JP2003245266A - 高信頼非侵襲性血液ガス測定方法 - Google Patents
高信頼非侵襲性血液ガス測定方法Info
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Abstract
定することができる非侵襲性血液ガス測定方法及び装置
を提供する。 【解決手段】非侵入式で生体内で、5つの血液ガス・パ
ラメータ、即ちpH、PO2、PCO2、[HC
O3 −]、及びO2飽和度の少なくとも2つを人体中で
測定するための方法と装置であって、血液含有組織及び
較正セットの双方でスペクトル及び縮小孤立値の双方の
検出に備え、組織及び動脈血液の双方で血液ガス・パラ
メータの測定に備え、1つまたはそれ以上のアルゴリズ
ムを利用し、少なくともその1つが、PLS、PLR及
びニューラルネットワークのような多変量解析アルゴリ
ズムであるようにし、データの予備処理を含み、測定さ
れた各パラメータの較正モデルを利用している。測定は
反射光及び透過光の双方で行うようになっている。
Description
床動脈血液ガス報告書で報告される下記パラメータの非
侵襲(侵入)性決定方法及び装置(図1に示すような)に
関する。即ち、二酸化炭素の水素イオン濃度(pH)分
圧(PCO2)、酸素の分圧(PO2)、重炭酸塩濃度
([HCO3 −])及び酸素飽和度(O2sat.)
心肺疾患の診断及び管理の基礎をなす。このような患者
のための効果的な酸素供給及び酸塩基平衡の維持が生存
上必要なので、動脈血液ガスの測定は、病院の集中治療
室で最も高い頻度で要請される典型的な臨床検査であ
る。
が含まれる。即ち、pH、PCO2、PO2、[HCO
3 −]及びO2飽和度が含まれる。pH及びPCO2は
酸塩基及び換気状態に関する有益な情報を与える。重炭
酸塩レベルは酸塩基平衡についての追加的な情報を与え
る。即ち、同情報で医師は、異常が呼吸又は代謝のいず
れに起因するものかを決定できる。酸塩基平衡について
の追加的な情報は他の2つの指標、即ち、PO2及びO
2飽和度は、患者の血液中に存在する酸素の量を反映す
る。
のために動脈穿刺が必要である。動脈の穿刺は患者にと
って苦痛であり、各種の複雑さを伴う。これに加えて、
動脈血液サンプルの分析処理は長時間に及びかつ多数の
要員を要すると共に不連続である。
重要な臨床的役割及び従来の臨床分析の欠点に起因し
て、1つ又はそれ以上の血液ガスパラメータを測定する
ために多数の代替的な技術が提案されている。先行技術
は、以下に示す7つの大きな範疇に分けられ得る。 1.比色物質と動脈血液との直接接触を必要とする侵襲
性比色技術。 この技術により、pH、PO2及びPCO2が測定され
る。 2.後続の吸収スペクトル法による濃度測定を伴う、半
透膜による血液ガスの分離。同技術は、PO2及びPC
O2の測定に限定される。 3.PO2の測定及び周辺皮膚でのPCO2の測定用電
極装置。同技術は、デンマークのラジオメータ社(Radio
meter,Denmark)により商業的に開発された。 4.血液中のpH及びPCO2測定のための侵襲性トラ
ンジスタ装置。 5.周辺皮膚でのpH、PO2及びPCO2測定のため
の半侵襲性技術。 6.組織中のPCO2及びPCO(一酸化炭素分圧)の
光学又は分光測定。 7.動脈血液酸素飽和度(O2sat.)非侵襲測定のため
の脈拍酸素濃度計。
術語は、必ずしも首尾一貫していない。医療の臨床実務
では、「血液ガス」という語句は動脈血液中の或る因子
を決定するために特に用いられる。静脈血液中の血液ガ
スの決定(測定)は、臨床上殆ど又は全く重要ではな
く、標準実務ではない。標準的な臨床検査血液ガス報告
書に列挙される要素のすべてが特にガス測定値に用いら
れることはないので、技術的には「血液ガス」という語
句は誤解を招く。pH及び[HCO3 −]は、非ガス物
質の濃度測定値である。当明細書では、「血液ガスパラ
メータ」は、pH、PCO2、PO2又は[HC
O3 −]及びO2飽和度である。
で測定されず、組織及び皮膚で測定され得る。従って、
動脈血液組織と周辺皮膚とにおける測定は、それらの感
度及び臨床的効用が異なるので、区別することが重要で
ある。現在、動脈血液の血液ガス測定値が、臨床医療で
用いられる基準標準(規格)である。
スパラメータが周辺皮膚又は組織で測定される。皮膚が
体の最外層であるのに対して、組織は2つの皮膚間にあ
る体部分の合計を指すので、周辺皮膚と組織とは区別さ
れる。もし正確なら、組織測定値は、そのような測定値
が周辺組織の酸・塩基及び酸素状態を定めるので、臨床
上最も有用な測定値となり得る。これらの組織での正常
な生理の維持は、臨床的に最高の効用を持ち得るもので
ある。これらの組織に関して正常な生理を維持すること
は、心肺疾患を治療する際の目標である。
限られた臨床的有効性を有する。周辺皮膚測定値が動脈
血液測定値と比較されると、PO2の皮膚測定値が不十
分であることが分かっている。皮膚測定値はまた、血液
ガス濃度の急な変化に対して感度が一層低い。
あり、それらは3つの異なる媒体、即ち、(1) 動脈血
液、(2) 組織、(3) 周辺皮膚で決定され得る。これら測
定値の臨床的効用の現順位は、動脈血液、組織及び離れ
て第3位の周辺皮膚であろう。
については、以下によって十分概括できる。
よる、「血液ガス監視用統合光学装置」(“Integrated
Optical System for Monitoring Blood Gases”)と題す
る米国特許第4,854,321号には、染料筒内の比
色物質の使用法が叙述されている。比色物質とは、他の
所定の物質に露出されると定量的に変色する物質であ
る。この技術では、染料筒を含むプローブを血液と直接
接触させる必要がある。
反応の定量化のためのファイバオプティックプローブ」
(“Fiber Optic Probe for Quantification of Colorim
etric Reactions,” column 1, lines 12-17)と題する
米国特許第4,682,985号では、「生体組織に直
接挿入できる程度に十分に小さい」総合直径を有するプ
ローブの付加的特徴を有する同様な技術が開示されてい
る。サンプル室内に含まれる比色物質が比色測定される
べき化学物質の化学的特性に応答して変色することによ
り、ファイバオプテックによってサンプル室を通って伝
送される光の量が変わる。
(Costello)によって開示される技術と同様な技術が、
S・R・ゴールドスタイン他よる、「生理学的に用いら
れる小型ファイバオプティックpHセンサ」(S.R.Golds
tein, et al., Journal of Biomechanical Engineerin
g, Vol. 102, 141-146)に開示されている。この論文で
は、中空のファイバ中に含まれる染色指示物質を照明
し、離れた場所でその変色を感知する、水素イオン透過
性の2つのファイバオプティックの撚り線を用いる考え
が叙述されている。
89,606号にゲーリック他 (Gehrich, et al.)によ
って叙述されている。この特許では、患者からの少量の
血液サンプルを連続的に採集する侵襲性装置が叙述され
ている。
及びPCO2ガスの分圧の直接測定を行う方法は、T・
ハッセ (T.Hasse)の米国特許第4,201,222号中
に叙述されている。この技術は、ガスが平衡状態に達す
るまで障壁を通して流れ得ることに基づいている。もし
障壁が選択されたガスに対して透過性の材料で作られて
いるなら、吸収スペクトル法を用いて室内のガスの量を
定量化することができる。この測定の特定の方法では、
単一波長決定を用いる。ここで述べられている装置は、
動脈血管への挿入が必要であり、非侵襲測定には適しな
い。
olf)の論文、「生理的測定のための化学的センサ概
説」 (Biomedical Engineering Centre, University of
Oxford, UK, Journal of Biomedical Engineering, 19
88, April, 10(2), pages 138-45)に見出だされる。皮
下貫通又は非侵襲血液ガス決定に対するこの技術の適用
については、ラジオメータ・A/S・オブ・デンマーク
社 (Radiometer A/S of Denmark)に譲渡される一連の特
許に最も完全に叙述されている。米国特許第4,27
4,418号、第4,324,256号、及び第4,6
85,465号には、酸素及び二酸化炭素の血液ガス分
圧測定のポテンショメータ及びポーラログラフ電極の使
用法が叙述されている。プローブに直接接触する媒体の
パラメータが電極によって測定されることに注意するこ
とが重要である。従って、皮下貫通電極によって測定さ
れる酸素及び二酸化炭素分圧の測定は、周辺皮膚分圧の
測定であって、動脈血液分圧の測定ではない。
ウルリッヒ他 (G.J.Ullrich, et al.)によって米国特許
第4,930,506号に叙述されている。この技術
は、周辺皮膚のPCO2及び動脈血液酸素飽和の連続的
な測定のためにウルリッヒの発明では電極装置を標準的
な脈拍酸素濃度計と組み合わせる点で、ラジオメータ特
許とは異なっている。
る米国特許第4,694,834号、B・エーゼブルグ
(Oeseburg)他の「血管内pH−ISFET、将来の方
法」( Scand. J. Clin. Lab. Invest 1987、47, Supp
l. 188; 31-35)及びバイオセンサズ2(1986)の1
5ページから33ページのP・バーゲルド(P.Berguel
d)による「FETを基本とするバイオセンサの開発と
応用」(Biosensors 2 (1986) 15-33)には、イオン選
択フィールド効果トランジスタ(ISFET)、特に生
体内pH連続測定のための半導体技術に基づくポテンシ
ョメータ式イオン選択電極の用法が叙述されている。こ
の技術は、現在のところpH測定に限定されかつ侵襲性
である。
A・フォスティック(M.A.Fostick)によって米国特許
