(57)【要約】本発明は、身体の部位における血液の灌流を決定するための方法及び装置に関する。更に、本発明は、身体の部位における血液の灌流を決定するためのコンピュータプログラムに関する。実際の患者の灌流状態が、多様な患者の状態に対する演算された灌流指数値と相関することを確実にする技術を提供するように、身体の部位における血液の灌流を決定する新しい方法であって、非侵襲的分光測定処理により電気測定信号を生成する段階と、前記電気測定信号を正規化する段階と、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、前記正規化信号から灌流指数を決定する段階と、を有する方法を提案している。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
身体の部位における血液の灌流を決定する方法であって、非侵襲的分光測定処理により電気測定信号を生成する段階と、前記電気測定信号を正規化する段階と、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、前記正規化信号から灌流指数を決定する段階と、を有する方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法であって、前記電気測定信号を正規化する段階は、前記電気測定信号の直流レベルに対して前記電気測定信号を正規化する段階を有する、方法。
【請求項３】
請求項１に記載の方法であって、心拍の拡張期の終了から次の心拍の拡張期の終了までの信号曲線が前記エネルギー値を決定するために用いられる、方法。
【請求項４】
請求項１に記載の方法であって、前記信号曲線が解析され、前記信号パルスの一部のみが前記エネルギー値を決定するために用いられる、方法。
【請求項５】
請求項１に記載の方法であって、前記信号パルスの面積は、エネルギー値を決定するように、複数の所定の幾何学的形を用いて評価される、方法。
【請求項６】
請求項１に記載の方法であって、イソベスティック波長以外の波長についての前記信号パルスの血液飽和の影響が補償される、方法。
【請求項７】
請求項１に記載の方法であって、センサからの信号は、前記灌流が決定される前に、予めフィルタリングされる及び／又はアーティファクト低減される、方法。
【請求項８】
身体の部位における血液の灌流を決定する装置であって、非侵襲的分光測定処理により電気測定信号を生成するために適合されている信号構成要素と、前記電気測定信号を正規化するために及び、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、前記正規化信号から灌流指数を決定するために適合されている決定構成要素と、を有する装置。
【請求項９】
請求項８に記載の装置であって、前記信号構成要素は、前記血液の動脈酸素飽和を決定するために非侵襲的分光測定処理から電気測定信号を生成するために適合され、前記装置は、信号アーティファクトの影響を低減する又は排除するためのフィルタ手段を更に有し、前記決定構成要素は、予めフィルタリングされた及びアーティファクト低減された信号から前記灌流指数を決定するために適合されている、装置。
【請求項１０】
身体の部位における血液の灌流を決定するコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムがコンピュータにおいて実行されるときに、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、非侵襲的分光測定処理により正規化電気測定信号から灌流指数を決定するようにコンピュータプログラム命令を有する、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、身体部位における血液の灌流を決定するための方法及び装置に関する。更に、本発明は、身体部位における血液の灌流を決定するためのコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
知られているように、患者モニタリングの分野において、例えば、灌流、動脈血の酸素飽和（ＳｐＯ２値）、ＥＣＧ曲線等のような特定の患者のデータは、患者の状態の評価のために重要である。灌流に関する情報は、好適には、動脈血の酸素飽和の測定から得られる測定値に基づいて導き出される。
