CN115444411A - 二氧化碳分压的无创伤性光学测定 - Google Patents

二氧化碳分压的无创伤性光学测定 Download PDF

Info

Publication number
CN115444411A
CN115444411A CN202210676319.0A CN202210676319A CN115444411A CN 115444411 A CN115444411 A CN 115444411A CN 202210676319 A CN202210676319 A CN 202210676319A CN 115444411 A CN115444411 A CN 115444411A
Authority
CN
China
Prior art keywords
light
sensor
gas
measurement chamber
photodetector
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.)
Pending
Application number
CN202210676319.0A
Other languages
English (en)
Inventor
J.芬奇
D.萨尔兹曼
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Radiometer Basel AG
Original Assignee
Radiometer Basel AG
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Radiometer Basel AG filed Critical Radiometer Basel AG
Publication of CN115444411A publication Critical patent/CN115444411A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—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
    • A61B5/145—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
    • 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
    • A61B5/6814—Head
    • A61B5/6815—Ear
    • A61B5/6816—Ear lobe
    • 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
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本文公开了一种用于无创伤性测量人类皮肤中CO2分压(pCO2)的传感器。所述传感器包括：外壳；用于测量气体的气体测量室；用于将透过皮肤扩散出的气体连通至气体测量室的至少一个通气管；将光传输至所述气体测量室中的宽带光源；检测器系统，包括第一光电检测器和第二光电检测器。所述第一光电检测器检测其中CO2吸收光的波长处的光，所述第二光电检测器通过测量其中没有气体吸收光的自由谱带中的光而充当零参考检测器，其中，气体测量室的路径长度、所需接收角以及最大内径根据不同的CO2分压的水平来优化，路径长度具有第一预定范围，所需接收角具有第二预定范围，以及最大内径具有第三预定范围。

