脉搏血氧测定装置和用于操作脉搏血氧测定装置的方法与流程

本发明涉及根据专利权利要求1的脉搏血氧测定装置和根据专利权利要求16的用于操作脉搏血氧测定装置的方法。

本专利申请要求德国专利申请de102014117879.3的优先权，其公开内容通过引用合并于此。

背景技术：

在现有技术中已知用于人类患者的血液中的动脉血氧饱和度的无创性确定的脉搏血氧测定装置。在这样的脉搏血氧测定装置中，在将光照射通过患者皮肤的同时借助于光吸收测量来执行动脉血氧饱和度的确定。

技术实现要素：

本发明的目标是提供一种脉搏血氧测定装置。该目标通过具有权利要求1的特征的脉搏血氧测定装置来实现。本发明的另一个目标是提供一种用于操作脉搏血氧测定装置的方法。该目标通过具有权利要求16的特征的方法来实现。在从属权利要求中规定各种改进。

一种脉搏血氧测定装置包括：发光装置，其被配置成发射波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光；第一光检测器，其被配置成检测波长在第一波长区间中的光而不对波长在第二波长区间中的光进行响应；以及第二光检测器，其被配置成检测波长在第一波长区间中的光并且检测波长在第二波长区间中的光。

该脉搏血氧测定装置仅具有少量的部件，并且因此能够紧凑配置且经济地生产。因为该脉搏血氧测定装置具有两个光检测器，其使得可能区别波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光，该脉搏血氧测定装置的发光装置能够同时发射波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光。该脉搏血氧测定装置的操作因此是有利地特别直截了当地可能的。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一波长区间和第二波长区间彼此不重叠。有利地，波长在波长区间中的光和波长在第二区间中的光从而显著不同，以使得使清楚区别氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白是可能的。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一波长区间或第二波长区间位于810nm以下，并且特别地可以包括660nm的波长。在这种情况下，另一波长区间位于810nm以上，并且特别地可以包括940nm的波长。已证明波长在这些波长区间中的光特别适合在脉搏血氧测定装置中使用。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一光检测器具有被配置成滤出波长在第二波长区间中的光的滤光片。从而可能确保第一光检测器不对波长在第二波长区间中的光进行响应。以这种方式，由第一光检测器和第二光检测器递送的测量信号的比较使得可能区别由波长在第一波长区间中的光和由波长在第二波长区间中的光引起的信号分量。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一光检测器具有第一光接收表面。在这种情况下，第二光检测器具有第二光接收表面。第一光接收表面和第二光接收表面布置在共同的平面中并且彼此交织。有利地，从而能够确保第一光检测器的第一光接收表面和第二光检测器的第二光接收表面的均匀照射。这有利地避免由脉搏血氧测定装置确定的测量信号例如被几何遮蔽损害。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，发光装置被配置成相比于波长在第一波长区间中的光用更高功率，特别地用至少四倍的功率，特别地用至少八倍的功率发射波长在第二波长区间中的光。例如，发光装置可以被配置成用为波长在第一波长区间中的光的九倍的功率发射波长在第二波长区间中的光。以这种方式可实现的效果在于由脉搏血氧测定装置的第二光检测器确定的测量信号由波长在第二波长区间中的光的检测支配，而波长在第一波长区间中的光的检测可忽略。以这种方式，脉搏血氧测定装置的第一光检测器和第二光检测器有利地允许几乎分开地检测波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，发光装置具有：第一发光二极管结构，其被配置成发射波长在第一波长区间中的光；和第二发光二极管结构，其被配置成发射波长在第二波长区间中的光。因为在脉搏血氧测定装置中不必要彼此分开地发射波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光，所以发光装置的第一发光二极管结构和第二发光二极管结构可以以使得第一发光二极管结构和第二发光二极管结构总是一起操作以便有利地能够特别简单地配置发光装置这样的方式交织。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一发光二极管结构和第二发光二极管结构布置在共同的发光二极管芯片中。有利地，因此特别紧凑地配置发光装置。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第一发光二极管结构和第二发光二极管结构被布置成堆叠在彼此的顶部上。在这种情况下，第一发光二极管结构和第二发光二极管结构例如可以被配置为共同的发光二极管芯片的层，其布置在彼此的顶部上。在这种情况下，第一发光二极管结构和第二发光二极管结构可以串联电连接。有利地，以这种方式，发光装置具有特别紧凑的外部尺寸并且能够经济地获得。通过发光装置的第一发光二极管结构和第二发光二极管结构的串联电互连，有利地可能确保具有相同电流强度的电流总是流动通过第一发光二极管结构和第二发光二极管结构。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，发光装置具有：第一发光二极管芯片，其具有第一发光二极管结构；和第二发光二极管芯片，其具有第二发光二极管结构。有利地，发光装置的发光二极管芯片因此能够通过经济地可获得的标准部件形成。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，脉搏血氧测定装置具有带有发射器腔和检测器腔的外壳。在这种情况下，发光装置布置在发射器腔中，而第一光检测器布置在检测器腔中。有利地，在这种情况下，可以极其紧凑地配置脉搏血氧测定装置的外壳。凭借着发光装置和第一光检测器在分开的腔中的布置，有利地避免削弱测量质量的在发光装置和第一光检测器之间的不期望的直接串扰。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，第二光检测器同样布置在检测器腔中。有利地，从而可能确保第一光检测器和第二光检测器被布置成靠近于彼此，以使得能够避免对由脉搏血氧测定装置确定的测量信号的由于几何效应的损害。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，发射器腔和检测器腔向外壳的共同表面打开。在脉搏血氧测定装置的操作期间，脉搏血氧测定装置的外壳的该共同表面可以面向待检查的人类患者的身体部分。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，发射器腔的壁形成光学反射器。有利地，通过发射器腔的壁形成的光学反射器可以引起由发光装置发射的光的聚集，以使得还能够获得通过发光装置发射的光的更高辐射强度。例如，这可以使得通过脉搏血氧测定装置的发光装置发射的光到达待检查的患者的更深皮肤层成为可能，以使得能够使增加的测量精度成为可能。

