JP2009507569A - 総ヘモグロビンの継続的な分光測定 - Google Patents

Abstract

全血液の総ヘモグロビンを測定する方法は、可視スペクトル内の複数の波長における反射光を測定すること、複数の波長の各々での光吸収度を計算すること、複数の波長間での同様な吸収度の変化を比較すること、および／または該比較を総ヘモグロビンと関連付けることを含む。全血液の総ヘモグロビンを測定するシステムは、少なくとも１つの光源、カテーテル、光ファイバ、少なくとも１つの光検出器、データ処理回路網、および／またはディスプレイユニットを含む。

Description

（発明の背景）
本開示は、全血液の総ヘモグロビン（ｔＨｂ）の測定に関する。ｔＨｂは普通、様々な診断システムおよび方法を使用して、直接的にまたは間接的に測定される。患者における健康的なｔＨｂレベルは、これらの患者内で正しい生物学的機能を促進する。ｔＨｂレベルが正常な範囲内にあるとき、赤血球内のヘモグロビンは、肺から身体組織へ十分な酸素を配給し、組織から肺へ適正なレベルの二酸化炭素を戻す。

異常なｔＨｂまたは異常なレベルのｔＨｂを有する患者は、貧血症、鎌状赤血球貧血、血液損失、栄養不足、真性一次性赤血球増加症を含む骨髄問題および障害、脱水症、肺疾患、特定の腫瘍、ならびに薬物エリトロポイエチンの乱用を含む薬物乱用を含む様々な状況で苦しんでいる。ｔＨｂの正確かつ効率的な測定は、そのような状況を検出し、管理するに際して、非常に一般的かつ役に立つ診断手法である。

ｔＨｂは、様々な試験を使用して測定され、それらのうちのほとんどは、高価な研究室機器または様々な精度の侵襲性の技術を使用して、病院または研究室で実行されている。例えば、血液が患者から引き抜かれ、赤血球が後で分解され、ヘモグロビンが溶液の中で形成される。自由なヘモグロビンは次に、ヘモグロビン分子と密接に結びついてシアンメトヘモグロビンを形成するシアン化合物を含む化学物質に晒される。結合の後、光で溶液の中が照らされ、溶液によって吸収される光の合計量が、通常の波長の５４０ナノメータ（ｎｍ）で測定される。溶液によって吸収された光の合計量に基づいて、ｔＨｂが、ランベルト−ベールの法則を使用して決定される。

さまざまな他の非侵襲性、および侵襲性ｔＨｂ測定手法が使用され得る。最大の精度、効率、患者および医療専門家に対する便利さを提供するものは、あるにしても極めて少ない。従って、精度、効率および患者のためのｔＨｂ測定の便利さに対する必要性がある。

（発明の概要）
本発明は、現在入手可能なｔＨｂ測定システム、デバイス、および方法によって未だ完全には解決されていない、当技術分野における問題およびニーズに対応して開発された。従って、これら開発されたシステム、デバイス、および方法は、最小限に侵襲性であり、精確で、かつ継続的な態様で全血液のｔＨｂを分光的に測定する方法を提供する。

本明細書に記述されたデバイス、システム、および／または方法の様々な利点が、当技術分野のこれまでのデバイス、システム、および／または方法を越えて提供される。例えば、１つの利点は、精確な測定の継続的な形式を含み得る。現在、ｔＨｂを継続的に測定するために血流内に、または全血液の溶液中にプローブを長期間据え置く、信頼し得、かつ最小限に侵襲性の方法はないように思える。別の利点は、ｔＨｂの変化が、時宜を得た行動のためにユーザに提示されることを可能とする継続的な測定を含み得る。ユーザは、血液サンプルが引き抜かれ、結果がユーザに戻されるまで待つまでもなく、情報に従って行動を起こし得る。ユーザは、サンプルが引き抜かれ、試験されたときだけではなく、いかなるときでも患者の直接的状態を理解する利益を有する。そのような同期かつ同時の測定は、最も必要とされるときに、重要な情報を提供し得る。

別の利点は、反射分光法を使用して、プローブが血管内に置かれることを可能にする。しかし、本明細書に考えられた方法は、血管内の配置を必要とせず、プローブまたは他の測定器具は、脈管内でまたは脈管外で、全血液を測定するために使用され得る。プローブが、脈管内で使用される実施形態において、血液透析モニタリングのために現在使用されているデバイスのような体外回路は必要ではないことがあり得る。

全血液の総ヘモグロビンを測定する方法は、可視スペクトルにおける複数の波長での反射光を測定すること、複数の波長の各々での光吸収を計算すること、複数の波長間での光吸収の変化を比較すること、および／または該比較を全ヘモグロビンと関連付けることを含み得る。複数の波長の各々での光吸収を計算することは、複数の波長の各々での反射光の複数の測定に基づき、光吸収を計算することを含み得る。該方法は、総ヘモグロビンをヘマトクリットに関連付けることも含み得る。

反射分光法が使用される実施形態において、別の利点は、本明細書に記述されたシステムおよび方法と共に使用される照明光源として、白色発光ダイオード（ＬＥＤ）のスペクトルを使用することを含み得る。白色ＬＥＤのスペクトル出力は、約５００ｎｍ〜９００ｎｍであり、これは有利にも約５５０ｎｍでピークに達する。血液酸素吸収も、約５５０ｎｍでピークに達するので、白色ＬＥＤは、優れたデータ読み取りを生じる可能性が大きい。さらに、単一の白色ＬＥＤのスペクトル出力範囲は、反射分光法を使用して、信頼し得る酸素吸収読み取りを提供するために十分に広いので、複数の光源は使用され得ず、システムのコストが下がり、システムの信頼性を向上させる。

広いスペクトル範囲を有する単一の白色ＬＥＤが好まれ得る一方、複数の狭い個別のスペクトル範囲をカバーする複数の色のＬＥＤを含んで、複数の光源が使用され得る。複数のＬＥＤは、精確な測定を保証するために、使用に際して、較正をしばしば必要とする。しかし、単一のＬＥＤは、そのような較正を必要としない。なぜならば、そのようなＬＥＤからの光は、いかなる第２の光源とも不整合ではないからである。しかし、複数色のＬＥＤは、結合され、必要に応じて絶えず較正され、時間多重化されてｔＨｂを測定する代替の形式を提供し得る。

別の光源は、白熱電球、例えばタングステンハロゲンランプを含み得、タングステンハロゲンランプは、赤外線（ＩＲ）光を生成する。そのような光は、比較的高価であり、ＩＲ光から熱を生成し、その熱は、本明細書に記述されたシステムおよび方法を使用して矯正されない場合、ｔＨｂ読み取りの精度を歪曲し得る。

他の利点は、日常的な酸素飽和度測定のために通常使用され、かつ製造される規格の光ファイバーカテーテルを使用することを含み得る。別の利点は、同じ分光計で測定し得る酸素飽和度およびヘマトクリットを含み得る。上記の利点のいずれもが、本明細書に論議されていない様々な他の利点と組み合わせて採用され得ることにより、請求されるようなデバイス、システム、および方法を生じ得る。

複数の波長は、２つの異なる波長、例えば第１の波長および第２の波長を含み得る。第１の波長は、複数の波長間での光吸収の変化を比較した結果として、第２の波長より光吸収において少ない変化を生じ得る。第１の波長は、例えば約７００〜７２０ｎｍまたは約８０５ｎｍのように、例えば約６２５〜８５０ｎｍであり得る。第２の波長は、例えば約５４８ｎｍのように約５００〜６００ｎｍまたは約５４０〜５６０ｎｍの範囲内であり得る。