第4,041,932号に叙述されている。この技術
は、実質的に総ての角質層(皮膚表面の乾燥層)を除去
することによって、患者の小野において皮膚「窓」を形
成することを含む。囲われた室がそのように形成される
窓の回りの皮膚に対してすき間なく配置されかつそれに
対して密閉される。この室及び隣接する皮膚が通常の皮
膚温度以上に加熱される。ガス又は液体は平衡に達する
まで室内で収集される。ここで、pH、PCO2及びP
O2が1変量法を介して吸収分光法よって測定される。
この技術は、動脈血液ではなく、周辺皮膚におけるこれ
らの血液ガスパラメータを決定する。
4,509,522号は、PCO2及びPCOの決定、
即ち、動脈血液中では侵襲性的若しくは組織中では非侵
襲性的決定につき叙述している。ガス濃度は、一変量線
形アルゴリズムによって決定される。一変量アルゴリズ
ムは、重複する吸収を有する検体がある場合には機能し
得ない。この方法は、CO2及びCOに関しては旨く働
くが、pH、PO2、[HCO3 −]及びO2飽和度の決
定に関しては旨く働かない。pH、PO2及び[HCO
3 −]の決定に用いられるスペクトル区域が著しく重複
する。従って、マヌッシァ他によって叙述される一変度
量法は、総ての血液ガスパラメータの非侵襲的同時決定
には応用できない。
2及びPCO測定のための周波数のために限定される。
マヌッシァによって特定される周波数(即ち、3.0μ
m及び14.0μmの間)は、中赤外線、即ち、スペク
トル領域の区域であり、そこでは光伝播特性が指を通し
た透過測定値とは一致せず、光の透過が動脈血管へのも
のではないる。従って、ここで得られる測定値は、周辺
皮膚決定のものと類似している。要するに、マヌッキア
の技術は、すべての血液ガスパラメータを測定できず、
非侵襲性組織決定と一致しない周波数を用い、近赤外線
区域では十分働かないアルゴリズムを用いるものであ
る。
あり、多年にわたって臨床医療で用いられている。脈拍
酸素濃度計は幾つかの支配的な原則に基づいている。そ
の第1は、体の所与の場所での血液の濃度は心臓の脈拍
ごとに変化することである。各心臓脈拍に伴い、血管系
の最大拡張(即ち膨脹状態)を起こす心収縮脈拍圧が生
じる。心拍周期の休止期(即ち心弛緩)の間、脈拍圧は
生じず、血管系は最小寸法に戻る。心弛緩の間に伝送若
しくは反射される光は、皮膚、脂肪、骨、筋肉及び血液
及びこれらに加えて、動脈系の拡張によって生じる付加
的血液量と相互に作用する。もし心弛緩信号を心収縮信
号から減じれば、その結果が付加的血液量となる。この
減算処理によって、皮膚、脂肪、骨及び筋肉と光との相
互作用でによって発生される干渉が取り除かれる。減算
で発生される信号の質と明瞭度は存在する付加的血液量
に関連づけられ、それは脈拍圧に比例する。上記処理の
グラフ表現については図2を参照のこと。
的測定が酸素飽和度に無関係となる等吸収性点若しくは
その近くの光周波数を用いて赤血球濃度変化を評価す
る。等吸収波長は、波長が血液濃度によってのみ変化
し、酸素飽和度によっては強度を変えない波長である。
その結果、このような波長(即ち、典型的には800n
mから850nmの範囲)では、酸素飽和度についての
情報が意図的に排除され、基準が確立される。スペクト
ルの赤部分の第2波長は酸素飽和度に対して感度が高
く、この波長は透過又は反射の何れかのサンプリング技
術によって検出される。等吸収波長を基準として用い、
等吸収波長のスペクトル強度をスペクトルの赤部分の第
2波長と比較することによって、動脈血液の酸素飽和度
を非侵襲的に決定することができる。
よって示されている。代表的な2つの論文は、ドレネン
他(Drennen)による「模擬生物的マトリックスにおけ
る水素イオン、グルコース及び人血清アルブミンの近赤
外線分光決定」及びM・K・フェラン他(M.K.Phelan)
による「700nm−1150nmの近赤外線区域にお
ける水素イオン分光検出による腐食剤及び苛性塩性溶液
測定」である。
体成分回帰(PCR)による多変量解析で平滑化される
2次導関数スペクトルを用いる定量的分光決定手順を叙
述している。この論文では多変量解析によるpHの定量
的分光分析決定については記載してないが、解法は、p
Hが唯一の変化源である極めて単純なものであった。こ
れは、変化する多重パラメータ(即ち、残りの4血液ガ
スパラメータ)を有する極端に複雑な血液又は組織にお
けるpH決定とは際立って対照的である。また、ドレネ
ン他によって測定されるpH範囲はひとの生存と調和す
る範囲外にあり、用いられる周波数範囲は非侵襲性透過
測定と両立しない。特に、1450nmよりも大きい周
波数は水によって減衰し、かなりの量の組織を通した透
過は不可能である。
ム)及び苛性塩性(水酸化ナトリウム及び塩化ナトリウ
ム)溶液中の水素イオン濃度の測定を示した。これら研
究者は、700nm−1150nmの周波数範囲を用
い、次いで結果として得られるスペクトルの多重線形回
帰及び部分最小二乗法による分析を行った。上記の通
り、検討された系は生物学的ではなく、pH変化は通常
の生理機能のそれの遥か外側にあり、生物学的系で見ら
れる程複雑でないことを強調することは重要である。
検査室で広く用いられる。このような測定値のために多
重波長で分光技術を用いることはなおさら一般的ではな
い。更に、すべての先行非侵襲性監視装置(特にマヌッ
シァ他)及び大多数の先行技術脈拍酸素濃度計は、3つ
又はそれ未満の測定強度及び1つ又は2つの解析用変数
を用いることを認識することは肝要である。2つ又はそ
れ以上の変数を同時に用いる方法は、多変量解析として
周知である。従って、マヌッシァ他及び上記脈拍酸素濃
度計は、光学的測定技術を用いるものであり、解析に用
いられるアルゴリズムは、本発明で用いられるアルゴリ
ズム程強力であるか又は洗練されているものではない。
れた能力の簡単な例が図3に示される。図3Aにおい
て、スペクトルが検体のスペクトルと重複する不純物成
分が、分析周波数帯域のスペクトルに影響を与えること
が分かるであろう。従って、分析の精度は、分析が単一
の波長ν1 においてのみ行われるか、或いはν1を基準
波長に制限する際には損なわれるであろう。不純物を含
むサンプルに関して分析波長ν1における測定吸収量
(吸光度)Amは、同波長における検体の真の吸収量A
tとは異なる。もし図3Bにおける校正曲線が不純物を
含まないサンプルから得られたものであるならば、サン
プル中の不純物の存在によって、真の濃度とは全く異な
る見かけの濃度が生じるであろう。この誤差は、もし強
度を単一の波長でのみしか測定しなかったとしたら、検
出されないままに残ることになろう。もし不純物がサン
プル中に含まれていれば、図3Bの曲線と類似の校正曲
線ではデータ間に大きな散乱を生じ、その結果、未知の
サンプルに対して粗雑な精度を持つ不十分な校正曲線と
濃度概算の両方がもたらされることになろう。しかし、
2つ又はそれ以上の波長で分析すると、不純物の存在が
図3Cのように検出されるばかりではなく、もし不純物
の存在を校正に含めてあれば、たとえ不純物そのものと
その濃度が未知であっても、多変量解析校正法を用いて
検体を定量的に分析することが可能になる。
の物とが異なっていることの徴候は、校正サンプルの吸
収と未知サンプル分析のために選択される2つの周波数
でのスペクトルとを図に描くことによって得られる。図
3Cに示されるように、不純物を含むサンプルのスペク
トル(「x」で示されている)は、校正スペクトルとは
判然と異なる(即ち、孤立値になっている)。孤立値
は、校正又は未知のデータの何れについても他の組成及
びスペクトルとの間に特性的な関係を示さないサンプル
又はスペクトルである。孤立値を検出する感度は、分析
に含まれる周波数の数を増やすことによって高められ
る。分析において同時に考慮することのできる独立に変
化する不純物の数もまた、用いる周波数の数を増やすこ
とによって増加する。
隔離周波数帯域を識別する能力に依存する。多変量解析
法は、種々の成分からのスペクトル情報が重複している
時においてさえも、測定されたスペクトル区域の全体に
わたって用いることができる。一変量法とは異なり、多
変量解析技術では、スペクトルの冗長情報から一層高い
精度が得られ、基線変化の原因が示され、非線形が一層
完全にモデル化され、孤立値の検出が行われる。
題に適用する際に用いられる一般的な研究方法は校正を
要し、そこでは検体濃度を基準スペクトルに関係付ける
数学的モデルが発生される。これについては図4を参照
のこと。その後、この校正モデルを未知サンプル濃度の
予測に用いることができる。一連の校正標準スペクトル
が最初に得られ、当該スペクトルが将来の未知サンプル
スペクトルに影響し得る総ての因子の変化範囲に及ぶよ
うにする。校正では未知サンプルで予期される総ての成
分を含むサンプルを用いかつ成分の予期変化範囲に及ぶ
ことを仮定すると、当該校正で、非理想的作用源とは無
関係に、ベールの法則における非理想的作用を経験的に
説明する(若しくは少なくとも近似する)ことが可能で
あろう。当明細書で用いられるように、「非線形」とい
う語句は、ベールの法則におけるあらゆる偏差又は逆ベ
ール法則関係(即ち、yが依存変数を表し、xが非依存
変数であり、m及びbがそれぞれ勾配と切片であると
き、それは標準線形表現y=mx+bでモデル化するこ
とができない)を指す。
的な校正が一旦行われると、未知サンプルのスペクトル
を多変量解析予測段階によって解析して成分の濃度又は
特性を概算することができる。これに加えて、スペクト
ル誤差(即ち、測定されたスペクトルと概算されたスペ
クトルとの差)は、校正サンプルが及ぶ範囲内に未知サ
ンプルスペクトルが含まれているかどうかを決めるのに
用いられ得る。もし未知サンプルが校正サンプルを代表
していない(即ち、孤立値である)ならば、未知サンプ
ル及び校正サンプル間のあらゆる差異源を決定するため
に誤差の分光的解釈がしばしば行われ得る。これについ
ては、ハアランド、デーヴィッド(Haaland, David)M.
