(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
動脈血酸素飽和度を計算するためのパルス酸素測定装置であって、
ａ．患者の組織に向けて電磁放射線を放出し、組織によって散乱される電磁放射線を検出する）、少なくとも３つの電磁気エレメントを含む、患者に接続するための患者インターフェースであって、
前記電磁気エレメントのうちの少なくとも一つが、患者の組織に向けて電磁放射線を放出するための電磁気エミッタであり、
前記電磁気エレメントのうちの少なくとも一つが、前記組織で反射した電磁気放射線を検出するための電磁気検出器であり、
前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器との第１の組み合わせにおいて、前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが第１の配置間隔で配置され、この第１の組み合わせにおいて、前記電磁放射線の第１の経路長が与えられ、
前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器との第２の組み合わせにおいて、前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが第２の配置間隔で配置され、この第２の組み合わせにおいて、前記電磁放射線の第２の経路長が与えられ、
前記第２の経路長が前記第１の経路長と異なる、
ところの患者インターフェース、及び
ｂ．検出した電磁放射線に応答して患者の動脈酸素飽和度レベルを計算するための手段であって、この手段が、前記患者の表面組織層の下の組織層での動脈酸素飽和度値が得られるように、前記患者の表面組織層の拍動信号の影響を取り除くアルゴリズムを使用する、ところの手段、
を含む装置。
【請求項２】
請求の範囲第１項記載の装置であって、
前記患者インターフェース上に配列される３つ以上の電磁気エレメントをさらに含む、装置。
【請求項３】
請求の範囲第１項記載の装置であって、
前記の少なくとも３つの電磁気エレメントは、各々少なくとも２つの独立した波長の光を生成できる別々に間隔をあけて配置された第１及び第２の電磁気エミッタと、電磁気検出器とを含み、
前記第１の電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが、前記電磁気エレメントの前記第１の組み合わせに対応し、
前記第２の電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが、前記電磁気エレメントの前記第２の組み合わせに対応する、
ところの装置。
【請求項４】
請求の範囲第１項記載の装置であって、
前記の少なくとも３つの電磁気エレメントは、各々少なくとも２つの別々の波長値の光を検出できる第１及び第２の電磁気検出器と、少なくとも２つの別々の波長値を有する前記光を生成できる電磁気エミッタとを含み、
前記電磁気エミッタと前記第１の電磁気検出器が、前記電磁気エレメントの前記第１の組み合わせに対応し、
前記電磁気エミッタと前記第２の電磁気検出器とが、前記電磁気エレメントの前記第２の組み合わせに対応する、
ところの装置。
【請求項５】
患者の血液の血液特性を測定するための方法であって、
ａ．前記患者の測定位置で動脈パルス波面の到達時間を決定する工程、
ｂ．前記患者の前記測定位置に第１の波長の電磁放射線を放出する工程、
ｃ．前記測定位置から第１の距離に位置した第１の電磁気検出器で前記第１の波長の電磁放射線の強度を測定する工程、
ｄ．前記測定位置から第２の距離に位置した第２の電磁気検出器で前記第１の波長の電磁放射線の強度を測定する工程、
ｅ．前記患者の前記測定位置で第２の波長の電磁放射線を放出する工程、
ｆ．前記測定位置から前記第１の距離に位置した前記第１の電磁気検出器で前記第２の波長の電磁放射線の強度を測定する工程、
ｇ．前記測定位置から前記第２の距離に位置した前記第２の電磁気検出器で前記第２の波長の電磁放射線の強度を測定する工程、及び
