JP2003532107A - 分光光度法により血液酸素添加を非観血的にモニターする方法 - Google Patents
分光光度法により血液酸素添加を非観血的にモニターする方法Info
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Abstract
(57)【要約】
対象の組織に光信号を伝送し、組織を一度透過した光信号を透過率または反射率によって検知することが可能な近赤外分光光度（ＮＩＲＳ）検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に決定する方法および装置を提供する。その方法は、（ｉ）デオキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉ）オキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉｉ）対象組織内での光散乱に起因しうる減衰との和として光信号の減衰を決定するステップを含む。本発明によって、固定または一定光吸収生物組織成分に起因しうる減衰、および検出器の可変特性に起因しうる減衰を明らかにすることも可能である。波長の関数として差分減衰を決定することによって、組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置特性に起因しうる減衰を、数学的に消去するか、またはデオキシヘモグロビンに起因しうる減衰およびオキシヘモグロビンに起因しうる減衰に対して最小化する。
Description
【０００１】
本出願は、２０００年５月２日出願の米国特許仮出願第６０／２０１，３５９
号の優先権利益を請求するものである。
号の優先権利益を請求するものである。
【０００２】
本発明の背景
１．技術分野
本発明は、一般に生物組織酸素添加を非観血的に測定する方法、特に近赤外分
光光度（ＮＩＲＳ）技術を用いた非観血的方法に関する。
光光度（ＮＩＲＳ）技術を用いた非観血的方法に関する。
【０００３】
２．背景情報
血液中の酸素を運搬する分子は、ヘモグロビンである。酸素添加ヘモグロビン
を、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）と呼び、脱酸素化したヘモグロビンをデオ
キシヘモグロビン（Ｈｂ）と呼ぶ。全ヘモグロビンは、２つの状態にあるヘモグ
ロビンの和（全Ｈｂ＝ＨｂＯ2＋Ｈｂ）であり、血液のヘマトクリットまたはヘ
モグロビン濃度が不変であるという条件で、相対血液量変化に比例する。哺乳類
の心臓血管系は、血液ポンプメカニズム（心臓）と、血液輸送システム（血管）
と、血液酸素添加システム（肺）とから成る。肺により酸素添加された血液は、
心臓を通り、動脈血管系中にポンピングされる。通常の条件下では、水素添加さ
れた動脈血は主にＨｂＯ2から成る。大動脈血管は、生物組織全体にわたる細動
脈と呼ばれる小さな枝に枝分れする。その細動脈は、毛細管、最も小さい血管に
枝分れする。毛細管中で、ヘモグロビンにより運搬された酸素が組織中の細胞に
輸送され、酸素分子が放出される（ＨｂＯ2⇒Ｈｂ）。通常の条件下では、一部
分のＨｂＯ2分子のみが、細胞代謝の必要に応じて組織に酸素を与える。次いで
、毛細管が細静脈、静脈循環系の始まりに共に連合する。次いで、細静脈が、静
脈と呼ばれるより大きな血管に連合する。静脈がさらに連合して、心臓に戻り、
次いで静脈血が肺にポンピングされる。肺において、脱酸素化されたヘモグロビ
ンＨｂが酸素を集めて、再びＨｂＯ2となり、循環プロセスが繰り返される。
を、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）と呼び、脱酸素化したヘモグロビンをデオ
キシヘモグロビン（Ｈｂ）と呼ぶ。全ヘモグロビンは、２つの状態にあるヘモグ
ロビンの和（全Ｈｂ＝ＨｂＯ2＋Ｈｂ）であり、血液のヘマトクリットまたはヘ
モグロビン濃度が不変であるという条件で、相対血液量変化に比例する。哺乳類
の心臓血管系は、血液ポンプメカニズム（心臓）と、血液輸送システム（血管）
と、血液酸素添加システム（肺）とから成る。肺により酸素添加された血液は、
心臓を通り、動脈血管系中にポンピングされる。通常の条件下では、水素添加さ
れた動脈血は主にＨｂＯ2から成る。大動脈血管は、生物組織全体にわたる細動
脈と呼ばれる小さな枝に枝分れする。その細動脈は、毛細管、最も小さい血管に
枝分れする。毛細管中で、ヘモグロビンにより運搬された酸素が組織中の細胞に
輸送され、酸素分子が放出される（ＨｂＯ2⇒Ｈｂ）。通常の条件下では、一部
分のＨｂＯ2分子のみが、細胞代謝の必要に応じて組織に酸素を与える。次いで
、毛細管が細静脈、静脈循環系の始まりに共に連合する。次いで、細静脈が、静
脈と呼ばれるより大きな血管に連合する。静脈がさらに連合して、心臓に戻り、
次いで静脈血が肺にポンピングされる。肺において、脱酸素化されたヘモグロビ
ンＨｂが酸素を集めて、再びＨｂＯ2となり、循環プロセスが繰り返される。
【０００４】
酸素飽和度を以下のように定義する：
【数１３】
通常条件下での動脈循環系では、ＨｂＯ2対Ｈｂの比率が高く、その結果、動脈
酸素飽和度（ＳａＯ2％と定義する）が９５〜１００％となる。毛細管を介して
組織に酸素を運搬した後、ＨｂＯ2対Ｈｂの比率は減少する。したがって、静脈
血の測定酸素飽和度（ＳｖＯ2％と定義する）は低くなり、約７０％である。
酸素飽和度（ＳａＯ2％と定義する）が９５〜１００％となる。毛細管を介して
組織に酸素を運搬した後、ＨｂＯ2対Ｈｂの比率は減少する。したがって、静脈
血の測定酸素飽和度（ＳｖＯ2％と定義する）は低くなり、約７０％である。
【０００５】
パルス酸素測定法と呼ばれる一分光光度法では、細動脈血管系の拍動動脈血液
量変化によって誘導される検出光の拍動性光減衰の変化をモニターすることによ
って、末梢組織（指、耳、鼻）の動脈酸素飽和度（ＳａＯ2）を測定する。パル
ス酸素測定法には、測定するために拍動血液量変化が必要とされる。静脈血は、
拍動性でないため、パルス酸素測定法では、静脈血についての情報は全く得られ
ない。
量変化によって誘導される検出光の拍動性光減衰の変化をモニターすることによ
って、末梢組織（指、耳、鼻）の動脈酸素飽和度（ＳａＯ2）を測定する。パル
ス酸素測定法には、測定するために拍動血液量変化が必要とされる。静脈血は、
拍動性でないため、パルス酸素測定法では、静脈血についての情報は全く得られ
ない。
【０００６】
近赤外分光光度法（ＮＩＲＳ）は、組織酸素添加を連続的にモニターする光学
分光光度法であり、臨床値パラメーターを計算するのに拍動血液量が必要ない。
ＮＩＲＳ法は、近赤外域光（７００〜１，０００ｎｍ）は皮膚、骨および他の組
織を容易に透過することが可能であり、微小循環経路；例えば毛細管、細動脈、
および細静脈内に主に存在するヘモグロビンに遭遇するという原理に基づく。近
赤外域光に露光されたヘモグロビンは、その酸化状態に応じて変化する固有の吸
光スペクトルを有する；つまりオキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）およびデオキシ
ヘモグロビン（Ｈｂ）それぞれが、異なる発色団の役割を果たす。異なる特定の
波長で近赤外光を透過する光源を用い、透過または反射光減衰の変化を測定する
ことによって、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）およびデオキシヘモグロビン（
Ｈｂ）の濃度変化をモニターすることができる。大脳酸素添加レベルを連続的に
モニターする能力は、脳の酸素添加レベルが損なわれ、脳損傷または死を招く可
能性がある条件にさらされる患者にとって特に価値のあるものである。
分光光度法であり、臨床値パラメーターを計算するのに拍動血液量が必要ない。
ＮＩＲＳ法は、近赤外域光（７００〜１，０００ｎｍ）は皮膚、骨および他の組
織を容易に透過することが可能であり、微小循環経路；例えば毛細管、細動脈、
および細静脈内に主に存在するヘモグロビンに遭遇するという原理に基づく。近
赤外域光に露光されたヘモグロビンは、その酸化状態に応じて変化する固有の吸
光スペクトルを有する；つまりオキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）およびデオキシ
ヘモグロビン（Ｈｂ）それぞれが、異なる発色団の役割を果たす。異なる特定の
波長で近赤外光を透過する光源を用い、透過または反射光減衰の変化を測定する
ことによって、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ2）およびデオキシヘモグロビン（
Ｈｂ）の濃度変化をモニターすることができる。大脳酸素添加レベルを連続的に
モニターする能力は、脳の酸素添加レベルが損なわれ、脳損傷または死を招く可
能性がある条件にさらされる患者にとって特に価値のあるものである。
【０００７】
ＮＩＲＳ分析に使用する装置は通常、複数の光源と、反射光または透過光を検
出する１つまたは複数の光検出器と、光源から発する光および光検出器により検
出される光を表す信号を処理するプロセッサとを備える。検査する生物組織に損
傷を与える強度より低い強度で、波長域７００〜１０００の発光を生じさせる、
発光ダイオード（ＬＥＤ）またはレーザーダイオードなどの光源を通常使用する
。フォトダイオードまたは他の光源検出器を用いて、検査する組織から反射した
光またはそれを透過した光を検出する。プロセッサは、光源および光検出器から
の信号を受け取り、その強度および波動特性に関して信号を分析する。
出する１つまたは複数の光検出器と、光源から発する光および光検出器により検
出される光を表す信号を処理するプロセッサとを備える。検査する生物組織に損
傷を与える強度より低い強度で、波長域７００〜１０００の発光を生じさせる、
発光ダイオード（ＬＥＤ）またはレーザーダイオードなどの光源を通常使用する
。フォトダイオードまたは他の光源検出器を用いて、検査する組織から反射した
光またはそれを透過した光を検出する。プロセッサは、光源および光検出器から
の信号を受け取り、その強度および波動特性に関して信号を分析する。
【０００８】
生物組織のような高散乱媒体の光減衰を明らかにする、ランバート‐ベールの
法則（Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ Ｌａｗ）の変形体を利用するようプログラム
されたプロセッサを備える、上述の装置と同様の装置を用いて、ＨｂＯ2および
Ｈｂ濃度の相対変化を測定することができることは公知である。変形ランバート
‐ベールの法則を以下のように表すことができる： Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *Ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ（式２） 式中、「Ａλ」は、特定の波長λでの組織の光減衰を表す（単位：光学濃度ま
たはＯＤ）；「ＩO」は、入射光強度を表す（単位：Ｗ／ｃｍ2）；「Ｉ」は、検
出光強度を表す；「αλ」は、波長に依存する発色団吸光係数を表す（単位：Ｏ
Ｄ*ｃｍ-1*μＭ-1）；「Ｃ」は、発色団濃度を表す（単位：μＭ）；「ｄ」は、
光源と検出器（オプトード）の間隔を表す（単位：ｃｍ）；「Ｂλ」は、波長に
依存する光散乱差分パス長因子（単位なし）；および「Ｇ」は、組織内の散乱に
よる光減衰を表す（単位：ＯＤ）。
法則（Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ Ｌａｗ）の変形体を利用するようプログラム
されたプロセッサを備える、上述の装置と同様の装置を用いて、ＨｂＯ2および
Ｈｂ濃度の相対変化を測定することができることは公知である。変形ランバート
‐ベールの法則を以下のように表すことができる： Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *Ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ（式２） 式中、「Ａλ」は、特定の波長λでの組織の光減衰を表す（単位：光学濃度ま