による「定量的フーリエ変換赤外線分析に適用される多
変量校正法」(Practical Fourier Transform Infrared
Spectroscopy, Industrial andLaboratory Chemical A
nalysis, Edited by J.R.Ferrano and K. Krishman, Ac
ademic Press, Inc. 1990) を参照のこと。統計的多変
量解析法では、成分濃度の分析が向上されるのみなら
ず、このような多変量方法は材料のスペクトルからその
物理的及び化学的特性を評価することをも最近可能にし
た。
法については、M・R・ロビンソン、K・J・ワード、
R・P・イートン及びD・M・ハアランド(M.R.Robins
on,K.J.Ward, R.P.Eaton and D.M.Haaland)に対する
「胎児の血液酸素飽和度の高信頼測定のための酸素濃度
計」と題する米国特許第4,975,581号及び現在
出願中の日本国特許第4−208414号に最も良く叙
述されている。米国特許第4,975,581号は、特
に人体中のグリコースの量を定量的に決定するための方
法及び装置を開示している。
量解析校正方法が利用できる。これらの多くが上記D・
M・ハアランドによって再吟味されている。これらの中
には、PLS、PCR、CLS、MLR、Qマトリック
ス、カルマン濾波及び相互相関が含まれる。これらに加
えて、リッジ回帰、連続回帰及びニューラルネットワー
クが、定量スペクトル分析に用いられ得るその他の考え
られる多変量方法である。
適な多変量方法は、主要成分回帰(PCR)又は部分最
小二乗法(PLS)のような、逆ベールの法則モデルを
用いてスペクトルをモデル化する方法である。この多変
量研究方法の利点は、明示的モデルを必要とすることな
く、組成変化に対するスペクトル応答の非線形性が考慮
され得ることである。PLS及びPCR方法では、種々
の周波数における吸収スペクトルに線形及び非線形依存
性がある状態で正確な結果を得ることができる。従っ
て、分光技師が分析のために1組の最適波長を選択する
必要なく、時には全スペクトル区域を用いることができ
る。同様に、この計算の方法は、校正サンプル構成間に
多数の周波数における情報の過剰サンプリングによって
導入される線形依存性には鈍感である。これについて
は、カーン(Cahn)他による、「計画的実験を用いる定
量分析用赤外線スペクトルの多変量校正」(Applied Sp
ectroscopy 1988 Vol. 42 No. 5 p.865)を参照のこ
と。
素群から成る。PLS及びPCRは、連続回帰群の個々
の要素である。これについては、M・ストーン及びR・
J・ブルックス(M.Stone, and R.J.Brooks, 1990)に
よる、「連続回帰、即ち、通常最小二乗法、部分最小二
乗法及び主要成分回帰を含む交互・実証順次構成予測」
(Journal of the Royal Stastistical Society B., 5
2, pp. 237-269)を参照のこと。
ばれる大域的PLS法を用いて校正若しくは分析するこ
とができる。実際には、PLS2は、PLS1(検体が
順次校正される)よりも低い性能を示す傾向がある。こ
れは主として、モデルの複雑さが総ての検体に関して固
定されていることによる。これについては、リンドバー
グ W.ペッソン、J. A.ウォルド及びS.(1983)(L
indberg W. Pesson, J.A. Wold)による論文(Analytic
al Chemistry, 55, p. 643)を参照のこと。
おける強度が著しい共線形を示し、校正サンプルの数が
スペクトル周波数の数を超える非医療状況の中で用いら
れているもう1つの多変量解析校正法である。ヘール(H
oerl)他による「リッジ回帰の実際的用法、即ち、誘
発」 ( Practical use of ridge regression: challeng
e met, “Applied Statistics” 34, 114-120, 1985)
では、リッジ回帰が、小麦のサンプル中のたん白質パー
セントを近赤外線区域での反射を用いて予測する状況の
下で多重線形回帰に対するものになる競争相手であった
ことを示している。ネース(Naes)他による、「近赤外線
測定器校正に関する線形統計方法比較」(“Applied St
atistics” 35, 195-206)では、リッジ回帰は、スペク
トル周波数の数が校正サンプルの数に接近する時、PL
S及びPCRに対して実行し得る競争相手であると結論
付けている。
の多変量解析アルゴリズムとしては、ニューラルネット
ワークと呼ばれるアルゴリズムを用いるパターン認識技
術がある。他の多変量校正法と同様に、ニューラルネッ
トワークでは、与えられる入力から学習する。ニューラ
ルネットワークは、非線形性を明示的にモデル化できる
ので潜在的な利点がある。しかし、ニューラルネットワ
ークもまた、過剰適合対してより感じやすく、計算が遅
く、PLS、PCR及びMLRよりも解釈するのが難し
いという傾向がある。
1号及び共出願中の日本特許出願第4−208414号
の好ましい実施例の双方が部分最小二乗法(PLS)ア
ルゴリズムを用いていることを認識している。しかし、
当明細書で開示し、請求しているPLS及びその他の多
変量解析アルゴリズムを用いる理由は、上述の特許及び
出願でそれが用いられた理由とは異なる。非侵襲性のグ
ルコース測定に関して、利用可能な情報が欠如している
ことが測定の制約要因である。グルコースのような血液
検体の測定では、非常に高い信号対雑音比と、非常に少
量の情報(グルコースは、通常、重量比で血液の0.1
%)を抽出するための洗練されたアルゴリズムとが必要
である。胎児の監視用に適する脈拍酸素濃度計の場合、
情報は豊富にある(即ち、重い低酸素症状である胎児は
青である)が、手術の環境は厳しい。反射された光−酸
素飽和度関係は極めて非線形であり、分析のための信号
は極端に雑音を含み、妨害背景成分は脈動血液と相関さ
せて除去しなければならない。
ス測定の現在の応用において多変量解析を用いる根本理
由は、スペクトル領域での情報内容が重複しており、水
とその他の血液又は組織成分との相互作用がない時にp
H、PCO2、PO2、及び[HCO3 −]に関する赤外
線パターンが小さいか若しくは存在しないところで血液
ガスパラメータについての正確な測定を可能にすること
にある。図10の試験では、種々の成分に関するスペク
トル情報の区域は広範囲にわたって重複していることが
示されている。これは、どの特定の区域においても強い
相関を示さないpHに関して特に真実である。二酸化炭
素から重炭酸塩を識別する問題もまた、これら2つの類
似の相関曲線で立証されるように難しい。
可視光線及び赤外線分光分析を用いることは自明ではな
い。実際、「一瞥して、赤外線分光分析によるpHの決
定はばかげて見える程信じ難い。」T・ハーシュフィー
ルド(T.Hirschfield)による「NIRHを用いる塩度決
定」(Applied Spectroscopy, Volume 39, Number 4,198
5)水は、異常に強い吸収周波数帯域を有するのみなら
ず、H+及びO2飽和度は、近赤外線ではそれ自体の吸収
帯域を持たない。
定量及び定性的情報を得る。分子中の各形式の化学結合
が、赤外線エネルギーの異なる周波数を吸収し、赤外線
スペクトルに見られる特性パターンを生じさせる。これ
らのパターンは、吸収周波数帯と呼ばれ、濃度と共に大
きさが変わる。伝統的な定量的分光分析法は、帯域の高
さ又は帯域の区域を研究対象の化学種の濃度と相関させ
る。現在の赤外線分光分析では、研究対象の各化学種
(pH、O2、CO2、及び[HCO3 −])に関する特
性赤外線パターンは、他の成分と相互作用していない場
合には小さい赤若しくは存在しない。しかし、これらの
種(化学種)は、特にヘモグロビン及び水を吸収する種に
は影響を与える。水素イオンは、分子あるよりはむしろ
イオンであり、赤外線周波数帯域を有しない。しかし、
水素イオンは、赤外線作用型の溶液中で他の種と結合
し、従って、pHに関する相関は2次的分光分析効果に
基づくものであり得る。酸素は、分子種であるが、赤外
線周波数帯域を有していない。しかし、酸素もまた、赤
外線作用型の他の種と相互作用し、スペクトルの変化を
生じる。特に、酸素は、ヘモグロビンに反応して、60
0nm及び1000nm間のヘモグロビンの赤外線スペ
クトルで際立った変化を発生させる。しかし、この反応
は非線形であるので、定量的モデルはこの非線形性を説
明しなければならない。CO2及び[HCO3 −]に関
しては、近赤外線スペクトル吸収(吸光度)は小さい。C
O2は、中赤外線区域では容易に定量的に表すことがで
きる。[HCO3 −]もまた、中赤外線区域中に周波数
帯域を有している。しかし、近赤外線区域では、ヘモグ
ロビン及びたん白質の非常に大きな影響と比べるとCO
2 及び[HCO3 −]吸収は小さい。再び2次的分光分
析効果が研究されなければならない。従って、種々の血
液ガスパラメータの正確な測定は、小吸光度、濃度変化
に起因する2次的効果のために難しくなる。これらの差
異で、多変量解析を用いる必要性が生じる。
監視装置(pH、PCO2、PO2、[HCO3 −及びO
2飽和度の同時測定のために)の臨床上の有用性は明ら
かに望まれているものであるが、当明細書中には、この
ような監視を実現するための技術を、当該技術を利用す
るためのデータと共に開示している。連続的に監視を行
うことは、患者の心拍状況が急速に変化している際に
は、顕著な利益となろう。
な向上を顕す機器を以下によって提供することである。 A.動脈血液、組織中の総ての血液ガスパラメータを測
