光学装置组件的制作方法

专利名称：光学装置组件的制作方法
光学装置组件本非临时申请要求于2007年10月4日提交的美国临时专利申请No. 60/977，467 的优先权的权益，该美国临时专利申请通过引用被全部包含于此。
背景技术：
无论样本是气体、液体还是固体，它的基本属性都是它倾向于或不倾向于吸收 或散射特定波长的光。样本吸收、散射或透射的倾向的特征是许多光学测量和仪器(比 如，分光光度测定法)的基础。使用光学装置进行测量的精度和可重复性涉及许多因素， 包括到达一个或多个检测器的信号的强度。光学装置可用于测量人或动物血或胞间液 (interstitial fluid)中的成分的存在和量。在一个示例中，无创(non-invasive)光学设 备可使用光谱学的一些形式来从用户身体的目标区域获取信号或光谱。糖尿病是一种慢性疾病，当不对其进行控制的时候，随着时间的流逝会对许多身 体系统，包括神经、血管、眼睛、肾脏和心脏造成严重的损害。美国国家糖尿病、消化系统病、 肾疾病研究所(NIDDK)估计2007年在美国有2360万人或者美国总人口的7. 8%患有糖尿 病。在全世界，世界卫生组织(WHO)估计超过1. 8亿人患有糖尿病，到2030年他们预计这 个数字将增加到3. 66亿，美国占3030万。根据WHO，在2005年估计有110万人死于糖尿 病。他们预测2006年到2015年，糖尿病致死率将总的增加超过50%且在中上收入国家增 加超过80%。糖尿病对个人和整个社会造成的经济负担是重大的。根据美国糖尿病协会，2007 年美国糖尿病总年度经济成本估计达到1740亿美元。自2002年以来这个数字增加了 420 亿美元。这32%的增长意味着美元数量每年提升超过了 80亿美元。糖尿病管理一个很重要的要素就是糖尿病患者在家庭环境下自我监测血糖 (SMBG)浓度。通过经常测试血糖水平，糖尿病患者能更好地管理用药、饮食和运动以持续控 制和预防长期不良健康结果。实际上，糖尿病控制与并发症实验(DCCT)若干年来密切关注 了 1441名糖尿病患者，结果表明，与标准治疗组比较，那些每天按照强化控制方案进行多 种血糖测试的患者中只有1/4的人发展为糖尿病性眼疾病，1/2的人发展为肾脏疾病，1/3 的人发展为神经性疾病，且已经有这三种并发症早期形态的患者中极少数人恶化。然而，由于在分析之前通过皮肤抽取血液不方便并且带来痛苦，这使得许多糖尿 病患者做不到为了很好地控制血糖而应当做的那样勤奋，因此目前的监测技术阻碍了正常 的使用。结果，无创测量葡萄糖浓度是糖尿病管理的一种可取和有利的发展。无创监测将 使每天的多次测试没有痛苦且更加受到儿童糖尿病患者的欢迎。根据2005年刊登的一篇 石if究(J，Wagner，C. Malchoff，and G. Abbott，DiabetesTechnology&Therapeutics (糖尿病 技术和疗法)，7 (4) 2005，612-619)，患有糖尿病的人利用无创血糖监测装置更频繁地执行 SMBG，并且已经改善生活质量。存在许多用于血糖确定的无创方法。一种无创的血液化学检测技术涉及收集和分 析光谱数据。由于在正被感测的区域中除了血液之外还存在其它成分(比如，皮肤、脂肪、 肌肉、骨头、胞间液)，所以从根据光谱学获得的光谱数据或其它数据提取关于血液特性的
3信息(例如血糖浓度)是一个复杂的问题。这样的其它成分能够以改变读数(reading)这 样的方式影响这些信号。具体地讲，作为结果而获得的信号的幅度可以比信号中与血液对 应的部分的幅度大很多，因此，限制了精确提取血液特性信息的能力。

发明内容
本发明的实施例涉及一种包括产生多条光束的光源的设备，所述多条光束中的每 一条具有不同的波长范围。该设备还包括用于将多条光束引导至目标区域的光隧道(light funnel)、用于将从目标区域发射的多条光束引导至透镜的光圈(aperture)，所述透镜被构 造为用于收集(collect)从目标区域发射的光束。此外，该设备包括包含多个光感测装置 的检测器以及处理器，每个光感测装置被构造为用于检测光束并产生指示被检测的光强度 的输出信号，所述处理器用于确定作为每个产生的输出信号的函数的血液特性。实施例涉及光收集系统(light collection system)，该光收集系统包括定位为 与目标区域相邻的透镜、定位在透镜和目标区域之间的且被构造为引导从目标区域发射的 多条光束的光圈、以及一个或多个滤光器。


