提取的AC部分601随后除以DC部分603。换句话说，所提取的AC波形规格化为其AC/DC比率。图7示出了脉冲的图示，所述脉冲是以大约0伏特为中心的所提取并规格化的AC部分601。

通过第一和第二PPG传感器的脉冲的各自AC部分的提取和规格化而获得的第一和第二PPG传感器的脉冲可以相互比较大小。参照第二PPG传感器的脉冲的大小的第一PPG传感器的脉冲的大小提供了血液中的HgbA1c的量的指示。在没有以DC部分对AC部分规格化的情况下，脉冲是无法比较的，由于PPG信号的绝对幅度会随着PPG光源101和光学传感器103的特性而变化，并且仅所提取的AC部分的大小相应地发生变化。

然而，在第一PPG的读数可参照第二PPG的读数之前，两个PPG传感器的发光的传送路径必须是相似或相同的。拥有相似的传送路径给出了与实验室光谱仪中提供标准化单元路径(cell path)和标准化入射光强度相似的效果，其允许可再现的测量。这通过调节由一个或两个PPG传感器所发射的光的强度直至第一PPG传感器所获得的脉冲的形状与第二PPG传感器所获得的脉冲的形状相同来提供。产生相同的脉冲形状指示，如它们各自光学传感器103所检测的，两个PPG传感器的光已经到达了组织中的相同深度，并且经过了组织的相同层以及相同数量的动脉血。

关于此，为了清楚，第一PPG传感器所获得的脉冲称作HgbA1c脉冲，并且第二PPG传感器所获得的脉冲称作血液脉冲。

图8、图8a、图9和图9a示意性图示了改变两个PPG传感器的光的强度的效果。

在图8中，示出了构成第一PPG传感器的第一光源201和第一光学传感器203以及构成第二PPG传感器的第二光源205和第二光学传感器207。该第一和第二PPG传感器示为置于对象的皮肤801上。在皮肤801下的对象的组织中是血液通过其涌动的动脉803。光源201、205中的每一个图示为发射光，所述光被组织层所散射或反射并且随后被相应的光学传感器203、207所检测，如带箭头的线条所示。

图8a以实线示出了第一PPG传感器所读取的HgbA1c脉冲805，并且以虚线示出了第二PPG传感器所读取的血液脉冲807。PPG传感器所发射的光的强度为使得HgbA1c脉冲805和血液脉冲807具有相同的幅度，如字母x所标记。然而，由于两个PPG传感器以不同波长进行操作，所以这可意味着第二PPG传感器的红外光比第一PPG传感器的光更深地渗透到组织之中。在这种情况下，两个PPG传感器的光已经经过了不同的组织层和动脉以及所测量的不同血液量。作为结果，HgbA1c脉冲805的形状和血液脉冲807的形状并不相同。这图示为HgbA1c脉冲805具有两个子峰而血液脉冲807仅具有一个峰。

人的脉搏通常在大多数时间都是周期性信号。脉搏的单个心拍可以通过在一连串脉搏中截去其之前的心拍以及其之后的心拍而获得。如本领域技术人员所知的，脉搏的单个心拍的形状可以以许多方式来表征，并且这些包括对形成脉搏的子峰的数目进行计数，测量形成脉搏侧边的斜坡的角度，测量脉搏的基础的扩展，等等。所有这些方面都可以在比较两个脉冲时被加以考虑。

不同大小的脉冲可以具有相同的形状。因此，为了在数学或程序上比较两个脉冲的形状，脉冲就必须被缩放为相同的大小。在缩放到相同大小之后，脉冲形状的相似度可以以以下一种或多种方式以数学方式确定，例如，通过将脉冲与形状模板相比较，通过比较构成脉冲的峰和谷的时间和位置，或者通过比较时间的变化，等等。两个脉冲的尖端和凹陷的时间可以使用它们的一阶导数以数学方式识别和比较。该方法最佳地伴随有计算和比较脉冲的梯度和斜率。为了甚至更加准确，该实施例的一些变化形式要求在两个脉冲被认为相似之前它们的形状和相位二者都应当是关联的。

而且，脉冲形状可以使用信号处理技术特别是数字信号处理技术来比较，诸如使用信号关联算法，使用匹配滤波器来匹配脉冲形状，或者使用信号去卷技术。可替换地。脉冲可以转换至频域以通过频率分量与另一个脉冲进行比较。

