(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
人間の皮膚中のＣＯ２（ｐＣＯ２）分圧の非侵襲測定を行うためのセンサーであって、
−ハウジングと、
−ガスを測定するためのガス測定チャンバと、
−皮膚を通過して拡散するガスを前記ガス測定チャンバへ導くための少なくとも１つのチムニーと、
−前記ガス測定チャンバ内へ光を送出する広帯域光源と、
−前記光源から前記ガス測定チャンバを通過して伝送されてくる光を検出するための第１及び第２光検出器を含む検出システムと、を含み、
−前記第１光検出器は、ＣＯ２が光を吸収する波長で光を検出し、
−前記第２光検出器は、ガスによる光の吸収が無い空き帯域内で光を測定することにより、ゼロ基準検出器として機能することを特徴とする、センサー。
【請求項２】
前記空き帯域の中心は３．９μｍである、請求項１に記載のセンサー。
【請求項３】
前記ガス測定チャンバは、金、銀、又はアルミニウムなどの反射性材料の内面を有し、反射筒を形成している、請求項１又は２に記載のセンサー。
【請求項４】
前記反射筒の粗度は、測定対象のガスによって吸収される光の波長の１／４未満であり、好ましくは前記波長の１／８未満である、請求項１〜３のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項５】
集光レンズからの光を前記センサーの前記光検出器間で分割するための、反射プリズム又は反射格子などのビームスプリッターを更に有する、請求項１〜４のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項６】
前記測定チャンバは２つの対向する開口を有しており、第１開口は前記光源によって閉鎖され、第２開口は前記検出システムによって閉鎖され、それによって、前記光源と前記検出システムとの間に直線が設けられる、請求項１〜５のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項７】
皮膚を通過して拡散するガスを前記ガス測定チャンバへ導くための前記少なくとも１つのチムニーは、前記ガス測定チャンバに対して垂直である、請求項６に記載のセンサー。
【請求項８】
前記光源は発光ダイオードである、請求項１〜７のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項９】
前記光源は赤外光源である、請求項１〜８のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項１０】
信号処理器が前記光検出器に接続されている、請求項１〜９のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項１１】
前記第２光検出器は、前記信号処理器を介してフィードバックループ内の前記光源に接続されており、前記第２光検出器が受け取った光の量に応じて前記光源の自動較正を行う、請求項８に記載のセンサー。
【請求項１２】
前記信号処理器は、前記第１及び第２光検出器が受信した信号間の差異に基づいてＣＯ２分圧を計算する、請求項１０又は１１に記載のセンサー。
【請求項１３】
前記ガス測定チャンバ及び前記少なくとも１つのチムニーの総容積は、２μＬ以下である、請求項１〜１２のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項１４】
前記第１光検出器は、中心が４．２６μｍである帯域通過フィルターを有する、請求項１〜１３のいずれか一項に記載のセンサー。
【請求項１５】
人間の皮膚中のＣＯ２分圧を計算するための方法であって、
−広帯域光源によって、ガス測定チャンバ内のＣＯ２ガスサンプルを照射し、
−ＣＯ２が光を吸収する波長で光を検出する第１光検出器と、ガスによる光の吸収が無い空き帯域で光を検出する第２光検出器と、によって、前記ガス測定チャンバを通って伝送される光を検出し、
−信号処理器によって、前記第１及び第２光検出器が受信した信号間の差異に基づいてＣＯ２分圧を計算する、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本明細書で開示するセンサー及び方法の実施形態は、被験者の被分析物濃度の非侵襲測定の分野に関し、詳細には、被験者の皮膚におけるある位置での、例えば耳垂上での、二酸化炭素（ＣＯ２）分圧又は他の血液ガス分圧の測定に関する。
【背景技術】
【０００２】
血液ガス分圧を測定するための、人間又は動物の皮膚に適用されるセンサーによる血液ガス分圧の非侵襲測定が、多くの臨床状況における有用なツールとして、多くの文献に記載されている。二酸化炭素（ＣＯ２）及び酸素（Ｏ２）などの血液ガスを非侵襲的に測定するためのセンサーは、集中治療室（ＩＣＵ）及び新生児集中治療室（ＮＩＣＵ）において不可欠なツールである。それは、これらのセンサーにより、非侵襲的な方法で、かつ、病院スタッフの最小限の作業量で、人間又は動物の患者の呼吸機能に対して、信頼性の高い持続的なモニタリングができるからである。
【０００３】
皮膚／経皮血液ガスセンサーの分野においては、概して、センサー及びモニターの両方を小型化させる傾向がある。経皮血液ガス分圧の測定に好ましい部位の１つに、耳垂がある。これは、耳垂の皮膚は非常に薄いからである。更に、経皮血液ガス分圧の測定は、早期新生児に対してよく使用される。センサーの使用対象が新生児であるか大人であるかに関わらず、皮膚上で、血液ガスセンサーを受け入れるのに十分な大きさの好ましい平坦な領域を見つけることが難しいことがある。そのため、センサーの大きさを最小限にする必要がある。
【０００４】
皮膚を通過して拡散するガスは少量であるため、センサーは高感度である必要がある。センサーは、少量のサンプルに対する測定が可能なものであるべきである。また、応答時間が短い（例えば、６０秒以内）ものであるべきである。センサーはまた、好ましくは、使用中に較正が不要でドリフトの無いものであるべきである。
