(57)【要約】  埋め込み型虚血検出装置を提供する。埋め込み型虚血検出装置において、広帯域光源は、非常に局所的なターゲット組織内の毛細血管の部位を照射し、連続的かつ可視可能な広帯域光を生成する。ターゲット組織によって後方散乱される光は、センサーによって制御され、虚血の指標を決定することを可能にする。そして、その光は、送信ユニットによって送られる。任意で、装置に内部電源を備えてもよい。装置は、ターゲット組織の部位に埋め込まれている間、長期にわたる安全性を高めるよう生体適合性のある殻で全体が密封されている。
2009539553.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ターゲット組織において局部の虚血を検出するための装置であって、その装置は、
前記ターゲット組織を照射するための広帯域光源であって、その広帯域光源が選択されることにより、前記ターゲット組織内の毛細血管を介する光は、十分に伝達されるとともに、前記ターゲット組織内の動脈血管及び静脈血管を介する前記光は、十分に吸収され、そして、前記ターゲット組織内の前記毛細血管を実質的に表す透過光を生成するための前記広帯域光源と、
センサーであって、そのセンサー上の前記ターゲット組織から後方散乱される光を検出するよう構成された前記センサーと、
前記センサーによって検出される前記光に基づいて、前記ターゲット組織内の局部の虚血の存在又は程度の関数であるアウトプットシグナルを生成するための虚血監視ユニットと、
を備える装置。
【請求項２】
請求項１に記載の装置であって、前記広帯域光源は、広帯域白色ＬＥＤであることを特徴とする装置。
【請求項３】
請求項１に記載の装置であって、前記センサーは、波長に敏感であるように構成されたリニアＣＣＤであることを特徴とする装置。
【請求項４】
請求項１に記載の装置であって、前記虚血監視ユニットは、リアルタイムでフィードバックを得る目的のために、埋め込み型ペースメーカーに直接接続されることを特徴とする装置。
【請求項５】
請求項３に記載の装置であって、前記アウトプットシグナルは、組織ヘモグロビン飽和度又はミオグロビン飽和度の少なくとも一つの関数であるよう構成されていることを特徴とする装置。
【請求項６】
組織内の虚血を検出する方法であって、その方法は、
光を放射及び検出する装置をターゲット部位に埋め込み、
光を放射及び検出する前記装置から、局所的にサンプル可能な可視光照射を用いて前記ターゲット部位を照射し、
光を放射及び検出する前記装置を用いて、前記部位から返る光を検出し、
検出された前記光に基づく虚血の関数である程度を決定することを特徴とする方法。
【請求項７】
請求項５に記載の方法であって、前記程度に基づいて、インターベンション医療行為をとることをさらに含む方法。
【請求項８】
請求項７に記載の方法であって、血管施術の間、血管吻合を完了させる又は再配置することを含むインターベンション医療行為をとることを特徴とする方法。
【請求項９】
請求項７に記載の方法であって、血管の切除の間、目的とする血管の切除の部位を切除又は除くことを含むインターベンション医療行為をとることを特徴とする方法。
【請求項１０】
請求項７に記載の方法であって、心臓監視施術の間、血管治療を受け入れる又は受けつけないことを含むインターベンション医療行為をとることを特徴とする方法。
【請求項１１】
請求項７に記載の方法であって、外科的監視施術の間、虚血による最低限の合併症を伴って生存組織を保つよう、外科的治療を受け入れること又は付加的な供給処置を行うことを含むインターベンション医療行為をとることを特徴とする方法。
【請求項１２】
請求項６に記載の方法であって、前記程度に基づいて、心臓の血管の施術の間、付加的な血管の外科処置を行うことを含むインターベンション医療行為をとることを特徴とする方法。
【請求項１３】
ターゲット組織の局部の虚血を検出する埋め込み型医療装置であって、その装置は、
光を用いて前記ターゲット組織を照射するための広帯域光源と、
センサーであって、そのセンサー上の前記ターゲット組織から後方散乱される光を検出するよう構成された前記センサーと、
前記センサーによって検出される前記光に基づいて、虚血の存在又は程度の関数であるアウトプットシグナルを決定し、前記アウトプットシグナルを送信するよう構成された送信機と、
埋め込みに関して、生体適合性を有するよう構成された外側の殻と、
を備える装置。
【請求項１４】
ターゲット組織の局部の虚血を検出するための埋め込み型医療装置であって、その装置は、
広帯域光を用いて前記ターゲット組織を照射するための広帯域光源と、
センサーであって、そのセンサー上の前記ターゲット組織から後方散乱される光を検出するよう構成された前記センサーと、
検出された前記光の波長に基づいて、前記目標組織内の局部の虚血の存在又は非存在を決定するための手段と、
を備える装置。
【請求項１５】
ターゲット組織における虚血を検出する方法であって、光源が、前記ターゲット組織に向けて、光の波長を選択的に放射し、これにより、前記波長が、前記ターゲット組織内の毛細血管を介して十分に伝達されるとともに、前記ターゲット組織内の動脈血管及び静脈血管によって十分に吸収されることを特徴とする方法。
【請求項１６】
組織における虚血を検出するための装置であって、その装置は、前記ターゲット組織に向けて、光の波長を選択的に放射するよう構成されている光源を備え、これにより、前記波長が、前記ターゲット組織内の毛細血管を介して十分に伝達されるとともに、前記ターゲット組織内の動脈血管及び静脈血管によって十分に吸収されることを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、組織虚血の非常に局所的な測定を提供するための装置及び方法に関する。より詳細には、ある実施例において、本発明は、局部の組織の虚血に敏感かつ局所の動脈及び静脈の酸素供給に感度が低い生体組織内のかん流のリアルタイムな分光分析を実行する目的のために、長期間埋め込み可能な殻に組み込まれた可視化光源、センサー、電源、送信機を備える装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
組織の代謝要求を満たす酸素の供給が不十分である、いわゆる虚血の臨床検出は、信頼性が低い。虚血が心不全や心臓発作である間のような血流量の局所的な減少に起因する場合、虚血の検出は特に困難である。
【０００３】
血清酵素漏れ検査、心不全の後の心臓のアイソザイムの検査、ＥＫＧの電気的な検査などのような現在の虚血のための臨床検査は、そのような局部組織の虚血の指標、特にそれの初期段階では感度が低い。そのような事例において、健康な組織によるシグナルは、局部の虚血性組織から生じる任意のシグナルを目立たなくする。また、血液検査は、虚血の局所的な特質を明らかにすることができないことから、局部の虚血に感度が低い。
【０００４】
太くて中心的な動脈及び静脈であって、虚血では無い組織の毛細血管近くを除く血液検査による測定の際、虚血は、動脈血又は静脈血の酸素供給を生じさせない。それどころか、虚血は、局部的に低下した毛細血管の酸素供給に反映され、局部組織における酸素供給を低下させる。
【０００５】