比较脉冲形状的方法是已知的，并且不需要在本文进行进一步或更加具体的阐述。

用于认为两个脉冲相似的阈值或标准是特定于产品的数学或统计标准，其可以由不同的制造方以不同方式来确定。

在来自两个PPG传感器的脉冲被认为具有相同的形状之后，可以针对脉冲的大小比较它们的未缩放版本。

图9是类似于图8的示图，但是示出了在调节第一PPG传感器和第二PPG传感器所发射的光的强度之一或二者之后，第一波长的光渗透到组织中的深度如何变得与第二波长的光渗透到组织中的深度相同。作为结果，如图9a中所示，HgbA1c脉冲805变得与相对应的血液脉冲807的形状相同或高度相似。拥有相同的形状并不意味着拥有相同的大小。图9a示出了血液脉冲807的幅度大于HgbA1c脉冲805的幅度。

可以存在不同的方法来改变PPG传感器所发射的光的强度以找到相似的脉冲形状。以其中一种方法，调节模块233(图2)使得第二PPG传感器所发射的光的强度最大化并且保持恒定，而第一PPG传感器所发射的光的强度则首先最大化并且随后缓慢下降。与此同时，HgbA1c脉冲805和相对应的血液脉冲807从PPG信号中连续提取并且按照脉冲形状进行比较。HgbA1c脉冲805的形状随着第一PPG传感器的光强度的变化而变化。如果HgbA1c脉冲805的形状在任何阶段与血液脉冲807的形状相匹配，则迭代停止并且按照大小来比较脉冲。如果在第一PPG传感器的光强度的整个范围内HgbA1c脉冲805的形状始终都无法与血液脉冲807的形状匹配，则调节模块233将第二PPG传感器的光强度降低一个任意单位。

降低第二PPG传感器的光强度改变了血液脉冲807的形状。调节模块233随后再次使得第一PPG传感器的光强度最大化，并且使得其缓慢下降以找到具有与血液脉冲807变化后的形状相匹配的形状的脉冲。如果在第一PPG传感器的光强度的整个范围内HgbA1c脉冲805的形状还是无法与血液脉冲807的形状匹配，则调节模块233将第二PPG传感器的光强度进一步降低一个任意单位，并且调节模块233再次经第一PPG传感器的不同光强度水平进行迭代。

最终，通过对两个PPG传感器的光强度进行调节找到匹配的HgbA1c脉冲805和血液脉冲807。

图9b图示了HgbA1c脉冲805和血液脉冲807的形状如何随PPG传感器的不同光强度而变化。PPG传感器所发射的光的强度水平以任意单位在最左侧的列示出。中间列图示了第一PPG传感器所获得的HgbA1c脉冲的形状变化。最右侧的列图示了第二PPG传感器所获得的血液脉冲的形状变化。这两个PPG传感器中的每一个所观察到的脉冲的形状示为随着光的强度从1级到5级逐行增大而变化。

在图9b中，处于4级的HgbA1c脉冲805的形状与处于2级强度的血液脉冲807的形状相同，如图9b中的双箭头所指示。

在改变PPG传感器所发射的光的强度以找到相似脉冲形状的另一种方法中，在比较脉冲形状之前，两个PPG传感器都被同时操作以收集事先通过不同光强度所产生的所有不同脉冲形状。由于血液中的目标成分的响应并不受其它波长的光所影响，所以调节模块223可以同时操作两个PPG传感器以记录不同的脉冲。在这种情况下，调节模块223可以使得两个PPG传感器的光的强度都最大化并且随后将两个强度都缓慢下降该任意单位，从而获得具有不同脉冲形状的PPG信号。也就是说，关于图9b，在多个阶段从5级到1级发射540nm波长的光，并且记录每级的光强度的HgbA1c脉冲805。类似地，在多个阶段从5级到1级发射940nm波长的光，并且记录每级的光强度的血液脉冲805。

微控制器随后比较不同光强度下两个不同波长的脉冲的形状以找到最佳的形状匹配。具有匹配形状的脉冲按照大小进行比较，用于评估HgbA1c的量。

在该实施例的变体中，微控制器并不用于从PPG信号提取AC部分以获得脉冲。相反地，如PPG传感器的光学传感器103所读取的原始数据被发送至外部计算设备，来执行AC部分的提取、规格化和比较。