Description

二氧化碳分压的无创伤性光学测定
本申请是申请号为201680022737.0、申请日为2016年04月18日、发明名称为“二氧化碳分压的无创伤性光学测定”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
本文所公开的传感器和方法的实施方案涉及无创伤性测量受试者体内的分析物浓度的领域，并且具体地讲，涉及在受试者的皮肤位置处，例如在耳垂上测量二氧化碳(CO2)或其他血气的分压。
背景技术
使用应用于人或动物皮肤以测量血气分压的传感器对血气分压进行无创伤性测量已作为许多临床情况中的有用工具在许多出版物中进行描述。用于无创伤性测量血气(诸如二氧化碳(CO2)和氧气(O2))的传感器是重症监护室(ICU)和新生儿重症监护室(NICU)中不可或缺的工具，因为它们以无创伤性的方式为患者、人或动物提供了持续可靠的呼吸功能监测，并使医院工作人员的工作量最少。
皮肤/经皮血气传感器领域内的趋势大体上是减小传感器和监视器两者的尺寸。用于测量经皮血气分压的优选位置之一是耳垂，因为耳垂的皮肤非常薄。此外，测量经皮血气分压通常用在早产儿身上。无论传感器是用在新生儿还是成年人身上，要在皮肤上找到能完全容纳下血气传感器的足够大的平坦区域都是困难的。因此，应使传感器的尺寸最小化。
因为通过皮肤扩散的气体体积很小，所以需要较高的传感器灵敏度。传感器应该能够在小体积样品上进行测量，并且响应时间应较短，例如，不超过60秒。优选地，它们在使用过程中还应该是校准的且无漂移。
用于皮肤或经皮血气分压测量的可商购获得的产品通常是电化学传感器。数十年来为人们所知的是，这些电化学传感器为人类皮肤中的血气分压提供了准确估计，并且能够据此计算动脉分压，这给医务人员特别是ICU、NICU和睡眠实验室的医务人员提供了患者呼吸功能的明确指示，而无需采集血液样本。所描述的电化学传感器可从例如US 6,654,622 B1中得知。
虽然据了解电化学传感器已被证明是医院不可或缺的工具，但是由于信号可能会漂移，它们需要频繁的校准，这可能会对持续时间较长的应用(例如，睡眠监测)带来一些问题，并且它们还需要频繁的重复镀膜，包括加入电解质溶液。因此，希望开发另一种不具有这些问题的传感器。
WO2008110927公开了一种使用可调激光二极管技术的光学传感器，其中光束在检测器处被接收之前，光束在采样单元中通过单个单峰传播进行传播，产生反映样品的化学物质的输出信号。
WO2003023374公开了一种使用消逝场来穿透皮肤以检测皮肤中的化学物质的光学传感器。
对于WO2003023374和WO2008110927中的两种技术，光源均为安装在传感器外部的激光器，其经由光导将光传输至传感器。这些系统具有若干缺点，由于光路上的光学干扰，导致激光腔内产生背光干扰，从而严重降低灵敏度。此外，这些系统使用提供单一频率的光的激光光源，然后此光可在其基波或其中一个谐波处受到调谐，以便被一种气体(例如，二氧化碳)吸收。然而，激光器有若干缺点。与其他光源相比，激光器是昂贵且笨重的。出于其尺寸的原因，激光器安装在外部设备中，并且光经由光纤传输至传感器。光纤电缆在使用一段时间后由于应力可能会断裂。此外，尽管激光被调谐为特定的波长，但由于温度变化，激光会产生漂移，这在睡眠监测用途中已成为一个问题，其中室温在夜间降低，改变了探测器系统中光的波长。因此，使用激光器的系统需要不间断地调节监测，以确保激光器提供预期波长的光。
WO2015010709公开了一种使用红外(IR)光源的用于检测CO2的光学传感器，其可将IR光通过数值孔径(NA)转换器和波长滤波器传输至具有若干反射表面的测量体积中，所述若干反射表面可增加通往检测穿过测量体积的光量的检测器的信号通路。传输通过测量体积的光的变化用于估算测量体积中CO2的量的变化。这在光学中也称为“非成像”，即光电检测器不是用于在测量体积中创建样品的图像，而是检测测量体积内的变化。
在这种情况下，术语“皮肤的”是指对患者、人或动物的表皮层中的情况的测量。术语“经皮”通常是指对表皮层下方的情况进行检查的测量。经皮测量与皮肤测量的不同之处在于经皮测量的温度较高，从而表皮层中的血流量增加，使得表皮层更像动脉，即表皮层表现得更像表皮下方的层，除此之外，经皮测量与皮肤测量没有什么不同。进行经皮测量所需的温度升高多少取决于患者的皮肤。新生儿或早产儿具有非常薄的皮肤；因此，例如40℃的温度可足以进行血气的经皮测量，而老年人具有较厚的皮肤层，可能需要44℃或45℃的温度才能使表皮动脉化。在本发明的上下文中，不管测量目的是检查表皮还是表皮下的情况都无关紧要。因此，无论术语“皮肤的”或“经皮”是否用于描述本发明，任一术语都涵盖了使用应用于人类皮肤的传感器来测量血气分压。
发明内容
本发明在第一方面提供了一种用于无创伤性测量人类皮肤中CO2分压(pCO2)的传感器，其包括：外壳；用于测量气体的气体测量室；用于将透过皮肤扩散出的气体连通至气体测量室的至少一个通气管；将光传输至气体测量室中的宽带光源；检测器系统，包括用于检测从光源传输通过气体测量室的光的第一光电检测器和第二光电检测器；其中第一光电检测器检测其中CO2吸收光的波长处的光，该传感器的特征在于，第二光电检测器通过测量其中没有气体吸收光的自由谱带(freeband)中的光而充当零参考检测器。
根据本发明的传感器具有优于现有已知传感器的若干优点。该传感器在使用过程中无需校准，但出厂前的初始校准仍然是预见的。它为长时间测量CO2浓度提供了可靠结果，并且具有较短响应时间。虽然该传感器可仍然具有可能不时更换的膜，但它避免了电化学传感器中已知的复杂的重复镀膜过程。该传感器是温度稳定型、使用可靠的并且由于光源是内置式宽带光源而无需光导，此外，它还比可调激光器便宜。
本发明的传感器的另一个优点是，可将其设计成使得光能够大致以直线方式从光源行进到检测器，而不被反射，这使得该光学系统相比起光需要在若干表面上反射才能从光源行进到检测器的系统来说非常有效。此外，本发明的系统提供了测量室，其中气体扩散到测量室中的方向垂直于光的方向，这也提高了效率，因为如果光与通气管之间的入射角大致垂直，则光不太可能被通气管无意地吸收。