非侵襲的な虚血の画像化は、即時性を欠いている。その即時性は、初期のインターベンションを可能にし、また、ペースメーカーなどのような他の装置へのリアルタイムなフィードバックを可能にする。
【０００６】
虚血を検出するよう設計されたセンサーは技術的に珍しく、直接、組織の虚血を検出するセンサーは存在しない。例えば、米国特許番号６，５３２，３８１は、外部で測定する電気（ＥＫＧ）監視及びマイクロプロセッサ制御を用いた虚血の検出を開示する。米国特許番号５，１３５，００４、米国特許出願公開番号２００４／０１２２４７８、国際出願公開番号ＷＯ００／６４５３４において、虚血の存在は、埋め込み型装置に基づいて予測される。その埋め込み型装置は、心臓の電気（ＥＫＧ）特性や、血圧特性、局部のｐＨ、物理的な特徴（収縮の際の加速度）などを測定する。米国特許番号６，５２７，７２９は、心臓の鼓動音の変化によって心不全に応答する埋め込み型アコースティックセンサーを開示する。米国特許番号５，１９９，４２８及び米国特許出願公開番号２００４／０２２０４６０は、血液の酸素化（静脈血及び動脈血のそれぞれ）を監視する埋め込み型装置を開示しており、後者の場合、特に、カプセル化から局部組織の飽和を排除する。従って、直接的な組織監視から離れて開示している。後でより詳しく説明するが概説した理由で、そのような非組織の血液の酸素化（動脈、静脈を問わず）は、組織の虚血に感度が低く、良くても、組織の虚血の直接的な測定とはならない。
【０００７】
上記の装置それぞれに関して、虚血は、心臓の電気的機能不全、機械的機能不全、音の機能不全の指標などのような非直接的かつ信頼性が欠如した虚血の指標によってのみ測定される。その他の留意事項として、心臓以外の器官が、虚血を起こす通常の部位（腎臓、肝臓、腸など）であるということである。先行技術は、収縮や音を出すことができない、これら他の器官に全く触れていない。したがって、上記装置は、局部組織の虚血を直接検出することはなく、また、ほとんどの場合、部位にこだわることなく任意の器官に適用することはできない。
【０００８】
上記装置の全ては、局部の虚血の直接的ではない測定、又は、局部の虚血に感度が低いというどちらかによって制限される。従前の装置又は方法は、広範囲にわたるターゲットの部位において、局部に非常に重み付けされた虚血の検出を行うことは不可能である。そのようなシステムは、以前に開示されておらず、また、商業化にも成功していない。
【０００９】
前述の記載を考慮すると、部位を意識することなく組織内の局部の虚血を検出する装置及び方法のための本技術における必要性が存在する。
【００１０】
局部組織の虚血に敏感かつ局所の動脈及び静脈の酸素化に感度が低く、生体組織内のかん流のリアルタイムな分光分析を実行する装置及び方法のための本技術における必要性がさらに存在する。
【００１１】
また、定量的な測定又は局所的な虚血のインデックスを提供する装置及び方法のための本技術における必要性がさらに存在する。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
発明の概要
前述の記載を考慮すると、本発明の一般的な側面は、部位を意識することなく組織内の局部の虚血を検出するための装置及び方法を提供することである。本発明は、虚血が発生する部位が常に局部であることを示している。また、本発明は、ほとんど全ての場合の局部組織が、局部の虚血を補うよう努めることをしめしている。そして、アシドーシス及び代謝不全のかなり前から、さらに、局部の流量が実際に増加するであろうときでさえ、毛細血管のヘモグロビンの飽和に基づき初期の虚血の直接的な影響がもたらされる。ほとんどの場合、この局部の初期の影響は、動脈血及び／又は静脈血の標準的な監視を用いて、又は、とりわけ主要な静脈の酸素化及び心拍排出量を含む全体的な測定によっては、測定することができない。さらに、この局部の毛細血管の影響の敏感性及び信頼性を十分に利用することは、高局所的虚血検出器の設計を可能にする。
【００１３】
本発明の一側面において、ターゲット組織内の非常に局所的な組織の虚血を検出するための装置を提供する。高局所的虚血検出器は、電源、広帯域光源、センサー、そして、送信ユニットを備える。その送信ユニットは、センサーによって検知したシグナルを、外部の虚血モニターのような外部処理装置に送るための送信機としてもよい。一つの典型的な実施例において、広帯域光源は、リン光体（phosphor）で覆われた白色ＬＥＤを備える。その白色ＬＥＤは、４００ｎｍから７００ｎｍまでの、連続的かつ広帯域な可視光を生成する。その光は、ターゲット組織に直接伝達される。ターゲット組織から返る散乱光は、波長感度検出器によって検出される。そして、局部の虚血に強く関連するシグナルが、この波長感度の情報を使用し、分光分析を介して生成される。
【００１４】
本発明の高局所的虚血検出器は、光を用いて虚血を都合よく検出することが可能である。その光は、要求に応じ、単純で安全かつ非電気的な計測用の光の伝達を可能にする。他の利点は、本発明のある実施例による高局所的虚血検出器が、医師や外科医に対して、高リスク患者における局部組織の虚血に関するリアルタイムなフィードバックを得られるようにし、そして、病状を回復させる際に適宜応答することを可能にすることである。さらなる利点は、本発明の装置を生体内に安全に配置することができ、必要に応じて長期間にわたる組織特異的フィードバックを供給することである。
【００１５】
ある実施例において、本発明の高局所的虚血検出器は、局部の虚血の検出及び程度に基づいて、ペーシング機能へフィードバックを提供するようペースメーカーなどのような治療上の装置に積極的に接続ことが可能であり、また、その検出器は、時間とともにステント（stent）の性能を監視するためにステントに適用するような治療上の装置に受身的に接続することも可能である。虚血の検知は、組織感染反応、組織拒絶反応、血管漏出、血管閉塞、又はそれらと同等なものなどのような多くの病気のタイプの検出を可能にするよう用いることができる。それらの多くは、病気の側面として虚血を生じさせる。
【００１６】
本発明の実施例はさらに、組織内の局部の虚血を検出するための装置を提供する。そして以下を特徴とする。装置が構成されることにより、光の波長が選択的に放射され、そして、選択可能な波長は、組織内の毛細血管を通じて十分に伝達され、さらに、組織内の動脈血管及び静脈血管によって十分に吸収される。
【００１７】
本発明の用途及び利点の広さは、例によって、そして、構成された装置の動作の詳細な説明によって、もっとも良く理解される。本発明のこれらの利点や他の利点は、以下の詳細な説明と併せて添付の図面を用いて考慮することで明らかとなるであろう。そして、図面において、いたるところで見られる同じ参照文字は同様な部分を表す。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
