組織酸素測定装置および方法
動脈および静脈酸素化ならびに脳酸素化等の組織酸素化を決定するための装置および方法である。一実施形態では、組織の光学特性は、一連の波長において測定された光減衰を使用して決定される。特有の波長を選択し、光減衰情報を使用することによって、光散乱、吸収、および他の光学組織特性等の変数の変動が最小化され得る。一実施形態では、装置は、２つを超える波長の光波長の組み合わせを有する光エミッタおよび検出器の組み合わせを利用し、ここで、第３の波長のピークスペクトルは、第１および第２の波長のおよそ幾何平均値である。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願）
本願は、米国特許出願第１１／７８０，９９７号（２００７年７月２０日出願）の優先権の利益を主張する。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は、組織内の血液の酸素化の光学測定の正確性を向上させるためのプロセスおよび装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
（発明の背景）
血液の動脈の酸素化を測定するための標準的方法は、パルス酸素測定法として知られる。パルスオキシメーターは、血液が、異なる波長において酸素化のレベルに応じて非常に異なって、光を減衰させるということに基づいて機能する。心臓から開始する脈波は、動脈血管系において、組織内の動脈血液含有量の周期的変動を生じさせる。結果として、光吸収の周期的変化（図１）は、その放射が組織を通過する光送信機と、パルス酸素測定センサ内に統合される受信機との間で記録されることが可能である。センサ信号の評価は、通常、ｗ１＝６６０およびｗ２＝９４０ｎｍの光波長において、光吸収の異なる変化を計算することによって実行される。以下の方式または同様の方式で求められる、測定変数Ｒを得ることが可能である。
【０００４】
【数１】
式中に記載される光強度は、パルス酸素測定法において使用されるセンサの受信機内で受光される光強度を表す。測定変数Ｒは、酸素飽和度の測定値として用いられる。測定変数を出すための商の形成は、動脈血液の酸素飽和度の測定値に及ぼし得る任意の可能性のある影響（組織のヘモグロビン含有量、皮膚の色素沈着、または有毛）を補償するように意図される。最小値と最大値とにおける光減衰の差異は、両波長のそれぞれに対する光減衰の差分である。
【０００５】
波長９４０ｎｍおよび６６０ｎｍの光を使用して、７０乃至１００％の範囲の組織内動脈血液の酸素飽和度を測定することは、ほとんどの場合、１つの単一適用部位に対しては十分に正確な測定値をもたらす。しかしながら、動脈血液のより低い酸素飽和度を測定するためには、特に、血液量（すなわち、血液含有量）（非特許文献１参照）および組織の他の光学パラメータによって生じる測定変数Ｒに及ぼす大きな影響を想定することが必要である。
【０００６】
Ｒａｌｌの特許文献１は、胎児のパルス酸素測定センサについて記載している。この種の用途の場合、胎児は、成人よりも生理学的に低酸素化を有しており、ＳａＯ２の測定誤差は、低い酸素化において増加するので、より高い測定精度が望ましい。
【０００７】
Ｂｅｒｎｒｅｕｔｅｒの特許文献２（参照することによって、本明細書に組み込まれる）は、パルス酸素測定法の精度を改良する。しかしながら、動脈酸素化に対して同一高分解能を伴って、異なる身体部位上で測定するためには、光学組織特性を測定するための付加的精度が必要である。別の問題は、パルス酸素測定法単独では、重症患者を監視するために十分な診断情報を提供しないということである（非特許文献２参照）。
【０００８】
このため、追加的に、血液ＳｖＯ２の混合静脈酸素化を測定できることが非常に望ましいであろう。ＮＩＲによってＳｖＯ２を測定する方法は、Ｊｏｅｂｓｉｓによる特許文献３において、およびＨｉｒａｎｏらによる特許文献４において記載されている。それらの開示された解決策の問題は、組織表面上の毛髪、粉塵、または他の光学的に非透過性材料は、ＳｖＯ２の測定結果に影響を及ぼし得ることである。
【０００９】
血液酸素化の代謝を測定するために、Ａｎｄｅｒｓｏｎらは、特許文献５において、使用される光スペクトルの二次導関数が酸素化に関する情報をもたらす計器を開示している。これによって、組織内の光散乱の影響が最小に抑えられ、より高い測定精度をもたらし得る。本解決策の不利点は、光学計器の較正が複雑かつ高価であって、軽重量の装着可能な装置が着目されるようなスポーツ活動用途に対して、そのような装置の使用を不可能にすることである。同様の問題は、例えば、Ｇｒａｔｔｏｎの特許文献６に開示されている周波数領域分光法に対して知られている。本明細書に記載される、異なる波長において組織の光減衰を単に測定する酸素測定装置は、複雑な時間分解法よりも実行可能であり、かつ実装において柔軟性および信頼性がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許第５，５２９，０６４号明細書
【特許文献２】米国特許第６，２２６，５４０号明細書
【特許文献３】米国特許第４，２２３，６８０号明細書
【特許文献４】米国特許第５，０５７，６９５号明細書
【特許文献５】米国特許第５，８７９，２９４号明細書
【特許文献６】米国特許第４，８４０，４８５号明細書
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Ｐｈｏｔｏｎ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｏｎ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ，Ｊ．Ｍ．Ｓｃｈｍｉｔｔ，ＩＥＥＥ；１９９１
【非特許文献２】Ｗｈｅｎ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｃｒｉｔｉｃａｌｌｙ Ｉｌｌ ｉｓ Ｎｏｔ Ｅｎｏｕｇｈ ｂｙ Ｂｒｉａｎ，Ｆ．Ｋｅｏｇｈ，Ａｎｅｓｔｈ Ａｎａｌｇ（２００２），９４：９６−９９
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、測定された光減衰を加減算することによって、較正に及ぼす影響を排除する装置および方法と、測定出力変数の精度を向上させるモデルベースの較正計算とを対象とする。一実施形態では、装置は、２つを超える波長の光波長の組み合わせを有する光エミッタと検出器との組み合わせを利用し、ここで、第３の波長のピークスペクトルは、第１および第２の波長のおよその幾何平均値である。
【００１３】
その結果、異なる組織特性の較正に及ぼす影響は、動脈、または静脈、あるいは動脈と静脈酸素化との組み合わせを測定するために、最小限に抑えられ得る。２つの他の波長の幾何平均値として、波長のうちの１つを選択することによって、散乱による変動が低減され得ることが発見されている。光減衰の付加的決定は、異なる組織組成による光吸収の変動、すなわち、筋肉、皮膚、脂肪、骨等の相対量の変動による、測定誤差を低減させ得る。
【００１４】
上述は、以下の本発明の詳細な説明がよりよく理解され得るために、本発明の特長および技術的利点を幾分広範に概説している。本発明の付加的な特長および利点は、以下に記載され、本発明の請求項の主題を形成する。開示される概念および特定の実施形態が、本発明の同一目的を実行する他の構造を修正または設計するための基礎として、容易に利用され得ることは、当業者には理解されるはずである。また、そのような均等構造が、添付の請求項に記載される本発明の精神および範囲から逸脱するものではないことは、当業者には認識されるはずである。さらなる目的および利点と合わせて、その構成および操作方法の両方に関して、本発明の特徴であると考えられる新規な特徴は、添付の図面と関連させて検討される場合、以下の説明からより理解されるであろう。しかしながら、図はそれぞれ、例示および説明のみの目的のために提供され、本発明の限定の定義として意図されるものではないことを明示的に理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
次に、本発明のより完全な理解のために、添付の図面と合わせて、以下の説明を参照する。
【図１】図１は、血液による光吸収の経時的変化を示す、グラフである。
【図２】図２は、異なる光学組織特性に対する測定変数Ｒに応じた動脈酸素飽和度示す、グラフである。
【図３】図３は、本発明による、反射酸素測定センサの概略断面図を示す。
【図４】図４は、本発明による、指クリップセンサの概略断面図を示す。
【図５】図５は、２つの測定変数Ｒ１、Ｒ２対ＳａＯ２に対する酸素化の多次元較正の図である。
【図６】図６は、操作時の酸素測定システムの概略図である。
【図７】図７は、本発明による、胎児の頭皮センサの側面図である。
【図８】図８は、図７のセンサの底面図である。
【図９】図９は、図３のセンサの底面図である。
【図１０】図１０は、図３のセンサの変形例の側断面図である。
【図１１】図１１は、図３のセンサの別の変形例の側断面図である。
【図１２】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ａ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｂ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｃ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｄ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１３】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１３Ｂ】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１４】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１５】図１５は、心拍出量を決定するためのシステムを示す。
【図１６】図１６は、身体の異なる部位上へのセンサの適用による、手首装着ディスプレイおよびセンサインターフェースを伴うヒトを示し、２つのセンサインターフェースは、脳の各半球のために前額部上に配置される。
【図１７Ａ】図１７は、本発明による、組織に面して、検出器接地シールドおよび弾性絶縁層を伴う、酸素測定システムのためのハードウェア処理ユニットの概略図である。
【図１７Ｂ】図１７は、本発明による、組織に面して、検出器接地シールドおよび弾性絶縁層を伴う、酸素測定システムのためのハードウェア処理ユニットの概略図である。
【図１８】図１８は、２つの測定変数Ｒｖ１、Ｒｖ２対ＳｖＯ２に対する酸素化の多次元較正の図である。
【図１９】図１９は、血液内の酸素のモデルベース決定のための信号処理フローを示す、フローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
本明細書で使用されるように、「静脈」および「混合静脈」は、同義語であり得、「減衰」は、絶対または微分減衰を指し得、「組織酸素化」は、動脈、混合静脈、または静脈の酸素化、あるいはそれらの組み合わせを指し得、語句「約」は、波長を参照する場合、＋／−８０ｎｍの帯域を定量化し、距離を参照する場合、＋／−１ｃｍの帯域を定量化し得、エミッタは、センサインターフェースによって放出される少なくとも１つの波長の光が組織を貫通し始める領域を意味する放射点に対応し、光減衰に対して加重された値は、１つ以上の異なる値を有する可能性があり、光減衰のパルス性部分は、パルス酸素測定法のＡＣ信号に対応し、非パルス部分は、ＤＣ信号に対応することに留意されたい。
【００１７】
図１の図表は、パルス酸素測定法および動脈血液酸素化を決定するための同等方法が基礎とする基本効果を示す。生体内組織の光吸収を測定する場合、光吸収は、心臓周期毎に同期的に変化する。図表は、収縮期と拡張期との間に測定可能な動脈パルスによって生じる、光吸収の変化対時間を示す。収縮期と拡張期との間、動脈血管系への圧力は、８０ｍｍＨｇ乃至１２０ｍｍＨｇで変動する。光吸収の変化は、ＡＣ信号と呼ばれる。光吸収の時不変部分である、ＤＣ信号は、動脈血液、静脈血液、骨、毛髪、組織、および他の一定の吸収成分対時間の非パルス部分によって生じる。時不変信号は、組織の混合静脈酸素化の計算の基礎である。したがって、吸収の主要部分は、静脈血液によって生じ、副次部分は、動脈血液によって生じる。
【００１８】
図２は、ＳａＯ２対Ｒによる線図における２つの較正曲線を示す。較正線４２は、第１の特有集合の光学特性に対してのみ有効である。較正線４０は、第２の特有集合の光学特性に対してのみ有効である。有効集合の光学特性は、組織４６上に配置され、プラグ６６を介してディスプレイ装置６４に接続されるセンサ３１Ｓを伴う、図３および６に示される光学系によって決定可能である。追加的に、図２は、ＳａＯ２＝０．６およびＳａＯ２＝０．４における２つの水平線と、Ｒ＝１．４における１つの垂直線とを示す。光学系が、２つの異なる集合の光学特性を記録せずに、Ｒのみ決定する場合、０．２のＳａＯ２誤差（第１の集合の光学特性におけるＳａＯ２−第２の集合の光学特性におけるＳａＯ２）をもたらすであろう。また、血液ＳｖＯ２の混合静脈飽和度と、混合静脈酸素化に対する測定変数Ｒｖ１およびＲｖ２との場合にも同様の関係が存在する（図１８）。
【００１９】