在不必按比例绘制的附图中，相同的附图标记在几个视图中始终描述基本类似的 组件。具有不同字母后缀的相同附图标记表示基本类似的组件的不同实例。附图总体上作 为示例，但是不作为限制性作用，示出在本文中论述的各种实施例。图IA-B示出根据一些实施例的与动脉血的光吸收对应的脉冲波的绘图。图2示出根据一些实施例的光学构造。图3示出根据一些实施例的用于执行生物样本的光学测量的现有的光学构造。图4A-B示出根据一些实施例的用于执行生物样本的光学测量的光学构造。图5示出根据一些实施例的光漏斗的剖面图。图6示出根据一些实施例的光源的组件。图7示出根据一些实施例的其中设有红外发射二极管(IRED)阵列矩阵的光漏斗 的剖面图。
具体实施例方式以下详细描述包括对附图的论述，附图形成该详细描述的一部分。附图以图解的 方式显示可实施本发明的具体实施例。对在本文中也称为“示例”的这些实施例进行足够详 细的描述是为了使得本领域技术人员能够实施本发明。在不脱离本发明的范围的情况下， 可组合这些实施例，可利用其它实施例，或者可对结构和逻辑进行改变。因此，不从限制性 意义上看待以下详细描述，并且本发明的范围由所附权利要求及其等同物限定。在本文中，术语“一个”用于包括一个或者多于一个，术语“或者”用于表示非独占 性的“或者”，除非另有指明。另外，应该理解，本文所采用的没有以其它方式限定的措辞或 术语仅用于描述的目的，而不用于限制性的目的。此外，这里引入本文中引用的所有出版 物、专利和专利文献的全文作为参考。在本文和如此引入作为参考的这些文献之间使用不 一致的情况下，应该认为引入的参考文献中的用法与本文中的用法互补；对于不相容的不一致之处，按照本文档中的用法限定。本发明的实施例涉及光学组件，例如用于样本的光学性质的照射和测量的光漏 斗。虽然以人类或动物身体区域的光谱样本为例进行说明，但是实施例涉及所有类型的光 学仪器，包括光学检测器、显微镜、分光仪等。光谱学可用于确定被生物样本(例如人的手 指)吸收的光量。通过测量被手指吸收的光量，可无创地确定人的葡萄糖、胆固醇和血红素 水平。由于指尖中的毛细血管的密集度大并且在指尖发生从动脉血到静脉血的转换，所以 通常优选指尖测量。当光透射通过生物样本(例如人的手指)时，光被手指的各个成分(包括皮肤、肌 肉、骨头、脂肪、胞间液和血液)吸收和散射。然而，观察到，通过人的手指的光吸收表现出 与心跳对应的小范围的循环模式。图IA描绘与由于用户的心跳而导致的毛细血管中的动 脉血的光吸收对应的脉冲波的绘图102。虽然与检测器所产生的总电流相比循环模式的幅 度小，但是可从绘图102的循环模式提取相当多的信息。例如，假设人的心率为每分钟60 次心跳，则任何脉冲跳动的起始和该脉冲跳动的结束之间的时间为一秒。在这个一秒周期 期间，绘图将具有最大值或峰值104读数和最小值或谷值106读数。绘图的峰值104读数 与毛细血管中的血液为最小量的时候对应，谷值106读数与毛细血管中的血液为最大量的 时候对应。通过使用循环绘图的峰值和谷值所提供的光学信息，排除了通过不在毛细血管 中的主要手指成分(例如皮肤、脂肪、骨头、肌肉和胞间液)的光吸收和散射。由于不在毛 细血管中的这些主要成分在一秒间隔期间不大可能改变，所以这些主要成分被排除。换句 话讲，可基于绘图102的峰值和谷值来检测被血液吸收的光。假设光感测装置所产生的循环光电流的峰值为Ip、循环光电流的相邻谷值为Iv、 在没有人的手指的情况下光感测装置所产生的光电流为Itl,则与峰值光电流和谷值光电流 对应的透射率可如下定义Tv =^(1);以及
1OTp=^f-(2)。对应的峰值吸光率(absorbance)和谷值吸光率为Av =-Iog(Tv) (3)；以及Ap =-Iog(Tp) (4)。Av和Ap之差反映了仅通过手指中的血液的光吸收和散射AA = Av -Ap = log(^) (5) ο