ｈ．前記第１の電磁気検出器及び前記第２の電磁気検出器で測定した前記第１の波長の強度を使用し且つ前記第１の電磁気検出器及び前記第２の電磁気検出器で測定した前記第２の波長の強度を使用し、前記患者の静脈血の血液特性レベルを取り除き、第２の所定の組織深度から拍動信号の影響を取り除くアルゴリズムを用いて、対象の第１の所定の組織深度での血液特性レベルを決定する工程、
を含む方法。
【請求項６】
患者の測定位置における動脈血の酸素飽和度レベルを測定するための方法であって、
ａ．前記患者の前記測定位置で動脈パルス波面の到達時間を決定する工程、
ｂ．前記患者の前記測定位置に第１の波長の電磁放射線を放出する工程、
ｃ．前記測定位置から第１の距離に位置した第１の電磁気検出器で前記第１の波長の電磁放射線の振幅を測定する工程、
ｄ．前記測定位置から第２の距離に位置した第２の電磁気検出器で前記第１の波長の電磁放射線の振幅を測定する工程、
ｅ．前記患者の前記測定位置で第２の波長の電磁放射線を放出する工程、
ｆ．前記測定位置から前記第１の距離に位置した前記第１の電磁気検出器で前記第２の波長の電磁放射線の振幅を測定する工程、
ｇ．前記測定位置から前記第２の距離に位置した前記第２の電磁気検出器で前記第２の波長の電磁放射線の振幅を測定する工程、及び
ｈ．前記第１の電磁気検出器及び前記第２の電磁気検出器で測定した前記第１の波長の振幅を使用し且つ前記第１の電磁気検出器及び前記第２の電磁気検出器で測定した前記第２の波長の振幅を使用し、第２の所定の組織深度から拍動信号の影響を取り除くアルゴリズムを用いて、対象の第１の所定の組織深度での動脈酸素飽和度レベルを計算する工程、
を含む方法。
【請求項７】
請求の範囲第６項記載の方法であって、
前記の計算する工程が、前記患者の静脈血の酸素飽和度レベルを取り除く工程をさらに含む、
ところの方法。
【請求項８】
請求の範囲第６項記載の方法であって、
前記第１の距離及び前記第２の距離が、対象の前記所定の組織深度での測定を最適化するために選択される、
ところの方法。
【請求項９】
動脈酸素飽和度を計算するためのパルス酸素計装置であって、
ａ．患者の組織に向けて電磁放射線を放出し、組織によって散乱される電磁放射線を検出する）、少なくとも３つの電磁気エレメントを含む、患者に接続するための患者インターフェースであって、
前記電磁気エレメントのうちの少なくとも一つが、患者の組織に向けて電磁放射線を放出するための電磁気エミッタであり、
前記電磁気エレメントのうちの少なくとも一つが、前記組織で反射した電磁気放射線を検出するための電磁気検出器であり、
前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器との第１の組み合わせにおいて、前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが第１の配置間隔で配置され、この第１の組み合わせにおいて、前記電磁放射線の第１の経路長が与えられ、
前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器との第２の組み合わせにおいて、前記電磁気エミッタと前記電磁気検出器とが第２の配置間隔で配置され、この第２の組み合わせにおいて、前記電磁放射線の第２の経路長が与えられ、
前記第２の経路長が前記第１の経路長と異なる、
ところの患者インターフェース、及び
ｂ．第２の所定の組織深度から拍動信号の影響を取り除くアルゴリズムを用いて、対象の第１の所定の組織深度での、検出した電磁放射線に応答して患者の動脈酸素飽和度レベルを計算するための手段、
を含む装置。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
１．発明の分野
本発明は、パルス酸素測定の原理で作動する機器に関し、特に、生体内の動脈血の酸素飽和度を非侵襲的に測定する機器に関する。
２．従来技術の説明
患者血液の酸素飽和度レベルの生体内測定器に、可視や電磁気スペクトルの赤外領域付近の光が使用されてきた。米国特許第５１３９０２５号（ルイス（Lewis）ら）や国際公開公報（ＰＣＴ）ＷＯ第９２／２１２８３号（ルイス（Lewis）ら）には、静脈及び動脈両方の血液の酸素飽和度が少なくとも３つの電磁センサー領域を使用して推定されるスペクトル分光機器について述べられている。このような機器の欠点は、酸素飽和度の計算の精度が、例えば、濃度変化のような血液の飽和度以外の組織のパラメータの変化に対する計算の感度により制限されてしまうことである。ドイツ国特許第ＤＥ４３０３６９３号（ラル（Rall）ら）には、胎児への接続を意図とした発明の特定形状のデバイスにおける酸素計測定法の最良の手段として単一の光検出器をもつ複数の光センサーの使用が教示されている。