概して、本発明は、組織の部位を意識することなくターゲット組織内の局部の虚血を検出するための、そして、虚血の直接的で定量的な測定又は虚血の指標を生成するターゲットシグナルを作り出すための装置及び方法を提供する。ここで使われる用語「組織」は、生きている動物、植物、ウイルス、細菌物質による任意の構成要素とすることができるが、哺乳動物に重点を置いており、特に人に重点を置いている。ターゲット組織は、検出、画像化、又は、研究する組織物質とすることができる。ターゲットシグナルは、所望のターゲット組織に特有である検出シグナルとすることができる。このシグナルは、既知の光学技術の使用を通じて拡張されてもよく、そして、そのような既知の光学技術が、局部的及び毛細血管に重み付けを行った虚血検知を実行する方法に適用されるならば、造影剤や、散乱、吸光度、リン光、蛍光発光、ラマン効果、その他の既知の分光学技術及びシグナル処理技術の使用が既知の光学技術の使用に含まれる。
【００１９】
ここで使われる用語「虚血」は、組織のかん流、例えば血液及び酸素の組織への供給や流動が、それの代謝の必要性を満たすには局部的に不十分である状態とすることができる。虚血は、流動とは区別される。その流動において、低流動だけで、虚血が確実とならず（例えば、組織冷却の間など）、また、高流動だけで、虚血が排除されることはない（例えば、敗血症の間、又は、供給される血液が十分な酸素を含んでいないなど）。虚血は、感染反応（敗血症）、組織拒絶反応（移植片対宿主拒絶反応（host vs. graft disease））、心不全、心筋虚血）、心臓発作（脳虚血）、急性不全、慢性臓器不全、糖尿病の末梢血管障害、又は、その他の状況を含む多くの異なるタイプの病気の状態と共存して見られる。
【００２０】
本発明によるターゲット組織の部位における局部の虚血を検出するための装置及び方法は、光源の使用に基づく。ここで使われる用語「光源」は、光子を照射する源である。それは、単純な電球や、レーザー、ストロボ（flash lamp）、ＬＥＤ、白色ＬＥＤ、その他の光源、又は、それら光源の組み合わせからできていてもよい。また、それは、電球やＬＥＤのような光放射体、一又は二以上のフィルター要素、集積光ファイバー（integrated optical fiber）のような透過要素、反射プリズムや内部レンズのような誘導要素、又は、源から組織へ又は研究中のサンプルへの光の光学的接続を拡張することを目的とするその他の要素を含んでいる複合形態としてもよい。光は、源が内部又は外部である電気的インプット（例えば、白色ＬＥＤ）、光学的インプット（例えば、光に反応するファイバー内の蛍光染料）、又は、その他任意のエネルギー源を用いて生成してもよい。光源は、連続的、又は、パルス状でもよく、そして、時間や頻度で分析されてもよい、さらに、空間分解的などであってもよい。光放射体は、単一の光放射要素、又は、例えば異なる光を放射するダイオードの組み合わせであり、光のスペクトルを生成する複合の光放射要素としてもよい。
【００２１】
望ましい実施例において、本発明の装置で用いられる光源は、光源広帯域光を放射する広帯域光源を備える。その広帯域光は、複数の連立分光方程式（simultaneous spectroscopic equations）の解決策を実行するために相当広範囲な波長にわたって生成される光である。組織の部位に関して、少なくとも４０ｎｍの波長の幅は、必要となる可能性がある。典型的な一実施例はにおいて、広帯域の白色光放射ダイオード（ＬＥＤ）が用いられる。広帯域白色ＬＥＤは、４００ｎｍから７００ｎｍまで又はそれを超えるような光を生成し、しばしば青色ＬＥＤや青色を吸収する広範囲放射リン光体（blue-absorbing broad-emitting phosphor）から成る。そのリン光体は、広範な可視波長にわたって光を生成する。可視波長は、青色から黄色まで、すなわち、４００ｎｍから６２５ミクロンｍの間の電磁放射を含むが、特に、緑色からオレンジ色まで、すなわち４７５ｎｍから６００ｎｍの間のそれらも含む。その場合、毛細血管のヘモグロビン及び／又はシトクロム色素による吸光度は、最も大きくなる。たとえ、完全な（白色）スペクトルにわたって放射しなくても、ここに例として用いられるように、他のリン光体、及び、その他の任意の広帯域ＬＥＤを用いてもよい。例えば、１００ｎｍのＦＷＨＭ幅にわたって放射する緑色ＬＥＤはまた、本発明の原理から逸脱することなく広帯域となるよう考慮されるであろう。
【００２２】
本発明の側面はさらに、ターゲット組織の部位への広帯域光の伝達や、組織の部位による光の吸収、そして、光検出器上の入射光に応じて測定可能なシグナルを生成するために光検出器へ戻る光の反射及び散乱を提供する。ここで使われる組織の部位による光の吸収度（吸光度）は、組織によって吸収される光の伝達の割合である。例えば、組織に到達する初期の光の強度をＩｏ、そして、組織を通過する光をＩ、光の透過率をＴとすると、Ｔ＝Ｉ／Ｉｏと定義される。数値を以下のように代入すると、組織に到達する任意のユニットにおける光レベルを２、そして、組織と通る光を１とすると、実効透過率Ｔは（１／２）＝０．５となる。この値は、吸光度Ａ＝ｌｏｇ（１／Ｔ）として、実行吸光度に（光散乱組織における第一近似に）関連する。したがって、１０％の透過率は吸光度Ａ＝１に相当する。一方、１％の透過率は、吸光度Ａ＝２に相当する。
【００２３】
本発明の実施例は、光源を調整するための装置及び方法を提供する。その光源は、一又は二以上の波長を選択的に放射する。一又は二以上の波長を選択することにより、光は、組織内に存在する毛細血管を通じて十分に伝達される。そして、それら波長は、組織内の動脈血管及び静脈血管によって吸収される。よって、局所に重み付けを行った虚血の測定が提供される。
【００２４】
添付の例において、ターゲットの一組織部位は、腸粘膜である。その腸粘膜は、腸の内側表面を覆う薄い内膜である。深くに通り抜ける赤外線波長を、そのような薄いターゲット組織上に焦点を合わせることは困難であろう。そして、その赤外線波長は、おそらく、腸粘膜から離れた腹腔内の組織を支持するような組織を代わりにレポートするであろう。これは、腸粘膜が、すぐに変化する（５日から７日ごとに、はげ落ちて入れ替わる）高代謝組織なので、感度を非常に低くくしなければならない。そして、その腸粘膜は、多くの酸素を必要とする。粘膜は、腸内で最も容易に虚血を示す組織である。その虚血は、粘膜、支持祖閾、腹筋、そして他の組織を測定することにより示される。波長の選択が、局部かつ毛細血管の監視のみを可能にするよう行われない限り、粘膜内で生じる組織ヘモグロビン飽和度の最大の落ち込みは、他の安定した組織によって弱められるであろう。
【００２５】
図１を参照すると、非常に局所的な虚血の検出を可能にし、本発明の原理及び実施例によって構成された埋め込み型虚血検出器の典型的な概念図が示されている。
【００２６】
虚血検出装置１００は、生体適合性のある外面部１０５に囲まれている。通常、外面部１０５は、米国食品医薬品局（ＦＤＡ）又は他の医療デバイス管理機関で認められているような認可されたクラスＶＩ材料から構成される。そして、その材料は、例えばポリエチレン、外科分野で用いられるスチール材などである。装置１００内のセンサー、電源、光源、送信機の一部は、本発明の思想の範囲において、必要に応じ、この核から突き出すことができ、その場合は、突き出る部分それ自体が生体適合性を有することが条件である。
【００２７】
