[0001] 本申请实施例涉及医疗技术领域，尤其涉及一种监测探头。

[0002] 监测探头是目前医疗领域的生命体征监测常用的部件之一，像血氧、心电、温度等参数都是危重病人和手术病人的重要检查项，因此都有适配的血氧探头、温度探头等。而多参数监护仪和各类监测设备的品牌以及种类繁多，各个品牌和型号的参数仪之间相匹配的监测探头的具体电气参数也有偏差，往往是A厂家的电气参数和B厂家的电气参数上存在着偏差，将对A厂家的监测探头和B厂家的监测探头兑换时，就会对测试结果的准确性产生较大偏差。另外一方面，监测探头的批量生产的过程中，也会因为电气参数的准确度匹配要求，最终对产品的生产成本具有较大的影响。

[0003] 因此，亟待提供一种监测探头，用以克服现有监测探头的生产成本较高的问题，随着技术的发展，有带有存储功能的监测探头的出现，会适当的提高监测探头的精度，并对监测探头的成本进行了部分的优化，但是由于存储单元的引脚需要外部引出，因而又增加了监测探头的连接端口的连接线数量，导致连接端口体积变大，又造成了小幅的成本升高，所以虽然对原来的成本有优化，但是优化幅度有限。

[0024] 当然，实施本申请实施例的任一技术方案必不一定需要同时达到以上的所有优点。

[0025] 为了使本领域的人员更好地理解本申请实施例中的技术方案，下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅是本申请实施例一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请实施例中的实施例，本领域普通技术人员所获得的所有其他实施例，都应当属于本申请实施例保护的范围。

[0026] 监测探头是目前医疗领域的生命体征监测常用的部件之一，像血氧、心电、温度等参数都是危重病人和手术病人的重要检查项，因此都有适配的血氧探头、温度探头等。而多参数监护仪和各类监测设备的品牌以及种类繁多，各个品牌和型号的参数仪之间相匹配的监测探头的具体电气参数也有偏差，往往是A厂家的电气参数和B厂家的电气参数上存在着偏差，将对A厂家的监测探头和B厂家的监测探头兑换时，就会对测试结果的准确性产生较大偏差。另外一方面，监测探头的批量生产的过程中，也会因为电气参数的准确度匹配要求，最终对产品的生产成本具有较大的影响。

[0027] 因此，亟待提供一种监测探头，用以克服现有监测探头的生产成本较高的问题，随着技术的发展，有带有存储功能的监测探头的出现，会适当的提高监测探头的精度，并对监测探头的成本进行了部分的优化，但是由于存储单元的引脚需要外部引出，因而又增加了监测探头的连接端口的连接线数量，导致连接端口体积变大，又造成了小幅的成本升高，所以虽然对原来的成本有优化，但是优化幅度有限。

[0028] 以温度探头为例，如图1中所示，为新型的温度监测探头的结构示意图，包括热敏元件101、电路基板102、RFID标签103和接插头104。其中接插头104和RFID标签103固定在电路基板102上面，然后热敏元件101和RFID标签103通过连接线直接连接到接插头104上。按照此种结构，虽然热敏元件的成本降低了，但是增加了RFID标签103、电路基板102和接插头104，同时接插头104的引脚数增加，又会增加接插头104的制造成本，所以整体的成本下降幅度比较小。而且结构形式相对不灵活。

[0029] 有基于此，本发明实施例中提供了一种带有RFID标签的监测探头。如图2所示，为本发明实施例温度监测探头的示意图，包括基衬材料107、热敏元件101、接插头104和RFID标签106。其中热敏元件101置于基衬材料107中间，接插头104直接用两个金属纽扣代替，同时将RFID的标签直接粘贴在基衬材料107上面，则构成了带有RFID标签的温度监测探头，只需要将配套的主机通过两个金属钮和和温度监测探头相连，并将RFID的读写模块部分放置在RFID标签106的对应位置，便可以结合RFID内部存储的信息对温度监测探头的输出信号进行进一步的完善。经过成本核算，图2中的整个温度监测探头的成本仅是图1中的温度监测探头的40％，而相比常规的温度监测探头，则成本可以降到原来的25％左右。

[0030] 具体地，由于监测探头的种类各式各样，人体特征参数种类比较多，包括血压、温度、心电、血氧、脑电、脑氧等，所以输出的电信号形式也不相同，包括电阻、电压、电流甚至是电荷量等。