【０００５】
血液ガス分圧の皮膚又は経皮測定のための市販製品は、通常、電気化学センサーである。これらの電気化学センサーは、何十年もの間、人間の皮膚中の血液ガス分圧の正確な推定値を提供するものとして知られてきた。この推定値から、動脈の分圧を計算することができる。それによって、血液サンプルの採取を必要とせず、特にＩＣＵ、ＮＩＣＵ、及び睡眠検査室における医療スタッフに、患者の呼吸機能を明確に示してきた。前述したような電気化学センサーは、例えば、米国特許第６，６５４，６２２（Ｂ１）号に記載されているものが知られている。
【０００６】
既に知られているように、電気化学センサーが病院における不可欠なツールであることは実証されているが、これらのセンサーは較正を頻繁に行う必要があり、また、信号のドリフトが発生することもある。そのため、使用時間が長い場合（例えば、睡眠モニタリング）に問題が発生することがある。更に、電解液の添加などの再膜化（remembraning）を頻繁に行う必要もある。そのため、これらの問題の無い別種のセンサーの開発が望まれていた。
【０００７】
ＷＯ２００８１１０９２７は、チューナブルレーザーダイオード技術を使用した光学センサーを開示している。この光学センサーによれば、光線が、検出器に受信されるまでサンプル細胞中を１つの単一モード伝播によって伝播して、このサンプルの化学物質を反映する出力信号を生成する。
【０００８】
ＷＯ２００３０２３３７４は、エバネッセント場を使用した光学センサーを開示している。この光学センサーは、皮膚に貫通して皮膚中の化学物質を検出する。
【０００９】
ＷＯ２００３０２３３７４及びＷＯ２００８１１０９２７の両技術では、光源は、センサーの外部に取り付けられたレーザーであり、導光部を介してセンサーに光を伝送する。これらのシステムには、光路における光学干渉によってレーザーキャビティ内のバックライト干渉が発生し、その結果、感度が著しく低減するなど、いくつかのデメリットがある。更に、これらのシステムは、１つの単一周波数で光を提供するレーザー光源を使用しており、基調又はその倍音の１つのいずれかが１種類のガス（例えば、二酸化炭素）によって吸収されるように調整されている場合がある。しかし、レーザーには、いくつかのデメリットがある。レーザーは、他の光源より高価でかさばる。レーザーは、その大きさのため、外部デバイスに取り付けられ、光ファイバーを介してセンサーに光が送られていた。光ファイバーは、何回か使用すると、ストレスにより破損する可能性が高い。更に、レーザーは特定の波長に調整されているが、温度変化によりレーザーのドリフトが発生する。これは、睡眠モニタリングに使用して、夜間の室温低下により検出システム内の光の波長が変化した場合に問題となる。そのため、レーザーを使用したシステムは、レーザーに確実に意図した波長の光を供給させるために、持続的な変調モニタリングを必要としている。
【００１０】
ＷＯ２０１５０１０７０９は、赤外（ＩＲ）光源を使用してＣＯ２を検出するための光学センサーを開示しており、赤外光を、開口数（ＮＡ）変換器及び波長フィルターを介して、信号経路を増やすためのいくつかの反射面を有する測定容積へ、そして、この測定容積を通過して来る光の量を検出する検出器へ送出する。測定容積を介して伝送される光の変化が、測定容積中のＣＯ２量の変化の推定に使用される。これは、光学において、「非結像」、すなわち、光検出器を使用して測定容積中のサンプルの画像を形成せず、代わりに、測定容積内の変化を検出するものとしても知られている。
【００１１】
本文脈において皮膚（cutaneous）という用語は、人間又は動物の患者の表皮層の状況を測定することを意味する。経皮（transcutaneous）という用語は、多くの場合、表皮層の下方の状況を検査する測定を指す。経皮測定と皮膚測定とが異なるのは、次の点においてのみである。それは、経皮測定の温度の方が高く、そのため表皮層中の血流が増加し、表皮層がより動脈化される、すなわち、表皮層が表皮の下方の層のような挙動をする。経皮測定を行うために必要な温度上昇の程度は、患者の皮膚によって決まる。新生児又は早期新生児の皮膚は非常に薄いので、血液ガスの経皮測定には、例えば４０℃の温度で十分である場合がある。一方、高齢者の皮膚はより厚みがあるので、表皮を動脈化するためには４４℃或いは４５℃の温度が必要となる場合がある。本発明の文脈内では、測定の目的が、表皮の状況の検査であるか表皮下方の状況の検査であるかは重要ではない。したがって、皮膚（cutaneous）と経皮（transcutaneous）のうちどちらの用語が本発明の説明に使用されようとも、どちらの用語も、人間の皮膚に適用されたセンサーを使用して血液ガス分圧を測定するものとして理解される。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
第１の態様において、本発明は、人間の皮膚中のＣＯ２（ｐＣＯ２）分圧の非侵襲測定を行うためのセンサーであって、ハウジングと、ガスを測定するためのガス測定チャンバと、皮膚を通過して拡散するガスをガス測定チャンバへ導くための少なくとも１つのチムニーと、ガス測定チャンバ内へ光を送出する広帯域光源と、光源からガス測定チャンバを通過して伝送されてくる光を検出するための第１及び第２光検出器を含む検出システムとを含み、第１光検出器は、ＣＯ２が光を吸収する波長で光を検出し、第２光検出器は、ガスによる光の吸収が無い空き帯域内で光を測定することにより、ゼロ基準検出器として機能することを特徴とする、センサーを提供する。
【００１３】
本発明のセンサーは、従来既知のセンサーより有利な点がいくつかある。センサーに対しては、工場を去る前の初期較正は依然として予見されるが、使用中の較正が不要である。これにより、ＣＯ２濃度を長期間測定する場合に、短い反応時間で、信頼性の高い結果が得られる。センサーは、時々交換が行われ得る膜を有する場合があるが、電気化学センサーにおいて知られている複雑な再膜化（re-membraning）手順は避けられる。センサーは、温度安定性を有し、使用時の信頼性が高く、導光部を必要としない。なぜなら、光源が、内蔵型広帯域光源であるからである。更に、これは、チューナブルレーザーより安価である。