在本发明的实施方案中，第二光电检测器被优化用于接收自由谱带中的光，其具有以3.9μm为中心的带通滤波器，以允许传感器计算被CO2吸收的光的量。
在本发明的实施方案中，气体测量室具有诸如金、银或铝的反射材料的内表面，这使得测量室更具反射性，并因此将有大量的光从光源传输至检测器。
在一个实施方案中，测量室内表面的粗糙度小于1/4λ，这提供了平滑的表面，降低了从测量室到光源的背反射的风险。
在一个实施方案中，传感器具有分束器，其用于以射棱镜或反射光栅的形式将至少两个光电检测器之间的光分隔开，从而确保光在电检测器处得到接收。
在一个实施方案中，传感器具有拥有两个相对开口的测量室，其中第一开口由光源封闭，并且第二开口由检测器系统封闭，从而在光源和检测器系统之间提供直线，并且提高了来自光源的光的使用效率。
在一个实施方案中，通气管垂直于气体测量室，这提高了气体测量室的效率。
在传感器的实施方案中，光源是发光二极管(LED)，其具有较小部件尺寸并且以较高效率提供光。
在本发明的实施方案中，光源是红外光源，其在其中CO2吸收光的光谱中提供了大部分功率。
在一个实施方案中，信号处理器连接到至少一个光电检测器，用于计算第一光电检测器和第二光电检测器处的信号之间的差值，并且还用于计算CO2分压。
在一个实施方案中，第二光电检测器在反馈回路中连接至光源，从而允许传感器自动校准光源，使得光源始终向测量室提供相同的光。
在传感器的实施方案中，信号处理器基于来自第一光电检测器和第二光电检测器的信号之间的差值来计算CO2分压。
在传感器的实施方案中，总测量体积具有小于2μL的体积，这允许传感器具有快速响应时间。
在一个实施方案中，传感器被优化用于测量二氧化碳，其中第二光电检测器的带通滤波器以4.26μm为中心，在该波长下CO2吸收光。
在另一方面，本发明提供了一种通过如下测定CO2经皮分压的方法：用宽带光源照射气体测量室中的CO2气体样品；通过第一光电检测器和第二光电检测器检测传输通过气体测量室的光，其中第一光电检测器检测其中CO2吸收光的波长处的光，第二光电检测器检测其中没有气体吸收光的自由谱带中的光；并且基于两个光电检测器信号之间的差值借助信号处理器计算CO2分压。
根据本发明的传感器经由多个通气管接收透过皮肤扩散的气体，所述多个通气管允许传感器中的测量室相通地连接至受试者的皮肤。在测量室的一端，光源被设置为将光发射至测量室中。在测量室的另一端，设有具有至少两个光电检测器的检测器系统。第一光电检测器被优化用于接收处于光被待测定CO2吸收的光谱中的光，并因此用作工作通道。第二光电检测器被优化用于接收其中没有气体吸收光的光谱中的光，并因此用作零参考通道。第二光电检测器给出显示传输至测量室的能量的总量的信号。来自第一光电检测器和第二光电检测器的信号之间的差值用于测定测量室中被CO2吸收的光的量，并计算CO2分压。
光源是广谱光源，例如，红外线(IR)、发光二极管(LED)或二极管阵列，其使用在可见光或IR范围内涵盖若干波长的广谱光照射测量室。根据测量室内气体的类型和量，不同波长的光将被气体分子吸收，例如，CO2吸收4.26μm处的光。根据测量室中CO2的量，一定百分比的光将被气体分子吸收，并因此不会到达光电检测器，而是被测量室中的CO2吸收。由于光源是广谱光源，许多不同波长的光将到达光电检测器。在3.9μm处没有发生吸收，即3.9μm是一个自由谱带，在该波长下，光从光源传送到检测器时不会被任何气体吸收。根据本发明的传感器通常将在两种不同情况下暴露于不同的气体。当传感器位于患者皮肤上但未进行使用时，传感器暴露于自由空气中的气体，即N2和O2。当传感器进行使用时，它暴露于从人类患者的皮肤扩散的气体，即CO2、O2和水蒸气。因此，在3.9μm处，这些气体均不会干扰光从光源到检测器的传输。在参考通道处接收的光因而反映了从光源传输的光的量。参考通道应当对3.9μm(即3.9μm±45nm的通带)处的光敏感。类似地，有效光电检测器应当对能被CO2吸收的例如波长为4.26μm±90nm的光敏感。
参考通道的目的是确定在没有任何光被吸收的情况下的可用光的量，以便能够计算被气体分子吸收的光的量，从而确定所述气体的量。在一个实施方案中，参考通道也用于调节光源的功率。虽然所选择的光源具有非常稳定的时间性能曲线，但随着传感器的故障时间超过传感器的估计总使用时间，所有光源都会随时间而衰减。因此，在自动校准过程中，在参考通道处检测到的光能够用于调节所述光源的功率。
光源透过密封测量室的红宝石窗片或蓝宝石窗片将广谱光传输至测量室中。光谱的光是这样的，其至少覆盖零吸收参考通道和工作通道两者。在测量室的相对端，用于矫正和对准光的透镜(诸如准直透镜)密封了测量室。在透镜之后，诸如棱镜或反射光栅之类的分束器在光电检测器之间分光。透镜、分束器和光电检测器的相互关系使得光在光电检测器之间被均匀地分束。
光源可在反馈回路中连接至参考通道以允许光源的输入功率得到调整，从而使由光源提供给测量室的能量的量保持在基本上恒定的水平。换句话说，当光源的特性由于例如老化而改变时，反馈回路调整供应给光源的功率，以便将供应到测量室中的能量的量维持在指定的范围内。反馈回路的优点在于传感器可具有自动校准功能，使得在传感器的使用过程中无需手动校准。如果在参考通道处接收的能量的量减少，则反馈回路可增加提供给光源的功率，从而使传输至测量室中的光保持在恒定水平。
光源原则上可以是发射处于可见光或红外线(IR)范围内的光的任何类型的光源。然而，光源当然应该发射处于光被CO2吸收的范围内的光，以及处于没有气体吸收光的范围内的光，以提供给参考通道。为了具有一个有效的传感器，即能够对测量室中含量很低的CO2进行测量的传感器，应有大量的光子进入测量室，这就是现有技术优选激光的原因，因为激光在特定频率下提供了大量的能量。为了使光效率最大化，检测器的展度应充当临界通光孔径。因此，优选地，从光源发出的光在透过窗片、测量室和透镜时不应发生损失。光源、窗片、测量室、透镜、分束器和光电检测器及其相互关系，应被选择成使得光电检测器的展度是从光源到光电检测器的光路中的限制因素，以实现良好的信噪比。