定することのできる非侵襲性血液ガス監視を行うこと。 B.総ての血液ガスの連続的な測定を実時間で行うこ
と。 C.孤立値検出法を利用することによって、精度の効力
又は保証を医師に対して示す能力を有すること。
の患者に関する処置を行う際に極めて重要である。
織中の何れかの血液ガスパラメータを決定することであ
る。組織決定の場合、光学決定では、光で照射される総
ての成分の血液ガスが測定される。全面的な組織決定
は、現在用いられていないが、動脈血液ガス測定よりも
良い手段であり得る。何故ならば、医師はどの程度旨く
組織が灌流されているかを知ることに関心を抱くからで
ある。
液ガスパラメータを決定することである。心拍周期の心
収縮及び心弛緩の間にサンプリングを行う方法で、脈拍
血液スペクトルの決定が可能となる。次いでこのスペク
トルは、血液ガスパラメータの決定のために多変量解析
アルゴリズムによって分析され得る。従って、本発明に
よって動脈血液中の血液ガスパラメータの測定が非侵襲
的に可能となる。
範囲の波長を用いて動脈血液ガスパラメータを決定する
ことが目的である。幾つかの成分が決定されるので、幾
つかの波長において測定される強度が必要となる。従っ
て、複数の成分の決定には、3つ又はそれ以上の波長が
必要となる。
液ガスパラメータにつき報告する能力があることであ
る。種々のパラメータが、直接測定されるか或いは十分
確立された方程式から計算される。pH、PCO2及び
[HCO3 −]間の関係は、以下のヘンダーソン・ハッ
セルバッハ(Henderson-Hasselbach)方程式によって叙述
される。
の決定は、第3の成分の計算によって可能になる。
可能でかつその逆も可能である。オリオーダン他(O´Ri
ordan, et al.)は、種々の計算アルゴリズムを比較し、
通常の人体データに関するそれらの精度を評価した。こ
れについては、J・F・オリオーダン、T・K・ゴール
ドスティック、L・N・ヴィダ、G・R・ホニグ、及び
J・T・アーネスト(J.F.O´Riordan, T.K.Goldstick,
L.N.Vida, G.R.Honig,and J.T.Earnest)による「全血酸
素平衡のモデル化、通常人体データに適合する9つの異
なるモデルの比較」(Advances in Experimantal Medici
ne, Vol 191,pp 505-522, 1985)を参照のこと。実験的
医薬の進歩1985年第191巻の505ページから5
22ページの、P50値を一層正確に評価するためにこれ
らの計算におけるpHを同時に用いることによって、総
合的な計算結果を向上させることができる。
非侵襲(侵襲)的にかつ生体内で、人に関する5つの血液
ガスパラメータ(即ち、pH、PO2、PCO2、[HC
O3 −]及びO2飽和度)の少なくとも2つを決定(測
定)する方法及び装置に関する。
る。即ち、 a 波長が500nm乃至2,400nm範囲内の2つ
又はそれ以上の光を発生させる。 b 該波長の光で血液含有組織を非侵襲的に生体内で照
射し、該血液含有組織によって、該波長の関数として該
波長の少なくとも幾つかの強度差分減衰が生じ、該差分
減衰が該波長、該組織及び該pH、[HCO3 −]、P
CO2、PO2、O2飽和度の未知レベルの関数として
該血液含有組織から入射する該波長の強度変化を生じさ
せるようにする。 c 該血液含有組織からの該強度変化を測定し、1組の
波長に対する強度変化を入手するようにする。 d 少なくとも1つの校正モデルを発生させ、該モデル
が1組の校正サンプルから得られる従来通り測定された
血液ガスパラメータ及び2つ又はそれ以上の異なる波長
の光で該1組の校正サンプルを照射して得られる対波長
強度変化データの関数であるようにする。 e 少なくとも1つのアルゴリズム及び該少なくとも1
つの校正モデルを利用して、該組織から測定される該強
度変化から該血液含有組織内の該未知血液ガスパラメー
タの値を計算し、該計算では2つ又はそれ以上の変数を
用いるようにする。
校正セット(組み)の双方でスペクトル及び縮小孤立値の
双方の検出に備え、(2) 組織及び動脈血液の双方で血液
ガスパラメータの測定に備え、(3) 1つ又はそれ以上の
アルゴリズムを利用し、少なくともその1つが、PL
S、PLR及びニューラルネットワークのような多変量
解析アルゴリズムであるようにし、(4) データの予備処
理を含み、(5) 測定される各パラメータの校正モデルを
利用し、(6) 反射光及び透過光の双方で用いられ得る。
する分光計、配列(アレイ)検出器、視覚表示モジュール
が含まれる。
る。
ス監視装置11は、分光器13、電子コンピュータ処理
モジュール15、視覚表示モジュール17を含む。分光
器13は、広帯域タングステンハロゲン光源19、焦点
ミラ−21、ファイバーオプティックインターフェイス
23、第2ファイバーオプティックインターフェイス2
5、回折格子27、配列検出器29、電子母線(バス)3
1を含む。処理モジュール15には、マイクロプロセッ
サ、記憶装置、データ予備処理アルゴリズム、多変量解
析アルゴリズム及び孤立値検出アルゴリズムから成る計
算装置が含まれている。視覚表示モジュール17には、
pHディスプレイ41、二酸化炭素分圧ディスプレイ4
3、重炭酸塩ディスプレイ45、酸素分圧ディスプレイ
47、酸素飽和度ディスプレイ49が含まれる。図示さ
れているように、これらのディスプレイの各々には、各
測定値及びこのような測定値の確実性の範囲が含まれ
る。視覚表示モジュール17には、pH傾向ディスプレ
イ51、二酸化炭素分圧傾向ディスプレイ53、重炭酸
塩傾向ディスプレイ55、酸素分圧傾向ディスプレイ5
7、酸素飽和度傾向ディスプレイ59が更に含まれる。
視覚表示モジュール17には、組織・脈拍モードスイッ
チ60も含まれる。同スイッチは、医師又はその他のオ
ペレータが装置のモードを組織モードから脈拍モードへ
変更するか或いはその逆を行うことを可能にする。視覚
表示モジュール17には、決定されたばかりの関連する
血液ガスパラメータが孤立値であるかどうかを表示する
表示灯61、63、65、67、69が含まれる(例え
ば、pH測定が孤立値である時には表示灯61が点
く)。
先71に伝送するために、血液ガス監視装置11には、
指・ファイバ保持装置(ホールダ)75で終わる光源ファ
イバオプテック束73が含まれている。受信用ファイバ
オプテック束77は、指・ファイバ保持装置75からの
光をファイバーオプティックインターフェイス25に戻
す。指用ファイバ装置75によって、指先71を通る伝
送が可能になり、指を十分保持することに対処する。
至2400nmの選択された周波数を放射する。この光
は、焦点ミラー21を介して、ファイバーオプティック
インターフェイス23に保持される光源ファイバオプテ
ィック束73端に焦点を結び、その後、光源ファイバオ
プテック束73を介して伝送されて指先71の組織、
骨、爪及び血液を照射する。指先71を通して伝送され
た光の一部は、その後、受信用ファイバオプテック束7
7によって分光器13に戻される。戻った光は、その
後、種々の波長に分離され、500nm乃至2400n
m光波長の少なくとも幾つかを検出することのできるア
レイ(配列)検出器29によって検出される。
は、処理モジュール15のマイクロプロセッサによって
分析され、そこでは伝送された光の全スペクトル範囲に
及ぶ各種区域からの幾つかの波長を利用する多変量解析
アルゴリズム(PLS、又はPCRのような)が用いら
れる。血液ガス監視装置11は、2つの異なるモード即
ち、(1) 組織決定モード及び(2) 脈拍血液モードで操作
され得る。組織決定操作モードにおいて、アレイ検出器
29からのスペクトルデータは、処理モジュール15中
の適切なアルゴリズムによって予備処理される。このよ
うな予備処理は、必要に応じて、調整(トリミング)、平
均化、スケーリング、正規化、及び導入を含まなければ
ならない。予備処理結果として得られる処理済スペクト
ルは、その後モジュール15内のアルゴリズムによって
解析される。好ましい実施例では、利用されるアルゴリ
ズムは部分最小二乗法(PLS)である。このようなア
ルゴリズムでは、スペクトルデータから直接定量化する
か若しくは他の方程式を用いて全血液ガスパラメータを
計算することができる。pH、PCO2及び[HC
O3 −]の2つだけが光学的測定を要し、ヘンダーソン
・ハッセルバック方程式で第3の計算がなされる。
過去の実績に加えて、pH、PCO 2、PO2、[HCO
3 −]、O2飽和度の現状及びこれらの予想される不確定
性をディスプレイ51、53、55、57、59に表示
する。分析されたスペクトルデータ及び現決定値は、モ
ジュール15内の計算装置に含まれる孤立値検出アルゴ
リズムによって検査される。もし患者からのスペクトル
又は結果の決定値が異常であれば、血液ガス監視装置1
1は、孤立値指示灯61乃至69通してこれらの特定の
決定値の精度が異常である旨指示する。もし患者の指先
が部分的にのみ指・ファイバ装置75内に挿入されいる
なら、非論理的な結果に帰着する可能性のある状態が起
こり得る。他の可能性としては、装置が校正範囲外であ
るか、校正モデルに含まれない極端な血液ガス値若しく
は新規かつ独特の血液化学作用等である。
心拍周期全域を通して得られる。結果として得られるス
ペクトルデータは分析され、どのスペクトルが患者の動
脈系での血液の最大濃度(又は最大膨脹)に相当するか
及びどのスペクトルがこの動脈系の最小濃度(又は最小
膨脹)に相当するかが確定するようにされる。最小膨脹
に関連するスペクトルは、血液、皮膚、骨及び組織に関
する情報を含む。最大膨脹に関連するスペクトルは、上
記情報に加えて、追加血液量情報を含むであろう。光学
