CN116390686A - 用于监测针对患者的分析物或参数的系统和方法 - Google Patents

Abstract

传感器系统包括探针和被配置成用于将光子定向在探针处的光子源。探针可以响应于接收光子而发射光。传感器系统可包括被配置成用于检测从探针发射的光的光电检测器，以及被配置成用于使光子源根据具有第一频率的第一时变强度分布而发射光子。控制器可被配置成用于基于从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据。光学数据可以包括具有第二频率的第二时变强度分布。第二频率可以与第一频率基本上相同。控制器可被配置成用于确定第一时变强度分布与第二时变强度分布之间的相位差，并基于相位差来生成报告。

Description

用于监测针对患者的分析物或参数的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2020年9月1日提交的题为“System and Methods for Multi-DyeFrequency Fluorimetry and Phosphorimetry(用于多染料频率荧光和磷光分析的系统和方法)”的美国专利申请第63/073,426号的优先权，该申请通过引用整体并入本文。

关于联邦资助研究的声明

本发明是在美国国防部的空军科学研究办公室，并且具体地，美国国防部的军事医疗光子学计划授予的FA9550-17-1-0277政府资助下完成的。本发明也是在军事医学转化技术合作公司的Henry M.Jackson基金会授予的HU0001-17-2-009政府资助下完成的。政府具有本发明中的特定权利。

背景技术

近年来，可穿戴设备作为医疗设备以及用于运动和健康跟踪的消费电子设备，已经得到了广泛应用。例如，脉搏血氧饱和度目前用于测量血液中血红蛋白的氧饱和度，其可以指示全身氧水平。然而，这些设备缺乏直接测量组织中氧的能力(例如，经皮氧监测)，因此这些设备在预测伤口愈合、确定截肢水平(例如，截肢的最佳点)、监测高压氧治疗、确定缺血的严重性等方面并不特别有帮助。因此，期望具有用于氧感测的改进的便携式/可穿戴系统和方法。

发明内容

公开的一些实施例提供了用于监测患者的传感器系统或方法。这些系统或方法可以利用探针来监测参数，诸如分析物。探针可被配置成用于具有多于一个操作范围、或用于监测多于一个分析物、或用于确定与分析物相关联的多个参数，等等。控制器可以创建、选择或确定时变分布，该时变分布可以相对于多于一个操作范围、多于一个分析物或多个参数等等激发探针。附加地或替代地，控制器可以调整时变分布，以在多于一个操作范围、多于一个分析物或多个参数等之间切换。

根据本公开的一个方面，提供了用于监测患者的传感器系统。该系统包括：对至少一个分析物敏感并至少具有用于监测患者的第一操作范围和第二操作范围的探针，被配置成用于将光子定向在探针处的光子源，响应于从光子源接收光子而发射光的探针，以及被配置成用于检测从探针发射的光的光电检测器。该系统还包括与光子源和光电检测器进行通信的控制器。控制器被配置成用于使光子源根据第一时变分布将光子定向在探针处，以响应于接收光子而相对于第一操作范围和第二操作范围激发探针以发射光，并且用于基于在第一操作范围和第二操作范围内操作时从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据，其中光学数据包括第二时变分布。控制器被进一步配置成用于确定第一时变分布与第二时变分布之间的差异，并且基于第一时变分布与第二时变分布之间的差异来确定与分析物相关联的参数。

根据本公开的另一个方面，提供了一种包括探针、光子源、光电检测器和与光子源和光电检测器进行通信的控制器的传感器系统。控制器被配置成用于生成包括至少两个第一子信号的第一时变分布，该第一时变分布被配置成用于相对于至少两个第一子信号两者激发探针，并且使光子源根据第一时变分布将光子定向在探针处，并响应于接收光子而激发探针发射光。控制器还被配置成用于基于从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据，根据光学数据确定第二时变分布，以及提取至少两个第二子信号，并且通过将至少两个第一子信号与至少两个第二子信号进行比较来确定参数的条件。

根据本公开的又一个方面，提供了一种传感器系统，该传感器系统包括探针、光子源和光电检测器的传感器系统，该探针对各种操作范围内与医疗患者相关联的参数中的改变敏感。该系统还包括与光子源和光电检测器进行通信的控制器。控制器被配置成用于使光子源根据由多个第一子信号组成的第一时变分布将光子定向在探针处，探针响应于接收指向探针处的光子而基于由多个第一子信号组成的第一时变分布来发射光，该第一时变分布同时响应于多个第一子信号的两者。控制器进一步配置成用于基于从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据，其中光学数据包括第二时变分布。控制器被配置成用于从形成多个第二子信号的光学数据中提取响应信息，以确定以下各项中的至少一项：多个第一子信号与多个第二子信号之间的相位的差异、反映在多个第一子信号和多个第二子信号中的时间延迟、或多个第二子信号的时间常量。控制器进一步被配置成用于基于确定来生成关于各种操作范围内参数的条件的报告。

根据本公开的另一个方面，提供了用于监测患者的状况的方法。该方法包括：定位接近患者的探针以监测分析物，定位光子源以向探针递送光子以激发探针，以及定位光电检测器以接收由探针响应于被光子源的激发而发射的光。方法进一步包括操作与光子源和光电检测器进行通信的控制器，以生成至少两个第一子信号的第一时变强度分布，该第一时变强度分布被配置成用于相对于至少两个第一子信号两者激发探针，以及使光子源根据第一时变分布将光子定向在探针处，并响应于接收光子而激发探针以发射光。控制器进一步被操作用于基于从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据，根据光学数据确定第二时变分布，以及提取至少两个第二子信号，并且通过将至少两个第一子信号与至少两个第二子信号进行比较来生成有关患者的分析物或患者的状况的报告。

本公开的前述和其他方面及优点将通过以下说明书而显现。在该描述中，参考在此形成其一部分的附图，并且在附图中通过图示的方式显示了一个或多个示例版本。这些版本不一定表示本公开的全部范围。

附图说明

以下附图旨在帮助说明本公开的非限制性示例的各种特征，并不旨在限制本公开的范围或排除替代实现。

图1示出了传感器系统的框图的示意图。

图2A示出了探针的示意图。

图2B示出了沿图2A的线2B-2B截取的图2A的探针的截面图。

图3A示出了Stern-Volmer曲线的示例的图，该Stern-Volmer曲线对应于具有单一类型的光致发光材料的单个光致发光区。

图3B示出了多个Stern-Volmer曲线的图，多个Stern-Volmer曲线中的每一个都对应于具有不同扩散常量的光致发光区。

图4示出了另一个传感器系统的示意图。

图5示出了图4的传感器系统的衬底的截面图，其中为了视觉清晰度，传感器系统的传感器头的部分被移除。

图6示出了另一个衬底的截面图。

图7A示出了另一个传感器头的示意图。

图7B示出了沿图7A的线7B-7B截取的图7A的传感器头的截面图。

图8示出了另一个传感器系统的框图的示意图。

图9示出了传感器系统的框图的示意图。

图10示出了根据本公开的用于监测受试者的过程的流程图。

图11示出了基于高度透气感测膜的磷光发射的经皮监测的光学无线可穿戴原型。原型由感测膜、传感器头和控制电子设备组成。框图表示控制电子设备和传感器头电路。

图12示出了感测膜的磷光在室内空气和纯氮大气中的指数衰减，以及对双指数衰减的拟合的曲线图。

图13示出了面板a、b和c。面板a示出了激发和收集光学滤波器的光学密度图。面板b示出了脉冲LED的光谱，揭示不需要的磷光，其与感测卟啉的发射光谱重叠。面板c示出了显示发射滤波器成功滤除LED中不需要的光的光学光谱图。

图14示出了感测膜在校准运行期间对pO₂和温度的响应。具体而言，图14示出了面板a、b、c和d。面板a示出了校准期间密封腔室中温度(由传感器头中的热敏电阻器测量)和pO₂(由商用氧传感器测量)的改变，其中通过以不同比率混合氮气和空气来改变氧分压。面板b示出了整个校准中不同时间点的光电二极管和参考信号通道的ADC输出。光电二极管信号揭示了氧感测膜的磷光在氧(以及在较小程度上，温度)的改变期间相对于参考信号的振幅和相位的改变。在测量期间，参考信号保持稳定。面板c示出了校准周期期间参考和光电二极管信号的相位(减去t＝0的初始值)与时间。光电二极管与参考信号之间的相对相位(θ＝θ_p-θ_r)在整个生理范围内对pO₂的变化表现出高灵敏度。面板d示出了发射I相对于时间的振幅，呈现对相位类似的响应。相位和振幅是通过多线性回归算法从面板b中的数据中获得的。

图15示出了每个谐波的相位的校准相对于时间的曲线图，除以其指数I并取偏移量β₀以及谐波振幅I_i的对数。

图16示出了传感器头在密封腔室内的加热台上的校准设置和安装。

图17示出了与温度相关的Stern-Volmer方程的拟合。具体而言，图17示出了面板a、b、c、d、e和f。面板a示出了寿命数据的Stern-Volmer图及其与温度相关的Stern-Volmer方程的拟合。该模型能够描述测量寿命的变化以及氧分压和温度的改变。面板b示出了补充寿命数据与温度。通过将Keff建模为取决于温度的二阶多项式来解释寿命与温度的依赖性。面板c示出了由开发的设备和商业参考传感器测量的pO₂的比较，以及测量的95％的置信区间(CI)。从寿命数据中估计的pO₂再现参考pO₂数据中观察到的所有特征，其中因传感器速度和温度补偿的不匹配存在细微差异。面板d、e和f重复示出面板a、b和c的等效图，以供强度数据揭示类似的特征。

图18示出了猪模型中氧感测原型的体内测试。具体而言，图18示出了面板a、b和c。面板a示出了实验设置的图示。通过在肘关节上施加止血带来诱导组织氧合的改变，约克郡猪的前肢的血流被堵塞。可穿戴设备被放置在上肢剃光的皮肤区域上。面板b示出了实验期间的温度和pO₂(根据寿命和强度估计的)。从pO₂和温度的估计中可以看出，该设备对由于完全闭塞期间流向肢体的血流受损而导致的生理改变敏感。面板c示出了两个部分氧压估计的时间导数，这些估计揭示在施加和移除止血带后的几分钟内，局部氧合的改变的速率更快。

图19示出了LED泄漏的温度依赖性，其是用光电二极管使用空白控制膜测量的。左图示出了传感器头在测量期间随时间达到的温度值。右图示出了背景的百分比变化(线性回归中的β₀)和基本频率的强度。背景值与I_OFF获得的值相匹配，而在基本模式下观察到的LED泄漏解释了该设备测量的寿命差异和分光光度计测量。在Stern-Volmer拟合中包括LED振幅的线性依赖性不提高拟合的质量，获得的系数可以忽略不计。

图20示出了电子设备示意图。例如，图20示出了面板a、b、c、d和e。面板a示出了参考信号调理电路的示意图。面板b示出了由示波器测量的面板a的不同节点的信号，其中最终参考信号的平均值为3.3V，其驱动LED。面板c示出了ADC电路的示意图。面板d示出了带状电缆连接的示意图。面板e示出了传感器头示意图。

图21示出了跨阻放大器电路的DC和AC传递函数的图。

图22示出了由示波器测量的ADC、参考(最上部曲线)和光电二极管(最下部曲线)的输入信号。

图23示出了在模操作之前(左)和模操作之后(右)的参考和光电二极管通道的ADC的输出比特的图。

图24示出了热敏电阻器电路。

图25示出了面板a、b和c。面板a示出了光电二极管和参考信号，其中f_r＝796Hz，在5kHz下进行采样。面板b示出了光电二极管和参考信号各自采样1000个点，其中时间被绘制为基数为1/f_r的模数(参考信号的周期)。由于信号在该时间尺度(0.2s)中没有改变，因此可以从这些信号中以非常高细节构造出单个振荡。面板c示出了参考和光电二极管信号的快速傅里叶变换。参考信号揭示了奇次谐波的存在，这些谐波通过低通滤波器从PWM输出中泄漏。光电二极管信号还包含偶次谐波，其可能源于LED的非线性性质。

图26a-图26d示出了光电二极管的拟合和参考与正弦的线性组合。参考频率使用基本频率和谐波3f、5f和7f拟合，其中光电二极管需要附加的2f谐波来正确拟合。

图27示出了氧传感器系统的示意图。

图28示出了用于制剂的Pt(II)-烷基-卟啉(左)和Pt(II)-三甲基乙酰-卟啉(右)的分子结构。

图29示出了原型设备的示意图(10×11厘米，重200克)。图29还示出了面板a、b和c。面板a示出了包含卟啉-PPMA涂层纤维的针/导管，面板b示出了用硅酮重新涂层后的针/导管，并且面板c示出了放置在针内纤维旁边的热电偶。获得的光谱被示出在右侧，具有发射(红色)和激发峰值(蓝色)。375纳米的激发光被400纳米的长通滤波器部分阻挡，其中在光谱中看到的峰值是来自LED的、没有被滤波器阻挡的激发光的尾部。

图30示出了猪模型的实验。在第一实验中，肢体氧合在约克郡猪失去心脏功能后测量。氧测量是在后肢(股二头肌)进行的。针随后被插入到肌肉组织、皮下组织中，然后再次插入到肌肉组织中。在第二实验中，在两只猪身上测量了放置止血带后的肢体氧合。氧传感器被插入到前肢中的尺侧腕屈肌中。止血带被施加在在肱三头肌和肱肌上方的肘关节上方。右下角的图示示出了用于猪实验的两个不同版本的设备。

图31示出了从PPMA涂层纤维中的Pt(II)-三甲基乙酰中获得的2D校准。I是磷光(红色/蓝色)的强度，I₀是零氧时的磷光，T是温度，TC是1D校准的校准温度，k₀和k_T分别是温度无关和温度有关的Stern-Volmer淬灭常量，并且f解释淬灭器无法访问的卟啉分子的磷光。

图32示出了为不同基质提取的Stern-Volmer分布的比较：TEOS溶胶-凝胶中的50μM Pt(II)-三甲基乙酰+1.4wt％Triton X-100；Cavilon^TM膜制剂、0.025mg/μL PEMA和0.025mg/μL PPMA中50μM Pt(II)-三甲基乙酰。

图33示出了在不同时间点和包括用异丙醇清洁的体内使用后使用Pt(II)-三甲基乙酰-PPMA涂层的同一传感器的校准中提取的Stern-Volmer分布。总信号强度I随着时间下降，而相对灵敏度I₀/I则增加。

图34示出了约克郡猪心脏功能丧失后的肢体氧合。死亡后1分钟开始在后肢(股二头肌)进行氧测量。针头随后被插入到肌肉组织、皮下组织中，然后再次插入到肌肉组织中，如图30所示。

图35示出了用猪1(汉普郡品种)放置止血带后的肢体氧合和基于针的测量。

图36示出了用猪2(约克郡品种)放置止血带后的肢体氧合和基于导管的测量。

图37示出了临床试验期间的典型测量，其中p^T是源自寿命的pO₂，并且p^I来自强度。

具体实施方式

一些典型的经皮氧监测器依赖于氧敏感材料的光致发光淬灭属性。例如，当激发光被定向在用作探针的氧敏感材料处，氧敏感材料(例如，以较低的能量)发射光作为响应。由氧敏感探针发射的光量取决于围绕(并因此扩散到)氧敏感探针的氧分压。因此，氧敏感探针接收的光的强度值可用于确定氧分压。然而，这些严格基于强度的方法可能有缺点。首先，基于强度的方法在很大程度上依赖于氧敏感探针的正确取向(或放置)。例如，不同的取向和位置(与校准的取向相比)可导致来自真实氧分压的错误(例如，氧敏感探针没有接收到正确的激发光量，或者光电检测器没有接收到正确的发射光量)。其次，基于振幅的方法依赖于不变的环境条件。例如，环境光(或其他光源，包括其他光致发光材料)可能会不期望地影响强度值(从而影响确定的氧分压)。作为另一个示例，湿度、温度、汗水等都不期望地影响振幅值(从而影响确定的氧分压)。作为又另一个示例，随着时间的推移，氧敏感材料可以降解(例如，可以进行光漂白)，其中光致发光材料失去响应激发光而发射光的能力，从而导致低于实际分压值(例如，由于强度值较低)。

如上所述，本公开提供了克服这些缺点的各种系统和方法。例如，提供了一种传感器系统。传感器系统可包括一个或多个探针，以及配置成用于将光子定向在一个或多个探针的光子源处。一个或多个探针可以响应于从光子源接收光子而发射光。光子源可以通过时变分布激发，该时变分布可以由一个或多个频率、波长、波形、周期、振幅等组成。因此，探针可以使用由参数(例如，波形、波长、周期、振幅和频率)的组合形成的时变分布来驱动。参数的组合可以同时被应用，或者可以随着时间的推移进行调整(诸如在探针的不同操作范围之间进行选择)，以针对不同的分析物等。

例如，每个参数集(例如，波形、波长、周期、振幅和/或频率)可被选择以专门针对特定感测探针的信息读数。这可被配置成使得这些探针中的每一个探针(例如，磷光体/磷光区域)具有不同的特性或配置(例如，灵敏度或响应曲线)，因此测量多个这些探针产生整体操作范围(例如，灵敏度或准确性)，这比仅利用一个探针或者一次或一给定位置处使用一个探针所能实现的更大。

在其他实施例中，由同一光子源激发的多个探针(例如，磷光体/荧光团)的发光响应各自可对不同的分析物(例如，氧、二氧化碳、一氧化氮等)作出响应。通过这种方式，由多个探针形成的探针被控制以产生多个分析物的读数，其可以同时发生，或者可以通过在分析物之间切换。

传感器系统可包括配置成用于检测从探针发射的光的光电检测器，以及与光子源和光电检测器处于通信中的控制器。控制器可被配置成用于使光子源根据具有第一频率的第一时变强度分布来将光子定向到探针。探针可以响应于接收光子而发射光。控制器可被配置成用于基于从探针发射的光与光电检测器之间的相互作用来从光电检测器接收光学数据。光学数据可包括具有第二频率的第二时变强度分布。第二频率可以与第一频率基本相同，或者可以完全相同。此外，第二频率可与第一频率不同。频率可以是时变或相位变化。也可以使用额外的频率。在这种情况下，可以相对于各个频率对第一时变分布和第二时变分布执行分析。控制器可以配置成用于分析光学数据，以确定预定的参数或感兴趣的信息。例如，控制器可被配置成用于确定第一时变强度分布与第二时变强度分布之间的相位差，并基于相位差来确定参数(例如，氧分压)。

公开的一些实施例通过提供改进的用于氧感测的系统和方法，比存在这些问题(和其他问题)的氧监测器具有优势。例如，一些实施例提供一种可包括氧传感器的氧传感器系统，该氧传感器可包括探针。氧传感器可以从探针发射光，并接收以光学数据的形式的光。这些光学数据可用于确定响应信息，其可包括时间延迟、相位差或时间常量。此响应信息与探针的三元激发状态寿命有关，其可用于确定氧分压。由于响应信息在很大程度上与从探针的接收光的振幅值无关，因此这种方法消除了上述在严格基于振幅的方法方面的许多问题。此外，由于响应信息在很大程度上与振幅值无关，因此不需要基于不断变化的条件来对氧传感器进行频繁校准，这些条件本不期望地影响氧分压测量的准确性。相反，初始校准可以持续更长的时间，并且可以由专业人士(例如，在工厂)完成，而不是由端用户进行。

图1示出了传感器系统100的框图的示意图。传感器系统100可包括传感器102和与传感器102进行通信的控制器104。传感器102可包括(一个或多个)光子源106、(一个或多个)光电检测器108、探针110、光学滤波器112、114和(一个或多个)温度传感器116。(一个或多个)光子源106可包括一个或多个光子源(例如，一个、二个、三个、四个)，并且在一些情况下，(一个或多个)光子源106可包括单个光子源。每个光子源106可以光学地耦合到探针110，并可以被配置成用于向探针110发射相应的光118，这使探针110响应于吸收光118而发射光120。例如，光118可以与探针110的光致发光材料相互作用，以发射光致发光。作为更具体的示例，光118可以与探针110的磷光材料相互作用，以发射磷光。

在一些实施例中，光118可被发射，使得光118的振幅(例如，光118的强度)随着时间的推移而改变。例如，光118可以根据时变强度分布发射。附加地或替代地，时变分布可以具有单个频率(例如，具有单个基本频率)，或者可以具有多个不同的频率(例如，基本频率的多个谐波和包括基本频率的多个谐波)。在一些情况下，时变分布可以由正弦波、方波、脉冲函数(例如，增量函数)或这些函数的每个函数的部分等组成。在一些配置中，时变分布可以是周期性波(例如，正弦波)，在其他情况下，时变分布可以是非周期性波(例如，正弦波的部分、单个方形脉冲等)。附加地，如将要描述的那样，时变分布以及因此由光118创建的激发场可以以这些特性(例如，强度、频率、波形、周期等)的组合来被驱动。例如，由光118创建的激发场可以以波形和频率的组合来被驱动，其中每组波形和/或频率专门针对从特定感测探针或形成探针的、一个或多个探针的操作范围读出的信息。这可被配置成使得这些探针中的每一个探针(例如，磷光体/磷光区域)具有不同的灵敏度或响应曲线，从而使得测量多个这些探针产生比仅使用一个探针或者一次或某一给定位置处使用一个探针更大范围的灵敏度或准确性的设备。在其他实施例中，不同类型的探针(磷光体/荧光团)各自可以对不同的分析物(例如，氧气、二氧化碳、一氧化氮等)敏感，但被相同的光子源激发，使得对探针进行单个测量产生提供对多个分析物的同时读取的设备。