在脉搏血氧测定装置的一个实施例中，外壳具有另外的发射器腔，在其中布置另外的发光装置。这能够使用脉搏血氧测定装置照射待检查的患者的较大皮肤表面（这可以引起提高的信噪比）成为可能。

一种用于操作脉搏血氧测定装置的方法包括以下步骤：发射波长在第一波长区间中的光，并且同时发射波长在第二波长区间中的光；用第一光检测器记录第一测量信号，该第一光检测器被配置成检测波长在第一波长区间中的光而不对波长在第二波长区间中的光进行响应；用第二光检测器记录第二测量信号，该第二光检测器被配置成检测波长在第一波长区间中的光并且检测波长在第二波长区间中的光；以及根据第一测量信号和第二测量信号计算血氧饱和度。

因为在该方法中同时发射波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光，所以能够有利地特别简单且快速地执行该方法。在这种情况下，该方法可以有利地用于操作脉搏血氧测定装置，其仅具有少量部件并且因此能够经济地获得。

在该方法中，利用第一光检测器对第一测量信号的、以及利用第二光检测器对第二测量信号的记录允许分开波长在第一波长区间中的光分量和波长在第二波长区间中的光分量。这通过用第一光检测器记录的第一测量信号来实现，第一光检测器仅对波长在第一波长区间中的光进行响应而不对波长在第二波长区间中的光进行响应。

在该方法的一个实施例中，由第一测量信号和第二测量信号的差形成差信号。在这种情况下，根据第一测量信号和差信号计算血氧饱和度。有利地，以这种方式形成的差信号基本上指示波长在第二波长区间中的光分量。第一测量信号和差信号的使用因此允许特别精确地计算血氧饱和度。

在该方法的一个实施例中，相比于波长在第一波长区间中的光用更高功率，特别地用至少四倍的功率，特别地用至少八倍的功率发射波长在第二波长区间中的光。例如，可以用为波长在第一波长区间中的光的九倍的功率发射波长在第二波长区间中的光。有利地，由此实现的效果在于用第二光检测器记录的第二测量信号由波长在第二波长区间中的光分量支配。以这种方式，促进区别波长在第一波长区间中的光和波长在第二波长区间中的光的分量，以使得该方法有利地允许血氧饱和度的特别精确的计算。

附图说明

结合示例性实施例的以下描述，上面描述的本发明的性质、特征和优点以及实现它们所用的方式将变得可更清楚且容易地理解，将结合附图更详细地解释所述示例性实施例，在附图中，分别以示意性表示，