的脈拍圧力を計算決定するために、等吸収性周波数にお
けるスペクトル差が計算される。800nm乃至810
nm区域における波長による吸収(吸光度)は、酸素飽和
度によって強く影響されず、存在するヘモグロビンの量
に比例する。従って、800nm−810nm間の平均
値のプロットはヘモグロビン濃度の変化を示すであろ
う。この差の大きさは、心収縮及び心弛緩脈拍間のスペ
クトルの差に相当する。このスペクトルの差がまたスペ
クトルデータの質の一般的尺度となる。異常な光学的脈
拍圧力を有するスペクトルは、更に分析を進める前に調
整(即ち、除去)される。この調整処理で、患者の動き
或いはその他の人工物のためにノルム(標準)から著しく
外れるスペクトルが除去される。これらの人工物の或る
ものは不都合な形でスペクトルに影響を与えるので、こ
れらのスペクトルの除去は正確な脈拍モニタ(監視装置)
の生産には重要である。特殊な操作状態のためにデータ
の追加的予備処理が必要になり得る。「追加的」血液ス
ペクトルの計算は、適切に変換されたスペクトルデータ
を最大及び最小膨脹から減算する等幾つかの方法で行わ
れる。上記処理は、妨害背景を効果的に除去し、多変量
解析アルゴリズムに追加血液に対応するスペクトルを与
える。結果的に生じる追加血液又は脈拍血液スペクトル
は、分析すべきスペクトルの信号対雑音比を改善するた
めに、その後現存する走査で平均化される。その後、結
果として生じるのスペクトルは、モジュール15に含ま
れ多変量解析によって分析される。好ましい実施例で
は、利用されるアルゴリズムは、部分最小二乗法或いは
ニューラルネットワーク法である。同アルゴリズムは、
全血液ガスパラメータを直接測定するか若しくは計算す
る。当該計器は、組織モードに関して上で説明したよう
に、各パラメータの過去の経歴に加えて、pH、PCO
2、PO2、[HCO3 −]及びO2飽和度の現在値及び
それらの不確定性を表示する。これら各決定値の精度も
モジュール15計算装置に含まれる孤立値検出法を用い
て評価される。
脈膨脹に関する決定を支援する情報を提供し得る。患者
心臓の電気的作用に関する情報を得るための装置(図に
は示されていない)を含む。典型的には集中治療室内の
大抵の患者は作動中のEKGモニタを有し、この早期入
手可能な情報を用いることで、脈拍モードにおける血液
ガス監視装置11の作動を支援するであろう。図6を参
照すると、心室収縮に起因する動脈系の最大拡張は、Q
RS群 (波)のR先頭値に続く所定の期間において生じ
る。QRS波は心室筋肉の偏光度減少によって発生され
る。QRS波は、心臓からの血液の噴出を引き起こす心
室収縮に先行する。動脈系の最小拡張は、心室収縮に先
立って存在し、P波の近傍の時刻に対応する。P波は、
動脈筋肉の偏光度減少によって引き起こされる。最小拡
張の時間は、QRS波のR先頭値と心拍数との両方に関
係する。心臓の電気的作用との相関は、スペクトルデー
タの処理を単純化するために望ましく、脈拍圧力が低い
か或いは指の動きが激しい期間中の効果的操作のために
必要である。総括すると、患者の心臓の電気的作用は、
特に不利な状況下において改良された処置のための追加
的情報を与える。
ことで、多変量解析校正モデルの堅実性が増すのみなら
ず、校正セット及び未知分析における分析精度がしばし
ば改良されることが体験されている。従って、センタリ
ング、スケーリング、正規化、第1又は高位導関数取出
し、平滑化、フーリエ変換、線形化等のデータ予備処理
はすべて分析精度を向上させ得る。これに加えて、ノル
ム(標準)と異なるスペクトルをその理由に関わらず調整
することで、総合的な計器性能を向上させ得る。このよ
うなトリミング技術は、脈拍の光学的評価に限定されな
い。この他の技術には、曲線下区域の和の比較、個々の
スペクトルと平均スペクトルとの比較、フーリエ変換の
比較、スペクトル振動の特性モードの調査及びび原理成
分回帰因子の比較が含まれる。これらの種々の技術は、
効果的調整のために、個別的に又は共に用いられ得る。
これらの予備処理は、計器変動に対する校正モデルの堅
実性を改良し、計器間の校正モデルの転移性を改良し得
る。
に、種々の生理的条件下で幼い羊につき組織及び動脈血
液ガスパラメータの決定が行われた。この調査の目的
は、羊の体内にすべての合理的酸塩基障害を誘発させる
ことであった。特に、呼吸アシドーシス、呼吸アルカロ
ーシス、代謝アシドーシス及び代謝アルカローシスを引
き起こすように羊の酸塩基平衡が操作された。
の羊(生後10乃至25日)に、装置が取り付けられ。
動物の呼吸は、気管内挿管83を有する従来型の機械的
換気装置81によって制御された。適切のものとしてカ
テーテル85を通した重炭酸塩又は乳酸を管理すること
によって代謝生理が制御された。心臓生理は、動脈及び
心室トランスデューサ・監視装置を配置し、EKGモニ
タ91に接続される標準EKG電極89を外部に配置す
ることによって監視された。酸素飽和度は、標準的な脈
拍酸素濃度計93を用いることによって監視された。
けを行った後、スペクトルデータを得るために光源ファ
イバ104及び受信ファイバ106を備える分光器10
2が羊に適用された。光源ファイバ104の出口端が羊
の剃った脚の一方側で脚と接触して配置された。500
nmから1000nmまでの周波数範囲に亘るタングス
テンハロゲン光源108からの光が光源ファイバ104
に結合され、羊の脚に伝送された。光は、光源ファイバ
104を出てから、羊の脚の反対側から出る前に、光が
羊の総ての成分(例えば、血液、細胞管体液、筋肉、
骨、脂肪、皮膚)と相互作用する組織に入る。この時点
で、この光の或る量は受信ファイバに入る。受信ファイ
バ106に入る光は、分光器102に戻り、そこでホロ
グラフ格子を用いて波長で区分され、次いでアレイ(配
列)検出器109で検出される。アレイ検出器109で
の光の強度は、ここでディジタル値に変換され、コンピ
ュータ118に記憶される。
動脈脈拍は総て同時に得られる。コンピュータ116
は、EKGモニタ91からのEKG信号を処理し、続い
てトリガ回線112を経由して分光器102をトリガす
べく用いられる。コンピュータ118は、電子バス(回
線)114を経由する分光器102からのスペクトルデ
ータを記録すべく用いられる。スペクトルデータは、2
つの異なるモード、即ち、(1) パルスゲーテッド(パル
ス制御)及び(2) EKGロックモーで得られた。パルス
ゲーテッドモードでは、スペクトルデータは、心拍周期
中の同一点で得られた。特に、QRS波のR先頭値の検
出と共に配列検出器109に対するシャッタ(図には示
されていない)が開かれた。配列検出器109は、羊の
脚を通して透過される光に約50ms間露出され、その
後シャッタが閉じられた。スペクトルデータがこのよう
に取られたので、スペクトル取得期間中同一或いはほぼ
同一量の血液が組織中に存在した。この方法でサンプリ
ングされるデータを、今後「パルスゲーテッド(ゲート
制御)データ」と呼ぶ。パルスゲーテッドモードで検出
される光は、上で説明したように、組織と相互作用して
おり、通過した組織立方体からの情報を含む。パルスゲ
ーテッドデータは、その後引き続き、動脈血液ガスパラ
メータを予測すべく幾つかのアルゴリズムによって分析
される。
ックと呼ばれる。この概念は、心臓の電気的作用を用い
て、心収縮及び心弛緩スペクトルを獲得する正確な時刻
を決定するようにすることである。QRS波の連続する
2つのR波間の時間区分が決定され、続いて心拍数が計
算された。心臓周期の心弛緩に対応するデータ取得は、
R波の後30msの固定時間間隔に行われた。心収縮の
スペクトルのサンプリングは、心臓周期の50%の点で
行われた。結果的に生じるデータは、前に述べたように
コンピュータディスクに記憶される。
呼吸摂動を導入するために、羊血液中の二酸化炭素分圧
が操作され、機械的換気装置の速度、特に、羊に対する
微小換気を変化させることによって行われた。代謝摂動
を導入するために、羊には静脈重炭酸塩又は乳酸が与え
れらた。これに加えて、O2飽和度及びPO2の両者を決
定する装置能力を検査するために、試験処理全体にわた
って呼気酸素(FiO2)の留分を不規則に変化させ
た。動物のO2和度が80%−100%、同時に酸素の
分圧が45mmHg−115mmHgに亘り変化され
た。O 2飽和度及びPO2は関連した量であるが、線形の
形では関連していない。
ット社 (Mallinckrodt) のセンサシステムジェム-スタ
ット (Gem-Stat) 血液・ガス電解液分析器で測定され
た。ジェム-スタットは普及している臨床血液ガス監視
装置であり、血液ガス測定用として臨床的に受け入れら
れる。
ロガ他 (zaloga, et al.) により1989年に提示され
ている要約データを分析することによって評価された。
ザロガ他のデータに基づく我々はの検体特有の標準偏差
の予測値は、以下のとおりである。 pH: 0.025 PO2: 10-20mm(50nmPO2で10、120
nmPO2で20) PCO2: 3mm [HCO3-]: 2mm/l
O2飽和度精度は、製造業者からの情報が不足している
ために評価することが難しい。それにもかかわらず、へ
モキシメータ (Hemoximeter)での経験では、実際の反復
測定値の標準偏差は約2%と考えられる。
関する合理的な生理的境界を示す。羊研究の目的の1つ
は、代謝アシドーシス及びアルカローシスのみならず、
呼吸アシドーシス及びアルカローシスの全生理境界を図
示するすことである。図7の調査は、羊の酸塩基平衡が
生理的に合理的な空間全体にわたって妨害されることを
示す。図8の分散プロットは、研究過程全体にわたる酸
素飽和度及び酸素分圧の変動を示す。pH、PCO2及