参照文献として開示する米国特許第４７００７０８号（ニュー・ジュニア（New,Jr.）ら）では、患者の動脈血組織でないものによる光の散乱や吸収の最小化又は推定を試みる際に心臓周期中に検出した光強度の変化を分離することにより動脈酸素飽和度を計算している。パルス酸素測定法として知られるこの技術は、骨、皮膚、筋肉等に導入される動脈の多くを除くのに効果的であるが、検出した強度全体に対して検出した強度の比較的小さい変化が必要な信号部分であることから、信号捕捉計算回路が非常に精巧なものでなくてはならない、という欠点がある。また、計算された酸素飽和度値が、皮膚や表面組織層を含む異なった多くの組織層からの拍動的な信号に影響される、という欠点もある。多層の酸素飽和度値が他とは異なり得ることから、層全体の一般的な平均動脈酸素飽和度値のみを知るためには、通常、特定の組織層や組織層の範囲の動脈酸素飽和度を知ることが望ましい。特に、外側表面付近での流れの無い拍動的な信号を与えるために、血流停止のような幾つかの臨床条件が続けられ得る。
米国特許第５１８８１０８号（セッカー（Secker））では、多数のエミッタ／レシーバの組み合わせを与えるために複数のエミッタ及び／又はレシーバの使用が示唆されている。各々の組み合わせのためのエミッタ／レシーバの配置間隔が選択され、異なった放出波長を使用してこの組み合わせ同士の間に相当の光学的路長を与える。
発明の概要
本発明は、従来のシステムで引き起こされる制限を明確に補償する、特定の組織深度における動脈血の酸素飽和度レベルの決定のためのパルス酸素測定システムを提供することによって、従来の欠点を克服した。特に、本発明は、間隔をおいて配置した多数の検出器及び／又はエミッタを使用することによって、対象の組織の上方又は下方の組織の飽和度レベルを取り除き、特定範囲の組織層の動脈飽和度レベルを分離するパルス酸素測定による測定を可能にする。
本発明の１つの実施例に従って、パルス酸素計モニターとの使用のためのセンサーが：患者に接続するための患者インターフェースハウジング；患者の組織を透過する電磁放射線を放出し、組織によって散乱された電磁放射線を検出するための少なくとも３つのセンサー領域；電磁気エミッタと電磁気検出器との第２のペア（pair）の間の配置間隔とは異なった、電磁気エミッタと電磁気検出器との第１のペアの間の配置間隔；及び検出した電磁放射線に応答して患者の動脈酸素飽和度レベルを計算する手段、を含む。
２つの好適実施例に従って、センサー領域は、間隔をおいて別々に配置した第１及び第２のエミッタ領域と、検出器とを含み、各々のエミッタ領域は、少なくとも２つの別々の波長の光を生成でき、第１のエミッタ領域と検出器とが、エミッタ及び検出器の第１のペアに対応し、第２のエミッタ領域と検出器とが、エミッタ及び検出器の第２のペアに対応する。変形的に、センサー領域は、第１及び第２の検出器領域と、エミッタ領域とを含み、各々の検出器領域は、少なくとも２つの別々の波長の光を検出でき、エミッタ領域は、少なくとも２つの別々の波長値を有する前記の光を生成できる。
【図面の簡単な説明】
本発明の他の目的及び多くの利点は、添付の図面に関連して以下の詳細な説明によってより明らかとなる。なお、図面を通じて、同様の部位は同様の符号で表されている。
図１Ａは、単一のエミッタと多数の検出器とを使用して本発明の基本原理を示す概念図である。
図２Ｂは、多数のエミッタと単一の検出器とを使用した変形例を示す。
図２は、患者接触要素の一部分の拡大図である。
図３は、生体内における本発明の作用を示す部分断面図である。
図４は、本発明を用いた作動システムの主構成成分を示す全てのブロック図である。
図５は、図４の実施例の作動のタイミング図である。
図６は、本発明の作動範囲内の多くの異なった酸素飽和度レベルの吸収性対波長のグラフである。