【００１４】
提案されているセンサーの更なる利点として、源から検出器への光の移動が、反射せずに直線的に行われることが実質的に可能となるように設計され得ることがある。これにより、この光学システムは、源から検出器へ光が移動する際にいくつかの面で反射されることが必要であるシステムと比べて、非常に効率的となる。更に、提案されているシステムは、測定チャンバ内へのガスの拡散が光の方向に対して垂直である測定チャンバを提供する。これによってもまた、効率が向上する。なぜなら、光とチムニーとの間の入射角が略直角であれば、光がチムニーによって不所望に吸収されにくくなるからである。
【００１５】
本発明の実施形態では、第２の光検出器は、空き帯域で光を受け取り、中心が３．９μｍである帯域通過フィルターを有し、ＣＯ２によって吸収された光の量をセンサーが計算できるようにするように最適化されている。
【００１６】
本発明の実施形態では、ガス測定チャンバは、金、銀、又はアルミニウムなどの反射性材料の内面を有し、それによって、測定チャンバの反射性を高めて、源から検出器へ通過する光の量を増加させている。
【００１７】
実施形態では、測定チャンバの内面の粗度は１／４λ未満であり、滑らかな表面を提供することによって、測定チャンバから源への逆方向反射のリスクを低減している。
【００１８】
実施形態では、センサーは、少なくとも２つの光検出器間で光を分割するためのビームスプリッターを、反射プリズム又は反射格子の形態で有しており、それによって、光が確実に光検出器において受け取られるようにしている。
【００１９】
実施形態では、センサーは、２つの対向する開口を有しており、第１開口は光源によって閉鎖され、第２開口は検出システムによって閉鎖され、それによって、光源と検出システムとの間に直線が設けられ、源から送出される光の利用効率が向上する。
【００２０】
実施形態では、チムニーはガス測定チャンバに対して垂直である。これによって、ガス測定チャンバの効率が向上する。
【００２１】
センサーの実施形態では、光源は、部品寸法が小さく、高効率で光を提供する、発光ダイオード（ＬＥＤ）である。
【００２２】
本発明の実施形態では、光源は、ＣＯ２が光を吸収するスペクトル内で電力の大部分を提供する、赤外光源である。
【００２３】
実施形態では、信号処理器が少なくとも１つの光検出器に接続されており、第１及び第２光検出器の信号間の差異を計算して、更に、ＣＯ２分圧を計算する。
【００２４】
実施形態では、第２光検出器は、フィードバックループ内の光源に接続されており、これによって、センサーは、光源が常に同じ光を測定チャンバに提供するように、光源を自動較正することができる。
【００２５】
センサーの実施形態では、信号処理器は、第１及び第２光検出器からの信号間の差異に基づいてＣＯ２分圧を計算する。
【００２６】
センサーの実施形態では、総測定容積は、２μＬ未満の容積である。これによって、センサーは速い応答速度を得ることができる。
【００２７】
実施形態では、センサーは、二酸化炭素を測定するように最適化されており、第２光検出器の帯域通過フィルターの中心は、ＣＯ２が光を吸収する４．２６μｍである。
【００２８】
別の態様では、本発明は、広帯域光源によって、ガス測定チャンバ内のＣＯ２ガスサンプルを照射し、ＣＯ２が光を吸収する波長で光を検出する第１光検出器と、ガスによる光の吸収が無い空き帯域で光を検出する第２光検出器とによって、ガス測定チャンバを通って伝送される光を検出し、信号処理器によって、２つの光検出器の信号間の差異に基づいてＣＯ２分圧を計算することにより、経皮ＣＯ２分圧を判定するための方法を提供する。
【００２９】
本発明のセンサーは、皮膚を通過して拡散するガスを、センサー内の測定チャンバを被験者の皮膚に連通接続する多数のチムニーを介して受け取る。測定チャンバの一方の端部に、光源が配置され、光を測定チャンバ内へ発する。測定チャンバの反対側の端部に、少なくとも２つの光検出器を有する検出システムが配置されている。第１光検出器は、測定対象のＣＯ２によって光が吸収されるスペクトル内で光を受け取るように最適化されており、それによって、アクティブチャネルとして機能する。第２光検出器は、ガスによる光の吸収が無いスペクトル内で光を受け取るように最適化されており、それによって、ゼロ基準チャネルとして機能する。第２光検出器は、測定チャンバ内へ伝送されるエネルギーの総量を示す信号を提供する。第１及び第２光検出器からの信号間の差異を使用して、測定チャンバ内でＣＯ２によって吸収される光の量を判定し、ＣＯ２分圧を計算する。
【００３０】
光源は、可視又はＩＲ範囲内のいくつかの波長をカバーする光の広域スペクトルにおける光で測定チャンバを照射する、赤外（ＩＲ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、又はダイオードアレイなどの広域スペクトル光源である。測定チャンバ内のガスの種類及び量によって、ガス分子によって吸収される波長は異なる。例えば、ＣＯ２は、４．２６μｍの光を吸収する。測定チャンバ内のＣＯ２の量によっては、ある程度の割合の光がガス分子によって吸収され、光検出器に到達しないが、測定チャンバ内のＣＯ２によって吸収される。光源は広域スペクトル光源であるため、多くの異なる波長の光が光検出器に到達する。３．９μｍでは吸収が無い。すなわち、３．９μｍは、光が、ガスに吸収されることなく源から検出器へと通過する空き帯域である。本発明のセンサーは、通常、２つの異なる状況において異なるガスに曝される。センサーが患者の皮膚上で使用されていないときは、センサーは、自由空気、すなわちＮ２及びＯ２に曝される。センサーが使用されているときは、センサーは、人間の患者の皮膚から拡散するガス、すなわちＣＯ２、Ｏ２、及び水蒸気に曝される。３．９μｍでは、源から検出器への光の伝送は、これらのガスによって妨げられない。対応する基準チャネルで受け取られる光は、源から送出される光の量を反映している。基準チャネルは、３．９μｍの光に対して感応性を有しているべきである。すなわち、３．９μｍ±４５ｎｍの通過帯域を有しているべきである。更に、アクティブ光検出器は、例えば、ＣＯ２に対応する４．２６μｍ±９０ｎｍに対して感応性を有しているべきである。