び[HCO3 −]は総てヘンダーソン・ハッセルバック
方程式によって束縛されるので、1変数の変化が別の変
数の変化と完全に相関しないことを確かめることが重要
である。
係を示す分散プロットマトリックス図表である。この図
を調べると、PO2とO2飽和度は、誰もが予想するよう
に相関している。しかし、pH、PCO2及び[HCO
3 −]の間には有意な相関があるようには見えない。こ
の相関の欠如は、各パラメータ(PO2とO2飽和度以
外)が独立して変化していることを示す。
析 パルスゲーテッドデータは、上で言及したように羊の脚
を通して取得された。30回の走査が行われ、次いで平
均化され、各サンプル又は観察点に関して単一のスペク
トルが形成するようにされた。幾つかの代表的なスペク
トルが図9にプロットされている。次いで、これらの生
強度データが処理されかつ幾つかの方法で分析された。
メータの光学的測定は、所与の検体に関するスペクトル
情報が他の検体に関する情報区域と重複するので、困難
である。スペクトル情報が重複していることによって、
もし、重複している検体の濃度が変化し、重複している
検体によって導入されるスペクトル変化の大きさが課題
の検体スペクトル変化の大きさと同様になるなら、血液
ガスパラメータを一変量アルゴリズムにより正確に測定
することが不可能になる。図10は、相関係数の絶対値
と各血液ガスパラメータに関する波長との関係を示す。
図10を検査すると、スペクトル情報の区域が重複して
いることが明瞭に示されている。
の幾つか、或いは総てを測定するのに用いことができる
ことを示すために、以下のアルゴリズム、即ち、(1) 最
大比率分析、(2) 複数線形回帰、(3) 部分最小二乗法及
び(4) ニューラルネットワークを調査した。
体、サンプルスペクトル又は用いられるアルゴリズムに
依存して、校正標準誤差(SEC)及び予測標準誤差
(SEP)が表れることに注意することが重要である。
予測能力のこれら2つの手段は同一ではなく、微妙では
あるが重要な差異を有する。SECは、モデルを構築す
るために用いられたサンプル検体の値を予測する際の誤
差に関する。もし相互確認技術が用いられるなら、SE
Pが報告される。校正モデルを開発するために総てのサ
ンプルが同時に用いられると、報告されるSECは基準
の標準誤差よりも小さいことがあり得る。このような発
生は、校正モデルにる実験データの過剰適合を示唆す
る。総ての校正サンプルが校正モデルに同時に含まれる
場合には、一層洗練されたアルゴリズム(例えば、PL
S、PCR及びニューラルネットワーク)はこの種の過
剰適合に対してすべてが敏感である。もし相互確認技術
が用いられるなら、予測標準誤差(SEP)が報告され
得る。相互確認技術では、1つ又はそれ以上のサンプル
が校正から省略され、校正モデルはこの減少したサンプ
ル組に基づいて決定される。省略されたサンプルの濃度
は、その後予め予定された校正モデルを用いて予測され
る。同方法は、各サンプルが校正モデルから除外される
まで反復される。SEPは、相互確認技術に基づく、臨
床・患者環境における計器予測能力の現実的な尺度を与
える。以下の論考において、SECは或る場合には報告
されるが、SEPはそれ以外の場合に報告される。誤差
は利用可能なコンピュータソフトウエア及び必要な計測
時間のために異なって報告される。これに加えて、基準
データ中に存在する誤差が、あらゆるモデルの潜在的精
度を明らかに制約する。予測対基準濃度の多くの数値
は、明らかに大きな散乱を示す。しばしば、この散乱
は、基準方法の制約された精度の直接の結果である。予
測精度が基準方法の精度と同じなら、プロットは、あた
かも1組のサンプルが基準方法で2回測定され、第1回
の測定の基準値が第2回の測定のものに対してプロット
されているかのような同一外観を有するであろう。
る一変量アルゴリズムである。予測値変数は、2つの波
長における強度で構成される比率である。第1波長にお
ける強度が基線情報を与えるのに用いられ、同時に第2
波長における強度が興味のある検体に特有である。標準
的な方程式の形式は、Y=M*X+Bである。ここで、
変量Xが2つの波長における強度の比率である。典型的
に一変量分析のために設計される装置は、発光ダイオー
ドを用いる。発光ダイオードをシミュレートするため
に、生スペクトルデータが移動ガウス加重平均を用いて
平均化された。結果として生じたデータが、10nm帯
域幅を有するダイオードからのデータをシミュレートす
る。
たって収集される384データ点の総ての可能な強度比
率が計算され、各血液ガスパラメータに相関させられ
た。一変量方程式を作成するために最大の相関を達成し
た比率が用いられた。表1は、パラメータ、分析された
サンプルの数及び校正標準誤差を列記する。分析の結果
は、図11、15、19、23及び27に例示される。
回帰が用いられた。各波長における強度スペクトルと検
体の濃度との間の相関係数が計算された。640nmか
ら970nmの波長範囲にわたる384点のデータか
ら、最大相関係数を示す波長が、モデルの第1波長とし
て選ばれた。その前に選ばれた波長からの情報が除かれ
た後に残ったもの間の相関に基づいて次の波長が選ばれ
た。分析用の強度の最適数は、相互校正SEPで最小値
を与えたモデルに基づくものであって。
されたサンプルの数、予測標準誤差が列記例される。こ
の分析の結果は、図12、16、20及び24に例示さ
れる。予測標準誤差は、1回に1つのサンプルを除外す
る相互確認手順を用いて計算された。
小二乗法が用いられた。導関数を分析するために2つの
第1差分計算が後続する10点移動平均が用いられた。
5つのパラメータの各々につき別のPLSモデルが形成
された。表3には、パラメータ、PLS因子の数、波長
範囲、分析されたサンプルの数、予想標準誤差が列記さ
れる。予想標準誤差は、相互確認手順を用いて計算され
た。分析結果は、図13、17、21、25及び29に
例示される。
ンプルのサブセットを用いて開発された。サブセットは
無作為で選ばれた。表4には、パラメータ、分析された
サンプルの数、校正誤差が列記される。分析された検体
の総てに関して、報告されたSECは基準法の精度より
も良好である。この状態は、スペクトル及び濃度情報を
関連させるニューラルネットワークモデルがデータを過
剰適合させていることを示し、結果は非現実的と言える
程に良好である。それにもかかわらず、ニューラルネッ
トワーク法によるデータ分析は、例外的と言える程に旨
く機能し、アルゴリズム性能は、本発明にとって機能的
なアルゴリズムであることを示している。相互確認アル
ゴリズムは、入手不可能でありかつニューラルネットワ
ーク相互確認は必要計算時間が膨大になるので、行わな
かった。この分析の結果は、図14、18、22、26
及び30に例示される。
析 EKGロックデータを、上で言及したように羊の脚を通
して取得した。25の心収縮及び25の心弛緩走査を、
各血液サンプル観察ごとに行った。図31には、羊の脚
からの5つの心収縮及び5つの心弛緩スペクトルが示さ
れている。これらの走査を注意深く検討した結果、心収
縮及び心弛緩走査の間には幾らかの差異が認められる。
心収縮及び心弛緩スペクトルの間この差異を定量的化す
るために、光学的脈拍圧を計算した。光学的脈拍圧は、
800nmから810nmまでの強度値を各スペクトル
ごとに平均化することによって決定された。スペクトル
のこの区域は酸素飽和度に関する等吸収区域であるの
で、この区域を選んだ。従って、スペクトルのこの区域
での強度測定値はヘモグロビン濃度を変化させると変わ
り、酸素飽和度の変化によっては影響を受けない。ヘモ
グロビン濃度を変化させることは動脈拡張及び収縮と比
例するので、この区域での強度変動の分析によって、光
学的脈拍圧の定量化が可能になる。図32は、800n
mから810nmまでの強度値から走査数の関数として
計算された光学的脈拍のプロットを示す図表である。
が明らかになる。即ち、(1) 光学的脈拍圧は極めて小さ
く、(2) 心収縮及び心弛緩の両方の期間での等吸収強度
値の和はサンプリング期間中一定ではない。伝送される
光の強度の変化(即ち、光学的脈拍圧)は、光吸収を変
化させる組織血液小容量の変化によって生じる。血液小
容量の変化は、真皮中の毛細管密度と相関する。上記最
終結果は、毛細管密度の低いことによって光学的脈拍が
非常に小さくなることによる。光学的脈拍が小さいこと
によって、心収縮及び心弛緩スペクトルの間の差異が微
小となり、羊の脚からの脈拍血液測定は極めて困難にな
る。
題は、図31に示されているようなスペクトル変動と、
図32に示されているような心収縮又は心弛緩の何れか
の等吸収和に観察される変動と複合される。50のスペ
クトル総てを検討することによって、幾つかのスペクト
ルは明らかに異常であるのに対して、他の幾つかのスペ
クトルは基線差異を有することが示された。あり得る最
大の脈拍血液スペクトルを取得するために、50のスペ
クトルが調整され、その後正規化された。
脈拍の間で観察される光学的脈拍圧に基づいて行った。
光学的脈拍圧弁を最低から最高順序で位置付けた。第4
0及び90番百分位数間の光学的脈拍圧を持った心収縮
−心弛緩走査を代表的走査と見なした。選択されたサン
プルは、図32に中黒の正方形で示されている。これら
の走査の検討によって、明確な基線差異が明らかになっ
た。従って、選択された走査を、強度値の和によってス
ペクトル全体にわたって正規化した。正規化の後、総て
の心収縮走査はスペクトル全体にわたって同じ強度値の
和を持った。心弛緩走査は異なる値に正規化されたが、
処理は同一方法で進めた。正規化処理によって、スペク
トルの形を変更せずに、線形基線を除去することができ
る。図31に示されている同一の心収縮及び心弛緩スペ