』y方程式(5)中显示的算法仅要求监测光电流变化来确定透射通过手指的光功率 变化。结果，不必确定在没有人的手指的情况下光感测装置所产生的光电流。不幸的是，由于循环模式为非常小的信号，所以循环模式的振幅(即，峰值和谷值 之差)通常为透射通过手指的总光功率的至3%。图IA示出放大比例的循环模式。图 IB描绘用信号振幅来表示对循环模式的更精确的反映。为了在确定Δ A时获得100 1的 信噪(S/N)比，被用于测量通过手指的光吸收的装置的基线噪声(baseline noise)的吸光 率(峰间值)在IOHz宽带内不应该大于3. OX 10_5。
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然而，通过给手持无创血液化学测量装置供电的一些电池所使用的低光功率电 平，难以获得IOHz带宽内的3.0X10_5吸光率(峰间值)基线噪声水平。一种解决方案涉 及增加光照功率。然而，由于一些装置的尺寸限制，可能不会增加光照功率来实现期望的 基线噪声水平(比如，电池耗竭)，或者可能不足以增加光照功率来实现期望的基线噪声水 平。因此，所述系统和方法需要增加可被这样的装置检测的光功率量，而不显著增加装置尺 寸和电池功耗。图2是示出当前的光学测量系统200的组件的简化框图，光学测量系统200使用 “脉动(pulsatile)”概念来确定仅被人的手指中的血液吸收和散射的光量。电源201(例 如电池)为产生被引导向用户手指顶部的多条光束204、206、208、210的光源202供电。根 据光学测量系统200的一个方面，光束204、206、208、210均具有不同的波长或不同的波长 范围，典型地在800nm至1600nm内。例如，第一光束204可具有850nm至900nm之间的波 长范围，第二光束206可具有875nm至940nm之间的波长范围，第三光束208可具有920nm 至980nm之间的波长，第四光束210可具有950nm至1050nm之间的波长。虽然本文将光学 测量系统200描述为产生四(4)条光束，但是在其它实施例中，设想可将光源202改装成产 生更少的光束或者另外的光束。第一光圈212确保光束204、206、208、210入射到手指的目标区域。第二光圈214 确保光束透射通过手指的一部分入射到透镜216。手指和光学测量系统200的组件使光束 204、206、208、210减弱，因此，从手指发出减弱的光束218、220、222、224。减弱的光束218、 220、222、224入射到透镜216，透镜216收集减弱的光束218、220、222、224，以使它们更有效 率地入射在检测器块226上。检测器块226被定位在透镜216的正下方，并且包括多个光感测装置(LSD) 228、 230、232、234，例如光电二极管阵列。根据光学测量系统200的一个方面，光感测装置228、 230、232、234的每个分别检测由对应的干涉滤光器(IF) 236、238、240、242限定的具体波长 的光。干涉滤光器透射一个或多个光谱带或光线，并阻挡其它光谱带或光线。光感测装置228、230、232、234的每个产生与被特定光感测装置接收的光的功率 成比例的对应电流信号。可将光电二极管所产生的电流信号转换为另一形式的信号，例如 模拟电压信号或数字信号。处理器243与检测器块226耦合，并被构造为计算光电流信号244、246、248、250 的变化。根据一个方面，处理器243执行例如方程式(5)中显示的算法以计算仅由手指中 的血液引起的光吸收变化(△ A)。其后，可使用对血液的光吸收的这个量化计算来确定血液 的特性。例如，通过将计算的光吸收值同与存储器(未显示)中存储的不同葡萄糖水平对 应的预定值进行比较，可确定用户的葡萄糖水平。现在参照图3，用于测量被人的手指吸收的光量的传统设备的构造。红外发光二极 管(“IRED”)块302包括产生近红外线(“NIR”)辐射或者850nm至IlOOnm光束的多个 IRED0所产生的NIR光束进入入射光圈(entrance aperture) 304并通过手指。透射通过 手指的NIR光束通过出射光圈(exit aperture) 306到达透镜308上。透镜308使光束准 直，并将它们投射到滤光器阵列310上，然后投射到检测器阵列312上。所述设备还包括壁 壳314，用于防止杂散光到达光检测器。