图1示出具有发光装置和光检测装置的脉搏血氧测定装置；

图2示出根据替换实施例的发光装置；

图3示出根据一个实施例的光检测装置的平面视图；

图4示出根据第一实施例的脉搏血氧测定装置的外壳的截面侧视图；

图5示出根据第二实施例的脉搏血氧测定装置的外壳的截面侧视图；

图6示出根据第三实施例的脉搏血氧测定装置的外壳的截面侧视图。

具体实施方式

图1示出脉搏血氧测定装置100的高度系统化表示。脉搏血氧测定装置100可以用于患者的血液中的血氧饱和度的无创性确定。在这种情况下在照射患者的身体部分500（例如，手指）的皮肤时借助于光吸收测量来执行血氧饱和度的确定。

脉搏血氧测定装置100包括发光装置200和光检测装置300。

发光装置200包括第一发光二极管结构210和第二发光二极管结构220。第一发光二极管结构210被配置成发射波长在第一波长区间中的光211。第二发光二极管结构220被配置成发射波长在第二波长区间中的光221。

第一波长区间和第二波长区间优选地彼此不重叠。优选地，波长区间中的一个位于810nm以下，另一个波长区间位于810nm以上。位于810nm以下的波长区间优选地包括660nm的波长。位于810nm以上的波长区间优选地包括940nm的波长。在图1中示出的示例中，第一波长区间位于810nm以下并且包括660nm的波长。在该示例中，第二波长区间位于810nm以上并且包括940nm的波长。优选地，在该示例中，第一发光二极管结构210被配置成发射波长约660nm的光211。在该示例中，第二发光二极管结构220优选地被配置成发射波长约940nm的光221。

在如图1中表示的脉搏血氧测定装置100的示例中，发光装置200的第一发光二极管结构210和第二发光二极管结构220布置在共同的发光二极管芯片230中。在这种情况下，第一发光二极管结构210和第二发光二极管结构220被布置成在发光二极管芯片230中堆叠在彼此的顶部上。发光二极管芯片230还可以称为堆叠led或双波长led。

脉搏血氧测定装置100的光检测装置300包括第一光检测器310和第二光检测器320。第一光检测器310具有第一光接收表面311。第二光检测器320具有第二光接收表面321。光检测装置300的第一光检测器310和第二光检测器320例如可以被配置为光电二极管。

脉搏血氧测定装置100的光检测装置300的第一光检测器310被配置成检测照到第一光检测器310上的、波长在第一波长区间中的光211，而不对照到第一光检测器310上的、波长在第二波长区间中的光221进行响应。第一光检测器310被配置成递送第一测量信号，第一测量信号的大小取决于照到第一光检测器310上的、波长在第一波长区间中的光211的亮度。照到第一光检测器310上的、波长在第二波长区间中的光221优选地不影响由第一光检测器310递送的第一测量信号的大小或者仅在尽可能小的程度上影响它。这在光检测装置300的第一光检测器310中通过布置在第一光检测器310的第一光接收表面311上的滤光片312来实现，该滤光片被配置成滤出波长在第二波长区间221中的光221，但是透射波长在第一波长区间中的光211。

脉搏血氧测定装置100的光检测装置300的第二光检测器320被配置成检测照到第二光检测器320的第二光接收表面321上的、波长在第一波长区间中的光211和照到第二光接收表面321上的、波长在第二波长区间中的光221。第二光检测器320被配置成生成第二测量信号，第二测量信号的大小取决于照到第二光接收表面321上的、波长在第一波长区间中的光211的亮度和照到第二光接收表面321上的、波长在第二波长区间中的光221的亮度。

取决于动脉血氧饱和度，以不同强度吸收照射到身体部分500中的波长在第一波长区间中的光211和波长在第二波长区间中的光221。根据在身体部分500中反射或透射通过身体部分500的、波长在第一波长区间中的光211和波长在第二波长区间中的光221的亮度的测量，因此可能确定动脉血氧饱和度。

为了该目的，有必要至少近似分开地确定波长在第一波长区间中的反射或透射光211的亮度以及波长在第二波长区间中的反射或透射光221的亮度。通过脉搏血氧测定装置100的发光装置200，同时发射波长在第一波长区间中的光211和波长在第二波长区间中的光221。因此，有必要借助于光检测装置300至少近似分开地记录波长在第一波长区间中的反射或透射光211的亮度以及波长在第二波长区间中的反射或透射光221的亮度。