因此，如果HgbA1c脉冲805的形状和血液脉冲807的形状相匹配，HgbA1c脉冲805和血液脉冲807的大小可以用于提供血液中HgbA1c半量化。

图10示出了HgbA1c脉冲805和血液脉冲807可以如何用于量化对象的HgbA1c。图10的(a)、(i)、(ii)和(iii)、(1)、(2)和(3)部分中的每个脉冲集合示出了为了对比它们的差异而叠加在血液脉冲807上的HgbA1c脉冲805。

在图10的(a)部分中，具有相似幅度的HgbA1c脉冲805和血液脉冲807互相叠加。实线的脉冲表示HgbA1c脉冲805，而虚线的脉冲则表示血液脉冲807。HgbA1c脉冲805具有两个较小的峰，而血液脉冲807则仅具有一个峰。因此，脉冲的形状是不同的，并且两个脉冲并不是由渗透到组织中的相同深度的PPG光所产生。因此，这些HgbA1c脉冲805和血液脉冲807的大小无法进行比较。

在图10的(i)至(iii)部分以及(1)至(3)部分中，HgbA1c脉冲805和血液脉冲807具有明显相似的形状。这意味着两个PPG传感器的光渗透到组织中的程度是相同的。因此，(i)至(iii)部分以及(1)至(3)部分的每一个中的HgbA1c脉冲805和血液脉冲807的大小能够直接比较。

(i)至(iii)部分中的三个脉冲集合具有HgbA1c脉冲805和血液脉冲807之间的相同大小比率，即HgbA1c脉冲805具有血液脉冲807的高度的30％的高度。

然而，(i)部分中的HgbA1c脉冲805和血液脉冲807比(ii)部分中的相应HgbA1c脉冲805和血液脉冲807更大，后者进而比(iii)部分中的相应HgbA1c脉冲805和血液脉冲807更大。如果使用三个不同的糖化血红蛋白监测器100来测量相同对象的HgbA1c水平，则能够从该相同对象读取到这样不同的脉冲大小。每个糖化血红蛋白监测器100可以具有随机变化的光源效率和光学传感器敏感度，这导致了不同的脉冲大小。然而，由于HgbA1c脉冲高度与血液脉冲高度的比率是相同的，所以不同的糖化血红蛋白监测器100全部都读取到相同的HgbA1c水平。因此，图10的(i)、(ii)和(iii)部分示出了对象的血液中相同量的HgbA1c。

另一方面，图10的(1)、(2)和(3)部分示出了血液中逐渐减小的HgbA1c的量。如果该相同对象对于糖分摄入的饮食控制是成功的，则这可能随着时间而在其体内发生。

例如，在获得图10的(1)部分的时间，对象具有高的HgbA1c水平，因为HgbA1c脉冲805与血液脉冲807的幅度的比率是(1)、(2)和(3)部分中最大的。

在一个月的饮食控制之后，例如，该对象使用相同的糖化血红蛋白监测器100测试其HgbA1c水平。如果糖化血红蛋白监测器100是相同的，则PPG传感器中的光源的效率和光学传感器的敏感度也是相同的。因此，在(1)、(2)和(3)部分中血液脉冲807的高度是相同的。然而，(2)部分具有较小的HgbA1c脉冲805与血液脉冲807的比率，这意味着该对象的血液中HgbA1c更少。

(3)部分具有比部分(2)甚至更小的HgbA1c脉冲805与血液脉冲807的比率，表明该对象的血液中有甚至更少的HgbA1c。

除了脉冲高度之外，存在另一种方式来比较脉冲的大小。例如，可以将HgbA1c脉冲的曲线之下的面积与血液脉冲的曲线之下的面积相比较。这些方法是已知的并且无需在本文给出进一步的示例。

有利的是，HgbA1c脉冲大小和血液脉冲大小的比率可以用作评估血液中的HgbA1c水平的新标准，即半量化测度，其并不需要将PPG信号校准为实际的HgbA1c浓度。仅通过监测HgbA1c脉冲805与血液脉冲807的比率，对象就可以简单地跟踪其饮食控制的成果。