クトルは、正規化の後、図33にプロットで示されてい
る。図33を検討すると、心収縮又は心弛緩グループ間
の初期差異の大多数が事実上基線であることが明らかに
なる。図34は、総ての心収縮及び心弛緩走査を正規化
した後の、結果としての光学的脈拍圧対走査数のプロッ
トを示す図表である。
・心弛緩グループを用いて、脈拍血液スペクトルを以下
のように計算した。即ち、脈拍血液スペクトル=log
(心弛緩スペクトル)−(心弛緩スペクトル)である。
結果としての走査を次に平均化して、各観察ごとに脈拍
血液スペクトルを生成した。図31には、羊の脚から取
得された脈拍血液スペクトルのプロットが示されてい
る。結果として生じるスペクトルを、幾つかの異なるア
ルゴリズム、即ち、最大比率、複数線形回帰及び部分最
小二乗法によって次に正規化した。組織データの場合に
示されたように、ニューラルネットワーク法は、この形
式の分析に旨く適合する強力なアルゴリズムを代表す
る。しかし、ニューラルネットワーク法による分析は、
処理データを得る際の論理計算問題のために含まれてい
ない。
トルと同じ方法で行われた。この分析の結果は、以下の
表に示されている。二酸化炭素の分圧を定量化するため
の脈拍血液スペクトルの分析は、予測への妥当性を示さ
なかった。従って、PCO2予測は含まれていない。
法分析を、動的ガウス重み付け平均を含めて、上で説明
したのと同じ方法で行った。この分析の結果は、図3
6、39、42及び45に示されている。
されている。この表には、パラメータと、分析に用いら
れる波長のの数と、校正標準誤差とが掲げられている。
この分析の結果は、図37、40、43及び46に示さ
れている。
されている。この表には、パラメータと、因子の数と、
波長の区域と、周波数の数と、校正標準誤差とが掲げら
れている。この分析の結果は、図37、40、43、及
び46に示されている。
られるデータは500nmから1000nmまに記録さ
れたが、これは関心の対象となる唯一の周波数区域では
ない。特に、1000nmから2400nmまでの周波
数区域は、水素イオン濃度及びCO2の両者についての
情報を含む(E・ワトソン及びE・H・バオマンによる
「近赤外線分光分析による腐食剤の流れのオンライン分
析」E.Watson and E.H.Baughman, Spectroscopy, vol
2, no 1 pp44-48)。1000nmから1400nmまで
の区域は、透過測定が指を通して容易にでき、しかもな
お、メラニン含有によって影響を受けないので、特に重
要である。群と共に変化するメラニンは、500nmか
ら1000nmまでで比較的平坦な吸収応答特性を有し
ているが、1000nm以上では顕著に吸収が止まる。
約500nmから1000nmまでの応答範囲を有する
シリコン検出器である。1000nmから2500nm
までの区域の周波数を測定するための検出器は多数ある
が、これにはひ化インジウム、アンチモン化インジウ
ム、ゲルマニウム、セレン化鉛、及び硫化鉛が含まれ
る。これに加えて、シリコン検出器の応答範囲がコーテ
ィング粉末その他の技術を用いることによって約120
0nmまで広げられている。
液ガス監視装置101の第2実施例は、分光器103、
電子回路・コンピュータ処理モジュール105及び視覚
表示モジュール107を含む。分光器103は、数個の
発光ダイオード111‐125、焦点レンズ127、フ
ァイバーオプティックインターフェイス129、第2フ
ァイバーオプティックインターフェイス131、焦点ミ
ラー133、検出器135及び電気回線137を含む。
電子装置及びコンピュータ処理モジュール105は、マ
イクロプロセッサ、データ処理アルゴリズム、多変量解
析校正モデル・アルゴリズムを含む記憶装置及び孤立値
検出方法を含む。視覚表示モジュール107は、pHデ
ィスプレイ141、二酸化炭素分圧ディスプレイ14
3、重炭酸塩ディスプレイ145、酸素分圧力ディスプ
レイ147及び酸素飽和度ディスプレイ149を含む。
さらに、視覚表示モジュール107は、pH傾向ディス
プレイ151、二酸化炭素分圧傾向ディスプレイ15
3、重炭酸塩傾向ディスプレイ155、酸素分圧力傾向
ディスプレイ157及び酸素飽和度傾向ディスプレイ1
59を含む。視覚表示モジュール107は、先の各表示
検体の孤立値表示灯161‐169をも含む。モードス
イッチ171は、医師又はその他のオペレータが装置操
作モードを組織モードから血液脈拍モードへ、或いは、
その逆に変更することを可能にする。
る患者の指先へ光を伝送するために、血液ガス監視装置
101は、指・ファイバ装置175で終わる光源ファイ
バオプテック束173を含む。受信ファイバオプテック
束177は、指・ファイバ装置175からの光をファイ
バーオプティックハウジング131へ戻す。指・ファイ
バ装置175は、指179を通して伝送を可能にしかつ
指の十分な保持に対処する。
111‐125は、500nm及び2400nm間の周
波数区域において離散時間間隔で光を放出する。この光
は、焦点レンズ127を経由したファイバーオプティッ
クインターフェイス129端で焦点を結び、その後更に
光源ファイバオプテック173を経由して組織、骨、爪
及びその中の血液を照射する。指先179を通して伝送
される光の一部は、受信ファイバオプテック束177に
よって分光器103へ戻される。戻る光は、その後焦点
ミラー133によって検出器135上に焦点を結ぶ。同
検出器は、500nm‐2400nm間の光周波数を検
出し得る。
なアルゴリズムを用いる処理装置105によって分析さ
れる。血液ガス監視装置101は、モードスイッチ17
1で制御される2つのモード、即ち、(1) 組織測定モー
ド及び(2) 脈搏血液モードで操作され得る。
イ151‐159検体の経歴のみならず、pH、PCO
2、[HCO3 −]、PO2及びO2飽和度の現状値を表
示す。もし所与の検体決定で分析が信頼できないことが
示されるなら、孤立値表示灯161‐169がこの旨オ
ペレータに指示する。
m間の波長を用いてpH、PCO2、[HCO3 −]、
PO2及びO2飽和度が非侵襲的に決定され得ることを示
す。これに加えて、更に長い波長範囲2500nm‐7
500nmの情報が期待される。この区域は、水による
吸収が大きいので、非侵襲性透過測定値には用いられ得
ない。しかし、この区域の波長の利用は、血液ガスパラ
メータの侵襲性生体内測定には適している。前の研究成
果では、減衰全反射サンプリングを用いることによって
生体系内でグルコース、尿素及びクレアチニンが測定で
きることが立証されている。このスペクトル区域は、分
子の振動運動からの帯域を示す。[HCO3 −]及びC
O2は、校正に用いることのできる振動帯域を有する。
従って、中赤外線分光分析の効用は2つの血液ガスパラ
メータの測定に用いられ得る。
線分光分析を用いて非侵襲的に生体内で測定され得るで
あろう。特に、ファイバで伝送される光は血液によって
拡散的に反射され、後続の分析のために装置に戻され得
るであろう。従って、振動分光分析に対して感度を有す
る中赤外線分光分析と電子僊移分光分析に対して感度を
有する可視・近赤外線分光分析との組み合わせは、理想
的に非侵襲性生体内連続血液ガス測定値に適合する。
液ガス監視装置201の第3実施例は、分光器203、
電子回路・コンピュータ処理モジュール205及び視覚
表示モジュール207を含む。分光器203には、単一
広帯域光源211、焦点ミラー213、指保持装置21
5、光拡散装置217、光学フィルタ219−233、
検出器バンク235及び電気回線237が含まれる。モ
ジュール205には、マイクロプロセッサ、データ予備
処理アルゴリズムと、多変量解析校正モデル・アルゴリ
ズムとを含む記憶装置及び孤立値検出方法が含まれる。
視覚表示モジュール207には、pHディスプレイ24
1、二酸化炭素分圧ディスプレイ243、重炭酸塩ディ
スプレイ245、酸素分圧力ディスプレイ247及び酸
素飽和度ディスプレイ249が含まれる。さらに、視覚
表示モジュール207には、pH傾向ディスプレイ25
1、二酸化炭素分圧傾向ディスプレイ253、重炭酸塩
傾向ディスプレイ255、酸素分圧力傾向ディスプレイ
257及び酸素飽和度傾向ディスプレイ259が含まれ
る。視覚表示モジュール207には、前述の検体の各々
に関する孤立値表示灯261−269も含まれる。モー
ドスイッチ271は、医師又はその他のオペレータが計
器操作モードを組織モードから血液脈拍モードへ、或い
は、その逆に変更することを可能にする。
指保持装置215中の指81を通って伝送される。伝送
された光は、光拡散装置217によって拡散され、光学
的フィルター219−233によって濾波され、次に検
出器バンク235によって記録される。
装置205によって適切なアルゴリズムを用いて分析さ
れる。血液ガス監視装置201は、モードスイッチ27
1で制御される2つの異なったモード、即ち、(1) 組織
測定モード及び(2) 脈搏血液モードで操作され得る。
経歴に加えてpH、PCO2、[HCO3 −]、PO2及
びO2飽和度の現状値をディスプレイ251−259で
表示するであろう。もし所与の検体決定でこの分析に信
頼が置けないことが示されるなら、孤立値表示灯261
−269はこの旨をオペレータに示す。
は血液ガス監視装置301によって行われ得る。血液ガ
ス監視装置301には、分光器303、電子装置及びコ
ンピュータ処理モジュール305及び視覚表示モジュー
ル307が含まれる。分光器303には、広帯域光源3
11、焦点ミラー313、ファイバーオプティックイン
ターフェイス315、第2ファイバーオプティックイン
ターフェイス317、格子319、配列検出器321及
び電気回線323が含まれている。電子装置及びコンピ
ュータ処理モジュール305には、マイクロプロセッ