[0031] 具体地，在本发明的另外一实施例中，仍然是由基衬材料107、热敏元件101、接插头104和RFID标签106组成，所不同的是，接插头104和热敏元件101分别置于基衬材料107的两端，同时RFID标签106仍然位于接插头104一端，因此当具有无线测温功能的主机接插在接插头104上时，便可以自动读取RFID标签106上面的与探头相关的数据信息，同时热敏元件101可以方便的放置在临床上需要的对人体进行测量的位置。

[0032] 更加具体地，在本发明的另外一实施例中，如图3所示，表现为温度监测探头的顶上设置有凸起的金属凸点，只需要选择底部为金属纽扣的无线测温主机，就可以实现正常的温度测量，同时无线测温主机的底部放置有RFID的读写模块，可以实时的读取交互温度监测探头内部的数据信息。在无线测温主机端的正常情况下，对温度监测探头向无线测温主机方向用力，即将温度监测探头的金属凸点置入到无线测温主机的金属纽扣内部，从而实现了无线测温主机和温度监测探头的固定，同时热敏元件通过金属连接结构将电信号传送到无线测温主机的主机内部。当需要更换温度监测探头的时候，拉动温度监测探头，即可将温度监测探头从无线测温主机上脱落。可以想象的，无线测温主机和温度监测探头的连接是以该种类似结构，通过机械力的形式保持在一起，并不局限于金属纽扣和凸起点的形式。

[0033] 具体地，在本发明的另外一实施例中，所述温度监测探头的连接头为磁吸式结构，通过磁力和外部相连接。如图4和5所示，分别是某型号的磁吸接头的公头和母头，其中公头和母头上面具有固定的磁铁，磁铁分别有N极和S极，两个磁极中间有两个金属结构，不同的是公头的金属结构为凸起型，母头的金属结构为凹陷性，当将两个连接头放置在一起的时候，公头的N极会自动吸附母头的S极，同时公头的S极也会自动吸附母头的N极，从而通过两对磁极之间的吸附力将无线测温主机和温度监测探头连接在一起，同时，该种结构还具有很好的防反插结构，保证不会有极性反插。可以想象的，温度监测探头和无线测温主机可以分别使用该种公头母头，同时公头和母头的外形也不一定局限于此。

[0034] 具体地，在本发明的另外的实施例中，传感元件为体温传感器、血氧传感器、心电传感器、脑电传感器中的任意一种或多种的组合。具体表现为，体温传感器通常是热敏电阻、热释电、热电偶器件。血氧传感器通常是有红外发射和接收的光电对管。心电传感器和脑电传感器一般指对应的心电电极或者是脑电电极等。

[0035] 具体地，在本发明实施例中，所述RFID标签上还存储有所述监测探头的分级特性曲线。所述传感元件用于实时检测人体特征参数，并根据所述RFID标签上存储的参考人体特征参数和参考电信号的分级对应关系确定实时检测到的人体特征参数对应的实时电信号，外部设备通过RFID标签读取到实时电信号值时，便会结合参考人体特征参数和参考电信号的分级对应关系对实时电信号值进行修正和校准，从而得到准确的实际人体特征参数，按照这样的方法，降低了监测探头的生产成本。

[0036] 以在传感元件实际的生产过程中，受到加工工艺的影响，同一批次生产出来的传感元件的参考电信号和参考人体特征参数的对应曲线偏差是非常大的。以30K@37℃的热敏电阻为例，当温度变化0.1℃时，热敏电阻的阻值应当变化100欧姆，也就是说，按照0.1℃的精度要求，同一批次下的热敏电阻，在同样的温度下，各个输出阻值应该保证在29.9K和30.1K之间。然而，由于普通加工工艺的限制，在同一批次的热敏电阻，各个输出的阻值甚至可以达到29K-31K之间，满足精度要求的只占到其中的很小一部分比例。

[0037] 具体地，本实施例中，为了达到更高的精度和更低的成本，对同一批次生产的参考电信号与参考人体特征参数的对应曲线对传感元件进行分级，比如在29K-31K之间的热敏电阻进行筛分等级，按照37℃下热敏电阻的输出每0.1K为等级分类，按照29K-29.1K、29.1K-29.2K、以此类推，直至30.9K-31K，将同一批次的热敏电阻分为20个等级。那个这20个等级中的每一个等级内的热敏电阻的偏差相对于中心值都不超过0.05℃(对应50欧姆)。
具体地，在本实施例中，将每个等级的中心电阻值记录到RFID标签中，外部设备通过RFID标签读取到该值时，便会结合该热敏电阻的实际电阻值进行修正和校准，从而得到准确的温度值，按照这样的方法，降低了温度探头的生产成本。