全血液の総ヘモグロビンを測定する方法は、光源を提供すること、該光源のスペクトルを含む基準信号を測定すること、光源を消灯して暗信号を測定すること、光源を点灯して全血液からの総ヘモグロビン受光スペクトルを測定すること、受光スペクトルの信号レベルが好ましい範囲内であることを確認すること、受光スペクトルから暗スペクトルを除去すること、基準信号と送られた信号とから光吸収を計算すること、および／または複数の波長間での光吸収の差を計算することを含み得る。該方法は、基準信号と送られた信号とから光吸収を計算する前に、基準信号と送られた信号とから雑音を除去することも含み得る。該方法は、該光源からのあらゆる迷光に対して補正することも含み得る。

該方法は、複数の波長のうちの１つに関してｎ個の点の平均を計算することも含み得る。複数の波長のうちの少なくとも１つは、可視光スペクトルにおいて約７５０ｎｍより短くあり得、該方法は、酸素飽和度の影響を原因とする、該複数の波長のうちの少なくとも１つの光吸収誤差に対して補正することも含み得る。該方法は、複数の波長間での光吸収の差を総ヘモグロビン濃度に変換することも含み得る。

総ヘモグロビンを測定するさらに別の方法は、全血液の総ヘモグロビンを分光的にかつ継続的に測定する方法を含み得る。この方法は、任意の組み合わせで採用され得る次のステップのうちの任意のものを含み得る：全血液と連通する分光器を提供すること、該分光器のスペクトルを含む基準信号を測定すること、該分光器をオフにして全血液からの暗信号を測定すること、該分光器をオンにして全血液からの総ヘモグロビン受光スペクトルを測定すること、受光スペクトルの信号レベルが好ましい範囲内であることを確認すること、受光スペクトルから暗スペクトルを除去すること、基準信号と送られた信号とから光吸収を計算すること、および／または複数の波長間での光吸収の差を計算すること。

該方法は、基準信号と送られた信号とから光吸収を計算する前に、基準信号と送られた信号とから雑音を除去することも含み得る。該方法は、複数の波長のうちの１つに関してｎ個の点の平均を計算することも含み得る。複数の波長のうちの少なくとも１つは、可視光スペクトル内において約７５０ｎｍより短くあり得、該方法は、酸素飽和度の影響を原因とする、該複数の波長のうちの少なくとも１つの光吸収誤差に対して補正することも含み得る。該方法は、複数の波長間での光吸収の差を総ヘモグロビン濃度に変換し、および／または光源からの迷光に対して補正することも含み得る。

全血液の総ヘモグロビンを測定する装置は、少なくとも１つの光源、該少なくとも１つの光源と通信するカテーテル、該少なくとも１つの光源と通信する送光用光ファイバ、該送光用光ファイバと通信可能な近傍にある受光用光ファイバ、該受光用光ファイバと通信する少なくとも１つの光検出器、該少なくとも１つの光検出器と通信するデータ処理回路、および／またはデータ処理回路網と通信するディスプレイを含み得る。送光用光ファイバ、および受光用光ファイバは、カテーテルに固定され得る。例えば、送光用光ファイバおよび受光用光ファイバは、カテーテル内に収納され得る。

少なくとも１つの光源は、複数の波長を発する単一の光源を含み得る。少なくとも１つの光検出器は、単一の光源からの複数の波長を多重化する複数の光検出器を含み得る。そして、単一の光源は、白色発光ダイオードを含み得る。

少なくとも１つの光源は、各々個別の波長を発する複数の光源を含み得る。該システムは、シーケンサ制御論理も含み得、シーケンサ制御論理は、複数の光源を時間多重化し、一度に複数の光源のうちのただ１つが光を発することを提供する。該システムは、波長フィルタも含み得、波長フィルタは、複数の光源をフィルタし、一度に単一の個別の波長だけがフィルタを通過することを提供する。複数の光源は、カラー発光ダイオードおよび／または白熱電球、例えばタングステンハロゲンランプを含み得る。

本発明のこれらならびに他の特徴および利点が、本発明の特定の実施形態の中に取り入れられ得、次の記述および添付の特許請求の範囲からより完全に明らかとなるか、またはこれ以後述べられる本発明の実行によって学ばれ得る。本発明は、本明細書に記述されたすべての有利な特徴およびすべての利点が、本発明のすべての実施形態の中に取り入れられることを必要としない。

本発明の上記のならびに他の特徴および利点が獲得される態様が容易に理解されるために、上に簡単に記述された本発明のさらに詳細な記述が、添付の図面に示されたその特定の実施形態を参照してなされる。これらの図面は、本発明の通常の実施形態のみを示し、従って、本発明の範囲を制限すると考えられるべきではない。

（詳細な説明）
主張される主題は、本明細書の結論部分に詳細に指摘され、かつ明瞭に主張されている。しかし、そのような主題は、添付の図面と共に読まれるとき、次の詳細な記述を参照することによって理解され得る。従って、図面に表現されたとおりの次の詳細な記述は、主張されているような本発明の範囲を制限するとは意図されていず、本発明の実施形態を表すのみである。

全血液の総ヘモグロビン（ｔＨｂ）を継続的に測定する分光関連の方法は、全血液と連通する任意の分光器または他のデバイス、例えば光ファイバーカテーテルの使用を含み得る。例えば、光ファイバーカテーテルは、脈管内に置かれ得る。測定方法は、反射分光法と組合された差分光吸収分光法を使用してｔＨｂを計算する。本明細書に記述されたさまざまな方法がｔＨｂ含有量を測定する。しかし、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）およびｔＨｂは交換可能に使用され得る。ＨｃｔとｔＨｂとの間の関係は次の通りである：

ｔＨｂを測定する特定の方法が、使用され得る。例えば、多くの営利的なｔＨｂ測定が実験室で、または実験室器具を使用してなされる。ｔＨｂを測定するためには、血液サンプルが溶解させられ、支質のないヘモグロビンを作成するが、支質のないヘモグロビンは、ＨｉＣＮ試薬を加えることによってより安定した測定可能なヘモグロビンシアン化物（ＨｉＣＮ）に化学的にモル対モル変換されている。ＨｉＣＮ濃度は、５４０ナノメートル（ｎｍ）において、および通常は１センチメートル（ｃｍ）の既知の進路長さにおいて、サンプル吸収度を測定することによって決定される。５４０ｎｍでのＨｉＣＮのミリモル（ｍｍｏｌ）消衰係数は、１１．０リットル×ｍｍｏｌ^−１×ｃｍ^−１である。５４０ｎｍでのｔＨｂ（ｃｔＨｂ）の濃度は、ランベルト−ベールの法則に従って次のように計算され得る

ここで、Ａは溶液の光に対する吸光係数であり、εはミリモル消衰係数、およびＬは光路長である。

ｔＨｂを測定する別の方法は、Ｈｃｔの侵襲性および非侵襲性の決定に対して近赤外線（ＮＩＲ）分光法を使用する。これらの方法は、ＮＩＲスペクトルにおいて個別の波長を発するための複数の発光ダイオード（ＬＥＤ）を使用する。ＮＩＲスペクトルにおいて動作するには、スペクトルのこの領域内で十分な感度を有する光検出器の使用を必要とする。そのような動作は、水による光吸収に対しても補正しなければならない。なぜならば、水は、ＮＩＲスペクトル内で重要なスペクトル特徴を有しているからである。