図３は、組織４６上に配置される図の上部の酸素測定センサ３１Ｓを示す。センサ３１Ｓは、２つの光エミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、２つの光検出器３１Ｄ、３２Ｄとを含む。矢印Ａ１からＡ４は、組織を通してエミッタから検出器に光が通過する様子を示す。Ａ１は、エミッタ３１Ｅ内で放出され、検出器３１Ｄ内で受光される光を表す。Ａ２は、エミッタ３２Ｅ内で放出され、検出器３１Ｄ内で検出される光である。Ａ３は、３１Ｅ内で放出され、３２Ｄ内で検出される光であって、Ａ４は、エミッタ３２Ｅ内で放出され、検出器３２Ｄ内で検出される光である。
【００２０】
図４は、指４８上に固定される指クリップセンサ５４を示す。指クリップセンサは、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、検出器３１Ｄ、３２Ｄと、を組み込む。指クリップセンサの電気センサ信号は、センサケーブル６０を介して伝送される。また、信号は、従来通り、当該分野において周知の手段（図示せず）によって、無線で伝送することが可能である。
【００２１】
図５は、ＳａＯ２対Ｒ１およびＲ２の多次元較正を示す。ある組み合わせのＲ１およびＲ２は、較正面上のデータ点に対応し、飽和度レベルＳａＯ２を示す。また、図１８では、血液ＳｖＯ２の混合静脈飽和度と、混合静脈酸素化に対する２つの関連測定変数Ｒｖ１およびＲｖ２との場合にも、同様の関係が存在する。
【００２２】
図７および８は、それぞれ、側面図および底面図から、一連のエミッタ３１Ｅ、３２Ｅ、３３Ｅ、および３４Ｅと、一連の検出器３１Ｄ、３２Ｄ、３３Ｄ、および３４Ｄと、を伴う、胎児の頭皮センサ７４を示す。センサは、分娩時、螺旋状針７６を介して、胎児の頭皮上に固定可能である。追加的に、胎児の心電図（ＥＣＧ）が、針７６を介して伝送することが可能である。
【００２３】
図９は、図３からのセンサ３１Ｓの底面図である。検出器３５Ｄおよび３６Ｄは、エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅによって放出される光の受光を最大限にするための同心形態を有する。
【００２４】
図１０−１２は、センサ３１Ｓのいくつかの修正例を示す。図１０は、側面図において、平坦体を伴うセンサを示し、検出器３１Ｄ、３２Ｄおよびエミッタ３２Ｄは、ともに近接して群化され、エミッタ３２Ｅは、本群から離れて配置される。センサは、バンド１０８を介して、組織上に固定可能である。光シールド１１０は、周辺光の影響を最小限に抑える。
【００２５】
図１１は、センサホルダ１２２を伴うセンサを示す。
【００２６】
図１２は、図１１のセンサの底面図である。センサホルダ１２２の底側は、医療用の糊または接着剤で被覆可能である。センサホルダ１２２が、図１１に従って、センサ３１Ｓ上に配置され、組織４６に適用される場合、センサホルダ１２２上の糊によって、固定が可能である。センサホルダ１２２は、安価かつ使い捨てとして、構築可能である。代替として、組織に適用されるセンサの底側は、糊で直接被覆可能である。この場合の不利点は、センサが再使用不可能なことである。心拍数は、皮膚に接触するＥＣＧ電極１２３を介して検出される。図１２Ａは、センサを示し、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅは、近接して配置され、第１の検出器３１Ｄ１は、エミッタの近傍に配置され、第２の３２Ｄは、エミッタから離れて配置される。図１２Ｂは、図１２Ｂの若干の修正であって、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅとともに、検出器３１Ｄ１が一直線に配置される、センサを示す。図１２Ｃでは、検出器３１Ｄ１の代わり、２つの検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２が示される。図１２Ｄは、図１２Ｃの修正例であって、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２が、センサインターフェース上で種々の接続形態（ここでは、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅに近接して）で配置可能であることを示す。
【００２７】
図１３、１３Ｂ、および１４は、ヒトの前額部に適用される、センサ３２Ｓの変形例を示す。図１３および１３Ｂに示される第１の変形例では、センサ３２Ｓは、バンド１０８を介して、前額部に固定される。矢印Ａ３２およびＡ４２、光が、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅから検出器３１および３２Ｄに進行し、前額部組織１５２および頭蓋骨１５０を通過し、脳１４８を通過または接触する様子を表す。矢印Ａ１２およびＡ２２は、前額部組織１５２および頭蓋骨１５０のみ通過する。図１３および図１３Ｂの差異は、図１３では、検出器３１Ｄおよび３２Ｄが、近接して配置されるのに対し、図１３Ｂでは、エミッタが、近接して配置されることである。
【００２８】
また、前額部上に適用されるセンサ３２Ｓの第２の変形例が、図１４に示される。図１３の矢印Ａ１２、Ａ２２、Ａ３２、およびＡ４２と比較される、矢印Ａｌ１、Ａ２１、Ａ３１、およびＡ４１は、光検出器およびエミッタの位置の変動によって、酸素含有量が、使用されるセンサ変形例の外形を変化させずに、異なって感知され得ることを示す。
【００２９】
図１５は、ベッド上に横たわり、挿管チューブ２１０によって酸素を供給されている患者と、麻酔器２０４とを示す。麻酔器２０４は、患者に接続され、患者の酸素消費量または二酸化炭素産生量を測定するための発明装置を有する。センサ３２Ｓは、患者の前額部上に配置され、ＳａＯ２およびＳｖＯ２と、酸素抽出とを計算する、酸素抽出監視装置２０６と接続される。監視装置２０６および麻酔器２０４は、心拍出量または心拍出量の傾向を計算する、第３の装置２０２に連結される。
【００３０】
図１６は、例えば、スポーツ活動または他の医療用途のために、異なる適用部位における酸素監視の使用を示し、手首装着ディスプレイ装置２２０は、脳の両半球のためのセンサインターフェース２１４および２１５を伴う前額部バンドセンサから、胸部バンドセンサ２２４から、腕部バンドセンサ２１８またはセンサインターフェース２２１を伴う本手首部バンドの特殊変形例から、あるいは指手袋センサ２２２から、酸素化データを受信可能である。
【００３１】
図１７ａは、２つのエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅと、２つの検出器３１Ｄおよび３２Ｄとを使用することによって酸素化を評価するためのハードウェアを示す。ＬＥＤ駆動部２２６は、符号化ハードウェアを組み込み、多次元較正のための較正を調節する、可変エミッタ／検出器幾何学形状のための較正を調節することが可能な、ライン２３８、２４８を介して、２つのエミッタを励起する。増幅器ＡＭＰ１ ２３２およびＡＭＰ２ ２３４は、検出器３１Ｄおよび３２Ｄに接続される。デマルチプレクサＤＥＭＵＸ３２０は、ＬＥＤ−ＤＲＩＶＥ２２６の切替状態に従って、同期的にタイミング調節される、それぞれのエミッタ内で使用される各波長を選択し、ＡＤ−コンバータＡＤ−ＣＯＮＶ ２３６を介して、ＣＰＵ２２８に測定データを送達する。センサインターフェースは、弾性材料から成り得る、患者に面する絶縁層２３９を備える。光検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、接地ライン２３５に接続される接地層２３３によって遮蔽される。接地シールドは、例えば、導電層または金属グッリドから成ることが可能である。図１７ｂは、センサ２４０の断面図を示す。
【００３２】
図１９は、モデルベース較正の信号フローを示す。入力処理回路２６０は、信号フローの第１の部分である。処理回路は、光減衰を計算するための回路２６２と、異なる測定変数を計算するための回路２６４とに接続される。光減衰に対する計算２６２は、混合静脈酸素化ＳｖＯ２に対する値を出力する結合回路２７０を有する、混合静脈酸素化のためのモデルベース決定回路２６６の基礎である。動脈酸素化のためのモデルベース決定回路２６８は、光減衰を計算するための回路２６２と、異なる測定変数を計算するための回路２６４とに接続される。ＳａＯ２のための動脈酸素化回路の出力値２７２は、ＳａＯ２のためのモデルベース計算２６８に連結される。
【００３３】
動脈酸素化を測定するために、２つの波長の代わりに３つの波長を使用することによって、以下の近似式は、拡散理論の助けによって導出可能である。本操作の結果は、次のようである。
【００３４】
【数２】
式中、Ｒｗ２、ｗ１およびＲｗ１、ｗ０は、波長ｗ０、ｗ１、およびｗ２ならびにＱを使用して、式（１）に従って計算され、Ｑは、補正パラメータである。
【００３５】
光減衰ＬＡｗｘは、以下または同様の方式で計算可能である。
【００３６】
【数３】
ＬＡｗｘは、波長ｗｘにおいて、放出される光強度Ｉｗｘｏと、受光された光が組織を通過する光強度Ｉｗｘとの比の対数に対応する。添え字ｗｘに続く指数は、選択された波長を示す。Ｇｒａａｆｆらは、組織内の散乱が、指数関数に従って、より高い波長に対して減少することを示した（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ；Ｒｅｄｕｃｅｄ Ｌｉｇｈｔ−Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｆｏｒ Ｍｉｘｔｕｒｅｓ ｏｆ Ｓｐｈｅｒｉｃａｌ Ｐａｒｔｉｃｌｅｓ：Ａ Ｓｉｍｐｌｅ Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ Ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ Ｍｉｅ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎｓ ｂｙ Ｒ．Ｇｒａａｆｆ；１９９２参照）。ＬＡｗｘは、波長ｗｘにおいて、放出される光強度Ｉｗｘｏと、受光された光が組織を通過する光強度Ｉｗｘとの比の対数に対応する。添え字ｗｘに続く指数は、選択された波長を示す。
【００３７】
Ｇｒａａｆｆらは、組織内の散乱が、指数関数に従って、より高い波長に対して減少することを示した（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ；Ｒｅｄｕｃｅｄ Ｌｉｇｈｔ−Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｆｏｒ Ｍｉｘｔｕｒｅｓ ｏｆ Ｓｐｈｅｒｉｃａｌ Ｐａｒｔｉｃｌｅｓ：Ａ Ｓｉｍｐｌｅ Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ Ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ Ｍｉｅ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎｓ ｂｙ Ｒ．Ｇｒａａｆｆ；１９９２参照）。また、吸収変動は、ａｃ／ｄｃ比等の他の測定値または近似式から得られてもよい。振幅は、最大振幅、ＲＭＳ、平均、または相関係数等の任意の測定値であってもよい。また、カルマンフィルタ法等の他の技術から導出されてもよく、または信号の時間導関数の測定値であってもよい。また、異なる波長における吸収率を利用する計算が示されるが、代替計算を使用して、同一またはほぼ同一の結果を得てもよい。例えば、吸収は、比率を計算せずに、直接使用することが可能である。
【００３８】
散乱の影響を低減するための波長の組み合わせの好ましい選択は、波長ｗ０および波長ｗ２の幾何学的平均値としての波長ｗｌを有する、以下の式によって定義される。
【００３９】
【数４】
本組み合わせは、約１のデフォルト値を有し、補正パラメータＱの変動帯域を最小に抑える。式（２）の測定変数Ｒ’は、散乱および組織の血液含有量の変動に関連する最小誤差を有する。
【００４０】
（実施例１）
図３に示されるセンサ３１Ｓを使用して、向上した精度によって、組織の動脈酸素化および混合静脈血液酸素化を決定する。式（２）を使用して、動脈酸素化に対する測定変数Ｒ’を提供する。エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅのそれぞれに対し、３つの波長が定義される。最初に、２つの測定波長ｗ０＝９４０ｎｍおよびｗ２＝６６０ｎｍが選択される。式（４）を使用すると、第３の波長ｗ１は、約７８８ｎｍである。計算された第３の波長に近似し、追加的に、血液吸収スペクトルの等吸収点にあるため、波長ｗ１＝８０５ｎｍが選択される。次のステップは、３つの波長ｗ０、ｗ１、およびｗ３のそれぞれに対し、結果として生じる光減衰ＬＡを決定する。
【００４１】
【数５】
【００４２】
【数６】
【００４３】
【数７】
式中、ＬＡ（Ａｘｗｙ）は、波長ｗｙにおける光矢Ａｘに関連する、検出器内で受光された光強度の対数である。光矢Ａｘの添え字ｘは、選択された光矢の数を表し、添え字ｙは、選択された波長を表す。光強度の対数の代わりに、光強度自体を式（５）−（７）中で使用可能であって、「＋」は、「＊」によって置換され、「−」は、「／」によって置換される。
【００４４】
次のステップでは、Ｒｗ２、ｗ１およびＲｗ１、ｗ０が、式（１）に従って計算される。その結果、Ｒ’は、Ｒｗ２、ｗ１またはＲｗ１、ｗ０に依存し得る補正因子としてＱを伴う、式（２）を使用して決定可能である。Ｒ’に依存する測定された動脈酸素化は、散乱、血液含有量、または組織内の他の光学吸収成分の影響を最小限に抑える。
【００４５】
（２）の一部である（８）の商は、測定変数Ｒｖ’をもたらす。
【００４６】
【数８】
Ｒｖ’は、散乱の影響が低減された組織の光学吸収の測定値である。したがって、混合静脈酸素化ＳｖＯ２のための信号として使用可能である。