たはＯＤ）；「ＩO」は、入射光強度を表す（単位：Ｗ／ｃｍ2）；「Ｉ」は、検
出光強度を表す；「αλ」は、波長に依存する発色団吸光係数を表す（単位：Ｏ
Ｄ*ｃｍ-1*μＭ-1）；「Ｃ」は、発色団濃度を表す（単位：μＭ）；「ｄ」は、
光源と検出器（オプトード）の間隔を表す（単位：ｃｍ）；「Ｂλ」は、波長に
依存する光散乱差分パス長因子（単位なし）；および「Ｇ」は、組織内の散乱に
よる光減衰を表す（単位：ＯＤ）。
【０００９】
Ｇが未知である、または突きとめるのが困難であることから、発色団濃度（Ｃ
）の絶対測定は、非常に困難である。しかしながら、数時間から数日の適度な測
定期間にわたって、Ｇは一定のままであると見なすことが可能であり、それによ
って、ゼロ基準の基線から発色団の相対変化を測定することが可能である。した
がって、時間ｔ1が光学測定の開始（基線）をマークし、時間ｔ2がｔ1後の任意
の時点である場合には、ｔ1とｔ2との間の減衰変化（ΔＡ）を計算することが可
能であり、変数ＧおよびＩOが一定のままであるという条件で、変数ＧおよびＩO は消去される。
）の絶対測定は、非常に困難である。しかしながら、数時間から数日の適度な測
定期間にわたって、Ｇは一定のままであると見なすことが可能であり、それによ
って、ゼロ基準の基線から発色団の相対変化を測定することが可能である。した
がって、時間ｔ1が光学測定の開始（基線）をマークし、時間ｔ2がｔ1後の任意
の時点である場合には、ｔ1とｔ2との間の減衰変化（ΔＡ）を計算することが可
能であり、変数ＧおよびＩOが一定のままであるという条件で、変数ＧおよびＩO は消去される。
【００１０】
発色団濃度の変化（ΔＣ＝Ｃ（ｔ2）−Ｃ（ｔ1））を、例えばランバート‐ベ
ールの法則から誘導された以下の式を用いて、減衰変化（ΔＡ）から決定するこ
とができる： ΔＡ＝−ｌｏｇ（Ｉt2／Ｉt1）λ＝αλ *ΔＣ*ｄ*Ｂλ（式３） 複数の発色団濃度の相対変化を計算するように設計された現在公知のＮＩＲＳア
ルゴリズムは、式２または式３の多変量形式を使用する。オキシヘモグロビン（
ΔＨｂＯ2）とデオキシヘモグロビン（ΔＨｂ）を識別するため、またオキシヘ
モグロビン（ΔＨｂＯ2）およびデオキシヘモグロビン（ΔＨｂ）の相対変化を
計算するために、最小の異なる２つの波長を通常用いる。検査する組織内のＨｂ
Ｏ2およびＨｂの濃度は、組織１リットル当たりのμモルで測定される。
ールの法則から誘導された以下の式を用いて、減衰変化（ΔＡ）から決定するこ
とができる： ΔＡ＝−ｌｏｇ（Ｉt2／Ｉt1）λ＝αλ *ΔＣ*ｄ*Ｂλ（式３） 複数の発色団濃度の相対変化を計算するように設計された現在公知のＮＩＲＳア
ルゴリズムは、式２または式３の多変量形式を使用する。オキシヘモグロビン（
ΔＨｂＯ2）とデオキシヘモグロビン（ΔＨｂ）を識別するため、またオキシヘ
モグロビン（ΔＨｂＯ2）およびデオキシヘモグロビン（ΔＨｂ）の相対変化を
計算するために、最小の異なる２つの波長を通常用いる。検査する組織内のＨｂ
Ｏ2およびＨｂの濃度は、組織１リットル当たりのμモルで測定される。
【００１１】
水素飽和度レベルを測定する上述のＮＩＲＳ方法は有用であるが、組織内の血
液酸素飽和度レベルの変化に関する情報が得られるのみであるという点で限定さ
れる。これによって、生物組織内の血液酸素飽和度の全レベルを決定する手段は
得られない。
液酸素飽和度レベルの変化に関する情報が得られるのみであるという点で限定さ
れる。これによって、生物組織内の血液酸素飽和度の全レベルを決定する手段は
得られない。
【００１２】
現在、ＮＩＲＳにより検査する組織内の静脈血と動脈血の相対的な寄与に関す
る情報は、任意に選択されるか、またはＮＩＲＳ検査から独立したプロセスとし
て、血液の観血的サンプリングによって決定される。例えば、ＮＩＲＳにより検
査した脳組織は、静脈血約６０〜８０％に対して動脈血約２０〜４０％を含む血
液から成ると推定されている。内頚静脈、頚静脈球、または矢状静脈洞などの静
脈排出部位に位置するカーテルからの血液サンプルを用いて、ＮＩＲＳ測定値が
求められている。ＮＩＲＳにより信号が送られる組織は、ＮＩＲＳ測定△Ｈｂお
よびΔＨｂＯ2と比較して、矢状静脈洞酸素飽和度（ＳｓｓＯ2）および頚動脈酸
素飽和度（ＳａＯ2）の多重線形回帰分析から決定された、静脈対動脈比約２：
１の混合血管床から成ることが動物試験で推定されている。ＮＩＲＳで検査した
組織中の混合静脈／動脈酸素飽和度を表す数式を次式： ＳｍｖＯ2＝ Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2（式４） （式中、「ＳＶＯ2」は、静脈酸素飽和度を表す；「ＳａＯ2」は動脈酸素飽和
度を表す；ＫｖおよびＫａはそれぞれ、重み付き静脈および動脈寄与であり、Ｋ
ｖ＋Ｋａ＝１である。そのパラメーターＫｖおよびＫａは一定値を有するか、ま
たはＳｖＯ2およびＳａＯ2の関数である。内頚静脈（ＳｉｊＶＯ2）、頚静脈球
（ＳｊｂＯ2）、または矢状静脈洞（ＳｓｓＯ2）から決定した酸素飽和度を用い
て、ＳｖＯ2を表すことができる。したがって、通常は、ＮＩＲＳ検出器が検査
する組織から患者の動脈および静脈血を別々にサンプリングするか、または常時
モニターし、続いて測定し、回帰分析を用いて、ＮＩＲＳ検査から独立した静脈
血と動脈血の相対的な寄与を決定することによって、式４の各項の値が実験的に
求められる。
る情報は、任意に選択されるか、またはＮＩＲＳ検査から独立したプロセスとし
て、血液の観血的サンプリングによって決定される。例えば、ＮＩＲＳにより検
査した脳組織は、静脈血約６０〜８０％に対して動脈血約２０〜４０％を含む血
液から成ると推定されている。内頚静脈、頚静脈球、または矢状静脈洞などの静
脈排出部位に位置するカーテルからの血液サンプルを用いて、ＮＩＲＳ測定値が
求められている。ＮＩＲＳにより信号が送られる組織は、ＮＩＲＳ測定△Ｈｂお
よびΔＨｂＯ2と比較して、矢状静脈洞酸素飽和度（ＳｓｓＯ2）および頚動脈酸
素飽和度（ＳａＯ2）の多重線形回帰分析から決定された、静脈対動脈比約２：
１の混合血管床から成ることが動物試験で推定されている。ＮＩＲＳで検査した
組織中の混合静脈／動脈酸素飽和度を表す数式を次式： ＳｍｖＯ2＝ Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2（式４） （式中、「ＳＶＯ2」は、静脈酸素飽和度を表す；「ＳａＯ2」は動脈酸素飽和
度を表す；ＫｖおよびＫａはそれぞれ、重み付き静脈および動脈寄与であり、Ｋ
ｖ＋Ｋａ＝１である。そのパラメーターＫｖおよびＫａは一定値を有するか、ま
たはＳｖＯ2およびＳａＯ2の関数である。内頚静脈（ＳｉｊＶＯ2）、頚静脈球
（ＳｊｂＯ2）、または矢状静脈洞（ＳｓｓＯ2）から決定した酸素飽和度を用い
て、ＳｖＯ2を表すことができる。したがって、通常は、ＮＩＲＳ検出器が検査
する組織から患者の動脈および静脈血を別々にサンプリングするか、または常時
モニターし、続いて測定し、回帰分析を用いて、ＮＩＲＳ検査から独立した静脈
血と動脈血の相対的な寄与を決定することによって、式４の各項の値が実験的に
求められる。
【００１３】
したがって、必要とされているのは、レベルの変化よりはむしろ、全酸素飽和
度レベルを決定することが可能な、生物組織内の酸素飽和度レベルを非観血的に
測定する方法；組織内での散乱による光減衰（Ｇ）を明らかにする較正手段を提
供する方法；および静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる
酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法である。
度レベルを決定することが可能な、生物組織内の酸素飽和度レベルを非観血的に
測定する方法；組織内での散乱による光減衰（Ｇ）を明らかにする較正手段を提
供する方法；および静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる
酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法である。
【００１４】
本発明の開示
したがって、本発明の目的は、生物組織内の血液酸素飽和度の全レベルを非観
血的に測定する方法を提供することである。
血的に測定する方法を提供することである。
【００１５】
本発明の他の目的は、組織内での散乱による光減衰、固定組織吸収体による光
減衰、および光測定装置間の可変性による光減衰を明らかにする較正手段を付与
する方法を提供することである。
減衰、および光測定装置間の可変性による光減衰を明らかにする較正手段を付与
する方法を提供することである。
【００１６】
本発明の他の目的は、静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因し
うる酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法を提供すること
である。
うる酸素飽和度の寄与とを非観血的に識別することが可能な方法を提供すること
である。
【００１７】
本発明に従って、対象の組織に光信号を伝送し、組織を一度透過した光信号を
透過率または反射率によって検知することが可能な近赤外分光光度（ＮＩＲＳ）
検出器を用いて、対象の組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に測定する方
法および装置が得られる。その方法は： （ｉ）デオキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉ）オキシヘモグロビン
に起因しうる減衰と；（ｉｉｉ）対象組織内での光散乱に起因しうる減衰との和
として光信号の減衰を決定するステップを含む。本発明によって、固定または一
定光吸収生物組織成分に起因しうる減衰、および検出器の可変特性に起因しうる
減衰を明らかにすることも可能である。波長の関数として差分減衰を決定するこ
とによって、組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置特性に起因し
うる減衰を、数学的に消去するか、またはデオキシヘモグロビンに起因しうる減
衰およびオキシヘモグロビンに起因しうる減衰に対して最小化する。
透過率または反射率によって検知することが可能な近赤外分光光度（ＮＩＲＳ）
検出器を用いて、対象の組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に測定する方
法および装置が得られる。その方法は： （ｉ）デオキシヘモグロビンに起因しうる減衰と；（ｉｉ）オキシヘモグロビン
に起因しうる減衰と；（ｉｉｉ）対象組織内での光散乱に起因しうる減衰との和
として光信号の減衰を決定するステップを含む。本発明によって、固定または一
定光吸収生物組織成分に起因しうる減衰、および検出器の可変特性に起因しうる
減衰を明らかにすることも可能である。波長の関数として差分減衰を決定するこ
とによって、組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置特性に起因し
うる減衰を、数学的に消去するか、またはデオキシヘモグロビンに起因しうる減
衰およびオキシヘモグロビンに起因しうる減衰に対して最小化する。
【００１８】
組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置特性に起因しうる、結果
として得られた最小化差分減衰を明らかにするために、それぞれのパラメーター
を測定または較正した。直接測定するのは困難であることから、回帰技術を用い
ることによって、ＮＩＲＳ検出器を用いて得たデータと組み合わせた実験的に求
めたデータに較正を行う。組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置
特性に起因しうる減衰に関する較正パラメーターを決定すれば、ＮＩＲＳ検出器
を較正することができる。
として得られた最小化差分減衰を明らかにするために、それぞれのパラメーター