【００３１】
基準チャネルの目的は、光が吸収されないときに得られる光の量を測定して、ガス分子によって吸収される光の量（ガス量の判定に使用される）を計算できるようにすることである。実施形態では、基準チャネルは、光源の電力の調整にも使用される。光源は、長期間に渡って非常に安定した性能曲線と、センサーの推定総使用時間より長い絶縁破壊時間とを有するものが選択されるが、全ての光源は経時劣化する。そのため、基準チャネルで検出される光を、自動較正プロセスにおける光源の電力の調整に使用することができる。
【００３２】
光源は、広域スペクトルの光を、測定チャンバを封止するルビー又はサファイヤのウィンドウを介して、測定チャンバ内へ送出する。このスペクトルの光は、少なくともゼロ吸収基準チャネル及びアクティブチャネルの両方をカバーする。測定チャンバの反対側の端部において、光を補正及び調整するためのレンズ（例えば、コリメートレンズ）が、測定チャンバを封止している。レンズの後方で、プリズム又は反射格子などのビームスプリッターが、光検出器間で光を分割する。レンズ、ビームスプリッター、及び光検出器の相互関係は、光検出器間で光を等分に分割するようになっている。
【００３３】
光源は、フィードバックループ内の基準チャネルに接続され得る。このフィードバックループは、光源から測定チャンバ内へ供給されるエネルギー量を略一定レベルに維持するように、光源への入力電力を調整する。換言すれば、例えば経年変化により光源の特性が変わった場合、フィードバックループは、光源に供給される電力を調整して、測定チャンバ内に供給されるエネルギー量を特定の範囲内に維持する。フィードバックループにより、センサーは、自動較正機能を有することができ、センサーの使用中に手動較正が不要となるという利点がある。基準チャネルで受け取られるエネルギー量が減少すると、フィードバックループは、光源に供給される電力を増加させて、測定チャンバ内に送られる光を一定レベルに維持し得る。
【００３４】
原則的に、光源は、可視又は赤外（ＩＲ）範囲内の光を発するあらゆる種類の光源であってよい。しかし、当然のことながら、光源は、ＣＯ２によって光が吸収される範囲と、基準チャネルを提供するためのガスによる光の吸収が無い範囲とで光を発するべきである。測定チャンバ内の低レベルのＣＯ２を測定可能な有効なセンサーを得るために、測定チャンバ内には大量の光子が入るべきである。これが、従来技術においてレーザーが好ましいとされてきた理由である。なぜなら、レーザーは、特定の周波数において大量のエネルギーを提供するからである。最大の光効率を得るためには、検出器のエタンデュは、限界開口として作用するべきである。したがって、光源からウィンドウ、測定チャンバ、及びレンズを通過する際に、光の損失が無いことが好ましい。光源、ウィンドウ、測定チャンバ、レンズ、ビームスプリッター、及び光検出器と、それらの相関関係とは、光検出器のエタンデュが、光源から光検出器への光路における限定要因となるように選択されるべきである。それによって、良好な信号対雑音比が得られる。
【００３５】
基準チャネルの目的は、吸収が無いときに得られる光の量を測定して、ガス分子によって吸収される光の量（ガス量の判定に使用される）を計算できるようにすることである。実施形態では、基準チャネルは、光源の電力の調整にも使用される。光源は、長期間に渡って非常に安定した性能曲線と、センサーの推定総使用時間より長い絶縁破壊時間とを有するものが選択されるが、全ての光源は経時劣化する。そのため、基準チャネルで検出される光を、自動較正プロセスとして、光源の電力の調整に使用することができる。
【００３６】
センサーにおいて高感度を得るためには、測定チャンバは、測定対象のＣＯ２分圧が低レベルのときに全ての光をブロックしないように最適化されているべきであるが、同時に、十分な数の分子を吸収して良好な信号対雑音比を得るべきである。表Ｉに、ＣＯ２分圧５０ｍｍＨｇ及び２００ｍｍＨｇの測定チャンバの最適路長、並びに、この２つの間の可能な妥協を示す。最適路長は、ランベルト−ベールの法則を使用して計算され得る。更に、表Ｉに、光が、光源に向かって逆方向反射されることなく、確実に光源から光検出器に向かって伝送されるような、測定チャンバの所望の受光角と、測定チャンバの最大内半径とを示す。
【００３７】
【表１】
0006496040.tif 000002
【００３８】
センサーの応答時間を適当なレベル（例えば、２分未満）に維持するためには、容積は可能な限り少なくするべきである。なぜなら、被験者の皮膚を通過して拡散する血液ガスの量は少ないからである。一実施形態では、測定チャンバを被験者の皮膚に接続するチムニーを含む測定チャンバは、２μＬ以下である。
【００３９】
測定チャンバの直径は、測定チャンバ及びチムニーの総容量が確実に２μＬ以下となるように調整することができる。当業者に理解されるように、最適路長などの他の要件が考慮され、かつ、測定チャンバが、ＣＯ２濃度用に最適化された長さ（ランベルト−ベールの法則などを使用して計算されることが意図されたもの）を有している限り、チムニー及び測定チャンバの具体的な構成を自由に選択することができる。提案されているデザインにより、皮膚と測定チャンバとの間における十分な流れが可能となり、初期のウォームアップ段階後２分未満で、皮膚中のガス組成が、測定チャンバ内のガス組成によって反映される。つまり、センサーは、患者の皮膚中で直接測定を行ったかのような結果を得ることになる。