【００４７】
（２）の数学的に等しい形態は、以下となる。
【００４８】
【数９】
また、式（９）に従って、以下の式を使用して、ＳａＯ２に対する測定変数Ｒ１’を決定可能である
【００４９】
【数１０】
式中、ｆは、上記で定義された変数を有する、光学組織パラメータの経験的関数である。
【００５０】
血液の全体的飽和度範囲に対する変数ＬＡｗ１、ＬＡｗ２、ＬＡｗ３、Ｒｗ１、ｗ２、およびＲｗ２、ｗ３を有する、測定変数に及ぼす組織の吸収および散乱の影響を低減する経験的較正は、複雑である。追加的に、異なる適用部位に対する、これらのパラメータに基づく純粋な経験的較正は、おそらく、不可能である。提案されるモデルベース方法は、較正の複雑性を低減する。ＳａＯ２は、Ｒ’にのみ依存する向上された正確性を伴って、決定可能である。
【００５１】
また、一酸化炭素ヘモグロビン、メトヘモグロビン、ビリルビン、または血液中に溶解されたグルコース等の血液の他の光吸収成分のために、本方法を使用することが可能である。６００ｎｍ−１０００ｎｍの範囲の光波長は、一酸化炭素ヘモグロビンおよびメトヘモグロビンのために使用可能である。グルコースは、１１００ｎｍで血液中に溶解される吸収ピークを示し、より低い波長におけるビリルビンは、３００ｎｍ−８００ｎｍの範囲である。それぞれの付加的成分に対し、付加的波長が選択される必要がある。すなわち、ＳａＯ２およびメトヘモグロビンを同時に測定するためには、４つの波長が選択される必要があり、式（９）に従って、２つの異なる測定変数Ｒ’１およびＲ’２が定義される必要があることを意味する。故に、ＳａＯ２に対して結果として生じる出力は、Ｒ’１に依存し、メトヘモグロビンは、Ｒ’２に依存する。
【００５２】
その結果、センサ３１Ｓは、組織の散乱および吸収による、測定誤算の影響の低減を伴って、動脈および混合静脈酸素化ならびに他の血液成分を同時に測定可能である。
【００５３】
（実施例２）
図４では、指クリップセンサ５４は、２つのエミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、２つの検出器３１Ｄおよび３２Ｄとともに、示される。指クリップセンサの利点は、適用が容易なことである。図３のセンサ３１Ｓと同等に、指４８内の混合静脈および動脈酸素化の測定値として、出力変数Ｒ’およびＲｖ’を計算するために、実施例１に従う全計算が行なわれ得るように、２つのエミッタと２つの検出器との間の４つの代表的光路が可能である。また、対応する計算は、図９のセンサを使用して行なうことが可能である。ここでの差異は、拡大された同心検出器領域によって、検出された光強度を増加可能である、検出器３５Ｄおよび３６Ｄの代替形態である。
【００５４】
（実施例３）
図５は、ＳａＯ２対Ｒ１およびＲ２の多次元較正を示す。Ｒ１およびＲ２は、２つの波長対（第１の波長対に対し、波長ｗｍ１＝６６０ｎｍおよびｗｍ２＝９１０ｎｍが選択され、第２の波長対に対し、ｗｍ３＝８１０ｎｍおよびｗｍ２＝９１０ｎｍが選択される）を選択することによって、（１）に従って、計算可能である。第２の波長対は、動脈酸素化に対し感受性が低く、光学組織パラメータ変動による誤差を補償するために使用される。多次元較正が、可変組織パラメータの存在下、向上した精度をもたらすことを保証するために、特有の波長集合および特有の検出器／エミッタ距離のために指定される、正確に対応する較正を選択することが重要である。したがって、付加的情報は、選択されたセンサに符号化される必要がある。組織酸素濃度計装置は、本情報を読み出し、適切な較正を使用することが可能である。情報の符号化は、例えば、センサのＬＥＤ駆動部ライン内に実装されるレジスタによって、達成可能である（図１７：２４８、２３８参照）。絶縁層２３９と光感知要素３１Ｄおよび３２Ｄとの間の接地シールド面２３３は、電気干渉および雑音を最小限に抑えるために有用である。また、絶縁層を使用して、例えば、手首装着装置２２０および統合されたセンサインターフェースに対する力を分断し、センサ精度に及ぼす影響を有し得る、組織上へのセンサインターフェースの力を制御することが可能である。また、弾性手首部バンド２２１は、本影響を低減する助けとなり得る。
【００５５】
多次元較正の（図５）改良型は、式（２）に従ってＲ１を、式（８）に従ってＲ２を計算することによって、達成可能である。これは、可変光学組織吸収による表示される動脈酸素化ＳａＯ２の誤差を最小限にする。
【００５６】
（実施例４）
図７では、螺旋状針７６によって、胎児の頭部上の皮膚を穿刺する、胎児のパルス酸素測定センサ７４が示される。図８の底面図は、４つのエミッタ３１Ｅ、３２Ｅ、３３Ｅおよび３４Ｅと、４つの検出器３１Ｄ、３２Ｄ、３３Ｄおよび３４Ｄとを伴う、センサ７４を示す。明らかに、エミッタと検出器との間において、選択された波長毎に４つを超える異なる光路が可能である。本付加的情報を使用して、結果として生じる光減衰Ｌａｘの全体集合を計算する。また、異なる光路に対し、一連の測定変数Ｒｘを計算することが可能である。変数ＬＡｘおよびＲｘの加重平均値（加重は、関連測定信号の雑音に依存し得る）ＬＡｍおよびＲｍの生成は、組織不均質性による誤差を低減する助けをする。組織組成を局所的に変動することによって影響を受けない、光学組織パラメータに対して安定した測定値を達成することは、誤差を最小限に抑え、モデルベースパラメータの入力を正確に決定するために重要である。
【００５７】
（実施例５）
脳酸素濃度計は、図１３に示され、患者の前額部の右側に配置される。脳の断面図は、１つの波長を表す、４つの光路が、組織を通して、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅから検出器３１Ｄおよび３２Ｄに進行する様子を示す。結果として生じる光減衰ＬＡは、Ａ３２およびＡ２２の光減衰を加算し、そこからＡ４２およびＡ１２に関連する光減衰を減算することによって、各波長に対して達成可能である。したがって、結果として生じる光減衰ＬＡは、エミッタまたは検出器上の粉塵、あるいはそれらの部分の劣化に依存せず、それらのセンサが再使用可能であるため、重要な特長である。脳酸素濃度計の図１３内のセンサの２つのエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅのそれぞれに対し、３つの波長が選択される（ｗｂ１＝６６０ｎｍ、ｗｂ２＝７４０ｎｍ、およびｗｂ３＝８１０ｎｍ）。
【００５８】
結果として生じる光減衰ＬＡｗｂ２およびＬＡｗｂ３の比率Ｒｖｂは、混合静脈酸素化に対する測定値として使用される。波長ｗｂ３＝８１０ｎｍにおいて結果として生じる光減衰を使用して、ＳｖＯ２対ＲｖｂおよびＬＡｗｂ３の多次元較正によって、Ｒｖｂの組織内の血液含有量の依存性を排除可能である。
【００５９】
エミッタ３２Ｅと検出器３１Ｄとの間の好ましいエミッタ／検出器距離は、２ｃｍ超である。脳組織と重層組織とを対比するために、１つの長光路は、約４ｃｍのエミッタ／検出器距離を有し、短光路は、約２ｃｍのエミッタ／検出器距離を有し、重層構造を区別すべきである。信号上の雑音と、主に脳に関連する信号部分との関係は、本願のための良好な妥協案である。エミッタ／検出器距離が長いほど、脳内への貫通深度は深くなる。最小限のセンサ外形において、最大貫通深度を達成するためには、エミッタと検出器との間の距離は、全エミッタと検出器との間の最大距離であるべきである。図１４は、センサ内において、２つの検出器が最大距離を有し、検出器およびエミッタ要素が、センサの中心に対して対称的に群化される、実施例を示す。Ａ３１、Ａ２１の光の結果として生じる最大貫通深度は、最大エミッタ／検出器距離も、センサの同一全体外形において、図１３内のセンサと比較して短いため、ここでは、図１３に示される、センサのＡ３２の光の最大貫通深度未満である。したがって、エミッタおよび検出器を非対称的に配置することは、組織の深層中の酸素化測定を達成するための最良の選択肢である。図１３Ｂでは、エミッタ３１Ｅは、エミッタ３２Ｅに近接して配置される。検出器３２Ｄは、検出器３１Ｄとエミッタ３２Ｅとの間に配置される。光減衰Ａ３２およびＡ２２を加算し、Ａｌ２およびＡ４２を減算することによって、脳重層構造の大部分が、脳組織に対して対比可能であって、酸素化信号が、８０％を超えて、重層構造ではなく、脳組織に由来するように計算可能である、信号をもたらす。
【００６０】
図１２は、脳酸素測定センサの底面図を示し、エミッタ３１Ｅと、検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、三角形に配置される。波長ｗｂｌ＝６６０ｎｍおよびｗｂ３＝８１０ｎｍを使用する、エミッタ３１Ｅと３１Ｄおよび３１Ｅと３２Ｄとの間の光路は、式（１）に従って計算される、測定変数Ｒｐ１およびＲｐ２を評価するために決定される。Ｒｐ１およびＲｐ２の平均値は、動脈酸素化ＳａＯ２に対する出力値として使用される。代替として、図１２Ａに示されるように、エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅは、検出器３１Ｄおよび３２Ｄが位置する場所に配置され得、検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、図１２のエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅの位置に配置される。図１２Ｂでは、検出器３１Ｄ１は、エミッタ３１Ｅと１２３Ｅとの間に配置される。３１Ｄ１と３１Ｅとの間の関連光路と、３１Ｄ１と１２３Ｅとの間の光路の光減衰を加減算することは、浅組織層の影響が相殺されるため、最小限に抑えられる。図１２Ｃは、図１２Ｂに同様のセンサを示す。ここでの差異は、検出器３１Ｄ１が、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２によって置換されることである。その光減衰を計算する前に、本２つの検出器の光強度を加算することによって、さらなる計算のために、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ１の関連減衰を単一検出器のように処理可能となる。これに従って、エミッタ３１Ｅおよび１２３Ｄは、検出器３１Ｄ１、３１Ｄ２とエミッタ３１Ｅおよび１２３Ｅとの間で分路する光を回避することによって、より近接して配置可能である。図１２Ｄは、代替位置の検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２を示す。両半球に対する脳の酸素化均衡を監視するために、左右のセンサは、センサインターフェース２１４、２１５を伴う図１６の例示に従って、使用可能である。
【００６１】
（実施例６）
実施例５を参照すると、脳酸素測定センサは、組織の動脈および混合静脈酸素化を決定可能であると記載されている。これらの２つのパラメータを使用して、組織の酸素抽出を計算可能である。したがって、測定値は、動脈および混合静脈酸素化の差異であり得る。酸素抽出は、組織に酸素が供給されている状態を反映し、追加的に、心拍出量または心拍出量ＣａＯｕｔの傾向を非侵襲的に計算するために使用可能である。図１５は、挿管チューブ２１０を介して、空気を供給されている患者を示す。酸素消費量またはＣＯ２生成は、麻酔器２０４内で決定される。脳酸素測定センサ３２Ｓは、ＳａＯ２およびＳｖＯ２ディスプレイ装置２０６に接続される。装置２０４および装置２０６の情報は、以下または同様の方式で、心拍出量モニタ２０２内で評価される。
【００６２】
【数１１】
（実施例７）
身体部分の組織の酸素化の知識は、スポーツ活動監視のために、非常に着目されている。太腿または上腕の筋肉の酸素化は、異なるスポーツ活動に対するトレーニングレベルを反映し得る。図１６は、手首装着ディスプレイ２２０と有線または無線で接続される、種々のセンサを装着する運動選手を示す。スポーツ活動センサは、図１２の上述の脳センサと同一接続形態を有し得る。しかしながら、エミッタ／検出器距離は、所望の組織監視深度に応じて変動する。混合静脈酸素化を監視するための好ましい波長は、ｗｓ１＝７００ｎｍ、ｗｓ２＝８０５ｎｍ、およびｗｓ３＝８７０ｎｍである。結果として生じる光減衰ＬＡは、各波長（選択された波長に対する指数としてｗｓｌ、ｗｓ２、およびｗｓ３を伴う、ＬＷｗｓ１、ＬＡｗｓ２、およびＬＡｗｓ３）に対して計算される。混合静脈酸素化Ｒｖｓに対する測定変数は、以下または同様の方式で求められる。
【００６３】
【数１２】
このように、混合静脈酸素化の決定に対して、組織の光散乱および吸収に及ぼす影響がより少なくなり得る。
【００６４】
より優れた測定精度のためのさらなる改良は、ＳｖＯ２対ＲｖｓおよびＲｖの多次元較正に依存する、混合静脈酸素化に対する出力値を生成することによって、達成可能である。
【００６５】
上述の説明は、多くのの特異性を含有するが、これらは、本発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではなく、本発明の現在好ましい実施形態の一部の例示を単に提供するものとして解釈されたい。例えば、エミッタの形状は、矩形である可能性があり、エミッタは、ＬＥＤ、検出器、フォトダイオードを含むことが可能であって、脳センサの形状は、円形である可能性があり、組織の動脈および混合静脈酸素化を計算するための提案される方法は、異なる組み合わせで組み合わせ可能であって、信号は、運動または他の望ましくない源等によって生じる雑音の影響を低減するために、カルマンフィルタによって処理可能である。
【００６６】