【０００３】
血液の動脈酸素飽和の測定は、通常、分光測定処理、所謂、パルスオキシメトリにより非侵襲的方式で連続的に実行される。身体の周辺部分、通常は、指が、その場合、センサにより照射される。センサは、通常、光の出射のための２つの光源と、光吸収の測定のための対応する光検出器とを有する。
【０００４】
パルスオキシメトリは次のような２つの原理に基づいている。一方では、酸素を多く含有するヘモグロビン（オキシヘモグロビン）及び酸素を少なく含有するヘモグロビン（デソキシヘモグロビン（ｄｅｓｏｘｙｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ））は赤色光及び赤外光の吸収特性に関して異なり、他方、組織における動脈血量が変化し、それ故また、パルス（プレチスモグラフィ）の間に、この血液による光の吸収が変わる。パルスオキシメータは、赤色光及び赤外光を出射して、パルス周期における光吸収の変化を測定することにより、ＳｐＯ２値を決定する。
【０００５】
米国特許第４，８６７，１６５号明細書において、灌流を決定し、それにより、灌流が数量化されることが可能であることが開示されている。このために、灌流指数が、アルゴリズムによりパルスオキシメトリ処理の値を測定することにより決定される。しかしながら、患者の状態に依存して、ある場合には、実際の患者の灌流状態が演算される灌流指数値と相関しないということが、この方法の短所であることが判明している。
【特許文献１】米国特許第４，８６７，１６５号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明の目的は、実際の患者の灌流条件が、多様な患者の条件に亘って演算される灌流指数値と対応することを確実にする技術を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
この目的は、本発明にしたがって、身体の部位における血液の灌流を決定する方法であって、非侵襲的分光測定処理により電気測定信号を生成する段階と、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、電気測定信号を正規化し、正規化信号から灌流指数を決定する段階とを有する、方法により達成される。
【０００８】
本発明の目的はまた、身体の部位における血液の灌流を決定するための装置であって、非侵襲的分光測定処理により電気測定信号を生成するために適合された信号成分と、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、電気測定信号を正規化するために及びその電気測定信号から灌流指数を決定するために適合された決定成分とを有する、装置により達成される。
【０００９】
本発明の目的はまた、身体の部位における血液の灌流を決定するためのコンピュータプログラムであって、そのコンピュータプログラムがコンピュータにおいて実行されるときに、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値を用いて、非侵襲的分光測定処理による正規化電気測定信号から灌流指数を決定するためのコンピュータプログラム命令を有する、コンピュータプログラムにより達成される。本発明にしたがった必要な技術的効果は、それ故、本発明にしたがってコンピュータプログラムの命令に基づいて実現される。そのようなコンピュータプログラムは担体に記憶されることが可能であり、インターネット又は他のコンピュータネットワークにおいて利用可能である。実行に先立ち、コンピュータプログラムは、担体から、例えば、ＣＤ−ＲＯＭプレーヤにより又はインターネットによりコンピュータプログラムを読み出し、コンピュータのメモリにそれを記憶することにより、コンピュータにロードされる。コンピュータは、それ自体、中央演算処理装置（ＣＰＵ）と、バスシステムと、メモリ手段、例えば、ＲＡＭ又はＲＯＭ等と、入力／出力ユニットとを有する。
【００１０】
本発明の基本的概念は、少なくとも１つの信号パルスのエネルギー値、即ち、信号パルスの特定の形状に基づいて、独立して、灌流指数値を決定することである。このために、非侵襲的分光測定処理が用いられ、その測定処理は、好適には、血液の動脈酸素飽和を決定するために適合されている。電気測定信号は、処理される前に正規化される。正規化段階により、光源、組織成分、センサの種類等の測定条件に略依存しない灌流指数値を得ることが可能である。