装置１００内において、それのコンポーネント部品の中に光源１１０を図示する。典型的な一実施例において、広帯域スペクトル白色光は、高変換効率白色ＬＥＤ源（この場合、ＬＥＤライトであって、Ｆａｌｌｏｎ，ＮＶによって販売されるモデルＴ１−３／４−２０Ｗ−ａである）によって放射される。ＬＥＤ源１１５は、光学クリアエポキシ１２０を用いてプラスティックのビーム成形マウント内に組み込まれており、ＬＥＤ１１５内で生成される光の照準を正しくすることを可能にする。そして、その光は、光学ウインドウ１２５を通った後、装置１００を抜け、ほぼ一定の直径で有り続ける。次に、光は、その光の経路ベクトル１３０に示すように、ターゲット領域１３５と光学的に接続されるこの光の少なくとも一部によって前に進むことが可能である。留意すべきは、ある場合、ターゲット領域１３５は、生体組織とすることができるが、組織それ自体は、本発明の主張する部分であると考慮していないことである。
【００２８】
ターゲット１３５に到達する光の一部は、後方散乱され、光経路ベクトル１４０に示すように装置１００の光学収集ウインドウ１４５に戻る。この実施例の収集ウインドウ１４５は、ガラスウインドウ、プラスティックウインドウ、又は、クオーツウインドウであるが、その代わりに単に開き口（aperture）とすることが可能であり、必要に応じてレンズ又はそれと同等なものであってもよい。そして、光は、センサー１５０にぶつかり、そこで、検知又は検出される。
【００２９】
センサー１５０は、回折格子や、フィルター、波長特性光ファイバーで制御される光によるエントリを伴い、波長に反応するよう構成されている分離した多くの検出器から成っていてもよく、また、連続的なＣＣＤスペクトロメータであってもよい。ある場合、センサー１５０は、ターゲット１３５から後方散乱され検出される光に関連する虚血のシグナルを、送信する電気シグナルへ変換し、ワイヤ１５５及び１６０を介して送信機チップ又は送信ユニット１６５に送る。
【００３０】
光源１１０はまた、２つの電気接続１７０及び１７５を有し、光源１１０を電源１８０に接続する。ある実施事例において、必要に応じ、装置１００への電力を生成するため、電源１８０は、体外に配置された外部の電源コイル及びＲＦＩＤ受信機１８５から誘導磁界を受け入れることが可能な誘導電源である。ここで留意すべきは、外部の電源コイル１８５は例示及び図示の目的のみのために示しており、本発明の必須の部分であるとは考慮していない。その他として、電源１８０は、単に長寿命の埋め込み型バッテリーとすることが可能である。その場合、外部の電源コイルは全く必要としないものとすることができる。
【００３１】
装置１００の動作をここで説明する。装置１００は、患者に埋め込むことができる。例えば、心臓病のための環状動脈治療を受ける患者の胸壁内などである。埋め込み型装置１００を患者の体内の左側に配置し、手術の後、外の世界との直接的かつ物理的な接続をもつことなく患者を回復させることを可能にする。
【００３２】
装置１００は、虚血を筋組織部分で直接測定することができ、又は、距離をおいて配置することもできる。後者の場合、ベクトル１３０は、光学接続を満たす光ファイバーである。その光ファイバーは、装置１００からターゲットの心筋に非常に近接したところへ張られている。ここで使われる用語「光学接続」は、光が、第一要素を出て、第二要素の少なくとも一部と相互に作用する２つの要素の配置について用いる。これは、空気又は空間を通じた自由空間での伝達（人の手を介さない）とすることが可能であり、光学要素を仲介する使用を必要としてもよい。その光学要素は、レンズや、フィルター、結合ファイバー拡張器（fused fiber expander）、コリメータ、集線装置、収集器、光ファイバー、プリズム、鏡、鏡面などである。
【００３３】
この例において、装置１００は通常、電源が切られており、休止状態（オフ）である。あるポイントでは、虚血の存在のために、ターゲットの心筋を検査することを目的とする。誘導接続を通じて、外部コイル１８５は、装置１００内に配置された誘導電源１８０内の電流を誘導し、そして、装置１００のために十分な電力を生成し、電源を入れスイッチが入る。光源１１０は、ターゲット１３５の照射を開始する。この場合、ターゲットは患者の心筋である。分光光度計（spectrophotometer）を組み込むことが可能なセンサー１５０は、後方散乱された光を受け、虚血のマーカーである波長によって到着した光を解釈する。
【００３４】
この測定の結果は、送信ユニット１６５へ送られる。その送信ユニット１６５は、ＲＦ送信機とすることができ、ＲＦＩＤ受信機を具備することが可能な外部コイル１８５へ検知シグナルを送る。以下で説明するデータの通り、外部コイル１８５が受けたシグナルは、虚血のマーカーである末端の毛細血管床におけるヘモグロビンの酸性化のために、図５の外部モニター５００によって処理され得る。
【００３５】
一度、測定が完了すると、外部コイル１８５は、装置１００から移動して離れ、装置１００は電源が切られ、休止状態に戻る。
【００３６】
他の実施例において、電源１８０は、外部コイル１８５に近接する間、充電されてもよく、又は、内部バッテリー源を有してもよい。これらにより、外部コイルが存在しないとき、装置１００が動作することを可能にする。そして、送信ユニット１６５は、直接問い合わせされることなく、虚血の危険値に応答するように伝達を行う。
【００３７】
図２Ａ乃至図２Ｅを参照すると、図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。図２Ａが示す一構成において、センサー１５０は、は単一のフォトダイオード２００と処理電子ユニット２０５を備える。フォトダイオード２００は、異なる波長のＬＥＤ集合体のようなＬＥＤの設計を通じて波長に反応するよう構成され、そして、それぞれが異なる時間又は変調周波数で放射し、照射する波長のデコーディングを、フォトダイオード２００及び処理電子ユニット２０５によって可能にする。その他として、図２Ｂに示すように、センサー１５０は、異なるフォトダイオード２１０ａ乃至２１０ｎのセット、そして、各フィルター２１５ａ乃至２１５ｎを伴って備えてもよく、各フォトダイオードが、一つの波長の範囲のみに反応することを可能にする。さらに、処理電子ユニット２２０が、波長によって検知したシグナルのデコーディングを可能にする。さらにその他として、図２Ｃに示すように、センサー１５０は、電気可変フィルター（electronically variable filter）２３０を有する単一のフォトダイオード２２５としてもよく、送られる波長が、処理電子ユニット２３５によって選択され処理されることを可能にする。
【００３８】
さらなる他の構成において、図２Ｄに示すように、センサー１５０は、フィルターウインドウ２４５を有するＣＣＤチップ２４０としてもよい。そのフィルターウインドウは、それの長さによって変化する。そのフィルターウインドウは、所定の波長のみが、ＣＣＤ２４０のそれぞれの部分に到達することを可能にし、そして、照射する波長のデコーディングを、処理電子ユニット２５０によって可能にする。最後に、図２Ｅに示す望ましい実施例において、センサー１５０は、光ファイバー２６０を有するＣＣＤチップ２５５を備え、その光ファイバー２６０は、リニア配列でＣＣＤ２５５に取り付けられる。ファイバー２６０は、加工されることにより、各ファイバーは、断続的に覆われる異なる遮蔽体を有し（図示せず）、各ファイバーが、異なる狭い波長範囲を送ることを可能にし、そして、照射する波長のデコーディングを、処理電子ユニット２７０によって可能にする。ファイバー２６０は、ターゲット部位１３５に近接して配置されるファイバー２６０の遊離端のために、生体適合性を有し、装置のケース１１５の外側に張られることを可能とする。そして、そのファイバーは、装置１００が、監視が行われるターゲットに離れて配置されることを可能にする。