一个可能性在于以使得相比于波长在第一波长区间中的光211用更高功率发射波长在第二波长区间中的光221这样的方式来配置发光装置200。在这种情况下，优选地用为波长在第一波长区间中的光211的至少四倍的功率，特别地用为光211的至少八倍的功率发射光221。例如，可以用为波长在第一波长区间中的光211的九倍的功率发射波长在第二波长区间中的光221。在这种情况下，由光检测装置300的第二光检测器320记录的第二测量信号由照到第二光检测器320的第二光接收表面321上的、波长在第二波长区间中的光221的亮度支配，而照到第二光检测器320的第二光接收表面321上的、波长在第一波长区间中的光221的影响小得可忽略。这使得可能假定：作为近似，由光检测装置300的第二光检测器320记录的第二测量信号仅取决于波长在第二波长区间中的反射或透射光221的亮度。由光检测装置300的第一光检测器310记录的第一测量信号指示波长在第一波长区间中的反射或透射光211的亮度。这使得可能根据由第一光检测器310递送的测量信号和由第二光检测器320递送的测量信号来计算身体部分500中的动脉血氧饱和度，必然伴有的系统误差小。

替换的可能性在于从由光检测装置300的第二光检测器320记录的第二测量信号减去由光检测装置300的第一光检测器310记录的第一测量信号。以这种方式形成的差信号近似地仅取决于照到第二光检测器320的第二光接收表面321上的、波长在第二波长区间中的反射或透射光221的亮度。在这种情况下，由脉搏血氧测定装置100的发光装置200用相同功率还是不同功率发射波长在第一波长区间中的光211和波长在第二波长区间中的光221是不重要的。由光检测装置300的第一光检测器310记录的第一测量信号取决于照到第一光检测器310上的第一光接收表面311上的、波长在第一波长区间中的反射或透射光211的亮度。这使得可能根据由第一光检测器310递送的第一测量信号和由第二光检测器320递送的第二测量信号来计算身体部分500中的动脉血氧饱和度。

图2示出根据替换实施例的脉搏血氧测定装置100的发光装置200的示意性截面侧视图。在图2中表示的实施例中，发光装置200也包括用于发射波长在第一波长区间中的光211的第一发光二极管结构210和用于发射波长在第二波长区间中的光221的第二发光二极管结构220。然而，在如图2中表示的发光装置200的实施例中，第一发光二极管结构210和第二发光二极管结构220不集成到共同的发光二极管芯片中。替代地，第一发光二极管结构210布置在第一发光二极管芯片231中，并且第二发光二极管结构220布置在第二发光二极管芯片232中。第一发光二极管芯片231和第二发光二极管芯片232一起形成发光装置200。优选地，第一发光二极管芯片231和第二发光二极管芯片232被布置成靠近于彼此。

图3在系统化表示中示出脉搏血氧测定装置100的光检测装置300的第一光检测器310的第一光接收表面311和第二光检测器320的第二光接收表面321的平面视图。第一光检测器310的光接收表面311和第二光检测器320的第二光接收表面321布置在共同的平面中并且彼此交织。在图3中示出的示例中，第一光接收表面311和第二光接收表面321均具有梳状手指（finger）结构。第一光接收表面311的手指结构和第二光接收表面321的手指结构指状交叉。通过第一光接收表面311和第二光接收表面321的交织布置，可能确保在没有例如遮蔽的几何效应引起由第一光检测器310和由第二光检测器320记录的不同亮度的情况下，第一光接收表面311和第二光接收表面321基本上相等地被在身体部分500中反射或透射的光211、221照射。然而，还可能不同于如在图3中表示的那样配置光检测装置300的光检测器310、320的光接收表面311、321。

图4示出脉搏血氧测定装置100的示例性外壳400的示意性截面侧视图。例如可以以板上芯片或mid技术制造外壳400。

外壳400具有发射器腔410、另外的发射器腔420和检测器腔430。三个腔410、420、430被布置成彼此邻近并且全部朝向外壳400的上侧401打开。因此，腔410、420、430被配置为布置在外壳400的上侧401上的凹进部。外壳400的发射器腔410、420从腔410、420的相应底部区朝向外壳400的上侧401、以漏斗形变宽。检测器腔430也可以从其底部区朝向外壳400的上侧401变宽。