在一些配置中，控制器104(或氧传感器102)可包括函数生成器，该函数生成器被配置成用于输出电波形，以根据时变强度分布驱动每个光子源106。例如，定义波(例如，正弦波)的电波形可被应用于光子源106，以使光子源106根据时变强度分布(例如，正弦波)发射光118。在一些情况下，包括当(一个或多个)光子源106包括多个光子源时，函数生成器(或多个函数生成器)可以将相应电波形输出到相应光子源106，光子源中的每一个可能彼此不同(例如，从而使得每个光子源106发射具有不同时变强度分布的光118)。作为另一个示例，氧传感器102可包括光学调制器(或多个光学调制器)，其可以光学地耦合到每个光子源106(或者每个光学调制器可被光学地耦合到相应光子源106)。以此方式，控制器104可以控制光学调制器，使得光118的振幅根据由光学调制器设置的波随着时间而改变。因此，在一些情况下，由光子源106发射的、具有随着时间基本(即，偏离恒定振幅小于10％)恒定振幅(例如，由基本恒定的电压值驱动)的光可以由光学调制器调制，以使振幅根据时变强度分布随着时间而改变。在一些情况下，每个光学调制器都可以是电光调制器(例如，可由控制器104控制)。在一些情况下，从光子源发射的光的振幅可以直接由光子源本身或外部施加的电压或电流控制。在一些实施例中，(一个或多个)光子源106可以以不同的方式实现。例如，光子源106可以是激光、灯(例如，卤素灯)、发光二极管(“LED”)，包括紫外线、可见光、近红外光源等。

在一些实施例中，控制器104(或(一个或多个)光子源106)可包括可以向(一个或多个)光子源106提供驱动信号的电源。该驱动源可以是AC电源。以此方式，从光子源106发射的光118可以跟随AC电源。换句话说，光118的时变强度分布的形状可以与AC驱动信号的形状基本相对应。

在一些实施例中，氧传感器102可包括光学滤波器112，该光学滤波器112可以与(一个或多个)光子源106光学地耦合(例如，位于(一个或多个)光子源106的前面)。光学滤波器112可以阻挡波长范围内的光，波长范围内的光包括由探针110发射的光致发光(例如，光120)。例如，如果探针110发射在基本上620纳米到基本上750纳米的波长范围内的光，那么光学滤波器112可以阻挡该波长内的光通过滤波器112向探针110(例如，通过限制光电检测器108感测由光子源106发射的光来增加信噪比)。在一些情况下，光学滤波器112可以是具有从基本上500纳米到基本上700纳米定义的阻带的带阻滤波器(例如，陷波滤波器)。在一些情况下，探针110的光致发光材料可以具有可以定位在光学滤波器112的阻带内(例如，当光学滤波器112是带阻滤波器时)的峰值发射波长(例如，645纳米)。虽然图1中图示出光学滤波器112是单个光学滤波器，在一些情况下，光学滤波器112可以定义多个光学滤波器，其中每个光学滤波器具有不同的光密度响应(在各个波长上)。因此，多个光学滤波器可以共同定义光学滤波器112的光密度响应。

类似于(一个或多个)光子源106，(一个或多个)光电检测器108可包括一个或多个光电检测器(例如，一个、二个、三个、四个)，并且在一些情况下，光电检测器108可包括单个光电检测器。每个光电检测器108可以光学地耦合到探针110，并可以被配置成用于接收由探针110(例如，响应于与探针110的光致发光材料相互作用的激发光)发射的光120。例如，探针110(例如，并且具体而言，探针110的光致发光材料)可以与光118相互作用，并基于相互作用，可以发射可处于比光118更低的能量水平(例如，更高的波长)的光120。然后，光120可以被定向至(一个或多个)光电检测器108，(一个或多个)光电检测器108可以与(一个或多个)光电检测器108相互作用，从而生成光学数据(例如，光120使得光电检测器108中出现光电流)。这些光学数据可由控制器104接收并相对应地处理。在一些实施例中，每个光电检测器108可以以不同的方式实现。例如，光电检测器108可以是光学光谱仪、分光光度计、光电二极管、雪崩光电二极管、光电晶体管等。在一些配置中，光电检测器108是雪崩光电二极管可能是有利的，因为雪崩光电二极管对接收光比例如其他光电二极管更敏感。例如，雪崩光电二极管对光子检测可比一些光电二极管敏感几个数量级。

在一些实施例中，传感器102可包括光学地耦合到(一个或多个)光电检测器108的光学滤波器114，该光学滤波器114可以以与光学滤波器112类似的方式实现。例如，光学滤波器114可以是单个光学滤波器，或者可以是形成光学滤波器114的多个光学滤波器。无论如何，光学滤波器114可以阻挡由(一个或多个)光电检测器108接收的、包括由光子源106(例如，光118)发射的光的波长范围内的光。在一些情况下，光学滤波器114可以是具有基本上为450纳米的截止频率的低通滤波器。在一些情况下，光学滤波器114可以是通带定义为从基本上400纳米至1000纳米或者更具体地，从基本上600纳米到基本上850纳米的带通滤波器。在一些情况下，探针110的光致发光材料可以具有可以定位在光学滤波器114的通带内(例如，当光学滤波器114是带通滤波器时)的峰值发射波长。

在一些实施例中，探针110可以对参数、变量等的改变作出响应。例如，参数可以是分析物的浓度、氧分压、pH值、温度、湿度、生物标志物的浓度、气体的浓度、分子氧的浓度、二氧化碳的浓度、一氧化氮的浓度、血浆(或组织)中溶解的分析物的浓度等。在一些实施例中，探针110可以对参数、变量等的不同值具有不同的寿命值。例如，探针110可以根据Stern-Volmer曲线发射光120，该曲线包括参数(例如，在x轴上)和寿命值(例如，在y轴上)。另外，光120的强度可以相对于改变参数而改变。因此，光120的强度(例如，强度值)可以对应于参数值。在其他配置中，时变强度响应的时间差或相位差(例如，时间值或相位值)可以对应于参数值。

在一些特定配置中，探针110可被实现为氧探针(例如，氧敏感探针)，其是探针110的一个非限制性示例。在这种情况下，那么传感器102可以是氧传感器。虽然探针110可以以不同的方式实现，例如，以对不同的变量作出响应，但以下示例将探针110描述为可以感测不同氧浓度(例如，氧分压)的氧探针。因此，被实现为氧敏感探针的探针110与其他探针110有关，其他探针110中的每个探针都对不同的变量作出响应。继续该非限制性示例，探针110可被配置成用于感测不同的分子氧压(例如，不同的氧分压水平)。例如，探针110可包括可以提供探针110的光致发光属性的光致发光材料(例如，光致发光材料可以对不同的氧分压水平作出不同的响应)。作为更具体的示例，光致发光材料可以是可以提供探针110的磷光属性的磷光材料(例如，卟啉、金属卟啉)(例如，磷光材料可以对不同的氧分压水平作出不同的响应)。在一些情况下，探针110可包括多个不同的光致发光材料，或者具体地，可包括多个不同的磷光材料。在一些情况下，每个光致发光材料(或磷光材料)可以对分子氧(例如，O₂)的水平具有不同的氧扩散率或不同的淬灭响应。例如，每个光致发光材料(或磷光材料)都可以对氧具有不同的感测范围(例如，具有不同的O₂范围的不同的Stern-Volmer曲线)。在一些情况下，单个材料可包含不同的磷光分子成分，每个成分对分子氧的水平具有不同的淬灭响应(例如，具有针对不同的O₂范围的不同的Stern-Volmer曲线)。作为更具体的示例，聚合物材料可包含不同的磷光体，其对材料中氧的淬灭常量都是不同的。作为另一个具体示例，材料可包含同一磷光体的多种制剂，其中每个磷光体制剂具有不同的淬灭响应(例如，不同的Stern-Volmer曲线)。

在一些实施例中，可以是氧敏感的探针110可以响应于相对于探针110内其他气体的不同百分比的分子氧(例如，不同的氧分压水平)而发射不同数量的光120。例如，更多量的氧淬灭对光致发光材料进行淬灭，从而导致接收到的光120的量减少。在一些情况下，探针110内的氧分压水平可以基于数个因素，这些因素包括：周围环境中的氧的量(例如，其随后扩散到探针110中)、扩散通过组织的氧的量(例如，假设探针110与该组织连通)(例如，与该组织接触、与该组织气体连通、与该组织流体连通或以其他方式获取与组织相关的信息)、光致发光材料的数量、探针110的温度等。因此，虽然光120的量可以指示氧分压(例如，以及通过组织扩散的氧的量)，但仅使用基于振幅的测量可能不太准确——特别是在更长的时段内(如上所述)。

例如，光致发光材料可以随着时间的推移而退化(例如，可以经历光漂白)，其中一些光致发光材料(例如，分子)不再是光致发光的(例如，不再响应于接收光而发射光)。这可导致氧感测的准确性降低(例如，由于发射的光比预期的少，被感测的氧分压要高于实际水平)，或者这可导致在使用基于强度的检测方法时需要频繁校准来考虑这些现象。然而，在一些实施例中，氧传感器系统100可以通过依赖于确定探针110的光致发光寿命，或指示光致发光寿命的信息(例如，光120的时变强度分布的相位、发射光118发射与从光电检测器108接收光120之间的时间延迟、光120的时变强度分布的时间常量等)来有利地感测参数，诸如氧水平(例如，氧分压水平)。在一些配置中，该方法，而不是严格基于强度的方法可能是有利的，因为该信息可以相对地独立于光致发光材料随时间的退化(例如，光致发光材料的一些原子正在经历光漂白)。

在一些情况下，由于探针110的物理尺寸会影响期望的分析物或参数(例如，氧张力)的测量，因此限制探针110的大小可能是重要的，使得探针可快速地对分析物或参数(例如，氧分压)的改变作出响应。继续该示例，氧感测材料通过使其氧水平与其接触或接近的组织的氧水平平衡来感测组织中的氧。氧感测材料的物理尺寸越大，平衡过程需要的时间就越长。另外，氧感测材料可包含(或保留)分子氧，其释放动力学可以是快速的或缓慢的。氧传感器的物理尺寸越大，必须扩散或保持平衡的材料中的氧就越多。换句话说，探针110越大，探针110的平衡时间就越长，因此探针110测量氧的速度越慢。因此，通过减小探针110的大小，探针110可以对氧分压水平的改变更快地作出响应，这可以增加氧感测速度。例如，探针110的体积可以小于2mm³。作为另一个示例，探针110具有小于6毫米的宽度，小于0.05毫米的高度，小于6毫米的长度等。

如图1中所示，探针110可以部分地(或全部地)(或以不同的配置)定位在传感器102的区122内，可以定位在区122的外部(例如，但与该区接触、与该区气体连通、与该区流体连通、或以其他方式能够获得与该区相关的信息)。受试者的要被监测组织124可被定位成使得区122围绕组织124。例如，传感器102可包括可以限定区122的衬底。该衬底可以(例如，使用粘合剂)耦合至受试者，使得组织124被定位在衬底的边界内。理想的情况是，衬底衬底覆盖皮肤，使得在皮肤与该区中的传感器102之间没有留下任何被滞留的空气。在一些情况下，限定区122的材料可以对氧可以是半渗透的，因此氧可以从周围环境扩散到区122中(反之亦然)。以此方式，组织124不会被完全阻挡氧从空气中扩散(例如，这可能损坏组织124)，而同时区122与周围环境部分地密封(例如，使得传感器102不会简单地测量周围环境的氧分压)。因此，如下所述，传感器102可被校准为限定区122的材料的透氧性，以及大气中的氧分压。在其他情况下，限定该区的材料可以是不透氧的。

在一些实施例中，传感器系统100可用作为经皮氧监测器，因此可以感测来自组织124(其可以是皮肤)的氧分压。然而，在其他情况下，传感器系统100可以感测其他组织的氧水平。例如，区122可被省略，并且探针110可被插入到组织124中，该组织124可以是肌肉、血液、皮下组织(例如，皮下脂肪)等。在一些情况下，探针110可被插入受试者的孔口、受试者的血管等中。在其他情况下，氧传感器系统可被插入或植入组织的区域内。

在一些实施例中，传感器系统100可包括一个或多个温度传感器116(例如，一个、两个、三个、四个等温度传感器)。在一些情况下，第一温度传感器116可以与组织124进行热连通。例如，温度传感器116可被定位在区122内，可以接触组织124，可以耦合至限定区122的材料(并与该材料接触)，可以耦合至光纤(并与光纤接触)等。无论如何，第一温度传感器116可以感测(或指示)组织124的温度，这可用于补偿可影响由传感器102感测到的氧分压水平的温度的改变。例如，随着温度的升高，氧的扩散也会增加，因此感测到的氧分压可高于(或低于)预期的氧分压(例如，基于校准传感器102的温度)。

在一些实施例中，传感器系统100可包括第二温度传感器，该第二温度传感器可以与光子源106进行热连通。在一些情况下，光子源106(例如，当被实现为LED时)可基于LED温度的改变而经历所发射的振幅的改变。例如，在较高的操作温度下，光子源106可具有减少的光输出(例如，与在较低温度下操作的光子源106相反)。

在一些实施例中，传感器系统100可包括另一个温度传感器，该温度传感器可以与探针110中的氧感测材料进行热连通中。该传感器可以测量分子氧传感器所处的温度，因此可用于计算氧的扩散率，并且因此计算温度相关的磷光淬灭率。因此，来自温度传感器的温度感测可用于补偿光电检测器108处接收到的光学数据。例如，光学数据的每个强度值的每个振幅、或每个寿命值的每个寿命，可以基于由温度传感器接收到的温度值来进行调整。在替代配置中，传感器102可包括被配置成用于接收由探针110发射的光的第一光电检测器108，以及被配置成用于接收光子源106发射的光，以便补偿温度(或其他条件)的改变的第二光电检测器108。在该配置中，由于由光子源106发射的光是直接测量的(例如，而不是基于施加到光子源106的电波形估计的)，因此由被配置成用于从探针110接收光的光电检测器108生成的光学数据不需要就光子源进行补偿(例如，因为激发探针110的光输入是直接已知的)。

在一些实施例中，控制器104可以适当地与氧传感器系统100的一些或全部组件以及计算设备126(例如，服务器、包括智能电话、平板电脑、计算机等的无线通信设备)和其他计算设备进行通信(例如，双向通信)。例如，控制器104可以与(一个或多个)光子源106、(一个或多个)光电检测器108、(一个或多个)温度传感器116等进行通信。以此方式，控制器104可以将数据(例如，指令)传送到与控制器104进行通信的组件中的每个组件，并从与控制器104处于通信中的组件中的每个组件接收数据。例如，控制器104可以使每个光子源106发射光，可以从每个光电检测器108接收光学数据，并且可以从每个温度传感器116接收温度数据。

在一些实施例中，控制器104可以将数据传送到计算设备126，该计算设备126可以是无线通信设备(例如，智能电话)。例如，控制器104可以根据

无线通信协议与计算设备126通信，例如，以将数据传送到计算设备126(或从计算设备126接收数据)。

控制器104(例如，电子控制器)可以以不同的方式实现。例如，控制器104可以包括所使用的典型组件，诸如处理器、存储器、显示器、输入(例如，键盘、鼠标、图形用户界面、触摸屏显示器等)、通信设备等。在一些情况下，控制器104可以简单地被实现为处理器(例如，处理器设备)。在其他情况下，控制104可以是微控制器、片上系统(SoC)或基于现场可编程门阵列(FPGA)的系统。在一些特定情况下，控制器104可以是膝上型电脑、桌面型电脑、平板电脑、智能电话、独立计算机系统、服务器、微控制器等。无论配置如何，控制器104可以适当地实现下面描述的流程的一些或全部。

在一些实施例中，控制器104可包括显示器，而在其他情况下，显示器可以与控制器104分开(例如，控制器104与显示器进行通信)。然而，无论如何，控制器104可以在显示器上呈现信息，该信息可包括氧分压水平、温度数据、光学数据(例如，随时间改变的强度值、来自光学数据的频率信息、光学数据的光谱等)、相位信息、结果等。在一些实施例中，控制器104可以对接收到的数据进行处理、分析等，接收到的数据包括光学数据、温度数据等。例如，控制器104可以从光学数据中确定频率信息(例如，通过时间域中的函数拟合、通过对光学数据应用傅里叶变换、对光学数据应用快速傅里叶变换等)。作为另一个示例，控制器104可以对光学数据进行数字地滤波，例如，以隔离期望的感兴趣的频率。

在一些实施例中，控制器104(或每个光电检测器108)可包括具有适当增益的放大器(例如，跨阻放大器)、稳压器等，以促进各种数据源的适当接收、修改等。另外，控制器104(或每个光电检测器108)可包括固定或可编程电子滤波器，以隔离特定期望的频率。在其他实施例中，控制器104可包括用于数字化从氧感测系统的元件接收的信号的模数转换器。以此方式，控制器104可以利用算法方法或技术来处理数据并确定氧水平。

图2A示出了探针130的示意图，而图2B示出了沿图2A的线2B-2B截取的探针130的截面图。探针130可以是探针110的特定实现方式，因此探针130与探针110有关(反之亦然)。如图2A所示，探针130被成形为具有半径和厚度的圆柱体，然而，探针130可以以不同的方式成形，包括例如立方体、棱柱等。

在一些实施例中，探针130可包括主体132，以及与主体132耦合或布置在主体132内(例如，集成在主体132内)的光致发光区134、136、138、140。每个光致发光区134、136、138、140可包括一种或多种光致发光材料，这些光致发光材料中的每一种可以是磷光材料。在一些情况下，每种光致发光材料(例如，卟啉)可以响应于存在分析物(例如，氧)和激发光致发光材料的光(例如，光118)而进行淬灭。因此，每种光致发光材料对不同浓度的分析物(诸如氧)作出不同的响应。在一些情况下，每个光致发光区134、136、138、140可以调整到不同的分析物感测范围。例如，每个光致发光区134、136、138、140可包括不同的光致发光材料，这些光致发光材料中的每一种具有不同的Stern-Volmer曲线。在一些配置中，每个光致发光区134、136、138、140可以具有不同的峰值发射波长(例如，因此，与从每个光致发光区134、136、138、140发射的光相对应的光学数据可以相互分离)。

在其他情况下，每个光致发光区134、136、138、140可以具有基本相同类型和数量的光致发光材料(例如，相同的卟啉)，并且每个区域可以具有相对于Stern-Volmer方程的不同的扩散常量“K”。因此，尽管每个光致发光区134、136、138、140可以具有相同类型和数量的光致发光材料，但每个光致发光区134、136、138、140可以具有相对于分析物或参数(诸如氧)的不同浓度的不同的寿命。以此方式，与单个区相比，来自光致发光区134、136、138、140的Stern-Volmer曲线的组合的经组合的响应曲线可以具有更大的灵敏度，并跨越更大的氧分压范围。因此，相位差的改变(例如，两个时变强度曲线图之间)可以通过比单独的单个区(例如，与单个光致发光区相比)更大的氧分压而同样地敏感。在一些情况下，为了产生每个光致发光区134、136、138、140的不同扩散常量，每个光致发光区134、136、138、140可以由不同厚度的半透光材料(例如，聚合物)的层来进行封装，该层可以充当扩散电阻器(例如，产生更大的扩散常量的较厚层)。例如，每个光致发光区134、136、138、140可以具有基本上相同体积(和浓度)的光致发光材料(例如，其可以集成在诸如聚合物之类的材料内)。该体积的光致发光材料的可以由半透明材料的层来进行封装，其中层的厚度可以指示扩散常量(例如，更大的厚度增加扩散常量，反之亦然)。这随后可能导致每个光致发光区134、136、138、140具有不同的Stern-Volmer曲线。

在一些实施例中，每个光致发光区134、136、138、140，并且具体地每个区域内的光致发光材料，可以被不同波长的光激发。例如，以此方式，每个光子源可以选择性地激发光致发光区134、136、138、140中的一个光致发光区，从而选择从哪个光致发光区134、136、138、140接收光学数据。在其他配置中，每个光致发光区134、136、138、140，并且具体地每个区内的光致发光材料，可以由相同的波长激发(或可以被光118激发，其可包括多个波长)，并且每个光可以发射具有不同波长的相应光。以此方式，控制器可以从光电检测器接收光学数据，该光电检测器被配置成用于接收从相应区134、136、138、140发射的光，以及接收从不同区发射的最小(到无)光。换句话说，每个光电检测器可包括相应的光学滤波器，该光学滤波器被配置成用于允许从一个区134、136、138、140发射光，同时阻挡光从其他区134、136、138、140(例如，其他三个区)通过检测器。在其他配置中，由相同波长激发的不同区中的光致发光材料可以发射所有具有相同波长的相应光，其中光致发光材料各自都具有不同的响应寿命，诸如图3所示。以此方式，控制器可以从光电检测器接收光学数据，该光电检测器被配置成用于接收来自所有区的光，但可以经由这些区的唯一寿命来对从每个区编码的信号和参数进行区分。

