Датчик so2 цельной крови
Изобретение относится к области медицинской техники и касается сенсорной системы оксиметра для применения в анализаторе СООх цельной крови. Сенсорная система включает в себя светоизлучающий модуль, корпус источника света, световой детектор и блок кюветы. Светоизлучающий модуль включает в себя группу источников света, содержащую по меньшей мере два светоизлучающих диода (СИД) видимого света и инфракрасный СИД, имеющий диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны. Корпус источника света имеет форму усеченной фигуры и содержит основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец напротив основания. Группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу. На одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие. Световой детектор расположен напротив и на расстоянии от светоизлучающего конца корпуса источника света и обращен к нему. Блок кюветы расположен между светоизлучающим концом корпуса источника света и световым детектором. Технический результат заключается в обеспечении возможности исследования образцов цельной крови и повышении точности измерений. 3 н. и 13 з.п. ф-лы, 1 табл., 12 ил.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
1. Область техники
[0001] Настоящее изобретение в целом относится к датчику насыщения кислородом. В частности, настоящее изобретение относится к датчику насыщения кислородом для использования с цельной кровью.
2. Описание уровня техники
[0002] Кислород переносится кровью, будучи присоединенным к молекулам гемоглобина. Насыщение кислородом представляет собой меру того, насколько много кислорода переносит кровь, выражаемую в виде процента максимума, который она может переносить. Одна молекула гемоглобина может переносить максимум четыре молекулы кислорода.
[0003] Иными словами, насыщение кислородом представляет собой термин, относящийся к доле насыщенного кислородом гемоглобина относительно общего гемоглобина (ненасыщенного + насыщенного) в крови. Человеческий организм требует и регулирует чрезвычайно точный и специфический баланс кислорода в крови. Считается, что нормальные уровни кислорода в артериальной крови составляют от 95 до 100 процентов. Если уровень ниже 90 процентов, его считают низким, что приводит к гипоксемии. Уровни кислорода в артериальной крови ниже 80 процентов могут ставить под угрозу работу органов, таких как головной мозг и сердце, а продолжительные низкие уровни кислорода могут привести к остановке дыхания или сердца.
[0004] Насыщение кислородом может быть измерено в различных тканях. Насыщение венозной крови кислородом (SvO2) измеряют для того, чтобы увидеть количество потребляемого организмом кислорода. В условиях лечения в больнице показатель SvO2 ниже 60% свидетельствует о том, что организму не хватает кислорода, и возникают ишемические заболевания. Это измерение зачастую используют при лечении с помощью аппарата сердце-легкие (экстракорпоральное кровообращение) и может предоставить перфузиологу информацию о том, какой поток необходим пациенту для поддержания жизнеобеспечения. Насыщение ткани кислородом (StO2) может быть измерено ближней инфракрасной спектроскопией. Несмотря на то, что измерения все еще широко обсуждаются, они предоставляют информацию об оксигенации ткани в различных условиях. Насыщение периферийных капилляров кислородом (SpO2) представляет собой оценку уровня насыщения кислородом, который зачастую измеряют с помощью устройства пульсового оксиметра.
[0005] Определение насыщения гемоглобина кислородом включает методики in-vivo, с помощью которых у пациента берут образец крови и направляют в лабораторию для анализа. Пульсовые оксиметры использовались в in-vivo способах определения насыщения гемоглобина крови кислородом, однако они не использовались для предоставления информации о концентрации гемоглобина. На результаты, получаемые с помощью этих оксиметров, зачастую существенно влияют помехи от венозной крови, ткани, костей, окружающего освещения или движений пациента.
[0006] Спектрофотографические методики, используемые для определения насыщения гемоглобина крови кислородом, могут быть подвержены погрешности измерения, обусловленной наличием дисгемоглобина в образце крови. Дисгемоглобин, такой как метгемоглобин и карбоксигемоглобин, не может транспортировать кислород, однако обладает спектральной оптической плотностью. Спектральная оптическая плотность пересекается с оптической плотностью оксигемоглобина в зависимости от длины волны используемого падающего света.
[0007] Как правило, специалистами в данной области техники считается, что спектрофотометрические измерения насыщения гемоглобина крови кислородом и концентрации гемоглобина в негемолизованной цельной крови сложны и не могут обеспечить клиническую точность ввиду рассеянных характеристик цельной крови.
РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
[0008] На практике, типичные анализаторы СООх используют лизированную кровь вместо цельной крови ввиду проблем, с которыми приходится сталкиваться при спектрометрическом анализе цельной крови. Измерение лизированной крови является относительно прямым, поскольку процесс лизиса растворяет эритроциты и превращает кровь в почти недиффундирующую среду. Оптическую плотность измеряют с помощью простого коллимированного пучка, пропускаемого через кювету с небольшой потерей света, обусловленной рассеянием. Ввиду низкой потери света, обусловленной рассеянием, для нахождения насыщения образца кислородом может быть использован прямой линейный анализ.
[0009] Измерение насыщения кислородом с использованием образца цельной крови является очень проблематичным ввиду сильного оптического рассеяния цельной крови. В основном эти проблемы связаны с поддержанием повышенного уровня рассеяния света цельной крови по сравнению с лизированной кровью. Это вовлекает потери света и нелинейную оптическую плотность в результат измерения.
[0010] Измерение оптической плотности диффузного образца, такого как образец цельной крови, представляет собой уникальную проблему. Коэффициент диффузного пропускания образца цельной крови искажает исходное пространственное распределение света измерительной системы, что обусловлено типичной неоднородностью источников света. Таким образом, пространственное распределение света «пустого» сканированного изображения может несколько отличаться от сканированного изображения цельной крови. Поскольку оптические детекторы обладают варьирующейся в пространстве реакцией, реакция может варьироваться ввиду изменений пространственного распределения падающего света даже, если общая интенсивность не была изменена. Сканированное изображение оптической плотности, которое основано на соотношении сканированного изображения образца цельной крови к пустому сканированному изображению, будет иметь существенную составляющую оптической плотности ввиду этой неоднородности источника света в дополнение к оптической плотности, обусловленной самим образцом. Это приводит к существенной погрешности измерения оптической плотности образца цельной крови, что неприемлемо для определения насыщения кислородом.