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在这种光学构造中，通过出射光圈306的光束在波长上完全混合。更具体地讲， 850nm至IlOOnm的整个光功率分布透射到检测器阵列312中的每个检测器。如下所述，图3所绘的装置构造的问题在于，妨碍了装置的有效性，导致了潜在的 高基线噪声。低光照功率为了容纳儿童的小手指尺寸，光应该通过直径约为0. 25(1/4)英寸或更小的入射 光圈304而进入手指，并且应该通过直径约为0. 25(1/4)英寸或更小的出射光圈306收集 透射通过手指的光。然而，可放入到0.25英寸直径区域的IRED的数量有限。例如，仅可将 四个3毫米(mm)直径的IRED有效地放入到入射光圈304的0.25英寸直径区域中。由于在 半功率发射角为十五(15)至二十(20)度时来自每个IRED的平均功率约为2. 5毫瓦(mW)， 所以从每个IRED进入手指的总可用功率约为百分之五十(50% )或者1. 25mW。因此，对于 四(4)个IRED，在被四个IRED覆盖的整个波长范围，典型地850nm至IlOOnm内，总可用功 率约为五(5)mW(比如，4X2. 5mffX. 50) 通过人的手指的吸收和散射通常，如上所述，皮肤、脂肪、肌肉、血液和骨头将使进入手指的光减弱。例如，观察 到，通过人的手指的光的吸收和散射可将850nm至IlOOnm的NIR区域内的透射光的功率减 小约200倍。结果，在被四个IRED覆盖的整个波长区域，典型地850nm至IlOOnm中，透射 通过手指的总IR功率仅为约25微瓦(μ W)(比如，5mW/200)。耦合光学器件的小收集立体角在手指下方从出射光圈306沿着2 π立体角中的所有方向发光。在传统的光学设 计中，由于出射光圈306不能被作为点光源处理，所以难以收集透射通过手指的大部分光 功率。通常，使用图3所示的光学布局而收集的总光功率仅为约10%，或者在被四个IRED 覆盖的整个波长区域，典型地850nm至IlOOnm内，功率减小10倍，即变为2. 5 μ W。请注意， 这是发送给图3中的所有检测器的光功率。检测器的数量而且，光学系统，例如图3所示的光学系统，可能需要二十(20)个至三十(30)个 这么多的二极管检测器来获得关于血液中的化学成分的精确信息。因此，进入到每个检测 器的光功率将为约125nW或更小。窄带通滤光器放置在每个检测器顶部的干涉滤光器通常具有IOnm的半峰全宽(FWHM)带宽，在 假设850nm至IlOOnm的整个波长区域上功率分布均勻的情况下，该带宽将光功率减小25 倍，即变为5nW。此外，每个干涉滤光器的峰值透射率约为50%或更小。因此，每个检测器 接收的光功率被减小到约2. 5nff或更小。光电转换效率硅二极管检测器的光电转换效率的范围为IlOOnm时0.1安培/瓦特(A/W)至 900nm时约0. 5A/W。结果，对于每个检测器，根据对应的干涉滤光器的中间波长(center wavelength)，每个检测器生成的光电流在0. 25纳米安培(nA)或更小至1. 25nA或更小之 间。IOHz带宽内的对应的高端散粒噪声约为2. 0X10_4吸光率(p-p)或更大，该吸光率超 过在S/N比为100时精确确定由方程式(5)定义的ΔΑ的值所需的吸光率的6倍。换句话