在一些配置中，每个光致发光区134、136、138、140，并且具体地每个光致发光材料，可被配置成用于对不同分析物的改变作出响应。例如，光致发光区134可以对部分氧水平的改变作出响应，光致发光区136可以对pH值的改变作出响应，光致发光区138可以对分析物(例如，不同的分析物)的改变等作出响应。

在另一个实施例中，主体132包含数个磷光体，这些磷光体的分子特性彼此不同，以便在响应于分析物(诸如氧)时产生足够不同的寿命或淬灭常量。作为非限制性示例，氧将被描述为分析物。与上述不同，在本实施例中，磷光分子可以均匀地扩散通过主体132；正是它们各自的分子特性提供了寿命或淬灭常量的范围，以产生与比单独的单个磷光体更大的氧分压相对应的氧合数据。定义磷光体淬灭常量的分子特性可包括磷光体的结构和成分(例如，不同的分子结构)、不同的插入金属(例如，铂与钯)、不同的外围或修饰基团(例如，裸卟啉与卟啉树形分子)。这些不同的特性被列为示例并不构成所有可能的分子特性，这些分子特性可用于创造不同的寿命、淬灭速率、对氧的淬灭恒定响应。以此方式配置的光致发光材料可以被相同的波长激发，并且每个磷光体可以发射都具有相同波长的相应光；这些材料各自具有不同的响应寿命、分析物扩散速率或淬灭常量。以此方式，控制器可以从光电检测器接收光学数据，该光电检测器被配置成用于接收来自所有磷光体的光，但可以经由这些磷光体的唯一寿命来对从每个磷光体编码的信号和参数进行区分。

图3A示出了Stern-Volmer曲线的示例的曲线图，该Stern-Volmer曲线对应于具有单一类型的光致发光材料的单个光致发光区域。如图3A中所示，存在单个曲线。图3B示出了多个Stern-Volmer曲线的曲线图，多个Stern-Volmer曲线中的每一个对应于具有不同扩散常量或淬灭常量的光致发光区，或具有不同扩散常量或淬灭常量的不同光团。如图3B中所示，Stern-Volmer曲线中的每一个沿垂直轴(例如，寿命轴)移动。虽然图3B中没有示出，但图3B的Stern-Volmer曲线中的每一个拦截不同位置处的氧分压轴(例如，Stern-Volmer曲线中的每一个具有不同的x拦截)。当寿命随氧浓度改变最大时，对氧浓度的改变的灵敏度最高。因此，在图3A中，当指数曲线平坦时，当曲率改变为高和低时，示例系统的灵敏度在低氧处最大。如图3B中所示，通过在单个传感器中具有多个Stern-Volmer响应，氧感测系统的灵敏度在更大的范围内得到改善，该范围由对每个单独响应曲线的分析一起产生。

在一些实施例中，由于寿命与磷光衰减的时间常量(例如，在激发增量脉冲或方形脉冲之后)、相位差(例如，在激发正弦脉冲之后)有关，那么如果确定时间常量或相位差，则可以(例如，经由Stern-Volmer曲线)确定氧分压。

在其他实施例中，氧感测系统的所测得的寿命响应可以作为氧浓度的函数来测量。由于单个或多个磷光体或磷光区的所测得的寿命取决于氧浓度，因此这些氧寿命响应可被记录为查找表。然后可以使用该查找表，使得由氧感测系统测得的寿命的集合给出氧浓度的测量。在又一其他实施例中，氧感测系统的所测得的寿命响应可以作为氧浓度的函数来测量，以生成经验方程。然后可以使用该经验方程，使得由氧感测系统测得的寿命的集合给出氧浓度的测量。在仍又一其他实施例中，氧感测系统的所测得的寿命响应可以作为氧浓度的函数来测量，以训练机器学习模型。然后可以使用该机器学习模型，使得由氧感测系统测得的寿命的集合来给出氧浓度的测量。

图4示出了氧气传感器系统150的示意图。氧传感器系统150可以是氧传感器系统100的特定实现方式，因此氧传感器系统100与氧传感器系统150有关(反之亦然)。如图4所示，氧传感器系统150可包括氧传感器152和控制器154。氧传感器152可包括传感器头156，该传感器头156可包括光子源158、160、光电检测器162、164和温度传感器166。在一些情况下，光电检测器162可被定位在光子源158、160之间，这可以是有利的，因为光电检测器162可以屏蔽环境光(例如，该环境光会降低信噪比)。在一些配置中，光电检测器164可被定位在光子源158、160的上方(或下方)。在一些情况下，光电检测器162可被配置成用于感测从探针发射的光，而光电检测器164可被配置成用于感测从每个光子源158、160发射的光。

在一些实施例中，氧传感器系统150可包括将传感器头156的组件电连接到控制器154的电缆168。例如，电缆168的一端可被电连接到光子源158、160、光电检测器162、164和温度传感器166，而电缆168的另一端可被电连接到控制器154。在一些情况下，电缆168可包括一个或多个电线，其中每个电线被配置成用于在一端处电连接到光子源158、160、光电检测器162、164或温度传感器166中的相应一个，并且在另一端处(例如，经由控制器154的引脚)电连接到控制器154。在其他情况下，电缆168可以经由传感器与控制器之间的串行接口进行通信。在一些情况下，电缆168允许传感器头156(以及由此产生的氧感测能力)相对于控制器154定位在不同的位置，控制器154的尺寸可比传感器头大(例如，更难锚定到受试者)。例如，传感器头156可以经由电缆168被定向到相对于控制器154的不同位置和定向(例如，因为电缆168是灵活的)，例如，包括受试者的背部、受试者的肩部等。在一些特定情况下，电缆可以是带状电缆。在其他实施例中，整个氧传感器150可被包含在单个外壳中，其中传感器头156和控制器154是同一物理设备的部分。在此类实施例中，传感器头156和控制器154可以共享物理组件(例如，传感器头156和控制器154都可以由同一电路板169构造)，使得电缆168仅是电路板169上的迹线。

或者，参考图5，在一些实施例中，氧传感器系统100可包括外壳170和衬底172。外壳170可被耦合到控制器154，外壳170可支持控制器154。在一些情况下，尽管图4或图5中没有示出，但氧传感器系统100可包括带子、带等，其与外壳170耦合以相对于附属物(例如，手臂、腿部、手腕等)或受试者的身体的其他部分固定外壳170。在一些情况下，带子、带等可以调节以适应受试者的不同大小部分。例如，外壳170可包括夹子、夹等，以可拆卸地耦合到带子、带等，以适应不同的大小。在一些情况下，外壳170随后可以以类似于手表(或其他可穿戴电子设备)的方式固定。在一些情况下，外壳可以由柔性材料(例如，硅酮)制成，并作为粘合贴片粘附在受试者上。在其他情况下，外壳170也可以围绕衬底172，以形成同一单元的部分，如图5所示。

在一些实施例中，衬底172可耦合到传感器头156，并可以与受试者接合，以在衬底172与受试者的组织之间提供密封。衬底可包括多个层。例如，衬底172可包括层174、176、178、180，这些层在图5中衬底172的截面视图中表示。层174对氧扩散穿过其中是半渗透的，并且可以是材料片，这可以使层174是柔性的以适应受试者的不同表面。虽然图4中图示出层174是方形的，但层174可具有其他形状，包括例如，圆形和椭圆形等。在一些配置中，层174可包括被定位在层174的外表面上的粘合层(例如，当衬底172与受试者接合时面向组织的表面)。在一些情况下，该粘合层可以部分地或完全地沿层174的外表面跨越。例如，粘合层可以跨越接近层174的外围边缘的区域。在一些情况下，层174可以具有与层174的内表面(或层174的外表面)耦合的散射、反射或吸光层，其可以面向周围环境。以此方式，反射层可以反射或吸收本会以其他方式与探针不期望地相互作用的环境光。

可以位于层174与层178之间的层176可以是前面描述过的探针。在一些情况下，层176的定位(例如，层176的夹层)可以隔离层176，从而使探针不直接接触患者。以此方式，可以从探针中浸出的不期望材料被有利地阻挡与患者的接触。层178可以被定位在层176的上方和层176的侧面，使得层178阻挡层176的顶部和侧面的大气，并且感测到的O₂的大部分从皮肤通过层174。层178可以由对氧渗透性比层174低的材料形成。以此方式，通过层178并且进入探针中(例如，层176)的来自周围环境的氧保持低水平，以允许对区182进行更准确的氧分压测量(例如，使得不源自区182的外部氧不扩散到探针中)。层178可以允许光通过，包括来自光子源158、160中的每一个的光和由探针发射的光。因此，层178可以是透明的。

在一些实施例中，层180可被定位在层174的下方(例如，耦合至层174)，并且可被配置成用于散射被定向在层180处的光，同时阻挡光通过层180。因此，例如，层180可被定义为光散射或光反射层。在一些情况下，层180可以与光电检测器162对齐，这在(例如，源自区182的)任何环境光被阻挡直接通过层180和到达光电检测器162时可以是有利的。相反，环境光在被定向在层180处之后被散射或反射。氧感测层176的发光在所有方向上发射，使得朝着组织定向的光(区182)可能进入组织中而无法被检测到。层180的散射或反射性质用作将原本丢失的发射光的部分重定向回光电检测器162进行检测。在一个非限制性示例中，层180可包括具有反射性的聚脂薄膜(Mylar)。在另一个非限制性示例中，层180可包括白色(例如，硅酮)，以提供功能散射。因此，与没有层180的情况相比，由探针发射的光的更高比例可被定向到光电检测器162，并且环境光被阻挡，从而改善收集的总信号以及信噪比。在一些情况下，层180的宽度可以大于光电检测器162的宽度，以确保层180的外围附近的环境光不被定向在光电检测器162处。在一些情况下，光子源158、160和光电检测器162、164可以与层180对齐。在一些配置中，层180可以阻挡来自区182的光到达每个光电检测器162、164，并可以阻挡来自每个光子源158、160的光到达区182。在一些配置中，层180可以配置成用于专门反射或散射氧感测层的发光。

在一些实施例中，衬底172的每一个层174、176、178、180被耦合在一起，如图5所示。在其他配置中，层174、176、178、180可被不同地构造。例如，层176可被集成在层174内，或者可被集成在178层内。另外，层176可以由层174、176部分地(或完全地)封装。

如图5中所示，衬底172(并且具体地层174)可以限定区182，该区182可以与(例如，衬底172接合的)受试者的组织进行通信，包括直接接触或流体连通。区182至少部分地与周围环境(例如，衬底172周围的区域)密封，并且根据层174的扩散特性，氧可以扩散通过层174并且进入到区182中(反之亦然)。另外，来自组织的氧可以扩散到(或扩散出)区182。因此，扩散到探针中(并被探针感测)的氧可以部分地源自组织，然后可用于确定组织的氧分压。在一些实施例中，温度传感器166可以与衬底172，并且具体地层174进行热连通。以此方式，来自温度传感器166的温度数据可以指示区182的温度(并且由此指示其中的氧)，然后可用于补偿温度的改变。

图6示出了衬底200的截面图，该衬底200可与衬底172类似。因此，衬底200可以与氧传感器系统150一起实现。衬底200可包括层202、204、206。如图6所示，层202可以是可以集成在层204内的探针。在其他情况下，层202可被嵌套在层204中。例如，层204可包括空腔，并且层202可被插入空腔内。在一些情况下，层202的外表面可以与层204的外表面齐平，这在图6中被图示出。在一些情况下，层204对通过其的氧扩散可以是半渗透的，或者对通过其的氧扩散可以是基本上不渗透的。无论配置如何，层202可以被层204包围，使得减少从周围环境通过层204并且进入层202中的氧扩散。在一些情况下，与层178类似，来自光子源和来自探针的光可以穿过层204。因此，层204可以是透明的。

在一些实施例中，层206可以定位在层202的下方(并且可被耦合至层206)。层206对通过其的氧扩散可以是半渗透的，并且对通过其的氧扩散可更具渗透性。以此方式，层202从侧面208接收了更大的氧量，与侧面210相反。在一些配置中，层206可以散射或反射被定向在层206处的环境光，这可以防止环境光到达光电检测器(例如，这会降低信噪比)。在一些配置中，衬底200可包括被定位在层206下方的层212(并耦合至层206)，其可以反射或散射被定向在层212处的光。

图7A示出了传感器头220的示意图，传感器头220可以与氧传感器系统150的传感器头156类似。因此，传感器头156可以替换为传感器头220，或者可以集成到本文描述的不同氧传感器系统中。如图220所示，传感器头220可包括外壳222，该外壳222被配置成用于与受试者的组织224接合。

图7B示出了沿图7A的线7B-7B截取的传感器头220的截面图。如图7B所示，外壳222可以限定区226，该区226可以与组织224接触、气体连通、流体连通或以其他方式接近组织224。另外，外壳222可以接合组织224，使得外壳222(暂时)与组织224密封，从而(部分地)将区226与周围环境隔离开。在一些情况下，外壳222对通过其的氧扩散可以是半渗透的。例如，虽然没有示出，但外壳222可包括被定向通过外壳222的一个或多个通道(例如，微通道)。在一些实施例中，传感器头220可包括探针228，该探针228可以与区226接触、气体连通或流体连通，该区226被设计用于接收组织224，优选地以避免形成空隙。为此，区226可以呈现没有任何凹槽的探针228。例如，探针228可被定位在区226内，并且可被耦合至外壳222。

在一些情况下，传感器头220可包括光学地耦合至探针228的光子源230、232和光电检测器234。例如，如图7B所示，每个光子源230、232和光电检测器234可被定位在与探针228接触、气体连通或流体连通的外壳222的凹槽236内。以此方式，光电检测器234可以通过外壳222屏蔽环境光。另外，外壳222可以阻挡光从周围环境进入区226中。

图8示出了氧传感器系统250的框图的示意图，该氧传感器系统250可以是氧传感器系统100的具体实现方式。因此，氧传感器系统100与氧传感器系统250有关(反之亦然)。如图8所示，氧传感器系统250可包括(一个或多个)光子源252、(一个或多个)光电检测器254、(一个或多个)温度传感器256、光纤258、260、262、树耦合器264和探针266。探针266可被光学地耦合至光纤258。例如，探针266可被耦合至光纤258的端部。在一些情况下，探针266可以是被设置在光纤258上的涂层。

在一些实施例中，光纤258的相对端部可被耦合到树耦合器264的输出端。相对应地，光纤260的一端可被耦合到树耦合器264的第一输入端，并且光纤260的相对端部可以光学地耦合到(一个或多个)光子源252。另外，光纤262的一个端部可以耦合到树耦合器264的第二输入端，并且光纤262的相对端部可以光学地耦合到(一个或多个)光电检测器254。以此方式，来自光子源252的光可被发射到光纤260中，该光可以穿过光纤260，通过树耦合器264，通过光纤258，并可以被定向在探针266(例如，激发探针266)处。相对应地，从探针266发射的光(例如，响应来自光子源252)可以通过光纤258、树耦合器264、光纤262返回到光电检测器254。

在一些实施例中，温度传感器256可以与探针266进行热连通，因此来自温度传感器256的温度数据可以指示探针266被定位于其中的环境的温度。例如，温度传感器可以与远端光纤尖端处的探针266进行热连通。在另一个示例中，温度传感器256可以与光纤258进行热连通。在其他情况下，温度传感器256可以与接近探针266的组织进行热连通。例如，温度传感器256可被放置在接近组织的受试者内。

在一些实施例中，光纤258被配置成用于插入医疗器械268的通道270中。例如，医疗器械268的通道270的直径(或宽度)可以小于500微米，并且光纤258可以小于通道270的直径(例如，光纤258的直径小于或等于200微米)。在一些情况下，光纤258可以通过通道270推进，直到部分(或整个)探针266位于通道270之外(例如，通道270的远端)。在一些配置中，医疗器械可以是具有针头、导管等的注射器。在其他情况下，医疗器械可以是内窥镜，并且通道270可以是内窥镜的工作通道。

虽然氧传感器系统250已被图示为具有一个探针266，但在其他配置中，氧传感器系统250可包括多个探针，每个探针沿光纤258被设置在不同纵向位置处。在一些情况下，光纤258可以在探针266的每个纵向位置处包括裂缝、刻痕(score)等，以确保向相应探针266发射光和从相应探针266接收光。

在一些配置中，探针266可以由多个层形成。例如，第一层可以耦合到光纤258，第二层可以耦合到第一层等，以形成探针266。每层可包括光致发光材料。该结构可以为探针266产生薄膜，这可以显著地减小探针266的大小，从而显著地增加氧感测速度(例如，探针对氧分压的改变作出快速响应)。

在一些配置中，探针266可耦合到医疗设备268。例如，探针266和光纤258可被插入医疗设备268的通道270中，并(例如，经由使用环氧树脂、粘合剂等)耦合到通道270内的医疗设备268。以此方式，诸如当医疗设备268是针头时，该针头可以(例如，在受试者的肌肉区域处)直接插入受试者，而不需要将探针266再部署到医疗设备268中，从而节省时间。在另一个示例中，在将医疗设备插入患者体内后，光纤可以反复插入或重新插入到医疗设备268中。以此方式，探针可以在特定时间或需要时使用。

虽然氧传感器系统250已被图示为具有两种光纤260、262，但在其他配置中，氧传感器系统205可包括附加的光纤，每个光纤耦合到树耦合器264的相应输入端。然后，每个光纤的相对端部可以光学地耦合到光子源252或光电检测器254。

图9示出了氧传感器系统280的框图的示意图，该氧传感器系统280可以是氧传感器系统100的具体实现方式。因此，氧传感器系统100与氧传感器系统280有关(反之亦然)。如图9所示，氧传感器系统280可包括(一个或多个)光子源282、(一个或多个)光电检测器284、(一个或多个)温度传感器286、光纤288、探针290和分束器292。如图9所示，从(一个或多个)光子源282发射的光通过分束器292进入光纤288中，通过光纤288，并被定向到探针290(例如，以激发探针290)。相对应地，从探针290发射的光被发射回光纤288，穿过光纤288，由分束器292定向到(一个或多个)光电检测器284。

图10示出了根据本公开的用于监测患者的过程300的流程图。在302处，过程300可包括放置与受试者的组织进行通信的探针。如本文所用，进行通信可包括进行接触、进行气体连通中、进行流体连通中、或以其他方式定位以获取与受试者的组织相关的信息。例如，这可包括将包括探针的衬底耦合到受试者的皮肤。作为另一个示例，当探针耦合到光纤并且光纤(包括探针)被插入医疗设备(例如，导管、针头等)时，医疗设备可被插入受试者(例如，插入受试者的肌肉、孔口、腔等)。如上所述，探针可包括具有相应操作范围并被配置成用于基于相应信号进行激发的多个探针。

在304处，过程300可选地包括校准传感器系统或(例如，从计算设备的存储器中)接收(一个或多个)校准值的计算设备。在一些情况下，这可包括基于例如温度数据(例如，温度响应曲线与分析物浓度)来接收校准曲线的计算设备。在一些情况下，校准曲线可以是Stern-Volmer曲线。下面将更详细地描述校准步骤。

在306处，过程300可包括使得一个或多个光子源发射光子的模拟或计算设备。这可以通过创建时变分布来实现，该时变分布总体上被设计用于激发探针。如上所述，探针可包括具有相应操作特性或操作范围并被配置成用于基于相应信号来被激发的多个探针或探针组件或区。为此，时变分布可以通过将两个或更多个子信号进行组合来形成，其中每个子信号被设计用于激发多个探针组件或区的相应探针组件或区。

例如，相应时变分布可具有时变强度(例如，由光子源发射的光的总强度可随着时间而改变)并由具有不同频率的相应子信号组成，其中每个频率被设计用于针对多个探针组件或区中的一个探针组件或区。在一个非限制性示例中，计算设备可使得第一光子源根据第一子信号发射光子，并使得第二光子源根据第二子信号发射光子，从而激发多个探针组件或区中的两个探针组件或区。因此，在一些情况下，每个时变强度分布可以是周期性的，并且可包括多个频率。例如，时变强度曲线可以是正弦波的总和(例如，多个不同的正弦波，每个正弦波对应于配置成用于激发相应探针组件或区的不同子信号)，因此，时变强度曲线可具有多个不同的频率。

根据具有不同相应频率的子信号创建时变分布只是一个非限制性示例。在一些情况下，时变分布可是非周期性的。例如，时变分布可以是脉冲函数(或换句话说，增量函数)、脉冲(例如，方形脉冲、矩形脉冲等)等。

另外，时变分布和/或子信号可随着时间而变化。例如，时变分布可以随着时间(例如，响应于测量的氧浓度的改变)而改变。此种改变可包括对波形的更改，例如，修改基本频率，或添加或减去正弦波，该正弦波可用于动态地更改(例如，多个探针组件或区的)灵敏度、准确性、精度、操作范围或功能，从而调整整个感测系统的整体灵敏度、准确性、精度、操作范围或功能。这种反馈控制方法可用于优化给定范围内传感器的整体功能，例如，氧浓度范围。