有利的是，HgbA1c脉冲805与血液脉冲807的大小比率能够用作建议餐食、餐厅、活动和营养补充品的指导。

除了HgbA1c之外，可以使用该方法监测血液中的其它分析物，诸如血液中的空腹血糖、荷尔蒙、维生素、离子等。为了对此进行阐述，图11示出了葡萄糖在红外区域中的光谱，其示出了三个不同的峰。假设葡萄糖的吸收光谱在诸如940nm的第二波长不具有任何明显的吸光度峰，则这些峰中的任何一个的波长都可以在第一PPG传感器中用作监测葡萄糖水平的第一波长。该示例示出了第一波长并不局限于紫外-可见光波长的范围。

图12示出了该实施例的一种变体，其中存在PPG组件，其具有向两个光学传感器103(S1和S2)发射光的一个光源101(L1)。这不同于之前所描述的具有两个PPG传感器的实施例，其提供了总共两个光源201、205以及两个光学传感器203、207。

“PPG组件”是指PPG光源101和光学传感器103的任意组合，包括一对一的光源和光学传感器对的常规配置，等等。在这种情况下，光源L1向对象的手腕中发射多色光，如图1所示，所述多色光包括检测HgbA1c以及监测动脉中的血液量所要求的第一和第二波长。

然而，光学传感器S1和S2是具有波长选择性的。光学传感器S1和S2中的每一个都具有滤光器从而仅允许预定波长通过。因此，可以仅使用一个光源L1获得用于监测HgbA1c的波长所获得的脉冲以及用于监测动脉中的血容量的波长所获得的脉冲。

图13示出了该实施例另一变体，其中存在一种具有两个单色光源101(即L1和L2)的PPG组件。光源101之一发射用于检测HgbA1c的波长的光，而另一个则发射用于监测动脉中的血液量的波长的光。

在一种操作模式中，来自光源L1和L2的光交替地通过组织朝向相同的光学传感器103传播，非常快速且周期性地(诸如每10毫秒)从L1变为L2再变回为L1。

优选地，在另一种操作模式中，光学传感器S2随着单色光源L1所发射的光的强度变化检测并记录脉冲形状的变化，而单色光源L2则关闭或者以待机模式进行等待。

随后，L2开启并且L1关闭或置于待机，并且S2随着L2所发射的光的强度变化检测并记录脉冲形状的变化。在此之后，针对形状相似度，将在来自L1和L2的不同水平的光强度下所获得的脉冲形状相比较。

所描述的实施例可以进一步修改为利用重叠的吸光度峰来分析血液中两种分析物。也就是说，第一分析物的吸收光谱在第一波长具有峰，第二分析物的吸收光谱在那里也具有峰，但是可以仅通过该第一波长来监测该第一分析物。如果第二分析物的吸收光谱在第二波长具有另一个明显峰，并且第一分析物的吸收光谱在该第二波长没有明显峰，则这两种分析物可以通过具有三个PPG传感器的实施例进行测量。典型地，血液的吸收光谱在该第二波长也没有吸光度峰。

更具体地，在该进一步修改的实施例中，一个PPG传感器以第一波长发光并且用于监测第一分析物。然而，第二分析物的吸收光谱在第一波长也具有吸光度峰并且对第一分析物的读数形成干扰。第二PPG传感器以第二波长发光并且用于监测第二分析物。第一分析物的吸收光谱在第二波长没有吸光度峰。

第三PPG传感器以第三波长发光并且用于监测动脉血容量。第一分析物和第二分析物的吸收光谱在第三波长没有任何明显的吸光度峰。如上文所描述的实施例那样，调节三个PPG传感器所发射的光的强度，直至通过所有三个波长所获得的脉冲在形状上相对应。当脉冲的形状相同时，按照大小对脉冲进行比较。

首先，在用于测量第一分析物的第一波长所获得的脉冲的高度减去在用于测量第二分析物的第二波长所获得的脉冲的高度。这去除了第二分析物对于第一分析物的测度的干扰。随后，第一分析物的剩余脉冲参照血液脉冲807，以量化血液中的第一分析物的量。

以相同的方式，用于将分析物的量与两种或更多其它分析物的干扰影响加以区分的进一步实施例是可能的。

因此，已经描述了一种方法，其中对通过向组织中发射两种或更多波长的光所获得的脉冲进行比较。在脉冲的形状相同的情况下，其意味着该波长的光已经渗透到对象的组织的相同深度。如果脉冲的形状相同，则可以比较脉冲的大小以用于量化。