【００３９】
波長の選択は、動脈血管や、静脈血管、毛細血管などによって異なる波長がどのように吸収されるかについての例によって最もよく理解される。図３Ａ乃至図３Ｂを参照すると、血管のヘモグロビンがどのように異なるかを示す典型的なグラフを可視光線及び赤外線光を用いたサンプルで示す。図３Ａに示す第１の事例において、光３００は、血管系３０５上を照らす赤外線光（９００ｎｍ）から成る。血管系３０５は、一連の血管及び血管枝から成る。血液は、その血管系を通じて、動脈３１０、細動脈３１５、毛細血管３２０、細静脈３２５、そして、静脈３３０を示す直線図で示すように流れる。生体内において、酸素を有する濃い赤色の血液は、動脈３１０から細動脈３１５へ次に毛細血管３２０へ流れる。そこでは、組織のニーズに従って局部の組織と交換される酸素が存在する。次に、血液は、その領域を抜ける前に、細静脈３２５、そして最終的には静脈３３０を通じて続いていく。
【００４０】
血管系３０５のそれぞれの部分が、特徴的な幅（Ｗ）、総吸光度（Ａ）、同様に、ユニークな生理学的関数を有することは、組織の生理機能の重大な側面である。第一の近似式によって与えられるように、組織内の総吸光度Ａは、以下の方程式で推測される。
Ａ＝ε×Ｗ×Ｃ            （１）
この場合、εは、特定の吸光度又は光の減衰係数である。すなわち、特定の波長におけるヘモグロビンの単位距離当たりの吸光度である。ここで、Ｗは血管の幅、Ｃはヘモグロビンの濃度である。
【００４１】
体内の血液濃度は、血管全てにわたって、ある程度一定であることから、吸光度における相対的差異は、組織内の血管の幅及び構成率の変化から生じる。総吸光度Ａが、透過光の強度に対数的に関連することから、吸光度における１単位の上昇（すなわち、１から２）は、光の透過率において１０倍の減少となる。これは、局部の虚血の検出には極めて重要である。特定の波長での細い血管と比較して血管が太いだけで、血管の幅を用いた吸光度のスケーリングは、光の透過率を１０００倍減少させることとなる。さらに、他の波長での太い血管と細い血管との間の透過率も同様である。よって、本発明者は以下のことを発見した。その発見は、波長の選択によって、毛細血管床に向かって又は遠ざかって検出されるシグナルの重み付けを調整することを必要に応じて可能とすることである。
【００４２】
赤外線光に関しての血管中の吸光度を、図３Ａに図示する。図３Ａに示す通り、動脈３１０は通常、１％の脱酸素化ヘモグロビンとともに９９％の動脈酸素ヘモグロビンを有する。これにより、それの吸光度は、光の減衰係数ｅが０．００１９／ｃｍ／Ｍであるとともに、純粋な酸素ヘモグロビンの溶液に近似する。また、一般的に動脈は太い血管であって、動脈３１０は、幅Ｗが２０ｍｍとなる。ここで留意すべきは、ある動脈において、大動脈は５０ｍｍ又はそれ以上である可能性があり、一方、その他の部分は５ｍｍしかない可能性があることから、この幅は図示の目的のためのみのものである。赤外線領域における吸光度は低く、透過率は高いことから、２０ｍｍの幅であっても、動脈３１０を通過する光の８０％近くは、検出器３３５に到達する。
【００４３】
この血液が動脈３１０を抜けた後、それは細動脈３１５に入る。一般的に、細動脈は、動脈より細いが、毛細血管よりは太い。細動脈３１５内の血液はまだ、よく酸化された動脈血である。細動脈３１５の減衰係数ｅは、動脈３１０の減衰係数ｅと同様である。しかしながら、細動脈３１５は、幅が２０ｍｍどころか３ｍｍしかないことから、細動脈３１５に入った光の９７％は、検出器３３５が検出を行う側に現れる。
【００４４】
次に、この血液は、組織の毛細血管３２０に入る。そこでは、血液は、組織と密接に関係する。これは重要なことである。酸素は、毛細血管３２０から離れ、そして、血液は、それの脱酸素化ヘモグロビンの濃度を上昇させるからである。デオキシヘモグロビンの減衰係数ｅは、この波長における酸素ヘモグロビンが有する減衰係数より大きい。しかしながら、これは、以下の事実によって、釣り合いが保たれる。その事実とは、毛細血管３２０は、その毛細血管３２０を通過する光の１００％近くが検出器に到達するほど細い、恐らく、幅が１０ミクロンｍ乃至１００ミクロンｍであるということである。
【００４５】
一度、この血液が毛細血管３２０を抜けると、それは、細静脈３２５次に静脈３３０へ流れる。脱酸素化ヘモグロビンの吸光度は、酸素ヘモグロビンの同一ボリュームのものより大きいことから、これら血管を検出器３３５へ通過する光の透過率は減少する。すなわち、細静脈３２５、静脈３３０のそれぞれに到達する光の９６％、７５％が、残存し、検出器３３５に検出される。
【００４６】
考慮すべき一つの付加的要因が存在する。切断面のボリュームに関して、生体組織内の動脈の存在より多くの毛細血管が存在する。この場合、組織内のボリュームに基づく血管は、全体で体の約８％である。これら血管に関連する数字の根拠を取り入れると（深くに通り抜ける赤外線光の６ｃｍまでの深さにおいて、組織内のボリュームに基づく合計８％の血管に対して、切断面組織のボリュームの割合は、０．５％の動脈、１％の細動脈、５％の毛細血管、１％の細静脈、０．５％の静脈である。）、光は血管を横断し、その場合、検出器３３５に到達するその光の６５％が毛細血管３２０のような毛細血管を通過するということが分かるであろう。
【００４７】
追加の例によって以下説明するように、これは、より太い血管（３５％）を非常に重視しており、虚血への不正確性及び感度が低いことを生み出す可能性がある。
【００４８】
発明者は、例えば、４００ｎｍから６００ｎｍまでの範囲、より詳細には青色から緑色の可視照射光（約５００ｎｍ）のような、特定の波長の範囲の光を考慮した場合、上記状況が非常に異なることを発見した。その特定の波長の範囲の光は、太い血管への通り抜けには非常に質が悪い。これは、酸素測定法技術から離れることによって示される波長である。その酸素測定法技術は、代わりとして近赤外線光の利点に焦点があてられている。
【００４９】
組織の照射のための５００ｎｍの光の使用を図３Ｂに示す。そこでは、５００ｎｍの波長の範囲における光３４０が、血管系３４５上を照らす。そして、動脈３５０、細動脈３５５、毛細血管３６０、細静脈３６５、静脈３７０から成り、図３Ａに示す血管系３０５に類似する。
【００５０】
血管系３４０の各部分は、図３Ａに示す血管系３０５における対応部分と同じ幅（Ｗ）であるが、ここでは、血液による緑色からオレンジ色の相対的に上昇した吸光度に起因して１００倍の減衰係数ｅを用いる。距離についての光子の喪失は、べき関数であるから、この実効吸光度が増加すると、影響がおおきい。例えば、１ｃｍの移動あたり、特定の光の波長が血管上で９０％伝達される場合、３ｃｍの血管を通る光は、約７２％となる（それぞれ１ｃｍ進むたびに、９０％の透過）。一方、今、吸光度が１０倍に増加すると、光のちょうど１０％が、１ｃｍの血管を通る。さらに、光の０．１％が３ｃｍの血管を通じて伝わる。従って、より大きい吸光度は、細い血管を通る伝達に有利に働き、そして、透過率は、検出されるシグナルを決定づける。