本発明およびその利点が詳述されたが、添付の請求項によって定義されるように、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、種々の変更、置換、および修正が成され得ることを理解されたい。さらに、本願の範囲は、明細書に記載されるプロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、およびステップの特定の実施形態に限定されることを意図するものではない。当業者であれば、本発明の開示から容易に理解するように、本明細書に記載される対応する実施形態と実質的に同一機能を果たす、または実質的に同一結果を達成する、現在既存あるいは後に開発される、プロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、もしくはステップが、本発明に従って利用されてもよい。故に、添付の請求項は、その範囲内に、そのようなプロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、またはステップを含むことが意図される。
【技術分野】
【０００１】
（関連出願）
本願は、米国特許出願第１１／７８０，９９７号（２００７年７月２０日出願）の優先権の利益を主張する。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は、組織内の血液の酸素化の光学測定の正確性を向上させるためのプロセスおよび装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
（発明の背景）
血液の動脈の酸素化を測定するための標準的方法は、パルス酸素測定法として知られる。パルスオキシメーターは、血液が、異なる波長において酸素化のレベルに応じて非常に異なって、光を減衰させるということに基づいて機能する。心臓から開始する脈波は、動脈血管系において、組織内の動脈血液含有量の周期的変動を生じさせる。結果として、光吸収の周期的変化（図１）は、その放射が組織を通過する光送信機と、パルス酸素測定センサ内に統合される受信機との間で記録されることが可能である。センサ信号の評価は、通常、ｗ１＝６６０およびｗ２＝９４０ｎｍの光波長において、光吸収の異なる変化を計算することによって実行される。以下の方式または同様の方式で求められる、測定変数Ｒを得ることが可能である。
【０００４】
【数１】
式中に記載される光強度は、パルス酸素測定法において使用されるセンサの受信機内で受光される光強度を表す。測定変数Ｒは、酸素飽和度の測定値として用いられる。測定変数を出すための商の形成は、動脈血液の酸素飽和度の測定値に及ぼし得る任意の可能性のある影響（組織のヘモグロビン含有量、皮膚の色素沈着、または有毛）を補償するように意図される。最小値と最大値とにおける光減衰の差異は、両波長のそれぞれに対する光減衰の差分である。
【０００５】
波長９４０ｎｍおよび６６０ｎｍの光を使用して、７０乃至１００％の範囲の組織内動脈血液の酸素飽和度を測定することは、ほとんどの場合、１つの単一適用部位に対しては十分に正確な測定値をもたらす。しかしながら、動脈血液のより低い酸素飽和度を測定するためには、特に、血液量（すなわち、血液含有量）（非特許文献１参照）および組織の他の光学パラメータによって生じる測定変数Ｒに及ぼす大きな影響を想定することが必要である。
【０００６】
Ｒａｌｌの特許文献１は、胎児のパルス酸素測定センサについて記載している。この種の用途の場合、胎児は、成人よりも生理学的に低酸素化を有しており、ＳａＯ２の測定誤差は、低い酸素化において増加するので、より高い測定精度が望ましい。
【０００７】
Ｂｅｒｎｒｅｕｔｅｒの特許文献２（参照することによって、本明細書に組み込まれる）は、パルス酸素測定法の精度を改良する。しかしながら、動脈酸素化に対して同一高分解能を伴って、異なる身体部位上で測定するためには、光学組織特性を測定するための付加的精度が必要である。別の問題は、パルス酸素測定法単独では、重症患者を監視するために十分な診断情報を提供しないということである（非特許文献２参照）。
【０００８】
このため、追加的に、血液ＳｖＯ２の混合静脈酸素化を測定できることが非常に望ましいであろう。ＮＩＲによってＳｖＯ２を測定する方法は、Ｊｏｅｂｓｉｓによる特許文献３において、およびＨｉｒａｎｏらによる特許文献４において記載されている。それらの開示された解決策の問題は、組織表面上の毛髪、粉塵、または他の光学的に非透過性材料は、ＳｖＯ２の測定結果に影響を及ぼし得ることである。
【０００９】
血液酸素化の代謝を測定するために、Ａｎｄｅｒｓｏｎらは、特許文献５において、使用される光スペクトルの二次導関数が酸素化に関する情報をもたらす計器を開示している。これによって、組織内の光散乱の影響が最小に抑えられ、より高い測定精度をもたらし得る。本解決策の不利点は、光学計器の較正が複雑かつ高価であって、軽重量の装着可能な装置が着目されるようなスポーツ活動用途に対して、そのような装置の使用を不可能にすることである。同様の問題は、例えば、Ｇｒａｔｔｏｎの特許文献６に開示されている周波数領域分光法に対して知られている。本明細書に記載される、異なる波長において組織の光減衰を単に測定する酸素測定装置は、複雑な時間分解法よりも実行可能であり、かつ実装において柔軟性および信頼性がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許第５，５２９，０６４号明細書
【特許文献２】米国特許第６，２２６，５４０号明細書
【特許文献３】米国特許第４，２２３，６８０号明細書
【特許文献４】米国特許第５，０５７，６９５号明細書
【特許文献５】米国特許第５，８７９，２９４号明細書
【特許文献６】米国特許第４，８４０，４８５号明細書
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Ｐｈｏｔｏｎ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｏｎ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ，Ｊ．Ｍ．Ｓｃｈｍｉｔｔ，ＩＥＥＥ；１９９１
【非特許文献２】Ｗｈｅｎ Ｐｕｌｓｅ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｃｒｉｔｉｃａｌｌｙ Ｉｌｌ ｉｓ Ｎｏｔ Ｅｎｏｕｇｈ ｂｙ Ｂｒｉａｎ，Ｆ．Ｋｅｏｇｈ，Ａｎｅｓｔｈ Ａｎａｌｇ（２００２），９４：９６−９９
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、測定された光減衰を加減算することによって、較正に及ぼす影響を排除する装置および方法と、測定出力変数の精度を向上させるモデルベースの較正計算とを対象とする。一実施形態では、装置は、２つを超える波長の光波長の組み合わせを有する光エミッタと検出器との組み合わせを利用し、ここで、第３の波長のピークスペクトルは、第１および第２の波長のおよその幾何平均値である。
【００１３】
その結果、異なる組織特性の較正に及ぼす影響は、動脈、または静脈、あるいは動脈と静脈酸素化との組み合わせを測定するために、最小限に抑えられ得る。２つの他の波長の幾何平均値として、波長のうちの１つを選択することによって、散乱による変動が低減され得ることが発見されている。光減衰の付加的決定は、異なる組織組成による光吸収の変動、すなわち、筋肉、皮膚、脂肪、骨等の相対量の変動による、測定誤差を低減させ得る。
【００１４】
上述は、以下の本発明の詳細な説明がよりよく理解され得るために、本発明の特長および技術的利点を幾分広範に概説している。本発明の付加的な特長および利点は、以下に記載され、本発明の請求項の主題を形成する。開示される概念および特定の実施形態が、本発明の同一目的を実行する他の構造を修正または設計するための基礎として、容易に利用され得ることは、当業者には理解されるはずである。また、そのような均等構造が、添付の請求項に記載される本発明の精神および範囲から逸脱するものではないことは、当業者には認識されるはずである。さらなる目的および利点と合わせて、その構成および操作方法の両方に関して、本発明の特徴であると考えられる新規な特徴は、添付の図面と関連させて検討される場合、以下の説明からより理解されるであろう。しかしながら、図はそれぞれ、例示および説明のみの目的のために提供され、本発明の限定の定義として意図されるものではないことを明示的に理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
次に、本発明のより完全な理解のために、添付の図面と合わせて、以下の説明を参照する。
【図１】図１は、血液による光吸収の経時的変化を示す、グラフである。
【図２】図２は、異なる光学組織特性に対する測定変数Ｒに応じた動脈酸素飽和度示す、グラフである。
【図３】図３は、本発明による、反射酸素測定センサの概略断面図を示す。
【図４】図４は、本発明による、指クリップセンサの概略断面図を示す。
【図５】図５は、２つの測定変数Ｒ１、Ｒ２対ＳａＯ２に対する酸素化の多次元較正の図である。
【図６】図６は、操作時の酸素測定システムの概略図である。
【図７】図７は、本発明による、胎児の頭皮センサの側面図である。
【図８】図８は、図７のセンサの底面図である。
【図９】図９は、図３のセンサの底面図である。
【図１０】図１０は、図３のセンサの変形例の側断面図である。
【図１１】図１１は、図３のセンサの別の変形例の側断面図である。
【図１２】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ａ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｂ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｃ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１２Ｄ】図１２および図１２Ａ−１２Ｄは、図１１のセンサの底面図と、センサインターフェース上のエミッタ／検出器位置のいくつかの変形例である。
【図１３】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１３Ｂ】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１４】図１３、１３Ｂおよび１４は、前額部上に固定された反射センサの側断面図である。
【図１５】図１５は、心拍出量を決定するためのシステムを示す。
【図１６】図１６は、身体の異なる部位上へのセンサの適用による、手首装着ディスプレイおよびセンサインターフェースを伴うヒトを示し、２つのセンサインターフェースは、脳の各半球のために前額部上に配置される。
【図１７Ａ】図１７は、本発明による、組織に面して、検出器接地シールドおよび弾性絶縁層を伴う、酸素測定システムのためのハードウェア処理ユニットの概略図である。
【図１７Ｂ】図１７は、本発明による、組織に面して、検出器接地シールドおよび弾性絶縁層を伴う、酸素測定システムのためのハードウェア処理ユニットの概略図である。
【図１８】図１８は、２つの測定変数Ｒｖ１、Ｒｖ２対ＳｖＯ２に対する酸素化の多次元較正の図である。
【図１９】図１９は、血液内の酸素のモデルベース決定のための信号処理フローを示す、フローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
本明細書で使用されるように、「静脈」および「混合静脈」は、同義語であり得、「減衰」は、絶対または微分減衰を指し得、「組織酸素化」は、動脈、混合静脈、または静脈の酸素化、あるいはそれらの組み合わせを指し得、語句「約」は、波長を参照する場合、＋／−８０ｎｍの帯域を定量化し、距離を参照する場合、＋／−１ｃｍの帯域を定量化し得、エミッタは、センサインターフェースによって放出される少なくとも１つの波長の光が組織を貫通し始める領域を意味する放射点に対応し、光減衰に対して加重された値は、１つ以上の異なる値を有する可能性があり、光減衰のパルス性部分は、パルス酸素測定法のＡＣ信号に対応し、非パルス部分は、ＤＣ信号に対応することに留意されたい。
【００１７】
図１の図表は、パルス酸素測定法および動脈血液酸素化を決定するための同等方法が基礎とする基本効果を示す。生体内組織の光吸収を測定する場合、光吸収は、心臓周期毎に同期的に変化する。図表は、収縮期と拡張期との間に測定可能な動脈パルスによって生じる、光吸収の変化対時間を示す。収縮期と拡張期との間、動脈血管系への圧力は、８０ｍｍＨｇ乃至１２０ｍｍＨｇで変動する。光吸収の変化は、ＡＣ信号と呼ばれる。光吸収の時不変部分である、ＤＣ信号は、動脈血液、静脈血液、骨、毛髪、組織、および他の一定の吸収成分対時間の非パルス部分によって生じる。時不変信号は、組織の混合静脈酸素化の計算の基礎である。したがって、吸収の主要部分は、静脈血液によって生じ、副次部分は、動脈血液によって生じる。
【００１８】
図２は、ＳａＯ２対Ｒによる線図における２つの較正曲線を示す。較正線４２は、第１の特有集合の光学特性に対してのみ有効である。較正線４０は、第２の特有集合の光学特性に対してのみ有効である。有効集合の光学特性は、組織４６上に配置され、プラグ６６を介してディスプレイ装置６４に接続されるセンサ３１Ｓを伴う、図３および６に示される光学系によって決定可能である。追加的に、図２は、ＳａＯ２＝０．６およびＳａＯ２＝０．４における２つの水平線と、Ｒ＝１．４における１つの垂直線とを示す。光学系が、２つの異なる集合の光学特性を記録せずに、Ｒのみ決定する場合、０．２のＳａＯ２誤差（第１の集合の光学特性におけるＳａＯ２−第２の集合の光学特性におけるＳａＯ２）をもたらすであろう。また、血液ＳｖＯ２の混合静脈飽和度と、混合静脈酸素化に対する測定変数Ｒｖ１およびＲｖ２との場合にも同様の関係が存在する（図１８）。
【００１９】