ｔＨｂを測定する別の方法は、複数の光ファイバを使用する脈管内のプローブを使用する。１つの光ファイバは、血流の中に光を送り、一方２つのファイバは、血流から反射信号を受信する。光ファイバは、２つの受光用ファイバが送光用ファイバから異なる距離に位置するように、プローブ、または脈管内プローブのカテーテルの遠位端に位置する。異なる距離は、光路長の差を生じる。等吸収点波長は、ファイバを介して通信される。なぜならば、そのような波長は、血流内の酸素飽和度に感応しないからである。該波長での反射光信号の比率は、送光用ファイバと２つの受光用ファイバとの間の有効光路長内の吸収粒子の濃度の関数である。この方法は、プローブまたはカテーテル内に少なくとも３つの光チャンネルを使用し得る。上記の方法に対する様々な改良が、好まれかつ可能であり、以下に記述される。

図１を参照して、全血液内のｔＨｂを計算する方法は、複数の波長点間の差分光吸収の概念に基づいている。一般的に、少なくとも２つの点を使用することが望ましい。しかし、任意の数の点が使用されることにより、ｔＨｂを測定する所望の方法が提供され得、または酸素飽和度（ＳＯ_２）およびｔＨｂの変化に感応しない任意の点が使用されることにより、ｔＨｂを測定する所望の方法が提供され得る。少なくとも２つの点が使用される場合、点１０および点１２が使用され得る。点１０は、Ｈｃｔの変化に対して大きく変化し得、かつ酸素飽和度に関して等吸収であり得る。点１２は、Ｈｃｔの変化に対してわずかに変化し得、点１２は図１に示されているように真の等吸収点ではないが、ｔＨｂおよび酸素飽和度に関して実際上等吸収になっている。実際上、Ｈｃｔ変化に対してわずかにしか応答しない点１２は、必ずしも等吸収点である必要はない。むしろ点１２は、Ｈｃｔ変化に対して感応しないいかなる波長でもあり得る。そのような波長は、ミリモル消衰係数が小さい波長である。

ｔＨｂが増加するにつれて、光吸収の量が、点１０に対して大きく増加し、点１２に対しては、増加するにしてもわずかしか増加しない。ｔＨｂと光吸収との増加の結果として、ライン１４の傾きは、ライン１６の傾きに変化する。ライン１４およびライン１６両方に対する傾きは、吸収の差（ｄＡ）を波長の差（ｄλ）で割ることによって計算され、ここでｄλは約７００ｎｍマイナス約５４８ｎｍである。ライン１４の傾きは、ｔＨｂのより低い量を示し、ライン１６のより急な傾きは、ｔＨｂのより大きな量を示す。

図１に示されているように、ｔＨｂを原因とする吸収の変化に感応する点１０は、例えば、約５４８ｎｍの波長にある。酸素飽和度およびｔＨｂの変化に比較的感応しない点１２は、例えば、約７００ｎｍと約７５０ｎｍとの間の波長にある。点１０と点１２とのいずれもが、本明細書に記述された方法のユーザによって、可視光スペクトル内の任意の有用な波長に対して設定され得る。

図２を参照して、ｔＨｂを測定するために使用される装置は、白色ＬＥＤのような光源１８、カテーテル２０、分光計２２を含み得る。装置は、装置によって実行された方法の処理を制御し結果を観察するための手段を装置のユーザに提供することのできる、データ処理回路網およびディスプレイ３０も含み得る。光源１８は、送光用光ファイバ２４を介して光を血液２６の中に移送し、約４００ｎｍ〜約７５０ｎｍの間の波長範囲の光で血液２６を照明する。血液２６は、患者の脈管内を流れる血液であり得るか、または、例えば病院、研究室、もしくは同様な環境において、患者から採取されて分析される血液であり得る。カテーテル２０は、２つの平行な光ファイバを含み得る中心静脈カテーテルであり得る。一実施形態において、第１の平行な光ファイバは、送光用ファイバ２４であり、第２の平行な光ファイバは、血液から反射光を受け、反射光を分光計２２の中に移送することのできる受光用ファイバ２８である。

図２を参照して記述された実施形態は、多重化された波長に対して個別時間を使用する実施形態の例である。つまり、単一の光源１８、例えば白色ＬＥＤが、個別時間にわたって継続的に点灯される。単一の光源から複数の波長が血液２６の中に送られ、反射されて受光用ファイバ２８を介して器具の中に戻って来る。戻された信号は次に、フーリエ変換されて多重化されるか、または一意の波長の継続的なスペクトルに分離される。一意の波長の範囲は、分光計２２の複数の光検出器によって同時に測定される。例えば、図２Ａおよび図２Ｂを参照して記述されるように、時間多重化された個別の波長を使用するものを含めて、代替のまたは追加的なシステムおよび方法がｔＨｂを測定するために使用され得る。

図２Ａを参照して、複数のカラーＬＥＤのような複数の光源１８が個別の波長を提供し、シーケンサ制御論理１９によって時間多重化され、個々に異なる時間に点灯する。個別の信号は、組み合わされた送光用ファイバ２４を介して血液２６の中に送信され、受光用ファイバ２８の中に反射される。受光用ファイバ２８は、個別の反射された信号を分光計２２の単一の光検出器に送信する。信号の特別な効果を測定するために、複数の光検出器が使用され得る。１つより多くの光源１８が同時に点灯される場合、すなわち、信号が時間多重化されていない場合、光検出器２２は複数の光源１８を区別し得ず、波長に対する光検出器の感度に基づいて複数の信号を合計し得る。

図２Ｂを参照して、単一のまたは複数の光源１８が波長フィルタ２１、例えばフィルタホィールを介して送られ、時間多重化され得る個別の波長の代替または追加的な実施形態を提供し得る。光信号は、フィルタ２１を介して通され、光ファイバ２４を介して血液２６の中に送信され得、次に反射されて受光用ファイバ２８を介して少なくとも１つの光検出器２２に戻される。

すでに述べた中心静脈カテーテル、および酸素飽和度を測定するための肺動脈カテーテルを含んで、任意のカテーテル２０が使用され得る。酸素飽和度を測定するための肺動脈カテーテルは、本明細書に記述された方法の所望の結果を達成することのできる平行な光ファイバも含み得る。任意の分光計が使用され得るが、分光計２２は好ましくは、約５００ｎｍと７５０ｎｍとの間の範囲内を測定することができるべきである。分光計は低迷光仕様も有するべきであり、そうすることによって本明細書に論議される迷光の望ましくない影響を最小限にするべきである。

ｔＨｂを測定するシステムの別の例は、システムコンソール、ラップトップコンピュータ、光モジュール、および酸素測定法カテーテルを含み得る。システムコンソールは、酸素測定法カテーテルと接続する光モジュールを介して血液の中に送られる光を発する光源として機能し得る。該光は、図２を参照して前に記述されたように、反射され、カテーテル２０を介して、システムコンソールに戻され、収集されたスペクトルデータは、酸素飽和度およびｔＨｂを計算するために使用され得る。例えば、Ｅｄｗａｒｄｓ ＬｉｆｅｓｃｉｅｎｃｅｓによるＰｒｅＳｅｐ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ ｃａｔｈｅｔｅｒは、酸素測定法モニタと共に使用され得、酸素飽和度を測定し、かつシステム内のヘモグロビンを測定する手段も提供し得る。