【００５１】
より高い吸光度のこの効果は、図３Ａに関連して上述した通り、同一の計算を通じて動作させることによって図３Ｂで理解できる。可視領域の吸光度は大きく、かつ、動脈の幅はとても大きいことから、光は、動脈３５０又は静脈３７０から検出器３７５へ実質的には伝達されない。
【００５２】
血液が動脈３５０を抜けた後、血液は細動脈３５５に入る。血液は、静脈３７０に入る直前、つまり、細静脈３６５にある。その際、減衰係数はやはり大きいので、細動脈３５５又は細静脈３６５を横切る光の１１％乃至１２％のみが、検出器３７５によって検出されるよう伝達される。
【００５３】
対照的に、この高い吸光度でさえ、細い毛細血管は、その毛細血管３６０を通り検出器３７５に到達する光が９９％の状態で、非常に光を伝達する。これは、検出器３７５に到達する５００ｎｍの光のほぼ全てが、毛細血管から生じることを意味する。さらに、５００ｎｍの光は、浅くしか通り抜けない。これにより、太い血管の構成率が、サンプリング領域において減少する。
【００５４】
最後の分析において、赤外線光を用いると、シグナルの３５％が、非毛細血管から生じるのに対して、５００ｎｍにおいては、８％しか非毛細血管から生じない、そして、４００ｎｍにおいては、２％しか非毛細血管から生じない。したがって、本発明によると、毛細血管では比較的伝達するよう、そして、太い血管では伝達しないよう選択されている波長を用いることによって、虚血の測定の感度を上昇させる。
【００５５】
ここで図４を参照すると、図１の高局所的虚血検出器によって検出されたシグナルの割合の概算を示す典型的なグラフであって、紫外線から赤外線までの波長の範囲にわたる血管から生じるシグナル（動脈及び静脈における測定の従来の部位）と毛細血管から生じるシグナルとの割合を示す。多くの波長領域、つまり紫外線から赤外線に渡って分析すると、毛細血管を通り、図１の光検出器１５０のような光検出器に到達するシグナルの割合は、グラフ４００内でカラム４０５及び４１０で示すように、４００ｎｍ乃至６００ｎｍの範囲において最大であることが分かるであろう。対照的に、太い血管を通り、光検出器に到達するシグナルの割合は、グラフ４００内でカラム４１５及び４２０で示すように、８００ｎｍ乃至１０００ｎｍの範囲において最大であることが分かるであろう。
【００５６】
波長の透過率のこの相違は、局所に重み付けを行った測定及び微小血管に重み付けを行った測定を構成可能にし、ターゲット組織の部位の局部の部分における虚血を検出する。ここで使われる用語「局所に重み付けを行った測定」は、より太い血管内を流れる血液よりむしろ、センサープローブの近くの局部の組織の状態に向けて重み付けされており、そのような局部の組織と生理学的な接触（例えば、直接かつ重要な酸素交換が可能）がない測定である。微小血管に重み付けを行った測定は、より太い血管内を流れる血液に対してよりむしろ、２０マイクロｍ又はそれより細いような最小の血管に向けて重み付けされており、局部の組織と生理学的な接触がない測定である。
【００５７】
赤外線（赤色）光が太い血管において深くまで通り抜けることの理由から、組織を通じた透過率及び吸光度を測定する赤外線光又は赤色光を用いることは、広範囲の血管サイズに反応し、実質的には、局所に重み付けを行った測定及び微小血管に重み付けを行った測定とはならない測定となる。対照的に、青色−緑色に重み付けを行った測定は、太い血管の通り抜けには質が悪いが、毛細血管に対しては良い結果となり、多くの太い血管が含まれるであろう十分な深さにまで進まない。すなわち、組織を通じた透過率及び吸光度を測定する青色−緑色光を用いることは、実質的に、局所に重み付けを行った測定及び微小血管に重み付けを行った測定となる。これは、先行技術に対して、明白ではなく、さらに、直感で分かるものではない。その先行技術では、浅い通り抜けであって可視スペクトルの末端である青色の使用と比較して、赤外線光の組織を通り抜ける能力を理由に、赤外線光の使用が示される傾向がある。
【００５８】
上述した毛細血管のみのシグナルを検出するための適切な波長の意義は、適切な虚血の検出にとって重要である。毛細血管床は、組織と循環系との間での、主要な酸素交換の部位であるのに対して、他の組織での測定では、感度が低く、非局所的な測定に終わるであろう。
【００５９】
通常の動脈血酸素化（例えば９８％）及び静脈血酸素化（例えば６５％）である患者を考える。以下の表１に示すこれらデータは、アレスト及び流量の減少である虚血の２つの状態の前後を示す。
【００６０】
2009539553.tif 000003
【００６１】
通常の患者に関して、可視光又は近赤外線光を用いて測定された飽和度は、しばしば同じ結果となり得る。例えば、９００ｎｍの波長（３行目）における基本ラインで測定された通常の患者に関して、シグナルは、毛細血管による割合６２％であり（３行目の１列目）、７４％の飽和度である（３行目の４列目）。したがって、血液のボリュームの残り３８％は、より太い血管から生じ（すなわち、１００−６２＝３８）、そして、７８％の光学上の平均飽和度（３行目の５列目）に対して、８４％の平均飽和度（動脈飽和度（３行目の２列目の９８％）、静脈飽和度（３行目の３列目の７０％）による平均）となる。
【００６２】
比較すると、５００ｎｍ（可視光）範囲における基本ラインで測定されたシグナル（１行目）は、毛細血管による割合９４％であり（１行目の１列目）、最終的に７５％の光学上の平均飽和度である（１行目の５列目）。そのような通常の状況において、近赤外線及び可視光のアプローチはともに、基本的に同一の値、すなわち、近赤外線に対して７８％、そして、可視光に対して７５％をもたらし、両方の値は、十分に通常の範囲内である。
【００６３】
しかしながら、虚血の状態の間は状況が非常に異なる。
【００６４】
最初に、患者がアレストである場合にどんな結果となるか考える。血管内の血液は、停止し、もはや流れないことから、動脈血及び静脈血ともに組織と通じないため、動脈血は、動脈内で酸素化されて留まり、一方、静脈血は、それが毛細血管床を抜けるときの状態で部分的に酸素化されて留まる。毛細血管内に残り、酸素を供給し続ける毛細管血は、時間ともにすぐに減少する。本事例において、それは、虚血の数秒後に５０％に減少している（２行目の４列目と４行目の４列目）。
【００６５】
ここで、表１により、さらに測定された値をこのアレストを患った患者における組織飽和に関して計算する。９００ｎｍの範囲において、シグナルは、毛細血管による割合が６２％である。８４％の平均の飽和度であって（動脈、静脈の平均）、３８％の割合がより太い血管から生じる。ここでは、毛細血管飽和度が５０％に減少することとなる。これは、測定された飽和度の平均６３％をもたらす（４行目の５列目）。公な近赤外線の標準偏差アプローチは、±９％であるから、通常の範囲は、平均±２標準偏差（ＳＤ）、すなわち、４８％乃至８４％として定義される。この場合、近赤外線の値６３％は、十分に通常の近赤外線の範囲内である。
【００６６】