7讲，为了达到对于ΔΑ而言理想的100 1的S/N比，检测器接收的光功率应该增加40倍 以上。图4Α示出根据本光学测量系统400的一个方面的用于执行生物样本的光学检测 的光学构造。光源402产生多条光束404、406、408、410。光源402可以是，例如，白炽光源 或红外发光二极管。根据光学测量系统400的一个方面，光束404、406、408、410中的每一条 具有不同的波长或不同的波长范围。例如，第一光束404可具有850nm至920nm之间的波 长范围，第二光束406可具有900nm至980nm之间的波长范围，第三光束408可具有970nm 至1050nm之间的波长，第四光束410可具有1030nm至IlOOnm之间的波长。总波长范围可 包括，例如，从约SOOnm至约1600nm。虽然本文将光学测量系统400描述为产生四(4)条光 束，但是在其它实施例中设想可将光源改装成产生更少的光束或另外的光束。来自光源402的光束404、406、408、410通过入口 414进入光照漏斗412，并通过 出口 416离开光照漏斗412。光照漏斗412的出口 416的直径小于或者等于入口 414的直 径。例如，根据一个实施例，入口 414的直径约为0. 625(5/8)英寸，出口 416的直径约为 0. 25(1/4)英寸。因此，与图3所绘的构造不同的是，光照漏斗412使光束404、406、408、410 沿着相同的大致方向向着用户手指顶部聚焦。与图3的构造相比，光照漏斗可显著地增加 被目标区域接收的总光功率，因此，基本上增加信噪比。图5描绘光照组件或漏斗412的剖面图。根据一个方面，光照漏斗412具有直径 为Dl的基本圆柱形外壁502 ；以及由形状为截头圆锥形的内壁506以及两个光入口 /出口 508和504限定的中央腔(central cavity)。开口 508 (第二开口)具有较小的直径D3，开 口 504(第一开口)具有较大的直径D2。这两个光开口之间的分隔距离为L，内表面的截头 锥体的半角为a。根据本发明的一个实施例，半角α的值的范围为10至15度。半角可 以，例如，小于约25度。光照漏斗412可由具有任何期望的折射率的塑料、金属或其它合适 的材料或者材料的化合物/层形成。根据一个方面，光照漏斗412由金属形成，并且可使内 壁506的表面高度反射。当构造适当时，可使出口 508处的光强度相对于入口 504处的光 强度增加50至100倍。图6描绘根据光学测量系统400的一个方面的光源402的组件。电路板可被定位 在漏斗的第一开口附近或者被定位成与该第一开口接触，并可包括安装在电路板上或者与 该电路板接触的光源。在一个示例中，多个IRED602、604、606和608被安装到印刷电路板 (PCB)610上。PCB 610通过与诸如电池的电源(比如，电源201)连接的电力线612接收电 力。当通过电力线612供应电力时，IRED 602、604、606和608中的每个接收电力，并产生多 条光束(比如，光束404、406、408、410)。显而易见的是，可将具有类似的工作电流的IRED 串联以增加电池寿命。可将光源安装在漏斗内或者漏斗上方，例如，通过用(例如)壳体包 围光源来将光源安装在漏斗内或者漏斗上方。根据一个方面，可通过螺丝、杆(post)或其它连接部件将光照漏斗412安装到PCB 610上。光照漏斗412的内表面的截头锥形用于将来自IRED 602、604、606、608的光束404、 406、408、410集中并聚焦为向着手指的大致圆锥形光束。图7描绘其中设有三维(3-D) IRED阵列矩阵702的光照漏斗412的另一个实施例 的剖面图。多个光源，例如IRED，可被定位在三维层中，并被布置成优化光强度。光源可被 定位在例如水平层和垂直层中。根据本实施例，存在包括在3-D阵列矩阵中的总共二十六
8(26)个IRED。按四(4)层布置IRED。如704所示的第一行包括四(4)个IRED (两个IRED 未显示)，如706所示的第二层包括五(5)个IRED (两个IRED未显示)，如708所示的第三 层包括七⑵个IRED (四个IRED未显示)，如710所示的第四层包括十(10)个IRED (六个 IRED未显示)。电力线712为所有的IRED供电。根据其它实施例，还可利用其它的IRED 模式(pattern)。可利用任何数量的光源或层来优化光强度。由于IRED在光学上对红外光是透明的，所以由于漏斗腔内的阻挡效应而导致的 光损失应该低，并且图7所示的结构预期收集从光漏斗腔中的IRED 3-D阵列发射的超过 85%光功率。结果，透射通过光照漏斗412的出口 416的0. 