在308处，一旦(一个或多个)光子源基于时变分布(以及因此用于形成时变分布的子信号)来发射光，探针被激发。在被设计成用于监测分析物的探针的非限制性示例和氧作为分析物的非限制性示例中，氧敏感探针与来自一个或多个光子源的光子之间的相互作用将使得探针发射光。在这种情况下，从探针发射的光将具有时变分布，这可以对应于从一个或多个光子源(例如，在306处)发射的光子的时变分布，至少因为来自探针的光子激发探针，从而使得探针发射光。以此方式，源根据第一时变分布操作，并且探针根据第二时变分布发射光。在一些情况下，探针发射的光的波长可具有大于从一个或多个光子源发射的光子的波长的波长。例如，从探针发射的光的波长可以在红光可见范围内，而从一个或多个光子源发射的光的波长可以在蓝光可见范围(或紫外线范围)内。

在310处，过程300可包括计算设备基于从探针发射的光与一个或多个光电检测器之间的相互作用来接收来自一个或多个光电检测器的光学数据。在一些情况下，光学数据可包括来自第一光电检测器的、基于从探针发射的光与第一光电检测器之间的相互作用的第一光学数据。另外，光学数据可包括来自第二光电检测器的、基于从探针发射的光与第二光电检测器之间的相互作用的第二光学数据。在一些情况下，光学数据可包括时变强度分布(例如，由光学数据的强度值表示)，其可以对应于从一个或多个光子源发射的光子的时变强度分布。例如，光学数据的第二时变分布的部分(或整个)的形状可以对应于从一个或多个光子源发射的电子的第一时变分布的一部分(或整个)的形状(例如，可以与从一个或多个光子源发射的电子的第一时变分布的一部分(或整个)的形状基本上相同)。

在312处，过程300可包括计算设备使用光学数据(例如，多于一个光学数据集)确定响应信息。例如，计算设备或控制器可以比较或分析第一时变分布和第二时变分布。类似地或附加地，计算设备或控制器可以分析或比较用于创建第一时变分布的子信号，并从第二时变分布中提取子信号的组件。在一些情况下，此类比较或分析可考虑一个或多个时间延迟、一个或多个相位、一个或多个时间常量(例如，时间常量是寿命)。例如，当从一个或多个光子源发射的时变分布是脉冲时，计算设备可以确定光子从一个或多个光子源发射的第一时间(例如，使用时间戳)。然后，计算设备可以确定来自光学数据中的一个或多个强度值超过(例如，大于)阈值(例如，对应于背景光，其可以是噪声)的第二时间。因此，计算设备随后可以通过从第二时间减去第一时间来确定时间延迟。在一些情况下，计算设备可以使用上述过程(使用针对第一时间的不同的开始时间并使用不同的阈值来确定第二时间)来确定多个时间延迟。这可以使用时变分布和/或子信号来完成。

作为另一个示例，计算设备可以确定两个时变分布或子信号之间的相位差。例如，计算设备可以根据与从一个或多个光子源发射的光子相对应的第一时变振幅分布来确定具有频率的第一时变振幅波，并且可以根据光学数据的第二时变振幅分布来确定具有第二频率的第二时变振幅波。在一些情况下，与从一个或多个光子源发射的光子相对应的时变振幅分布可以是用于驱动一个或多个光子的电波形的数据，或者可以是一个或多个光电检测器基于从一个或多个光子源的光子(例如，UV光)直接与一个或多个光子检测器(例如，接收UV光的光电检测器)相互作用来接收的光学数据。在一些情况下，第一频率可与第二频率基本上类似(或相同)。然后，计算设备可以确定第一时变振幅波与第二时变振幅波之间的相位差。

在一些情况下，包括当第一时变分布包括第一多个频率并且第二时变振幅分布包括第二多个频率时，计算设备可以确定具有第一参考频率的第一参考时变振幅波和具有第二参考频率的第二参考时变振幅波。例如，计算设备可以(例如，通过使用多回归方法)将第一多个频率(例如，基本频率、基本频率的一个或多个谐波等)组合成第一参考时变振幅波。换句话说，计算设备可以(例如，使用统计方法，诸如多线性回归)将多个频率(例如，基本频率和更高的谐波)与其振幅和相位组合成一个签名。类似地，计算设备可以(例如，通过使用多回归方法)将第二多个频率(例如，基本频率、一个或多个基本频率的谐波等)组合成第二参考时变振幅波。在一些情况下，第一参考频率可与第二参考频率基本上类似(或相同)。然后，计算设备可以确定第一参考时变振幅波与第二参考时变振幅波中包含的频率之间的差(例如，相位差)。在一些配置中，通过使用具有多个频率分量的第一参考时变振幅波，对发光的检测可以比与仅使用单个频率(例如，在测量具有不同寿命的多个发光染料的情况下，或者当单个染料的寿命可能经历需要不同测量频率的增加或减少时)更加稳健(例如，更准确)或处于更大的操作或动态范围内。

在一些实施例中，计算设备(或电子滤波器)可以对每个时变振幅分布进行滤波，以隔离上述频率中的一个或多个频率。在一些情况下，这可包括(例如，使用傅里叶变换(FT)、快速傅里叶变换(FFT)等)对时域或频域中的时变振幅分布进行数字滤波。在一些情况下，如果在频域中进行滤波，则所得到的频率信息可被转换回时域，以便随后确定相位的差。

作为另一个示例，例如，当从一个或多个光子源发射的光子的时变强度分布是脉冲时，计算设备可以从由一个或多个光电检测器接收到的光学数据的时变强度分布中确定一个或多个时间常量。例如，计算设备可以将指数衰减函数与光学数据进行拟合，以确定时间常量。在一些情况下，指数衰减函数可以是具有单个时间常量的单个指数衰减，或者可以是具有多个时间常量的多个指数衰减。在后一种情况下，计算设备可以从多个指数衰减中确定每个时间常量，并可以利用一个或多个时间常量，或者可以组合每个时间常量来确定得到的时间常量。例如，计算设备可以提取嵌入具有不同扩散常量的不同区中的氧感测染料的不同寿命。

在一些实施例中，计算设备可以从时变强度分布中光谱确定时间常量。例如，利用足够快的数据采样，计算设备可以(例如，在频域中使用例如时变强度分布的FT或FFT)光谱分析时变强度分布，以确定第一参考时变强度分布和第二参考时变强度分布的给定频率下的振幅和相位(例如，在基本频率或更高阶谐波下)。然后，给定频率下的第一参考时变强度分布与第二参考时变强度分布之间的相对相位可以通过相位的差获得，该相位的差可用于(例如，在正弦调制的情况下，通过关系tan(θ)＝2πτf(其中θ是相对相位，f是给定频率并且τ是寿命))确定寿命。

在314处，过程300可选地包括计算设备接收来自一个或多个温度传感器的温度数据。在一些情况下，温度数据可包括以下各项中的至少一项：来自与组织进行热连通的第一温度传感器的第一温度数据、来自与氧传感器进行热连通的第二温度传感器的第二温度数据、以及来自与一个或多个光子源进行热连通的第二温度传感器的第三温度数据。

在316处，可以从上述分析中确定参数。仅作为一个示例，监测可包括感测分析物，因此，参数可能与分析物相关。作为一个非限制性示例，分析物可以是氧，并且监测可能是诸如经由氧分压的(例如，受试者的组织的)氧水平，该监测可以使用本文描述的氧传感器系统来实现。因此，过程300可包括计算设备基于响应信息来确定氧分压。例如，这可包括基于相位差、时间延迟或时间常量中的至少一个来确定氧分压。具体而言，相位差可以与校准曲线(例如，Stern-Volmer曲线)进行比较以确定氧分压，该校准曲线将相位差与氧分压进行关联。类似地，时间延迟可以与校准曲线(例如，Stern-Volmer曲线)或至少一个预定的查找表进行比较以确定氧分压，该查找表将时间延迟与氧分压进行关联。另外，时间常量(或换句话说，寿命)可以与校准曲线(例如，Stern-Volmer曲线)进行比较，该校准曲线将时间常量或相位差与氧分压进行关联。

在一些情况下，除了响应信息外，还可以使用(例如，在框314处接收到的)温度数据来确定氧分压。例如，校准曲线(例如，Stern-Volmer曲线)可包括温度依赖性，因此计算设备可以使用来自与组织进行热连通的温度传感器的温度数据以及响应信息来确定氧分压。

在318处，过程300可以生成和/或传递报告。在这种情况下，计算设备可以是控制器和/或单独的计算设备。在一个非限制性示例实施例中，该设备测量波形，并将算法嵌入到控制器中，进行机载处理，并简单地告诉连接到它的手机或计算机它测量的pO₂。在另一个非限制性示例实施例中，设备将波形发送到手机或计算机，并在手机或计算机上分析信号以获得pO₂值。在一些情况下，如果计算设备确定氧分压超过阈值，则计算设备可以通过激活警报、在显示器上呈现图形等提醒或以其他方式通知用户(例如，从业者)。例如，计算设备可以基于氧分压低于阈值来确定组织是否存在缺血，并且随后计算设备可以相对应地通知用户。作为另一个示例，计算设备可以基于氧分压高于阈值来确定是否存在氧中毒，并且随后计算设备可以相对应地通知用户。因此，在另一个非限制性示例中，过程300可用于确定(例如，与氧传感器接合的)组织的局部缺血(例如，缺乏血液)的存在，或确定上神经节氧浓度的存在(例如，当组织正在接受高压治疗时)。

在一些情况下，无论框318的报告如何，过程300可包括计算设备(例如，以报告的形式)显示过程300的一个或多个框的结果。例如，计算设备可以显示响应信息、时变强度分布中的一个或多个、氧分压等。在一些情况下，过程300可进行回到框306，以持续监测受试者的氧分压值。例如，这可以实时地完成。

如上所述，过程300可以适当地使用一个或多个计算设备(例如，控制器)实现。在监测部分氧压的非限制示例中，可以通过例如在算法上(多线性回归、非线性回归、锁定检测、FFT等))估计发光的寿命和强度来确定部分氧压。在其他非限制性示例中，寿命和强度可以通过机器学习获得。在又一其他非限制性示例中，部分氧压可以通过(例如，校准查找表、基于经验方程的模型或机器学习)根据寿命和强度来计算。

如上所述，过程300可包括确定校准曲线(例如，Stern-Volmer曲线)或一个或多个校准值。在一些情况下，探针可以放置在多个氧分压(和温度)的已知条件下，而不是与受试者的组织进行接触、气体连通、流体连通或以其他方式获得与受试者的组织相关的信息。然后，可以为每个氧分压值(和每个温度值)完成框306-314。然后，计算设备可以基于已知的氧分压值(和已知的温度值)和相对应的响应信息(例如，时间延迟、相位差、时间常量等)以及相对应的温度数据(适当地)来构建校准曲线。在一些实施例中，计算设备可以基于将构造的校准曲线与另一个校准曲线(例如，理想的校准曲线，诸如理想的Stern-Volmer曲线)进行比较来确定一个或多个校准值。例如，这些曲线中每个相应点之间的差异可被确定，并用于细化所确定的氧分压(例如，在框316处)。例如，计算设备可以使用相对应的校准值将所确定的氧分压增加到(或降低)到所细化的分压。

示例

以下示例是为了进一步说明公开的各方面，并不意味着以任何方式限制本公开的范围。以下示例旨在作为本公开的示例，并且这些(以及本公开的其他方面)不受理论限制。

示例1

近年来，可穿戴设备作为医疗设备以及用于运动和健康跟踪的消费电子设备，已经得到了广泛应用。在现有技术中经常被忽视的一个健康指标是直接测量活组织中的分子氧，分子氧是细胞能量产生的关键组成部分。在这里，本公开报告了用于基于量化嵌入高度透气氧感测膜中的金属卟啉的氧依赖性磷光的经皮氧合监测的无线可穿戴原型的开发。该设备是完全自包含的，重量在30克以下，执行机载信号分析，并可以与计算机或智能电话通信。可穿戴设备通过检测磷光的寿命和强度来测量皮肤表面处的组织氧合，磷光在氧存在的情况下经历淬灭。除了对运动伪影不敏感外，即使在与温度和湿度相关的可变大气条件下，它也能提供稳健且可靠的测量。猪缺血模型中的初步体内测试表明，可穿戴设备在诱导肢体灌注减少后，对生理范围内组织氧合的改变高度敏感。

近年来，提供持续监测生理变量的可穿戴设备作为医疗设备以及用于运动和健康跟踪的消费电子设备，已经得到了广泛应用。可商业地获得的设备可以测量大量变量，诸如心率或呼吸率、血氧饱和度、运动、力、温度、肌肉激活等。然而，商业可穿戴设备仍然缺乏测量若干重要生理参数的基本能力。

氧浓度是通常无法测量的至关重要的参数，尽管它构成了细胞能量生产机器的关键组成部分。了解皮肤表面处的组织氧张力或氧分压(pO₂)对烧伤、肢体损伤和手术干预的诊断应用具有决定性意义。为此，经常使用血氧饱和度测量(stO₂)方法。然而，这些饱和度测量是组织氧含量的间接测量，并且当血流受损时，不能提供准确的读数。相比之下，经皮氧张力测量(TCOM)是对准备由细胞代谢的组织中可用氧的直接测量，并且不完全取决于血液的氧递送或底层组织毛细血管床的状况。TCOM设备测量组织的局部氧合，并且在诸如施加止血带或高压治疗之类的情况下可能是有利的，因为pO₂的测量可能分别指示组织局部缺血或氧中毒的发生。另一方面，血氧饱和度在每种情况下达到0％或100％的值时，会失去测量这些情景中进一步改变的能力。

尽管与测量氧饱和度的设备相比具有优势，但pO₂和氧张力的测量并没有被广泛使用，主要是因为传统的TCOM技术涉及使用笨重的装备、耗时和频繁的床边校准、精确的放置和训练有素的操作者。本文描述的一种用于实现用于组织氧合监测的便携式技术的方法用于创建基于金属卟啉分子的光学工具，这些分子通过氧经历磷光淬灭。利用这一原理可以创建用于经皮氧测量的传感器，该传感器可以对并入透明膜中的氧感测磷光体的寿命的改变作出响应。然而，检测磷光寿命的能力往往是要付出代价的，因为它通常需要繁琐的实验技术和大型台式仪器。改善TCOM技术的便携性、易用性和数据聚集能力的早期尝试涉及在研究中使用氧感测分子，其中通过利用改装的数码相机收集发光强度图像来生成组织的局部氧合和氧消耗率的2D图。基于强度的方法可以在具有受控实验条件或设置的特定场景中表现出出色的性能。例如，一些使用涂抹式氧感测绷带的工作发现，当对鼠模型执行动脉结扎时，经皮氧合监测能够检测肢体缺血，证明经皮氧合可以是测量组织健康的非侵入性替代方案。另一方面，本文所述对磷光寿命敏感的技术表现出显著优势，因为它们通常不会因传感器几何形状、激发源强度、光漂白等改变而经历信号变异性，该信号变异性可困扰基于强度的方法。目前低功率电子、通信和材料工程的进步已促进TCOM可穿戴设备的发展，然而，这些可穿戴设备体积大(例如，依赖大型外部读数电子设备)或涉及侵入性组件或过程。

在该示例中，已开发无线和非侵入性可穿戴原型，旨在基于内部开发的金属卟啉持续地监测组织氧合，该金属卟啉可以很容易地嵌入聚合物膜中，从而在整个生理pO₂范围内提供表现出明亮发射的材料。

图11示出了基于高度透氧感测膜的磷光发射的经皮氧监测的光学无线可穿戴原型。原型由氧感测膜、传感器头和控制电子设备组成。框图表示控制电子设备和传感器头电路。

响应和校准。可穿戴设备通过检测高度透气的多层氧感测膜的寿命τ和荧光发射强度I的改变来测量皮肤表面处的组织氧合。该膜在0-160mmHg的pO₂范围内表现出明亮的发光，其中峰值发射量为650纳米。它在室内空气中产生约15微秒的寿命(pO₂＝160mmHg)，并且在零氧下产生约96微秒的寿命(参见图12)。氧感测膜由以下几层组成(膜定向参见图11)：将皮肤与大气氧部分隔离的半渗透透明膜、具有嵌入式金属卟啉的聚(甲基丙烯酸丙酯)(PPMA)膜、透明且透气膜、以及旋转涂覆的白色透气层，该白色透气层通过反向散射增加收集的发射，同时还用作与外部光源的光学绝缘。这些膜不受相对湿度改变的影响，解决了将这些氧感测材料应用于监测人体性能的可穿戴设备中时面临的关键挑战之一，因为汗液可能因气候条件或身体位置的不同而有很大差异。

如图11中所示，该设备围绕支持无线的微控制器构建，并且包括小传感器头和主控制电子设备。粘性氧感测膜被固定在传感器头上，该传感器头直径为14毫米并且厚度为3毫米，并且由3D打印外壳内的柔性印刷电路板(PCB)组成。PCB是若干个小型表面安装电子设备的主机：两个高功率UVA LED(荷兰阿姆斯特丹的Lumileds公司)，其峰值波长为385纳米，用于激发磷光体分子并从氧感测膜中生成发射；PIN光电二极管(德国慕尼黑Osram公司)，用于检测发射；以及热敏电阻器(日本东京TDK公司)，用于测量温度。LED激发通过堆叠两个超薄柔性光学陷波滤波器(美国新泽西州巴灵顿EdmundOptics公司)进行滤波，这些滤波器用作在感兴趣的范围内400纳米短通滤波器(参见图13)。通过组合柔性405纳米长通滤波器(美国新泽西州巴灵顿EdmundOptics公司)和聚酰胺膜(美国威尔明顿杜邦公司)来制造500纳米长通收集滤波器，其可以阻挡LED发射(见图13)。传感器头经由薄且柔性的带状电缆附接到控制电子设备。通过在控制电子外壳下折叠柔性连接器和传感器头，传感器头和氧感测膜免受机械应力。这种设计有助于保护传感器头并提供粘附，以及pO₂感测膜在皮肤上的气密和稳定密封(参见图11)。该设备是真正的可穿戴设备，因为它完全自包含的，在板上执行信号分析，并且重量仅约30克。

如图11中的框图和图14所示的模数转换器(ADC)输出波形(例如，面板b)，该设备通过利用类似正弦的参考信号(f_r＝796Hz)驱动激发LED并测量参考信号与发射信号(也是正弦信号)之间的微秒延迟或相位(θ)来检测氧感测磷光体的荧光寿命的改变。在发射中仅存在单个寿命的情况下，该相位可以通过表达式tan(θ)＝2πτf_r与寿命进行关联。由于该膜包含单个荧光染料，其中97％的分子表现出相同的寿命(参见图12)，正弦参考信号足以充分表征荧光寿命。如下所述，这允许一种可以在诸如微控制器之类计算能力有限的设备上机载执行的简单的信号分析方法。寿命τ的改变由发射的强度I反映，并从驱动频率下测得的信号的振幅中获得，该强度I对pO₂的改变作出响应。开发了一种基于矩阵形式中的多线性回归的算法，以提取发射的寿命和强度。

所测得的变量X(即τ或I)与pO₂的依赖性，由这个方程支配，该方程由Stern-Volmer关系修改：

X＝X₀/(1+K_eff*pO₂)+X_OFF (1)

其中X₀是缺氧时X的值，并且X_OFF是测量系统产生的非氧相关的偏移量。在动态淬灭和扩散控制过程的情况下，Stern-Volmer淬灭常量，K_eff是多层膜的氧扩散系数的度量。K_eff是温度相关的，主要是因为卟啉的碰撞淬灭率，以及在较小程度上，由于聚合物层的氧扩散参数的改变，该聚合物层的氧扩散参数也可能因老化而发生变化改变，如下所示。发现了K_eff与温度的二次依赖关系(K_eff＝K₀+K₁*(T-32)+K₂*(T-32)²)，这说明了用图11所示的最终设计制造的原型所测得的数据中观察到的趋势。使用不同3D打印材料的设备的早期迭代产生可以忽略不计的二次项，这可以从表1(下文)所示的数据中看到，其解释为传感器几何形状、LED泄漏到光电二极管信号和传感器头的热属性略有差异。

图15示出了针对每个谐波的相位校准的强度相对于时间的曲线，除以其指数I并取偏移量β₀以及谐波振幅I_i的对数。例如，左图示出了每个谐波与时间的相位改变，中间图示出了每个谐波与时间的谐波振幅的对数，并且右图示出了发射强度与时间。

表1

同一氧感测膜的三个不同校准的寿命和强度校准参数：初始校准，在传感器头上拆卸和重新定位膜后执行的校准，以及在将具有附接膜的设备存储三个月后的最终校准。每个参数的百分比改变与之前测得的值有关。K₂值未被示出，因为拟合产生值的结果接近零。

为了评估原型的性能，传感器头配备了氧感测膜，并且设备被插入到密封的校准腔室中(参见图16)。校准期间温度和氧分压的变化如图14(例如，面板a)所示，在校准期间，第一次扫描pO₂在高的类体温下进行，并且第二次扫描在室温下执行。如图14面板b和c中所示，随着pO₂在大气值(160mmHg)与纯氮大气(0mmHg)之间逐渐扫描，θ_p单调增加。在整个测量过程中，温度在室内条件(24℃)与皮肤的温度(32℃)之间变化。θ_p和θ_r都两者存在类似的波动，这源于PWM输出从“打开”到ADC采样开始所经过的时间内pO₂测量之间的细微差异。θ_p的波动可以通过计算光电二极管与参考信号之间的相对相位改变来消除，例如，θ＝θ_p-θ_r，从这里开始称为相位。如图14的面板d所示，发射强度示出非常相似的响应。寿命和强度信号两者都呈现高信噪比(分别为29分贝和31分贝)，并且不需要平滑或滤波，以便在整个生理范围内实现良好的信号对比度。这些结果在多个原型和O₂感测膜中是一致的。