比較すると、５００ｎｍ範囲におけるシグナルは、より太い血管による割合が６％しかなく、ここでの飽和度は５０％に減少している。この場合、毛細血管により生じる割合が９４％であって、動脈／静脈の平均は８４％である（動脈の９８％を静脈の７０％で平均する）。これは、５２％の測定された組織飽和度をもたらす（２行目の５列目）。可視光の方法に関し、生体での標準偏差は±４％であるから、通常の範囲はつまり、６２％乃至７８％となる。可視光の方法では、通常の範囲外である２つの標準偏差を超える５２％を明確に示す。
【００６７】
この論証では、近赤外線の方法は、基本的な光学及び物理学的な根拠に適した可視光の方法に比べて、虚血への感度が非常に低い。
【００６８】
流量／かん流のみの測定、血液酸素化の測定（組織の酸性化ではなく、動脈血の酸性化）、乳酸塩又は酸のｐＨ（又はｐＨｉ）の存在、そして、心拍出量のみでは、虚血の状態を検出するには効果的ではないことに留意することが重要である。
【００６９】
低体温（体温が低い）場合には、組織の酸素消費が、１０度ごとの冷却で２の除数で減少する。したがって、患者が、通常温度で１倍の血液流量であるＸを有するとすると、血液流量は、体温が２０度下がったとき、Ｘの（１／４）倍に減少する。流量のみを用いると、医師は、Ｘの（１／４）倍の流量は低すぎる、つまり虚血であると結論付ける可能性がある。その場合、減少した流量は、そのような低下した体温での体内のニーズに完全に適合する。同様に、発熱中において、体内のニーズは、同一なルールによって増加する。これにより、大幅に上昇した体温での通常の流量は、良好であるとして解釈され得る。その場合、実際には、通常の流量は、体内のニーズを満たすには不十分である。
【００７０】
同様に、通常の乳酸塩レベルすなわち、患者における虚血の主要な測定量は、虚血を排除するのに十分ではない。例えば、一患者において、本発明を用いると、腸への流量は完全に停止する。血流が全く存在しないことから、組織は明らかに虚血である（低音保存であるような、代謝が、ほとんど機能しない場合を除いて）。しかしながら、血液は、組織を抜けず、循環系に再度入らないことから、血液の乳塩酸のレベル及びｐＨは通常である。この場合、本発明は、通常の値に近い値から、ほぼゼロに低下する酸素レベルを示し、虚血の診断を可能にする。腸への血流を回復するよう外科的処置を行うと、組織内の乳酸は、血液循環系へ洗い流され、高い乳塩酸レベル及び低いｐＨ（共に虚血の兆候である）を起こした患者は、一度だけ腸に先立ってそれらを起こすことによって、治療される。高い乳塩酸レベル及び低いｐＨとなって、血管再開通術を実行する前に待たされると、腸は、血液供給が回復する前に壊死してしまうであろう。
【００７１】
ここで、流量が低くない、ｐＨが低くない、また、静脈の飽和度が低くない場合、どのようにして虚血を検出するか？という問題がある。生理機能に立ち返ると、組織が、酸素供給を十分受けない場合、虚血となる。体がこれを検知する、その性質は、毛細血管ヘモグロビン飽和度を調整することによるものである。十分な酸素が供給されない場合、すると、体は、より多くの毛細血管のヘモグロビンを使いはたす（増加する抽出）。この増加する抽出は、毛細血管のヘモグロビン飽和度の減少をもたらす。これは、本発明によって検出される特徴である。一度、体が、パルス及び血圧の上昇を通じて、又は、細動脈内の流量の抵抗を低くすることを通じて、毛細血管の流量を増加させることを目的として調整を行うと、毛細血管のヘモグロビンは通常の値近くに（完全に元へでは無いが）上昇する。
【００７２】
毛細血管ヘモグロビン飽和度の減少が、虚血の非常に初期段階、そして、組織が虚血を補うよう良く機能する前に生じることについて注目することは重要である。その場合、供給は、通常より低く、数パーセントしかない。対照的に、乳酸アシドーシスのシグナルは非常に遅く、その場合、組織は、十分な酸素を有しておらず、それの補う手段を使いはたす。その結果、組織は、代謝不全となる。したがって、毛細血管ヘモグロビンは、虚血のより初期のシグナルとなり、虚血の程度に比例して生じる。一方、流量及び静脈血酸素化は、局部の虚血における多くの事象を見逃す可能性があり、その場合、ｐＨ及び乳酸の変化は、非常に遅く発見され、虚血の程度及び存在についての信頼性が欠如した指標となる（偽陰性として知られる）。
【００７３】
虚血は、血液酸素化又は流量ではない局部の組織の低い酸素化によって診断される。ある場合には、動脈血は、よく酸素化されるが、この動脈血の組織への供給は、十分ではない（血栓を伴うような）。この場合、組織は、実際に虚血である一方、動脈血酸素化は通常のままである。血流はまた、虚血の直接的な測定とは異なる。例えば、心肺バイパスにおいて患者が冷やされる場合、流量は、非常に低いが、冷やされる組織は虚血では無い。そして、その組織の酸素の必要性は、低い温度によって減少する。同様に、慢性的な虚血心は、それ自体の酸素の必要性を削減するために「冬眠」し、そして、低下した流量のままで虚血では無い可能性がある。上述の動物の研究例において、流量は、虚血と調和するよう流量を低く又はゼロにすることを可能にするよう十分に制御されるが、そのような結論が、生きている非実験的な被検体において常になされるとは限らない。
【００７４】
また、上述の動物の研究例において、電力は装置の外部から供給されている。しかしながら、前述のように、統合バッテリー又はバッテリーのセットは、装置の中から電力を提供することも可能であり、接続チップのコストを削減する。このバッテリーベースのアプローチの追加の利点は、光源への電気接続の必要性を取り除き、安全機能を追加する。
【００７５】
この例の場合には、患者の腸への流量は、完全に停止している。組織から検出されたシグナルは、毛細血管床から得られるヘモグロビンの吸光度のシグナルである。さらに、吸光度はヘモグロビンの分析に適している。望ましい実施例で説明したように、その他の相互関係も、他の測定に適している可能性がある。相互関係は、コントラストを提供する照射光との相互関係は、吸光度、偏光（polarization）、旋光度、散乱、蛍光発光、ラマン効果、リン光、蛍光減衰などを含めることが可能であり、コントラストの効果の測定は、一又は二以上のこれら効果を合理的に含めることができる。その他の組織の構成要素は、酸化型及び還元型におけるＮＡＤＨシトクロム、ＮＡＤＰＨシトクロム、又は、虚血反応色素又は酸素反応色素も含みながら、測定され得る。最後に、心臓などの筋肉を監視する場合、ミオグロビンは、その他のタンパク質である。それの飽和度は、虚血の存在又は非存在に関連する。そのような場合、毛細血管におけるヘモグロビンだけではなく心臓におけるミオグロビンとの組み合わせ、又は、心筋細胞におけるミオグロビンだけでも、虚血のマーカーとしと機能し得る。
【００７６】
虚血とは異なる低い流量の臨床例は、双胎妊娠中の双胎間吻合（twin-twin anastomosis）である。ある場合には、双児の一方は、親の胎盤からの動脈供給を切り替えて、他の一方へ静脈血を提供する。そのような場合、両方の胎児への血液の流量は、レーザードップラー、光学ベースの流量測定によって見ることができるように通常通りである。
【００７７】