該システムは、酸素飽和度およびヘモグロビンを含む血流力学のパラメータのモニタリングを必要とする患者において使用され得る。これらのパラメータのモニタリングは、カテーテル２０による酸素飽和度およびヘモグロビンの測定を提供し得る。該システムの成分として、次のデバイスのうちの任意のものが使用され得る：ＶｉｇｉｌａｎｃｅのＣｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｃａｒｄｉａｃ Ｏｕｔｐｕｔ／Ｏｘｉｍｅｔｒｙ／Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｅｎｄ Ｄｉａｓｔｏｌｉｃ Ｖｏｌｕｍｅ Ｍｏｎｉｔｏｒ；３ＭによるＣＤＩ Ｂｌｏｏｄ Ｐａｒａｍｅｔｅｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ５００；中心静脈酸素測定法プローブカテーテルおよびプローブ；Ｍｕｌｔｉ−Ｍｅｄ Ｍｕｌｔｉ−Ｌｕｍｅｎ Ｃｅｎｔｒａｌ Ｖｅｎｏｕｓ Ｃａｔｈｅｔｅｒ；および／またはＥｄｓｌａｂ Ｄｕａｌ Ｌｕｍｅｎ Ｒｅｇｉｏｎａｌ Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ Ｏｘｉｍｅｔｒｙ Ｃａｔｈｅｔｅｒ。

図３を参照すると、ｔＨｂ濃度も光路長ｄ３２に依存している。光路長ｄ３２は、送光用ファイバ２４のコアと受光用ファイバ２８のコアとの間の平均自由光路長である。光路長ｄ３２は、カテーテル２０の先端における、光ファイバ２４および２８の形態によって制御される。コア〜コアの間隔３４は、光路長ｄ３２に影響を与える主なパラメータである。ファイバ２４および２８の両コアからの距離または間隔のパラメータは、カテーテル２０作成プロセス内で緊密に制御されているので、光路長ｄ３２は、一定と考えられ得る。光路長ｄ３２の小さな変化を原因とする変動は、結果を線形化するように実証的に決定される数学的変換を介して吸収差を処理することによって補正され得る。

ランベルト−ベールの法則に従って、図２および図３を参照して記述されたシステムおよび／または装置の出力は、消衰係数（ε）、濃度（ｃ）および光路長（ｄ）３２の対数の関数であり、次の関係に従う：

ここで、消衰係数ε（λ）は、波長の関数として変動する。例えば、約８０５ｎｍの波長領域において、消衰係数は、約５００〜６００ｎｍの波長領域内の消衰係数と比較して非常に小さい。従って、濃度または光路長が変化するとき、Ｉのそれに見合った変化は、約５００〜６００ｎｍの領域におけるＩの変化と比較して、約８０５ｎｍにおいては小さい。約５００〜６００ｎｍ波長範囲内での点１０に対する波長のうちの１つにおける光吸収を、約８０５ｎｍにおける点１２の波長と参照することによって、ｔＨｂ濃度の変化を原因とする光吸収の変化が決定され得る。約８０５ｎｍの波長は、ただの例としての波長であり、ｔＨｂの正確な読み取りを与えそうな任意の他の波長、例えば約６２５〜８５０ｎｍの範囲内の任意の波長によって置き換えられ得る。例えば約７００ｎｍの波長も、効果的である。なぜならば、約７００ｎｍと約８０５ｎｍとの間の光吸収の差は、約５００〜６００ｎｍの範囲内での光吸収と比較して、非常に小さいからである。

図４を参照して、分光信号からｔＨｂを計算する実施形態が示され、かつ記述される。図４に示されているように、全血液のｔＨｂを測定する方法は、ステップ３６において光源のスペクトルを含む基準信号ＲＦ（λ）を含み得る。ステップ３６において基準信号を測定した後、該方法は、光源を消灯し、ステップ３８において暗信号ＤＫ（λ）を測定することを含む。ステップ３８の後には、光源を元のように点灯し、ステップ４０において全血液からｔＨｂ受光スペクトル信号ＲＭ（λ）を測定することが続く。ステップ４０の後には、ステップ４２において、受光スペクトル信号ＲＭ（λ）レベルが好ましい範囲内にあることを確認することが続く。受光スペクトルの信号レベルが好ましい範囲内にない場合、ステップ４４において調節がなされることにより、受光スペクトル信号ＲＭ（λ）が好ましい範囲内に収まる。ステップ３８〜４４は、受光スペクトルの信号レベルが、好ましい範囲内にあることが確認されるまで繰り返される。

確認される受光スペクトルに対する好ましい範囲は、点１０に対しては、約５００〜６００ｎｍの領域内であり、点１２に対しては、約６２５ｎｍから上であって、使用された器具が予期しないデータを生じる光で飽和されない場合の、任意の波長までである可能性が最も大きい。約５００〜６００ｎｍの範囲内において、光ユニットの強度は、可能な最小の光ユニットの５％より上であるべきである。約６２５ｎｍ以上の波長領域内において、光ユニットの強度は、可能な最大光ユニットの９５％より下であるべきである。

暗信号ＤＫ（λ）は代替的にまたは追加的に、単に数学的にではなく、電子的に除去され、暗信号ＤＫ（λ）がいつもゼロであるようにする。これらの実施形態において、暗信号ＤＫ（λ）は、分光計が製造され、較正され、および／または使用されるとき、測定され得る。暗信号ＤＫ（λ）の電子的な除去は、熱変化または周辺光の影響を補償しないので、この代替または追加的なステップは、本明細書に記述された他のステップと組み合わされて、役に立つ調節測定を提供し得る。

受光スペクトルの信号レベルが好ましい範囲内に収まった後、ステップ４２の後には、受光スペクトルから暗スペクトルを除去すること、つまりＲＭ（λ）からＤＫ（λ）を差し引くことが続き、ステップ４４においてコモンモード雑音を除去する。ステップ４４の後には、任意のタイプの、雑音の数学的な低減、例えば移動平均フィルタを使用して暗信号と光信号との両方から雑音または信号を除去する雑音低減方法を使用することによって、さらに雑音を基準信号および受光信号から除去することが続くが、これらの雑音低減方法は、ステップ４６およびステップ４８において使用され得る。図４を参照して記述されるいかなるステップに対しても、その前または後にはステップ５０があり、ステップ５０は、光源からの迷光に対して補正するステップである。さらに、ステップ４６およびステップ４８は、ステップ４４と関連する、いかなるときでも実行され得る。

一実施形態において、該方法は、ステップ５２において、基準信号および受光信号から光吸収を計算するステップも含み得る。ステップ５２の後、複数の波長のうちの少なくとも１つに関してｎ個の点の平均を計算することがステップ５４においてあり得る。ステップ５４の後、波長のうちの少なくとも１つは、白色ＬＥＤに対する可視光スペクトル内で約７５０ｎｍよりも短いものであり得る。なぜならば約７００ｎｍよりも長い波長における光パワーは、白色ＬＥＤに対して非常に小さく、非常に低い信号レベルおよび低い信号対雑音比率を生じるからである。そのような波長点、例えば約７２０ｎｍは、酸素飽和度の影響を原因とする光吸収誤差を生じる傾向があり得る。従って、ステップ５６においては、該方法は、酸素飽和度の影響を原因とする少なくとも１つの波長、例えば７２０ｎｍの光吸収誤差に対して補正することを含み得る。

図４を参照して記述される方法は、ステップ５８において、複数の波長間での光吸収の差を計算することも含み得る。ステップ５８における計算の後、該方法は、ステップ６０において二次多項式に従って、ｔＨｂ濃度の計算を使用して、複数の波長間での光吸収の差をｔＨｂ濃度に変換することも含み得る。