【００１１】
電気測定信号のパルス形状は、患者の状態に応じて異なることが可能である。例えば、鋭いピーク又は平坦なパルスは患者の病気の表示であることが可能である。パルスが異なる形状を示す場合、灌流指数を演算するための従来の方法を用いることにより、それらの方法はパルスの振幅に大部分が依存するために、かなり異なる値がもたらされる。それらの従来技術の方法と対照的に、本発明の技術は、エネルギー値、好適には、信号パルスのエネルギーコンテンツ値を考慮に入れる灌流指数値を与える。エネルギーコンテンツ値は、パルス曲線の下の面積に相当し、それ故、特定のパルス形状に依存しない灌流指数をもたらす。その結果、実際の患者の灌流状態は、多様な患者の状態において演算される灌流指数値と正確に相関する。
【００１２】
灌流指数値は、パルスオキシメータの測定からの信号を用いることにより得られることができるために、更なるセンサ等は必要ない。光信号は、少なくとも１つの動作波長を用いて得られることができる。
【００１３】
本発明の上記の及び他の特徴については、従属請求項に記載している下記の実施形態に基づいて詳述する。
【００１４】
本発明の好適な実施形態にしたがって、電気測定信号の正規化は、電気測定信号の直流レベルに対して実行される。
【００１５】
本発明の他の実施形態にしたがって、心拍の心拡張の終了から次の心拍の心拡張の終了までの信号曲線がエネルギー値を決定するために用いられる。これは、非常に簡単な方法により信号曲線の下の面積に相当するエネルギー値を得ることを可能にする。
【００１６】
本発明の他の好適な実施形態においては、信号曲線が解析され、パルスの部分のみが、エネルギー値、例えば、心拍の収縮期及び拡張期に対応するパルスの部分を決定するために用いられる。
【００１７】
本発明の他の実施形態においては、そのパルスの面積は、エネルギー値を決定するように複数の所定の幾何学的形を用いて、例えば、パルスの最小及び最大により規定される三角形の面積を用いることにより評価される。
【００１８】
本発明の他の実施形態の改善された結果を得るように、イソベスティック（ｉｓｏｂｅｓｔｉｃ）波長以外の波長についての信号における血液飽和の影響が補償される。本発明の他の好適な実施形態においては、センサからの信号は、灌流が決定される前に、予めフィルタリングされる及び／又はアーティファクト低減される。
【００１９】
本発明の上記の及び他の特徴について、以下、下記の実施形態及び添付図を参照して、例示として詳述する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
パルスオキシメトリは、血液の動脈酸素飽和の非侵襲的決定のための分光分析法である。このために、図１に示すような測定センサ１が用いられ、そのセンサ１は２つの発光ダイオード２、３と受光器４とを有し、モニタリングされる患者の指５の先端に装着される。測定センサ１はまた、勿論、患者の体の他の適切な部位に位置付けられることが可能である。
【００２１】
組織８内に伸びている動脈６及び静脈７並びに動脈６と静脈７との間に存在する毛細血管９が図２に示されている。発光ダイオード２、３は、受光器４に対して、異なる波長、例えば、６５０ｎｍ及び９４０ｎｍの光を出射する。それ故、強度ＩＬＥＤを有する光が体の部位、ここでは、組織８を透過し、ある割合に減衰され、そのようなある割合は、種々の組織の層及び動脈６の瞬時的ボリュームに依存する、受光器４は光の強度変化を測定し、その光の強度変化は、動脈血ボリュームにおける変化によるものであり、この情報を電流信号に変換する。動脈血の脈拍は、動脈６及び細動脈の有効厚さΔｄの脈動ボリューム変化をもたらし、そのことは、受光器側における光強度の変化（Ｉｍａｘ−Ｉｍｉｎ）と関連する。この効果は、用いられるセンサが、所謂、図１の実施例に示しているような‘透過センサ’であるか、又は、所謂、受光器が発光ダイオードと同じ組織の側にある‘反射センサ’であるかに依存する。
【００２２】
分光測定法は知られているため、簡単化のために、その測定法について、更に説明及び図示はしない。
【００２３】