参考通道的目的是确定当没有发生吸收时的可用光的量，以便能够计算被气体分子吸收的光的量，从而确定所述气体的量。在一个实施方案中，参考通道也用于调节光源的功率。虽然所选择的光源具有非常稳定的时间性能曲线，但随着传感器的故障时间超过传感器的估计总使用时间，所有光源都会随时间而衰减。因此，作为自动校准过程中，在参考通道处检测到的光能够用于调节所述光源的功率。
为了在传感器中获得高灵敏度，应优化测量室，以便在待测定的CO2的低分压水平下不会阻挡所有的光，但同时吸收足够数量的分子来获得良好的信噪比。表I示出了在50mmHg和200mmHg的CO2分压下测量室的最佳路径长度以及两者之间可能的折中值。可使用朗伯-比尔定律来计算最佳路径长度。表I还示出了测量室的所需接收角和测量室的最大内径，确保光从光源向光电检测器传输，而不是朝着光源反向地反射。
表I：气体测量室的最佳物理尺寸一览表
<u>参数：CO<sub>2</sub></u> <u>用于50mmHg的优化值</u> <u>可能的折中值</u> <u>用于200mmHg的优化值</u>
<u>光学路径长度</u> 10mm 7mm 3mm
<u>测量室的最大内径</u> 0.24mm 0.27mm 0.44mm
<u>测量室所需的接收角</u> 44° 35° 23°
为了将传感器的响应时间维持在合理的水平，例如，低于2分钟，体积应尽可能的小，因为透过受试者皮肤扩散出的血气的量很小。在一个实施方案中，测量室(包括将测量室连接至受试者皮肤的通气管)不超过2μL。
可调节测量室的直径以确保测量室和通气管的总体积不超过2μL。本领域技术人员将理解，只要考虑到诸如最佳路径长度的其他要求，并且测量室具有针对CO2浓度而优化的长度(该长度是使用朗伯-比尔定律专门计算的)通气管和测量室的具体构造便可自由选择。本发明的设计允许血气在皮肤和测量室之间充分流动，在初始预热阶段后不到两分钟内，测量室中的气体组成反映了皮肤中的气体组成，因此传感器将获得看似直接在患者皮肤中测量的结果。
测量室可通过从诸如铝、金、银或类似的金属片钻管制造。测量室内部的精加工应平滑，以提高反射率。使用合适的工具加工和/或抛光实现所需的粗糙度。在一个实施方案中，测量室内部的粗糙度应在1/4至1/20λ的范围内，优选地为至少1/8λ，其中λ是IR光谱的中心。另选地，气体测量室可用塑料模制，然后进行喷涂以获得所需的粗糙度。无论用何种方法制造测量室，都可通过用以上任何一种材料或以下任何一种材料涂层来增加测量室的反射率：钨、钼、氧化铝、氮化硅、氟化镁、聚四氟乙烯、聚对二甲苯或任何其他合适的材料。
通气管垂直于气体测量室，并且气体扩散进入气体测量室的路径垂直于入射光波。这具有以下优点：气体测量室中用于使气体进入气体测量室的开口不太可能吸收光或者将其反射回光源。此外，由于光的正向路径与气体扩散的正向路径垂直，这使得光波存在与CO2分子发生碰撞的可能。
为了进一步提高灵敏度，气体测量室和棱镜应经过光面修整以确保良好的正向反射，即确保尽可能多的光从光源行进至光电检测器。平滑的表面将提供更好的信噪比，因为较大百分比的光将从光源传输至光电检测器，而较粗糙的表面将产生更多的背反射，从而减少光电检测器接收的光量。
透镜的目的是矫正并聚集光，使得光可在光电检测器之间均匀地分束。光将沿着许多不同的路径穿过测量室。一些光可沿直线从光源行进到透镜并进一步到达棱镜。其他光在穿过测量室的过程中将反射若干次。因此，通过进一步矫正光，透镜可用于增加到达分束器以及在光电检测器之间分束的光的百分比。
分束器将光在光电检测器之间分束，并将光聚焦在光电检测器的通光孔处。分束器可以是例如棱镜或反射光栅的形式。棱镜需要最佳对准，当对准时会非常有效地使光线均匀分束，从而确保传输至测量室中的大部分光在光电检测器处被接收。反射光栅较不易对准，当其最佳对准时，效率不如棱镜那样高。
光电检测器可具有窄带带通滤波器，其具有较陡的滤波梯度，仅允许特定范围内的光被检测到，例如，零参考通道的中心波长为3.9μm，这是气相中没有分析物吸收光的带，检测CO2的波长为4.26μm。为了获得最佳光效率，光电检测器的所有前置通光孔必须等于或大于检测器通光孔的展度。
光电检测器中的一个测量在波长为4.26μm处接收的光的量，该波长是在180nm滤波器带宽情况下CO2吸收光时的波长。该检测器也称为工作通道或信号检测器，因为所述谱带是CO2将吸收光时的谱带。与参考检测器相比，使用该检测器检测到大量的光意味着在测量室中仅存在少量的CO2(例如，0-30％)。第二检测器代表参考通道，在滤波器带宽为90nm的情况下其测量波长为3.9μm的光，该谱带是没有气体吸收光的能量谱带。将来自两个光电检测器的信号相减，得出表明测量室中CO2的量的指示。来自光电检测器的输出为电压，使用A/D转换将其转换成数字信号。另选地，一些光电检测器提供数字输出。数字信号用于在位于传感器中的计算单元中计算CO2分压，或者在与传感器相连的另一设备中通过将数字信号与传感器校准曲线进行比较来计算CO2分压，以确定气体测量室中CO2的量。
附图说明
通过参照附图描述的实施例，上述方面和其他方面将变得显而易见，并且得到阐明，在附图中：
图1示出了用于测量人类患者皮肤中CO2分压的传感器的示意性框图。
图2示出了用于测量CO2分压的非分散红外线(NDIR)检测器的详细视图。
图3示出了用于测量CO2分压的NDIR检测器的不同实施例，其中棱镜(27)被光栅(28)代替。
图4a示出了0-10μm光谱中水和二氧化碳的吸收光谱。
图4b示出了图4a的吸收光谱的特写，其聚焦于3.8μm至4.6μm的光谱。
图5分别示出了CO2的气体吸收光谱以及工作通道和参考通道的滤波器功能的图。
图6示出了用于经皮测量皮肤中CO2分压的传感器，其通过有线连接与监视器通信。
图7a示出了针对传感器而测量的预热时间与温度的关系。
图7b示出了传感器的预热时间与相对pCO2[mmHg]的关系。
具体实施方式