図４を参照して記述されたステップのうちの任意のステップが、全血液中のｔＨｂを測定する方法を提供し得る任意の順序で実行され得る。さらに、特定の実施形態において、図４を参照して記述されたステップすべてが、特許請求の範囲において述べられたとおりの方法を達成するために必要とされるわけではない。例えば、一実施形態において、ステップ６０は、迷光補正がステップ５０において適用されない場合、必要とされ得る。さらに、ステップ４６、４８、５０、５４、および５６は、請求された方法に対して随意的であり、該方法の結果の精度を向上させるために使用され得る。

次の図５〜図１１は、図４を参照して記述されたステップの追加的な詳細を提供する。図５を参照して、ｔＨｂを決定する方法は、光源１８のスペクトルを含む基準信号を測定することを含み得る。基準信号を測定することは、多くの方法で達成され得る。１つの方法は、光源１８からの光が、各測定の前または各測定の間に分光計２２によってサンプリングされることを可能にする光フィードバックパスＲ_０（λ）６２を提供することである。基準信号Ｒ_０（λ）６２は、基準信号Ｒ_１（λ）６４として、光源１８から送光用ファイバ２４を介して血液２６に通信される同様な信号に概略等しいと考えられている。しかし、Ｒ_０（λ）６２の強度は、Ｒ_１（λ）６４の強度と同じである必要はない。なぜならば、Ｒ_０（λ）６２とＲ_１（λ）６４の両方は、同じスペクトル形状を共有すると思われるからである。ゲインファクターは、Ｒ_０（λ）６２およびＲ_１（λ）６４に対し、類似したスペクトル形状の間で正規化され得、役に立つ比較を生み出し得る。

戻り信号は次に、信号Ｓ（λ）６６として、受光用ファイバ２８を介して送信される。吸収率Ａは、基準信号Ｒ_０（λ）６２によって割られたＳ（λ）６６の対数に等しい。この方法は比較的正確である。該方法は、光源１８から起こり得るスペクトル変化を継続的に測定し、かつ調節し得る。

図６を参照して、基準信号を測定することによってｔＨｂを決定する代替のまたは追加的な方法が、記述される。この方法は、光源１８を測定し、基準スペクトル信号Ｒ_０（λ）６２を、後の使用のためにメモリ６８に格納することを含み得る。光源は、送光用ファイバ２４を介して光を白色レフレクタ７０に対して通信することによって、基準信号Ｒ_０（λ）６２を反射させ、受光用ファイバ２８を介して分光計２２に戻し、そうすることによってメモリ６８に格納する。基準スペクトル６２は、全血液が測定されるとき、後に呼び戻される。例えば、全血液中のｔＨｂを測定する間、光源１８は、光信号を送光用ファイバ２４を介して全血液２６に送信し、戻り信号が、受光用ファイバ２８を介して分光計２２に送信され、信号Ｓ（λ）６６を生み出す。信号Ｓ（λ）６６は次に、図５を参照して前に記述された対数を使用して、基準信号６２と比較される。

つまり、吸収率は、信号６２によって割られた信号６６の対数に等しくあり得る。該装置に使用された光源１８、および図６を参照して記述された該方法は、概略スペクトル的に安定している。光源１８のスペクトルが変化する場合、誤差が起こり、正確な結果を提供するために新たな基準スペクトル６２が作られる。白色ＬＥＤは、前に論議された理由を含む理由で、この実施形態に対して、時間を通して最大のスペクトル的安定を生み出す可能性がある。

図７を参照して、図４を参照して記述された暗信号を測定するステップ３８が示され、さらに詳細に記述される。ステップ３８の間、暗信号ＤＫ（λ）の測定が実行されるために光源１８は消灯される。光源が消灯されている間に暗信号を測定する目的は、分光計２２の熱オフセットおよび任意の周辺光または光源が点灯されたとき光吸収の測定に干渉する、存在する他の信号（電子的または光学的）の関数としての信号変化の測定を提供するためである。暗信号ＤＫ（λ）は、光源１８が消灯されているとき測定されるすべてのデータを含んでいる。暗信号ＤＫ（λ）は、光が点灯されている状態で測定される信号から差し引かれる。このステップは、結果の精度を向上させるために使用され得る。

従って、図７に示されているように、ＬＥＤまたは光源１８の状態は、点灯されている状態と消灯されている状態との両方であり得る。スキャン０の間、ＬＥＤは点灯されている。スキャン０の間、分光計は、血液中のｔＨｂの光吸収プラス熱雑音プラス周辺光を測定する。その後、光源１８は、スキャン１の間、消灯されている。スキャン１の間、血液内のｔＨｂからの吸収率の計量もなければ反射光の計量もない。しかし、熱雑音および周辺光はなおも存在し得、スキャン１の間、測定され得る。スキャン１の結果はスキャン２の結果から差し引かれ得、熱雑音および周辺光ならびに測定に干渉し得る任意の他のコモンモード雑音のいかなる影響をも結果から差し引くことにより、全血液内のｔＨｂによる測定された光の吸収の結果だけを生じる。記述されたこの方法は、数学的に次のように示される。

図４を参照して、ステップ３６およびステップ３８が実行された後、ステップ４０〜ステップ４８が実行され、さらに詳細に次のように記述される。ステップ４０が光源１８を点灯し、全血液からのｔＨｂ依存受光スペクトル信号ＲＭ（λ）を測定する。ステップ４０およびステップ４２の後、測定された受光スペクトル信号ＲＭ（λ）は、受光スペクトル信号ＲＭ（λ）の信号レベルが、所望の範囲内にあることをチェック、または確認される。受光スペクトル信号ＲＭ（λ）が範囲外である場合、光源１８への電力または総時間がステップ４４において調節され得る。総時間とは、ステップ４４において後で調節され得る所望の信号を収集するために分光計が必要とする時間である。ステップ４４において、光源１８または総時間の調節がなされる場合、新たは暗信号および受光信号が作られ、かつステップ３８、４０および４２において再度チェックされる。

ステップ４４において、望ましくない暗スペクトルは、ＤＫ（λ）をＲＭ（λ）から差し引くことによって受光信号から除去され得る。暗信号ＤＫ（λ）は、受光スペクトルＲＭ（λ）からピクセルバイピクセルで差し引かれる。結果は、バイアスのない、かつ周辺干渉のない補正受光スペクトルである。この処理は、図７を参照して記述され、かつ示される。ステップ４６およびステップ４８において、雑音は、基準信号ＲＦ（λ）と受光信号ＲＭ（λ）の両方から除去される。両信号から雑音を除去する１つの方法は、移動平均（ＭＡ）フィルタを２つのスペクトル信号に適用することである。別の方法は、ＭＡフィルタよりも効率的なＳａｖｉｔｓｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタを使用することである。同じフィルタが、基準スペクトル信号と受光スペクトル信号の両方の間での整合性を確実にするために、両信号に適用されるべきである。

図８を参照して、ステップ５０が、図４を参照して記述さたように、さらに詳細に示され、かつ記述される。ステップ５０において、該方法は、分光計２２内で迷光に対して補正する。迷光は、有効吸収度変化を低減することによって、吸収度およびｔＨｂの測定に影響を与える。迷光は、様々な度合いですべての分光計に存在する。特定の分光計２２に存在する迷光は、分光計２２内の内部成分の設計および質に依存する。あらゆる分光計に対する迷光の量は、実証的に決定されなければならない。各分光計に対する迷光の測定値は、吸収度計算を補正するために使用され得る。図８に示されるように、迷光の異なるレベルの影響は、ｔＨｂ／Ｈｃｔ分析モデルで理解され得る。分析モデルは、実験が実行されたならば、実験データから獲得されるであろう非線形の結果を示し、迷光の量を、例えば約０パーセントから約２パーセント迷光にわたる信号のパーセンテージとして示す。