サ、データ予備処理アルゴリズムと多変量解析校正モデ
ル・アルゴリズムとを含む記憶装置及び孤立値検出方法
が含まれている。視覚表示モジュール307には、pH
ディスプレイ341、二酸化炭素分圧ディスプレイ34
3、重炭酸塩ディスプレイ345、酸素分圧力ディスプ
レイ347、酸素飽和度ディスプレイ349が含まれて
いる。視覚表示モジュール307にはさらに、pH傾向
ディスプレイ351、二酸化炭素分圧傾向ディスプレイ
353、重炭酸塩傾向ディスプレイ355、酸素分圧力
傾向ディスプレイ357及び酸素飽和度傾向ディスプレ
イ359が含まれる。視覚表示モジュール307にはま
た、前述の検体の各々につき孤立値表示灯361−36
9が含まれる。
される動脈管361へ伝送するために、血液ガス監視装
置301には光源ファイバオプティック束装置373が
含まれる。それは結合装置375で終わり、そこでは次
の光源及び受信用ファイバ377が形成される。ファイ
バ377の受信部は光を結合装置375へ戻し、受信用
ファイバーオプティック379を通してその後光が計器
に戻される。
示されていない)は、可視又は赤外線区域の光を放射す
る。この光は、焦点ミラー313を経由してファイバー
オプティックインターフェイス315上に焦点を結び、
その後光源ファイバオプテック束373及び377を経
由してファイバの端363で血液を照射する。ファイバ
ーオプティックプローブが皮膚381を通して動脈血管
361に挿入される。血液と相互作用を起こした光の一
部は、ファイバオプティック377に再び入り、結合装
置375に戻される。血液と相互作用を起こした光は、
ファイバーオプティック379によって分光装置へ戻さ
れる。戻される光は、その後格子319によって波長ご
とに区分され、可視及及び赤外線区域の光の周波数を検
出する能力を有する配列検出器321上に反射される。
装置及びコンピュータ処理モジュール305によって適
切なアルゴリズムを用いて分析される。血液ガス監視装
置301は、検体の過去の経歴のみならずpH、PCO
2、[HCO3 −]、PO2及びO2飽和度の現状値をデ
ィスプレイ351−359に表示する。もし所与の検体
決定でこの分析が信頼できないことが示されるなら、孤
立値表示灯361‐369によってこの旨がオペレータ
に示される。
例が示されかつ説明されているが、当業者にとって本発
明の範囲にかかわらず本発明の形で各種の改変がなされ
得ることことは明白であろう。
る。
ルを測定することができるかの基本原理を示す図であ
る。
る一連の図表である。
性を未知サンプルのスペクトルから定量的にこのモデル
を測定すべく用いる多変量解析統計手法で行われる一般
的な取組み方を示す図である。
念図である。
びサンプリング期間と対応する電気的トリガの図表であ
る。
られる[HCO3 −及びpH測定値の分布を示す図表で
ある。
CO3 −]、O2飽和度、PCO2、pH、及びPO2の
間の関係を示す散乱点マトリックスである。
スペクトルを表している。
スパラメータの各々に関する波長との関係を示す図表で
ある。
れている試験装置を利用しての試験から得られる)対最
大比率アルゴリズムを用いて測定された動脈血液pHの
点の図表である。
用して測定された動脈血液pHの点の図表である。
用して測定された動脈血液pHの点の図表である。
ネットワーク・アルゴリズムを利用して測定された動脈
血液pHの点の図表である。
最大比率アルゴリズムを利用して測定された動脈血液
[HCO3 −]の点の図表である。
MLRを利用して測定された動脈血液[HCO3 −]の
点の図表である。
PLSを利用して測定された動脈血液[HCO3 −]の
点の図表である。
ニューラルネットワーク・アルゴリズムを利用して測定
された動脈血液[HCO3 −]の点の図表である。
率アルゴリズムを利用して測定された動脈血液PCO2
の点の図表である。
を利用して測定された動脈血液PCO2の点の図表であ
る。
を利用して測定された動脈血液PCO2の点の図表であ
る。
ラルネットワーク・アルゴリズムを利用して測定された
動脈血液PCO2の点の図表である。
アルゴリズムを利用して測定された動脈血液PO2の点
の図表である。
利用して測定された動脈血液PO2の点の図表である。
利用して測定された動脈血液PO2の点の図表である。
ルネットワーク・アルゴリズムを利用して測定された動
脈血液PO2の点の図表である。
比率アルゴリズムを利用して測定された動脈血液O2飽
和度の点の図表である。
比率MLRを利用して測定された動脈血液O2飽和度の
点の図表である。
比率PLSを利用して測定された動脈血液O2飽和度の
点の図表である。
比率ニューラルネットワーク・アルゴリズムを利用して
測定された動脈血液O2飽和度の点の図表である。
つかの心収縮及び心弛緩スペクトルの図表である。
脈拍圧力変動の図表である。
て得られる1組の心収縮及び心弛緩スペクトルの点の図
表である。
た正規化データの変動の光学的な脈拍圧力変動の図表で
ある。
の図表である。
H(図7に示されている試験装置を利用しての試験から
得られる)対最大比率アルゴリズムを利用して測定され
た動脈血液pHの点の図表である。
H対MLRを利用して測定された動脈血液pHの点の図
表である。
H対PLSを利用して測定された動脈血液pHの点の図
表である。
[HCO3 −]対最大比率アルゴリズムを利用して測定
された動脈血液[HCO3 −]の点の図表である。
[HCO3 −]対MLRを利用して測定された動脈血液
[HCO3 −]の点の図表である。
[HCO3 −]対PLSを利用して測定された動脈血液
[HCO3 −]の点の図表である。
O2対最大比率アルゴリズムを利用して測定された動脈
血液PO2の点の図表である。
O2対MLRを利用して測定された動脈血液PO2の点の
図表である。
O2対PLSを利用して測定された動脈血液PO2の点の
図表である。
2飽和度対最大比率アルゴリズムを利用して測定された
動脈血液O2飽和度の点の図表である。
2飽和度対MLRを利用して測定された動脈血液O2飽和
度の点の図表である。
2飽和度対PLSを利用して測定された動脈血液O2飽和
度の点の図表である。
る非侵襲性ABGモニタの代替的な概念図である。
る非侵襲性ABGモニタのもう1つの代替的な概念図で
ある。
概念図である。
Claims (11)
- 【請求項1】 一サンプル内の4つ血液ガスパラメー
タ、即ち、pH、[HCO 3 ―]、PCO2及びPO2
の少なくとも1つを測定する血液ガス監視装置であっ
て、a 波長が500nm乃至2400nm範囲内の3
つ又はそれ以上の異なった波長の光を発生させる手段
と、b 前記波長の光の少なくとも一部分を、未知血液
ガスパラメータを有する前記サンプル内に方向づける手
段と、c 前記波長の光の少なくとも一部分を収集する
装置であって、前記波長が前記サンプルから前記収集装
置に方向づけられる該収集装置と、d 前記収集手段に
よって収集された前記波長の少なくとも3つの強度を測
定する手段と、e 前記測定された強度を記憶する手段
と、f 前記記憶手段に接続された、前記測定された強
度から前記未知の血液ガスパラメータの少なくとも1つ
を計算するマイクロプロセッサと、g 前記少なくとも
1つの計算された血液ガスパラメータを表示することか
ら成る血液ガスパラメータ測定血液ガス監視装置。 - 【請求項2】 前記マイクロプロセッサは、 多変量ア
ルゴリズムを用いる、請求項1の装置。 - 【請求項3】 前記アルゴリズムは、少なくとも2つの
変量及び較正モデルを用いる、請求項2の装置。 - 【請求項4】 前記アルゴリズムは、前記モデルを発生
させるのに用いられる較正サンプル数よりも多いサンプ
ル当りスペクトル変量を用い得る、請求項3の装置。 - 【請求項5】 前記アルゴリズムは、PLS、PLS
2、PCR、CLS、Qマトリックス、リッジ回帰、相
互相関、カルマン濾波、MLR、中立ネットワーク及び
連続方法を含むグループから選択される、請求項2の装
置。 - 【請求項6】 前記サンプルが血液含有組織であり、前
記発生手段及び前記方向づけ手段は、心臓周期の拡張部
分間に前記血液含有組織を照射し、前記心臓周期の収縮
部分間に前記血液含有組織を照射する手段を含み、前記
マイクロプロセッサは、前記心臓周期に関連する変化の
測定値を決定すると共に前記変化の測定値を用いて少な
くとも1つの未知血液ガスパラメータを決定する手段を
含む、請求項1の装置。 - 【請求項7】 前記マイクロプロセッサは、スペクトル
強度対波長の血液特性セットを得るために、スペクトル
強度対波長の拡張期セット及びスペクトル強度対波長の
収縮期セットを記憶すると共に前記拡張期及び収縮期セ
ットを処理する記憶手段を含む、請求項4の装置。 - 【請求項8】 前記サンプルからの前記測定された強度
の少なくとも1つを予備処理する手段をさらに含み、前
記予備処理手段が、調整、周波数選択、センタリング、
スケーリング、正規化、第1又はより高い導関数の導
出、平滑化、フーリエ変換、線形化及び変換を含むグル
ープから選択される、請求項1の装置。 - 【請求項9】 前記サンプルからの前記測定された強度
が孤立値であるかどうかを決定する手段をさらに含む、
請求項1の装置。 - 【請求項10】 前記マイクロプロセッサは、pH、P
CO2、[HCO3 ―]及び酸素飽和測定値の4つの全
てを計算する、請求項1の装置。 - 【請求項11】 前記波長を前記サンプルの一部分に方
向づける第1光学手段及び前記サンプルから発する前記
波長の少なくとも一部分を前記収集手段に方向づける、
前記サンプルの別の部分に対する第2光学手段を含む、
請求項1の装置。
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