を測定または較正した。直接測定するのは困難であることから、回帰技術を用い
ることによって、ＮＩＲＳ検出器を用いて得たデータと組み合わせた実験的に求
めたデータに較正を行う。組織の光散乱特性、固定光吸収成分、および測定装置
特性に起因しうる減衰に関する較正パラメーターを決定すれば、ＮＩＲＳ検出器
を較正することができる。
【００１９】
次いで、較正した検出器を使用して、元の対象組織または他の対象組織中の全
酸素飽和度レベルを正確かつ非観血的に測定することができる。さらに、光源と
光検知器との間隔（「ｄ」）が分かっているか、または決定できる場合、波長に
依存する光散乱差分パス長因子を表す「Ｂλ」の値が分かっている場合には、次
いで、検査する組織内のデオキシヘモグロビン濃度（Ｈｂ）およびオキシヘモグ
ロビン濃度（ＨｂＯ2）の全量を、本発明の方法および装置を用いて決定するこ
とができる。
酸素飽和度レベルを正確かつ非観血的に測定することができる。さらに、光源と
光検知器との間隔（「ｄ」）が分かっているか、または決定できる場合、波長に
依存する光散乱差分パス長因子を表す「Ｂλ」の値が分かっている場合には、次
いで、検査する組織内のデオキシヘモグロビン濃度（Ｈｂ）およびオキシヘモグ
ロビン濃度（ＨｂＯ2）の全量を、本発明の方法および装置を用いて決定するこ
とができる。
【００２０】
続いて、較正した検出器を使用して、血液サンプルを観血的に作製する必要な
く同様の検出器を較正することができる。したがって、本発明の方法および装置
によって、組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に決定することが可能とな
る。例えば、オペレーターは、較正検出器を用いて光信号または他の基準媒体を
検知することによって基準値を作ることができる。次いで、オペレーターは、同
一の光信号または基準媒体を検知し、続いて未較正検出器を調整して較正検出器
に合わせることによって、未較正検出器を較正することができる。このように、
一度基準検出器を作成すれば、非観血的手順を必要とすることなく、他の同様の
検出器を較正することができる。
く同様の検出器を較正することができる。したがって、本発明の方法および装置
によって、組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に決定することが可能とな
る。例えば、オペレーターは、較正検出器を用いて光信号または他の基準媒体を
検知することによって基準値を作ることができる。次いで、オペレーターは、同
一の光信号または基準媒体を検知し、続いて未較正検出器を調整して較正検出器
に合わせることによって、未較正検出器を較正することができる。このように、
一度基準検出器を作成すれば、非観血的手順を必要とすることなく、他の同様の
検出器を較正することができる。
【００２１】
このように、本発明の方法および装置によって、いくつかの利点が得られる。
これらの利点には：１）血液酸素飽和度の変化に対して組織内の全血液酸素飽和
度を決定するのに使用できる、組織内の酸素飽和度を決定するための非観血的な
実用的方法および装置；２）組織内の散乱による光減衰（Ｇ）、固定組織吸収体
による光減衰（Ｆ）、および測定装置可変性による光減衰（Ｎ）を明らかにする
較正方法；３）静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる酸素
飽和度の寄与を識別することができる組織内の酸素飽和度を決定するための非観
血的な実用的方法および装置；が含まれる。
これらの利点には：１）血液酸素飽和度の変化に対して組織内の全血液酸素飽和
度を決定するのに使用できる、組織内の酸素飽和度を決定するための非観血的な
実用的方法および装置；２）組織内の散乱による光減衰（Ｇ）、固定組織吸収体
による光減衰（Ｆ）、および測定装置可変性による光減衰（Ｎ）を明らかにする
較正方法；３）静脈血に起因しうる酸素飽和度の寄与と動脈血に起因しうる酸素
飽和度の寄与を識別することができる組織内の酸素飽和度を決定するための非観
血的な実用的方法および装置；が含まれる。
【００２２】
代替の実施形態では、上述の方法論の態様をパルス酸素測定技術と組み合わせ
て、静脈血に起因しうる組織内の血液酸素飽和度と動脈血に起因しうる血液酸素
飽和度を識別する非観血的方法を提供する。パルス酸素測定法を用いて、動脈酸
素飽和度を決定し、次にその動脈酸素飽和度を用いて静脈酸素飽和度を決定する
。
て、静脈血に起因しうる組織内の血液酸素飽和度と動脈血に起因しうる血液酸素
飽和度を識別する非観血的方法を提供する。パルス酸素測定法を用いて、動脈酸
素飽和度を決定し、次にその動脈酸素飽和度を用いて静脈酸素飽和度を決定する
。
【００２３】
本発明の方法および装置のこれら目的かつ他の目的、特徴、および利点は、以
下に提供する本発明の詳細な説明および添付の図面から明らかとなるだろう。以
下に述べる方法論および装置は、基礎をなす発明の好ましい実施形態を構成し、
したがって、本明細書中に開示される本発明を熟考すれば当業者であれば理解さ
れよう、または理解可能な本発明のすべての態様を構成するものではない。
下に提供する本発明の詳細な説明および添付の図面から明らかとなるだろう。以
下に述べる方法論および装置は、基礎をなす発明の好ましい実施形態を構成し、
したがって、本明細書中に開示される本発明を熟考すれば当業者であれば理解さ
れよう、または理解可能な本発明のすべての態様を構成するものではない。
【００２４】
対象の組織中に光信号を伝送し、一度その組織を透過した光信号を透過率また
は反射率によって検知することが可能な変換器を備える、近赤外分光光度（ＮＩ
ＲＳ）検出器を用いた、対象の組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に・非
侵襲性的に（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅｌｙ）測定する本発明の方法および装置
を提供する。本発明の方法および装置は、様々なＮＩＲＳ検出器と共に使用する
ことができる。本願の譲受人に譲渡された、１９９９年１１月４日出願の同時係
属の米国特許出願第０９／４３４，１４６号の主題である以下に記述するＮＩＲ
Ｓ検出器が、好ましい検出器を開示している。しかしながら、本発明の方法は、
この好ましいＮＩＲＳ検出器と共に使用することに限定されない。
は反射率によって検知することが可能な変換器を備える、近赤外分光光度（ＮＩ
ＲＳ）検出器を用いた、対象の組織内の血液酸素飽和度レベルを非観血的に・非
侵襲性的に（ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅｌｙ）測定する本発明の方法および装置
を提供する。本発明の方法および装置は、様々なＮＩＲＳ検出器と共に使用する
ことができる。本願の譲受人に譲渡された、１９９９年１１月４日出願の同時係
属の米国特許出願第０９／４３４，１４６号の主題である以下に記述するＮＩＲ
Ｓ検出器が、好ましい検出器を開示している。しかしながら、本発明の方法は、
この好ましいＮＩＲＳ検出器と共に使用することに限定されない。
【００２５】
図１〜５を参照すると、好ましいＮＩＲＳ検出器は、変換器部分１０とプロセ
ッサ部分１２とを備える。変換器部分１０は、組立てハウジング１４とコネクタ
ハウジング１６とを備える。対象の体に直接取り付けることが可能な、柔軟性構
造である組立てハウジング１４は、１つまたは複数の光源１８と光検知器２０と
を備える。使い捨て接着剤エンベロープまたはパッドを、容易にかつしっかりと
対象の皮膚に組立てハウジング１４を装着するのに使用する。公知であるが光源
１８からの異なる波長の光信号が角柱アッセンブリ２２を通って発せられる。光
源１８は、所定の波長において狭いスペクトル帯域幅で光を発するレーザーダイ
オードであることが好ましい。一実施形態では、レーザーダイオードをコネクタ
ハウジング１６内に取り付ける。レーザーダイオードは、組立てハウジング１４
内に配置された角柱アッセンブリ２２への光ファイバー誘導装置と光学的に接続
される。第２の実施形態では、光源１８は、組立てハウジング１４内に取り付け
られる。第１コネクタケーブル２６によって、組立てハウジング１４をコネクタ
ハウジング１６に連結し、第２コネクタケーブル２８によって、コネクタハウジ
ング１６をプロセッサ部分１２に連結する。光検出器２０は、１つまたは複数の
フォトダイオードを備える。そのフォトダイオードもまた、第１および第２コネ
クタケーブル２６、２８を介してプロセッサ部分１２に動作可能に連結される。
プロセッサ部分１２は、光源１８および光検知器２０からの光強度信号を処理す
るプロセッサを備える。
ッサ部分１２とを備える。変換器部分１０は、組立てハウジング１４とコネクタ
ハウジング１６とを備える。対象の体に直接取り付けることが可能な、柔軟性構
造である組立てハウジング１４は、１つまたは複数の光源１８と光検知器２０と
を備える。使い捨て接着剤エンベロープまたはパッドを、容易にかつしっかりと
対象の皮膚に組立てハウジング１４を装着するのに使用する。公知であるが光源
１８からの異なる波長の光信号が角柱アッセンブリ２２を通って発せられる。光
源１８は、所定の波長において狭いスペクトル帯域幅で光を発するレーザーダイ
オードであることが好ましい。一実施形態では、レーザーダイオードをコネクタ
ハウジング１６内に取り付ける。レーザーダイオードは、組立てハウジング１４
内に配置された角柱アッセンブリ２２への光ファイバー誘導装置と光学的に接続
される。第２の実施形態では、光源１８は、組立てハウジング１４内に取り付け
られる。第１コネクタケーブル２６によって、組立てハウジング１４をコネクタ
ハウジング１６に連結し、第２コネクタケーブル２８によって、コネクタハウジ
ング１６をプロセッサ部分１２に連結する。光検出器２０は、１つまたは複数の
フォトダイオードを備える。そのフォトダイオードもまた、第１および第２コネ
クタケーブル２６、２８を介してプロセッサ部分１２に動作可能に連結される。
プロセッサ部分１２は、光源１８および光検知器２０からの光強度信号を処理す
るプロセッサを備える。
【００２６】
そのプロセッサには、異なる波長間の減衰差の関数として、減衰の変化を特徴
づけるアルゴリズムを用いる。本発明は有利なことに、測定波長域全体にわたり
比較的フラットな、または非常に低い吸収スペクトルを有する、生物組織中に存
在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」、パ
ス長Ｂ*ｄ、および吸収「Ｆ」の減衰効果を最小限に抑える。さらに、本発明の
方法は、波長に依存する、または依存しない検出器特性が原因となるオフセット
減衰（ｏｆｆｓｅｔ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）「Ｎ」を明らかにする。本発明
の方法のアゴリズムは以下のように表すことができる： Ａλ1−Ａλ２＝ΔＡλ1−λ２＝ΔＡλ12（式５） 式中、Ａλ1およびＡλ2は、「Ｆ」および「Ｎ」による減衰を明らかにする式
２の変形式である、以下の式６の形をとる。 Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ＋Ｆ＋Ｎ（式６） 式６をＡλ1およびＡλ2について式５に代入すると、測定波長全体で一定の光吸
収を表し、同一検出器を用いて様々な波長で光信号を検知するという条件で、式
５中の項「Ｆ」および「Ｎ」は、減算されて消去される。したがって、異なる波
長因子Ｂが波長から独立している場合には、ΔＡλ12を以下のように表すことが
可能であり： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12（式７） および展開式： ΔＡλ12＝（αHbλ1−αHbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（αHbO2λ1−αHbO2λ2）［Ｈ
ｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式８） に書き換えることができる。 代替方法としては、差分波長因子「Ｂ」は波長に依存する。この場合には、Ｂλ を２つの成分に分けることが望ましい： Ｂλ＝Ｂ*ｋλ（式９） パラメーターＢは１つの特定の波長で決定され、パラメーターｋλは、他の波長
でＢがどのように変化するかを表す。数学的導出を続けるために、次いでパス長
波長依存性パラメーターｋλをαλに組み合わせることが望ましい： α’λ＝αλ *ｋλ（式１０） そのパラメーターα’λは、パス長波長依存性パラメーターｋλによって調整さ
れる吸光係数αλを表す。式７にこれらの変更を組み込むと、以下の式が得られ
る： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式１１） 式中、（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢが、Ｈｂに起因しうる減衰を表
し； （α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢが、ＨｂＯ2に起因しうる減衰
を表し； ΔＧλ12が、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）を表す。
づけるアルゴリズムを用いる。本発明は有利なことに、測定波長域全体にわたり
比較的フラットな、または非常に低い吸収スペクトルを有する、生物組織中に存
在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」、パ
ス長Ｂ*ｄ、および吸収「Ｆ」の減衰効果を最小限に抑える。さらに、本発明の
方法は、波長に依存する、または依存しない検出器特性が原因となるオフセット
減衰（ｏｆｆｓｅｔ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）「Ｎ」を明らかにする。本発明
の方法のアゴリズムは以下のように表すことができる： Ａλ1−Ａλ２＝ΔＡλ1−λ２＝ΔＡλ12（式５） 式中、Ａλ1およびＡλ2は、「Ｆ」および「Ｎ」による減衰を明らかにする式
２の変形式である、以下の式６の形をとる。 Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ＋Ｆ＋Ｎ（式６） 式６をＡλ1およびＡλ2について式５に代入すると、測定波長全体で一定の光吸
収を表し、同一検出器を用いて様々な波長で光信号を検知するという条件で、式
５中の項「Ｆ」および「Ｎ」は、減算されて消去される。したがって、異なる波
長因子Ｂが波長から独立している場合には、ΔＡλ12を以下のように表すことが
可能であり： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12（式７） および展開式： ΔＡλ12＝（αHbλ1−αHbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（αHbO2λ1−αHbO2λ2）［Ｈ
ｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式８） に書き換えることができる。 代替方法としては、差分波長因子「Ｂ」は波長に依存する。この場合には、Ｂλ を２つの成分に分けることが望ましい： Ｂλ＝Ｂ*ｋλ（式９） パラメーターＢは１つの特定の波長で決定され、パラメーターｋλは、他の波長
でＢがどのように変化するかを表す。数学的導出を続けるために、次いでパス長
波長依存性パラメーターｋλをαλに組み合わせることが望ましい： α’λ＝αλ *ｋλ（式１０） そのパラメーターα’λは、パス長波長依存性パラメーターｋλによって調整さ
れる吸光係数αλを表す。式７にこれらの変更を組み込むと、以下の式が得られ
る： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式１１） 式中、（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢが、Ｈｂに起因しうる減衰を表
し； （α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢが、ＨｂＯ2に起因しうる減衰
を表し； ΔＧλ12が、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）を表す。
【００２７】
他の場合には、固定組織吸収体による光吸収（Ｆ）、および検出器可変性によ
る光吸収（Ｎ）は、測定波長全体で一定ではない。この場合、波長の関数として
の差分減衰によって、式７または式１１中に含まれるパラメーターΔＦλ12およ
びΔＮλ12が生じる。 ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１２） パラメーターΔＮλ12は、特定のＮＩＲＳ検出器に対して大きさが変化しない。
定義上パラメーターΔＦλ12は、測定波長域全体で比較的フラットまたは非常に
低い吸収スペクトルを有する成分が原因となる差分減衰の結果であり、したがっ
てヘモグロビンによる差分減衰と比較すると非常に小さく、比較的一定である。
したがって、ΔＦλ12は、式１２の固定吸収体誤差補正パラメーターと見なすこ
とができる。したがって、重ね合わせによってこれらのパラメーターを合計して
、ΔＧ’λ12となる： ΔＧ’λ12＝ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１３） これらの変形を式１２に組み込み、以下の式が得られる： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12（式１４）
る光吸収（Ｎ）は、測定波長全体で一定ではない。この場合、波長の関数として
の差分減衰によって、式７または式１１中に含まれるパラメーターΔＦλ12およ
びΔＮλ12が生じる。 ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１２） パラメーターΔＮλ12は、特定のＮＩＲＳ検出器に対して大きさが変化しない。
定義上パラメーターΔＦλ12は、測定波長域全体で比較的フラットまたは非常に
低い吸収スペクトルを有する成分が原因となる差分減衰の結果であり、したがっ
てヘモグロビンによる差分減衰と比較すると非常に小さく、比較的一定である。
したがって、ΔＦλ12は、式１２の固定吸収体誤差補正パラメーターと見なすこ
とができる。したがって、重ね合わせによってこれらのパラメーターを合計して
、ΔＧ’λ12となる： ΔＧ’λ12＝ΔＧλ12＋ΔＦλ12＋ΔＮλ12（式１３） これらの変形を式１２に組み込み、以下の式が得られる： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12（式１４）
【００２８】
式２中のＧの作用と対比して、ΔＧλ12＜＜Ｇλ1およびＧλ２である場合、
式１１でＧの作用は、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するために複数の波長の使用を
犠牲にして、最小限に抑えられる。したがって、最低でも異なる３つの波長が、
ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するのに必要である。他の方法でもまた、ΔＧ’λ12
は、同様に複数の波長を用いるということを犠牲にして、組織内の散乱による光
減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ）、および検出器可変性
による光減衰作用（Ｎ）を最小とする。
式１１でＧの作用は、ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するために複数の波長の使用を
犠牲にして、最小限に抑えられる。したがって、最低でも異なる３つの波長が、
ＨｂおよびＨｂＯ2を決定するのに必要である。他の方法でもまた、ΔＧ’λ12
は、同様に複数の波長を用いるということを犠牲にして、組織内の散乱による光
減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ）、および検出器可変性
による光減衰作用（Ｎ）を最小とする。
【００２９】
数学的処理の後に、式１１または１４の多変量を用いて、３つの異なる波長で
ＨｂＯ2およびＨｂを決定する：
ＨｂＯ2およびＨｂを決定する：
【数１４】
ＨｂＯ2およびＨｂについて整理し、解き、Δα’行列を［Δα’］に単純化し
：
：
【数１５】
以下のように書き換える：
【数１６】
パラメーターＡHbおよびＡHbO2は、行列［ΔＡλ］および［Δα’］-1の積を表
し、パラメーターΦHbおよびΦＨｂＯ２は、行列［ΔＧ’λ］および［Δα’］-1 の積を表す。大脳の血液酸素飽和度（ＣｒＳＯ2）レベルを決定するために、
式１７を式１の形式を用いて整理し、以下のように表す。
し、パラメーターΦHbおよびΦＨｂＯ２は、行列［ΔＧ’λ］および［Δα’］-1 の積を表す。大脳の血液酸素飽和度（ＣｒＳＯ2）レベルを決定するために、
式１７を式１の形式を用いて整理し、以下のように表す。
【数１７】
式１７から式１８への処理で、パス長ｄ*Ｂが相殺されることに留意すること。
【００３０】
ＣｒＳＯ2の値を最初に、式４を用いてＳｍｖＯ2から決定し、ＳｖＯ2および
ＳａＯ2の値は経験的に決定される。ＳｖＯ2およびＳａＯ2の経験的に・実験的
に決定された値は、検出器で組織を検知するのと同じ時間もしくはほぼ同じ時間
で行う対象の血の個別サンプリングまたは連続モニタリングによって得られたデ
ータに基づくものである。ＮＩＲＳ検知の仮の近似・時間近接（ｔｅｍｐｏｒａ
ｌ ｐｒｏｘｉｍｉｔｙ）および経験的データの展開は、精度を保証するのに役
立つ。式４におけるＫｖおよびＫａの初期値は、当面の状況に対して臨床的に適
当な値である。ＡHbO2およびＡHbの値は、ＮＩＲＳ検出器で検知したそれぞれの
波長に対するＩｏλおよびＩλの値を用いて数学的に決定する（例えば、式２ま
たは６を用いて）。次いで、式１８と、ＳｖＯ2およびＳａＯ2の異なる加重値；
つまりＫａおよびＫｖの異なる値に対する相関関係による非線形回帰技術（ｎｏ
ｎ−ｌｉｎｅａｒ ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）とを用いて
、組織内の散乱による光減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ
）、および測定装置可変性による光減衰作用（Ｎ）を明らかにする、較正パラメ
ーターΦHbおよびΦHbO2を決定する。ＫｖおよびＫａおよびΦHbおよびΦHbO2の
統計学的に許容される値は、非線形回帰技術を用いて収束される。実験結果によ
って、ＫａおよびＫｖを適切に選択した後、較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2 は、異なるヒト対象上で脳酸素添加をモニターするのに使用する個々のＮＩＲＳ
検出器についての統計学的に許容される誤差範囲内で一定である。換言すれば、
一度検出器を較正すれば、様々なヒト対象に使用し、それぞれのヒト対象につい
ての正確な情報を得ることができる。
ＳａＯ2の値は経験的に決定される。ＳｖＯ2およびＳａＯ2の経験的に・実験的
に決定された値は、検出器で組織を検知するのと同じ時間もしくはほぼ同じ時間
で行う対象の血の個別サンプリングまたは連続モニタリングによって得られたデ
ータに基づくものである。ＮＩＲＳ検知の仮の近似・時間近接（ｔｅｍｐｏｒａ
ｌ ｐｒｏｘｉｍｉｔｙ）および経験的データの展開は、精度を保証するのに役
立つ。式４におけるＫｖおよびＫａの初期値は、当面の状況に対して臨床的に適
当な値である。ＡHbO2およびＡHbの値は、ＮＩＲＳ検出器で検知したそれぞれの
波長に対するＩｏλおよびＩλの値を用いて数学的に決定する（例えば、式２ま
たは６を用いて）。次いで、式１８と、ＳｖＯ2およびＳａＯ2の異なる加重値；
つまりＫａおよびＫｖの異なる値に対する相関関係による非線形回帰技術（ｎｏ