图17的面板a和b(以及面板d和e)示出，由于pO₂和温度的改变，寿命和强度数据的特征被与温度相关的Stern-Volmer方程很好地描述。图17的面板c和d分别示出的从寿命和强度数据中获得的pO₂的估计，与参考商用pO₂传感器的测量紧密匹配，其中差异可能源自于两个设备的响应时间差异并且源自于每个传感器由于其在腔室中的位置而经历不同温度梯度。

为了测试与感测膜的定位相关的校准参数的再现性，已校准的氧感测膜从设备移除并重新固定在传感器头上。随后的校准示出，获得的所有寿命的拟合参数(参见表1)与先前的值差异很小。然而，观察到强度的拟合参数与氧感测膜的早期位置不同。寿命参数与传感器放置的不变性凸显了基于寿命的测量与基于强度的方法相比的关键优势，基于强度的方法高度依赖于定向。

膜的老化也随着时间进行了测试(参见表1)，将具有附接膜的设备存放三个月，使其免受室内照明的影响，但受环境条件改变的影响。膜的校准显示，θ₀和θ_OFF参数与先前的校准相比保持不变，而K₀和K₁经历了大幅下降，这可表明膜的氧扩散属性会随着时间的流逝而改变。强度参数没有表现出明显的趋势。

在体内猪模型中感测组织氧合。为了评估该设备在生理改变期间监测组织氧合的响应，在猪模型(约克郡猪)上进行体内实验。猪的解剖结构，特别是它们的皮肤与人类非常相似(结构、厚度等)，这使得猪模型适合监测经皮的生理氧合改变。通过在肘关节上方(肱三头肌、肱二头肌和肱肌肌肉上方)施加止血带，猪模型的前肢的血流被堵塞，来诱导组织氧合的改变，如图18的面板a所示，持续30分钟。30分钟的等待时段是在先前工作的指导下选择的，以允许设备与皮肤pO₂平衡。动物手术协议由马萨诸塞州总医院的机构动物护理和使用委员会(IACUC)审查和批准。

为了准备感兴趣的区域，用肥皂水清洁猪前上肢的10x10厘米区域，并剃光，直到所有毛发都被去除。剔除后，用异丙醇擦拭皮肤。氧感测膜被预先固定在传感器头上，在将设备施加在皮肤上之前，对大气pO₂进行若干分钟的采样作为参考，如图18的面板b所示。由于起始温度(19℃)在校准期间考虑的温度范围(23-32℃)之外，因此参考读数与160mmHg不同。如数据所示，当温度处于校准范围内(T 23℃)时，寿命pO₂示出室内空气值接近160mmHg。该问题通过扩大校准的温度范围很容易解决。将设备施加到猪皮上后，由于其质量小，因此传感器头在大约3分钟内迅速达到热平衡。由于许多因素，从磷光寿命和强度中获得的pO₂的估计都表现出指数衰减趋势，这些因素诸如膜与组织之间的初始氧、组织氧合(即，血液提供的氧与由肌肉和皮肤消耗的氧之间的平衡)、皮肤的大气氧吸收、皮肤的透氧性和通过医用粘合剂层的大气氧渗透性。

在30分钟的平衡时段后，止血带被施加，并且观察到寿命和强度pO₂指标两者都通过以更快的速度下降来立即对受损的血流作出响应(参见图18的面板b)。通过绘制图18的面板c所示的pO₂的时间导数可以清楚地看到这一点，该时间导数指示止血带场景中的耗氧率。数据显示，越来越负的pO₂斜率，在施加止血带(闭塞)后约5分钟pO₂斜率达到最大值。由于缺乏血流，肢体的温度比原来的基线温度下降了2.5℃。止血带在30分钟后释放，并且观察到肢体的温度恢复到基线，而pO₂再次表现出大约5分钟的衰减速率增加。与肢体的皮肤的强烈漂白同时发生的这种进一步的衰减可指示由于止血带的位置而存在不可逆转的组织损伤。

这些初步结果表明，该设备在涉及监测活组织中的氧合的应用具有巨大的潜力。尽管它们作为用于预测伤口愈合、确定截肢水平、高压氧治疗、缺血严重程度等的诊断或监测工具的能力增强，但由于诸如需要笨重的工具、复杂的校准步骤和广泛的用户培训之类的问题，因此直接测量组织氧合的设备尚未得到广泛使用。已开发的可穿戴设备通过使用易于获得的低功率电子组件克服了这些问题，这些电子组件可以容易地为诸如计算机或智能手机之类的多个设备提供接口。该设备需要非常少的组件，并且其大小可以很大程度地缩小，以用于商业应用。因此，本文描述的技术当然可以在消费者设备中找到应用，因此允许对在护理点处的组织氧进行评定，以及低资源环境中的人可以访问。此外，为从时间序列中提取寿命和强度而开发的过程可适合于在具有低计算功率的嵌入式设备中实现，因为它涉及具有最小存储器要求的简单矩阵操作。

测量在设备与校准之间始终可再现，并且对温度和湿度的改变是稳健性。由于pO₂的测量基于寿命检测，该设备与纯粹基于强度的测量相比具有重要的优势，该纯粹基于强度的测量可能因诸如背景噪声、激发源波动和光漂白之类的因素而表现出不稳定性。这些说法得到了寿命校准参数的支持，无论薄膜重新定位如何，寿命校准参数都保持不变，这使基于寿命的测量对运动容忍度更高。附加地，由于寿命不受包括膜放置和LED强度的参数的影响，已开发的设备可以通过K_eff常量跟踪渗透率的改变来检测和补偿与聚合物膜的老化有关的影响。另一方面，如表1可以看出，此类信息无法从强度校准参数中获得，因为强度与氧的总体响应随着膜老化而改变，膜老化影响了膜干燥和聚集等因素。此外，来自开发的廉价且微型设备的寿命估计与使用最先进的光谱仪(英国的利文斯顿的爱丁堡仪器的FLS1000稳态和磷光寿命光谱仪)对氧感测膜执行的寿命表征非常吻合；该设备在24℃下的大气和零氧值为10μs和80μs，而使用光谱仪获得的值为15μs和96μs。这种差异可能是由于激发光泄漏到检测器中(参见图19)或存在多于一个寿命材料(参见图12)，这可导致检测到较低的平均寿命。这些贡献可以通过适当的模型来考虑，以更好地估计寿命，但是，我们能够获得相位与pO₂之间的可再现关系，这是该项目的主要目标。

该示例还证明了该设备在猪闭塞模型上进行体内测量的应用的可行性。在诱导生理改变之后，该设备能够监测皮肤表面上的组织pO₂的改变，对局部氧合的改变快速地作出响应。诸如温度、湿度和皮肤漂白之类的变量的改变可混淆基于磷光的氧淬灭的pO₂测量，并且在文献中经常被忽视或忽略，或者通过添加禁止(例如，在新生儿护理中)应用此类工具的加热元件来克服。这里提出的设备能够在体内实验期间跟踪组织氧合的改变，而测量不会受到这些变量的影响。对于非温度补偿系统，温度的升高会被误解为pO₂的增加。在体内测试期间，观察到pO₂在施加和移除止血带后下降得更快，这不能仅用肢体温度的改变来解释。在校准用于体内研究的膜期间，没有考虑较冷的温度，而是专注于较温暖的类似身体温度。为了在未来的研究中解决这个问题，可以通过扫描更广泛的温度范围来简单地重新校准传感器，这可以使用校准腔室、电热板和冰/水混合物等来完成。

该设备示出检测生理改变的理想响应时间，这些改变通常发生在几分钟的时间范围内。随着这种可穿戴工具被带入人类首次临床研究，该设备的每个组件都被设计为具有生物相容性(或皮肤友好型)这一事实将加快转变的步伐。由于测量是在皮肤表面上执行的，皮肤和肌肉两者都对信号有贡献，而且经皮测量用于评估肢体缺血的方式几乎没有同质性，因此透皮氧测量的解释是复杂和具有挑战性的，其中许多生理因素可以对信号做出贡献，而这些生理因素在今天还没有被很好地理解。

氧感测膜。化学品和粘合剂：根据先前的协议制备了嵌在氧感测膜中的三甲基乙酰封端铂卟啉。聚(甲基丙烯酸丙酯)(PPMA)购自科学聚合物产品(Scientific PolymerProduct)。用于半透膜(3M^TM医用胶带1513，双面透明聚酯，80#内衬，可配置的)和透气膜(3M^TM医疗转移粘合剂1524，纤维填充聚酯，60#内衬，可配置的)的粘合剂购自3M。T_iO₂白色颜料浓缩物和(45-55％甲基氢硅氧烷)-二甲基硅氧烷共聚物(HMS)购自Gelest公司。铂(0)-1,3-二乙烯基-1,1,3,3-四甲基二硅氧烷络合物溶液(铂催化剂)购自Sigma-Aldrich公司。

氧感测PPMA层：在小而干净的微量离心管中制备了二氯甲烷中的0.5mg/μl PPMA。从三甲基乙酰铂卟啉的库存溶液中的等分部分(使得最终溶液中金属卟啉的浓度为30μM)，被添加到PPMA溶液中并通过涡旋彻底混合。20μl的卟啉/PPMA溶液被沉积到载玻片上用PDMS制成的直径为8mm的圆形模具中。PPMA氧感测膜在罩中干燥30分钟后从载玻片中移除。

白色散射层：1g白色颜料浓缩物与3μl铂催化剂在称重船上彻底混合。将混合物添加到载玻片中，并在1500转/分钟的转速下旋转涂层1分钟。在白色颜料膜上添加0.1g的HMS共聚物，并在750转/分钟的转速下旋转涂层1分钟。白色散射层在一夜之间完全固化。

传感器头：柔性PCB利用KiCad软件设计，并利用聚酰亚胺柔性衬底(美国俄勒冈州波特兰OSH公园)制造。该壳体采用利用适合医疗应用的生物相容性光聚合物树脂的Formlabs Form 3B 3D打印机以25μm的分辨率制造。然后，将制造的部件在90-100％异丙醇(IPA)浴中洗涤20分钟，通过磁耦合叶轮搅拌，并且LED/热在405nm的波长下在60℃下进行30分钟固化。固化后，可以对所制造的部件进行化学消毒或高压灭菌。该组件用作用于安装激发和发射滤波器的光学罩。它还用于将LED与光电二极管在光学上进行隔离，并作为在其上皮肤友好、平坦的表面以放置氧感测膜。发现最佳几何形状是LED和光电二极管的平面配置，并且使部件尽可能接近。壳体利用UV固化环氧树脂(美国新泽西牛顿Thorlabs公司)附接到PCB上，其为激发和发射光信号的传播提供机械稳定性和光学透明度。附加地，环氧树脂作为O₂感测膜与电子设备(LED、光电二极管和温度传感器)之间的热链路，由于传感器头的大小和质量较小，允许快速的热平衡，从而以较短的响应时间对皮肤表面、膜和LED进行精确的局部温度读数。

控制电子设备：PCB用KiCad软件设计，并用标准玻璃纤维衬底(美国俄勒冈州波特兰OSH公园)制造。柔性带状电缆(美国伊利诺伊州莱尔Molex公司)将传感器头连接到控制电子设备，包括定制设计的PCB，其电子设备围绕具有蓝牙低能量(BLE)和/或WiFi连接的粒子光子或氩微控制器板(美国加利福尼亚州旧金山Particle公司)构建，由可充电锂聚合物电池供电(参见图11)。微控制器经由I2C与12比特模数转换器(ADC)(美国德克萨斯州达拉斯德州仪器公司)进行通信，该转换器通过三个差分电压通道对参考信号、光电二极管信号和热敏电阻器电压进行采样。通过提供的5V参考，ADC实现了1.2mV/比特的分辨率。LED由可编程频率(f_r)的类正弦波电压信号(参考信号)调制。本研究使用了f_r＝796Hz的参考频率。参考信号通过低通(LP)滤波(4极，转角频率或滚降频率f_c＝f_r)和放大(增益x2)微控制器提供的方波(PWM)输出获得(参见图20面板a和b)。滤波器和增益被选择为实现LED的最佳深度调制，其产生具有非常低的最小输出和高亮度最大值的高对比度、类正弦发射。LP滤波器方法被选择为仅使用无源组件获得类正弦参考信号的简单方法。使用函数生成器，发现LED在1kHz以下的频率上产生更明亮的发射。附加地，如图13中面板c所示，LED在氧感测染料发射的光谱区域也表现出广泛的磷光，并且对于较慢的频率，蓝色发射与磷光的比率最高。通过使用R＝5kΩ，C＝0.1μF得出796Hz值，因此f_c＝12πRC。

光电二极管信号由跨阻抗放大电路(例如，跨阻放大器或TIA)放大。一旦传感器头几何形状、卟啉浓度和参考信号频率固定，TIA增益被选择为最大化对ADC的动态范围的利用(例如，ADC计数很高，但在最大磷光信号下不会饱和)。利用固定在2.5MΩ的电阻器，以及C＝0.1pF的反馈电容器，636kHz的带宽被实现。与TIA的DC和AC表征以及ADC输入和输出有关的更多信息可在图20-图23中找到。

温度通过R₁＝10kΩ的热敏电阻器和3650的B值(参见图24)和参考电阻器(R₂＝5kΩ)组成的双电阻器电路，并使用Steinhart-Hart热敏电阻器方程测量。3D打印的壳体(参见图11)被设计用于容纳电子设备，并允许通过松紧带或带子将设备牢固地固定在肢体上。

校准：校准在密封的校准腔室中被执行，其中温度和pO₂可以通过热板并通过改变被馈送到气体混合器中的氮气和空气气体的混合物来进行控制，如图16所示。利用商用氧传感器(德国雷根斯堡PreSens公司)测量腔室中的部分氧压。

数据收集：为了获得pO₂的单个测量，经调制的LED闪烁约0.2秒，在此期间，对参考和光电二极管信号记录1000次时间测量、电压对，其中时间以微秒为单被位测量。LED闪烁持续时间由ADC采样率和期望的获取数据点数量确定。选择数据点数量(1000)是因为它提供了精确提取相位和强度值所需的细节量。通过使用模运算符，我们使用具有T＝1/f_r的时间变量t’＝mod(t,T)，这允许我们以有效的高时间分辨率重建参考信号和光电二极管信号的单个振荡(参见图22、图23和图25)。数据是通过PC上的Python脚本通过USB串行端口或蓝牙收集的。

数据分析：提取相位和强度。参考信号由基本频率下的正弦主导，但高阶奇次谐波(3f、5f、7f、……)对信号有贡献，这些高阶奇次谐波没有从方波PWM源完全滤波出来。绘制参考信号的快速傅里叶变换(FFT)(参见图25面板c)示出谐波3f、5f、7f的振幅仅为基本频率的2.3％、0.8％和0.3％。发现包括最高7f的项改善拟合的准确性，并允许以高精度和可再现性确定相位。如可以看出的(参见图25面板c)，光电二极管信号也需要包括偶次谐波(2f、4f、……)，因为由于LED的非线性性质，它们存在于磷光中。

使用矩阵形式的多线性回归将参考和光电二极管信号拟合到以下函数：

其中cos2πft+θ＝cosθcos2πft-sinθsin2πft。最小二乘系数βi允许计算基本频率的强度(I)和相位(θ)：

拟合的结果参见图26a-图26d。数据分析使用GNU Octave来执行，并重写为C++，以便设备在板载执行计算。

误差计算：最小二乘系数的标准误差来自拟合参数的方差协方差矩阵。θ和I的标准误差是通过误差传播计算的。从相位测量和强度测量两者中获得的pO₂值的95％置信区间(95％C.I.)是通过使用Stern-Volmer方程和误差传播估计pO₂的标准误差来计算的。

我们的氧感测膜的寿命是在室内空气(pO₂＝160mmHg)和室温下用爱丁堡仪器光谱仪空气测量的脱氧条件下测量的，97％的磷光体具有τ＝14.92μs，并且其余3％的产生τ＝57μs。3％被屏蔽免受氧的改变，如脱氧测量通过拟合双指数衰减给出的，我们得到在房间100％的、具有τ＝95.73μs的发射器有两个不同的寿命。

电路设计和表征。示意图。图20示出了面板a中的参考信号调节电路(以及由面板b中的示波器测量的节点信号)、面板b中的ADC连接以及面板d中的控制电子PCB与面板e中的传感器头之间的带状电缆连接的示意图。

关于信号调节电路，4极低通滤波器的电容器固定在0.1μF，并且电阻器被选择为使得LP滤波器的截止频率以PWM信号的基本频率为中心。因此，f_c＝1/(2πRC)并且R＝2πf_c*C，对于796Hz的调制频率，产生5kΩ。

接地和VIN由微控制器提供，该微控制器要么是粒子光子(USB和Wi-Fi)要么是粒子氩(USB、Wi-Fi、BLE和足够的RAM来执行板载信号分析)。微控制器的电源由USB或Li-Po电池提供，该电池连接到微控制器板上的适当电源针脚。

跨阻放大器电路。TIA应用说明的放大范围固定在1MHZ。增益电阻器被选择为最大限度地使用ADC范围，使得最大磷光信号(在0mmHg时)将导致高比特计数，但不会使ADC通道饱和。将此电阻器固定在2.5MΩ，并且期望的放大范围为1MHz，所需的电容器从C≤2π1获得，这导致C≤0.06pF。我们能够找到C＝0.1pF，这意味着带宽为636.6kHz，比调制频率(796Hz)高出三个数量级。下面进一步示出TIA的DC和AC传递函数，示出了电路的增益和带宽。

TIA表征：以下测量是在设计设备PCB之前首先构建电路的原型板上执行的。为了表征DC传递函数，在光电二极管上以越来越短的距离移动恒定的照明源。由光电二极管生成的电流通过将电流表与光电二极管串联来测量，并且TIA的输出由电压表测量。

图21示出了TIA实验的图，该图示出了输出电压与光电流的预期线性依赖性。线性拟合揭示了TIA的电压偏移为0.130V(每个设计为100mV)，并且V/A增益为2.4MΩ，其接近电路示意图中R6电阻器的值。

关于带宽，遵循了先前的设计，以再现该设备的1MHz光电二极管放大器特性。为此，一旦传感器头被构建有最佳几何形状(LED尽可能靠近光电二极管)，就在电路上调整增益电阻器，以便能够在RG＝2.5MΩ增益电阻器(而不是参考中的53.6kΩ)下检测来自氧感测膜的光信号，这将1.92μA电流放大到4.9V。为了将-3dB带宽保持在f_p＝1MHz，需要室内空气(低信号)在低氧(高信号)下不使放大器饱和。电容器C＝1/(2πRGf_p)＝0.06pF。购买了0.01pF，其使得fp＝636.6kHz。为了表征AC传递函数，遵循了德州仪器应用说明的第14页的示意图，并且具有内置功能发生器的Tektronix示波器被使用和具有2MΩ电阻器的光电二极管模拟器被选择在峰值到峰值振幅为1V的驱动频率下产生0.25μA电流。用示波器测量TIA的输出信号的振幅，以dB为单位示出在图21面板b中，使用方程dB＝20log10(VOUT/IIN)，其中IIN＝0.25μA。可以看出，对于高于f_p＝636.6kHz(用红点标记)的频率，传递函数幅度急剧下降。

ADC输入和输出。由示波器测量的ADC的输入信号可以在图22中看到，其中参考信号以黄色示出并且光电二极管信号以蓝色示出。

关于输出，如果分析不是在设备板载完成的，则可以通过串行端口读取以下JSON字符串(在我们的案例中，在Python中完成)：

{"temp":[28.35],"time":[1,282,564,845,1127,1412,1694,1975,2256,2544,2826,3107,...,281619]

"voltage":[821,61,1061,2284,1607,118,379,2005,2200,634,71,1247,2307,1435,86,...,979]

"tclk":[142,423,705,986,1267,1553,1834,2116,2397,2685,2966,3247,3529,3810,...,281759]

"clk":[3072,3192,3756,3843,3321,3034,3492,3873,3579,3040,3245,3815,3803,3258,...,3]}

解析JSON字符串以提取温度值，以及tREF、V^ADC和tPIN、V^ADC的数组

parsed_json＝json.loads(line)temp＝parsed_json[’temp’]；

t＝parsed_json[’time’]；

tclk＝parsed_json[’tclk’]；

pin＝parsed_json[’voltage’]；

clk＝parsed_json[’clk’]；

在图23(左和右)中绘制了在Y标度中被示出为比特的信号。

为了测量功耗，USB功率电缆被修改以中断电流路径，并包括用于测量电流的电流表。如果设备由USB供电(V＝5.17V的恒定电压源)，则LED关闭时测量的电流为I_OFF＝38mA，并且LED打开时I_ON＝108mA，因此P_OFF＝V I_OFF＝196μW而P_ON＝V I_ON＝558μW。如果每一t_S＝5s进行测量，并且每一次测量时都闪烁t_LED＝0.2s的LED，那么平均功率为P＝{(t_S-t_LED)*P_OFF+t_LED*P_ON}/t_S＝211mW。