图1示出了用于测量人类患者皮肤(1)中CO2分压的传感器(10)的实施例的示意性框图。传感器(10)包括外壳、测量单元(20)以及呈膜(13)形式的患者界面，该患者界面在使用时接触患者皮肤(1)，并且保护传感器(10)免受例如湿气和粉尘。此外，传感器包括用于测量传感器温度的热敏电阻器(11)，还可用于控制加热元件(17)。当将检测器信号转换为CO2分压时(例如通过Severinghaus方程)，从热敏电阻(11)读出的温度还用于信号处理。两个通气管(18)穿过膜(13)将测量室(23)与皮肤表面连接，由此透过皮肤扩散的气体穿过膜(13)并通过通气管(18)输送到测量室(23)。测量室(23)在一端处由光源(21)封闭，并且在另一端处由具有双通道检测器(15)形状的检测器系统封闭。患者皮肤(1)、通气管(18)和测量室(23)限定了封闭系统。电子板(14)包括放大、滤波、A/D转换器和信号处理装置。电子板(14)与双通道检测器(15)通信，将从双通道检测器(15)接收的信号转换为表示患者皮肤中血气分压的值。此外，电子板(14)上的信号处理从热敏电阻器(11)中的至少一者接收关于传感器(10)表面温度的信息，以控制加热传感器(10)的加热元件(17)。
加热元件(17)用于预热传感器(10)，这也预热了人类患者的皮肤。热敏电阻器(11)也用于控制加热元件(17)，以实现施加在传感器(10)上的正确温度，并避免灼伤患者皮肤。关于图1所描述的设计具有两个热敏电阻器(11)。对于此目的来说一个热敏电阻器(11)就足够了，但目前已成为业内标准的设计为，具备两个热敏电阻器(11)，从而使传感器(10)温度控制加倍，这是因为测量用于计算血气分压的正确温度和避免灼伤患者皮肤很重要。传感器(10)的加热由医务人员来安排，同时限定测量时间和温度。电子板(14)还负责与外部设备(未示出)通信，例如，监视器、经由电缆连接的控制器单元、或经由诸如WiFi、蓝牙、GSM或类似网络的无线方式连接的智能电话、计算机或平板电脑。
在一个实施方案中，电子信号处理是在传感器(10)的外部进行的。因此，电子板(14)位于设备中，例如传感器(10)外部的监视器。热敏电阻器(11)、加热元件(17)、光源(21)和双通道检测器(15)通过电缆(例如，以总线的形式)连接至外部设备中的电子板(14)。优选地，A/D和D/A转换在传感器(10)中执行，使得传感器(10)和外部设备之间的通信是数字有线通信或无线通信。
膜(13)保护传感器(10)的内部部件，例如，电子器件、通气管(18)和测量室(23)，以防止诸如湿气和粉尘等微粒的侵入。膜(13)对血气是可渗透的、疏水的、机械稳固的，并且当与酒精棉签、凝胶或汗水接触时其渗透性或结构特性不会改变。这允许血气从患者皮肤扩散出并穿透膜(13)，同时阻止粉尘和湿气穿透膜(13)，以防止潜在地损害传感器(10)、测量部件、电子器件或阻挡通气管(18)，并因此防止阻塞患者皮肤与测量室(23)之间的血气通道。
在本发明的一个实施方案中，通气管(18)的直径为200μm，且长度不超过4mm。优选地，通气管(18)的长度应尽可能的短，因为通气管(18)内的气体体积增加了气体测量室(23)的总体积，由此管内体积对灵敏度具有不利影响。然而，需要一定的长度以允许光电检测器和光源设置在测量室(23)的两侧，并允许热敏电阻器(11)安装在传感器的表面上，因为它们需要接近皮肤以检测皮肤温度。通气管(18)的直径也增加了总体积，并且应选择尽可能小的直径以便保持传感器的低响应时间。另一方面，较大的直径将降低通气管(18)被侵入的微粒阻塞的风险，并且还允许气体在皮肤和测量室(23)之间更好地流动。因此，这里200μm的直径是一个折中值。选择两个通气管(18)是因为一个通气管会增加部分地或完全地阻塞通气管的风险，而三个或更多个通气管(18)会增加总体积和响应时间。测量室(23)的总体积(这里包括两个通气管(18)的体积)不超过2μL，这是由于每时间单位透过皮肤扩散出的气体体积很小，而测量室若体积大则将会大大增加传感器(10)的响应时间，优选地响应时间不超过一分钟。因此，不超过2μL的体积被认为是一个很好的折中值。测量室(23)的相互作用长度，即光可与血气分子相互作用的测量室(23)的长度在1.5mm至30mm的范围内，也可参见表I。
图2是气体测量单元(20)的详细示意性框图，包括：光源(21)，该光源通过由例如红宝石或蓝宝石制成的IR透明玻璃窗片(22)将光传输至测量室(23)中，该玻璃窗片保护光源(21)并密封测量室(23)；和准直透镜(24)，其密封测量室(23)的另一端。准直透镜(24)聚集并矫正光线，使得所有光聚焦在棱镜(27)处。聚焦透镜限定了焦点，并且被选择用于使得棱镜(27)将光在两个光电检测器(25)和(26)之间均匀地分束。准直透镜(24)、棱镜(27)和两个光电检测器(25,26)共同组成了双通道检测器(15)。准直透镜(24)、棱镜(27)和光电检测器(25,26)之间的几何形状使得到达准直透镜(24)的大部分光线也到达每个光电检测器(25,26)处的敏感点从而优化灵敏度。棱镜(27)涂覆有IR反射涂层，例如铝、金、银或其他合适的材料。
为了进一步提高灵敏度，气体测量室(23)和棱镜(27)应经过光面修整以确保良好的正向反射，即确保尽可能多的光从光源(21)行进至光电检测器(25,26)。因此，在632.8nm下，粗糙度应为1/4λ至1/20λ。平滑的表面将提供更好的信噪比，因为较大百分比的光将从光源(21)传输至光电检测器(25,26)，而较粗糙的表面将产生更多的背反射或散射，并减少反射回光源的光的百分比。气体测量室(23)可从固体金属片或另一种合适的材料钻孔制造。使用合适的工具加工和/或抛光实现所需的粗糙度。另选地，气体测量室(23)可用塑料模制，然后进行喷涂以获得所需的反射率和粗糙度。
图3示出了另选的气体感测单元的示意图。与图2的唯一区别在于，棱镜(27)被反射光栅(28)替代，而不再采用棱镜(27)。与棱镜(27)相比，反射光栅(28)的优势在于其不需要像棱镜(27)一样精确地对准。然而，通过正确的对准，棱镜(27)在两个光电检测器(25,26)之间对光的分散更为有效。