[0038] 当传感元件为所述体温传感器时，所述体温传感器具体还可以为热电偶或热释电器件或者热释电红外传感器。具体地分级方法和热敏电阻的类似。

[0039] 图6本申请实施例六中血氧传感器的结构示意图；如图6所示，血样传感器包括光电发射二极管601、光电接收二极管602，所述光电发射二极管和所述光电接收二极管形成对管接管。

[0040] 氧合血红蛋白和非氧合血红蛋白对不同波长入射光有着不同的吸收率。当单色光垂直照射人体，动脉血液对光的吸收量将随透光区域动脉血管搏动而变化，而皮肤、肌肉、骨骼和静脉血等其他组织对光的吸收是恒定不变的。当用两种特定波长的恒定光λ1、λ2照射手指时，假如适当选择入射光波长λ1(Hb02、Hb在此处具有等吸收特性，即约805nm)，运用Lambert-Bear定律并根据氧饱和度的定义可推出动脉血氧饱和度的近似公式为：Sa02＝a bQ式中：Q为两种波长(Hb02、Hb)的吸光度变化之比a、b为常数，与仪器传感器结构、测量条件有关。注重到生物组织是一个各向异性、强散射、弱吸收的复杂光学介质，因此在实际测量中无法用一个严格的公式来描述，所以一般是通过测量双光束吸光度变化之比，然后通过经验定标曲线最终获取氧饱和度。而在选择双光束波长时，一般选择入射光波长为660nm和940nm。

[0041] 在具体实施时，血氧传感器按外形主要可以分为指套型、耳垂型、包裹型和粘附型，按用途又可分为成人型和儿童型、婴儿型几种。不论外形和类型如何，血氧传感器的原理构成是一样的，它们均由发光器件(光电发射二极管)和接收器件(光电接收二极管)组成。发光器件是由波长为660nm(650nm)的红光和波长为940nm(910nm)的红外光发射管组成。光敏接收器件大都采用接收面积大，灵敏度高，暗电流小，噪声低的PIN型光敏二极管，由它将接收到的入射光信号转换成电信号。

[0042] 本实施例中，如果血样传感器的产品形态为指套，则在指套上壁固定两个并列放置的发光二极管(光电发射二极管)，发光波长分别为660nm红光和940nm红外光。下壁是一个光敏接收器件(光电接收二极管)，它将透射过手指的红光和红外光转换成电信号。血氧计运行时，分时驱动电路让两个发光二极管按一定的时间间隔并以较低的占空比分别发光，根据光二极管发光强度与光电管接收到的透射光的强弱比值可分别计算出全血吸收率a660和a940，然后结合实验标定的系数A和B，代入前述公式中，就可以算得血氧饱和度的数值了。

[0043] 图7为本申请实施例七中心电电极的结构示意图，如图7所示，所述心电电极包括：基材底层701、表层702以及至少2个导电电极703。

[0044] 所述导电电极703间隔设置于所述基材底层701的上表面；所述基材底层701的上表面设置的所述导电电极703与所述基材底层701接触的表面面积总和不大于所述基材底层701的上表面面积；所述表层702位于所述基材底层701的上表面的所述导电电极703之上，所述表层702在覆盖所述导电电极703的同时并可覆盖未设置有所述导电电极703的基材底层701的上表面；所述表层702用于在进行心电监测时与患者形成多个物理接触点，不同物理接触点对应不同的所述导电电极703，以在所述表层702与所述患者形成多个物理接触时采集患者不同位置处的心电电信号。

[0045] 具体地，在本实施例中，所述基材底层701为PET层(Polyethylene Terephthalate，聚对苯二甲酸乙二醇酯)；和/或，任一一个或者多个所述导电电极703为银浆电极；和/或，所述表层702为导电水凝胶层。

[0046] 具体地，在本实施例中，PET为乳白色或浅黄色、高度结晶的聚合物，其表面平滑有光泽，具有抗蠕变性，耐疲劳性，耐摩擦性以及较好的稳定性。PET在较宽的温度范围内具有优良的物理机械性能，烘烤温度在720～750℃，最高承受温度可达780℃，可将导电电极703电镀到所述PET层上。

[0047] 本实施例中，所述基材底层701厚度不超过0.7mm，以使所述基材底层701的柔软度较好，提升用户体验，例如，可将基材底层701的厚度设置为0.075mm。

[0048] 本实施例中，银浆电极采用的银浆是以全印制电子技术制作印制电路板的关键材料。本实施例提供一种以环氧树脂为连结剂、自制超细银粉为填料、聚乙二醇等材料为添加剂的导电银浆的配方。具体为：银粉为70％～80％，其它各组分之间的质量比为：