図３は、組織４６上に配置される図の上部の酸素測定センサ３１Ｓを示す。センサ３１Ｓは、２つの光エミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、２つの光検出器３１Ｄ、３２Ｄとを含む。矢印Ａ１からＡ４は、組織を通してエミッタから検出器に光が通過する様子を示す。Ａ１は、エミッタ３１Ｅ内で放出され、検出器３１Ｄ内で受光される光を表す。Ａ２は、エミッタ３２Ｅ内で放出され、検出器３１Ｄ内で検出される光である。Ａ３は、３１Ｅ内で放出され、３２Ｄ内で検出される光であって、Ａ４は、エミッタ３２Ｅ内で放出され、検出器３２Ｄ内で検出される光である。
【００２０】
図４は、指４８上に固定される指クリップセンサ５４を示す。指クリップセンサは、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、検出器３１Ｄ、３２Ｄと、を組み込む。指クリップセンサの電気センサ信号は、センサケーブル６０を介して伝送される。また、信号は、従来通り、当該分野において周知の手段（図示せず）によって、無線で伝送することが可能である。
【００２１】
図５は、ＳａＯ２対Ｒ１およびＲ２の多次元較正を示す。ある組み合わせのＲ１およびＲ２は、較正面上のデータ点に対応し、飽和度レベルＳａＯ２を示す。また、図１８では、血液ＳｖＯ２の混合静脈飽和度と、混合静脈酸素化に対する２つの関連測定変数Ｒｖ１およびＲｖ２との場合にも、同様の関係が存在する。
【００２２】
図７および８は、それぞれ、側面図および底面図から、一連のエミッタ３１Ｅ、３２Ｅ、３３Ｅ、および３４Ｅと、一連の検出器３１Ｄ、３２Ｄ、３３Ｄ、および３４Ｄと、を伴う、胎児の頭皮センサ７４を示す。センサは、分娩時、螺旋状針７６を介して、胎児の頭皮上に固定可能である。追加的に、胎児の心電図（ＥＣＧ）が、針７６を介して伝送することが可能である。
【００２３】
図９は、図３からのセンサ３１Ｓの底面図である。検出器３５Ｄおよび３６Ｄは、エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅによって放出される光の受光を最大限にするための同心形態を有する。
【００２４】
図１０−１２は、センサ３１Ｓのいくつかの修正例を示す。図１０は、側面図において、平坦体を伴うセンサを示し、検出器３１Ｄ、３２Ｄおよびエミッタ３２Ｄは、ともに近接して群化され、エミッタ３２Ｅは、本群から離れて配置される。センサは、バンド１０８を介して、組織上に固定可能である。光シールド１１０は、周辺光の影響を最小限に抑える。
【００２５】
図１１は、センサホルダ１２２を伴うセンサを示す。
【００２６】
図１２は、図１１のセンサの底面図である。センサホルダ１２２の底側は、医療用の糊または接着剤で被覆可能である。センサホルダ１２２が、図１１に従って、センサ３１Ｓ上に配置され、組織４６に適用される場合、センサホルダ１２２上の糊によって、固定が可能である。センサホルダ１２２は、安価かつ使い捨てとして、構築可能である。代替として、組織に適用されるセンサの底側は、糊で直接被覆可能である。この場合の不利点は、センサが再使用不可能なことである。心拍数は、皮膚に接触するＥＣＧ電極１２３を介して検出される。図１２Ａは、センサを示し、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅは、近接して配置され、第１の検出器３１Ｄ１は、エミッタの近傍に配置され、第２の３２Ｄは、エミッタから離れて配置される。図１２Ｂは、図１２Ｂの若干の修正であって、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅとともに、検出器３１Ｄ１が一直線に配置される、センサを示す。図１２Ｃでは、検出器３１Ｄ１の代わり、２つの検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２が示される。図１２Ｄは、図１２Ｃの修正例であって、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２が、センサインターフェース上で種々の接続形態（ここでは、エミッタ３１Ｅおよび１３２Ｅに近接して）で配置可能であることを示す。
【００２７】
図１３、１３Ｂ、および１４は、ヒトの前額部に適用される、センサ３２Ｓの変形例を示す。図１３および１３Ｂに示される第１の変形例では、センサ３２Ｓは、バンド１０８を介して、前額部に固定される。矢印Ａ３２およびＡ４２、光が、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅから検出器３１および３２Ｄに進行し、前額部組織１５２および頭蓋骨１５０を通過し、脳１４８を通過または接触する様子を表す。矢印Ａ１２およびＡ２２は、前額部組織１５２および頭蓋骨１５０のみ通過する。図１３および図１３Ｂの差異は、図１３では、検出器３１Ｄおよび３２Ｄが、近接して配置されるのに対し、図１３Ｂでは、エミッタが、近接して配置されることである。
【００２８】
また、前額部上に適用されるセンサ３２Ｓの第２の変形例が、図１４に示される。図１３の矢印Ａ１２、Ａ２２、Ａ３２、およびＡ４２と比較される、矢印Ａｌ１、Ａ２１、Ａ３１、およびＡ４１は、光検出器およびエミッタの位置の変動によって、酸素含有量が、使用されるセンサ変形例の外形を変化させずに、異なって感知され得ることを示す。
【００２９】
図１５は、ベッド上に横たわり、挿管チューブ２１０によって酸素を供給されている患者と、麻酔器２０４とを示す。麻酔器２０４は、患者に接続され、患者の酸素消費量または二酸化炭素産生量を測定するための発明装置を有する。センサ３２Ｓは、患者の前額部上に配置され、ＳａＯ２およびＳｖＯ２と、酸素抽出とを計算する、酸素抽出監視装置２０６と接続される。監視装置２０６および麻酔器２０４は、心拍出量または心拍出量の傾向を計算する、第３の装置２０２に連結される。
【００３０】
図１６は、例えば、スポーツ活動または他の医療用途のために、異なる適用部位における酸素監視の使用を示し、手首装着ディスプレイ装置２２０は、脳の両半球のためのセンサインターフェース２１４および２１５を伴う前額部バンドセンサから、胸部バンドセンサ２２４から、腕部バンドセンサ２１８またはセンサインターフェース２２１を伴う本手首部バンドの特殊変形例から、あるいは指手袋センサ２２２から、酸素化データを受信可能である。
【００３１】
図１７ａは、２つのエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅと、２つの検出器３１Ｄおよび３２Ｄとを使用することによって酸素化を評価するためのハードウェアを示す。ＬＥＤ駆動部２２６は、符号化ハードウェアを組み込み、多次元較正のための較正を調節する、可変エミッタ／検出器幾何学形状のための較正を調節することが可能な、ライン２３８、２４８を介して、２つのエミッタを励起する。増幅器ＡＭＰ１ ２３２およびＡＭＰ２ ２３４は、検出器３１Ｄおよび３２Ｄに接続される。デマルチプレクサＤＥＭＵＸ３２０は、ＬＥＤ−ＤＲＩＶＥ２２６の切替状態に従って、同期的にタイミング調節される、それぞれのエミッタ内で使用される各波長を選択し、ＡＤ−コンバータＡＤ−ＣＯＮＶ ２３６を介して、ＣＰＵ２２８に測定データを送達する。センサインターフェースは、弾性材料から成り得る、患者に面する絶縁層２３９を備える。光検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、接地ライン２３５に接続される接地層２３３によって遮蔽される。接地シールドは、例えば、導電層または金属グッリドから成ることが可能である。図１７ｂは、センサ２４０の断面図を示す。
【００３２】
図１９は、モデルベース較正の信号フローを示す。入力処理回路２６０は、信号フローの第１の部分である。処理回路は、光減衰を計算するための回路２６２と、異なる測定変数を計算するための回路２６４とに接続される。光減衰に対する計算２６２は、混合静脈酸素化ＳｖＯ２に対する値を出力する結合回路２７０を有する、混合静脈酸素化のためのモデルベース決定回路２６６の基礎である。動脈酸素化のためのモデルベース決定回路２６８は、光減衰を計算するための回路２６２と、異なる測定変数を計算するための回路２６４とに接続される。ＳａＯ２のための動脈酸素化回路の出力値２７２は、ＳａＯ２のためのモデルベース計算２６８に連結される。
【００３３】
動脈酸素化を測定するために、２つの波長の代わりに３つの波長を使用することによって、以下の近似式は、拡散理論の助けによって導出可能である。本操作の結果は、次のようである。
【００３４】
【数２】
式中、Ｒｗ２、ｗ１およびＲｗ１、ｗ０は、波長ｗ０、ｗ１、およびｗ２ならびにＱを使用して、式（１）に従って計算され、Ｑは、補正パラメータである。
【００３５】
光減衰ＬＡｗｘは、以下または同様の方式で計算可能である。
【００３６】
【数３】
ＬＡｗｘは、波長ｗｘにおいて、放出される光強度Ｉｗｘｏと、受光された光が組織を通過する光強度Ｉｗｘとの比の対数に対応する。添え字ｗｘに続く指数は、選択された波長を示す。Ｇｒａａｆｆらは、組織内の散乱が、指数関数に従って、より高い波長に対して減少することを示した（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ；Ｒｅｄｕｃｅｄ Ｌｉｇｈｔ−Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｆｏｒ Ｍｉｘｔｕｒｅｓ ｏｆ Ｓｐｈｅｒｉｃａｌ Ｐａｒｔｉｃｌｅｓ：Ａ Ｓｉｍｐｌｅ Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ Ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ Ｍｉｅ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎｓ ｂｙ Ｒ．Ｇｒａａｆｆ；１９９２参照）。ＬＡｗｘは、波長ｗｘにおいて、放出される光強度Ｉｗｘｏと、受光された光が組織を通過する光強度Ｉｗｘとの比の対数に対応する。添え字ｗｘに続く指数は、選択された波長を示す。
【００３７】
Ｇｒａａｆｆらは、組織内の散乱が、指数関数に従って、より高い波長に対して減少することを示した（Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ；Ｒｅｄｕｃｅｄ Ｌｉｇｈｔ−Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｆｏｒ Ｍｉｘｔｕｒｅｓ ｏｆ Ｓｐｈｅｒｉｃａｌ Ｐａｒｔｉｃｌｅｓ：Ａ Ｓｉｍｐｌｅ Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ Ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒｏｍ Ｍｉｅ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎｓ ｂｙ Ｒ．Ｇｒａａｆｆ；１９９２参照）。また、吸収変動は、ａｃ／ｄｃ比等の他の測定値または近似式から得られてもよい。振幅は、最大振幅、ＲＭＳ、平均、または相関係数等の任意の測定値であってもよい。また、カルマンフィルタ法等の他の技術から導出されてもよく、または信号の時間導関数の測定値であってもよい。また、異なる波長における吸収率を利用する計算が示されるが、代替計算を使用して、同一またはほぼ同一の結果を得てもよい。例えば、吸収は、比率を計算せずに、直接使用することが可能である。
【００３８】
散乱の影響を低減するための波長の組み合わせの好ましい選択は、波長ｗ０および波長ｗ２の幾何学的平均値としての波長ｗｌを有する、以下の式によって定義される。
【００３９】
【数４】
本組み合わせは、約１のデフォルト値を有し、補正パラメータＱの変動帯域を最小に抑える。式（２）の測定変数Ｒ’は、散乱および組織の血液含有量の変動に関連する最小誤差を有する。
【００４０】
（実施例１）
図３に示されるセンサ３１Ｓを使用して、向上した精度によって、組織の動脈酸素化および混合静脈血液酸素化を決定する。式（２）を使用して、動脈酸素化に対する測定変数Ｒ’を提供する。エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅのそれぞれに対し、３つの波長が定義される。最初に、２つの測定波長ｗ０＝９４０ｎｍおよびｗ２＝６６０ｎｍが選択される。式（４）を使用すると、第３の波長ｗ１は、約７８８ｎｍである。計算された第３の波長に近似し、追加的に、血液吸収スペクトルの等吸収点にあるため、波長ｗ１＝８０５ｎｍが選択される。次のステップは、３つの波長ｗ０、ｗ１、およびｗ３のそれぞれに対し、結果として生じる光減衰ＬＡを決定する。
【００４１】
【数５】
【００４２】
【数６】
【００４３】
【数７】
式中、ＬＡ（Ａｘｗｙ）は、波長ｗｙにおける光矢Ａｘに関連する、検出器内で受光された光強度の対数である。光矢Ａｘの添え字ｘは、選択された光矢の数を表し、添え字ｙは、選択された波長を表す。光強度の対数の代わりに、光強度自体を式（５）−（７）中で使用可能であって、「＋」は、「＊」によって置換され、「−」は、「／」によって置換される。
【００４４】
次のステップでは、Ｒｗ２、ｗ１およびＲｗ１、ｗ０が、式（１）に従って計算される。その結果、Ｒ’は、Ｒｗ２、ｗ１またはＲｗ１、ｗ０に依存し得る補正因子としてＱを伴う、式（２）を使用して決定可能である。Ｒ’に依存する測定された動脈酸素化は、散乱、血液含有量、または組織内の他の光学吸収成分の影響を最小限に抑える。
【００４５】
（２）の一部である（８）の商は、測定変数Ｒｖ’をもたらす。