如所描述的实施例包括一种选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，包括(多个)步骤：提供该光源，该光源将第一波长的光发射到对象的组织之中并且获得分析物脉冲805；提供第二光源，该第二光源将第二波长的光发射到对象的组织之中以获得血液脉冲807；调节该光源所发射的光的强度和/或该第二光源所发射的光的强度，直至该分析物脉冲805的形状和该血液脉冲807的形状是相似的。如本领域技术人员所知的，相似度意味着相似度高于预定相似度阈值水平，虽然优选是相同的但并不一定是相同的。

此外，如所描述的实施例包括血液分析物监测器100，包括：光电容积描计传感器组件，其具有至少一个光源和至少一个光学传感器；该光电容积描计传感器组件能够生成第一波长的光和第二波长的光，其通过对象的组织以由该至少一个传感器所检测；调节模块，其能够响应于通过该第一波长获得的脉冲信号的形状和通过该第二波长获得的脉冲信号的形状而调节该第一波长的光的强度和/或该第二波长的光的强度。

典型地，该调节模块能够调节该第一波长的光的强度和/或该第二波长的光的强度以提供通过该第一波长获得的脉冲信号的形状和通过该第二波长获得的脉冲信号的形状是以高于预定相似度阈值的方式而相似的。

虽然以上描述中已经描述了本发明的优选实施例，但是本领域技术人员将会理解的是，可以对设计、构造或操作的细节作出许多变化或修改但并不背离如请求保护的本发明的范围。

例如，除了手腕可穿戴设备之外，以上所描述的两个或更多PPG传感器可以以腕带、手表、用于手指的指环、在耳道中具有感应的耳机、用于上臂的臂带的形式来实施。此外，PPG可以编织到诸如T恤、胸罩、内衣之类的衣物中。再进一步地，PPG可以安装在鞋、袜子、头盔、帽子和眼镜中，诸如安装在接触头皮的眼镜腿上。只要PPG传感器可以保持紧贴皮肤以向皮肤之中照射光，以上所描述的分析就能够进行。

虽然峰4或峰5的波长是优先选择，然而也可能使用峰3的波长的更强的光源来补救浅层渗透。

此外，可以使用人工智能来改进脉冲形状的比较以及识别和量化血液分析物。

此外，可能将第一PPG传感器的读数、或者以上所描述的第一PPG传感器的脉冲的大小与第二PPG传感器的脉冲的大小的比率，校准为HgbA1c的绝对值或物理量。本领域技术人员所理解的是，该绝对值或物理量是指以克、毫克、微克、每升血液中的克数、每分升血液中的克数等作为单位的糖化血红蛋白的量。本领域技术人员还理解的是，校准包括例如将本发明应用于在其血液中具有已知量的糖化血红蛋白的不同对象，以及取得通过测量该分析物对第一波长的光的吸光度所获得的脉冲大小与通过测量血液对第二波长的光的吸光度所获得的脉冲大小的比率。随后，该比率认为等于糖化血红蛋白的已知量。多个其血液中具有已知量的糖化血红蛋白的对象可以用于提供多点校准。在校准之后，第一PPG传感器和第二PPG传感器的脉冲的比率的其它读数可以通过该校准而转换为HgbA1c的绝对值或物理量。

可选地，对象可能测试过他的糖化血红蛋白的量，并且他的糖化血红蛋白监测器100的校准可以通过使用其自己的糖化血红蛋白量作为单点校准来进行校准。随后，该校准可以长达数月地长期使用，以将在该对象的血液中检测到的HgbA1c脉冲与血液脉冲的比率的后续读数转换为HgbA1c的实际量。

Claims (18)

1.一种选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，包括步骤：

提供所述光源，所述光源将第一波长的光发射到对象的组织之中以获得分析物脉冲；

提供第二光源，所述第二光源将第二波长的光发射到所述对象的组织之中以获得血液脉冲；

调节所述光源所发射的光的强度和/或所述第二光源所发射的光的强度，直至所述分析物脉冲的形状和所述血液脉冲的形状是相似的。

2.根据权利要求1所述的选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，进一步包括步骤：

将所述分析物脉冲的大小与所述血液脉冲的大小相比较以监测所述分析物。

3.根据权利要求1或2所述的选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，其中

活体对象的动脉中的血液中分析物是糖化血红蛋白；

所述第一波长选自于

1)大约275nm，

2)大约340nm至350nm，

3)大约415nm至420nm，

4)大约540nm，或

5)大约580nm；并且

所述第二波长处于红色或红外范围中。

4.根据权利要求1所述的选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，包括进一步的步骤：

提供第三光源，所述第三光源将第三波长的光发射到所述对象的组织之中以获得第二分析物脉冲；

调节所述光源所发射的光的强度、所述第二光源所发射的光的强度和/或所述第三光源所发射的光的强度，直至所述分析物脉冲的形状、所述第二分析物脉冲的形状和所述血液脉冲的形状是相似的。