[0011] Существующие датчики насыщения кислородом, используемые в спектрофотометрическом измерении цельной крови, как правило, представляют собой отражающие датчики на двух длинах волн (660 нм и 880 нм). Отражающие датчики на двух длинах волн имеют вариацию наклона и смещения от датчика к датчику, которая является относительно большой и является типичным поведением для этих типов датчиков. Кроме того, значения r корреляции между этими типами датчиков также являются относительно слабыми.
[0012] Задача настоящего изобретения заключается в обеспечении датчика насыщения кислородом для использования с цельной кровью, который существенно снижает вариацию наклона и смещения от блока к блоку. Другая задача настоящего изобретения заключается в обеспечении датчика насыщения кислородом для использования с цельной кровью, который существенно увеличивает значение r корреляции между датчиками. Еще одна задача настоящего изобретения заключается в обеспечении датчика насыщения кислородом для использования с цельной кровью, стоимость которого составляет такую же или меньшую, чем существующие отражающие датчики на двух длинах волн. Еще одна дополнительная задача настоящего изобретения заключается в улучшении точности между датчиками SO2 при измерении цельной крови.
[0013] Настоящим изобретением решаются эти и другие задачи за счет обеспечения сенсорной системы оксиметра, которая содержит светоизлучающий модуль, выдающий свет вдоль оптического пути, световой детектор, расположенный на оптическом пути, и блок кюветы, расположенный между светоизлучающим модулем и световым детектором.
[0014] В одном варианте реализации настоящего изобретения светоизлучающий модуль содержит группу источников света, содержащую множество светоизлучающих диодов (СИД), содержащее по меньшей мере первый СИД видимого света (диапазон малой длины волны), второй СИД видимого света (диапазон большой длины волны) и инфракрасный СИД. Инфракрасный фильтр расположен только перед первым и вторым СИД видимого света для фильтрации любого света в длине волны инфракрасного диапазона от СИД видимого света для предотвращения воздействия на диапазон длины волны инфракрасного спектра от инфракрасного СИД. Многие типы СИД видимого диапазона обладают паразитной инфракрасной эмиссией, которая должна быть устранена в данном варианте применения. Если СИД видимого диапазона не обладает этой паразитной инфракрасной эмиссией, то фильтр не обязателен для этого СИД. Множество СИД и инфракрасный фильтр расположены в корпусе источника света. Корпус источника света имеет основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец. Корпус источника света имеет форму усеченной фигуры, при этом группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу. Одна или более боковых стенок имеют отражающее покрытие, которое отражает света в направлении светоизлучающего конца, создавая оптический путь.
[0015] В одном варианте реализации настоящего изобретения оптический рассеиватель расположен на оптическом пути между группой источников света и блоком кюветы.
[0016] В другом варианте реализации настоящего изобретения светоизлучающий модуль содержит фильтр видимого света, расположенный перед инфракрасным СИД.
[0017] Еще в одном варианте реализации настоящего изобретения первый СИД видимого света имеет диапазон видимого света малой длины волны, второй СИД видимого света имеет диапазон видимого света большой длины волны, а инфракрасный СИД имеет диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны.
[0018] В одном варианте реализации настоящего изобретения диапазон видимого света малой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 593 нм и не более чем приблизительно 620 нм, диапазон видимого света большой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 634 нм и не более чем приблизительно 670 нм, а инфракрасный СИД имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем от 940 нм до приблизительно 960 нм при номинальной длине волны, составляющей 950 нм.
[0019] В одном варианте реализации корпуса источника света, форма усеченной фигуры представляет собой одну из формы конуса, формы пирамиды или многогранной формы.
[0020] В одном варианте реализации настоящего изобретения блок кюветы имеет модуль кюветы, при этом кювета имеет номинальную длину пути, составляющую приблизительно 0,009 дюйма (0,23 мм).
[0021] В другом варианте реализации сенсорная система оксиметра содержит модуль компьютерного процессора, содержащий по меньшей мере модуль памяти, модуль обработки, модуль конвертера и математическую отображающую функцию, которая связывает значения оптической плотности с процентом насыщения кислородом, причем отображающая функция находится в модуле памяти или в модуле обработки и преобразует цифровой сигнал, принятый от модуля конвертера, в измеренное значение. Измеренное значение пропорционально проценту насыщения образца кислородом, находящегося и измеряемого в кювете.
[0022] В одном варианте реализации настоящего изобретения математическая отображающая функция представляет собой основанную на ядре функцию.
[0023] В одном варианте реализации настоящего изобретения основанная на ядре функция представляет собой основанную на ядре функцию ортогональных проекций на латентные структуры.
[0024] В одном варианте реализации настоящего изобретения математическая отображающая функция связывает значения оптической плотности с процентом насыщения кислородом, который генерируется из множества значений оптической плотности у образцов, имеющих известный процент насыщения кислородом для заранее заданной номинальной длины пути кюветы.
[0025] Еще в одном варианте реализации множество СИД содержит один или более дополнительных СИД видимого света, охватывающих диапазоны длины волны, отличающиеся от диапазона длины волны первого СИД видимого света и второго СИД видимого света. Дополнительные СИД видимого света используются для обеспечения коррекции общего гемоглобина и/или удаления эффектов рассеяния и помех от карбоксигемоглобина.
[0026] В другом варианте реализации раскрыт датчик оксиметра для использования в системе, выполненный с возможностью измерения процента насыщения кислородом в цельной крови. Датчик содержит светоизлучающий модуль и световой детектор. Светоизлучающий модуль содержит группу источников света, содержащую множество СИД, необязательный инфракрасный фильтр, расположенный перед некоторыми из множества СИД, которые представляют собой СИД видимого света, если СИД видимого света не обладают способностью к инфракрасной фильтрации, необязательный фильтр видимого света, расположенный перед некоторыми из множества СИД, которые представляют собой инфракрасные СИД, если инфракрасные СИД не обладают способностью к фильтрации видимого света, и корпус источника света, который содержит основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец, причем корпус источника света имеет форму усеченной фигуры. Группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу. На одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие.
[0027] В одном варианте реализации датчика оксиметра первый СИД видимого света имеет диапазон видимого света малой длины волны, второй СИД видимого света имеет диапазон видимого света большой длины волны, а инфракрасный СИД имеет диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны.