【００４６】
【数８】
Ｒｖ’は、散乱の影響が低減された組織の光学吸収の測定値である。したがって、混合静脈酸素化ＳｖＯ２のための信号として使用可能である。
【００４７】
（２）の数学的に等しい形態は、以下となる。
【００４８】
【数９】
また、式（９）に従って、以下の式を使用して、ＳａＯ２に対する測定変数Ｒ１’を決定可能である
【００４９】
【数１０】
式中、ｆは、上記で定義された変数を有する、光学組織パラメータの経験的関数である。
【００５０】
血液の全体的飽和度範囲に対する変数ＬＡｗ１、ＬＡｗ２、ＬＡｗ３、Ｒｗ１、ｗ２、およびＲｗ２、ｗ３を有する、測定変数に及ぼす組織の吸収および散乱の影響を低減する経験的較正は、複雑である。追加的に、異なる適用部位に対する、これらのパラメータに基づく純粋な経験的較正は、おそらく、不可能である。提案されるモデルベース方法は、較正の複雑性を低減する。ＳａＯ２は、Ｒ’にのみ依存する向上された正確性を伴って、決定可能である。
【００５１】
また、一酸化炭素ヘモグロビン、メトヘモグロビン、ビリルビン、または血液中に溶解されたグルコース等の血液の他の光吸収成分のために、本方法を使用することが可能である。６００ｎｍ−１０００ｎｍの範囲の光波長は、一酸化炭素ヘモグロビンおよびメトヘモグロビンのために使用可能である。グルコースは、１１００ｎｍで血液中に溶解される吸収ピークを示し、より低い波長におけるビリルビンは、３００ｎｍ−８００ｎｍの範囲である。それぞれの付加的成分に対し、付加的波長が選択される必要がある。すなわち、ＳａＯ２およびメトヘモグロビンを同時に測定するためには、４つの波長が選択される必要があり、式（９）に従って、２つの異なる測定変数Ｒ’１およびＲ’２が定義される必要があることを意味する。故に、ＳａＯ２に対して結果として生じる出力は、Ｒ’１に依存し、メトヘモグロビンは、Ｒ’２に依存する。
【００５２】
その結果、センサ３１Ｓは、組織の散乱および吸収による、測定誤算の影響の低減を伴って、動脈および混合静脈酸素化ならびに他の血液成分を同時に測定可能である。
【００５３】
（実施例２）
図４では、指クリップセンサ５４は、２つのエミッタ３１Ｅ、３２Ｅと、２つの検出器３１Ｄおよび３２Ｄとともに、示される。指クリップセンサの利点は、適用が容易なことである。図３のセンサ３１Ｓと同等に、指４８内の混合静脈および動脈酸素化の測定値として、出力変数Ｒ’およびＲｖ’を計算するために、実施例１に従う全計算が行なわれ得るように、２つのエミッタと２つの検出器との間の４つの代表的光路が可能である。また、対応する計算は、図９のセンサを使用して行なうことが可能である。ここでの差異は、拡大された同心検出器領域によって、検出された光強度を増加可能である、検出器３５Ｄおよび３６Ｄの代替形態である。
【００５４】
（実施例３）
図５は、ＳａＯ２対Ｒ１およびＲ２の多次元較正を示す。Ｒ１およびＲ２は、２つの波長対（第１の波長対に対し、波長ｗｍ１＝６６０ｎｍおよびｗｍ２＝９１０ｎｍが選択され、第２の波長対に対し、ｗｍ３＝８１０ｎｍおよびｗｍ２＝９１０ｎｍが選択される）を選択することによって、（１）に従って、計算可能である。第２の波長対は、動脈酸素化に対し感受性が低く、光学組織パラメータ変動による誤差を補償するために使用される。多次元較正が、可変組織パラメータの存在下、向上した精度をもたらすことを保証するために、特有の波長集合および特有の検出器／エミッタ距離のために指定される、正確に対応する較正を選択することが重要である。したがって、付加的情報は、選択されたセンサに符号化される必要がある。組織酸素濃度計装置は、本情報を読み出し、適切な較正を使用することが可能である。情報の符号化は、例えば、センサのＬＥＤ駆動部ライン内に実装されるレジスタによって、達成可能である（図１７：２４８、２３８参照）。絶縁層２３９と光感知要素３１Ｄおよび３２Ｄとの間の接地シールド面２３３は、電気干渉および雑音を最小限に抑えるために有用である。また、絶縁層を使用して、例えば、手首装着装置２２０および統合されたセンサインターフェースに対する力を分断し、センサ精度に及ぼす影響を有し得る、組織上へのセンサインターフェースの力を制御することが可能である。また、弾性手首部バンド２２１は、本影響を低減する助けとなり得る。
【００５５】
多次元較正の（図５）改良型は、式（２）に従ってＲ１を、式（８）に従ってＲ２を計算することによって、達成可能である。これは、可変光学組織吸収による表示される動脈酸素化ＳａＯ２の誤差を最小限にする。
【００５６】
（実施例４）
図７では、螺旋状針７６によって、胎児の頭部上の皮膚を穿刺する、胎児のパルス酸素測定センサ７４が示される。図８の底面図は、４つのエミッタ３１Ｅ、３２Ｅ、３３Ｅおよび３４Ｅと、４つの検出器３１Ｄ、３２Ｄ、３３Ｄおよび３４Ｄとを伴う、センサ７４を示す。明らかに、エミッタと検出器との間において、選択された波長毎に４つを超える異なる光路が可能である。本付加的情報を使用して、結果として生じる光減衰Ｌａｘの全体集合を計算する。また、異なる光路に対し、一連の測定変数Ｒｘを計算することが可能である。変数ＬＡｘおよびＲｘの加重平均値（加重は、関連測定信号の雑音に依存し得る）ＬＡｍおよびＲｍの生成は、組織不均質性による誤差を低減する助けをする。組織組成を局所的に変動することによって影響を受けない、光学組織パラメータに対して安定した測定値を達成することは、誤差を最小限に抑え、モデルベースパラメータの入力を正確に決定するために重要である。
【００５７】
（実施例５）
脳酸素濃度計は、図１３に示され、患者の前額部の右側に配置される。脳の断面図は、１つの波長を表す、４つの光路が、組織を通して、エミッタ３１Ｅ、３２Ｅから検出器３１Ｄおよび３２Ｄに進行する様子を示す。結果として生じる光減衰ＬＡは、Ａ３２およびＡ２２の光減衰を加算し、そこからＡ４２およびＡ１２に関連する光減衰を減算することによって、各波長に対して達成可能である。したがって、結果として生じる光減衰ＬＡは、エミッタまたは検出器上の粉塵、あるいはそれらの部分の劣化に依存せず、それらのセンサが再使用可能であるため、重要な特長である。脳酸素濃度計の図１３内のセンサの２つのエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅのそれぞれに対し、３つの波長が選択される（ｗｂ１＝６６０ｎｍ、ｗｂ２＝７４０ｎｍ、およびｗｂ３＝８１０ｎｍ）。
【００５８】
結果として生じる光減衰ＬＡｗｂ２およびＬＡｗｂ３の比率Ｒｖｂは、混合静脈酸素化に対する測定値として使用される。波長ｗｂ３＝８１０ｎｍにおいて結果として生じる光減衰を使用して、ＳｖＯ２対ＲｖｂおよびＬＡｗｂ３の多次元較正によって、Ｒｖｂの組織内の血液含有量の依存性を排除可能である。
【００５９】
エミッタ３２Ｅと検出器３１Ｄとの間の好ましいエミッタ／検出器距離は、２ｃｍ超である。脳組織と重層組織とを対比するために、１つの長光路は、約４ｃｍのエミッタ／検出器距離を有し、短光路は、約２ｃｍのエミッタ／検出器距離を有し、重層構造を区別すべきである。信号上の雑音と、主に脳に関連する信号部分との関係は、本願のための良好な妥協案である。エミッタ／検出器距離が長いほど、脳内への貫通深度は深くなる。最小限のセンサ外形において、最大貫通深度を達成するためには、エミッタと検出器との間の距離は、全エミッタと検出器との間の最大距離であるべきである。図１４は、センサ内において、２つの検出器が最大距離を有し、検出器およびエミッタ要素が、センサの中心に対して対称的に群化される、実施例を示す。Ａ３１、Ａ２１の光の結果として生じる最大貫通深度は、最大エミッタ／検出器距離も、センサの同一全体外形において、図１３内のセンサと比較して短いため、ここでは、図１３に示される、センサのＡ３２の光の最大貫通深度未満である。したがって、エミッタおよび検出器を非対称的に配置することは、組織の深層中の酸素化測定を達成するための最良の選択肢である。図１３Ｂでは、エミッタ３１Ｅは、エミッタ３２Ｅに近接して配置される。検出器３２Ｄは、検出器３１Ｄとエミッタ３２Ｅとの間に配置される。光減衰Ａ３２およびＡ２２を加算し、Ａｌ２およびＡ４２を減算することによって、脳重層構造の大部分が、脳組織に対して対比可能であって、酸素化信号が、８０％を超えて、重層構造ではなく、脳組織に由来するように計算可能である、信号をもたらす。
【００６０】
図１２は、脳酸素測定センサの底面図を示し、エミッタ３１Ｅと、検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、三角形に配置される。波長ｗｂｌ＝６６０ｎｍおよびｗｂ３＝８１０ｎｍを使用する、エミッタ３１Ｅと３１Ｄおよび３１Ｅと３２Ｄとの間の光路は、式（１）に従って計算される、測定変数Ｒｐ１およびＲｐ２を評価するために決定される。Ｒｐ１およびＲｐ２の平均値は、動脈酸素化ＳａＯ２に対する出力値として使用される。代替として、図１２Ａに示されるように、エミッタ３１Ｅおよび３２Ｅは、検出器３１Ｄおよび３２Ｄが位置する場所に配置され得、検出器３１Ｄおよび３２Ｄは、図１２のエミッタ３１Ｅおよび３２Ｅの位置に配置される。図１２Ｂでは、検出器３１Ｄ１は、エミッタ３１Ｅと１２３Ｅとの間に配置される。３１Ｄ１と３１Ｅとの間の関連光路と、３１Ｄ１と１２３Ｅとの間の光路の光減衰を加減算することは、浅組織層の影響が相殺されるため、最小限に抑えられる。図１２Ｃは、図１２Ｂに同様のセンサを示す。ここでの差異は、検出器３１Ｄ１が、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２によって置換されることである。その光減衰を計算する前に、本２つの検出器の光強度を加算することによって、さらなる計算のために、検出器３１Ｄ１および３１Ｄ１の関連減衰を単一検出器のように処理可能となる。これに従って、エミッタ３１Ｅおよび１２３Ｄは、検出器３１Ｄ１、３１Ｄ２とエミッタ３１Ｅおよび１２３Ｅとの間で分路する光を回避することによって、より近接して配置可能である。図１２Ｄは、代替位置の検出器３１Ｄ１および３１Ｄ２を示す。両半球に対する脳の酸素化均衡を監視するために、左右のセンサは、センサインターフェース２１４、２１５を伴う図１６の例示に従って、使用可能である。
【００６１】
（実施例６）
実施例５を参照すると、脳酸素測定センサは、組織の動脈および混合静脈酸素化を決定可能であると記載されている。これらの２つのパラメータを使用して、組織の酸素抽出を計算可能である。したがって、測定値は、動脈および混合静脈酸素化の差異であり得る。酸素抽出は、組織に酸素が供給されている状態を反映し、追加的に、心拍出量または心拍出量ＣａＯｕｔの傾向を非侵襲的に計算するために使用可能である。図１５は、挿管チューブ２１０を介して、空気を供給されている患者を示す。酸素消費量またはＣＯ２生成は、麻酔器２０４内で決定される。脳酸素測定センサ３２Ｓは、ＳａＯ２およびＳｖＯ２ディスプレイ装置２０６に接続される。装置２０４および装置２０６の情報は、以下または同様の方式で、心拍出量モニタ２０２内で評価される。
【００６２】
【数１１】
（実施例７）
身体部分の組織の酸素化の知識は、スポーツ活動監視のために、非常に着目されている。太腿または上腕の筋肉の酸素化は、異なるスポーツ活動に対するトレーニングレベルを反映し得る。図１６は、手首装着ディスプレイ２２０と有線または無線で接続される、種々のセンサを装着する運動選手を示す。スポーツ活動センサは、図１２の上述の脳センサと同一接続形態を有し得る。しかしながら、エミッタ／検出器距離は、所望の組織監視深度に応じて変動する。混合静脈酸素化を監視するための好ましい波長は、ｗｓ１＝７００ｎｍ、ｗｓ２＝８０５ｎｍ、およびｗｓ３＝８７０ｎｍである。結果として生じる光減衰ＬＡは、各波長（選択された波長に対する指数としてｗｓｌ、ｗｓ２、およびｗｓ３を伴う、ＬＷｗｓ１、ＬＡｗｓ２、およびＬＡｗｓ３）に対して計算される。混合静脈酸素化Ｒｖｓに対する測定変数は、以下または同様の方式で求められる。
【００６３】
【数１２】
このように、混合静脈酸素化の決定に対して、組織の光散乱および吸収に及ぼす影響がより少なくなり得る。
【００６４】
より優れた測定精度のためのさらなる改良は、ＳｖＯ２対ＲｖｓおよびＲｖの多次元較正に依存する、混合静脈酸素化に対する出力値を生成することによって、達成可能である。
【００６５】
上述の説明は、多くのの特異性を含有するが、これらは、本発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではなく、本発明の現在好ましい実施形態の一部の例示を単に提供するものとして解釈されたい。例えば、エミッタの形状は、矩形である可能性があり、エミッタは、ＬＥＤ、検出器、フォトダイオードを含むことが可能であって、脳センサの形状は、円形である可能性があり、組織の動脈および混合静脈酸素化を計算するための提案される方法は、異なる組み合わせで組み合わせ可能であって、信号は、運動または他の望ましくない源等によって生じる雑音の影響を低減するために、カルマンフィルタによって処理可能である。
【００６６】
本発明およびその利点が詳述されたが、添付の請求項によって定義されるように、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、種々の変更、置換、および修正が成され得ることを理解されたい。さらに、本願の範囲は、明細書に記載されるプロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、およびステップの特定の実施形態に限定されることを意図するものではない。当業者であれば、本発明の開示から容易に理解するように、本明細書に記載される対応する実施形態と実質的に同一機能を果たす、または実質的に同一結果を達成する、現在既存あるいは後に開発される、プロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、もしくはステップが、本発明に従って利用されてもよい。故に、添付の請求項は、その範囲内に、そのようなプロセス、機械、製造、組成物、手段、方法、またはステップを含むことが意図される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の組織酸素化を測定するための装置であって、