该设备尚未针对功耗进行优化，因为电路方案被设计用于证明原理，但其能耗优于商业可穿戴或便携式设备，诸如Garmin Edge 800GPS自行车计算机(1200mAh和15h电池寿命，P＝296mW)或Polar V800铁人三项手表(350mAh和13h电池寿命，P＝100mW)。

图25面板a示出了光电二极管和参考信号，其中f_r＝796Hz，采样频率为5kHz。图25的面板b示出了光电二极管和参考信号各采样1000个点，其中时间被绘制为基数1/f_r(参考信号的周期)的模。由于信号在该时间尺度(0.2s)中没有改变，因此能够以非常高细节为信号重建单个振荡。图25的面板c示出了参考和光电二极管信号的快速傅里叶变换。参考信号揭示了奇次谐波的存在，这些谐波通过低通滤波器从PWM输出中泄漏。光电二极管信号还包含偶次谐波，这可能源于LED的非线性性质。

关于信号处理，描述了参考信号的调节(例如，4极低通滤波器和x2增益放大级)和上述电路示意图。光电二极管信号被直接馈送到TIA输入中，并且不通过硬件滤波。图14中绘制的信号对应于光电二极管和参考信号的ADC输出通道，并且该数值数据不会经由软件而经历任何滤波。描述了用于提取寿命和强度(矩阵形式的线性回归)以及从寿命和强度预测pO₂的过程，并且这种简单性是该方法的优点(或承诺)所在。

用于执行信号分析的Octave或C++代码不使用其他成分。原始波形、使用模运算符重建单个周期以及信号的谐波内容如图25所示。拟合的结果如图26所示。

从光电二极管信号中提取相位和振幅的Octave代码的片段如下所示：

t＝mod(t,T)；时间模周期T＝1/f_ref；[t,I]＝排序(t)；排序时间升序

x＝x(I)；以矩阵形式y＝x对光电二极管电压相对于时间多线性回归进行排序；ones＝zeros(1，长度(x))+1；

w＝2*pi*ref_freq；

x1＝cos(w*t-0.0*pi)；

x2＝sin(w*t-0.0*pi)；

x3＝cos(3*w*t)；

x4＝sin(3*w*t)；

x5＝cos(5*w*t)；

x6＝sin(5*w*t)；

x7＝cos(2*w*t)；

x8＝sin(2*w*t)；M＝[ones；x1；x2；x3；x4；x5；x6；x7；x8]’；

p＝inv(M’*M)*M’*y’；拟合系数

b0＝[sqrt(p(2)^2+p(3)^2),sqrt(p(4)^2+p(5)^2),sqrt(p(6)^2+p(7)^2),sqrt(p(8)^2+p(9)^2)]；

每个谐波的振幅

phase＝[acos(p(2)/b0(1)),acos(p(4)/b0(2)),acos(p(6)/b0(3)),acos(p(8)/b0(4))]；

每个谐波拟合函数的相位

fit＝p(1)+p(2)*x1+p(3)*x2+p(4)*x3+p(5)*x4+p(6)*x5+p(7)*x6+p(8)*x7+p(9)*x8；

热敏电阻器的B值或β值是指示表示负温度系数(NTC)热敏电阻器的电阻与温度之间关系的曲线形状。

热敏电阻器由制造商限定的两个温度之间的常量B定义，由Steinhart-Hart方程给出。在这种情况下，B＝3650，T1＝25C+273.15＝298.15K，并且R(T1)＝10kΩ，因此通过测量电阻，我们可以通过测量T2下的电阻来了解温度：

热敏电阻器的电阻是通过向具有两个电阻器(参考电阻器R1和热敏电阻器R2)的电路供电并测量热敏电阻器上的电压降来测量的，这两个电阻器与恒定电压串联，如图24所示。由于电压是已知的并且一个电阻器是固定的，使用欧姆定律可以计算热敏电阻器的电阻，知道T1＝25.0+273.15，R1＝5kΩ参考电阻器，R25℃＝10kΩ；V＝5V，因此在热敏电阻器上测量V2，我们可以在Steinhart-Hart方程中用R2(T2)＝VV2替换T2以计算温度。

BLE通信。如上所述，多线性回归算法在微控制器中实现。这允许计算设备板载信号的相位和振幅。该代码使用MatrixMath.h Arduino库为Octave执行上述相同的计算。

然后，每次对pO₂进行采样时，自定义BLE GATT协议被用于将三个量传输到PC：{TEMPERATURE,PHASE,AMPLITUDE(温度，相位，振幅)}。这是通过Python脚本完成的，该脚本使用Bleak库并插入设备的蓝牙MAC地址和自定义BLE服务的UUID。从这三个变量中，在先前对正在使用的氧感测膜执行校准后，使用与温度相关的Stern-Volmer方程计算以mmHg为单位的pO₂。

该技术可以通过在设备的固件上实现Stern-Volmer方程来进一步细化，并使设备直接输出温度和pO₂值，但期望在这些实验期间保存相位和振幅值。然而，在大多数应用中，USB被用来测量，因为可以保存“原始”波形。

示例2

用于改进评定间隔综合征和其他缺氧相关状况的便携式氧感测设备

肌肉氧的测量可以在急性间隔综合征的早期诊断中发挥关键作用，急性间隔综合征是一种在严重创伤后发生的常见情况，导致缺血和包括横纹肌溶解、肢体脱落和死亡的长期后果。然而，到目前为止，目前还没有批准用于此类目的的氧传感器。为了解决改进间隔综合征评估的需求，开发了一种用于肌肉内氧测量的便携式光纤设备。该设备基于磷光淬灭，其中光纤的尖端涂覆有聚(甲基丙烯酸丙酯)(PPMA)基质，其中含有明亮发射的Pt(II)-核卟啉。光电电路非常便携，并且基于微光谱仪和利用智能电话的微控制器读数。体内止血带猪模型的结果表明，该传感器在0-80mmHg的生理氧分压范围内是敏感的，并对肌肉内氧的改变表现出适当和可再现的响应。基于寿命测量的商业实验室氧传感器没有作出预期响应。

图27示出了具有探针的氧传感器系统的示意图，该探针响应于不同水平的分子内氧(例如，作为改变间隔压力的函数)。

急性间隔综合征(ACS)是一种因严重损伤而发生肌肉缺血的情况，这种损伤可能由多种形式的创伤引起。先前的研究发现，交通或运动事故后的胫骨骨折、软组织损伤和桡骨骨折是平民人群中ACS的主要原因，但是它可以在出血性疾病或糖尿病等非意外原因后出现。当发生多发性创伤、爆炸以及施加止血带后造成的钝伤或粉碎性伤害，ACS在军事医学中也发挥着重要作用。这种情况主要影响35岁以下的年轻男性，10万名男性患者的发病率为7.3，而10万名女性患者为0.7。

ACS的病理生理学被描述为间隔的密闭空间内压力的增加。压力的增加导致灌注压力降低，损害血液供应和引流，导致组织缺氧、组织坏死和神经损伤。由于组织坏死发生在低氧血症后6-12小时内，因此ACS应在诊断后立即治疗。研究表明在6-12小时后接受治疗的ACS患者具有更高风险发展为更糟糕的临床结果，诸如功能丧失、肢体截肢或危及生命的情况，这凸显了早期诊断这种情况的重要性。

目前，间隔综合征的临床标准治疗方法是筋膜切开术，进行深切开来释放压力，导致严重的疤痕和慢性疼痛。ACS的目前诊断标准侧重于基于五个临床症状的神经血管完整性评定：疼痛、苍白、感觉异常、无脉搏和瘫痪。观察到不成比例的疼痛是最重要的临床症状；然而，疼痛不是ACS特有的，并且可以由其他损伤引起。还值得注意的是，在无意识的患者中无法传达剧烈疼痛。

在一些情况下，神经血管评估由室压力(CP)或灌注压力(Δp)的测量来补偿。CP测量可以使用简单的动脉线换能器或专有设备来完成；例如，C2Dx STIC压力监测器(以前是Stryker监测器)或Millar固态压力传感器。在实践中，由于专有设备涉及的高成本以及插入大(18号)针头引起的疼痛，因此CP测量没有被广泛使用。另外，当Δp<30mmHg时，CP的特异性仅为65％。因此，筋膜切开术经常是预防性地，导致不必要的创伤，强调对新的诊断工具的需要。

先前的研究总结了许多旨在改善ACS诊断的技术，并且目前正在研究中，包括监测局部氧合、监测局部灌注、局部代谢分析(葡萄糖、pH值)和基于血清生物标志物的系统生理学。在所有提到的方法中，局部氧合的监测引起了相当大的关注。原则上，两个变量很有趣：氧张力(即，间质空间内的氧分压(pO₂))和氧饱和度(即，相对于血液中总血红蛋白携带氧的血红蛋白比例)。为了测量氧饱和度，非侵入性近红外光谱被广泛使用，并对ACS进行了评估，但由于小渗透深度和皮肤颜色改变的不利影响，因此发现存在严重的限制。另一方面，在诊断小鼠和犬类模型的间隔综合征时，发现pO₂的监测比测量压力具有一定的优势。先前研究的犬类模型表明，测量pO₂对诊断间隔综合征具有很高的特异性和灵敏度。一项临床研究评估了胫骨骨折患者的肌肉内氧测量结果，发现pO₂可能是减少不必要的筋膜切开术数量的良好指标。由于没有合适的临床肌肉氧探针，因此人类数据非常有限。目前唯一获得批准(不用于肌肉内测量)并可供临床使用的探针是克拉克型电极，其热身时间长(不适合紧急设置)以及频繁的重新校准受到严重限制，同时它们也非常脆弱，这强调了对新的临床肌肉内氧探针的迫切需要。

组织内的氧张力可以使用一种称为磷光淬灭的方法来测量，其中氧与特定磷光分子的碰撞可以用来量化氧浓度。许多氧感测分子已被合成，其中卟啉对组织氧张力的测量和成像特别有用。最近合成了明亮发射的金属卟啉氧传感器，提供高灵敏度氧张力测量。当用蓝色(λ＝377nm)或绿色(λ＝531nm)光激发时，这些Pt(II)-核卟啉表现出红色磷光(λ＝645nm)，根据Stern-Volmer关系，该磷光与pO₂成反比，其中k是Stern-Volmer淬灭常量，并且I₀是在没有淬灭剂(氧)的情况下的磷光强度。这些新型卟啉的亮红光可以用肉眼看到，并在便携式成像装备的帮助下进行量化。这些新的卟啉已被临床验证为用于评估伤口愈合的液体绷带的一部分，并集成到可穿戴设备中进行性能监测。

本文描述了将上述便携式技术进一步开发为感测与间隔综合征相关联的深层组织氧合的损失的工具包。这是经由将氧感测材料与光纤和皮下针头或导管的集成来实现的。

到目前为止，还没有可用于临床测量肌肉氧的医疗设备。这可能是因为大多数现有的传感器不是设计成用于在临床环境中的生理条件下测量氧，需要昂贵和超大的读出设备，而且其中许多传感器也没有在有限的体内模型以外进行评估。例如，来自世界精密仪器公司的OXY-MICRO-AOT在手术暴露的附睾脂肪垫中进行评估，而来自PreSens公司的氧微传感器在小鸡胚胎的绒毛膜上的肿瘤中进行评估。此外，血管内传感器(诸如停产的Paratrend)不直接适用于对传感器施加插入力的肌肉氧测量。本文描述的氧感测设备不仅可以评估ACS，还可以评估其他病理情况，诸如血管疾病、糖尿病伤口、烧伤、癌症和创伤性损伤，这些损伤可能导致组织pO₂减少，从而导致缺氧。

材料。为了合成用于基于光纤的深层组织氧感测的最佳性能材料，测试了各种化合物和制剂。主要目标是找到一种生物相兼容的宿主基质材料，该材料在化学上也与金属卟啉分子兼容，以避免聚集。由此产生的氧感测材料需要在潮湿条件下在0-80mmHg的生理范围内显示高pO₂灵敏度，同时对pH值的改变不敏感。此外，该材料需要很好地粘附在小直径光纤的尖端上。开发一种与小纤维直径可兼容的材料和涂层工艺至关重要，因为目标是最终使用尽可能小的针头来限制患者的不适。此外，重要的是要保持纤维预处理尽可能简单，以方便将设备快速转化给军事和平民患者。为此，研究了四种不同的基质材料：四乙基正硅酸盐(TEOS)溶胶凝胶、3M Cavilon^TM膜制剂、聚(甲基丙烯酸乙酯)(PEMA)和聚(甲基丙烯酸丙酯)(PPMA)。

由于其与卟啉的显著兼容性和湿度不敏感，因此四乙基正硅酸盐(TEOS)溶胶凝胶是一种强候选材料。包含TEOS的基体以前曾用于使用商用钌和铂复合物生产自旋涂层和纤维基氧传感器。然而，这些参考文献中使用的纤维都具有大于或等于550μm的x大直径，其与小孔针头不可兼容，或者纤维尖端被进一步处理，例如，通过逐渐变细来增加信号强度。此外，钌复合物由于其毒性而不适合体内应用。在当前工作中，先前内部开发的包含50μM的烷炔封端Pt(II)卟啉的TEOS制剂的制备方式与之前的步骤类似。由于熟悉其属性及其在不同材料中的性能，因此内部合成的卟啉衍生物被选择用于这项工作。此外，已经确定，用于其衍生的合成协议可用于未来在基质材料内的固定，无论是通过化学附接还是光交联。合成了烷炔封端的卟啉，其分子结构如图28所示。

TEOS、1-辛酰基-赖氨酸-甘油(称为多元醇)和二甲基亚砜(DMSO)从Sigma-Aldrich公司购买。乙醇和盐酸从飞世尔科技公司购买。对于pH值为1的50μL TEOS/卟啉制剂，在两个单独的小微量离心管中制备TEOS溶液以及多元醇和卟啉溶液。在第一个试管中，将12.5μL的TEOS(25wt.％)添加到15μL的DMSO中，然后在乙醇溶液中添加1.7μL的1M盐酸。这里使用DMSO代替乙醇来增加表面张力。在第二个试管中，将5毫克的1-辛烷基-赖氨酸-甘油(10wt.％多元醇)与二氯甲烷(DCM)中的烷基金属卟啉汤溶液的等分部分混合，并加入乙醇，以使两个管的总体积达到50μL。涡旋后，将多元醇溶液添加到TEOS管中，再次涡旋，并静置15-20分钟。为了减少破裂，在添加不同数量的表面活性剂(1.4wt.％的Triton X-100和2.8wt.％的Tween-20)的情况下，制作了附加的制剂。

为涂覆光学纤维而研究的第二材料是基于三元共聚合物的3MCavilon^TM无刺阻挡膜。3M Cavilon^TM膜是FDA批准的液体绷带，防水，能很好地粘附在各种表面，并且透气。Cavilon^TM膜制剂包括六甲基二硅氧烷、异辛烷、丙烯酸酯三元聚合物和聚苯甲基硅氧烷共聚物。由于Cavilon^TM膜是疏水性的，所以发现它和炔烃封端的卟啉不混溶。相反，使用了疏水性更强的新戊酰基封端衍生物，其显示出良好的混溶性。合成了Pt(II)新戊酰基封端卟啉。对于最终溶液，在微量离心管中用新戊酰基封端卟啉涡旋3M Cavilon^TM膜制剂。

除了TEOS溶胶凝胶和Cavilon^TM膜外，还研究了PEMA和PPMA与新戊酰基封端卟啉一起使用。这些丙烯酸酯聚合物与聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)一起进行了研究，目的是涂覆480微米纤维氧传感器的锥形尖端。他们表明，PPMA比PEMA和PMMA具有更高的灵敏度和更快的响应时间。先前的配置将PtOEP磷光体与PEMA相结合，并涂覆600微米光纤。

为了涂覆200微米纤维以产生本公开中描述的传感器，溶液如下：在微量离心管中，0.25mg/μl PEMA或PPMA(从Sigma-Aldrich和科学聚合物产品公司购买)溶解在DCM中。涡旋后，以50μM的浓度添加新戊酰基封端卟啉，并再次涡旋溶液。虽然也测试了更高和更低浓度的PEMA和PPMA，但发现由浓度为0.25mg/μl的溶液制成的涂覆材料表现出最大的氧感测响应。

为了防止氧感测材料与体液直接接触，并将材料屏蔽外部光，所有纤维尖端都附加地涂覆有透气的反射白层。该涂覆的优点在于由于反向反射而增加所测得的卟啉发射信号，并在未来使用环氧乙烷(EtO)的灭菌工艺期间保护氧感测层。EtO灭菌被用作生物医学传感器灭菌的标准方法，因为它已被证明对聚合物涂层和二氧化硅纤维没有破坏性影响。氧传感器的保护涂层包含基于40％二氧化钛和硅酮的白色颜料。为了制备它，将0.1克的二甲基硅氧烷共聚物(Gelest，CAS68037-59-2)和1克的白色颜料浓缩物(Gelest，PGWHT01)混合在微量离心管中。随后，加入大约0.3克的固化缓剂(Gelest，UtensilR1)和一小滴铂催化剂(SigmaAldrich，CAS68478-92-2)，并用力搅拌溶液。固化缓剂和催化剂的结合产生了一种混合物，其在凝固前持续了大约10分钟，为涂覆纤维尖端提供了充足的时间。

光纤传感器的制造。用异丙醇清洁具有200μm核心的多模二氧化硅纤维(Thorlabs，FP200URT)，并且端部被剥离和切割。对于基于TEOS的涂层，纤维尖端在涂层前通过等离子处理(BD-20AC等离子处理剂)或通过硅化(水溶液中的1重量％氨基丙基三乙氧基硅烷)进行功能化，以改善TEOS溶胶凝胶层的附着力。将纤维在硅烷溶液中浸泡10分钟，然后在120℃下干燥2小时。随后，在TEOS溶液中手工将纤维尖端浸涂(1-5次)。浸涂光纤若干次增加了层的厚度，从而提高了信号强度。浸涂后，纤维在一夜之间干燥，然后在第二天早上被置于高真空下2-3小时。

对于Cavilon^TM膜制剂以及PEMA和PPMA基质，纤维在涂覆前未进行功能化。一滴卟啉基质溶液从微量离心管转移到聚(二甲基硅氧烷)(PDMS)膜的表面，并将纤维手工浸涂在卟啉基质溶液中。将纤维干燥一夜，随后在高真空下放置2-3小时。涂覆有氧感测层后，将纤维浸涂在白色硅酮涂层中，然后用100℃的热空气干燥10-15秒，最后在房间空气中干燥48小时。为了加强硅酮层的附着并防止其与纤维分离，在纤维上涂覆3MCavilon^TM膜的附加的保护层。

装置和数据采集。光学和电子硬件配合在10×11×4.5立方厘米的3D打印盒内，如图29所示。为了经由磷光强度的改变来测量氧浓度，将Hamamatsu C12880MA-10微光谱仪连接到定制印刷电路板(PCB)上，用于读出和驱动LED源(Thorlabs，LED375L)。PCB连接到粒子光子微控制器和外部12V电源，以提供稳定的电压。发现完全基于USB的电源在同时脉冲LED和读出微光谱仪时都不稳定。光子微控制器的固件是在Arduino示例代码的基础上定制的。

为了经由磷光寿命的改变来测量氧浓度，雪崩光电二极管可被使用，并已被证明可以检测纤维传输的发射磷光。雪崩光电二极管(例如，Thorlabs APD 130A或APD 440A)配备有光纤耦合器，并且纤维端被直接耦合到雪崩光电二极管，以用于检测红色磷光。也可以使用可变增益雪崩光电二极管。另外，可以将前例中描述的柔性光学滤波器添加到系统中，以滤波掉磷光带宽之外的光，或者可以实现光纤滤波器(例如，布拉格光栅)以获得相同的效果。UVA LED的激发光经由直径3/32英寸的玻璃珠耦合到光纤中。

375纳米激发光和650纳米磷光通过1×2光纤耦合器(Thorlabs TH200R5S1B)引导。在耦合器的检测器一侧，一块来自Edmund光学的柔性UV滤波器(#39-426，400纳米长通)被粘在SMA连接器，以减少本使光谱仪饱和的蓝光的贡献。SMA到FC/PC配合套管(ThorlabsADAFCSMA1)安装在连接光纤传感器的盒子壁上。

光纤传感器的底座是来自Thorlabs的、具有200μm核心和0.5NA(FP200URT)的FC/PC连接器定制光纤接插电缆。接插电缆被切断，并且从一侧移除管，并按照前面描述进行准备和涂覆。与24号热电偶(IT-24P，physitemp)一起，涂覆纤维被集成到两个不同版本的设备中。在第一版本中，纤维被粘在18号的针头(BD PrecisionGlide)中，如图30所示。为了与周围组织充分平衡，将两个1毫米的侧端口钻入尖端上方5毫米的纤维中。这些孔的高度相同，并且相距180°。为了防止纤维尖端在插入组织时破裂，使用轻度固化医疗设备粘合剂(Loctite 3321)关闭针尖。使用1ml注射器体(HSW Norm-Ject Tuberkulin)为光纤传感器提供稳定性和易操作性。应该注意的是，200μm的纤维将来可以配合在较小号针头中，而选择18号针头只是为了创建侧口孔的精度。在第二版本的设备中，纤维被集成到外径为0.6毫米的柔性聚乙烯管中，并添加鲁尔接口连接器以确保紧密地安装在标准导管中。选择管的长度的方式是，当鲁尔接口锁定到位时，氧感测部分从标准20号导管(ExelSafelet导管，20G×1 1/4”)的尖端中探出。