脉搏血氧测定装置100的发光装置200布置在外壳400的发射器腔410的底部区处。由发光装置200发射的光211、221能够在外壳400的上侧401上从发射器腔410出射。朝向上侧401呈圆锥形地变宽的发射器腔410的壁411可以形成光学反射器，该光学反射器可以引起由发光装置200发射的光211、221的聚集。

在外壳400的另外的发射器腔420中布置有另外的发光装置200，其以与布置在发射器腔410中的发光装置200相同的方式配置。布置在另外的发射器腔420中的另外的发光装置200可以用于用脉搏血氧测定装置100照射待检查的患者的身体部分500的较大皮肤表面。然而，还可以省略另外的发射器腔420和布置在另外的发射器腔420中的另外的发光装置200。

光检测装置300的第一光检测器310和第二光检测器320布置在脉搏血氧测定装置100的外壳400的检测器腔430的底部区处。作为替换方案，将可能将光检测装置300的第一光检测器310和第二光检测器320布置在分开的腔中。然而，优选将光检测装置300的两个光检测器310、320布置在共同的检测器腔430中。朝向外壳400的上侧401变宽的检测器腔430的壁可以用于收集入射在检测器腔430中的光以及将其引导到光检测装置300的光检测器310、320的光接收表面311、321。

因为脉搏血氧测定装置100的发光装置200和光检测装置300布置在脉搏血氧测定装置100的外壳400的分开的腔410、420、430中，所以有利地减小或者完全避免发光装置200和光检测装置300之间的直接串扰。这意味着没有由发光装置200发射的光211、221或者仅仅其中的很少在直接路径上到达光检测装置300，而是仅在待检查的身体部分500中的反射之后到达光检测装置300。

可以在外壳400的腔410、420、430中布置光学透明铸造材料（例如，包括硅树脂的铸造材料）。在这种情况下，发光装置200、另外的发光装置200和/或光检测装置300嵌入在布置在相应腔410、420、430中的铸造材料中，并且从而被保护免受外部影响的损害。还可以仅在发射器腔410、420中或仅在检测器腔430中布置铸造材料。

图5示出根据替换实施例的脉搏血氧测定装置100的外壳400的示意性截面侧视图。如在图5中示出的外壳400的变型与如在图4中表示的外壳400的变型的不同之处在于在外壳400的上侧401上布置隔板结构440。隔板结构440可以配置成与外壳400的包括腔410、420、430的部分连续地成一体，或者其可以被布置为在外壳400的上侧401上的分开的部件。在其布置在腔410、420、430之上的区中，隔板结构440具有隔板开口。隔板开口可以具有小于腔410、420、430的孔径的直径。以这种方式，隔板结构440可以引起脉搏血氧测定装置100的发光装置200和光检测装置300之间的不期望的串扰的进一步减小。

图6示出脉搏血氧测定装置100的外壳400的另一替换实施例的示意性截面侧视图。如在图6中示出的外壳400的实施例与如在图4中示出的外壳400的实施例的不同之处在于覆盖结构450，覆盖结构450布置在外壳400的上侧401上并且完全覆盖外壳400的上侧401，包括腔410、420、430的开口。覆盖结构450包括光学透明材料，例如光学透明膜。覆盖结构450例如可以由kapton膜形成。覆盖结构450可以用于保护脉搏血氧测定装置100的发光装置200和光检测装置300免受外部影响的损害。此外，覆盖结构450可以引起发光装置200和光检测装置300之间的不期望的串扰的进一步减小。

已经借助于优选示例性实施例详细说明和描述了本发明。然而，本发明不限于所公开的示例。相反，在不脱离本发明的保护范围的情况下，本领域的技术人员可以由此得到其他变型。

参考符号列表

100脉搏血氧测定装置

200发光装置

210第一发光二极管结构

211波长在第一波长区间中的光

220第二发光二极管结构

221波长在第二波长区间中的光

230发光二极管芯片

231第一发光二极管芯片

232第二发光二极管芯片

300光检测装置

310第一光检测器

311第一光接收表面

312滤光片

320第二光检测器

321第二光接收表面

400外壳

401上侧

410发射器腔

411壁

420另外的发射器腔

430检测器腔

440隔板结构

450覆盖结构

500身体部分。