図９を参照して、図８を参照して論議された非線形の結果が、実際の実験結果として示される。結果は、４つの異なる分光計に対して、約５４８．５ｎｍの波長でのｔＨｂによる光の合計吸収度を明らかにしている。Ｏｃｅａｎ ＯｐｔｉｃｓまたはＡｖａｎｔｅｓによって製造されたような分光計が使用され得、同様な結果を生み出し得る。傾き７２の結果を提供し、最高の吸収度値を生じる分光計は、吸収度信号のパーセンテージとして、０．０５パーセント量の迷光を示す。すべての他の傾きは、互いに比較的緊密に群となって示されている。

再び図４に戻って、ステップ５２は、補正受光信号および基準信号から吸収度を計算する。吸収度は、例えば次の公式を使用して計算され得る：

ステップ５４は、ｔＨｂ変化に感応しない波長１２に関して、ｎ個の点の平均を計算する。吸収度は点１２において低く、点１２は光源１８のスペクトル出力の端にあるので、この点１２に関して雑音を低減することで、全測定の精度が向上する。

図１０を参照して、図４のステップ５６がさらに詳細に記述される。ステップ５６は、例えば約７２０ｎｍに関して、酸素飽和度の影響を原因とする点１２における吸収度誤差に対して補正する。約８０５ｎｍの波長よりも短い波長が使用され得る。白色ＬＥＤが光源１８として使用される場合、８０５ｎｍよりも短い波長を使用することが重要である。なぜならば、白色ＬＥＤを使用して、約８０５ｎｍにおいて役に立つデータを提供するスペクトルパワーはないからである。つまり、図１を参照して論議されたように、スペクトルパワーは、約７５０ｎｍにおいてゼロに近づく。従って、約７５０ｎｍよりも短い波長が使用され得るが、そのような波長はＳＯ_２変化に対して感応し得る。ＳＯ_２が既知であり、かつ血液の消衰係数が既知である場合、ランベルト−ベールの法則を使用して、ＳＯ_２依存補正が適用され得る。従って、図１０に示されるように、ゼロパーセントにおけるＳＯ_２のプロットラインは、プロットライン７４として示され、１００パーセントにおけるＳＯ_２を示すプロットラインは、プロットライン７６として示されている。補正は、例えば約７２０ｎｍの波長において、プロットライン７４をプロットライン７６と比較することによって起きる。そのような比較を提供するためには、ランベルト−ベールの法則に従って、ＳＯ_２依存補正を適用するためにＳＯ_２が最初に計算され、かつ知られるべきである。

装置は、感応する点１０（例えば約５４８ｎｍにおいて）と感応しない点１２（例えば約７２０ｎｍにおいて）との間の吸収の差（ｄＡ）を計算し得る（図４のステップ５８）。約５４８ｎｍと７２０ｎｍとの間の例としての波長を使用する、差（ｄＡ）を計算する式は、Ａ（５４８ｎｍ）−Ａ（７２０ｎｍ）である。

図１１を参照して、図４を参照して記述されたステップ６０が、さらに詳細に記述される。ステップ６０は、数学的変換を適用して、吸収度の差（ｄＡ）をｔＨｂに変換する。この関数は実証的に導かれ、使用されるカテーテル２０の形態と分光計の光学的特性、例えば迷光との関数である。そのような数学的変換の例は、次の形式での二次多項式である：

この方程式の目的は、迷光干渉の影響に対して補正することである。図８および図９を参照して前に論議されたように、様々な分光計の迷光の影響は、使用される特定の分光計および／または分光計タイプに基づいて変化する。例えばプロット点７２は、分光計の第１のタイプの結果を示し；すべての他の結果は、様々な第２のタイプの分光計を使用して生み出される。各分光計は、異なる量の迷光を有しているので、様々な分光計の係数は、各分光計に対して一意である。

全血液中のｔＨｂを測定する方法の一実施形態において、少なくとも２つの波長間で測定された吸収度の差（ｄＡ）が、差計算に対する基準としての波長における点として、８０５ｎｍを使用して実行され得る。８０５ｎｍ点は、点１０と比較して、ｔＨＢ濃度の変化によって有意には変化しない。

別の実施形態において、波長間の差は、約７２０ｎｍの波長を使用して計算され得る。図１の結果に示されているように、光源１８が白色ＬＥＤの場合、そのスペクトルは、約７５０ｎｍより上のパワーは含まない。これによって、波長として８０５ｎｍを使用する必要がなくなる。７２０ｎｍ領域が効果的に使用され得、精度を向上させるためには、酸素飽和度が既知である場合、約７２０ｎｍにおける吸収度がオフセットされ得る。吸収度は、ＳＯ_２の関数として変化し、前に記述されたように、７２０ｎｍにおける血液の消衰係数を使用して合理的に推定され得る。

図１２Ａを参照して、伝達プロットは、迷光に寄与するスペクトル領域を示す。白色ＬＥＤを使用し、かつ受光信号ＲＭ（λ）４０が好ましい範囲内にあるとき、６００〜７００ｎｍ領域における血流からの強い受光信号は、分光計の測定能力を超過する。迷光を原因とする測定誤差の主な原因となっているのは、この領域における信号である。分光計内の迷光の量は、分光計に入る光の合計量に比例する。従って、迷光含有量を推定するためには、６００〜７００ｎｍ領域内でのピーク信号強度が決定されなければならない。ピーク信号強度を決定することにより、迷光が推定されかつ補正され得る一方法が記述される。

図１２Ｂを参照して、迷光成分を推定するために使用されるスペクトル領域を示す伝達プロットが示される。スキャン１は、短い総時間または低いＬＥＤ強度において測定される。スキャン２は、通常の総時間または通常のＬＥＤ強度において測定される。スキャン１は、検出器が６００〜７００ｎｍ領域で飽和されないようにするために十分短い総時間においてなされるか、またはＬＥＤ出力が低減され飽和しないようにしなければならない。スキャン１＝ｋ×スキャン２となるように、通常のおよび差し引かれた受光スペクトルがスケールされ得、ここでｋは、不飽和領域において、例えば４５０〜５７５ｎｍ領域または７００〜７５０ｎｍ領域において、信号強度を一致させるために使用されるスケーリング因子である。２つの信号を相等しいものとして示すスケーリング因子がいったん決定されると、ピーク信号強度が決定され得ることにより、測定における実際の迷光を推定し得る。

図１３を参照して、全血液のｔＨｂを測定するために使用される方法が示され、かつ記述される。この実施形態において、約５４８ｎｍが、点１０として使用され得る。約５４８ｎｍにおける点１０は、酸素ヘモグロビン（Ｏ_２Ｈｂ）と一酸化炭素ヘモグロビン（ＣＯＨｂ）両方から独立している三重等吸収点である。

上記の様々なシステムおよび方法が、実験的に試みられてきた。様々な方法およびシステムの使用を示しかつ実証するために、結果がここに記述される。

第１の実験において、上記の概念のうちの多くが試みられた。この実験において、ウシの血液が体外の血液ループにおいて循環させられた。実験の行程中、血液が等張食塩水で希釈された。各希釈において、血液が、上記の構成を使用して測定された。血液スペクトルが収集され、約４００ｎｍ〜約８５０ｎｍのスペクトル範囲にわたって分析された。