患者の灌流の変化の直接的な表現を可能にするように、パルスオキシメトリにより連続的に生成される測定値からの、所謂、灌流指数を決定するアルゴリズムが用いられる。正規化プレチスモグラフを与える、この灌流指数値及びその傾向のモニタリングは、種々の臨床状況において非常に有用である。例えば、動脈血のボリューム変化は交感神経における変化を示すことが可能である。
【００２４】
脈動動脈滅流の変化についての実際の数値は、次式のように灌流指数を与える。
【００２５】
Ｐｅｒｆ［％］＝ｆ（Ｉ（ｔ））λｉｓｏ                  （１）
ここで、λｉｓｏは、光源がイソベスティック波長（λ＝８１０ｎｍ）において出射する波長を示し、そのことは、この規定が実際の血液飽和と無関係にしている。Ｉ（ｔ）は実際の光強度を表す。
【００２６】
パルスオキシメータは、通常、２つの異なる波長λ１及びλ２を有する２つのＬＥＤを有し、イソベスティック波長を用いない。この場合、灌流指数Ｐｅｒｆは、信号及び定数ｋ１及びｋ２の両方の一次結合として導き出され、それらの定数は異なる消衰係数の関数であり、次式のようである。
【００２７】
Ｐｅｒｆ［％］＝ｋ１・ｆ（Ｉ１（ｔ））λ１＋ｋ２・ｆ（Ｉ２（ｔ））λ２  （２）
最大光強度Ｉｍａｘは、非脈動光強度に等しく（図３を参照されたい）、ＬＥＤ強度Ｉ０、吸収Ｅｎｃｎ及び全ての非脈動成分の厚さｄｎに依存する。Ｅｎは、ｎ個の吸収体の有効分子消衰係数を表し、ｃｎは、ｎ個の吸収体の有効分子濃度を表す。図３において、第１パルス波Ｉ（λ１）１１及び第２パルス波Ｉ（λ２）１２は次のように表される。
【００２８】
Ｉｍａｘは、ランバート−ベールの法則により次式のように与えられ、
Ｉｍａｘ＝Ｉｄｃ＝Ｉ０ｅｘｐ（−（Ｅｎｃｎｄｎ）          （３）
ここで、ｎ個の吸収体のＥｎ、ｃｎ及びｄｎは明示的に既知ではない。Ｉｄｃは、信号の非脈動の静的成分を表す。実際の光強度減衰ｉ（ｔ）は次式により与えられ、
ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ−Ｉ（ｔ）                            （４）
時間Ｉ（ｔ）のある点における実際の光強度は次式のように表される。
【００２９】
Ｉ（ｔ）＝Ｉｄｃ−ｉ（ｔ）＝Ｉ０ｅｘｐ［−（Ｅｎｃｎｄｎ）］ｅｘｐ［−（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）・Δｄ（ｔ）］                        （５）
式（４）を用いて、フォトダイオードの強度信号は、図４に示すように、光強度減衰の項に変換されることが可能である。ここで、絶対強度減衰ｉ１（ｔ）１３及びｉ２（ｔ）１４が２つの波長について示されている。
【００３０】
従来技術から、光強度減衰信号から灌流を予測することが知られている。それらの方法の不利点は、絶対光レベルＩ０は、ＬＥＤパワーの変動及び異なる患者についての測定部位の透過率の変動のためにそれぞれの場合において非常に異なる可能性があることである。
【００３１】
それらの変動に依存しない有意味な数値を得るように、得られる光レベルはそれらの効果に関して正規化される必要がある。用いるべき最良の値は、Ｉ０に対して及び未知の患者依存性の静的減衰Ｅｅｘｐ（−（Ｅｎｃｎｄｎ））に対して比例するために、Ｉｄｃである。式（３）を用いると、次式のようになる。
【００３２】
Ｉ（ｔ）／Ｉｄｃ＝１−ｉ（ｔ）／Ｉｄｃ＝ｅｘｐ［−（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）・Δｄ（ｔ）］                                          （６）
動脈厚さΔｄ（ｔ）の有効変動は動脈パルスによりもたらされるため、Δｄ（ｔ）に正比例する項ｘ（ｔ）は次式のように導き出される。
【００３３】
ｘ（ｔ）＝−ｌｎ（１−ｉ（ｔ）／Ｉｄｃ）＝（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）・Δｄ（ｔ）                                                    （７）