【００４０】
測定チャンバは、アルミニウム、金、銀、又は同様のものなどの金属片から筒を穴あけ加工することによって作成され得る。測定チャンバの内側は、反射率を高めるために、滑らかな仕上げとするべきである。所望の粗度が、好適なツーリング（tooling）及び／又は研磨によって得られる。実施形態では、測定チャンバの内側の粗度は、１／４〜１／２０λの範囲内であるべきであり、好ましくは少なくとも１／８λである（λは、ＩＲスペクトルの中間である）。代替的に、ガス測定チャンバをプラスチックで成形してスプレーコーティングすることにより、所望の粗度を得てもよい。測定チャンバの製造に使用される方法に関わらず、測定チャンバの反射率の増加は、前述の材料のいずれか、或いは、ウォルフラム、モリブデン、酸化アルミニウム、窒化ケイ素、フッ化マグネシウム、ポリテトラフルオルエチレン、パリレン、又は他の好適な材料のいずれか１つをコーティングすることにより行われ得る。
【００４１】
チムニーは、ガス測定チャンバに対して垂直であり、ガス測定チャンバ内へのガスの拡散は、入射光波に対して垂直である。これにより、ガス測定チャンバ内の、ガスをガス測定チャンバ内に進入させる開口による光の吸収や光源への逆方向反射が生じにくくなるという利点がある。更に、光の順方向経路とガスの拡散の順方向経路とが垂直であるため、光波がＣＯ２分子と衝突する可能性が高くなる。
【００４２】
感度を更に増加させるためには、ガス測定チャンバ及びプリズムを滑らかに仕上げるべきである。それによって、良好な順方向反射が確保される。すなわち、可能な限り多くの光が、確実に光源から光検出器へと伝送される。表面が滑らかであると、より多くの割合の光が源から光検出器へと伝送されるため、より良好な信号対雑音比が得られる。その一方で、表面が粗いと、逆方向反射が増加し、光検出器で受け取られる光の量が少なくなる。
【００４３】
レンズの目的は、光検出器間で光を等分に分割し得るように、光を補正及び収集することである。光は、測定チャンバ中で、多くの異なる経路を辿る。一部は、源からレンズへ、そして更にプリズムへと、直線的に移動し得る。その他は、測定チャンバ内で何回か反射される。このため、レンズは、光を更に補正することにより、ビームスプリッターに到達して光検出器の間で分割される光の割合を増加させるために使用される。
【００４４】
ビームスプリッターは、光検出器間で光を分割して、光検出器の開口に光を集める。ビームスプリッターは、例えば、プリズム又は反射格子の形態であり得る。プリズムは、最適に位置合わせすることが必要である。しかし、位置合わせすると、光を等分に分割するのに非常に有効であり、測定チャンバ内に伝送された光の大部分が、確実に光検出器に受け取られる。反射格子は位置合わせを行わないことが多いが、最適に位置合わせされたプリズムほど有効ではない。
【００４５】
光検出器は、特定の範囲（例えば、ガス相中の検体による光の吸収が無い帯域であるゼロ基準チャネルの中心波長３．９μｍ、及びＣＯ２検出用の４．２６μｍ）内の光のみが検出できるような急フィルター勾配の狭帯域通過フィルターを有し得る。最適な光効率を得るためには、光検出器の前にある全ての開口は、検出器の開口のエタンデュ以上でなければならない。
【００４６】
光検出器のうちの１つは、１８０ｎｍのフィルター帯域幅で、ＣＯ２が光を吸収する波長である４．２６μｍで受け取られる光の量を測定する。これは、ＣＯ２が光を吸収する帯域であるため、この検出器は、アクティブチャネル又は信号検出器とも呼ばれる。この検出器で基準検出器よりも多くの量の光を検出した場合、測定チャンバ内には少量（例えば、０〜３０％）のＣＯ２のみが存在するということを意味する。第２検出器は、基準チャネルと呼ばれ、９０ｎｍのフィルター帯域幅で、ガスによる光の吸収が無いエネルギー帯域である３．９μｍにおいて光を測定する。この２つの光検出器からの信号を減算することにより、測定チャンバ内のＣＯ２量が示される。光検出器からの出力は電圧であり、これは、Ａ／Ｄ変換を使用してデジタル信号に変換される。代替的に、いくつかの光検出器が、デジタル出力を提供する。デジタル信号は、センサー内に配置された計算ユニット内におけるＣＯ２分圧の計算に使用される。或いは、センサーに接続された別のデバイス内で、デジタル信号をセンサー較正曲線と比較することにより、ガス測定チャンバ内のＣＯ２量を判定するのに使用される。
【図面の簡単な説明】
【００４７】
上記及び他の態様は、図面を参照しながら説明される実施形態により、明らかになり、解明される。
【図１】人間の患者の皮膚中のＣＯ２分圧を測定するためのセンサーの概略ブロック図である。
【図２】ＣＯ２分圧を測定するための非分散型赤外線（ＮＤＩＲ）検出器の詳細図である。
【図３】ＣＯ２分圧を測定するためのＮＤＩＲ検出器の、プリズム（２７）が光回折格子（２８）に置き換えられた、異なる実施形態を示している。
【図４ａ】０〜１０μｍのスペクトルにおける水及び二酸化炭素の吸収スペクトルを示している。
【図４ｂ】図４ａの吸収スペクトルから、３．８μｍ〜４．６μｍのスペクトルをクローズアップしたものである。
【図５】ＣＯ２のガス吸収スペクトルと、アクティブチャネル及び基準チャネルのそれぞれのフィルター機能とを示す図である。
【図６】有線接続によりモニターと通信して、皮膚中のＣＯ２分圧の経皮測定を行うためのセンサーを示している。
【図７ａ】センサーの測定されたウォームアップ時間と温度との関係を示している。
【図７ｂ】センサーのウォームアップ時間と相対ｐＣＯ２［ｍｍＨｇ］との関係を示している。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４８】