ｎ−ｌｉｎｅａｒ ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）とを用いて
、組織内の散乱による光減衰作用（Ｇ）、固定組織吸収体による光減衰作用（Ｆ
）、および測定装置可変性による光減衰作用（Ｎ）を明らかにする、較正パラメ
ーターΦHbおよびΦHbO2を決定する。ＫｖおよびＫａおよびΦHbおよびΦHbO2の
統計学的に許容される値は、非線形回帰技術を用いて収束される。実験結果によ
って、ＫａおよびＫｖを適切に選択した後、較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2 は、異なるヒト対象上で脳酸素添加をモニターするのに使用する個々のＮＩＲＳ
検出器についての統計学的に許容される誤差範囲内で一定である。換言すれば、
一度検出器を較正すれば、様々なヒト対象に使用し、それぞれのヒト対象につい
ての正確な情報を得ることができる。
【００３１】
ＣｒＳＯ2パーセンテージを決定する際には、光子パス長「ｄ*Ｂ」は相殺され
る。しかしながら、光子パス長がわかっているか、または推定される場合には、
次いでＨｂおよび／またはＨｂＯ2の合計値を決定することが可能である。例え
ば、パス長「ｄ*Ｂ」の値を、較正値ΦHbおよびΦHbO2と共に式１７に入れる場
合には、次いでＨｂおよびＨｂＯ2の合計値を計算することが可能である。波長
計算での光源と検出器の間隔（オプトード（ｏｐｔｏｄｅ））パラメーター「ｄ
」は測定可能な値であり、ＮＩＲＳ検出器設計で光源と検出器間の固定距離を設
定することによって、一定にすることができる。代替方法として、カリパス、定
規、または他の距離測定手段を用いることによって、オプトードを対象上に配置
すれば、パラメーター「ｄ」を測定することができる。パス長差分因子「Ｂ」は
測定するのがさらに困難であり、高度な装置が必要となる。新生児および成人の
頭の差分パス長因子値の大きなデータセットから、「Ｂ」の推定値を統計的に許
容される誤差範囲内で決定することができる。「Ｂ」のこれらの所定値を式１７
に代入すると、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計値が算出される。
る。しかしながら、光子パス長がわかっているか、または推定される場合には、
次いでＨｂおよび／またはＨｂＯ2の合計値を決定することが可能である。例え
ば、パス長「ｄ*Ｂ」の値を、較正値ΦHbおよびΦHbO2と共に式１７に入れる場
合には、次いでＨｂおよびＨｂＯ2の合計値を計算することが可能である。波長
計算での光源と検出器の間隔（オプトード（ｏｐｔｏｄｅ））パラメーター「ｄ
」は測定可能な値であり、ＮＩＲＳ検出器設計で光源と検出器間の固定距離を設
定することによって、一定にすることができる。代替方法として、カリパス、定
規、または他の距離測定手段を用いることによって、オプトードを対象上に配置
すれば、パラメーター「ｄ」を測定することができる。パス長差分因子「Ｂ」は
測定するのがさらに困難であり、高度な装置が必要となる。新生児および成人の
頭の差分パス長因子値の大きなデータセットから、「Ｂ」の推定値を統計的に許
容される誤差範囲内で決定することができる。「Ｂ」のこれらの所定値を式１７
に代入すると、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計値が算出される。
【００３２】
ＨｂおよびＨｂＯ2の合計値を算出する代替方法では、式３および式１７を共
に組み合わせる。式３の多変量形を以下に示す：
に組み合わせる。式３の多変量形を以下に示す：
【数１８】
時間ｔ＝ｔ1では、ΔＨｂおよびΔＨｂＯ2の値はゼロである。式１７を適用し、
所定の差分パス長因子「Ｂ」およびオプトード間隔「ｄ」でΦHbおよびΦHbO2の
較正値が分かれば、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計絶対値がｔ＝ｔ1で決定され、それ
ぞれ［Ｈｂ］t1および［ＨｂＯ2］t1によって表される。次いで、ｔ＝ｔ2では、
ΔＨｂおよびΔＨｂＯ2の値が式１９を用いて算出される。次いでＨｂおよびＨ
ｂＯ2の合計値を以下の式： ［Ｈｂ］t2＝ΔＨｂ（ｔ2）＋［Ｈｂ］t1（式２０） ［ＨｂＯ2］＝ΔＨｂＯ2（ｔ2）＋［ＨｂＯ2］t1（式２１） を用いて、ｔ＝ｔ2で算出する。 式１７および１９で分配されるすべてのパラメーターが正確である場合のみ、式
２０および２１が有効である。実際に換算すると、式１７および式１９を組み合
わせる利点によって、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計値の計算における信号対雑音比
（ＳＮＲ）が向上する。逆に、ＣｒＳＯ2の計算における向上したＳＮＲもまた
以下の式から得られる：
所定の差分パス長因子「Ｂ」およびオプトード間隔「ｄ」でΦHbおよびΦHbO2の
較正値が分かれば、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計絶対値がｔ＝ｔ1で決定され、それ
ぞれ［Ｈｂ］t1および［ＨｂＯ2］t1によって表される。次いで、ｔ＝ｔ2では、
ΔＨｂおよびΔＨｂＯ2の値が式１９を用いて算出される。次いでＨｂおよびＨ
ｂＯ2の合計値を以下の式： ［Ｈｂ］t2＝ΔＨｂ（ｔ2）＋［Ｈｂ］t1（式２０） ［ＨｂＯ2］＝ΔＨｂＯ2（ｔ2）＋［ＨｂＯ2］t1（式２１） を用いて、ｔ＝ｔ2で算出する。 式１７および１９で分配されるすべてのパラメーターが正確である場合のみ、式
２０および２１が有効である。実際に換算すると、式１７および式１９を組み合
わせる利点によって、ＨｂおよびＨｂＯ2の合計値の計算における信号対雑音比
（ＳＮＲ）が向上する。逆に、ＣｒＳＯ2の計算における向上したＳＮＲもまた
以下の式から得られる：
【数１９】
【００３３】
較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2を、個々のＮＩＲＳ検出器に対する上述の
方法を用いて決定した後に、この特定の検出器は較正されていることになる。較
正ＮＩＲＳ検出器は、非観血的手段による全組織酸素飽和度、ＣｒＳＯ2の正確
な測定値を提供する。その後、成人および新生児を含むヒトの患者に使用するこ
とができる。本発明の方法は、大脳組織内の血液酸素添加を検知する観点から先
に述べられているが、本発明の方法および装置は大脳への利用に制限されず、対
象・被験者の体内の他の場所で見られる組織内の血液酸素添加を決定するのに使
用することができる。
方法を用いて決定した後に、この特定の検出器は較正されていることになる。較
正ＮＩＲＳ検出器は、非観血的手段による全組織酸素飽和度、ＣｒＳＯ2の正確
な測定値を提供する。その後、成人および新生児を含むヒトの患者に使用するこ
とができる。本発明の方法は、大脳組織内の血液酸素添加を検知する観点から先
に述べられているが、本発明の方法および装置は大脳への利用に制限されず、対
象・被験者の体内の他の場所で見られる組織内の血液酸素添加を決定するのに使
用することができる。
【００３４】
本発明の他の態様に従って上述の方法を用いて、擬似試料（基準試料とも呼ば
れる）を使用することにより、同様の検出器を較正するのに使用することができ
る較正「基準」検出器を設定することもできる。その擬似試料は、ＮＩＲＳ検出
器によって検査される組織と同様の光学特性を有する。較正基準ＮＩＲＳ検出器
を使用して、擬似試料を検知し、基準値を得る。それに従って、同一の擬似試料
を検知し、未較正検出器の出力が較正基準検出器によって得られた基準値と一致
するまで未較正検出器のハードウェアまたは未較正検出器の出力を調整すること
によって、同様であるが、較正していないＮＩＲＳ検出器を較正することができ
る。したがって、未較正検出器の較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2は、擬似試
料から決定される。この技術によって、上述の手法でそれぞれの新しい検出器を
較正する必要がなくなり、それによってＮＩＲＳ検出器を較正するための比較的
迅速かつ費用効果が高い方法が得られる。
れる）を使用することにより、同様の検出器を較正するのに使用することができ
る較正「基準」検出器を設定することもできる。その擬似試料は、ＮＩＲＳ検出
器によって検査される組織と同様の光学特性を有する。較正基準ＮＩＲＳ検出器
を使用して、擬似試料を検知し、基準値を得る。それに従って、同一の擬似試料
を検知し、未較正検出器の出力が較正基準検出器によって得られた基準値と一致
するまで未較正検出器のハードウェアまたは未較正検出器の出力を調整すること
によって、同様であるが、較正していないＮＩＲＳ検出器を較正することができ
る。したがって、未較正検出器の較正パラメーターΦHbおよびΦHbO2は、擬似試
料から決定される。この技術によって、上述の手法でそれぞれの新しい検出器を
較正する必要がなくなり、それによってＮＩＲＳ検出器を較正するための比較的
迅速かつ費用効果が高い方法が得られる。
【００３５】
ＨｂおよびＨｂＯ2以外に、対象となる他の生物構成成分（例えばシトクロム
ａａ3等）を式２、３、６または７の多変量形を用いて決定することが可能であ
る。他のそれぞれの構成成分を決定するには、他の測定波長が必要である。
ａａ3等）を式２、３、６または７の多変量形を用いて決定することが可能であ
る。他のそれぞれの構成成分を決定するには、他の測定波長が必要である。
【００３６】
他の実施形態では、上述の方法をパルス酸素測定技術と組み合わせて、静脈血
に起因しうる酸素飽和度と動脈血に起因しうる酸素飽和度を識別する非観血的代
替方法を提供することができる。式４により示されるように、静脈酸素飽和度Ｓ
ｖＯ2と動脈酸素飽和度ＳａＯ2との比によって、ＳｍｖＯ2を決定する。較正Ｎ
ＩＲＳ検出器は、混合静脈酸素飽和度ＳｍｖＯ2との相関関係による回帰技術を
用いることによって、全組織酸素飽和度ＣｒＳＯ2の正確な測定値を提供する。
したがって、以下の数式が得られる： ＣｒＳＯ2＝ＳｍｖＯ2＝Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2（式２３） 非観血的パルス酸素測定技術を用いて、細動脈管系の拍動動脈血液量によって誘
導される検出光の拍動光減衰変化をモニターすることによって末梢組織（指、耳
、鼻）の動脈酸素飽和度（ＳａＯ2）を決定することができる。パルス酸素測定
法により決定した動脈血酸素飽和度は、臨床上ＳｐＯ2を意味する。ＮＩＲＳモ
ニタリングおよびパルス酸素測定法モニタリングを同時に行い、ＳｐＯ2を式２
３中のＳａＯ2に等しく設定する場合には、次いで静脈酸素飽和度を以下の数式
から決定することができる：
に起因しうる酸素飽和度と動脈血に起因しうる酸素飽和度を識別する非観血的代
替方法を提供することができる。式４により示されるように、静脈酸素飽和度Ｓ
ｖＯ2と動脈酸素飽和度ＳａＯ2との比によって、ＳｍｖＯ2を決定する。較正Ｎ
ＩＲＳ検出器は、混合静脈酸素飽和度ＳｍｖＯ2との相関関係による回帰技術を
用いることによって、全組織酸素飽和度ＣｒＳＯ2の正確な測定値を提供する。
したがって、以下の数式が得られる： ＣｒＳＯ2＝ＳｍｖＯ2＝Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2（式２３） 非観血的パルス酸素測定技術を用いて、細動脈管系の拍動動脈血液量によって誘
導される検出光の拍動光減衰変化をモニターすることによって末梢組織（指、耳
、鼻）の動脈酸素飽和度（ＳａＯ2）を決定することができる。パルス酸素測定
法により決定した動脈血酸素飽和度は、臨床上ＳｐＯ2を意味する。ＮＩＲＳモ
ニタリングおよびパルス酸素測定法モニタリングを同時に行い、ＳｐＯ2を式２
３中のＳａＯ2に等しく設定する場合には、次いで静脈酸素飽和度を以下の数式
から決定することができる：
【数２０】
脳については、静脈酸素飽和度ＳｖＯ2は、内頚静脈（ＳｉｊｖＯ2）、頚静脈球
（ＳｊｂＯ2）、または矢状静脈洞（ＳｓｓＯ2）から決定され、パラメーターＫ
ａおよびＫｖは、ＮＩＲＳ検出器を較正する際に経験的に決定される。ほとんど
の生理的な条件下で、ＳｐＯ2は脳動脈酸素飽和度ＳａＯ2を表す。したがって、