[0049] ζ(环氧树脂∶四氢呋喃∶固化剂∶聚乙二醇)＝7.00∶(2.00～3.00)∶(0.20～0.30)∶(0.05～0.70)

[0050] 在上述配方范围内，导电银浆室温固化后电阻率小于700Ω/cm，有机物挥发少，对环境友好，符合实际应用的要求。

[0051] 本实施例中，所述银浆电极的厚度不超过0.07mm，以使所述银浆电极的在确保实现采集心电电信号的基础上，减少原材料的消耗，例如，可将银浆电极的厚度设置为0.005mm。

[0052] 本实施例中，导电水凝胶(Electroconductive Hydrogel)为水溶性或亲水性的高分子通过一定的化学交联或物理交联而形成的，不会引起人体的任何不适感，提升了用户体验。

[0053] 在上述实施例的基础上，监测探头还可以包括：连接件，用于将监测探头连接在外部设备上。可选地，在本申请的任一实施例中，所述连接件包括线缆和接插件，所述线缆一端连接在所述检测探头上，一端连接所述接插件，所述接插件连接在外部设备上，以将所述传感元件检测到的电信号传输到外部设备上。可选地，在本申请的任一实施例中，所述线缆从内到外包括：内导体、绝缘体、外导体，在传输所述电信号时所述内导体和所述外导体之间形成电场。

[0054] 在上述实施例的基础上，所述RFID标签上还存储有所述监测探头的唯一性ID，所述唯一性ID作为单个监测探头的身份证ID号。在实际使用场景下，多个探头同时使用时，可以根据探头的ID号来判断该探头是属于那一类型的监测探头，比如温度探头、血氧探头、心电电极。有或者根据其ID号来判断该探头是不同的病人之间区分，同时也可以作为同一个病人的不同身体部位的区分特征。进一步地，所述RFID标签内还存储密码算法，用于所述监测探头和外部设备间进行匹配和识别。

[0055] 在上述实施例的基础上，所述RFID标签还存储有所述监测探头的有效累计使用时间，用于限定所述监测探头的使用寿命；和/或，所述RFID标签还存储有所述监测探头的有效累计使用次数，用于限定监测探头的使用次数；和/或，所述RFID标签还存储有所述监测探头的生产日期、失效日期信息，用于限定监测探头的有效使用期限。进一步地，所述RFID标签为单总线通信芯片。

[0056] 具体地，本实施例中，所述RFID标签内存储了该监测探头的使用时间，用于限定监测探头的使用寿命。有些监测探头的电气参数会随着使用时间的长短会下降，因为为了提高监测探头的电气性能，某些监测探头的RFID标签内部存储了该监测探头的使用时间，便可以通过该参数给使用者提醒或警示，避免因为使用过期的探头所造成的医疗事故。

[0057] 具体地，在本发明的实施例中，所述RFID标签与外部设备的通信方式为NFC技术。这个技术由非接触式射频识别(RFID)演变而来，由飞利浦半导体(现恩智浦半导体公司)、诺基亚和索尼共同研制开发，其基础是RFID及互连技术。近场通信(Near Field Communication,NFC)是一种短距高频的无线电技术，在13.56MHz频率运行于10厘米距离内。其传输速度有106Kbit/秒、212Kbit/秒或者424Kbit/秒三种。目前近场通信已通过成为ISO/IEC IS 18092国际标准、ECMA-340标准与ETSI TS 102 190标准。NFC采用主动和被动两种读取模式。

[0058] NFC近场通信技术是由非接触式射频识别(RFID)及互联互通技术整合演变而来，在单一芯片上结合感应式读卡器、感应式卡片和点对点的功能，能在短距离内与兼容设备进行识别和数据交换。工作频率为13.56MHz。目前这项技术在日韩被广泛应用，他们的手机可以用作机场登机验证、大厦的门禁钥匙、交通一卡通、信用卡、支付卡等。

[0059] 本实施例中，所述RFID标签内存储了该监测探头的使用次数，用于限定监测探头的使用次数，从而避免因为使用过期的探头所造成的医疗事故。

[0060] 以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本实施例方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性的劳动的情况下，即可以理解并实施。

[0061] 通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员可以清楚地了解到各实施方式可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现，当然也可以通过硬件。基于这样的理解，上述技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以存储在计算机可读存储介质中，如ROM/RAM、磁碟、光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行各个实施例或者实施例的某些部分所述的方法。

[0062] 最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本申请的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本申请进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本申请各实施例技术方案的精神和范围。