正規化された灌流指数値を導き出すための既知の方法は、各々のパルスの最大値ｘｍａｘ、即ち、Ｉ（ｔ）＝Ｉｍｉｎを用いる。それらの方法は、演算された灌流指数における変化と正常なパルス形状のみについての灌流における変化との間の良好な関係を与える。しかし、正常なパルス形状と異なるパルス形状を用いる場合、灌流指数Ｐｅｒｆは過小評価又は過大評価される。このことは、パルス（Δｄｍａｘ）のピーク値のみが血流量についての原因ではないためである。そのことは、ある程度まで全体的な血流に寄与するパルスにおける何れの時点にある。それ故、全体として、パルスを考慮する灌流指数Ｐｅｒｆを演算する方法のみが、灌流の評価において優れた性能を示すことができる。本発明は、そのような方法を提供する。
【００３４】
図５は、正常なパルス形状１５を示し、その正常なパルス形状に対して、既知の方法は、正確な灌流指数値を決定する。図６は、大動脈の機能不全に相当するパルス形状１６を示す。従来の灌流指数決定方法は大き過ぎるＰｅｒｆ値を与える。図７は、低末梢抵抗に相当するパルス形状１７を示す。従来の灌流指数決定方法は小さ過ぎるＰｅｒｆ値を与える。図６及び７に示す場合及び他の場合についての正確な灌流指数値が、本発明を用いて決定される。
【００３５】
本発明の第１実施形態においては、各々のパルス点は、それらのパルスの血流への全体的な寄与を演算するように等しい重みと共に用いられ、平均値ｘ′を得る。式（７）を用いる場合、これは次式を得、
【００３６】
【数１】
2008532682.tif 000003
ここで、Ｔｐｕｌｓｅ＝パルスの終了−パルスの開始、である。Ａｌｏｇは、１つのパルスについて、式（７）で規定される対数関数ｘ（ｔ）の下の面積を表す。好適には、ｘ′は、特定の平均化効果を得るように、２つ以上のパルスについて、即ち、より長い時間の期間に亘って決定される。
【００３７】
この方法の変形においては、重み付け関数が、Δｄ（ｔ）と組織における血流との間の一次関数を表すように用いられる。好適には、次式のような二次関数が用いられる。
【００３８】
ｙ（ｔ）＝ｘ２（ｔ）                                  （９）
得られる灌流指数値Ｐｅｒｆは、その場合、次式のように演算される。
【００３９】
【数２】
2008532682.tif 000004
Ａｓｑは、１つのパルスについて、式（９）で規定される二次関数ｙ（ｔ）の下の面積を表す。他の関数が、測定されるΔｄと測定される組織における対応する血流との間の関係をモデル化するように用いられることが可能であることは明らかである。
【００４０】
この実施形態においては、図８に示すように、完全なパルスについての、即ち、心拍の拡張期の終了から次の心拍の拡張期の終了までの信号曲線（時間ｔにおける動脈の幅の変動の測定Ｍ）の下の面積が用いられる。この技術は、パルス形状又は心臓の鼓動のような他の因子とは無関係に、演算される灌流指数と患者の実際の灌流及び／又は血流の変化との高い相関性を可能にし、これについては、図５乃至７を参照されたい。
【００４１】
本発明の更なる実施形態においては、完全なパルスでないパルスが用いられる。それに代えて、心拍の収縮期に対応するパルスの一部のみが用いられる。この方法により、パルスは先ず、収縮期の状態、典型的には、最大光強度（最小減衰）の時間と、収縮期の終了、例えば、パルスのピーク又はパルスのピークの後の屈曲点とを決定するように、その特性に関して評価される必要があり、これについては、図９を参照されたい。ここでは、収縮期に対応する曲線の下の面積Ａｓｙｓのみが用いられる。他の実施形態（図示せず）においては、心拍の拡張期に対応するパルスの一部のみが用いられる。両方の方法は信号形状の特性を用い、好適には、振幅／ピーク測定と組み合わされる。
【００４２】
本発明の他の実施形態においては、図８に示すように、全体のパルスが用いられる。しかしながら、パルスの面積は、パルスの最小及び最大により規定される三角形の面積Ａｔｒｉａｎｇｌｅを用いることにより評価され、これについては、図１０を参照されたい。この実施形態の有利点は、関連面積の単純にして迅速な決定にある。
【００４３】
本発明の他の実施形態においては、灌流指数を決定するために、エネルギーに関連する値を得る測定信号の変換を用いる。例えば、このために、フーリエ変換を用いることが可能である。
【００４４】