図１は、人間の患者の皮膚（１）中のＣＯ２分圧を測定するためのセンサー（１０）の例を示す概略ブロック図である。センサー（１０）は、ハウジングと、測定ユニット（２０）と、使用時に患者の皮膚（１）に接触し、かつ、水分及び埃などからセンサー（１０）を保護する膜（１３）の形態の患者インターフェースとを含んでいる。更に、このセンサーは、加熱要素（１７）の制御に使用されるセンサー温度を測定するためのサーミスター（１１）を含んでいる。更に、サーミスター（１１）からの温度値は、検出器の信号をセバリングハウスの方程式などによりＣＯ２分圧に変換するときの信号処理に使用される。２つのチムニー（１８）が、測定チャンバ（２３）を、膜（１３）を介して皮膚表面に接続している。それによって、皮膚を通過して拡散するガスが、膜（１３）及びチムニー（１８）を通過して測定チャンバ（２３）へと運ばれる。測定チャンバ（２３）は、一方の端部が光源（２１）によって閉鎖されており、他方の端部がデュアルチャネル検出器（１５）形式の検出システムによって閉鎖されている。患者の皮膚（１）、チムニー（１８）、及び測定チャンバ（２３）によって、閉じた系が画定される。電子基板（１４）は、増幅、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換器、及び信号処理手段を含んでいる。電子基板（１４）は、デュアルチャネル検出器（１５）と通信を行い、デュアルチャネル検出器（１５）から受信した信号を、患者の皮膚中の血液ガス分圧を表す値に変換する。更に、電子基板（１４）における信号処理では、センサー（１０）の表面温度に関する情報を、サーミスター（１１）のうちの少なくとも１つから受信し、センサー（１０）を加熱する加熱要素（１７）を制御する。
【００４９】
加熱要素（１７）を使用してセンサー（１０）をウォームアップし、それによって人間の患者の皮膚をウォームアップする。また、サーミスター（１１）を使用して加熱要素（１７）を制御し、適用中のセンサー（１０）の正確な温度を得て、患者の皮膚の火傷を防ぐ。図１を使用して説明されるデザインには、２つのサーミスター（１１）がある。この目的のためには１つのサーミスター（１１）で十分であるが、２つのサーミスター（１１）を設けてセンサー（１０）温度制御を二重化させることが業界内では標準となっている。それは、正確な温度を測定して血液ガス分圧を計算すること、並びに、患者の皮膚の火傷を防ぐことが重要であるからである。センサー（１０）の加熱は病院スタッフによってプログラミングされ、測定時間及び温度を定義する。電子基板（１４）はまた、例えば、モニター、電気ケーブル又はスマートフォンを介して接続されるコントローラーユニット、コンピューター、或いは、ＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、ＧＳＭ又は同様のネットワークなどの無線手段を介して接続されるタブレットなどの外部デバイス（図示せず）との通信を管理する。
【００５０】
実施形態では、電子信号処理は、センサー（１０）の外側で行われる。したがって、電子基板（１４）は、センサー（１０）の外部のモニターなどのデバイス内に配置されている。サーミスター（１１）、加熱要素（１７）、光源（２１）、及びデュアルチャネル検出器（１５）は、例えばバスの形態の電気ケーブルを介して、外部デバイス内の電子基板（１４）に接続されている。好ましくは、Ａ／Ｄ及びＤ／Ａ変換は、センサー（１０）内で行われ、センサー（１０）と外部デバイスとの間の通信は、デジタル有線又は無線通信となる。
【００５１】
膜（１３）は、センサー（１０）の内部部品（例えば、電子部品、チムニー（１８）、及び測定チャンバ（２３））を、水分及び埃などの侵入粒子から保護する。膜（１３）は、血液ガスに対する浸透性を有し、疎水性を有し、機械的に頑丈であり、また、アルコール消毒綿、コンタクトジェル、又は汗と接触したときに浸透性又は構造的挙動が変化しない。そのため、血液ガスが、患者の皮膚から拡散して、膜（１３）を透過することができる。その一方で、埃及び水分が膜（１３）を透過して、センサー（１０）、測定部、電子部品に害をなすのを阻止する、或いは、チムニー（１８）を詰まらせて患者の皮膚と測定チャンバ（２３）との間の血液ガス用通路が遮られるのを阻止する。
【００５２】
本発明の一実施形態では、チムニー（１８）は、直径２００μｍ及び長さ４ｍｍ以下である。チムニー（１８）の長さは、可能な限り短いことが好ましい。なぜなら、チムニー（１８）内のガスの量がガス測定チャンバ（２３）の総容量に追加されるため、この量が、感度にマイナスに影響するからである。しかし、光検出器及び光源を測定チャンバ（２３）のいずれかの側に配置し、かつ、サーミスター（１１）をセンサー表面に取り付けるため（皮膚温度を検出するためにサーミスターを皮膚の近くに配設する必要があるので）には、ある程度の長さが必要である。チムニー（１８）の直径もまた、総容量に追加される。そのため、短いセンサー応答時間を維持するためには、可能な限り小さい直径を選択するべきである。その一方で、直径が大きいと、侵入粒子によるチムニー（１８）の詰まりのリスクが低減され、また、皮膚と測定チャンバ（２３）との間でガスが流れやすくなる。そのため、ここでは、直径２００μｍが妥協となる。１つのチムニーではチムニーの部分的又は完全な詰まりのリスクを増加させる場合があり、３つ以上のチムニー（１８）では総容量及び応答時間を増加させる場合があるため、２つのチムニー（１８）が選択されている。測定チャンバ（２３）の総容量（ここでは、２つのチムニー（１８）の容積を含む）は２μＬ以下である。時間単位当たりに皮膚を通過して拡散するガスの量が少ないため、容量が大きいと、好ましくは１分間以下であるセンサー（１０）の応答時間を大幅に増大させてしまう。このため、２μＬ以下の容積が良好な妥協であることが分かった。測定チャンバ（２３）の相互作用長さ、すなわち、光が血液ガス分子と相互作用し得る測定チャンバ（２３）の長さは、１．５ｍｍ〜３０ｍｍの範囲内である（表Ｉも参照のこと）。
【００５３】