5.根据权利要求4所述的选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法，进一步包括步骤：

从所述分析物脉冲的幅度减去所述第二分析物脉冲的幅度以提供差额分析物脉冲；

将所述差额分析物脉冲的大小与所述血液脉冲的大小相比较以监测所述分析物。

6.一种表达血液中分析物的数量的方法，包括：

通过测量所述分析物对于第一波长的光的吸光度所获得的脉冲的大小与通过测量血液对于第二波长的光的吸光度所获得的脉冲的大小的比率；

所述分析物具有示出不存在所述第二波长的任何明显吸光度峰的吸收光谱；其中

所述第一波长的脉冲具有与所述第二波长的脉冲相同的形状。

7.根据权利要求6所述的表达血液中分析物数量的方法，其中

所述分析物是糖化血红蛋白；

所述第一波长选自于

1)大约275nm，

2)大约340nm至350nm，

3)大约415nm至420nm，

4)大约540nm，或

5)大约580nm；并且

所述第二波长处于红色或红外范围中。

8.根据权利要求7所述的表达血液中分析物数量的方法，进一步包括步骤：

确定所述糖化血红蛋白的数量是糖尿病前期的指示。

9.根据权利要求7所述的表达血液中分析物数量的方法，进一步包括步骤：

提供校准以将所述糖化血红蛋白的数量的表达形式转换为糖化血红蛋白的物理量。

10.根据权利要求7所述的表达血液中分析物数量的方法，进一步包括步骤：

提供针对糖尿病患者的饮食控制以及用于检测糖尿病前期的信息长期监测。

11.一种血液分析物监测器，包括：

光电容积描计传感器组件，其具有至少一个光源和至少一个光学传感器；

所述光电容积描计传感器组件能够生成第一波长的光和第二波长的光，所述第一波长的光和所述第二波长的光通过对象的组织以由所述至少一个传感器所检测；

调节模块，其能够响应于通过所述第一波长获得的脉冲信号的形状和通过所述第二波长获得的脉冲信号的形状而调节所述第一波长的光的强度和/或所述第二波长的光的强度。

12.根据权利要求11所述的血液分析物监测器，其中

所述调节模块能够调节所述第一波长的光的强度和/或所述第二波长的光的强度以提供通过所述第一波长获得的脉冲信号的形状和通过所述第二波长获得的脉冲信号的形状是相似的。

13.根据权利要求12所述的血液分析物监测器，其中

所述光电容积描计传感器组件包括第一光电容积描计传感器和第二光电容积描计传感器；

所述第一光电容积描计传感器具有发射所述第一波长的光的光源以及检测所述第一波长的光的光学传感器；

所述第二光电容积描计传感器具有发射所述第二波长的光的光源以及检测所述第二波长的光的光学传感器。

14.根据权利要求12或13所述的血液分析物监测器，其中

所述第一波长选自于

1)大约275nm，

2)大约340nm至350nm，

3)大约415nm至420nm，

4)大约540nm，或

5)大约580nm；并且

所述第二波长处于红色或红外范围中。

15.根据权利要求12所述的血液分析物监测器，其中

所述光电容积描计传感器组件能够进一步生成第三波长的光，所述第三波长的光通过对象的组织以由所述至少一个传感器所检测；

所述调节模块能够调节所述第一波长的光的强度、所述第二波长的光的强度和所述第三波长的光的强度，以提供通过所述第一波长获得的脉冲信号的形状、通过所述第二波长获得的脉冲信号的形状和通过所述第三波长获得的脉冲信号的形状是相似的。

16.根据权利要求11至15中任一项所述的血液分析物监测器，其中所述分析物是糖化血红蛋白。

17.一种基本上如附图中图示的在说明书中描述的血液分析物监测器。

18.一种基本上如附图中图示的在说明书中描述的选择用于监测血液中分析物的光源的强度的方法。

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