全ての実施形態においては、血流におけるΔｄの影響を評価することが共通である。更なる説明のために、血流への影響についてのそれらの評価は、下記のものが上記の全ての実施形態に対して適用できるように、一般にΔＤと呼ばれる。
【００４５】
脈動動脈血は、２つの主な吸収体、即ち、ヘモグロビン（Ｈｂ）及びオキシヘモグロビン（ＨｂＯ２）を有し、それらは異なる光吸収特性を有し、ＥＨｂはヘモグロビンの消衰を表し、ＥＨｂＯ２はオキシヘモグロビンの消衰を表す。ヘモグロビンＨｂ及びオキシヘモグロビンＨｂＯ２の消衰係数は照射光の波長に依存する。図１１に示す光吸収値のソースとして用いられるパルスオキシメータは、λ１＝６５０ｎｍ及びλ２＝９４０ｎｍにおいて出射する。
【００４６】
上記の全ての方法は、１つの波長のみを用いることを適用することが可能である。単独の波長の方法のために、最適な波長はイソベスティック波長λｉｓｏ、即ち、血液中のヘモグロビンが、酸素を伴って（オキシヘモグロビン）位置付けられているか又はそうでないかに無関係に、同じ消衰を有する波長である。イソベスティック波長（ＥＨｂ＝ＥＨｂＯ２）について、灌流指数は次式で与えられる。
【００４７】
Ｐｅｒｆ＝Ａλｉｓｏ／Ｔｐｕｌｓｅ＝ＥＨｂλｉｓｏ［Ｈｂ］ΔＤ      （１１）
Ａλｉｓｏは、測定がイソベスティック波長λｉｓｏにおいて実行されるときに得られる曲線の下の対応する面積を表す。ＥＨｂλｉｓｏは、イソベスティック波長λｉｓｏにおけるヘモグロビンの分子消衰係数を表す。典型的には、パルスオキシメータは、λｉｓｏと異なる２つの波長を用いて、血液中の酸素飽和Ｓを決定するために用いられる。λｉｓｏ以外の波長を用いることは、飽和に代えて、灌流に関連しない光減衰依存性をもたらす。その問題点を克服するように、上記方法は、好適には、その影響を補償するように実際の飽和値を用い、それにより、灌流指数Ｐｅｒｆが酸素飽和Ｓに非依存性にすることにより改善される。
【００４８】
その補償を実行する２つの主な方法が存在する。両方の方法は次の規定を用いる。全ヘモグロビン濃度［Ｈｂ］は、次式のように規定される。
【００４９】
［Ｈｂ］＝ｃＨｂ＋ｃＨｂＯ２                              （１２）
酸素飽和Ｓは、次式のように規定される。
【００５０】
Ｓ＝ｃＨｂＯ２／［Ｈｂ］                                  （１３）
式（７）の項（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）を置き換えるように式（１２）及び（１３）を用いると、次式が得られ、
（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）＝（ＥＨｂ（１−Ｓ）＋ＥＨｂＯ２Ｓ）［Ｈｂ］（１４）
ここで、ＥＨｂ及びＥＨｂＯ２は、用いられる波長における対応する消衰係数である。
【００５１】
第１方法においては、補正係数、用いられる波長に依存する補償関数と共に実際の飽和値に基づいて演算される。上記の関係式を用いて、補正関数（Ｓ）は、次式のように規定される。
【００５２】
ｃ（Ｓ）＝１／（ＥＨｂ（１−Ｓ）＋ＥＨｂＯ２Ｓ）            （１５）
この補正関数を用いて、灌流係数Ｐｅｒｆは次式のように演算される。
【００５３】
Ｐｅｒｆ＝（Ａλｉｓｏ／Ｔｐｕｌｓｅ）・（１／（ＥＨｂ（１−Ｓ）＋ＥＨｂＯ２Ｓ））
（１６）
Ａλｉｓｏは、測定がイソベスティック波長λｉｓｏ以外の波長λｕｓｅｄにおいて実行されるときに得られる曲線の下の対応する面積を表す。しかしながら、この方法は、“実際の”飽和Ｓ（例えば、パルスオキシメータにより決定される）と灌流指数Ｐｅｒｆを演算するように用いられるデータとの間の遅延がしばしば存在するという不利点を有する。
【００５４】
第２方法は、１つのデータ集合のみが灌流指数Ｐｅｒｆを演算するように用いられるために、異なる処理段階間の遅延に無関係である。このデータ集合は、少なくとも２つの波長からのデータを有する。
【００５５】
少なくとも２つの波長の各々からのデータは、式（７）にしたがって処理され、図１２に示す波長λ１及びλ２について正規化及び対数光強度減衰１８、１９をもたらす。２つの異なる波長λ１及びλ２の場合、式（１４）における飽和Ｓは削除され、積［Ｈｂ］ΔＤは、次式のように、異なる消衰係数及び平均強度減衰値の関数として表される。
【００５６】