[0028] В одном варианте реализации датчика оксиметра СИД видимого света малой длины волны имеет диапазон, составляющий приблизительно 593-620 нм, СИД видимого света большой длины волны имеет диапазон, составляющий приблизительно 643-669 нм, а длина волны инфракрасного СИД составляет приблизительно 950 нм.
[0029] В другом варианте реализации раскрыт светоизлучающий модуль для использовании в датчике SO2. Светоизлучающий модуль содержит группу источников света, содержащую множество СИД, состоящее из первого СИД видимого света, второго СИД видимого света и инфракрасного СИД, находящегося вблизи первого СИД видимого света и второго СИД видимого света, и корпус источника света, содержащий основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец, причем корпус источника света имеет форму усеченной фигуры, причем группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу, и причем на одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие.
[0030] В одном варианте реализации раскрыт способ измерения процента насыщения кислородом в образце цельной крови с использованием оптической плотности. Способ включает измерение и запись сканированного изображения интенсивности проходящего света для множества длин волн в диапазоне измерения путем пропускания света через модуль кюветы с оптическим путем с известной длиной оптического пути через него, причем модуль кюветы заполнен прозрачной жидкостью и причем проходящий свет, используемый для сканированного изображения интенсивности проходящего света, исходит от группы источников света, расположенной в корпусе источника света, имеющем одну или более боковых стенок, определяющих форму усеченной фигуры, при этом на одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие, и причем свет, проходящий через модуль кюветы, принимается световым детектором. Способ также включает измерение и запись сканированного изображения интенсивности проходящего света для множества длин волн в диапазоне измерения путем пропускания света через модуль кюветы во второй раз, причем модуль кюветы заполнен образцом цельной крови, причем каждый этап измерения и записи для прозрачной жидкости и образца цельной крови включает рассеяние проходящего света перед пропусканием света в и через модуль кюветы, а затем определение спектральной оптической плотности при каждой длине волны из множества длин волн диапазона измерения исходя из отношения сканированного изображения интенсивности проходящего света образца цельной крови к сканированному изображению интенсивности проходящего света прозрачной жидкости. Способ дополнительно включает коррелирование оптической плотности при каждой длине волны из множества длин волн диапазона измерения с процентными значениями насыщения образца крови кислородом, используя машинную отображающую функцию.
[0031] В другом варианте реализации способ включает выбор машинной отображающей функции, которая представляет собой основанную на ядре отображающую функцию. Еще в одном варианте реализации отображающая функция представляет собой основанную на ядре функцию ортогональной проекции на латентные структуры. Способ дополнительно включает связывание процентных значений насыщения кислородом с соответствующими известными процентными значениями насыщения кислородом в крови.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
[0032] Фиг. 1 представляет собой вид спереди в перспективе одного варианта реализации настоящего изобретения, на котором показан датчик оксиметра, кювета, световой детектор и модуль процессора.
[0033] Фиг. 2 представляет собой вид сзади в перспективе варианта реализации, показанного на фиг. 1.
[0034] Фиг. 3 представляет собой вид сбоку варианта реализации, показанного на фиг. 1, на котором показан вид датчика оксиметра в поперечном сечении.
[0035] Фиг. 4 представляет собой увеличенный вид сбоку датчика оксиметра, показанного на фиг. 3, на котором изображены лучи света, исходящие от множества СИД и образующие оптический путь.
[0036] Фиг. 5 представляет собой вид сверху датчика оксиметра, показанного на фиг. 3.
[0037] Фиг. 6 представляет собой вид в поперечном сечении датчика оксиметра, показанного на фиг. 3, на котором показано положение СИД, инфракрасный фильтр и необязательный фильтр видимого света.
[0038] Фиг. 7 представляет собой вид сзади в перспективе корпуса источника света в датчике оксиметра, показанном на фиг. 3, на котором показан инфракрасный фильтр и оптический рассеиватель.
[0039] Фиг. 8 представляет собой вид сзади корпуса источника света, показанного на фиг. 7.
[0040] Фиг. 9 представляет собой разобранный вид корпуса источника света, показанного на фиг. 7.
[0041] Фиг. 10 представляет собой вид сзади корпуса источника света, показанного на фиг. 10.
[0042] Фиг. 11 представляет собой вид спереди корпуса источника света, показанного на фиг. 10.
[0043] Фиг. 12 представляет собой графическое изображение графика корреляции и данных для датчика, имеющего корпус источника света в форме усеченной фигуры, показанного на фиг. 2-5.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ
[0044] Варианты реализации настоящего изобретения изображены на фиг. 1-12. На фиг. 1 показан один вариант реализации сенсорной подсистемы 10 оксиметра. Сенсорная подсистема 10 содержит светоизлучающий модуль 20, световой детектор 80 и блок 100 кюветы, расположенный между светоизлучающим модулем 20 и световым детектором 80. Сенсорная подсистема 10 может, необязательно, содержать модуль 150 процессора или модуль 150 процессора, необязательно может быть включен в электронную схему диагностической системы, частью которой является сенсорная подсистема 10 оксиметра. Линия 5 предусмотрена для указания на то, что модуль 150 процессора может быть частью сенсорной подсистемы 10 оксиметра или не может. Модуль 150 процессора содержит, но без ограничения, модуль 160 микропроцессора и модуль 170 памяти. Необязательно, модуль 150 процессора может также содержать модуль 180 преобразователя или модуль 180 преобразователя может находиться за пределами сенсорной подсистемы 10 оксиметра. Сенсорная подсистема 10 оксиметра используется для измерения насыщения цельной крови кислородом (SO2) с использованием оптической плотности.