25英寸直径的总光功率应该约 为55mW(比如，26 X 2. 5mffX0. 85)。因此，透射通过本光学测量系统400中手指上方的0. 25 英寸开口的总光功率约为到达参照图3所述的构造的光圈306的对应功率(比如，5mW)的 十一(11)倍。而且，手指处接收到的增加的光功率将增加可透射通过手指的光功率的量， 因此，增加在检测器块428处可检测到的光功率。返回来参照图4A，光束404、406、408、410被手指和光学测量系统400的组件减弱。 被减弱的光束随后通过出射光圈418，被非球面透镜430收集。从透镜430射出的光束432 随后可以通过滤光器426到达检测器428。使用非球面透镜430来进行光收集的主要优点是，它用于光收集的立体角大得 多。当构造适当时，与图3所示的光收集构造相比，当使用非球面透镜430收集从目标区域 出射的光时，每个检测器接收到的总光功率可增加3至4倍。与图3所示的光学构造相比， 利用光照漏斗412和非球面透镜430作为光收集器的组合可将每个检测器接收到的光功率 增加大约20到大约40倍。检测块428被定位在非球面透镜430下方，且可包括多个光感测装置，例如光电二 极管阵列。根据光学测量系统400的一方面，每个光感测装置检测由放置在检测器顶部上 的对应干涉滤光器426限定的光的具体波长。处理器(如处理器243)可以与检测器模块428耦合在一起，且被构造为计算光感 测装置所产生的电流信号的变化。例如，如以上参照图2所述，处理器243执行(例如方程 式(5)中显示的)算法来计算仅由手指中的血液引起的光吸收变化(ΔΑ)。其后，可使用对 血液的光吸收的这个量化计算来确定血液的特性。图4B示出根据本光学测量系统400的一方面的用于执行生物样本的光学检测的 另一光学构造。光源402产生多条光束404、406、408、410。例如，光源402可以是白炽光源 或红外发光二极管。根据光学测量系统400的一方面，光束404、406、408、410中的每条都 具有不同的波长或不同的波长范围。例如，第一光束404的波长范围可以在850nm至920nm 之间，第二光束406的波长范围可在900nm至980nm之间，第三光束408的波长可在970nm 至1050nm之间，第四光束410的波长可在1030nm至IlOOnm之间。例如，总波长范围可包 括从大约SOOnm到大约1200nm。虽然本文将光学测量系统400描述为产生四(4)条光束， 但是在其它实施例中设想可将光源改装成产生更少的光束或另外的光束。来自光源402的光束404、406、408、410通过入口 414进入光照漏斗412，并通过 出口 416从光照漏斗412出射。光照漏斗412的出口 416的直径小于或等于入口 414的直 径。例如，根据一个实施例，入口 414的直径为大约0. 625(5/8)英寸，出口 416的直径为大 约0. 25(1/4)英寸。因此，与图3描绘的构造相比，光照漏斗412使光束404、406、408、410
9沿着相同的大致方向向着用户手指顶部聚焦。与图3的构造相比，光照漏斗可显著地增加 被目标区域接收的总光功率，因此，基本上增加信噪比。如图4B所示，光束404、406、408、410被手指和光学测量系统400的组件减弱。被 减弱的光NIR束随后经过出射光圈418，被聚光透镜420收集，并且投影到透射光栅装置 422 上。如图4B所示，随着波长如箭头所示的方向单调地增加，透射衍射光栅422将混合 NIR光束的各种波长成分按角度地分解为光谱。换句话说，因为特定光束的衍射角取决于该 光束的波长，所以每一条光束可以按波长分开。从透射衍射光栅422产生的光谱424随后 通过干涉滤光器阵列426变窄，被二极管阵列428检测。滤光器阵列426中的每个干涉滤 光器的中心波长设置为单调地增加，使之与来自透射衍射光栅422的光谱的对应波长成分 一致。在图3的收集光学结构中，从850nm到IlOOnm的总光功率分布被发送到每个检测 器，与之相比，利用透射衍射光栅的所述方法将仅给每个检测器发送接近对应滤光器的中 心波长的波长成分。结果，相对于参照图3描述的光收集构造，显著地减少了光损耗量，并 且由光电二极管接收到的光功率增加10至20倍。因此，与图3所示的光学构造相比，利用 光照漏斗412、作为聚光器的非球面透镜420以及作为波长分离装置的透射光栅422的组合 可将光电二极管接收到的光功率增加大约100到200倍。本发明的实施例还可以包括利用上述装置或光收集系统的方法，光源可通过光照 漏斗与目标接触，足以产生透射的、半透射半反射的(transflected)、或反射的光。例如，透 射的、半透射半反射的、或反射的光可进入光收集系统，并被引导到一个或多个检测器。