ＮＩＲＳ検出器を較正するのに使用した静脈飽和度パラメーターに応じて、この
臨床的に重要なパラメーター（ＳｉｊｖＯ2、ＳｊｂＯ2、またはＳｓｓＯ2）を
、非観血的手段を用いて式２４によって決定することができる。
（ＳｊｂＯ2）、または矢状静脈洞（ＳｓｓＯ2）から決定され、パラメーターＫ
ａおよびＫｖは、ＮＩＲＳ検出器を較正する際に経験的に決定される。ほとんど
の生理的な条件下で、ＳｐＯ2は脳動脈酸素飽和度ＳａＯ2を表す。したがって、
ＮＩＲＳ検出器を較正するのに使用した静脈飽和度パラメーターに応じて、この
臨床的に重要なパラメーター（ＳｉｊｖＯ2、ＳｊｂＯ2、またはＳｓｓＯ2）を
、非観血的手段を用いて式２４によって決定することができる。
【００３７】
開示した本発明の実施形態の多くの変更および変形形態を、本発明の概念から
逸脱することなく加えることが可能であるが、添付の特許請求の範囲により必要
とされる他には本発明を制限するものではない。
逸脱することなく加えることが可能であるが、添付の特許請求の範囲により必要
とされる他には本発明を制限するものではない。
【図１】
対象の頭に設置したＮＩＲＳ検出器を表す図である。
【図２】
ＮＩＲ検出器を表す図である。
【図３】
ＮＩＲ検出器の概略図である。
【図４】
ＮＩＲ検出器を較正する本発明の方法のブロック線図である。
【図５】
吸収係数に対する波長の例示的なプロットを示すグラフである。
【手続補正書】
【提出日】平成１４年６月２１日（２００２．６．２１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項１０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項２１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項２７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】請求項３４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２６
【補正方法】変更
【補正の内容】
【００２６】
そのプロセッサには、異なる波長間の減衰差の関数として、減衰の変化を特徴
づけるアルゴリズムを用いる。本発明は有利なことに、測定波長域全体にわたり
比較的フラットな、または非常に低い吸収スペクトルを有する、生物組織中に存
在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」、パ
ス長Ｂ*ｄ、および吸収「Ｆ」の減衰効果を最小限に抑える。さらに、本発明の
方法は、波長に依存する、または依存しない検出器特性が原因となるオフセット
減衰（ｏｆｆｓｅｔ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）「Ｎ」を明らかにする。本発明
の方法のアゴリズムは以下のように表すことができる： Ａλ1−Ａλ２＝ΔＡλ1−λ２＝ΔＡλ12（式５） 式中、Ａλ1およびＡλ2は、「Ｆ」および「Ｎ」による減衰を明らかにする式
２の変形式である、以下の式６の形をとる。 Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ＋Ｆ＋Ｎ（式６） 式６をＡλ1およびＡλ2について式５に代入すると、測定波長全体で一定の光吸
収を表し、同一検出器を用いて様々な波長で光信号を検知するという条件で、式
５中の項「Ｆ」および「Ｎ」は、減算されて消去される。したがって、異なる波
長因子Ｂが波長から独立している場合には、ΔＡλ12を以下のように表すことが
可能であり： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉ λ2 ／Ｉｏ λ2 ）／（Ｉ λ1 ／Ｉｏ λ1 ）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12（式７） および展開式： ΔＡλ12＝（αHbλ1−αHbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（αHbO2λ1−αHbO2λ2）［Ｈ
ｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式８） に書き換えることができる。 代替方法としては、差分波長因子「Ｂ」は波長に依存する。この場合には、Ｂλ を２つの成分に分けることが望ましい： Ｂλ＝Ｂ*ｋλ（式９） パラメーターＢは１つの特定の波長で決定され、パラメーターｋλは、他の波長
でＢがどのように変化するかを表す。数学的導出を続けるために、次いでパス長
波長依存性パラメーターｋλをαλに組み合わせることが望ましい： α’λ＝αλ *ｋλ（式１０） そのパラメーターα’λは、パス長波長依存性パラメーターｋλによって調整さ
れる吸光係数αλを表す。式７にこれらの変更を組み込むと、以下の式が得られ
る： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式１１） 式中、（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢが、Ｈｂに起因しうる減衰を表
し； （α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢが、ＨｂＯ2に起因しうる減衰
を表し； ΔＧλ12が、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）を表す。
づけるアルゴリズムを用いる。本発明は有利なことに、測定波長域全体にわたり
比較的フラットな、または非常に低い吸収スペクトルを有する、生物組織中に存
在する他の成分（骨、水分、皮膚、色素沈着）が原因となる散乱変数「Ｇ」、パ
ス長Ｂ*ｄ、および吸収「Ｆ」の減衰効果を最小限に抑える。さらに、本発明の
方法は、波長に依存する、または依存しない検出器特性が原因となるオフセット
減衰（ｏｆｆｓｅｔ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）「Ｎ」を明らかにする。本発明
の方法のアゴリズムは以下のように表すことができる： Ａλ1−Ａλ２＝ΔＡλ1−λ２＝ΔＡλ12（式５） 式中、Ａλ1およびＡλ2は、「Ｆ」および「Ｎ」による減衰を明らかにする式
２の変形式である、以下の式６の形をとる。 Ａλ＝−ｌｏｇ（Ｉ／ＩO）λ＝αλ *ｃ*ｄ*Ｂλ＋Ｇ＋Ｆ＋Ｎ（式６） 式６をＡλ1およびＡλ2について式５に代入すると、測定波長全体で一定の光吸
収を表し、同一検出器を用いて様々な波長で光信号を検知するという条件で、式
５中の項「Ｆ」および「Ｎ」は、減算されて消去される。したがって、異なる波
長因子Ｂが波長から独立している場合には、ΔＡλ12を以下のように表すことが
可能であり： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉ λ2 ／Ｉｏ λ2 ）／（Ｉ λ1 ／Ｉｏ λ1 ）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12（式７） および展開式： ΔＡλ12＝（αHbλ1−αHbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（αHbO2λ1−αHbO2λ2）［Ｈ
ｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式８） に書き換えることができる。 代替方法としては、差分波長因子「Ｂ」は波長に依存する。この場合には、Ｂλ を２つの成分に分けることが望ましい： Ｂλ＝Ｂ*ｋλ（式９） パラメーターＢは１つの特定の波長で決定され、パラメーターｋλは、他の波長
でＢがどのように変化するかを表す。数学的導出を続けるために、次いでパス長
波長依存性パラメーターｋλをαλに組み合わせることが望ましい： α’λ＝αλ *ｋλ（式１０） そのパラメーターα’λは、パス長波長依存性パラメーターｋλによって調整さ
れる吸光係数αλを表す。式７にこれらの変更を組み込むと、以下の式が得られ
る： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12（式１１） 式中、（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢが、Ｈｂに起因しうる減衰を表
し； （α’HbO2λ1−α’HbO2λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢが、ＨｂＯ2に起因しうる減衰
を表し； ΔＧλ12が、組織内の光散乱に起因しうる減衰（Ｇ）を表す。
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フロントページの続き
(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，
ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ
Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ
，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，
ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＥＡ(ＡＭ，Ａ
Ｚ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，Ａ
Ｅ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ
，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，
ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，Ｆ
Ｉ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ
，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，
ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，Ｍ
Ａ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ
，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，
ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，Ｕ
Ａ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ
Ｆターム(参考） 2G059 AA01 BB12 CC16 EE01 EE02
EE11 EE12 GG01 HH01 JJ01
JJ17 KK01 KK03 MM01 MM14
NN01
4C038 KK01 KL05 KL07 KM03 KX02
Claims (44)
- 【請求項１】 近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和
度レベルを非観血的に決定する方法であって、 その検出器を用いて所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップで
あって、前記伝送光信号が、第１波長と、第２波長と、第３波長とを含むステッ
プと、 光信号が対象を通して伝わった後に、検出器を用いて、第１、第２、および第
３波長に沿って光信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用
いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定するステ
ップと、 第１波長と第２波長との間の光シグナルの減衰差と、第１波長と第３波長との