[0045] На фиг. 1 и 2 изображены виды спереди и сзади в перспективе одного варианта реализации блока 100 кюветы. Блок 100 кюветы содержит подложку 110 кюветы и модуль 120 кюветы. Подложка 110 кюветы обеспечивает опору для закрепления блока 100 кюветы внутри сенсорной подсистемы 10 оксиметра и содержит отверстие 112 для светового пути через кювету, которое расположено на оптическом пути 21 и выровнено со световым лучом, излучаемым светоизлучающим модулем 20. Модуль 120 кюветы содержит первую часть 130 кюветы, имеющую углубление 135 для приема образца (не показано), впускное отверстие 122 для образца, выпускное отверстие 124 для образца, блок 126 электронного чипа и первое окошко 129 кюветы, а также вторую часть 140 кюветы, имеющую второе окошко 142 кюветы, находящееся напротив и выровненное с первым окошком 129 кюветы, причем первое и второе окошки 129, 142 кюветы выровнены и находятся на оптическом пути 21. Первая часть 130 кюветы и вторая часть 140 кюветы соединены друг с другом с помощью прокладки, расположенной между первой и второй частями 130, 140 кюветы, или без ее помощи. Соединение может быть обеспечено при помощи адгезивов, технологий ультразвука, технологий на основе растворителей и т.д., как хорошо известно из уровня техники. В сборе, первая часть 130 кюветы и вторая часть 140 кюветы образуют камеру 102 для приема образца (не показана), которая находится в сообщении по текучей среде с впускным и выпускным отверстиями 122, 124 для образца Расстояние между первым и вторым окошками 129, 142 кюветы камеры 102 для приема образца определяет длину оптического пути через кювету, которую точно измеряют и хранят в электронном чипе 126 для дальнейшего извлечения модулем 150 процессора. Обычная длина оптического пути, используемая в этом варианте реализации настоящего изобретения, составляет 0,009 дюйма (0,23 мм).
[0046] На фиг. 3 изображен вид сбоку сенсорной подсистемы 10 оксиметра. На данном виде поперечного сечения светоизлучающего модуля 20 показаны различные компоненты, которые составляют светоизлучающий модуль 20. Светоизлучающий модуль 20 содержит группу 30 источников света и корпус 50 источника света, который имеет форму усеченной фигуры, со светоизлучающим концом 60 и основанием 52. Группа 30 источников света содержит множество СИД 32. Более конкретно, в данном варианте реализации множество СИД 32 содержит 3 СИД, два СИД 34, 36 видимого света и инфракрасный СИД 38. СИД 34 видимого света представляет собой СИД видимого диапазона с малой длиной волны, находящейся в диапазоне от приблизительно 593 нм до приблизительно 620 нм. Одним примером пригодного СИД для видимого диапазона с малой длиной волны является СИД с номером изделия «Vishay TLCO5100», реализуемый компанией «Vishay Intertechnology, Inc.», Малверн, штат Пенсильвания. СИД 36 видимого света представляет собой СИД видимого диапазона с большой длиной волны, находящейся в диапазоне от приблизительно 634 нм до приблизительно 669 нм. Следует отметить, что СИД в диапазоне 660 нм не имеют конкретного диапазона длины волны, но, как правило, имеют поправку в диапазоне +/-15 нм. Одним примером пригодного СИД для видимого диапазона с большой длиной волны является СИД с номером изделия «Kingbright WP1503», реализуемый компанией «Kingbright», город Индастри, штат Калифорния. Инфракрасный СИД 38 имеет диапазон длины волны приблизительно 940-960 нм при номинальной длине волны 950 нм. Широкий диапазон длины волны в ближней инфракрасной области спектра не требуется, поскольку чувствительность измерений SO2 в инфракрасном диапазоне приблизительно 950 нм является намного более чувствительной к длине волны ввиду гладкости спектра оптической плотности крови в этом диапазоне. В типичных датчиках насыщения кислорода из уровня техники в целях измерения используются две длины волны света при некоторых новых типах, использующих более, чем обычные две длины волны, для добавления измерения дополнительных параметров в дополнение к % SO2. В настоящем изобретении используются три длины волны не для измерения других параметров крови в дополнение к % SO2, а для увеличения точности % SO2, чтобы обеспечить коррекцию общего гемоглобина и/или удаление ортогональной составляющей (эффектов рассеивания и помех от карбоксигемоглобина), и не для сообщения дополнительных аналитических параметров.
[0047] Корпус 50 источника света имеет одну или более боковых стенок 54 с внутренней поверхностью 54а, на которой находится отражающее покрытие 70. Отражающее покрытие 70 может быть нанесено путем покраски или распыления, или просто в виде тонкого слоя отражающей металлической фольги, расположенной напротив одной или более боковых стенок 54 и/или приклеенной к ним. Следует отметить, что форма усеченной фигуры корпуса 50 источника света может быть конической или пирамидальной, или может быть предусмотрено любое количество боковых стенок 54 (т.е. многогранность), собранных вместе, образуя форму усеченной фигуры. Группа 30 источников света содержит множество СИД 32, поддерживаемых подложкой 31 источника света, причем корпус 50 источника света направляет свет от множества СИД 32 из светоизлучающего конца 60, который выровнен с первым и вторым окошками 129, 142 кюветы в блоке 100 кюветы. На противоположной стороне блока 100 кюветы от светоизлучающего модуля 20 находится световой детектор 80. Световой детектор 80 выровнен с первым и вторым окошками 129, 142 кюветы в блоке 100 кюветы, так что он принимает свет от светоизлучающего модуля 20, проходящий через модуль 120 кюветы в блоке 100 кюветы. Важно отметить, что форма усеченной фигуры у светоизлучающего модуля 20 обеспечивает возможность использования единственного фотодиода в качестве светового детектора 80, но это не является требованием.
[0048] Фиг. 4 представляет собой увеличенный вид светоизлучающего модуля 20 в поперечном сечении. На фиг. 4 показано изображение множества лучей 200 света из множества СИД 32. Отражающее покрытие 70 и форма усеченной фигуры у корпуса 50 источника света концентрирует множество лучей 200 света, излучаемых из светоизлучающего конца 60, который меньше, чем основание 52 корпуса и группа 60 источников света. Форма корпуса источника света, соединенного с отражающим покрытием 70, обеспечивает дополнительное преимущество, заключающееся в объединении и обеспечении равномерности пространственного распределения света при пропускании света через образец цельной крови.