データが次に多くの方法で分析された。第１に、データは、波長点としての約５２３ｎｍと約５８５ｎｍとにおける吸収度との関係をｔＨｂの変化の関数として評価することによって分析された。約５２３ｎｍおよび約５８５ｎｍの２つの波長点で吸収度と交差したラインが、計算された。ラインの傾きは、ｔＨｂの関数として変化することが予期された。

別の実験は、２つのスペクトル領域（Δλ）間の吸収度差（ΔＡ）を使用してｔＨｂを評価した。２つのスペクトル領域は、ｔＨｂ変化（ΔｔＨｂ）に感応する１つの領域、およびΔｔＨｂに感応しない別の領域を含む。ΔｔＨｂを比較するために、使用されたスペクトル領域は、感応する領域として約５４８ｎｍの波長、および感応しない領域として約８０５ｎｍの波長点を含んだ。しかし、ＬＥＤは、十分な測定を提供するために、約８０５ｎｍの点で十分な光パワーを配信することができなかった。さらに、分光計は、約７２０ｎｍを越えた測定可能なスペクトル範囲を含むようには見えなかった。

図１４を参照して、上に論議された範囲制限に基づいて、最も長い測定可能な波長は、約７２０ｎｍであった。従って、７２０ｎｍの点は、感応しない領域として使用された。この領域は、酸素飽和度変化になおも感応するが、約７００〜７５０ｎｍにおける光吸収と約５００ｎｍにおける光吸収との間の差は、計算の大きな誤差を防ぐには十分小さかった。約７００〜７５０ｎｍの領域も、様々な総時間で飽和するようには見えなかった領域であった。約７００ｎｍにおける、感応しない吸収領域として使用可能な範囲８６が、図１４に示されている。

図１５を参照して、ｔＨｂおよびΔＡに関して、結果は、第１の８８および第２の９０分光計システムタイプの間には挙動の良い関係があることを示している。システム８８および９０両方の応答には、わずかな差があったが、両システムは、線形状に応答した。これらの結果は、上に論議された方法を使用するｔＨｂの測定は実行可能であり、使用された分光計２２のタイプから比較的独立していることを明らかにした。

図８、図９、図１１および図１６に示された非線形性は、使用された特定の分光計の迷光歪曲によって説明され得る。分光計の内側の迷光は、前に記述されたように吸収度測定を歪曲する。ｔＨｂが変化するとき、またはｔＨｂの関数が変化するとき、上記の方法の中で記述されたステップを使用して迷光に対して補正すると、ΔＡの線形性が向上する。ステップ６０を参照して記述された多項方程式は、各分光計および／または分光計タイプ２２に対して一意である。

図１６を参照して、酸素飽和度に対する結果の依存性を評価するために、上記の実験と同様な別の実験が実行された。酸素飽和度の変化のｔＨｂ測定における変動を評価するために、酸素飽和度が無作為に変えられた。この実験の結果が、図１６に示されている。図１６に示されているように、安定した酸素飽和度９２は、無作為に変えられた酸素飽和度９４と極めて同様な結果を生じた。結果は、変動する酸素飽和度に対する有意な依存性は示さなかった。これらの結果は、吸収度差方程式における基準波長として非等吸収波長の使用を支持する。

異なる量の散乱をｔＨｂに対して評価するために、さらに別の実験が行われた。実験は前の実験と同じであったが、ただし異なる希釈剤がｔＨｂを変化させるために使用された。前の実験において、ｔＨｂは、血漿分解溶液を加えることによって変えられたが、血漿分解溶液は、脈管内容積エキスパンダとして使用される普通の結晶状の溶液である。これとは対照的に、本実験は血漿で希釈された。散乱は、赤血球と赤血球を含む溶液との間の屈折率（ＲＩ）差に依存する。赤血球のＲＩは、約１．４１、血漿のＲＩは約１．３８、そして血漿分解液のＲＩは１．３３である。希釈剤として血漿分解液を使用すると全体的な散乱信号が増加し、一方、血漿で希釈すると散乱が低減した。図１７に示されるように、結果は、異なる屈折率を有する様々な希釈剤を使用する異なる量の散乱の結果として、ｔＨｂの測定において有意な差はないことを明らかにしている。

上に論議されたシステムおよび方法に従って、迷光補正に対するピーク強度を推定するために使用され得るコンピュータアルゴリズムの例は、次のとおりである：

上に論議されたシステムおよび方法に従って、吸収度データからｔＨｂを計算するために使用されるコンピュータアルゴリズムの例は、次のとおりである：

この明細書全体にわたって述べられたように、本明細書に記述されたデバイス、システム、および方法は、様々な利点を提供する。これらの利点のうちの１つは、可視光範囲内において、ただ２つの単一波長点だけを使用する方法を提供する。従って、赤外線光範囲内での測定は不必要である。カテーテルは、そうでないと赤外線光から熱を吸収する光ファイバを使用し得る。

さらに、追加的な利点は、分光計が可視スペクトルに沿って２点よりもさらに多くを測定し得るようにする。さらに、上記の方法に従って提供された測定に加えて、任意の数の追加的な測定が使用され得る。例えば、酸素ヘモグロビン、一酸化炭素ヘモグロビン、および他の形式および状態のヘモグロビンならびに全血液内での他の物質が、上で測定された変数に加えて、測定され得る。そのような測定から集められたデータは、上記の方法と組み合わせて使用され得ることにより、追加的な整調、他の調節、および／または情報を提供し、それによってより正確で、包括的かつ／または有用な結果を提供し得る。そのように追加的な結果は、ユーザおよび患者に有用な情報を提供し得、そのような患者の診断および治療を向上させることができる。

本発明は、本明細書に概略的に記述され、請求されるような構造、方法、または他の本質的な特徴から逸脱することなく、他の特定な形式で具体化され得る。記述された実施形態は、すべての点において、ただの例示として考えられるべきであり、制限するものとして考えられるべきではない。従って、本発明の範囲は、これまでの記述によってではなく、添付の特許請求の範囲によって示される。特許請求の範囲と均等な意味および範囲内に入るすべての変更は、その範囲内に含まれるべきである。

図１は、総ヘモグロビンの異なる量に対する様々な波長における光の吸収度の変化を示す図である。 図２は、総ヘモグロビンを測定するために使用され得る成分の概略的な表示である。 図２Ａは、総ヘモグロビンを測定するために使用され得る成分の別の例の概略的な表示である。 図２Ｂは、総ヘモグロビンを測定するために使用され得る成分のさらに別の例の概略的な表示である。 図３は、カテーテルの先端、およびカテーテルの端において露出された２つの光ファイバ内の光路長を示す。 図４は、総ヘモグロビンを測定するために使用され得る方法における様々なステップを示す流れ図である。 図５は、図４のステップ３６の概略的な表示である。 図６は、図４のステップ３６の別の概略的な表示である。 図７は、図４のステップ３８を示すタイミング図である。 図８は、図４のステップ５０との参照で、パーセンテージとしての、迷光の結果を示す図である。 図９は、図８に示される実際の実験結果を示す図である。 図１０は、図４のステップ５６に従って酸素飽和度に対する補正を示す図である。 図１１は、図４のステップ６０の実証的な結果を示す図である。 図１２Ａは、通常の測定中に受光信号が分光計を飽和するスペクトル領域を示す伝達プロットである。 図１２Ｂは、迷光成分を推定するために使用されるスペクトル領域を示す伝達プロットである。 図１３は、約５４８ｎｍの波長の利点を示す図である。 図１４は、ｔＨｂを測定するために使用され得る分光計のスペクトル範囲を示す図である。 図１５は、２つの分光計に対する吸収度および総ヘモグロビンにおける比較を示す図である。 図１６は、安定した酸素飽和度を変動する酸素飽和度と比較する図であり、測定技術から独立した酸素飽和度を示す。 図１７は、異なるレベルの散乱が総ヘモグロビン測定に与える影響を示す図である。