患者組織部位に連結されるように適合されるセンサインターフェースであって、該センサインターフェースは、光を組織内に放出する少なくとも１つの光エミッタと、該少なくとも１つのエミッタから組織を通過する光を検出する少なくとも１つの検出器とを含む、センサインターフェースと、
選択された波長ｗｓｊにおいて検出された光に応じて、光減衰ＬＡｗｓｊを決定するためのプロセッサと、
該組織部位において、該センサインターフェースを連結するための連結装置と、
該決定された光減衰に基づいて、組織酸素化を表す信号を生成するためのデータプロセッサと、
組織酸素化レベルを表示するディスプレイ装置と
を備える、装置。
【請求項２】
前記データプロセッサは、組織酸素化を表す信号を生成するための手段を含み、光減衰のパルス変化に基づいて、動脈酸素化情報を提供する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記少なくとも１つのエミッタは、ＬＥＤであり、前記少なくとも１つの検出器は、フォトダイオードである、請求項２に記載の装置。
【請求項４】
組織酸素化を表す信号を生成するための前記手段は、前記動脈酸素情報の正確性を向上させるために、光減衰の非パルス部分を使用する、請求項２に記載の装置。
【請求項５】
組織酸素化を表す信号を生成するための前記手段は、光減衰の非パルス部分を使用して、組織酸素化を決定する、請求項１に記載の装置。
【請求項６】
前記センサインターフェースは、胸部バンドまたは頭部バンドに連結される、請求項１に記載の装置。
【請求項７】
前記センサ連結装置は、腕部バンドである、請求項２に記載の装置。
【請求項８】
前記腕部バンドは、手首部バンドである、請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記センサインターフェースを通して、組織に付与される力を制御するための弾性手段を備える、請求項７に記載の装置。
【請求項１０】
前記少なくとも１つのエミッタは、少なくとも３つの異なる波長を有する光を放出する、請求項２に記載の装置。
【請求項１１】
２つの決定された光減衰を加減算し、組織内の酸素化に関連する少なくとも１つの測定値を生成する、請求項２に記載の装置。
【請求項１２】
パルスまたは心拍数が、追加的に決定される、請求項２に記載の装置。
【請求項１３】
前記ディスプレイ装置は、時間を表示する、請求項１に記載の装置。
【請求項１４】
組織酸素化を測定するための装置であって、
少なくとも２つの波長によって光を組織内に放出する少なくとも２つのエミッタと、該組織を通過する光を受光する少なくとも１つの検出器とを含む、センサインターフェースと、
該センサインターフェース内のセンサ変動の情報を保有するための記憶装置と、
該センサインターフェースの該センサ変動情報を使用して、組織酸素化を決定するためのプロセッサと
を備える、装置。
【請求項１５】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの波長放出強度は、計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの光放出強度は、前記計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１７】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの光放出強度および該エミッタのうちの少なくとも１つの波長は、前記計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１８】
脳組織酸素化は、前記センサインターフェースを使用して決定され、少なくとも１つのエミッタ／検出器の距離は、３ｃｍより大きく、該センサインターフェースは、前額部の片側に提供され、前記装置は、一方の脳半球の酸素化を測定する、請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】
少なくとも１つのエミッタ／検出器の距離は、長さ約１ｃｍであり、関連経路は、検出された光のパルス性部分を評価することによって、光減衰、または追加的に動脈酸素化を決定するために使用されることが可能である、請求項１８に記載の装置。
【請求項２０】
少なくとも１つの波長ｗｓｊに対して計算ステップを実行する装置であって、
第１のエミッタ内で放出され、第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ１、ｗｓｊ）を計算するステップと、
第２のエミッタ内で放出され、第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を計算するステップと、
該第１のエミッタ内で放出され、該第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）を計算するステップと、
該第２のエミッタ内で放出され、該第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）を計算するステップと、
ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）の光減衰を重み付けおよび累算し、そこから該重み付けおよび累算された光減衰ＬＡ（Ａｌ、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を減算することによって、該波長ｗｓｊにおいて結果として生じる光減衰ＬＡｗｓｊに対応する、該組織単独の光学成分を算出するステップと
を備える、請求項１７に記載の装置。
【請求項２１】
組織酸素化を測定するための装置であって、
前額部組織に連結されるように適合されるセンサであって、該センサは、少なくとも２つの光エミッタであって、各エミッタに対して少なくとも２つの異なる波長を伴って該センサ上に互いから離れて配置され、各エミッタはおよそ同一の波長を有し、光を該組織内に放出する、エミッタと、該組織を通過する光を検出するための少なくとも１つの検出器とを含み、該エミッタのうちの１つと、該少なくとも１つの検出器のうちの１つとの距離は、光路が該組織を貫通するように選択され、少なくとも１つのエミッタ／検出器の対の間の距離は、２０ミリメートルより大きい、センサと、
該少なくとも１つの検出器および該少なくとも２つのエミッタに対して選択された波長ｗｓｊに対して、検出された光に応じて、少なくとも２つの信号を計算するための手段であって、該少なくとも２つの信号は、光減衰を加算または減算することによって計算される、手段と、
該少なくとも２つの光エミッタと該少なくとも１つの検出器との間の少なくとも２つの可能性のある光路に対するＩｎ（該検出器において受光される定常状態の光の強度）に対応する減衰を計算するステップと、
該少なくとも２つの信号に基づいて、組織酸素化を表す出力を生成するための手段と
を備える、装置。
【請求項２２】
少なくとも２つのエミッタと少なくとも２つの検出器とを使用して、前記波長のうちの少なくとも２つの場合に、該波長の各々に対して、２つの光路の対応する前記光減衰が加算され、２つのさらなる光路の対応する光減衰が減算されて、該少なくとも２つの信号に対する測定値を生成する、請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
脳内の組織酸素化を示す比Ｒを計算するための手段を備え、前記２つの信号が使用される、請求項２２に記載の装置。
【請求項２４】
３つの異なる波長を使用して、該３つの波長の減衰または光減衰対酸素化の比に基づく２つの比Ｒに従属する多次元較正によって、組織酸素化レベルの測定値を計算するための手段を備える、請求項２２に記載の装置。
【請求項２５】
光の付加的波長を使用して、組織成分の測定値を計算するための手段を備える、請求項２２に記載の装置。
【請求項２６】
較正は、経験的なデータに基づく、請求項２２に記載の装置。
【請求項２７】
前記センサは、少なくとも４ｃｍである少なくとも１つのエミッタ／検出器距離と、少なくとも１．５ｃｍである第２のエミッタ／検出器距離とを含む、請求項２２に記載の装置。
【請求項２８】
前記センサは、少なくとも４ｃｍである少なくとも１つのエミッタ／検出器距離と、少なくとも１．５ｃｍである第２のエミッタ／検出器距離とを含む、請求項２１に記載の装置。
【請求項２９】
前記少なくとも１つの検出器および前記少なくとも２つのエミッタのうちの少なくとも３つは、前記センサ上におよそ直線的に整列させられる、請求項２１に記載の装置。
【請求項３０】
生成された酸素化信号のうちの少なくとも６５％は、前額部組織および脳組織を通る光路を加減算することによって、脳組織によって発生させられる、請求項２７に記載の装置。
【請求項３１】
対象の前額部の反対側に配置される一対のセンサによって、該対象の脳半球の酸素化レベルを監視するための、請求項２８に記載の装置。
【請求項３２】
対象の前額部の反対側に配置される一対のセンサであって、ＬＥＤおよび光検出器を含む、センサによって、該対象の脳半球の酸素化レベルを監視する、請求項２８に記載の装置。
【請求項３３】
脳半球を監視するために、前記前額部の片側に配置される前記センサのエミッタ／検出器距離は、長さ２０ｍｍ未満である、請求項２８に記載の装置。
【請求項３４】
２０ｍｍ以下の距離によって分離されるエミッタ／検出器の対に関連付けられる光信号を使用して、動脈酸素化に対する測定値を計算する手段を有する、請求項２８に記載の装置。
【請求項３５】
少なくとも１つの波長ｗｓｊに対して、前記装置は、
第１のエミッタ内で放出され、第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａｌ、ｗｓｊ）を決定することと、
第２のエミッタ内で放出され、第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を決定することと、
該第１のエミッタ内で放出され、該第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）を決定することと、
該第２のエミッタ内で放出され、該第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）を決定することと、
ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）の光減衰を重み付けおよび累算し、そこから該重み付けおよび累算された光減衰ＬＡ（Ａ１、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を減算することによって、該波長ｗｓｊにおいて結果として生じる光減衰ＬＡｗｓｊに対応する該組織の光学成分を決定することと
を備える、方法を実行する、請求項２１に記載の装置。
【請求項３６】
前記センサのうちの少なくとも１つの検出器は、電気的に絶縁された絶縁層と、前記絶縁層と前記光強度が検出される領域との間の接地層とを含む、請求項２１に記載の装置。
【請求項３７】
前記少なくとも１つの検出器は、脳半球の酸素化を検出するための使用に適合される、請求項３６に記載の装置。
【請求項３８】
組織酸素化を決定するための方法であって、
少なくとも２つの検出器および少なくとも２つのエミッタを組織表面上に配置することと、第１のエミッタによって放出され、第１の検出器において測定される光減衰を加算することと、該第１のエミッタと第２の検出器との間の光減衰を減算することと、検出器とエミッタとの対をさらに選択し、光減衰を加算または減算することによって、結果として生じる光減衰を決定することと、
以前に加算された少なくとも１つの光減衰に対して、各検出器で終端する光路を有する各検出器とエミッタとの対に対する該結果として生じる光減衰から、光減衰を減算することにより、該結果として生じる光減衰を生成することと
光減衰を加減算して、組織酸素化の測定値を決定することと
を備える、方法。
【請求項３９】
前記検出器とエミッタとは、矩形状に離間している、請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記検出器とエミッタとは、前記エミッタと検出器との間の組織を通る少なくとも２つの光路が交差しないように離間している、請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
前記検出器とエミッタとは、前記光路内に非対称性を提供するように離間している、請求項３８に記載の方法。
【請求項１】
患者の組織酸素化を測定するための装置であって、
患者組織部位に連結されるように適合されるセンサインターフェースであって、該センサインターフェースは、光を組織内に放出する少なくとも１つの光エミッタと、該少なくとも１つのエミッタから組織を通過する光を検出する少なくとも１つの検出器とを含む、センサインターフェースと、
選択された波長ｗｓｊにおいて検出された光に応じて、光減衰ＬＡｗｓｊを決定するためのプロセッサと、
該組織部位において、該センサインターフェースを連結するための連結装置と、
該決定された光減衰に基づいて、組織酸素化を表す信号を生成するためのデータプロセッサと、
組織酸素化レベルを表示するディスプレイ装置と