図７は、深部及び浅部の組織の測定に本発明の原理を使用して計算された酸素飽和度値と、本発明の原理を使用せずに得られた値とを含むグラフである。
好適実施例の詳細な説明
図１Ａは、本発明の作動原理を示す概念図である。この例では、光吸収度Ｕbをもつ皮下組織レベル１２において患者１０の動脈血内における酸素飽和度のパーセンテージを測定することとする。光吸収度Ｕaをもつ皮膚又は表面組織１４が、非侵襲性モニター及び測定システム（図示せず）との間にある。組織層１２又は組織層１４とは独立して動脈酸素飽和度が測定されるとみなされる。
第１の好適実施例に従って、エミッタ１６が、２つの所定波長（例えば、６６０ｎｍ及び９０５ｎｍ）の可視及び赤外付近の範囲の電磁放射線を放出する。この例では、エミッタ１６は単一で示される。しかし、必要に応じ、異なったエミッタを異なった所定波長のために使用してもよい。１つ以上のエミッタが使用される場合、これらは、単一のポイントソースを模擬するように極接近して配置されることが最も便利である。ＬＥＤがエミッタの好適なタイプである。エミッタ１６からの信号は、図示のとおり、概ね経路１８に沿って第１の検出器２０へ、及び経路２２に沿って第２の検出器２４へと移動する。層１２（吸収度Ｕb）内の経路１８の長さは、Ｌ1で示され、層１２内の経路２２の長さはＬ2で示される。
検出器２０は、エミッタ１６からｒ1の距離をあけて配置され、検出器２４は、ｒ2の距離をあけて配置される。
図からわかるように、経路１８及び経路２２は共に、皮膚層１４を２回、通過する。また、経路１８及び経路２２が近似的に同一の角度で皮膚層１４を通過するので、経路２２と経路１８との間の主な差は、対象の組織層である皮下層１２を通過する長さＬ1と長さＬ2との間の差である。したがって、経路Ｌ2と経路Ｌ1との間の吸収が、異なった間隔配置ｒ2とｒ1とに対応する皮下層１２（対象の組織層）に直接的に帰因し得る、と仮定できる。
皮膚層１２を通じる経路長をｌ、皮下組織を通じる一層深い経路をＬ1及びＬ2で表して、検出器について考える。ここで、多数のエミッタが、図１Ｂに関連して以下で説明するように、単一の検出器へと放出することができる。ビールの法則（Beer's law）の公式に従うと、Ｄ1２０で検出される信号は、
I1＝I0exp(-ual)・exp(-ubL1)・exp(-ual)  （１）
で得られ、これは、皮膚層１４を通じて２回、皮下組織１２を通じて１回、移動する信号の減衰を説明し、ここで、
I1＝Ｄ１における検出された光強度、
I0＝エミッタＥの放出した光強度
ua＝層１４の特有の吸収度、
ub＝層１２の特有の吸収度、
l＝層１４を通じる経路長、
Ｌ1＝層１２を通じる経路長、
をそれぞれ表す。
吸収係数は、吸収成分の濃度［Ｃ］とその吸光係数βとの積のように書き換えられる。この場合、［Ｃ］は、組織中の全てのヘモグロビンの濃度である。２つの層の異なった濃度を考慮すると、式（１）は、
I1＝I0exp(-2βa[Ca]l-βb[Cb]L1)  （２）
となる。静脈の影響を加味するために、β［Ｃ］を以下のように展開する。
β[C]＝βart[C]art＋βven[C]ven  （３）
次に、パルス酸素測定の特徴を付加する。上層及び下層の動脈血濃度は心臓周期に従って時間と共に変化する点、及びこれら２つの層が異なった拍動（pulse）振幅を付加的に有する点、を考慮する。裏面の静脈血濃度は心臓周期と共に変化しない、と仮定する。適当な時間点（例えば、心臓周期の最大又は最小）において、式（３）を加味し、式（２）の対数をとると、
ln(I1(t1))＝I0-2(βa,art[Ca(t1)]art＋βa,ven[Ca]ven)ｌ
-(βb,art[Cb(t1)]art＋βb,ven[Cb]ven)L1  （４）
になる。第２の時間点で観察される信号を引くと、この式は、以下のように表される。
ln(I1(t1))-ln(I1(t2))＝-2(βa,artΔ[Ca]art)ｌ
-(βb,artΔ[Cb]art)L1  （５）
ここで、
Δ[C]art＝[C(t1)]art-[C(t2)]art
である。表皮層の影響が、両方の検出器に同一の影響を与える、と仮定すると、検出器Ｄ２において観察される信号についても同様に表される。すなわち、
ln(I2(t1))-ln(I2(t2))＝-2(βa,artΔ[Ca]art)ｌ