間の光シグナルの減衰差とを決定するステップと、 第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と
を用いて、対象組織中の血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを含み、前
記検出器が、対象組織内で散乱する光信号から生じる光減衰を明らかにするため
に、検出器によって検知される対象組織に関する経験的データを用いて較正され
る方法。 - 【請求項２】 前記検出器が、次式： ＳｍｖＯ2＝Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2 を用いて較正される、請求項１に記載の方法。
- 【請求項３】 経験的データを用いることによって、前記検出器を較正して
、第１較正定数および第２較正定数を決定する、請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する前記ステップ
で、次式： 【数１】 （式中、ΦHbO2が第１較正定数を表し、ΦHbが第２較正定数を表し、ＡHbO2が
、オキシヘモグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表し、ＡHbが、デオキシヘ
モグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表す）を用いる、請求項３に記載の方
法。 - 【請求項５】 光子パス長ｄ*Ｂを決定するステップと、 前記第１および前記第２較正定数を用いて、対象組織内のオキシヘモグロビン
濃度およびデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップとをさらに含む、請求
項４に記載の方法。 - 【請求項６】 対象組織内の前記オキシヘモグロビン濃度および前記デオキ
シヘモグロビン濃度を次式： 【数２】 を用いて決定する、請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前記
ステップで、次式： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ３／Ｉｏλ３）］＝Δαcλ13ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前記
ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項６に記載の方法。 - 【請求項９】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前記
ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ13 を用いる、請求項６に記載の方法。 - 【請求項１０】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ３／Ｉｏλ３）］＝Δαcλ13ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項１１】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項１２】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ13 を用いる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項１３】 パルス酸素測定技術を用いて、対象組織内の動脈血に起因
しうる血液酸素飽和度レベルを決定するステップと、 次式： 【数３】 を用いて、対象組織内の静脈血に起因しうる血液酸素飽和度レベルを決定するス
テップとをさらに含む、請求項２に記載の方法。 - 【請求項１４】 対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器を用いて、
対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する方法であって、 所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップであって、その伝送光
信号が、第１波長と、第２波長と、第３波長とを含むステップと、 光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光
信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用
いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定するステ
ップと、 第１波長と第２波長との間の光シグナルの減衰差と、第１波長と第３波長との
間の光シグナルの減衰差とを決定するステップと、 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で得られた経験的データを用いて、
第１較正定数および第２較正定数を決定するステップと、 第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と
前記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織中の血液酸素飽
和度レベルを決定するステップとを含む方法。 - 【請求項１５】 前記経験的データが、対象からの静脈血液源および動脈血
液源を別々にサンプリングすることによって収集される、請求項１４に記載の方
法。 - 【請求項１６】 前記経験的データが、対象からの静脈血液源および動脈血
液源を連続してモニターすることによって収集される、請求項１４に記載の方法
。 - 【請求項１７】 前記検出器が、次式： ＳｍｖＯ2＝Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2 を用いて較正される、請求項１４に記載の方法。
- 【請求項１８】 対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する前記ステッ
プで、次式： 【数４】 （式中、ΦHbO2が第１較正定数を表し、ΦHbが第２較正定数を表し、ＡHbO2が
、オキシヘモグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表し、ＡHbが、デオキシヘ
モグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表す）を用いる、請求項１７に記載の
方法。 - 【請求項１９】 光子パス長ｄ*Ｂを決定するステップと、 前記第１および前記第２較正定数を用いて、対象組織内のオキシヘモグロビン
濃度およびデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップとをさらに含む、請求
項１８に記載の方法。 - 【請求項２０】 対象組織内の前記オキシヘモグロビン濃度および前記デオ
キシヘモグロビン濃度が、次式： 【数５】 を用いて決定される、請求項１９に記載の方法。 - 【請求項２１】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ３／Ｉｏλ３）］＝Δαcλ13ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項２０に記載の方法。 - 【請求項２２】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項２０に記載の方法。 - 【請求項２３】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ13 を用いる、請求項２０に記載の方法。 - 【請求項２４】 対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する前記ステッ
プで、次式： 【数６】 （式中、ΦHbO2が第１較正定数を表し、ΦHbが第２較正定数を表し、ＡHbO2が
、オキシヘモグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表し、ＡHbが、デオキシヘ
モグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表す）を用いる、請求項１４に記載の
方法。 - 【請求項２５】 光子パス長ｄ*Ｂを決定するステップと、 前記第１および前記第２較正定数を用いて、対象組織内のオキシヘモグロビン
濃度およびデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップとをさらに含む、請求
項２４に記載の方法。 - 【請求項２６】 対象組織内の前記オキシヘモグロビン濃度および前記デオ
キシヘモグロビン濃度が、次式： 【数７】 を用いて決定される、請求項２５に記載の方法。 - 【請求項２７】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ３／Ｉｏλ３）］＝Δαcλ13ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項２６に記載の方法。 - 【請求項２８】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項２６に記載の方法。 - 【請求項２９】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ13 を用いる、請求項２６に記載の方法。 - 【請求項３０】 対象組織内の血液酸素飽和度を決定するのに使用するため
に、近赤外分光光度検出器を較正する方法であって、 所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップであって、その伝送光
信号が、第１波長と、第２波長と、第３波長とを含むステップと、 光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光
信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用
いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定するステ
ップと、 第１波長と第２波長との間の光シグナルの減衰差と、第１波長と第３波長との
間の光シグナルの減衰差とを決定するステップと、 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で得られた経験的データを用いて、
第１較正定数および第２較正定数を決定するステップと、 前記第１較正定数および前記第２較正定数を用いて、検出器を較正するステッ
プとを含む方法。 - 【請求項３１】 前記経験的データが、対象からの静脈血液源および動脈血
液源を別々にサンプリングすることによって収集される、請求項３０に記載の方
法。 - 【請求項３２】 前記経験的データが、対象からの静脈血液源および動脈血
液源を連続してモニターすることによって収集される、請求項３０に記載の方法
。 - 【請求項３３】 前記検出器が、次式： ＳｍｖＯ2＝Ｋｖ*ＳｖＯ2＋Ｋａ*ＳａＯ2 を用いて較正される、請求項３０に記載の方法。
- 【請求項３４】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ２／Ｉｏλ２）］＝Δαcλ12ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝ｌｏｇ［（Ｉλ1／Ｉｏλ1）*（Ｉλ３／Ｉｏλ３）］＝Δαcλ13ｃ
ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項３３に記載の方法。 - 【請求項３５】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧλ13 を用いる、請求項３３に記載の方法。 - 【請求項３６】 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差を決定する前