を備える、装置。
【請求項２】
前記データプロセッサは、組織酸素化を表す信号を生成するための手段を含み、光減衰のパルス変化に基づいて、動脈酸素化情報を提供する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記少なくとも１つのエミッタは、ＬＥＤであり、前記少なくとも１つの検出器は、フォトダイオードである、請求項２に記載の装置。
【請求項４】
組織酸素化を表す信号を生成するための前記手段は、前記動脈酸素情報の正確性を向上させるために、光減衰の非パルス部分を使用する、請求項２に記載の装置。
【請求項５】
組織酸素化を表す信号を生成するための前記手段は、光減衰の非パルス部分を使用して、組織酸素化を決定する、請求項１に記載の装置。
【請求項６】
前記センサインターフェースは、胸部バンドまたは頭部バンドに連結される、請求項１に記載の装置。
【請求項７】
前記センサ連結装置は、腕部バンドである、請求項２に記載の装置。
【請求項８】
前記腕部バンドは、手首部バンドである、請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記センサインターフェースを通して、組織に付与される力を制御するための弾性手段を備える、請求項７に記載の装置。
【請求項１０】
前記少なくとも１つのエミッタは、少なくとも３つの異なる波長を有する光を放出する、請求項２に記載の装置。
【請求項１１】
２つの決定された光減衰を加減算し、組織内の酸素化に関連する少なくとも１つの測定値を生成する、請求項２に記載の装置。
【請求項１２】
パルスまたは心拍数が、追加的に決定される、請求項２に記載の装置。
【請求項１３】
前記ディスプレイ装置は、時間を表示する、請求項１に記載の装置。
【請求項１４】
組織酸素化を測定するための装置であって、
少なくとも２つの波長によって光を組織内に放出する少なくとも２つのエミッタと、該組織を通過する光を受光する少なくとも１つの検出器とを含む、センサインターフェースと、
該センサインターフェース内のセンサ変動の情報を保有するための記憶装置と、
該センサインターフェースの該センサ変動情報を使用して、組織酸素化を決定するためのプロセッサと
を備える、装置。
【請求項１５】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの波長放出強度は、計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの光放出強度は、前記計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１７】
前記エミッタのうちの少なくとも１つの光放出強度および該エミッタのうちの少なくとも１つの波長は、前記計算するための手段によって補償される、請求項１４に記載の装置。
【請求項１８】
脳組織酸素化は、前記センサインターフェースを使用して決定され、少なくとも１つのエミッタ／検出器の距離は、３ｃｍより大きく、該センサインターフェースは、前額部の片側に提供され、前記装置は、一方の脳半球の酸素化を測定する、請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】
少なくとも１つのエミッタ／検出器の距離は、長さ約１ｃｍであり、関連経路は、検出された光のパルス性部分を評価することによって、光減衰、または追加的に動脈酸素化を決定するために使用されることが可能である、請求項１８に記載の装置。
【請求項２０】
少なくとも１つの波長ｗｓｊに対して計算ステップを実行する装置であって、
第１のエミッタ内で放出され、第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ１、ｗｓｊ）を計算するステップと、
第２のエミッタ内で放出され、第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を計算するステップと、
該第１のエミッタ内で放出され、該第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）を計算するステップと、
該第２のエミッタ内で放出され、該第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）を計算するステップと、
ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）の光減衰を重み付けおよび累算し、そこから該重み付けおよび累算された光減衰ＬＡ（Ａｌ、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を減算することによって、該波長ｗｓｊにおいて結果として生じる光減衰ＬＡｗｓｊに対応する、該組織単独の光学成分を算出するステップと
を備える、請求項１７に記載の装置。
【請求項２１】
組織酸素化を測定するための装置であって、
前額部組織に連結されるように適合されるセンサであって、該センサは、少なくとも２つの光エミッタであって、各エミッタに対して少なくとも２つの異なる波長を伴って該センサ上に互いから離れて配置され、各エミッタはおよそ同一の波長を有し、光を該組織内に放出する、エミッタと、該組織を通過する光を検出するための少なくとも１つの検出器とを含み、該エミッタのうちの１つと、該少なくとも１つの検出器のうちの１つとの距離は、光路が該組織を貫通するように選択され、少なくとも１つのエミッタ／検出器の対の間の距離は、２０ミリメートルより大きい、センサと、
該少なくとも１つの検出器および該少なくとも２つのエミッタに対して選択された波長ｗｓｊに対して、検出された光に応じて、少なくとも２つの信号を計算するための手段であって、該少なくとも２つの信号は、光減衰を加算または減算することによって計算される、手段と、
該少なくとも２つの光エミッタと該少なくとも１つの検出器との間の少なくとも２つの可能性のある光路に対するＩｎ（該検出器において受光される定常状態の光の強度）に対応する減衰を計算するステップと、
該少なくとも２つの信号に基づいて、組織酸素化を表す出力を生成するための手段と
を備える、装置。
【請求項２２】
少なくとも２つのエミッタと少なくとも２つの検出器とを使用して、前記波長のうちの少なくとも２つの場合に、該波長の各々に対して、２つの光路の対応する前記光減衰が加算され、２つのさらなる光路の対応する光減衰が減算されて、該少なくとも２つの信号に対する測定値を生成する、請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
脳内の組織酸素化を示す比Ｒを計算するための手段を備え、前記２つの信号が使用される、請求項２２に記載の装置。
【請求項２４】
３つの異なる波長を使用して、該３つの波長の減衰または光減衰対酸素化の比に基づく２つの比Ｒに従属する多次元較正によって、組織酸素化レベルの測定値を計算するための手段を備える、請求項２２に記載の装置。
【請求項２５】
光の付加的波長を使用して、組織成分の測定値を計算するための手段を備える、請求項２２に記載の装置。
【請求項２６】
較正は、経験的なデータに基づく、請求項２２に記載の装置。
【請求項２７】
前記センサは、少なくとも４ｃｍである少なくとも１つのエミッタ／検出器距離と、少なくとも１．５ｃｍである第２のエミッタ／検出器距離とを含む、請求項２２に記載の装置。
【請求項２８】
前記センサは、少なくとも４ｃｍである少なくとも１つのエミッタ／検出器距離と、少なくとも１．５ｃｍである第２のエミッタ／検出器距離とを含む、請求項２１に記載の装置。
【請求項２９】
前記少なくとも１つの検出器および前記少なくとも２つのエミッタのうちの少なくとも３つは、前記センサ上におよそ直線的に整列させられる、請求項２１に記載の装置。
【請求項３０】
生成された酸素化信号のうちの少なくとも６５％は、前額部組織および脳組織を通る光路を加減算することによって、脳組織によって発生させられる、請求項２７に記載の装置。
【請求項３１】
対象の前額部の反対側に配置される一対のセンサによって、該対象の脳半球の酸素化レベルを監視するための、請求項２８に記載の装置。
【請求項３２】
対象の前額部の反対側に配置される一対のセンサであって、ＬＥＤおよび光検出器を含む、センサによって、該対象の脳半球の酸素化レベルを監視する、請求項２８に記載の装置。
【請求項３３】
脳半球を監視するために、前記前額部の片側に配置される前記センサのエミッタ／検出器距離は、長さ２０ｍｍ未満である、請求項２８に記載の装置。
【請求項３４】
２０ｍｍ以下の距離によって分離されるエミッタ／検出器の対に関連付けられる光信号を使用して、動脈酸素化に対する測定値を計算する手段を有する、請求項２８に記載の装置。
【請求項３５】
少なくとも１つの波長ｗｓｊに対して、前記装置は、
第１のエミッタ内で放出され、第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａｌ、ｗｓｊ）を決定することと、
第２のエミッタ内で放出され、第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を決定することと、
該第１のエミッタ内で放出され、該第２の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）を決定することと、
該第２のエミッタ内で放出され、該第１の検出器において受光される光の光減衰ＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）を決定することと、
ＬＡ（Ａ２、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ３、ｗｓｊ）の光減衰を重み付けおよび累算し、そこから該重み付けおよび累算された光減衰ＬＡ（Ａ１、ｗｓｊ）およびＬＡ（Ａ４、ｗｓｊ）を減算することによって、該波長ｗｓｊにおいて結果として生じる光減衰ＬＡｗｓｊに対応する該組織の光学成分を決定することと
を備える、方法を実行する、請求項２１に記載の装置。
【請求項３６】
前記センサのうちの少なくとも１つの検出器は、電気的に絶縁された絶縁層と、前記絶縁層と前記光強度が検出される領域との間の接地層とを含む、請求項２１に記載の装置。
【請求項３７】
前記少なくとも１つの検出器は、脳半球の酸素化を検出するための使用に適合される、請求項３６に記載の装置。
【請求項３８】
組織酸素化を決定するための方法であって、
少なくとも２つの検出器および少なくとも２つのエミッタを組織表面上に配置することと、第１のエミッタによって放出され、第１の検出器において測定される光減衰を加算することと、該第１のエミッタと第２の検出器との間の光減衰を減算することと、検出器とエミッタとの対をさらに選択し、光減衰を加算または減算することによって、結果として生じる光減衰を決定することと、
以前に加算された少なくとも１つの光減衰に対して、各検出器で終端する光路を有する各検出器とエミッタとの対に対する該結果として生じる光減衰から、光減衰を減算することにより、該結果として生じる光減衰を生成することと
光減衰を加減算して、組織酸素化の測定値を決定することと
を備える、方法。
【請求項３９】
前記検出器とエミッタとは、矩形状に離間している、請求項３８に記載の方法。
【請求項４０】
前記検出器とエミッタとは、前記エミッタと検出器との間の組織を通る少なくとも２つの光路が交差しないように離間している、請求項３８に記載の方法。
【請求項４１】
前記検出器とエミッタとは、前記光路内に非対称性を提供するように離間している、請求項３８に記載の方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【図１２Ｃ】
【図１２Ｄ】
【図１３−１３Ｂ】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７Ａ】
【図１７Ｂ】
【図１８】
【図１９】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【図１２Ｃ】
【図１２Ｄ】
【図１３−１３Ｂ】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７Ａ】
【図１７Ｂ】
【図１８】
【図１９】
【公表番号】特表２０１０−５３４０８３（Ｐ２０１０−５３４０８３Ａ）
【公表日】平成２２年１１月４日（２０１０．１１．４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−５１６６１０（Ｐ２０１０−５１６６１０）
【出願日】平成２０年７月２１日（２００８．７．２１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００８／００１９３２
【国際公開番号】ＷＯ２００９／０１３６０８
【国際公開日】平成２１年１月２９日（２００９．１．２９）
【出願人】（５１００１８０９６）
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２２年１１月４日（２０１０．１１．４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年７月２１日（２００８．７．２１）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２００８／００１９３２
【国際公開番号】ＷＯ２００９／０１３６０８
【国際公開日】平成２１年１月２９日（２００９．１．２９）
【出願人】（５１００１８０９６）
【Ｆターム（参考）】
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