-(βb,artΔ[Cb]art)L2  （６）
と表される。式（５）から式（６）を引くと、
[ln(I1(t1))-ln(I1(t2))]-[ln(I2(t1))-ln(I2(t1))]＝
βb,artΔ[Cb]art(L2-L1)  （７）
となる。ここで、皮膚層の影響は取り除かれている。最後に、測定は、第２の波長で繰り返される。２つの波長において得られる式（７）の比をとると、
R＝([ln(I1(t1))-ln(I1(t2))]-[ln(I2(t1))-ln(I2(t1))])λ1/
([ln(I1(t1))-ln(I1(t2))]-[ln(I2(t1))-ln(I2(t1))])λ2
＝βb,art,λ1Δ[Cb]art(L2-L1)λ1/
βb,art,λ2Δ[Cb]art(L2-L1)λ2  （８）
が得られる。式（８）は、第２の検出器が除かれた場合の在来のパルス酸素測定に相当する。従来の非散乱式の酸素測定モデルでは、平均経路長が２つの波長において等しい、と仮定され、これらは、式（８）から欠落される。しかし、このモデルは、平均経路長の比又は長さの差の比が、経験的に決定される修正因子として維持される場合、
R＝βb,art,λ1/βb,art,λ2・ΔLλ1/ΔLλ2  （９）
である。ここで、
ΔL＝L2-L1
である。在来のパルス酸素測定では、平均経路長の比は、有用な（しかし、制限される）飽和範囲にわたって安定する。しかし、この有用な範囲は、波長の適当な選択で、特定の重要な臨床的な範囲（例えば、７０−１００％飽和、又は４０−６０％飽和）を網羅するように設計できる。
吸光係数は、下記のような酸素飽和度の文字符号で書くことができる。
β＝S・βoxy＋(1-S)・βred  （１０）
ここで、
S＝[O2Hb]/([O2Hb]＋[Hb])
であり、
βoxyは、酸素ヘモグロビン(O2Hb)であり、
βredは、還元ヘモグロビン(Hb)である。
このことから、いずれもが、式（１０）を式（９）へ応用する在来のパルス酸素測定法に従い、RでＳ（ＳpＯ2）を解くと、以下のようになる。
SpO2＝[βredλ2-R・βredλ1]/
[R・(βoxyλ1-βredλ1)-βoxyλ2＋βredλ2]  （１１）
式（１１）では、ΔLの比は適当なβに取り込まれ、これらは、本発明の好適実施例に従って経験的に決定される。
この結果は、皮膚が拍動又は無拍動（例えば、血管収縮又は瀉血）の場合を無視し、皮膚層信号が測定値から除外される、という点で、在来の単一検出器パルス酸素測定演算とは異なる。なされた仮定の制限範囲内で、上方の皮膚層がシャントを造らず、より深部にある層が拍動し続ける限り、この演算は、深部の組織の動脈血飽和度にのみ関係する結果を与える。
エミッタ／検出器の第１のペア１６、２０（つまり、ｒ1）と、エミッタ／検出器の第２のペア１６、２４（つまり、ｒ2）との間隔は、ｌの４つの存在が全て近似的に等しいか又は少なくとも２つの検出器に影響する同等の対を有するように、皮膚の厚さの数倍以上大きく（つまり、ｒ1、ｒ2はｄよりも非常に大きく）とるべきである。また、エミッタからの検出器の間隔も、十分な“深度”を探査するために十分大きくとるべきであり、この探査深度はこの間隔よりもやや小さい。２つの検出器は、相互に間隔をあけすぎるべきでなく、同等の皮膚の厚さの仮定が無視され得る。これら検出器が相互に接近した場合、ΔＬは０となり、測定は不安定となる（式（９）を参照）。
また、より深い拍動組織の影響を除いて、皮膚の飽和度を明瞭に解法することも可能である。式（６）を式（５）から引く代わりに、式（５）にＬ２を掛け、式（６）にＬ１を掛けてから引くと、
L2・[Ln(I1(t1))-In(I1(t2))]-
Ｌ１・[ｌｎ（Ｉ２（ｔ１））−ｌｎ（Ｉ２（ｔ２））]＝
2(L1-L2)lβa,artΔ[Ca]art  （１２）
となる。２つの波長では、式（１２）は、
(L2・ｌn[I1(t1))/I1(t2)]-L1・ln[I2(t1)/I2(t2)])λ1/
(L2・ｌn[I1(t1))/I1(t2)]-L1・ln[I2(t1)/I2(t2)])λ2＝
[(lΔL)λ1/(lΔL)λ2]・(βa,art,λ1/βa,art,λ2)  （１３）