使用软件设置将LED脉冲时间以及测量之间的时间调整为不同涂层的信号强度。对于最终设备，使用了5ms的脉冲时间和15秒的测量间隔。微控制器使用智能电话经由USB电缆读出。在无线连接上选择USB连接，以在处理临床数据时添加附加的数据安全层。在谷歌的Flutter软件开发工具包(SDK)和安卓开发工具(Android Studio)的帮助下，开发安卓智能手机应用。该应用提供了改变诸如脉冲时间、测量间隔、输出文件名和pO₂校准之类的设置的选项。除了当前光谱外，该应用还显示pO₂时间线，并提供在智能电话的SD卡上以文本格式存储数据文件的选项。

出于校准和测试目的，氧传感器与商业实验室氧传感器(Profiling OxygenMicrosensor PM-PSt7，PreSens)一起放置在小气体腔室中，该传感器提供腔室pO₂的独立读数。在热板的帮助下调节气体腔室的温度。通过在气体混合器的帮助下改变氮气和空气的相对流量，在0mmHg与160mmHg之间调整腔室中的氧分压。加湿器允许系统在干燥与潮湿之间切换。

为了从数据中提取pO₂，使用非线性最小二乘拟合，该拟合基于二维Stern-Volmer关系，该关系包含对温度的线性依赖性，其中f解释淬灭剂无法访问的卟啉分子的磷光，kT是温度相关的淬灭常量，并且TC是进行校准的室温。通过积分红色光谱范围并将其归一化为蓝色激发光，从光谱中提取强度I。通过在pO₂的固定值下扫过温度来验证线性温度依赖性。pO₂和温度双向变化，并且没有观察到明显的滞后效应。

涂覆有PPMA矩阵的纤维的得到的二维校准图如图31所示。通过提取拟合参数I₀、k₀和k_T，并了解校准温度TC，从等式5中推导出pO₂。使用高斯误差传播和参数拟合误差从同一方程计算出相对应的pO₂误差。实验室氧传感器的误差为3％，并且温度传感器的误差为1℃。

得到的pO₂响应匹配0至80mmHg之间生理范围内的设计要求，其中误差小于5％。在较高的pO₂值下，误差增加到约6％。这是预期的，因为卟啉发射强度随着pO₂的增加而降低。将来，可以通过添加第二卟啉或含有卟啉的材料来改进，该材料被调整为在较高的pO₂值下更敏感。

猪模型。为了评定传感器在现实条件下的性能，在两头约克郡猪和一头汉普郡猪身上进行了两组体内实验，其中所有猪都是雌性。猪与人类之间相似的解剖尺度使猪模型成为研究肌肉内氧合生理变化的特别合适的模型。动物协议由马萨诸塞州总医院的机构动物护理和使用委员会审查和批准，并且所有步骤都在奈特手术设施内进行。进行的研究是试点研究，旨在收集有意义但不具有统计意义的数据。对于所有的猪，用肌肉内哌唑(4.4mg/kg)和阿托品(0.4mg/kg)诱导麻醉，然后吸入异氟醚(1-3％)。在整个步骤期间，猪用1的受启发氧分数(FiO₂)进行通气，这是马萨诸塞州总医院对猪的标准步骤。在之前的实验中，由于这些动物在麻醉下呼吸浅，较低FiO₂的通气会导致血氧饱和度下降。为了防止缺氧相关情况，使用FiO₂＝1的标准协议。当前研究的猪是另一项协议的在台上转移，并已经历与不同激光皮肤治疗相关的先前步骤。

在第一实验中，在猪失去心脏功能之后测量肢体氧合。如图30中所示，在经由给予戊巴比妥安乐死溶液(Fatal Plus)安乐死1分钟后，将氧感测针头原型依次插入猪后肢腹肌的若干个区域。

在第二体内实验中，对两只猪放置止血带后的肢体氧合进行测量。如图30中所示，在两只猪的肘关节上方的肱三头肌和肱肌肌肉前肢上施加止血带30分钟。由于猪腿呈圆锥形且较短，因此无法使用标准的加压止血带；替代地，将RATS GEN 2止血带施加在橡胶止血带(SWAT-T)上并用手拉紧。

在施加止血带之前，将氧传感器插入尺侧腕屈肌中(图30中的红点表示)。在一只猪中，氧传感器是基于针头的，而在第二只猪中，使用了氧传感器的导管版本(如图30右下所示)。除了原型氧传感器外，在两项实验中，插入实验室级氧传感器(Profiling OxygenMicrosensor PM-PSt7，PreSens)，并在附近插入导管。所有氧合测量使用随附的热电偶进行温度补偿。

氧响应。在材料选择过程中，在室温下对不同水平pO₂的磷光信号的强度进行测量，并且用一维Stern-Volmer关系进行拟合，其中对于不可访问的分子，用因子f进行修改。得到的Stern-Volmer分布如图32所示。可以清楚地看到，Cavilon^TM膜基质中的新戊酰基卟啉在整个测量pO₂范围内最敏感，其中k＝0.0742，f＝0.0893，并且I₀＝2.2。PEMA涂层最不敏感，其中k＝0.0442，f＝0.0771，并且I₀＝1.2。TEOS溶胶凝胶与PPMA的灵敏度相当；TEOS溶胶凝胶在非常低的pO₂下略好而PPMA在高pO₂下更好。PPMA的拟合参数为k＝0.0593，f＝0.0784和I₀＝1.9，而TEOS溶胶-凝胶的拟合参数为k＝0.0731，f＝0.16和I₀＝2.2。因此，TEOS溶胶凝胶基质中不可访问的卟啉比例最高。不同纤维之间TEOS溶胶凝胶材料的涂层质量差异很大，一般来说，TEOS溶胶凝胶粘附性不好，在以前的研究中已经观察到，这可以归因于明显的开裂。只对纤维尖端施加最小的力导致氧感测层的损失。添加表面活性剂产生更高的发射信号(TEOS溶胶凝胶+1.4wt.％TritonX-100的最佳结果)；然而，TEOS溶胶凝胶仍然不能很好地粘附在纤维尖端上。

湿度灵敏度。在氧传感器应用期间，氧传感器将被暴露在血液和其他体液中，因此湿度不敏感至关重要。通过计算0mmHg处干燥和潮湿(>90％)条件下发射峰值中信号的比率来测量湿度灵敏度。纯TEOS溶胶凝胶基质被认为对湿度敏感，其中干湿比为2.1。虽然早些时候曾报道基于TEOS的溶胶凝胶不显示湿度灵敏度，但这项工作中使用的材料是由包含DMSO和表面活性剂的制剂制成的。对涂覆不同成分的TEOS溶胶凝胶的纤维的额外测量表明，纤维的湿度灵敏度主要是在TEOS制剂中添加DMSO的结果。支撑衬底上涂层的均匀性也起作用，因为人们发现添加表面活性剂可以通过最大限度地减少涂覆在纤维上的溶胶凝胶中形成裂缝来提高性能。

当添加表面活性剂时，TEOS的湿度灵敏度降低，干湿比达到1.3-2。这可能是因为纯TEOS涂层显示出明显更多的裂缝，从而为水进入涂层提供了更多的可能性。没有基于丙烯酸酯聚合物的涂层表现出显著的湿度灵敏度，这可以归因于其疏水性。

光漂白。随着时间的推移，测量氧感测材料的磷光发射强度，以确定光漂白速率。对于这组实验，LED设置为每15秒脉冲一次，总持续时间为1.5小时。LED在氧感测材料上的辐照度估计为160nW/cm²。

TEOS溶胶凝胶的漂白速率最高，为5.0％h-1，其次是PEMA，为2.9％，而Cavilon^TM膜为1.8％。据观察，PPMA的漂白率最低，只有0.2％。由于间隔综合征所需的感测工具只能使用一次，持续时间长达10小时，这种最低水平的光漂白将导致整体亮度略有变化，确保使用期间的高精度。此外，通过对总递送的LED脉冲数量进行仔细计数，对低光漂白率进行校准和考虑。

鉴于其低光漂白速率和湿度不敏感，PPMA被选为深层组织氧传感器的最佳基质材料。使用爱丁堡仪器(英国利文斯顿)的FLS1000稳态和磷光寿命光谱仪，通过获取磷光强度光谱和寿命衰减，进一步评估PPMA基质中的新戊酰基卟啉。PPMA基质内的结果寿命被确定为98μs，这与DCM(τ₀＝101μs)中的寿命几乎相同，这表明氧感测分子和基质材料具有良好的兼容性。

pH值灵敏度。对具有最低光漂白速率和湿度不灵敏度的材料PPMA的pH值灵敏度。这对于传感器的应用尤为重要：在肌肉损伤期间，肌肉内pH值预计从pH值7以上下降到pH值5.2以下。因此，在这个pH值范围内的稳定性至关重要。为了测量pH值灵敏度，将氧传感器浸入40mmHg pO₂的、pH值为7.5的缓冲溶液中，其中经由添加2M盐酸滴剂慢慢降低pH值。选择40mmHg的氧张力，因为它处于感兴趣的pO₂范围的中间。无法检测到pH值依赖性。

评估可重用性。所有传感器通常在制造后48小时内使用；因此，传感器的老化对本研究中获得的测量并不关键。为了了解传感器插入、拆卸和清洁的影响，在体内首次使用3个多月后和用异丙醇冲洗后，对传感器进行重新评估。传感器的整体信号强度下降约30％，而相对灵敏度随着时间而增加，如图33所示。进一步的调查表明，漂移只在磷光强度的测量中突出，而不是在寿命测量中，其中在3个月内，漂移低于5％。这表明强度的漂移源于基质的光学属性(例如，散射)的变化，而不是氧感测分子本身。未来转移到基于寿命的读数将显著提高潜在的可重用性。

响应时间。当从160mmHg转变到0mmHg时，具有硅酮涂层的最终基于PPMA的传感器的响应时间为35秒，以达到1/e。响应时间被认为主要受氧通过硅酮层的扩散以及氧在硅酮层的物理吸收的限制。需要注意的是，这种响应对于预期的应用来说足够，因为间隔综合征会发展超过30分钟到几个小时，并且氧水平会在更小的间隔内发生改变。

浸出研究。为了评定材料和纤维涂层的生物相容性，通过测量暴露于涂层纤维后样品中发现的总铂含量来分析卟啉分子从材料中的浸出。为此，使用上述工艺在纤维上涂上卟啉、PPMA和硅酮再涂层的不同组合。干燥后，将纤维放入含有1ml新鲜全猪血的K2EDTA血液收集管中，并浸泡持续7小时。附加地，将针头中的纤维插入猪组织样本(皮肤和肌肉)，并在组织中放置7小时。血液和组织是在浸出研究之前立即采集的。在浸出研究的整个时间期间，血液和带有纤维的组织样本保持在36℃，并在移除纤维后立即冷冻。使用电感耦合等离子体质谱法(ICP-MS)(华盛顿州博塞尔布鲁克斯应用实验室)来分析样品的铂含量。所有样本的结果都在误差范围内，与纯猪血液/组织的参考样本相同，表明缺乏明显的浸出。

体内结果。心脏功能丧失后的肢体氧合测量结果如图34所示。

给定组织中的氧张力是经由血管的供应与经由细胞呼吸期间消耗氧的需求之间的平衡。肌肉组织已知会迅速消耗氧，而诸如皮肤之类的组织会非常缓慢地利用分子氧。过量的Fatal Plus会导致心脏骤停，导致脉动流动停止，从而导致灌注进入组织。预计当插入肌肉中时，探针将测量氧张力的指数衰减，这与之前研究中观察到的类似。

在股二头肌的第一插入位置测得的pO₂被发现稳定在130mmHg。这个值起初似乎很高，然而可以用1的高FiO₂来解释。此外，由于18的针规很大，并且由于钻孔导致针头不光滑，针头的插入可能诱发插入部位处出血，导致观察到的高pO₂水平。

经过大约30分钟的测量之后，针头被移动并插入股二头肌上方的皮肤中。在缓慢消耗氧的皮肤中，原型氧传感器测量90mmHg的稳定氧张力，该值与先前测量猪皮下氧合的研究一致。

测量8分钟后，在不同位置将针头重新插入股二头肌中。在第二位置处，观察到氧分压在20分钟内缓慢下降，最终值约为60mmHg。由于pO₂的下降比传感器的平衡时间慢得多，这种衰减归因于肌肉组织的缓慢代谢率和戊巴比妥注射后残留的心脏活动。

众所周知，肌肉内pO₂在单个肌肉内是异质的，因人而异，并且被证明为在很大程度上取决于FiO₂。在正常灌注组织中，先前的研究在FiO₂为0.5的犬模型中测量60mmHg到80mmHg之间的值。一些先前的研究测量的肌肉内pO₂在4.0mmHg至50.6mmHg之间，在未知FiO₂下的平均差异为19.9mmHg。一些先前的其他研究分别测量鼠模型中FiO₂＝0.21(室内空气)与FiO₂＝1之间肌肉内pO₂的显著差异，其中pO₂＝3045和120-220mmHg。其他人也分别在大鼠和小鼠身上发现了结果。这些值与死后FiO2＝1时猪肌肉中的立即测量值一致。应该注意的是，与大型动物外科工作人员的谈话证实了这些发现。

体内止血带模型的结果如图35和图36所示。这两只猪在施加止血带之前测得的pO₂值为130mmHg，这与第一实验中的测量和FiO₂＝1的大鼠模型的测量一致。在两只猪中，当施加止血带时，pO₂分别在不到一分钟内下降到65mmHg和15mmHg。在第一只猪身上，pO₂在止血带释放后立即增加到初始值，而在第二只猪身上，pO₂在15分钟内只增加了大约10到20mmHg。

在施加止血带期间和施加止血带之后，在两只猪身上测量的不同pO₂水平可以用施加止血带的不同力来解释。第二只猪的低pO₂仅为20mmHg，这表明由于施加的力，组织受到严重损伤。这也与观察到的肤色变化一致，其在第二只猪身上要剧烈得多。

在这两只猪中，商用氧传感器没有充分再现使用原型传感器测量的结果。目前还不清楚为什么商业传感器示出这种行为；然而，必须注意的是，它不是为肌肉内或任何体内应用而设计的，并且可能与血液相互作用、被损坏或因积垢而变得惰性。

为了测量深层组织氧合，这项研究的重点是开发、构建和验证一种基于纤维的便携式肌肉内氧感测设备。TEOS溶胶凝胶、3M Cavilon^TM膜、PEMA和PPMA被评估为基质材料，以容纳明亮发射的卟啉氧传感器。PPMA中的Pt(II)-三甲基乙酰卟啉被示出没有湿度或pH值依赖性，并表现出低光漂白速率，这对基于肌肉内强度的pO₂测量至关重要。

PPMA原型传感器在两种不同的猪模型中进行了测试，并对氧合的变化表现出适当和可再现的响应。皮下测量与大鼠模型中的早期测量一致。插入传感器后立即测量的肌肉氧合量约为130mmHg，这可以用1的高FiO₂和针头插入导致的额外出血来解释。将来，可以通过使用较小号针头或使用超声波引导正确放置针/导管来减少出血。在施加止血带后，两个原型传感器示出pO₂发生快速变化。止血带释放后，第一只猪的肌肉内pO₂迅速增加到止血带前水平，而第二只猪的pO₂仅缓慢增加约10mmHg。这很可能是由第二只猪止血带过紧引起的组织损伤引起的。将来，这可以通过在肢体闭塞压力上方施加40-100mmHg的气动止血带来控制；然而，将止血带固定在猪的腿形上，同时还能接触到肌肉，这并不简单。并行使用的商业氧传感器，尤其是其基于更稳定的寿命测量来确定pO₂，在体内没有预期响应。

尽管回想起来，探索FiO₂的较低(甚至几个)值会很有趣，但应该注意的是，传感器的性能并没有受到FiO₂的很大影响。此外，当使用较低的FiO₂时，组织pO₂预计下降到传感器显示更高灵敏度和精度的值，如图31所示。

虽然当前原型的基于针头的版本似乎适合单点测量，但由于其灵活性，基于导管的版本可以在组织中停留更长时间。因此，可以在很长一段时间内获得pO₂值，以便测量氧趋势，而不是整体值。这可能是有利的，因为肌肉内氧合预计在间隔内是异质的。此外，单个测量可以通过与探针一起纵向布置、在空间上布置成网格或者两者的附加传感器来增强，以获取用于了解pO₂的分布的区组织pO₂图，以改进ACS的诊断。

虽然组织氧合似乎比总压力更能与组织健康进行生理相关的测量，但有必要对大型动物间隔综合征模型进行进一步调查，以了解设备对间隔综合征评估的可能益处。此外，间隔综合征模型将进一步了解总压力变化对氧分压测量的影响。在保持氮气和空气比例不变的同时改变总压力的腔室中的测量示出，总压力的变化与氧分压的变化直接相关。然而，必须指出的是，该模型没有反映间隔综合征期间生理学的全部复杂性，需要进行额外的体内研究来评估总压力与pO₂之间的相互作用。

对于首次人类使用，该设备需要在针规上进一步小型化，以减少插入期间的不适感。原型中使用的200微米小光纤非常适合这种情况，并且具有侧端口的小号针头可以由商业生产商定制。为了减少断裂的可能性，针头中纤维周围的空隙可以用环氧树脂填充，使得纤维尖端齐平安装在环氧树脂的表面。另外，侧端口可以被多孔外壳材料取代。

即使传感器的纤维部分将是一次性设备，但为了在人类中安全使用，可能需要在无菌条件下制造探针或在制造后对氧传感器进行消毒。如前所述，使用EtO的灭菌过程是有利的，因为它已被证明对基于纤维的传感器和聚合物涂层是安全的。我们原型中对纤维和氧感测涂层的影响仍然需要研究。细胞毒性检测可用于进一步评估该氧传感器的生物相容性。本示例中介绍的设备是专门为解决未满足的早期和充分诊断ACS的需求而开发的。将来，可以将总压力传感器添加到同一设备中来测量压力。此外，这将允许医生与当前的诊断标准进行直接比较。为了全面了解这种疾病，在同一设备中并行测量诸如pH值和乳酸水平之类的附加参数甚至可能是有益的。这些参数的并行测量在监测和诊断其他缺氧相关的疾病方面可能具有附加的效用。

示例3

寿命和强度得出的pO₂估计的融合

图37示意性地示出了临床试验期间的典型测量，其中p^T是源自寿命的pO₂，并且p^I来自强度。在图37中，箭头指示：1.在大气压下开始测量。2.将设备施加在皮肤上。3.在强度上而不是在寿命上观察运动伪影。4.观察两个指标中由于血流改变而引起的pO₂的改变。5.强度上的运动伪影。6.由于血流的改变而引起的pO₂的改变。7.从皮肤上移除设备。8.平衡回到大气pO₂。

通常看到的是，p^T比p^I稍微更有噪声，但在去除后可靠地回到大气pO₂。p^I在pO₂变化期间显示出增强的细节，但受到运动伪影的影响，并且并不总是循环回大气pO₂，这可能是由于磷光分子的光漂白。

理想情况下，人们希望保持p^T的定量(缓慢趋势)值和p^I的灵敏度。我们可以使用以下一些方法组合这两个pO₂指标。这些方法用作可以对这些信号进行平均、组合或组合的方式的说明性示例，而不是所有可能的算法方法的详尽列表。

1.校准后，获得线性回归系数p^I＝m*p^T+b，并计算经组合的pO₂指标：

pO₂＝(p^I-b)/m

2.将p^T的长期移动平均与p^I的瞬时变化相结合，这可以通过减去p^I到p^I的长期移动平均来获得。这可以通过低通滤波p^T(即LP(p^T))和高通滤波p^I(HP(p^I))或p^I-LP(p^I)来完成。经组合的输出将是：

pO₂＝LP(p^T)+HP(p^I).