[0049] Фиг. 5 представляет собой увеличенный вид сверху светоизлучающего модуля 20. Как можно увидеть, фильтр 40 инфракрасного света расположен перед первым и вторым СИД 34, 36 видимого света. Рядом с первым и вторым СИД видимого света находится СИД 38 инфракрасного света. Фильтр 40 предотвращает прохождение какого-либо инфракрасного света, излученного от первого и второго СИД 34, 36 видимого света, в модуль 120 кюветы, так что через модуль 120 кюветы проходят только длины волн инфракрасного света, излученного от СИД 38 инфракрасного света. На светоизлучающем конце 60 светоизлучающего модуля 20, в нем или рядом с ним, находится оптический рассеиватель 90. Оптический рассеиватель 90 функционирует для рассеивания света, излучаемого от светоизлучающего конца 60, так что интенсивность светопропускаемости является постоянной по всей площади поперечного сечения светоизлучающего конца 60. Одним примером подходящего оптического рассеивателя 90 является опаловое рассеивающее стекло толщиной приблизительно 3 мм (примером такого стекла является стекло от компании «Edmund Optics» с номером партии 46166).
[0050] Фиг. 6 представляет собой вид с торца группы 30 источников света с инфракрасным фильтром 40. Можно увидеть, что инфракрасный фильтр 40 расположен только перед первым СИД 34 видимого света и перед вторым СИД 36 видимого света. В одном варианте реализации СИД 38 инфракрасного света имеет оболочку, которая действует в качестве фильтра видимого света, так что от СИД 38 инфракрасного света не излучается какой-либо видимый свет, вызывающий неправильные взаимосвязи первого и второго СИД 34, 36 видимого света. В других вариантах реализации, когда используется СИД 38 инфракрасного света, оболочка которого не действует в качестве фильтра видимого света, в светоизлучающий модуль 20 включен отдельный фильтр 44 видимого света, и он расположен перед СИД 38 инфракрасного света, который показан на фиг. 6 в качестве необязательного фильтра 44 видимого света рядом с фильтром 40 видимого света. Как правило, фильтр 44 выполнен из акрилового материала, такого как ACRYLITE® GP с номером партии 1146-0 (IRT) от компании «CYRO Industries)). Фильтр 40 может быть выполнен из стекла с номером партии KG5 от компании «Schott» с толщиной 3 мм.
[0051] Переходя теперь к фиг. 7, на ней изображен прозрачный вид в перспективе корпуса 50 источника света с фильтром 40 видимого света и оптическим рассеивателем 90. Фильтр 40 видимого света прикреплен к опоре 42 фильтра, расположенной на заранее заданном расстоянии от основания 52 корпуса. Опора 42 фильтра расположена таким образом, что фильтр 40 видимого света расположен непосредственно перед первым и вторым СИД 34, 36 видимого света. В данном варианте реализации оптический рассеиватель 90 расположен внутри концевого углубления 62 корпуса на светоизлучающем конце 60. Внутренняя поверхность 54а сторон 54 имеет отражающее покрытие 70, расположенное на ней.
[0052] Фиг. 8 представляет собой вид с торца корпуса 50 источника света, показанного на фиг. 7, с основания 52. В данном варианте реализации опора 42 фильтра изображена с опорными частями 42а, 42b, 42с, расположенными напротив внутренней поверхности 54а сторон 54. Фильтр 40 видимого света прикреплен к опорным частям 42а, 42b, 42с вдоль соответствующих сторон фильтра 40 видимого света.
[0053] Фиг. 9 представляет собой разобранный вид в перспективе корпуса 50 источника света, показанного на фиг. 7. Фильтр 40 видимого света расположен напротив опоры 42 фильтра и поддерживается ею через основание 52 корпуса. Для прикрепления фильтра 40 видимого света к опоре 42 фильтра может быть использован любой подходящий адгезив. Также в данном варианте реализации оптический рассеиватель 90 расположен в концевом углублении 62 корпуса на светоизлучающем конце 60. Как описано для фильтра 40 видимого света, для прикрепления оптического рассеивателя 90 к светоизлучающему концу 60 может быть использован любой подходящий адгезив.
[0054] Фиг. 10 представляет собой вид с торца корпуса 50 источника света, показанного на фиг. 9. Боковые стенки 54 сходятся на конус от основания 52 в направлении отверстия 64 для выхода света на светоизлучающем конце 60. Фиг. 11 представляет собой концевой вид с торца корпуса 50 источника света, показанного на фиг. 9. С этой точки обзора показано концевое углубление 62 в корпусе, которое больше, чем отверстие 64 для выхода света, но меньше, чем светоизлучающий конец 60. Углубление 62 в корпусе выполнено с возможностью размещения в нем оптического рассеивателя 90. Следует понимать, что оптический рассеиватель 90 не должен быть расположен в пределах светоизлучающего конца 60, а может поддерживаться опорной конструкцией отдельно от светоизлучающего корпуса 50 до тех пор, пока оптический рассеиватель 90 расположен в пределах оптического пути 21 между светоизлучающим корпусом 50 и модулем 120 кюветы, и что размера оптического рассеивателя 90 достаточно для предотвращения направления любого света от светоизлучающего модуля 20 на первое и второе окошки 129, 142 кюветы модуля 120 кюветы без прохождения через оптический рассеиватель 90.
[0055] Данные для обучения:
[0056] Был получен массив данных по приблизительно 40 образцам крови от приблизительно 10 различных индивидуумов. Тонометр использовали для работы с уровнем кислорода в каждом образце крови. Плазму отделяли от образцов или добавляли в них для изменения уровня общего гемоглобина (tHb). С образцами крови работали для охвата диапазона значений tHb, карбоксигемоглобина (COHb), дезоксигемоглобина (HHb) и оксигемоглобина (O2Hb). Образцы с COHb больше, чем 15%, или с % SO2 менее чем 20%, не включали в данные для разработки модели. Образцы измеряли с помощью описанного датчика SO2. Использовали кюветы, имеющие длину пути 0,009'' (0.23 мм). Этот массив данных был превращен в файл Matlab массива ячеек для использования со скриптами Matlab. Уровень SO2 образцов крови также измеряли на анализаторе «рНОх Ultra» с опорным лизированием (от компании «Nova Biomedical))), снабженным анализатором СООх и программным обеспечением для анализа.
[0057] Модель для прогнозирования:
[0058] Следующим этапом при вычислении является создание модели для прогнозирования. Используя исходный массив калибровочных данных, калибровочная последовательность алгоритма машинного обучения устанавливает взаимосвязь между матрицей известных характеристик образца (матрица Y) и матрицей измеренных процентных значений насыщения при нескольких значениях оптической плотности и других потенциальных измеренных значений (матрица X). Оптическая плотность при каждой длине волны можно рассматривать в виде независимых значений и использовать отдельно, а также вместе. Как только взаимосвязь установлена, она используется анализаторами для прогнозирования неизвестных значений Y из новых результатов измерения X на образцах. Матрица Y калибровочного массива строится следующим образом из известных значений калибровочного массива образца из n образцов крови:
где % SO2 представляет собой процент насыщения кислородом, а
tHb представляет собой общий гемоглобина для конкретного образца n.