図２は、ルビーやサファイヤなどから作製され、光源（２１）を保護し、測定チャンバ（２３）を封止するＩＲ透過ガラスウィンドウ（２２）を介して、測定チャンバ（２３）内に光を送出する光源（２１）と、測定チャンバ（２３）の反対側の端部を封止するコリメートレンズ（２４）とを含むガス測定ユニット（２０）の詳細な概略ブロック図である。コリメートレンズ（２４）は、全ての光がプリズム（２７）に集中するように光を収集及び補正する。集光レンズによって、焦点が画定される。また、集光レンズは、プリズム（２７）が２つの光検出器（２５）及び（２６）の間で光を等分に分割するように選択される。コリメートレンズ（２４）、プリズム（２７）、及び２つの光検出器（２５、２６）が共にデュアルチャネル検出器（１５）を形成している。コリメートレンズ（２４）と、プリズム（２７）と、光検出器（２５、２６）との間のジオメトリーは、コリメートレンズ（２４）に到達した光の大部分が、各光検出器（２５、２６）の感応点にも到達して、それによって、感度が最適化されるようになっている。プリズム（２７）は、ＩＲ反射コーティング（例えば、アルミニウム、金、銀、又は他の好適な材料）でコーティングされている。
【００５４】
感度を更に増加させるためには、ガス測定チャンバ（２３）及びプリズム（２７）を滑らかに仕上げるべきである。それによって、良好な順方向反射が確保される。すなわち、可能な限り多くの光が、確実に光源（２１）から光検出器（２５、２６）へと伝送される。このため、粗度は、６３２．８ｎｍで１／４λ〜１／２０λであるべきである。表面が滑らかであると、より多くの割合の光が源（２１）から光検出器（２５、２６）へと伝送されるため、より良好な信号対雑音比が得られる。その一方で、表面が粗いと、逆方向反射又は散乱が増加し、源へと逆方向反射する光の割合が少なくなる。ガス測定チャンバ（２３）は、金属又は別の好適な材料でできた固体片を穴あけ加工したものであり得る。所望の粗度が、好適なツーリング（tooling）及び／又は研磨によって得られる。代替的に、ガス測定チャンバ（２３）をプラスチックで成形してスプレーコーティングすることにより、所望の反射率及び粗度を得てもよい。
【００５５】
図３は、代替的なガス検知ユニットの概略図を示している。図２との相違点は、プリズム（２７）が、プリズム（２７）の代わりとして反射格子（２８）に置き換えられていることのみである。プリズム（２７）と比較すると、反射格子（２８）には、プリズム（２７）ほど正確に位置合わせする必要が無いという利点がある。しかし、正確に位置合わせすれば、プリズム（２７）の方が、２つの光検出器（２５、２６）間の配光に有効である。
【００５６】
図４ａは、中間のＩＲスペクトル（０〜１０μｍ）における水及び二酸化炭素の吸収スペクトルを示している。このスペクトルは、Ｈａｒｖａｒｄ−Ｓｍｉｔｈｓｏｎｉａｎ  Ｃｅｎｔｅｒ  ｆｏｒ  ＡｓｔｒｏｐｈｙｓｉｃｓのＡｔｏｍｉｃ  ａｎｄ  Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｄｉｖｉｓｉｏｎによって維持されるＨｉｔｒａｎデータベースを使用して作成されている。このデータベースではもっと多くの種類のガスの吸収スペクトルが利用可能である。しかし、通常の状況においては、水蒸気、二酸化炭素、及び酸素のみが皮膚を通過して拡散し、酸素は光を吸収しない。したがって、ＣＯ２及びＨ２Ｏに注目することにのみ意義がある。図から分かるように、スペクトルの大部分において水蒸気が支配的となっているが、ＣＯ２が支配的となる狭い帯域と、本質的に吸収が無い帯域が少なくとも１つあり、これらは両方とも波長４μｍ付近に位置している。
【００５７】
図４ｂは、図４ａのスペクトルから、波長４μｍ付近をクローズアップしたものを示している。ここは、ＣＯ２が大きな吸収を示す帯域であることが既に確認されている、すなわち、４．２６μｍ付近である。また、ここは、ガスによる光の吸収が本質的に無い空き帯域である、すなわち、波長３．９μｍ付近である。更に、このグラフは、フィルターが、好適な帯域幅をカバーし、また、適切な急勾配のフィルター係数を有するように、フィルターを設計するのに使用され得る。これにより、光検出器は、対象帯域（例えば、ＣＯ２に対応する４．２６μｍ±９０ｎｍ及びＯ２に対応する３．９μｍ±４５ｎｍ）を正確にカバーする。
【００５８】
図５は、左側の縦軸の吸収係数／ｃｍ−１及び右側の縦軸のフィルター伝送（パーセンテージで示す）と、横軸の波長（μｍで示す）との関係を示している。尖頭はＣＯ２のガス吸収を示し、曲線は基準チャネル（左側）及びアクティブチャネル（右側）のフィルター機能を示している。基準チャネルは、ガス分子による光の吸収が無い空き帯域内に選択されている。そのため、この波長で発せられる光は全て、検出器へと通過する。基準チャネルの検出器の比較的急勾配のフィルター機能及び制限された帯域通過フィルターにより、ガス分子によって吸収されそうな光は受け取られない。アクティブフィルターのフィルター機能は、測定対象のガスの吸収スペクトルをカバーするように選択されている。したがって、アクティブチャネルは、測定チャンバ（２３）内のガスの量に反比例する光を受け取る。図４を参照すると、更に、基準チャネルが配置され得るＣＯ２吸収帯域のすぐ上にも、空き帯域があることが分かる。
【００５９】
図６は、患者の皮膚中のＣＯ２分圧を光学的に測定するためのセンサー（１０）を示している。このセンサーは、電線（３５）を介してモニター機器（３４）に接続されている。更に、このモニターは、送電網及び病院情報インフラ（図示せず）に接続されている。センサー（１０）は信号処理手段を含んでいるが、信号処理の一部が依然としてモニター（３４）によって行われることがある。
【００６０】
図７Ａは、本発明のセンサーのウォームアップ時間を示しており、センサー温度［℃］が時間［分］の関数としてプロットされている。温度は４３℃に設定されており、センサーに供給される電力は５００ｍＷに制限されている（通常、センサーは、１０００ｍＷの供給電力に制限されている）。ちょうど３．８分（３分と４８秒）後に温度は４３℃で安定するが、２．２分（２分と１２秒）後に既に安定したＣＯ２レベルが確認できる。現在の市販のセンサーのように電力制限を１０００ｍＷまで増加させると、ウォームアップ時間はほぼ半分に削減される。すなわち、１２０秒までに４３℃の安定した温度に達し、約６０秒で安定したＣＯ２レベルに達する。