記ステップで、次式： ΔＡλ12＝（α’Hbλ1−α’Hbλ2）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ2）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ12 を用い、かつ第１波長と第３波長との間の光信号の減衰差を決定する前記ステッ
プで、次式： ΔＡλ13＝（α’Hbλ1−α’Hbλ3）［Ｈｂ］ｄＢ＋（α’HbO2λ1−α’HbO2
λ3）［ＨｂＯ2］ｄＢ＋ΔＧ’λ13 を用いる、請求項３３に記載の方法。 - 【請求項３７】 所定の第１強度で基準試料に較正ＮＩＲＳ検出器からの光
信号を伝送するステップであって、その伝送された光信号が、第１波長と、第２
波長と、第３波長とを含むステップと、 光信号が基準試料を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿っ
て較正ＮＩＲＳ検出器で光信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および較正ＮＩＲＳ検出器で検知された光信号の第２強度を用
いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定するステ
ップと、 所定の第１強度で基準試料に未較正第２ＮＩＲＳ検出器からの光信号を伝送す
るステップであって、その伝送された光信号が、第１波長と、第２波長と、第３
波長とを含むステップと、 光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って未
較正第２ＮＩＲＳ検出器で光信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および未較正第２検出器で検知された第１、第２、および第３
波長を用いて、第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の第２減衰を決定
するステップと、 第２減衰が第１減衰に実質的に一致するように、未較正第２ＮＩＲＳ検出器を
調整するステップとを含む、ＮＩＲＳ検出器を較正する方法。 - 【請求項３８】 静脈血に起因しうる対象組織内の血液酸素飽和度レベルを
決定する方法であって、 対象組織を検知するＮＩＲＳ検出器を提供するステップと、 そのＮＩＲＳ検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する
ステップと、 パルス酸素測定技術を用いて、対象組織内の動脈血に起因しうる血液酸素飽和
度レベルを決定するステップと、 次式： 【数８】 を用いて、対象組織内の静脈血に起因しうる血液酸素飽和度レベルを決定するス
テップとを含む方法。 - 【請求項３９】 対象組織の前記血液酸素飽和度レベルが、以下のステップ
： 所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップであって、その伝送さ
れた光信号が、第１波長と、第２波長と、第３波長とを含むステップ； 光信号が対象を通して伝わった後に、第１、第２、および第３波長に沿って光
信号の第２強度を検知するステップと； 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を用
いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定するステ
ップ； 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間の
光信号の減衰差とを決定するステップと； 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で対象から得られた経験的データを
用いて、第１較正定数および第２較正定数を決定するステップ； 第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差と
を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを用いて決
定される、請求項３８に記載の方法。 - 【請求項４０】 近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内のオキシヘモ
グロビン濃度およびデオキシヘモグロビン濃度を非観血的に決定する方法であっ
て、 （ａ）所定の第１強度でＮＩＲＳ検出器から対象組織に光信号を伝送する段階
であって、その伝送された光信号が、第１波長、第２波長、および第３波長を含
む段階； 光信号が対象を通して伝わった後に、検出器を用いて、第１、第２、および
第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する段階； 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を
用いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定する段
階； 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間
の光シグナルの減衰差とを決定する段階； 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で得られた経験的データを用いて
、第１較正定数および第２較正定数を決定する段階； 第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差
と、前記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織内の血液酸
素飽和度レベルを決定する段階；によって、対象組織内の血液酸素飽和度を決定
するステップであって、前記検出器が、対象組織内で散乱する光信号から生じる
光信号減衰を明らかにするために、検出器によって検知される対象組織に関する
経験的データを用いて較正されるステップと、 （ｂ）光子パス長ｄ*Ｂを決定するステップと、 （ｃ）第１および第２較正定数を用いて、対象組織内のオキシヘモグロビン濃
度とデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップとを含む方法。 - 【請求項４１】 対象組織内の前記オキシヘモグロビン濃度および前記デオ
キシヘモグロビン濃度が、次式： 【数９】 （式中、ΦHbO2が第１較正定数を表し、ΦHbが第２較正定数を表し、ＡHbO2が
、オキシヘモグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表し、ＡHbが、デオキシヘ
モグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表す）を用いて決定される、請求項４
０に記載の方法。 - 【請求項４２】 近赤外分光光度検出器を用いて、初期時間ｔ１およびそれ
に続く時間ｔ２での対象組織内のオキシヘモグロビン濃度およびデオキシヘモグ
ロビン濃度を非観血的に決定する方法であって、 （ａ）所定の第１強度でＮＩＲＳ検出器から対象組織に光信号を伝送する段階
であって、その伝送された光信号が、第１波長、第２波長、および第３波長を含
む段階； 光信号が対象を通して伝わった後に、検出器を用いて、第１、第２、および
第３波長に沿って光信号の第２強度を検知する段階； 所定の第１強度および第１、第２、および第３波長の検知された第２強度を
用いて、その第１、第２、および第３波長それぞれの光信号の減衰を決定する段
階； 第１波長と第２波長との間の光信号の減衰差と、第１波長と第３波長との間
の光信号の減衰差とを決定する段階； 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で得られた経験的データを用いて
、第１較正定数および第２較正定数を決定する段階； 第１波長と第２波長との間の減衰差と、第１波長と第３波長との間の減衰差
と、前記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織内の血液酸
素飽和度レベルを決定する段階；によって、対象組織内の血液酸素飽和度を決定
するステップであって、前記検出器が、対象組織内で散乱する光信号から生じる
光信号減衰を明らかにするために、検出器によって検知される対象組織に関する
経験的データを用いて較正されるステップと、 （ｂ）光子パス長ｄ*Ｂを決定するステップと、 （ｃ）次式： 【数１０】 （式中、ΦHbO2が第１較正定数を表し、ΦHbが第２較正定数を表し、ＡHbO2が
、オキシヘモグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表し、ＡHbが、デオキシヘ
モグロビンに起因しうる光信号の減衰差を表す）を用いて、初期時間ｔ１での対
象組織内のオキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度を決定するステ
ップと、 （ｄ）初期時間ｔ１からそれに続く第２時間ｔ２のオキシヘモグロビン濃度の
変化およびデオキシヘモグロビン濃度の変化を、次式： 【数１１】 を用いて決定するステップと、 （ｅ）次式： 【数１２】 を用いて、続く時間ｔ２で対象組織内のオキシヘモグロビン濃度およびデオキシ
ヘモグロビン濃度を決定するステップとを含む方法。 - 【請求項４３】 近赤外分光光度検出器を用いて、対象組織内の血液酸素飽
和度レベルを非観血的に決定する方法であって、 検出器を用いて、所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップと、 光信号が対象を通して伝わった後に、検出器を用いて、選択的に選択された３
つ以上の波長に沿って光信号の第２強度を検知するステップであって、前記検出
器が、対象組織内で散乱する光信号から生じる光信号減衰を明らかにするために
、検出器によって検知される対象組織に関する経験的データを用いて較正される
ステップと、 所定の第１強度および選択的に選択された波長の検知された第２強度を用いて
、選択的に選択された少なくとも「ｎ」数の波長の光信号の減衰を決定するステ
ップであって、「ｎ」が３以上の整数であるステップと、 第１波長と、選択的に選択された「ｎ」数の波長それぞれとの間の光信号の減
衰差を決定するステップと、 第１波長と、選択的に選択された「ｎ」数の他の波長それぞれとの間の減衰差
を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを含む方法
。 - 【請求項４４】 対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度検出器を用いて、
対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する方法であって、 所定の第１強度で対象組織に光信号を伝送するステップと、 光信号が対象を通して伝わった後に、選択的に選択された３つ以上の波長に沿
って光信号の第２強度を検知するステップと、 所定の第１強度および選択的に選択された波長の検知された第２強度を用いて
、選択的に選択された少なくとも「ｎ」数の波長の光信号の減衰を決定するステ
ップであって、「ｎ」が３以上の整数であるステップと、 第１波長と、選択的に選択された「ｎ」数の波長それぞれとの間の光信号の減
衰差を決定するステップと、 検知するのと同じ時間またはほぼ同じ時間で得られた経験的データを用いて、
第１較正定数および第２較正定数を決定するステップと、 第１波長と選択的に選択された「ｎ」数の波長それぞれとの間の減衰差と、前
記第１較正定数および前記第２較正定数とを用いて、対象組織内の血液酸素飽和
度レベルを決定するステップとを含む方法。
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