图4a示出了在0-10μm的中红外光谱中水和二氧化碳的吸收光谱。该光谱是使用由哈佛大学史密森天体物理学中心的原子与分子物理系维护的Hitran数据库创建的。在该数据库中还有更多可用的气体吸收光谱，但一般情况下，只有水蒸气、二氧化碳和氧气透过皮肤扩散出，并且氧气不吸收光。因此，只需关注CO2和H2O。可以看出，水蒸气占据了大部分光谱，但是CO2占据的狭窄谱带以及至少一个基本上没有吸光度的谱带都位于4μm波长附近。
图4b示出了图4a中4μm波长附近的光谱的特写，其中已经确定CO2具有上佳吸收的谱带，即4.26μm附近，并且其中还存在基本上没有气体吸收光的自由谱带，即3.9μm波长附近。该图还可用于设计滤波器，使得滤波器覆盖合适的带宽并具有适当的较陡滤波器系数，由此使得光电检测器精确地覆盖目标谱带，例如，针对CO2而言的4.26μm±90nm谱带和针对O2而言的3.9μm±45nm谱带。
图5示出了吸收系数/cm-1(左侧竖直轴线上)和滤波器传输百分比(右侧竖直轴线上)与波长(水平轴上，以μm为单位)的关系。峰值示出了CO2气体的吸收情况，并且曲线示出了参考通道(左)和工作通道(右)的滤波函数。参考通道被选择在其中没有气体分子吸收光的自由谱带中，因此在该波长处所发射的所有光将穿过检测器，并且由于参考通道检测器滤波函数的较陡梯度和有限的带通滤波器，参考通道将不会接收可能被气体分子吸收的光。选择有源滤波器的滤波函数，使其覆盖待测定气体的吸收光谱。因此，工作通道将接收与测量室(23)中气体的量成反比的光。参见图4，还可以看出，在CO2吸收带的正上方还存在可设置参考通道的自由谱带。
图6示出了用于光学测量患者皮肤中CO2分压的传感器(10)。传感器经由电线(35)连接至监视器设备(34)。监视器还连接到电网和医院信息基础设施(未示出)。虽然传感器(10)包括信号处理装置，但一些信号处理仍然可由监视器(34)执行。
图7A示出了根据本发明的传感器的预热时间，其中传感器温度[℃]被绘制为时间[分钟]的函数。将温度设置为43℃，并且将提供给传感器的功率限制为500mW(通常提供给传感器的功率被限制在1000mW)。仅在3.8分钟(3分48秒)之后，温度稳定在43℃，但在2.2分钟(2分12秒)之后，已经可以测定稳定的CO2含量。像如今的可商购获得的传感器一样将功率限制提高到1000mW，将大约使预热时间缩短到原来的一半，即在120秒内达到稳定温度43℃，并且在60秒左右达到稳定的CO2含量。
图7B示出了对于具有10％CO2的试验气体而言，对应于图7A中预热时间的相对CO2分压。可以看出，在启动后2分钟左右，CO2含量和传感器温度趋于稳定。该图示出了4条不同的曲线，它们的走向大致相同，但却达到了不同的CO2含量。CO2含量的差异反映出所使用的不同光源提供了不同的传感器灵敏度，即系统提供了与所用光源无关的相同稳定点。在初始校准过程中对含量差异进行处理。
实施例
参考图1和图2所述的传感器(10)将被置于患者皮肤(1)上，以用于测量皮肤中血气的分压。膜(13)对这种气体是可渗透的，但会阻止湿气、粉尘等进入传感器核芯。血气行进穿过两个通气管(18)进入测量室(23)。测量室(23)、通气管(18)和皮肤限定了封闭系统。因此，测量室(23)中血气分子的量将及时地反映患者皮肤组织中的血气分压。在测量室(23)的一端，设置光源(21)，从而将光发射至测量室(23)中。在测量室(23)中，在4.26μm处的光被测量室(23)中的CO2分子吸收，导致该波长的光强度削弱，而在3.9μm处的光没有被吸收，从而穿过测量室(23)被检测器(15)检测。借助检测器的参考通道(3.9μm)检测到的光与借助检测器的工作通道(4.26μm)检测到的光之间的差值，反映了测量室(23)中的气体的量，由此反映了患者皮肤组织中的CO2分压—参见图2和图3中的活动通道和参考通道。该差值由电子板(14)上的信号处理设备计算。加热元件(17)控制传感器的温度，继而控制患者皮肤的温度。根据患者的病情，在某些情况下可能需要比在其他情况下更好地预热患者的皮肤。皮肤被预热到在25℃和45℃之间的温度。温度由包括至少一个热敏电阻器(11)的反馈系统来控制，该热敏电阻器测量传感器表面温度并将信号反馈至控制加热元件(17)的电子板(14)上的信号处理器。
已对传感器进行了测试来验证其能力。已根据以下II类特殊控制指导文件来进行测试：《皮肤上的二氧化碳(PcCO2)和氧(PcO2)监视器》、《行业和FDA指南》(2002年发布的文件)，以及根据ASTM F984来进行测试。
通过将传感器暴露于气体1-9(表II)来校准传感器(初始校准)，在10分钟内气体流量范围为10-20mL/min(包括每种试验气体的稳定阶段)。记录每种气体最后30秒的数据以建立中值读数。将这些中值用作校准曲线上每种浓度下的单个点。在读取pCO2值之前，将传感器在10分钟内进一步暴露于气体1-9。记录最后200秒的数据以评估平均值、最小值和最大值以及标准偏差。
表II试验气体
Figure BDA0003694757700000141
Figure BDA0003694757700000151
使用气体传感器和试验气体值所计算的值之间的差值得到确定，如表III可见。
表III计算的气体值
Figure BDA0003694757700000152
传感器的响应时间已根据II类特殊控制指导文件tcPCO2、ASTM F984和IEC60601-3-1得到确定。记录最大的10％-90％响应时间，如表IV可见。在温度为44℃时测量响应时间，温度校正因子设定为1，并且代谢偏移为0(零)mm Hg。在活的有机体内校正也是0(零)mm Hg。测试工序重复三次。如本文所述的那样对传感器进行测试，其中两个通气管(18)被膜(13)覆盖。从第6列可以看出，验收标准是响应时间低于60秒。可以看出，SMD5部件的响应时间明显比其余部件长。这种迟缓响应的原因在于，一个通气管被堵塞，并因此气体只能通过另一个通气管进入测试测量室(23)。尽管堵塞通气管(18)，但响应时间仍然低于验收标准。
表IV响应时间
Figure BDA0003694757700000153
Figure BDA0003694757700000161