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权利要求
一种设备，包括用于产生多条光束的光源，所述多条光束中的每条光束具有不同的波长范围；用于将所述多条光束引导至目标区域的光漏斗；用于将从目标区域发射的所述多条光束引导至透镜的光圈，所述透镜被构造为用于收集从目标区域发射的光束；包括多个光感测装置的检测器，每个光感测装置被构造为用于检测光束并产生指示被检测到的光的强度的输出信号；以及用于根据每个产生的输出信号确定血液特性的处理器。
2.根据权利要求1所述的设备，还包括多个干涉滤光器，每个滤光器被构造为使作为 波长范围的函数的从目标区域发射的所述多条光束中的不同的一条光束通过。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的设备，还包括定位在透镜和检测器之间的透射光栅。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的设备，其中光源包括一个或多个发光二极管。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的设备，其中光源包括一个或多个白炽光源。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的设备，其中波长范围包括在大约SOOnm和大约 ieOOnm之间的不同的波长范围。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的设备，其中光源被定位在光照漏斗的入口处。
8.一种光收集系统，包括被定位为与目标区域相邻的透镜；被定位在透镜和目标区域之间的光圈，该光圈被构造为引导从目标区域发射的多条光 束；以及一个或多个滤光器。
9.根据权利要求8所述的光收集系统，还包括被定位在透镜和所述一个或多个滤光器 之间的透射光栅。
10.根据权利要求8-9中任一项所述的光收集系统，其中所述一个或多个滤光器是干 涉滤光器。
11.根据权利要求8-10中任一项所述的光收集系统，其中所述干涉滤光器均被构造为 使作为波长范围的函数的从目标区域发射的所述多条光束中的不同的一条光束通过。
12.根据权利要求8-11中任一项所述的光收集系统，还包括被定位为邻近所述一个或 多个滤光器或与所述一个或多个滤光器接触的一个或多个检测器。
13.根据权利要求8-12中任一项所述的光收集系统，其中所述一个或多个检测器包含 检测器阵列。
14.根据权利要求8-13中任一项所述的光收集系统，其中所述多条光束由白炽光源产生。
15.根据权利要求8-14中任一项所述的光收集系统，其中所述多条光束由红外发光二极管产生。全文摘要
本发明的实施例涉及一种包括产生多条光束的光源的设备，所述多条光束中的每一条具有不同的波长范围。该设备还包括用于将多条光束引导至目标区域的光漏斗、用于将从目标区域发射的多条光束引导至透镜的光圈，所述透镜被构造为用于收集从目标区域发射的光束。此外，该设备包括检测器以及处理器，该检测器包含多个光感测装置，每个光感测装置被构造为用于检测光束并产生指示被检测的光的强度的输出信号，所述处理器用于确定作为每个产生的输出信号的函数的血液特性。
文档编号G01N21/00GK101903757SQ200880116752
公开日2010年12月1日 申请日期2008年10月3日 优先权日2007年10月4日
发明者徐智 申请人:密苏里大学董事会