[0059] Несмотря на то, что tHb может быть пропущен без серьезного воздействия на полезность настоящего изобретения, следует отметить, что общий гемоглобин был добавлен в качестве прогнозирующего компонента в случае, если была необходима коррекция значения % SO2.
[0060] Ряды матрицы X построены следующим образом:
где: An,λ1 и An,λ2 представляют собой значения оптической плотности для СИД видимого света, соответственно, для конкретного образца n.
An,950nm представляет собой значение оптической плотности для инфракрасного СИД для конкретного образца n.
[0061] Используя исходный массив калибровочных данных, калибровочная последовательность алгоритма машинного обучения устанавливает взаимосвязь между матрицей известных характеристик образца (матрица Y) и матрицей измеренных значений оптической плотности при нескольких длинах волн и других потенциальных измеренных значений на основании оптической плотности в сравнении с длиной волны (матрица X). Как только взаимосвязь установлена, она используется анализатором для прогнозирования неизвестных значений Y из новых результатов измерения X на образцах цельной крови.
[0062] Как только эти матрицы сформированы, они используются в качестве калибровочного массива и вычисляется отображающая функция, в соответствии с процедурами, являющимися конкретными для выбранного алгоритма машинного обучения.
[0063] Для результатов, полученных из калибровочного массива данных, используют известный частные наименьшие квадраты, линейную регрессию, линейную алгебру, нейронные сети, многомерные адаптивные регрессионные сплайны, основанную на ядре ортогональную проекцию на латентные структуры или другие математические методы машинного обучения, для определения эмпирической взаимосвязи (или отображающей функции) между значениями оптической плотности и процентом насыщения кислородом. Как правило, пакет математических методов используется для генерирования результатов, причем пакет в целом имеет опции для выбора одного из математических методов машинного обучения, известных специалисту в данной области техники. Имеются различные пакеты математических методов и они включают, но без ограничения, «Matlab» от компании «MatWorks», Натик, штат Массачусетс, «R» от «R Project for Statistical Computing)), которое доступно в сети Интернет по адресу www.r-project.org, «Python» от компании «Python Software Foundation)), которое доступно в сети Интернет по адресу www.python.org, в комбинации с программным обеспечением «Orange» для интеллектуального анализа данных от компании «Orange Bioinformatics», которое доступно в сети Интернет по адресу orange.biolab.si, не говоря уже о других.
[0064] Будет показано, что в качестве одного типа алгоритма машинного обучения для генерирования отображающей функции может быть использован метод основанной на ядре ортогональной проекции на латентные структуры (KOPLS). Разъяснение и описание KOPLS наилучшим образом приведено в следующих ссылках: Johan Trygg and Svante Wold. ''Orthogonal projections to latent structures (O-PLS)." J. Chemometrics 2002; 16: 119-128; Mattias Rantalainen et al. "Kernel-based orthogonal projections to latent structures (K-OPLS)." J. Chemometrics 2007; 21: 376-385; and Max 
et al. "K-OPLS package: Kernel-based orthogonal projections to latent structures for prediction and interpretation in feature space" BMC Bioinformatics 2008, 9: 106, при этом все ссылки включены в данный документ посредством ссылки. Математические алгоритмы на основе ядра пригодны при описании нелинейного поведения в системах при помощи керн-функции для связывания исходных данных с пространством более высокого порядка. Хотя для обеспечения возможности реализации настоящего изобретения на практике специалистом в данной области техники могут быть использованы любые ранее описанные математические алгоритмы машинного обучения, KOPLS имеет дополнительное преимущество по сравнению с другими вычислениями, такими как, например, обычные неполные наименьшие квадраты, поскольку он может не только устанавливать взаимосвязь между количественными изменениями и значениями аналита, которые необходимо определить, но может также удалять еще не оцененные количественно постоянно присутствующие изменения в исходных данных. Эти не оцененные количественно изменения могут иметь место ввиду характеристик образца, вариаций базовой линии анализатора, отклонений и т.д.
[0065] Используя исходный набор данных для обучения, модель KOPLS устанавливает взаимосвязь (отображающую функцию) между матрицей известных характеристик образца (матрица Y) и матрицей измеренных значений оптической плотности при нескольких длинах волн и потенциально других измеренных значений (матрица X) после обработки через керн-функцию, как определено методом KOPLS. Значение оптической плотности при каждой длине волны можно рассматривать в виде независимых значений и использовать отдельно, а также вместе. Как только коэффициенты KOPLS этой взаимосвязи установлены, они используются с керн-функцией анализаторами для прогнозирования неизвестных значений Y исходя из новых измерений X образцов.
[0066] Керн-функция, используемая в этом примере, представляет собой простую линейную керн-функцию, описанную в ссылке Mattias Rantalainen et al., указанной выше, и представленную следующим уравнением:
κ(Х,Х)=〈Х,Х〉
где матрицу измеренных значений X помещают в керн-функцию и подвергают дальнейшей обработке, как определено в указанных ссылках о KOPLS выше (включенных ссылкой), для создания коэффициентов обучения KOPLS.
[0067] Сразу после установления набора коэффициентов обучения или отображающей функции, их используют для прогнозирования значения % SO2 образца крови из будущих измерений. Однорядная матрица X создается из новых измерений, затем значение из этой однорядной матрицы X проводят через керн-функцию и отображающие функции для получения значения % SO2, согласно процедурам, необходимым для отображающей функции, используемой согласно процедурам KOPLS, описанным подробно в ссылках о KOPLS, раскрытых ранее.