本発明によって構成された装置を用いた、被験者に対して行われる胎児の外科処置の間、虚血は検出され得る。以下の表において、「虚血」の幼児は、動脈血を受けるが非常に少ない、一方、「健康」な幼児は多くの動脈血を受ける。通常の幼児は２５％乃至３０％の組織飽和度を有する。ここで留意すべきは、虚血の幼児は、非常に低い組織飽和度（１２％）であり、最終的には、治療いわゆる症状緩和診療の後１ヶ月近くでこの虚血により死に至る。幼児が生存したとしても、その幼児は、良くても、普通より少々劣る肺や、腎臓、さらに、肺に影響する欠陥を有することとなるであろう。表２に検査データを示す。他の場合において、胎児の一方への動脈流は、減少する。そのような事象は、本発明の虚血の検出だけでなくレーザードップラー血流の両方を用いることによって、検出され得る。
【００７８】
2009539553.tif 000004
【００７９】
レーザードップラー及び本発明の両方によって検出される低流量の実験例として、麻酔にかかっている豚に、心臓−肺のバイパスを配置する。そのバイパスは、豚の心臓機能を調整可能ポンプに置き換える。この場合において、心臓ポンプの速度を遅くすることによって、全身の虚血を簡単に作り出すことができる。ドップラープローブは、体内の主要な血管である大動脈上に配置される。さらに、本発明によって構成されたセンサーを、腹部における外科的な切開によって腸に配置する。
【００８０】
図６を参照すると、グラフ６００において、ドップラー流量６０５は、腸組織の虚血６１０に対して示される。血流が通常の半分に減少した場合、ドップラー流量は、約１４ユニットから８ユニットより小さい値に降下する。一方、腸組織の虚血は、データポイント６１５に示すように、４４％に上昇する。流量が、通常の１／４に減少すると、ドップラー流量は、約３ユニットに降下する。一方、腸組織の虚血は、データポイント６２０に示すように、７５％に上昇する。
【００８１】
上記の表の通り、健康な双児と虚血の双児との間の平均差は、手術前は１２％であるが、手術後は、１５％上昇し、３％のみの差となる。従って、このタイプのフィードバックは、虚血のシグナルを用いて、血管の治療を導くよう用いることができる。
【００８２】
上記説明は、定量的な局部の組織虚血を検出するための、そして、広範囲のターゲット部位の手法を可能にするための埋め込み型虚血検出器を開示する。正常に機能する装置を、構成し検査する。その場合、リン光体で覆われた白色ＬＥＤ及び集積平行光学系（integrated collimating optics）は、本発明によって構成され、平行ビームである４００ｎｍから７００ｎｍまでの連続的な広帯域光を生成する。
【００８３】
図７を参照すると、本発明によって構成された虚血検出装置によって行われる局部の虚血検出の典型的な実施例のフローチャートを示す。ステップ７０５において、広帯域光は、ターゲット組織の部位に伝達される。上述の通り、本発明によって、広帯域光は、ターゲット組織内の毛細血管を通じて十分に伝達されるよう、さらに、ターゲット組織内の動脈血管及び静脈血管によって十分に吸収されるよう特徴づけられる。ステップ７１０において、ターゲット部位によって後方散乱される光は、センサーによって収集される。ステップ７１５において、検出した光を表すシグナルを生成する。ステップ７２０において、虚血の指標が検出されることを可能にする。その後、虚血の指標は、送信ユニットによって送られる。虚血検出装置への電力は、内部電源によって、提供される。同様に、外部誘導コイルによって、それ自体で電力を生成してもよい。その外部誘導コイルは、必要に応じ、エネルギーを供給するために埋め込み型装置の近くに動かされる。
【００８４】
上述の通り、埋め込み型装置の全体は、長期間埋め込まれている間、安全性を高めるよう生体適合性のある殻によって密閉されていてもよい。単独で又は動脈血酸素化や、静脈血酸素化、血流などの評価と組み合わせて用いることで、この装置は、初期の埋め込みを越えるような追加の侵襲性を伴うことなく、虚血の指標が決定されることを可能にする。本装置は、誘導技術及びＲＦ接続を用いて応答させることが可能である。虚血の仕組み及び医療法を具体化するのに役立つ埋め込み型装置を説明した。この装置は、医療及び産業双方についてのいくつかの重要な問題への直接の実用性を有し、技術的に重要な効果をもたらす。
【００８５】
本発明の特定の実施例及び最良の形態についての上記説明は、図示及び説明の目的のみのために提供される。それらは、余すところなく記述、又は、開示されたそのままの形態に本発明を限定することを意図しない。本発明の特定の特徴は、他には示していないが、利便性のみの目的のために、ある図面には示している。任意の特徴は、本発明による他の特徴と組み合わせてもよい。説明したプロセスのステップは、最順序付け、又は、組み合わせを行ってもよい。そして、他のステップを含めてもよい。本実施例は、本発明の原理及びそれの具体的の利用における最良の説明のために、選択され説明された。それにより、当業者が、本発明を最適に利用することを可能にする。様々な変更を伴う各種実施例は、意図される特定の使用として適用される。さらに、本発明の変形は、本開示の観点から、当業者にとって明らかである。そして、そのような変形は、添付の特許請求の範囲及びそれらの均等物の範囲に含まれることを意味する。上記参照した刊行物は、それらの全部を参照によってここに組み込む。
【図面の簡単な説明】
【００８６】
【図１】本発明の原理及び実施例によって構成された埋め込み型虚血検出器の典型的な概念図を示す。
【図２Ａ】図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。
【図２Ｂ】図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。
【図２Ｃ】図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。
【図２Ｄ】図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。
【図２Ｅ】図１の波長解決光センサーの様々な構成であって、本発明の原理及び実施例によって構成されている典型的な概念図を示す。
【図３Ａ】血管のヘモグロビンがどのように異なるかを示す典型的なグラフを可視光線及び赤外線光を用いたサンプルで示す。
【図３Ｂ】血管のヘモグロビンがどのように異なるかを示す典型的なグラフを可視光線及び赤外線光を用いたサンプルで示す。
【図４】図１の高局所的虚血検出器によって検出されたシグナルの割合の概算を示す典型的なグラフであって、紫外線から赤外線までの波長の範囲にわたる血管から生じるシグナル（動脈及び静脈における測定の従来の部位）と毛細血管から生じるシグナルとの割合を示す。
【図５】本発明の原理及び実施例を取り入れた医療監視システムの典型的な概念図を示す。
【図６】制御されている心拍出量のもとで動物の被検体における血流と腸の虚血との間の関連を示す典型的なグラフである。
【図７】本発明によって構成された虚血検出装置によって行われる局部の虚血検出の典型的な実施例のフローチャートを示す。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図２Ｄ】
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【図２Ｅ】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【国際調査報告】
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