Claims (23)

1.一种用于无创伤性测量人类皮肤中CO2分压(pCO2)的传感器，包括；
-外壳，
-气体测量室，所述气体测量室用于测量气体，
-至少一个通气管，所述通气管用于将透过皮肤扩散出的气体连通至所述气体测量室，
-宽带光源，所述宽带光源将光传输至所述气体测量室中，
-检测器系统，所述检测器系统包括用于检测从所述光源传输通过所述气体测量室的光的第一光电检测器和第二光电检测器，
-其中所述第一光电检测器检测其中CO2吸收光的波长处的光，
-所述传感器的特征在于，所述第二光电检测器通过测量其中没有气体吸收光的自由谱带中的光而充当零参考检测器，
-其中，所述气体测量室的路径长度、所需接收角以及最大内径根据不同的CO2分压的水平来优化，
-其中，所述路径长度具有第一预定范围，所述所需接收角具有第二预定范围，以及所述最大内径具有第三预定范围，所述第一预定范围、所述第二预定范围和所述第三预定范围是通过预定的第一CO2分压和预定的第二CO2分压确定的。
2.根据权利要求1所述的传感器，其中两个通气管穿过膜将测量室与皮肤表面连接，由此透过皮肤扩散的气体穿过膜并通过通气管输送到测量室；测量室在一端处由光源封闭，并且在另一端处由具有双通道检测器形状的检测器系统封闭；患者皮肤、通气管和测量室限定了封闭系统。
3.根据权利要求1所述的传感器，其中所述自由谱带以3.9μm为中心。
4.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述气体测量室具有诸如金、银或铝的反射材料的内表面，从而形成反射管。
5.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述反射管的粗糙度小于被待测定气体吸收的光的波长的1/4。
6.根据权利要求5所述的传感器，其中所述反射管的粗糙度小于被待测定气体吸收的光的波长的1/8。
7.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，还具有：分束器，用于将来自所述聚光透镜的光在所述传感器的所述光电检测器之间分束。
8.根据权利要求7所述的传感器，其中所述分束器为反射棱镜或反射光栅。
9.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述测量室具有两个相对的开口，其中所述第一开口由所述光源封闭，并且所述第二开口由所述检测器系统封闭，从而在所述光源和所述检测器系统之间提供直线。
10.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中测量室内表面的粗糙度小于1/4λ，这提供了平滑的表面，降低了从测量室到光源的背反射的风险。
11.根据权利要求6所述的传感器，其中用于将透过皮肤扩散出的气体连通至所述气体测量室的所述至少一个通气管垂直于所述气体测量室。
12.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述光源是发光二极管。
13.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述光源是红外光源。
14.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中信号处理器连接至所述光电检测器。
15.根据权利要求12所述的传感器，其中所述第二光电检测器在反馈回路中通过所述信号处理器连接至所述光源，用于根据在所述第二光电检测器处接收的光的量来自动校准所述光源。
16.根据权利要求14或15所述的传感器，其中所述信号处理器基于在所述第一光电检测器和所述第二光电检测器处接收的信号之间的差值来计算所述CO2分压。
17.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述气体测量室和所述至少一个通气管的总体积不超过2μL。
18.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中通气管的长度不超过4mm。
19.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中测量室的相互作用长度在1.5mm至30mm的范围内。
20.根据前述权利要求中任一项所述的传感器，其中所述第一光电检测器具有以4.26μm为中心的带通滤波器。
21.根据权利要求1所述的传感器，其中所述第一CO2分压是50mmHg，所述第二CO2分压是200mmHg，以及所述第一预定范围为3mm-10mm、所述第二预定范围为23°-44°且所述第三预定范围为0.24mm-0.44mm。
22.根据权利要求21所述的传感器，其中，
-在50mmHg的CO2分压下，最佳路径长度为10mm、最佳接收角为44°以及最佳的最大内径为0.24mm，并且其中，
-在200mmHg的CO2分压下，最佳路径长度为3mm、最佳接收角为23°以及最佳的最大内径为0.44mm。
23.一种通过如下计算人类皮肤中CO2分压的方法：
-用宽带光源照射气体测量室中的CO2气体样品，
-通过第一光电检测器和第二光电检测器检测传输通过所述气体测量室的光，其中所述第一光电检测器检测其中CO2吸收光的波长处的光，并且其中所述第二光电检测器检测其中没有气体吸收光的自由谱带中的光，以及
-基于在所述第一光电检测器和所述第二光电检测器处接收的信号之间的差值借助信号处理器计算所述CO2分压，
-其中，所述气体测量室的路径长度、所需接收角以及最大内径根据不同的CO2分压的水平来优化，
-其中，所述路径长度具有第一预定范围，所述所需接收角具有第二预定范围，以及所述最大内径具有第三预定范围，所述第一预定范围、所述第二预定范围和所述第三预定范围是通过预定的第一CO2分压和预定的第二CO2分压确定的。
CN202210676319.0A 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定 Pending CN115444411A (zh)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DKPA201500260 2015-04-30
DKPA201500260 2015-04-30
CN201680022737.0A CN107529996A (zh) 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定
PCT/EP2016/058561 WO2016173877A1 (en) 2015-04-30 2016-04-18 Noninvasive optical determination of partial pressure of carbon dioxide