[0068] Данные, собранные от образцов крови, описанные выше, проводят через метод KOPLS в процессе перекрестной проверки. Перекрестная проверка представляет собой процесс использования массива данных для тестирования способа. Несколько рядов данных отбрасывают, а остальные используют для создания отображающей функции. Отброшенные значения затем используют как «новые» измерения, и рассчитывают значения их матрицы Y. Этот процесс повторяют путем отбрасывания других измеренных значений и вычисления другой отображающей функции. Путем нанесения на график известных значений данных крови по сравнению с вычисленными, эффективность способа может быть установлена путем изучения графика. Массив данных X был построен из понятий, созданных из измеренной оптической плотности на двух диапазонах длины волны видимого света и одной длине волны инфракрасного света. Диапазон видимого света малой длины волны использовался в СИД при диапазоне 593-620 нм, диапазон видимого света большой длины волны использовался в СИД при диапазоне 634-669 нм, а используемая длина волны инфракрасного света была номинальной и составляла 950 нм.
[0069] Поскольку было обнаружено, что мультипликативная и аддитивная погрешности датчиков, выполненных с различными наборами СИД, варьируются при конкретной диапазоне длины волны видимого света в СИД, было разработано средство для коррекции мультипликативной и аддитивной погрешностей каждого датчика исходя из конкретных длин волн отдельных СИД. Корреляционная линия перекрестной проверки для каждого датчика имеет отдельную мультипликативную и аддитивную погрешность для каждого датчика. Коэффициенты двухкоординатной полиномиальной функции, относящейся к среднему диапазону видимого света малой длины волны у СИД (λ1) и среднему диапазону видимого света большой длины волны у СИД (λ2) для коррекции мультипликативной и аддитивной погрешностей, подлежащей выполнению для каждого отдельного датчика, подгоняли ко всем из мультипликативной и аддитивной погрешностей датчика в сравнении с данными длины волны. Процедура полиномиальной подгонки может быть реализована с использованием одного из многих стандартных программных пакетов, таких как Matlab, Python, R или языки программирования, такие как FORT AN или С. Мультипликативная и аддитивная погрешности прогнозирования SO2 были скорректированы с использованием этих полиномиальных коэффициентов (уравнения 1 и 2 ниже).
[0070] Использование коррекции мультипликативной и аддитивной погрешностей обеспечивает точность между датчиками до значения в пределах стандартного отклонения в 1%. Конструкция датчика SO2, описанная ранее (т.е. корпус источника света с формой усеченной фигуры), снижает разброс в данных между датчиками до той точки, в которой было возможно заметить дополнительную зависимость смещения от уровня tHb в образце. Следовательно, смещение tHb определяли из результатов, которые были добавлены к спрогнозированному значению % SO2. Уравнение 3 ниже использовали для вычисления этого смещения:
где значение YtHb (не следует путать с матрицей Y) является значением tHb, спрогнозированным из модели KOPLS.
[0071] На фиг. 12 изображен график корреляции и данные для датчика, имеющего корпус источника света с формой усеченной фигуры. Как можно увидеть, имеет место очень незначительный разброс точек данных, что означает, что точки данных находятся очень близко к линии наклона.
[0072] Важно отметить, что обычные датчики SO2, такие как используемые в анализаторах «ССХ» и «рНОх Ultra» от компании «Nova Biomedical)), имеют значительную вариацию наклона и смещения между датчиками. Границы доверительного интервала в 95% для трех протестированных датчиков «рНОх Ultra» находятся в диапазоне 4,8-7,2% SO2.
[0073] Испытания точности для датчика SO2, в соответствии с настоящим изобретением, также проводили на двенадцати последовательных образцах при трех разных уровнях % SO2 с общим оптическим путем. В таблице 1 показана средняя точность для этих двенадцати последовательных образцов.
[0074]
[0075] Границы доверительного интервала в 95% для датчика SO2, в соответствии с настоящим изобретением, составляют 1,1% SO2, что значительно ниже, чем уровни 4,8-7,2% SO2 для датчиков SO2 «рНОх Ultra».
[0076] Датчик SO2, в соответствии с настоящим изобретением, обладает несколькими преимуществами по сравнению с известными датчиками SO2. Настоящее изобретение существенно снижает наклон от единицы к единице и вариацию смещения в датчике SO2. Настоящее изобретение также обеспечивает существенное увеличение значения г корреляции в датчике SO2. Кроме того, настоящее изобретение обеспечивает значительно повышенную точность измерения % SO2 между датчиками.
[0077] Настоящим изобретением также предусмотрен способ измерения процента насыщения кислородом в образце цельной крови. Способ включает измерение оптической плотности образца цельной крови во множестве длин волн видимого света и при длине волны инфракрасного света с использованием сенсорной системы 10 оксиметра, которая содержит светоизлучающий модуль 20. Способ включает направление света во множестве длин волн из множества СИД 32, расположенных на основании 52 корпуса 50, имеющего форму усеченной фигуры, из корпуса 50 через светоизлучающий конец 60 вдоль оптического пути 21 в направлении модуля 120 кюветы, содержащего образец цельной крови. Свет направляется из модуля 120 кюветы в световой детектор 80. Способ дополнительно включает вычисление значения оптической плотности для каждой из множества длин волн видимого света и в длине волны инфракрасного света, а также применение для каждого значения оптической плотности, вычисленного на предыдущем этапе, отображающей функции, основанной на ядре, которая связывает значения оптической плотности с процентом насыщения кислородом.
[0078] Несмотря на то, что в настоящем документе были описаны предпочтительные варианты реализации настоящего изобретения, приведенное выше описание является только иллюстративным. Дополнительная модификация настоящего изобретения, раскрытого в настоящем документе, будет ясна специалистам в соответствующей области техники, и все такие модификации следует считать входящими в объем настоящего изобретения, определенный приложенной формулой изобретения.
1. Сенсорная система оксиметра для применения в анализаторе СООх цельной крови для измерения насыщения образца цельной крови кислородом, датчик которой содержит:
светоизлучающий модуль, содержащий:
группу источников света, содержащую множество СИД, содержащее по меньшей мере первый СИД видимого света, имеющий диапазон видимого света малой длины волны, второй СИД видимого света, имеющий диапазон видимого света большой длины волны, и инфракрасный СИД, имеющий диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны;
корпус источника света, содержащий основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец напротив основания, причем корпус источника света имеет форму усеченной фигуры, и причем группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу, и причем на одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие;
световой детектор, который расположен напротив и на расстоянии от светоизлучающего конца корпуса источника света и обращен к нему; и
блок кюветы, расположенный между светоизлучающим концом корпуса источника света и световым детектором, причем блок кюветы выполнен с возможностью размещения в нем образца цельной крови.