【００６１】
図７Ｂは、１０％のＣＯ２を有するテストガスに関する、図７Ａのウォームアップ時間に対する相対的なＣＯ２分圧を示している。開始から２分付近でＣＯ２レベルが安定することが分かる。また、このとき、センサー温度も安定する。グラフには、ほぼ同じ経過を辿るが異なるＣＯ２レベルに達する４つの異なる曲線が示されている。ＣＯ２レベルの差異は、異なる光源を使用することにより異なるセンサー感度を得ていることを示している。すなわち、このシステムは、使用する光源に関わらず、同じ安定点を提供する。このレベルの差異は、最初の較正プロセスにおいて処理される。
【実施例】
【００６２】
図１及び図２を参照して説明されたセンサー（１０）が、皮膚中の血液ガス分圧を測定するために患者の皮膚（１）上に配置される。膜（１３）はそのようなガスに対する透過性を有しているが、その一方で、水分や埃などのセンサーコアへの侵入は阻止される。血液ガスは、２つのチムニー（１８）を通って測定チャンバ（２３）に入る。測定チャンバ（２３）、チムニー（１８）、及び皮膚により、閉じた系が画定される。これにより、測定チャンバ（２３）内の血液ガス分子の量が、患者の皮膚組織内の血液ガス分圧を適時に反映する。光源（２１）が、測定チャンバ（２３）の一方の端部に配置され、光を測定チャンバ（２３）内に発する。測定チャンバ（２３）内では、４．２６μｍの光が、測定チャンバ（２３）内のＣＯ２分子によって吸収され、その結果、この波長における光強度が弱くなる。その一方で、３．９μｍの光は吸収されず、測定チャンバ（２３）を通過して検出器（１５）によって検知される。検出器の基準チャネルで検知される光（３．９μｍ）と検出器のアクティブチャネルで検知される光（４．２６μｍ）との間の差異は、測定チャンバ（２３）内のガス量を、ひいては患者の皮膚組織内のＣＯ２分圧を反映している（アクティブチャネル及び基準チャネルについては、図２及び図３を参照のこと）。この差異は、電子基板（１４）における信号処理デバイスによって計算される。加熱要素（１７）がセンサーの温度を制御し、それによって、患者の皮膚の温度を制御する。患者の状態によっては、状況次第で、他の場合よりも患者の皮膚をウォームアップする必要があることがある。皮膚は、２５〜４５℃の間の温度まで温められる。この温度は、少なくとも１つのサーミスター（１１）を含み、センサーの表面温度を測定し、電子基板（１４）の信号処理器に信号をフィードバックして加熱要素（１７）を制御する、フィードバックシステムによって制御される。
【００６３】
センサー能力を確認するためのテストを行った。テストは、Ｃｌａｓｓ  ＩＩ  ｓｐｅｃｉａｌ  ｃｏｎｔｒｏｌｓ  ｇｕｉｄａｎｃｅ  ｄｏｃｕｍｅｎｔ：Ｃｕｔａｎｅｏｕｓ  ｃａｒｂｏｎ  ｄｉｏｘｉｄｅ（ＰｃＣＯ２）ａｎｄ  Ｏｘｙｇｅｎ（ＰｃＯ２）ｍｏｎｉｔｏｒｓ；Ｇｕｉｄａｎｃｅ  ｆｏｒ  ｉｎｄｕｓｔｒｙ  ａｎｄ  ＦＤＡ（２００２年発行の文献）及びＡＳＴＭ  Ｆ９８４に従って行った。
【００６４】
センサーを、１０分間（各テストガス用の安定化期間を含む）、１０〜２０ｍＬ／分の範囲内のガス流で、表ＩＩのガス１〜９に曝すことによって、センサーの較正（初期較正）を行った。各ガスに対して、データの最後の３０秒間が、中間測定値を規定するために記録される。中間測定値は、各濃度の較正曲線の一点として使用される。更に、ｐＣＯ２値を読み取る前に、センサーは、ガス１〜９に１０分間曝される。最後の２００秒間が、平均値、最小値、最大値、及び標準偏差の評価のために記録される。
【００６５】
【表２】
0006496040.tif 000003
【００６６】
ガスセンサー及びテストガス値を使用して計算した値間の差異が、表ＩＩＩに示すように求められた。
【００６７】
【表３】
0006496040.tif 000004
【００６８】
センサーの反応時間は、ｃｌａｓｓ  ＩＩ  Ｓｐｅｃｉａｌ  Ｃｏｎｔｒｏｌ  Ｇｕｉｄａｎｃｅ  ｆｏｒ  ｔｃＰＣＯ２、ＡＳＴＭ  Ｆ９８４、及びＩＥＣ  ６０６０１−３−１に従って測定された。表ＩＶから分かるように、最大１０〜９０％反応時間を記録する。反応時間は４４℃で測定され、温度補正係数は１に設定され、代謝相殺は０（ゼロ）ｍｍＨｇであった。生体内補正もまた、０（ゼロ）ｍｍＨｇであった。テスト手順は、３回繰り返された。テストは、本明細書に記載のとおり、膜（１３）によって被覆された２つのチムニー（１８）を有するセンサーに対して行われた。６列目から分かるように、合格基準は６０秒未満の反応時間である。表から分かるように、ＳＭＤ５成分は、他より著しく長い反応時間を有している。この低速応答の理由は、１つのチムニーに詰まりが生じたため、１つのチムニーを介してのみ、ガスは、テスト測定チャンバ（２３）に入ることができたからである。１つのチムニー（１８）に詰まりが生じていたにも関わらず、応答時間は、依然として合格基準より小さい。
【００６９】
【表４】
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【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５】
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【図６】
0006496040.tif 000012
【図７ａ】
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【図７ｂ】
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