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680022737.0A Division CN107529996A (zh) 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN115444411A true CN115444411A (zh) 2022-12-09

Family

ID=55755606

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680022737.0A Pending CN107529996A (zh) 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定
CN202210676319.0A Pending CN115444411A (zh) 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680022737.0A Pending CN107529996A (zh) 2015-04-30 2016-04-18 二氧化碳分压的无创伤性光学测定

Country Status (6)

Country Link
US (1) US10939854B2 (zh)
EP (1) EP3288456B1 (zh)
JP (1) JP6496040B2 (zh)
CN (2) CN107529996A (zh)
DK (1) DK3288456T3 (zh)
WO (1) WO2016173877A1 (zh)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019121395A1 (en) * 2017-12-22 2019-06-27 Radiometer Basel Ag Apparatus for the detection of carbon dioxide
SE545316C2 (en) 2019-07-05 2023-07-04 Fourth State Systems Ab Sampling unit, system and method for transcutaneous blood gas monitoring
WO2021121633A1 (en) * 2019-12-20 2021-06-24 Sentec Ag Sensor for detection of gas and methods for manufacturing
IT202200005612A1 (it) 2022-03-22 2023-09-22 E Novia S P A Dispositivo indossabile per misurare in modo non invasivo la pressione parziale di co2 transcutanea di una persona e relativo metodo di misurazione
CN114983404A (zh) * 2022-04-21 2022-09-02 北京秋满实医疗科技有限公司 一种利用光学实现经皮氧分压tcpO2和经皮二氧化碳分压tcpCO2的方法

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB0218881D0 (en) * 2002-08-14 2002-09-25 Qinetiq Ltd Sensor arrangement and method of sensing
EP1969997A1 (en) * 2007-03-12 2008-09-17 Radiometer Basel AG Sensor system
CN100590418C (zh) 2007-12-29 2010-02-17 北京航空航天大学 一种二氧化碳气体分析仪及其分析方法
EP2169384B1 (en) * 2008-09-30 2013-04-10 General Electric Company IR gas sensor with simplified beam splitter.
JP5596480B2 (ja) * 2010-09-28 2014-09-24 旭化成エレクトロニクス株式会社 ガス濃度検出方法、ガス濃度センサ
GB2497296B (en) * 2011-12-05 2017-07-12 Gassecure As Gas sensors
WO2015010709A1 (en) * 2013-07-22 2015-01-29 Sentec Ag Sensor for detection of gas and method for detection of gas

Also Published As

Publication number Publication date
US10939854B2 (en) 2021-03-09
CN107529996A (zh) 2018-01-02
JP6496040B2 (ja) 2019-04-03
DK3288456T3 (da) 2023-06-26
WO2016173877A1 (en) 2016-11-03
EP3288456B1 (en) 2023-06-07
EP3288456A1 (en) 2018-03-07
US20190133504A1 (en) 2019-05-09
JP2018514254A (ja) 2018-06-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN111629664B (zh) 用于检测二氧化碳的装置
CN115444411A (zh) 二氧化碳分压的无创伤性光学测定
EP0816829B1 (en) Tissue chromophore measurement system
EP1969997A1 (en) Sensor system
US20080268486A1 (en) Dual measurement analyte detection system
US9322756B2 (en) Nondispersive infrared micro-optics sensor for blood alcohol concentration measurements
US20120277556A1 (en) Apparatus for non-invasive blood glucose monitoring
WO2016191307A1 (en) Non-invasive optical physiological differential pathlength sensor
US20170227521A1 (en) Analyte system and method for determining hemoglobin parameters in whole blood
EP3411689A1 (en) Analyte system and method for determining hemoglobin parameters in whole blood
US9535053B1 (en) Analyte system and method for determining hemoglobin parameters in whole blood
US20100076319A1 (en) Pathlength-Corrected Medical Spectroscopy
TWI603067B (zh) 光學檢測裝置及方法
JP2009106376A (ja) 生体表層組織用センシング装置
JP6885231B2 (ja) 検出装置および生体情報測定装置
US20140171765A1 (en) Apparatus for non-invasive glucose monitoring
US20090195781A1 (en) Biological information measuring sensor
US20210137430A1 (en) Fully implantable sensor element and method for detecting at least one analyte in a body fluid
KR102536484B1 (ko) 광학적 혈당측정기 구조물
JP2010230664A (ja) 成分測定装置
CN114002193A (zh) 一种经皮胆红素检测方法及装置
JP2006145395A (ja) 光学式生体情報測定装置

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