Claims (38)

1. 全血液の総ヘモグロビンを決定する方法であって、
   可視スペクトルにおいて複数の波長で光を該全血液の中に送ることと、
   該全血液から該光を受けることと、
   該複数の波長の各々での該光の光吸収度を決定することと、
   該複数の波長間での該光の該光吸収度の変化を決定することと、
   該複数の波長間での該光の該光吸収度の変化を使用して、該全血液の該総ヘモグロビンを決定することと
   を包含する、方法。
2. 前記複数の波長は、約５００ナノメートルと約９００ナノメートルとの間である、請求項１に記載の方法。
3. 前記複数の波長は、約５００ナノメートルと約６００ナノメートルとの間の第１の波長と、約６２５ナノメートルと約８５０ナノメートルとの間の第２の波長とを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記複数の波長は、約５００ナノメートルと約６００ナノメートルとの間の第１の波長と、約７００ナノメートルと約７２０ナノメートルとの間の第２の波長とを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記複数の波長は、約５４８ナノメートルの第１の波長と、約８０５ナノメートルの第２の波長とを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記第１の波長は、約７００ナノメートルと約７２０ナノメートルとの間である、請求項１に記載の方法。
7. 前記第２の波長は、約５４０ナノメートルと約５６０ナノメートルとの間である、請求項１に記載の方法。
8. 前記複数の波長は、第１の波長と、第２の波長とを含み、該第１の波長は、該第２の波長よりも前記光吸収度の少ない変化を生じる、請求項１に記載の方法。
9. 前記全血液の前記総ヘモグロビンをヘマトクリットに関連付けることをさらに包含する、請求項１に記載の方法。
10. 前記複数の波長の変化を使用して、前記全血液の前記総ヘモグロビンを決定することをさらに包含する、請求項１に記載の方法。
11. 全血液の総ヘモグロビンを決定する方法であって、
    複数の波長で光を発するように構成された光源を提供することと、
    該光源のスペクトルを含む基準信号を測定することと、
    該光源が消灯されているときの暗信号を測定することと、
    該光源が点灯されているときの該全血液からの受光信号を測定することと、
    該基準信号と該受光信号とから、光吸収度を決定することと、
    該複数の波長間での光吸収度の変化に基づいて、該全血液の該総ヘモグロビンを決定することと
    を包含する、方法。
12. 前記基準信号と前記受光信号とから前記光吸収度を決定する前に、該基準信号と該受光信号とから雑音を除去することをさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
13. 前記受光信号が、好ましい範囲内にあることを確かめることと、
    該受光信号から、暗スペクトルを除去することと
    をさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
14. 前記光源からの迷光に対して補正することをさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
15. 前記複数の波長のうちの少なくとも１つに関して、ｎ個の点の平均を計算することをさらに包含する、請求項１１に記載の方法。
16. 酸素飽和度の影響を原因とする、前記複数の波長のうちの少なくとも１つの光吸収度誤差に対して補正することをさらに包含する、請求項１５に記載の方法。
17. 全血液の総ヘモグロビンを測定する装置であって、
    カテーテルと、
    複数の波長で光を発するように構成された光源と、
    該カテーテル内に配置された送光用光ファイバであって、該送光用光ファイバは、該光源から該光を受けるように構成された近位端と、該全血液と連通するように構成された遠位端とを有する、送光用光ファイバと、
    該カテーテル内に配置された受光用光ファイバであって、該受光用光ファイバは、該全血液から反射光を受けるように構成された近位端と遠位端とを有する、受光用光ファイバと、
    該受光用光ファイバの該近位端に配置された検出器であって、該検出器は、該複数の波長間での反射光の光吸収度の変化を測定するように構成された、検出器と、
    該複数の波長間での該反射光の該光吸収度の変化を使用して、該全血液の該総ヘモグロビンを測定するように構成された処理ユニットと
    を備えている、装置。
18. 前記検出器は、前記反射光の前記複数の波長を多重化する複数の検出器を含む、請求項１７に記載の装置。
19. 前記複数の波長は、約５００ナノメートルと約６００ナノメートルとの間の第１の波長と、約７００ナノメートルと約７２０ナノメートルとの間の第２の波長とを含む、請求項１７に記載の装置。
20. 前記複数の波長は、約５４８ナノメートルの第１の波長と、約８０５ナノメートルの第２の波長とを含む、請求項１７に記載の装置。
21. 前記光源は、複数の光源を含み、各光源は、個別の波長で光を発するように構成されている、請求項１７に記載の装置。
22. 前記複数の光源を制御することにより、一度に複数の光源のうちのただ１つが光を発するようにするシーケンサ制御ユニットをさらに備えている、請求項２１に記載の装置。
23. 波長フィルタをさらに備え、該波長フィルタは、一度に単一の個別の波長だけが波長フィルタを通過するように前記複数の光源をフィルタする、請求項２１に記載の装置。
24. 前記複数の光源は、カラー発光ダイオードを含んでいる、請求項２１に記載の装置。
25. 前記光源は、白色発光ダイオードである、請求項１７に記載の装置。
26. 前記光源は、白熱電球である、請求項１７に記載の装置。
27. 前記白熱電球は、タングステンハロゲンランプである、請求項２６に記載の装置。
28. 全血液の総ヘモグロビンを決定する装置であって、
    可視スペクトルにおいて複数の波長で光を該全血液の中に送るように構成された光源と、
    該全血液から、該光を受けるように構成された光検出器と、
    処理ユニットであって、該処理ユニットは、該光検出器に結合されることにより、該複数の波長の各々での該全血液からの該光の光吸収度を決定し、該複数の波長間での該光吸収度の変化を使用して、該全血液の該総ヘモグロビンを決定する、処理ユニットと
    を備えている、装置。
29. 前記光検出器は、前記光源からの前記複数の波長を多重化する複数の光検出器を含んでいる、請求項２８に記載の装置。
30. 前記複数の波長は、約５００ナノメートルと約６００ナノメートルとの間の第１の波長と、約７００ナノメートルと約７２０ナノメートルとの間の第２の波長とを含む、請求項２８に記載の装置。
31. 前記複数の波長は、約５４８ナノメートルの第１の波長と、約８０５ナノメートルの第２の波長とを含む、請求項２８に記載の装置。
32. 前記光源は、複数の光源を含み、各光源は、個別の波長で光を発するように構成されている、請求項２８に記載の装置。
33. 前記複数の光源を制御することにより、一度に複数の光源のうちのただ１つが光を発するようにするシーケンサ制御ユニットをさらに備えている、請求項３２に記載の装置。
34. 波長フィルタをさらに備え、該波長フィルタは、一度に単一の個別の波長だけが波長フィルタを通過するように前記複数の光源をフィルタする、請求項３２に記載の装置。
35. 前記複数の光源は、カラー発光ダイオードを含んでいる、請求項３２に記載の装置。
36. 前記光源は、白色発光ダイオードである、請求項２８に記載の装置。
37. 前記光源は、白熱電球である、請求項２８に記載の装置。
38. 前記白熱電球は、タングステンハロゲンランプである、請求項３７に記載の装置。

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