［Ｈｂ］ΔＤ＝ｋ１・ｘ′１＋ｋ２・ｘ′２                （１７）
したがって、灌流指数Ｐｅｒｆは次式のようになり、
Ｐｅｒｆ＝ｋ１Ａλ１／Ｔｐｕｌｓｅ＋ｋ２Ａλ２／Ｔｐｕｌｓｅ＝［Ｈｂ］ΔＤ  （１８）
ここで、
ｋ１＝（ＥＨｂ−ＥＨｂＯ２）λ２／（ＥＨｂλ１ＥＨｂＯ２λ２−ＥＨｂλ２ＥＨｂＯ２λ１）
及び
ｋ２＝（ＥＨｂＯ２−ＥＨｂ）λ１／（ＥＨｂλ１ＥＨｂＯ２λ２−ＥＨｂλ２ＥＨｂＯ２λ１）
である。
【００５７】
典型的なパルスオキシメータについて、ｄｃ（直流）成分はａｃ（交流）成分に比べてかなり大きく、このことは、少ない演算量で済む近似により式（７）の対数演算を置き換えることを可能にする。Ｉａｃ＜＜Ｉｄｃである場合、次式が、Ｉｎ（１−ｘ）＝−（ｘ＋ｘ２／２＋ｘ３／３＋．．．）から得られ、
ｘ（ｔ）＝−ｌｎ（１−ｉ（ｔ）／Ｉｄｃ）＝（ＥＨｂｃＨｂ＋ＥＨｂＯ２ｃＨｂＯ２）・Δｄ（ｔ）≒ｉ（ｔ）／Ｉｄｃ                                        （１９）
それ故、上記方法全てはまた、この単純化された式を用いることができ、即ち、対数演算を式（１９）で表される近似で置き換えることができる。
【００５８】
実施例が次のように与えられる。λ１＝６５０ｎｍ、λ２＝９４０ｎｍ及びλｉｓｏ＝９４０ｎｍである場合、消衰係数は次のようになり、
ＥＨｂλ１＝８２０ｌ／Ｍｏｌｃｍ
ＥＨｂＯ２λ１＝１００ｌ／Ｍｏｌｃｍ
ＥＨｂλ２＝１００ｌ／Ｍｏｌｃｍ
ＥＨｂＯ２λ２＝２６０ｌ／Ｍｏｌｃｍ
ＥＨｂλｉｓｏ＝２００ｌ／Ｍｏｌｃｍ
そして、灌流係数Ｐｅｒｆは次式のように決定され、
Ｐｅｒｆ＝０．１６Ａ１．ｌｏｇ＋０．７１Ａ２．ｌｏｇ＝（０．１６／Ｔｐｕｌｓｅ）∫ｘ１（ｔ）ｄｔ＋（０．７１／Ｔｐｕｌｓｅ）∫ｘ２（ｔ）ｄｔ＝（０．１６／Ｔｐｕｌｓｅ）∫−ｌｎ−（１−ｉ１（ｔ）／Ｉ１，ＤＣ）ｄｔ＋ｌｎ−（１−ｉ２（ｔ）／Ｉ２，ＤＣ）ｄｔ（２０）
ここで、
Ａ１．ｌｏｇは波長λ１について正規化された対数光強度減衰曲線の下の面積であり、
Ａ２．ｌｏｇは波長λ２について正規化された対数光強度減衰曲線の下の面積であり、
ｉ１（ｔ）は波長λ１についての光強度減衰信号であり、
ｉ２（ｔ）は波長λ２についての光強度減衰信号であり、
ｉ１，ＤＣは波長λ１についての光強度信号のＤＣ値であり、
ｉ２，ＤＣは波長λ２についての光強度信号のＤＣ値である。
【００５９】
本発明の上記の全ての方法は、“生”光強度／強度−減衰信号及び予めフィルタリングされた（アーティファクト低減された）信号に適用されることが可能である。
【００６０】
パルスオキシメトリにおいて、信号アーティファクト、特に、動きアーティファクトの影響を低減する又は削除するように光強度信号をフィルタリングするための種々の異なる方法が知られている。それらのフィルタリング方法の例としては、ノイズキャンセラ、適応フィルタ、周波数領域で動作するフィルタがある。それらの方法は、動脈脈動に関係しない信号成分全てをフィルタリングするように意図されている。それらの方法の多くは、動脈脈動のエネルギーに相当する値に基づくアーティファクトがない又はアーティファクトが低減された灌流指数を得るように、本発明において記載されている方法により直接的に又は間接的に（変換手段を介して）用いられることが可能である予めフィルタリングされた（アーティファクト低減された）強度又は強度減衰信号をもたらす。信号のエネルギー内容を保持する変換（例えば、フーリエ変換についてのパーセバルの理論）が用いられる場合、パルスエネルギーを表す対応する変換値はまた、灌流指数を演算するように、直接、用いられることが可能である。このことは、例えば、波長λｉについてのパルスエネルギーを表す対応する変換値により項Ａλｉ／Ｔｐｕｌｓｅを置き換えることにより、式（１８）にしたがって行われることが可能である。
【００６１】