3.定义[0,1]之间的系数，它(例如，通过相关性、交叉相关函数)反映p^T与p^I之间的相关性、它们关于时间的导数等，并产生pO₂指标，该指标将p^I和p^T以不同的权重组合。考虑到两条曲线中出现的特征是否共用(信号之间是否存在相关性)，权重确定每个信号在每个瞬间构成经组合的pO₂度量的程度。例如，

C＝abs(corr(p^T,p^I)),C＝abs(corr(d p^T/dt,d p^I/dt)),

并且可能的组合pO₂定义为

pO₂＝C*p^I+(1-C)*p^T，或者

pO₂＝sqrt(C^2*p^I^2+(1-C)^2*p^TT^2)。

本公开已经描述了一个或多个优选实施例，并且应当理解，除了明确说明的那些之外的许多等效例、替代例、变化例和修改例是可能的，并且在本发明的范围内。

应理解，本公开的应用不限于以下描述中或图纸中所描述的组件的构造和布置的细节。本公开能够应用于其他实施例，并且能够以各种方式实施或执行。而且，应当理解的是，本文所使用的措辞和术语是为了描述的目的并且不应被视为限制性的。在本文中，“包括(including)”、“包括(comprising)”或“具有(having)”及其变体的使用意味着涵盖之后列出的项目和它们的等效物以及附加的项目。除非另外指定或限制，否则术语“安装”、“连接”、“支撑”和“耦合”及其变体被广泛地使用，并且涵盖直接和间接的安装、连接、支撑和耦合。此外，“连接”和“耦合”不限于物理或机械连接或耦合。

如本文所用，除非另有限制或定义，特定方向的讨论仅通过示例提供，涉及特定实施例或相关图示。例如，“顶部”、“前部”或“后部”特征的讨论通常仅旨在描述此类特征相对于特定示例或图示的参考框架的取向。相应地，例如，在一些布置或非限制性示例中，“顶部”特征有时可被设置在“底部”特征的下方(等等)。进一步地，对特定旋转或其他运动(例如逆时针旋转)的引用通常仅旨在作为相对于特定示例的参考框架的移动的描述。

在一些实施例中，可使用标准编程或工程技术来将本公开的各方面(包括根据本公开的方法的计算机化实现方式)实现为系统、方法、装置或制品，以生产软件、固件、硬件或其任何组合从而控制处理器设备(例如，串行或并行通用或专用处理器芯片、单核心或多核心芯片、微处理器、现场可编程门阵列、控制单元、算术逻辑单元和处理器寄存器的任何各种组合等等)、计算机(例如，可操作地耦合到存储器的处理器设备)或另一个电子操作的控制器来实现本文中详述的各方面。相应地，例如，本公开的实施例可以被实现为在非瞬态计算机可读介质上有形地实现的指令集，使得处理器设备能够基于从计算机可读介质读取指令来实现指令。本公开的一些实施例可包括(或利用)控制设备，诸如自动设备、包括各种计算机硬件、软件、固件等等的专用或通用计算机，与下文的讨论一致。作为具体示例，控制设备可包括处理器、微控制器、现场可编程门阵列、可编程逻辑控制器、逻辑门等、以及本领域中已知的用于实现适当功能(例如，存储器、通信系统、功率源、用户接口和其他输入等)的其他典型部件。

如本文中所使用的，术语“制品”旨在包含可从任何计算机可读设备、载体(例如，非瞬态信号)或介质(例如，非瞬态介质)访问的计算机程序。例如，计算机可读介质可包括但不限于：磁存储设备(例如，硬盘、软盘、磁带等)、光盘(例如，致密盘(compact disk，CD)、数字多用盘(digital versatile disk，DVD)等)、智能卡以及闪存存储器设备(例如，卡、棒等)。附加地，将要领会的是，可以采用载波来承载计算机可读电子数据，诸如，用于发送和接收电子邮件或用于访问诸如互联网或局域网(local area network，LAN)之类的网络的那些计算机可读电子数据。本领域技术人员将认识到，在不脱离所要求保护的主题的范围和精神的情况下，可以对这些配置作出许多修改。

根据本公开的方法的某些操作或执行那些方法的系统的某些操作可在附图中示意性地表示或在本文中另行讨论。除非另有指定或限制，特定操作在附图中以特定空间次序的表示不一定要求这些操作要以与该特定空间次序相对应的特定的顺序执行。相应地，附图中所表示或本文另行公开的某些操作可按照适于本公开的特定实施例的方式、以与明确解说或描述的次序不同的次序来执行。进一步地，在一些实施例中，某些操作可被并行地执行，包括由专用并行处理设备执行，或由被配置成用于作为大系统的一部分进行交互操作的单独的计算设备来执行。

如本文在计算机实现的上下文中使用的，除非另外指定或限制，否则术语“部件”、“系统”、“模块”及类似者旨在涵盖包括硬件、软件、硬件和软件的组合、或执行中的软件的计算机相关系统的部分或全部。例如，部件可以是但不限于是处理器设备、正由处理器设备执行(或可由处理器设备执行)的过程、对象、可执行件、执行的线程、计算机程序，或计算机。通过图示的方式，在计算机上运行的应用和该计算机两者均可以是部件。一个或多个部件(或系统、模块等)可以驻留在执行的进程或线程内、可以被定位于一个计算机上、可以被分布在两个或更多个计算机或其他处理器设备之间、或可以被包括在另一个部件(或系统、模块等)内。

在一些实现方式中，可以使用体现公开方面的方法来利用或安装本文公开的设备或系统。相应地，本文对设备或系统的特定特征、能力或预期目的的描述通常旨在固有地包括为预期目的使用此类特征的方法、实现这些能力的方法以及安装所公开(或其他已知)的组件以支持这些目的或能力的方法的公开。类似地，除非另有指示或限制，否则本文中对制造或使用特定设备或系统的任何方法的讨论(包括安装设备或系统)旨在固有地包括公开，作为本公开的实施例，作为此类设备或系统的所用特征和实现能力。

如本文所使用的，除非另有定义或限制，否则为了参考的方便，本文使用的序号通常基于特定组件在本公开相关部分的呈现顺序。在这方面，诸如“第一”、“第二”等指称通常仅指示引入相关组件进行讨论的顺序，并且通常不指示或要求特定的空间布置、功能或结构优先或顺序。

如本文所用，除非另有定义或限制，否则使用方向术语是为了便于参考，以讨论特定的图或示例。例如，向下(或其他)方向或顶部(或其他)体位的参考可用于讨论特定示例或附图的各个方面，但在所有安装或配置中不一定需要类似的取向或几何形状。

本讨论被呈现以使本领域技术人员能够制作和使用本公开的实施例。对所示出的示例的各种修改对于本领域的技术人员而言将是显而易见的，并且在不脱离本文所公开的原理的情况下，本文中的一般原理可以应用于其他示例和应用。因此，本公开的实施例不旨在受限于所示出的实施例，而是应当符合与本文公开的原则和特征和以下权利要求一致的最宽范围。参考附图阅读以下具体实施方式，其中，不同附图中的相同要素具有相同的附图标记。不一定按比例绘制的附图描绘了所选的示例并且不旨在限制本公开的范围。本领域技术人员将认识到，本文中提供的示例具有许多有用的替代方案并且落入公开的范围内。

在所附权利要求中阐述了本公开的各种特征和优点。

Claims (64)

1.一种用于监测患者的传感器系统，包括：

探针，所述探针对至少一个分析物敏感并至少具有用于监测患者的第一操作范围和第二操作范围；

光子源，所述光子源被配置成用于将光子定向在所述探针处，所述探针响应于从所述光子源接收光子而发射光；

光电检测器，所述光电检测器被配置成用于检测从所述探针发射的所述光；以及

控制器，所述控制器与所述光子源和所述光电检测器进行通信，所述控制器被配置成用于：

使所述光子源根据第一时变分布将光子定向在所述探针处，以响应于接收所述光子而相对于所述第一操作范围和所述第二操作范围激发所述探针以发射所述光；

基于在所述第一操作范围和所述第二操作范围内操作时从所述探针发射的所述光与所述光电检测器之间的相互作用来从所述光电检测器接收光学数据，其中所述光学数据包括第二时变分布；

确定所述第一时变分布与所述第二时变分布之间的差异；以及

基于所述第一时变分布与所述第二时变分布之间的所述差异来确定与所述分析物相关联的参数。

2.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包括各自提供所述第一操作范围和所述第二操作范围中的一个的相应磷光体或磷光区。

3.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于选择所述第一时变分布的第一特性以相对于所述第一操作范围激发所述探针并且选择所述第一时变分布的第二特性以相对于所述第二操作范围激发所述探针。

4.如权利要求3所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于将所述第一时变分布从所述第一特性改变为所述第二特性，以将所述探针从所述第一操作范围切换到所述第二操作范围。

5.如权利要求3所述的传感器系统，其特征在于，所述第一特性被配置成用于激发所述探针的第一磷光体或磷光区，并且所述第二特性被配置成用于激发所述探针的第二磷光体或磷光区。

6.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于使所述光子源根据所述第一时变分布将光子定向在所述探针处以相对于所述第一操作范围和所述第二操作范围同时激发所述探针。

7.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述第一时变分布由第一子信号和第二子信号形成，所述第一子信号和第二子信号分别被配置成用于相对于所述第一操作范围和所述第二操作范围激发所述探针。

8.如权利要求7所述的传感器系统，其特征在于，所述第一子信号和所述第二子信号具有以下各项中的不同的至少一项：

频率；

波长；

波形；

周期；或者

振幅。

9.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述第一操作范围和所述第二操作范围具有相对于分析物的相应灵敏度或响应曲线。

10.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述第一操作范围和所述第二操作范围各自具有相对于第一分析物和第二分析物的相应灵敏度或响应曲线。

11.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述传感器系统的操作范围由所述第一操作范围和所述第二操作范围的总和来限定。

12.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述第一时变分布由所述控制器通过组合多个正弦波、方波、三角波、锯齿波、脉冲函数或非周期波而形成。

13.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于确定所述第二时变分布的时变振幅波的振幅，以及基于相位的差和所述振幅来确定所述分析物的分压。

14.如权利要求13所述的传感器系统，其特征在于，所述分压是第一分压，并且其中确定所述分压包括：

基于所述相位的差来确定第二分压；

基于所述振幅来确定第三分压；以及

将所述第二分压和所述第三分压进行组合以确定所述第一分压。

15.如权利要求14所述的传感器系统，其特征在于，将所述第二分压和所述第三分压进行组合包括对所述第二分压和所述第三分压进行平均，并且其中平均包括加权平均。

16.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述第一时变分布包括第一多个频率，包括用于所述第一操作范围和所述第二操作范围中的每一个的至少一个。

17.如权利要求16所述的传感器系统，其特征在于，所述第二时变分布包括第二多个频率，并且其中确定所述相位的差包括所述控制器进行以下操作：

基于所述第一多个频率和对应的振幅来确定第一参考时变振幅波；

基于所述第二多个频率和对应的振幅来确定第二参考时变振幅波；以及

确定相对于所述第一多个频率和所述第二多个频率中的相应多个频率的所述第一时变振幅波与所述第二时变振幅波之间的相位差。

18.如权利要求17所述的传感器系统，其特征在于，所述第一参考时变振幅波是使用所述第一多个频率中的每一个频率和相对应的振幅统计地提取的，并且

其中，所述第二参考时变振幅波是通过使用所述第二多个频率中的每一个频率和对应的振幅统计地提取的。

19.如权利要求18所述的传感器系统，其特征在于，所述第一时变振幅波是利用线性回归统计地提取的，并且

其中所述第二参考时变振幅波是通过利用线性回归统计地提取的。

20.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针至少包括：具有所述第一操作范围的第一探针或探针区和具有所述第二操作范围的第二探针或探针区，并且其中所述控制器进一步被配置成用于根据具有不同特性的至少两个信号创建所述第一时变分布，所述至少两个信号被配置成用于分别针对所述第一探针或探针区和所述第二探针或探针区。

21.如权利要求20所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于处理所述光学数据以将所述第二时变分布分离成被配置成用于相对于所述第一操作范围激发所述探针的第一子信号和相对于所述第二操作范围激发所述探针的第二子信号。

22.如权利要求21所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于将所述第二时变分布的第一子信号与所述第一时变分布的第一子信号进行比较，并且将所述第二时变分布的第二子信号与所述第二时变分布的所述第二子信号以确定所述第一时变分布与所述第二时变分布之间的差异。

23.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述差异是相位差。

24.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述分析物包括氧或所述参数包括分压。

25.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针与患者身上的、至少部分地与周围环境密封的区接触、气体连通或流体连通，并且

其中所述区被设置在患者的部分组织上。

26.如权利要求25所述的传感器系统，进一步包括与以下各项中的至少一项进行热连通的温度传感器：所述传感器、光电检测器、所述区或限定所述区的材料。

27.如权利要求26所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于从所述温度传感器接收温度值，并且

其中确定所述参数包括基于所述差异和来自所述温度传感器的所述温度值来确定所述分压。

28.如权利要求25所述的传感器系统，进一步包括限定所述区的衬底，所述衬底包括对氧扩散通过其是半渗透的片，所述片限定所述区，并且

其中所述探针耦合到所述衬底并且对氧敏感。

29.如权利要求28所述的传感器系统，其特征在于，所述片包括粘合剂层，所述粘合剂层被配置成用于将所述片粘附到所述患者的组织上。

30.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包括：

对所述分析物扩散通过其是半渗透的层；以及

光吸收层、散射层或反射层，所述光吸收层、散射层或反射层被配置成用于吸收、散射或反射被定向在所述光吸收层、散射层或反射层处的光，并且

其中所述探针被定位在所述片与所述层之间。

31.如权利要求1所述的传感器系统，进一步包括：

第一光学滤波器，所述第一光学滤波器光学地耦合到所述光子源，并且配置成用于对从所述光子源发射的、通过所述第一光学滤波器的光子进行滤波；以及

第二光学滤波器，所述第二光学滤波器光学地耦合到所述光电检测器，并且配置成用于对到所述光电检测器的、通过所述第二光学滤波器的光进行滤波。

32.如权利要求31所述的传感器系统，其特征在于，所述第一光学滤波器是具有被限定在基本上500nm至基本上900nm之间的阻带的带阻滤波器，并且

其中，所述第二光学滤波器是转角频率基本上为450nm的低通滤波器。

33.如权利要求31所述的传感器系统，其特征在于，所述第二光学滤波器阻挡由所述光子源发射的光被所述光电检测器接收。

34.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述光子源是蓝色发光二极管(LED)或紫外线LED中的至少一者，并且其中所述光电检测器是光谱仪、光电二极管、雪崩光电二极管或光电晶体管中的至少一者。

35.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述参数包括所述分析物的分压，并且其中，所述第一操作范围和第二操作范围一起在基本上0mmHg至160mmHg之间的整个范围内延伸。

36.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于取决于所述第二时变分布的特性调整所述第一时变分布的波形的频率。

37.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器被配置成用于取决于所述第二时变分布的特性，在所述第一时变分布的可编程频率的正弦波、可编程频率的正弦波的总和或可编程频率的方波之间进行选择。

38.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针是光致发光的或磷光的。

39.如权利要求1所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包括具有所述第一操作范围的第一磷光材料和不同于所述第一磷光材料且具有所述第二操作范围的第二磷光材料，

其中所述第一磷光材料和所述第二磷光材料中的每一个对限定所述第一操作范围和所述第二操作范围的不同分压范围敏感。

40.如权利要求39所述的传感器系统，其特征在于，所述第一磷光材料和所述第二磷光材料中的每一个包括不同的扩散速率或磷光淬灭常量。

41.如权利要求39所述的传感器系统，其特征在于，所述第一磷光材料和所述第二磷光材料包括卟啉。

42.一种传感器系统，包括：

探针；

光子源；

光电检测器；以及

控制器，所述控制器与所述光子源和所述光电检测器进行通信，所述控制器被配置成用于：

生成包括至少两个第一子信号的第一时变分布，所述至少两个第一子信号被配置成用于相对于所述至少两个第一子信号两者激发所述探针；

使所述光子源根据所述第一时变分布将光子定向在所述探针处，并且响应于接收所述光子而激发所述探针以发射光；

基于从所述探针发射的所述光与所述光电检测器之间的相互作用来从所述光电检测器接收光学数据；

根据所述光学数据确定第二时变分布，并且提取至少两个第二子信号；以及

通过将所述至少两个第一子信号与所述至少两个第二子信号进行比较来确定参数的条件。

43.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述至少两个第一子信号具有不同的频率、不同的波长、不同的波形、不同的周期、不同的时间常量或不同的振幅。

44.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，为了确定所述参数的条件，所述控制器进一步被配置成用于确定以下各项中的至少一项：

所述至少两个第一子信号与至少两个第二子信号中的至少两个之间的相位差；

所述光子的发射与所述光学数据的接收之间的时间延迟；或者

所述第二时变分布的时间常量。

45.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于基于所述至少两个第一子信号与所述至少两个第二子信号之间的差异来确定所述探针对其敏感的分析物的分压或浓度，以确定所述参数的条件。

46.如权利要求45所述的传感器系统，其特征在于，所述差异包括相位差。

47.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述探针由具有第一操作范围的第一探针和具有第二操作范围的第二探针形成，并且其中所述第一操作范围和所述第二操作范围是不同的。

48.如权利要求47所述的传感器系统，其特征在于，所述第一操作范围和所述第二操作范围一起限定所述传感器系统的分压为0mmHg至160mmHg的操作范围。

49.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述第一时变分布是以下各项中的至少一项：

施加到所述光子源以发射所述光子的电波形；或者

由所述光电检测器接收的附加光学数据，所述附加光学数据基于从所述光子源发射的、与所述光电检测器直接相互作用的所述光子。

50.如权利要求49所述的传感器系统，其特征在于，所述电波形是正弦波、三角波、锯齿波或方波中的至少一者。

51.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包括具有相应且不同的操作范围的至少两个磷光材料。

52.如权利要求51所述的传感器系统，其特征在于，每个磷光材料被配置成用于由具有不同频率、波长、波形、周期或振幅的强度分布的所述光子源激发，并且其中所述至少两个第一子信号中的每一个第一子信号递送所述不同频率、波长、波形、周期或振幅。

53.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包括至少两个磷光材料，所述至少两个磷光材料包括第一氧敏感磷光材料和不同于所述第一氧敏感磷光材料的第二氧敏感磷光材料，并且其中所述第一氧敏感磷光材料和所述第二氧敏感磷光材料中的每一个对不同的分压范围敏感，或者所述第一氧敏感磷光材料或所述第二氧敏感磷光材料中的每一个具有不同的扩散速率、扩散常量、淬灭速率或淬灭常量。

54.如权利要求42所述的传感器系统，其特征在于，所述探针包含多个磷光材料，每个磷光材料对不同的分压范围敏感，并且每个磷光材料具有不同的扩散速率、扩散常量、淬灭速率或淬灭常量。

55.如权利要求54所述的传感器系统，其特征在于，每个磷光材料包括卟啉。

56.一种传感器系统，包括：

探针，所述探针对各种操作范围内与医疗患者相关联的参数中的改变敏感；

光子源；

光电检测器；以及

控制器，所述控制器与所述光子源和所述光电检测器进行通信，所述控制器被配置成用于：

使所述光子源根据由多个第一子信号组成的第一时变分布将光子定向在所述探针处，所述探针响应于接收被定向在所述探针处的所述光子而基于由多个第一子信号组成的所述第一时变分布来发射光，所述第一时变分布同时响应于所述多个第一子信号中的两者；

基于从所述探针发射的所述光与所述光电检测器之间的相互作用来从所述光电检测器接收光学数据，所述光学数据包括第二时变分布；

从形成多个第二子信号的所述光学数据中提取响应信息；

确定以下各项中的至少一者：

所述多个第一子信号与所述多个第二子信号之间的相位差异；

反映在所述多个第一子信号和所述多个第二子信号中的时间延迟；或者

所述多个第二子信号的时间常量；

基于确定来生成关于各种操作范围内的参数的条件的报告。

57.如权利要求56所述的传感器系统，其特征在于，所述参数是生物标志物的分压、pH值、温度、湿度或浓度中的至少一个。

58.如权利要求56所述的传感器系统，其特征在于，所述探针对分子氧、二氧化碳、一氧化氮、或者血浆或组织中溶解的分析物中的一者敏感。

59.如权利要求56所述的传感器系统，其特征在于，所述多种操作范围从0mmHg的分压延伸到160mmHg的分压。

60.如权利要求56所述的传感器系统，其特征在于，所述控制器进一步被配置成用于跟踪来自所述探针的光发射的寿命的改变。

61.一种用于监测患者的情况的方法，所述方法包括：

将探针定位成接近所述患者以监测分析物；

对光子源进行定位以将光子递送到所述探针，从而激发所述探针；

对光电检测器进行定位以响应于所述光子源的退出而接收由所述探针发射的光；

操作与所述光子源和所述光电检测器进行通信的控制器以进行以下操作：

生成包括至少两个第一子信号的第一时变强度分布，所述至少两个第一子信号被配置成用于相对于所述至少两个第一子信号两者激发所述探针；

使所述光子源根据所述第一时变分布将光子定向在所述探针处，并且响应于接收所述光子而激励所述探针以发射光；

基于从所述探针发射的所述光与所述光电检测器之间的相互作用来从所述光电检测器接收光学数据；

根据所述光学数据确定第二时变分布，并且提取至少两个第二子信号；以及

通过将所述至少两个第一子信号与所述至少两个第二子信号进行比较来生成有关所述分析物或患者的条件的报告。

62.如权利要求61所述的方法，其特征在于，在所述第一时变强度分布的单个周期(1/f)中执行接收所述光学数据、确定所述第二时变分布和生成所述报告。

63.如权利要求61所述的方法，其特征在于，所述至少两个第一子信号具有不同频率。

64.如权利要求63所述的方法，其特征在于，确定所述第二时变分布包括执行线性回归算法，所述线性回归算法将所述至少两个第一子信号进行分离以确定来自所述至少两个第一子信号中的每一个第一子信号的贡献，并且其中生成所述报告包括提取所述探针的多个发光染料的寿命和强度信息，所述多个发光染料各自由所述至少两个第一子信号的不同频率同时激发。

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