2. Сенсорная система по п. 1, дополнительно содержащая рассеиватель, расположенный между группой источников света и кюветой.
3. Сенсорная система по п. 1, дополнительно содержащая фильтр для блокирования видимого света, расположенный перед инфракрасным СИД, когда инфракрасный СИД не имеет покрытия, которое действует в качестве фильтра видимого света.
4. Сенсорная система по п. 1, дополнительно содержащая фильтр для блокирования инфракрасного света, расположенный перед одним или обоими СИД видимого света.
5. Сенсорная система по п. 1, в которой диапазон видимого света малой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 593 нм и не более чем приблизительно 620 нм, диапазон видимого света большой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 634 нм и не более чем приблизительно 669 нм, а инфракрасный СИД имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем 940 нм.
6. Сенсорная система по п. 1, в которой форма усеченной фигуры корпуса источника света представляет собой одну из формы конуса, формы пирамиды или многогранной формы.
7. Сенсорная система по п. 1, в которой кювета имеет номинальную длину пути, составляющую приблизительно 0,009 дюйма (0,23 мм).
8. Сенсорная система по п. 1, в которой множество СИД содержит один или более дополнительных СИД видимого света, охватывающих диапазоны длины волны, отличающиеся от диапазона длины волны первого СИД видимого света и второго СИД видимого света, причем дополнительные СИД видимого света используются для обеспечения коррекции общего гемоглобина и/или удаления эффектов рассеяния и помех от карбоксигемоглобина.
9. Светоизлучающий модуль для сенсорной системы оксиметра для применения в анализаторе СООх цельной крови для измерения процента насыщения образца цельной крови кислородом, при этом модуль содержит:
группу источников света, содержащую множество СИД, состоящее из первого СИД видимого света, имеющего диапазон видимого света малой длины волны, второго СИД видимого света, имеющего диапазон видимого света большой длины волны, и инфракрасного СИД, имеющего диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны, при этом инфракрасный СИД находится вблизи первого СИД видимого света и второго СИД видимого света; и
корпус источника света, содержащий основание, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец, причем корпус источника света имеет форму усеченной фигуры, причем группа источников света расположена вблизи основания и обращена к светоизлучающему концу и причем на одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие.
10. Модуль по п. 9, дополнительно содержащий фильтр для блокирования видимого света, расположенный перед инфракрасным СИД, когда инфракрасный СИД не имеет покрытия, которое действует в качестве фильтра видимого света.
11. Модуль по п. 9, дополнительно содержащий фильтр для блокирования инфракрасного света, расположенный перед одним или обоими СИД видимого света.
12. Модуль по п. 9, в котором диапазон видимого света малой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 593 нм и не более чем приблизительно 620 нм, диапазон видимого света большой длины волны имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 634 нм и не более чем приблизительно 669 нм, а инфракрасный СИД имеет диапазон длины волны, составляющий не менее чем 940 нм.
13. Модуль по п. 9, в котором форма усеченной фигуры корпуса источника света выбрана из группы, состоящей из формы конуса, пирамидальной формы и многогранной формы.
14. Способ измерения процента насыщения образца цельной крови кислородом сенсорной системой оксиметра, включающий:
а. измерение оптической плотности образца крови во множестве длин волн видимого света и при длине волны инфракрасного света с использованием сенсорной системы оксиметра, которая содержит:
группу источников света, содержащую множество СИД, установленных в пределах корпуса источника света, содержащего основание, причем множество СИД содержит первый СИД видимого света, имеющий диапазон видимого света малой длины волны, второй СИД видимого света, имеющий диапазон видимого света большой длины волны, и инфракрасный СИД, имеющий диапазон длины волны в ближнем инфракрасном диапазоне длины волны, одну или более боковых стенок и светоизлучающий конец, причем корпус источника света имеет форму усеченной фигуры, причем группа источников света расположена вблизи основания и обращена к открытой верхней части, и причем на одной или более боковых стенках находится отражающее покрытие;
световой детектор, который расположен напротив и на расстоянии от светоизлучающего конца корпуса источника света и обращен к нему; и
модуль кюветы, расположенный между светоизлучающим концом корпуса источника света и световым детектором;
б. вычисление значения оптической плотности для каждой из множества длин волн видимого света и в инфракрасной длине волны; и
в. подвергание каждого значения оптической плотности, вычисленного на этапе 6, математической отображающей функции, которая представляет собой основанную на ядре функцию ортогональных проекций на латентные структуры, причем отображающая функция связывает значения оптической плотности с процентом насыщения кислородом.
15. Способ по п. 14, дополнительно включающий:
измерение и запись сканированного изображения интенсивности проходящего света для множества длин волн в диапазоне измерения путем пропускания света через модуль кюветы, причем модуль кюветы имеет оптический путь с известной длиной оптического пути через него, причем модуль кюветы заполнен прозрачной жидкостью и причем проходящий свет, используемый для сканированного изображения интенсивности проходящего света, исходит от группы источников света, причем свет, проходящий через модуль кюветы, принимается световым детектором;
измерение и запись другого сканированного изображения интенсивности проходящего света для множества длин волн в диапазоне измерения путем пропускания света через модуль кюветы с оптическим путем с известной длиной оптического пути через него во второй раз, причем модуль кюветы заполнен образцом цельной крови, причем каждый этап измерения и записи для прозрачной жидкости и образца цельной крови включает рассеяние проходящего света перед пропусканием проходящего света через модуль кюветы;
определение спектральной оптической плотности при каждой длине волны из множества длин волн диапазона измерения исходя из отношения сканированного изображения интенсивности проходящего света образца цельной крови к сканированному изображению интенсивности проходящего света прозрачной жидкости; и
коррелирование оптической плотности при каждой длине волны из множества длин волн диапазона измерения с процентными значениями насыщения образца крови кислородом, используя машинную отображающую функцию.
16. Способ по п. 14, дополнительно включающий выбор первого СИД видимого света, имеющего диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 593 нм и не более чем приблизительно 620 нм, второго СИД видимого света, имеющего диапазон длины волны, составляющий не менее чем приблизительно 634 нм и не более чем приблизительно 669 нм, и инфракрасного СИД, имеющего диапазон длины волны, составляющий не менее чем 940 нм.