図１３においては、身体の部位における血液の灌流を決定するための装置２０を示している。装置２０は、測定センサ１に接続可能である信号構成要素２１を有する。信号構成要素２１は、分光測定処理により電気測定信号を生成する。更に、装置２０は、上記方法の一にしたがって、電気測定信号から灌流指数を決定するための決定構成要素２２を有する。このために、決定構成要素２２は、電気測定信号についてデータ転送チャネルを与えるように、信号構成要素２１に接続されている。決定構成要素２２は、本発明にしたがって、コンピュータプログラム２３を実行するように適合されたコンピュータを有する。好適には、コンピュータプログラム２３は、コンピュータプログラム２３がコンピュータにおいて実行されるときに、式（１８）にしたがって、灌流指数値を決定するように適合されている。換言すれば、灌流指数値は、パルスの特定の形状とは無関係に、パルスのエネルギー値を表す値を得るように、少なくとも心拍において積分される正規化対数光強度減衰を用いて演算される。
【００６２】
図１４においては、身体の部位における血液のアーティファクトのない又はアーティファクト低減された灌流を決定するための装置２０′の他の実施形態が示されている。装置２０′は、測定センサ１に接続可能である信号構成要素２１′を有する。信号構成要素２１′は、フィルタ手段２４によりフィルタリングされる／アーティファクト低減される分光測定処理により電気測定信号を生成する。更に、装置２０′は、上記の方法の一にしたがって、フィルタリングされた／アーティファクト低減された信号から灌流指数を決定するための決定構成要素２２′を有する。このために。決定構成要素２２′は、フィルタリングされた／アーティファクト低減された信号のためにデータ転送チャネルを生成するようにフィルタ手段２４に接続されている。決定構成要素２２′は、本発明にしたがってコンピュータプログラム２３′を実行するように適合されているコンピュータを有する。好適には、コンピュータプログラム２３′は、コンピュータプログラム２３′がコンピュータにおいて実行されるときに、式（１８）にしたがって灌流指数を決定するように適合されている。換言すれば、灌流指数値は、パルスの特定の形状とは無関係に、パルスのエネルギー値を表す値を得るように、少なくとも心拍において積分される前に、予めフィルタリングされた及びアーティファクト低減された正規化対数光強度減衰を用いて演算される。
【００６３】
本発明は上記の例示としての実施形態の詳細に限定されるものではなく、そして本発明は、本発明の主旨及び本質的な属性から逸脱することなく、他の特定の形態において実施されることが可能であることを、当業者は理解することができるであろう。上記実施形態は、それ故、全ての点で、例示として及び限定的でないとして考えられ、本発明の範囲は、上記説明ではなく、同時提出の特許請求の範囲により表され、請求項と同等の意味を表し及びそれらの範囲に入る全ての変形は、それ故、本発明に包含されるべきものであるとして意図されている。更に、表現“を有する”は他の要素又はステップを排除するものではなく、単数表現は複数表現を排除するものではなく、コンピュータシステム又は他のユニットのような単一の要素は、請求項に列挙されている複数の手段の機能を実行することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１】指の先端に装着された測定センサの模式図である。
【図２】動脈及び静脈血流を有する組織の模式図である。
【図３】異なる波長を有する２つのＬＥＤからのフォトダイオードにおける光強度を示す図である。
【図４】２つの異なる波長についての絶対光強度減衰を示す図である。
【図５】正常なパルス形状を有するパルスパターンを示す図である。
【図６】異常なパルス形状を有するパルスパターンを示す図である。
【図７】異常なパルス形状を有する他のパルスパターンを示す図である。
【図８】完全なパルスに関連する面積を有するパルスパターンである。
【図９】心拍の収縮期の位相に関連する面積を有するパルスパターンである。
【図１０】パルスの面積の三角形評価を伴うパルスパターンである。
【図１１】ヘモグロビン及びオキシヘモグロビンについての光吸収を示す図である。
【図１２】２つの異なる波長について、正規化及び対数光強度減衰を示す図である。
【図１３】灌流を決定するための装置を示す模式的なブロック図である。
【図１４】信号アーティファクトを低減する又は排除するフィルタリング方法を用いるときに、灌流を決定するための装置を示す模式的なブロック図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【国際調査報告】
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