となる。ここで、Ｌ／ｒで定義される経路長の乗数を用い、Ｍを皮下組織、ｍを皮膚層とする。ΔＬがｒ1よりも非常に小さい場合、経路長の乗数が２つの検出器で同一とできる。このことから、
Mλ1＝L1,λ1/r1はL2,λ1/r2に近似する；
mλ1＝lλ1/d  （１４ａ）
Mλ2＝L1,λ2/r1はL2,λ2/r2に近似する；
mλ2＝lλ2/d  （１４ｂ）
が得られる。これらを式（１３）に代入すると、
R＝(r2・ln[I1(t1)/I1(t2)]-r1・ln[I2(t1)/I2(t2)])λ1/
(r2・ln[I1(t1)/I1(t2)]-r1・ln[I2(t1)/I2(t2)])λ2＝
mλ1/mλ2・βa,art,λ1/βa,art,λ2  （１５）
といった一層有用な形にできる。皮下の計算については、ｍλ1/ｍλ2の比が経験的に決定された定数に取り込まれる。そして、前述の計算のように、経路長乗数の比は、制限されているが有用な飽和度の窓にわたって適切的に安定している。２つの検出器の位置決めは、ここでは、より重要であることから、好適なセンサーの実施例で再現される必要がある。ＳpＯ2の計算は、式（９）から（１１）と同一のやり方である。
図１Ｂは、図１Ａと同様の概念図であり、多数のエミッタ１６、１７と単一の検出器２４を使用した本発明を示す。その動作が上説したものと類似することは、当業者にはわかることである。
図２は、本発明に使用する患者インターフェースデバイス２６の好適な形態の斜視図である。平坦表面２８が、モニター及び測定中に患者の皮膚に接触、配置される。所望とする場合、この位置は、粘着や他の周知の機械的手段を介して維持され得る。また、所望とする場合、表面２８は、曲面を有してもよいし、可撓性又は剛性であってもよい。
平坦表面２８が所定の位置にある時間中、エミッタ１６、検出器２０及び検出器２４は、患者の皮膚に直接に接触している（図１も参照）。エミッタ１６、検出器２０及び検出器２４の配置間隔は、上説したとおりである。
ワイヤー（図示せず）が、エミッタ１６、検出器２０及び検出器２４をモニター機能を行う回路に電気的に接続している。
図３は、作動位置にある患者インターフェースデバイス２６を示す部分断面図である。ケーブル３２が、以下で説明するようなモニター回路との電気的信号の送受信を行う。その他の全ての構成要素上説したとおりである。
図４は、本発明に使用するモニター及び測定システムの全体を示すブロック図である。第１の好適実施例に従って、マルチプレクサ３６及び２つの波長ドライバ３４は、所望のチョップ周波数（例えば、１６００Ｈｚ）で赤及び赤外線ＬＥＤ１６を交互にオンする。これら赤及び赤外線信号は、検出器２０、２４によって検出され、電流-電圧増幅器３８、４０によって増幅される。相互コンダクタンス３８、４０の出力は、ＤＭＵＸ４２によってデマルチプレクスされ、検出器Ｄ1（２０）、Ｄ2（２４）の各々の第１及び第２の波長信号を生成し、生成した信号は、積分増幅器４９、５１、５３、５５及びライン５０、５２、５４、５６を通じて送られる。これら第１及び第２の波長信号は、アナログ／デジタルコンバータ４６によってデジタル化される。デジタル化した信号は、動脈酸素飽和度を計算するためのＣＰＵ４８へ送信される。参考文献としてのＰＣＴ／ＵＳ９４／０３５４６に、制御電子技術の好適な機器が開示されている。所望とする場合、変形的な周知の制御電子機器が使用できる。
上説したように、深い組織の特性を所望とする場合、ＣＰＵ４８は、予め経験的に決定したβred、λ2、βred、λ1、βoxy、λ2、βoxy、λ1を一定とし、式（８）を使用してＲ、式（１１）を使用してＳpＯ2を計算する。浅い組織の特性を所望とする場合、ＣＰＵ４８は、式（１５）を使用してＲ，式（１１）を使用してＳpＯ2を計算する。
好適実施例に従って、ＣＰＵ４８は、参考文献としての米国特許第４８６９２５４号、同第５０７８１３６号、同第４９１１１６７号、同第４９３４３７２号、同第４８０２４８６号及び同第４９２８６９２号に説明される信号処理技術のいずれかを使用して、信号Ｄ1、λ1；Ｄ1、λ2；Ｄ2、λ1；Ｄ2、λ2からの動脈パルスを識別する。
また、Ｒが、心臓周期中に発生する最大及び最小強度を使用して式（８）、（１５）で決定されるが、心臓周期の他の点も使用でき、それは、上記のＰＣＴ／ＵＳ９４／０３５４６で説明される誘導信号処理技術を使用する近接デジタル点を含む。
好適実施例に従って、１つの波長が電磁気スペクトルの赤の部分（例えば、６６０ｎｍ）から選択され、もう１つの波長が電磁気スペクトルの赤外線付近の部分（例えば、９００ｎｍ）から選択される。精密な波長値は、応用に従った設計的選択である。胎児の動脈酸素飽和度を検出するためのセンサーでの好適な波長の組は、参照文献としての米国特許出願番号第０８／２２１９１１号に開示されるように、７３５ｎｍ、９０５ｎｍである。
図５は、図４の装置のタイミング図である。パルス５８、６０、６２、６４を含んだクロック信号が、パターン生成器４４（図４も参照）によって発生される。これらクロックパルスは、好適に、約１６００Ｈｚの割合で発生される。クロックパルスの各々は、パルス６６、６８、７０、７２で示されるようなエミッタ１６の出力をトリガーする。第１の波長は、タイミング信号７４、７６に対応して２回、放出される。その後、第２の波長が、タイミング信号７８、８０に対応して２回、放出される。
検出器２０によって受信されるような第１の波長からの信号は、時間８２、８３の間、ライン５０を介してＤＭＵＸ４２によってアナログ／デジタルコンバータ４６へゲートされる。検出器２４によって受信されるような第１の波長により発生される信号は、時間８１、８６においてライン５４にわたってゲートされる。同様に、第２の波長の放出からの信号は、それぞれ、時間８４、８５及び時間８７、８８において検出器２０、２４からライン５２、５４にわたってゲートされる。受信した信号は、デジタル形状へと変換され、酸素飽和度レベルの計算のため、ＣＰＵ４８へ送信される。
図６は、エミッタ１６の波長に対する多種の動脈血飽和度レベルを示すグラフである。本発明の好適な波長は、約６６０ｎｍと約９０５ｎｍである。しかし、本発明が他の波長を使用しても行い得ることは、当業者には明らかである。
図７は、単一の検出器のための従来の技術と、図１に示すような第１及び第２の検出器とを使用して計算した動脈酸素飽和度のコンピューターモデルから得られたデータを示すグラフである。図示のように、深いものの比が、在来のシステムからの比に非常に接近していることがわかる。
本発明は、少なくとも２つのわかっている異なった波長の光を放出する単一のエミッタ領域１６と、第１及び第２の間隔をあけて配置した検出器領域２０、２４とを有する装置を参照して主として説明してきたが、３つのセンサー領域が、図１Ｂに示すように、単一の検出器領域と、第１及び第２のわかっている異なった波長の光を放出する第１及び第２の間隔をあけて配置したエミッタ領域とを有することで達成し得ることもわかる。好適実施例に従って、信号は、標準の時間信号マルチプレクス技術を使用して、エミッタによって送信され、検出器によって検出されるが、所望の場合、他の信号マルチプレクス技術が変形的に使用され得る（例えば、周波数マルチプレクス）。また、異なった組織層の間での増加した分解能は、センサー領域の数を増加すれば達成し得る。例えば、半ダース又はそれ以上の二重波長エミッタ領域が、単一の検出器と共に組み合わされて使用され得る。また、センサー領域は、直線又は曲線の線形的なアレイで配列されてもよく、２次元的なアレイで配置されてもよい。異なったエミッタ／検出器の配置間隔のペアの各々は、開示したように、異なったパルス酸素測定信号処理方法を使用して酸素飽和度を計算するために使用されてもよく、これら多数の飽和度値は、センサー領域下の組織層を映像化するために、又はこれら組織層に関する他の所望の情報を得るために処理される。
本発明の好適な形態が説明されてきたが、当業者が、添付の請求の範囲内で他の実施例を推考できることは明らかである。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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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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