JP2013543578A - 光学的血液モニタリングシステム用の血液チャンバ - Google Patents

光学的血液モニタリングシステム用の血液チャンバ Download PDF

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Abstract

光学的血液モニタリングシステム用の体外の血液チャンバは、低い酸素飽和度および低いヘマトクリットレベルにおいて生じ得る、光のダクティングに起因する酸素飽和度を測定するときの不正確性を防止するために、不透明なチャンバ本体を有する。1つの実施形態では、該血液チャンバは、従来の血液チャンバに存在するような堀を有する必要がない。
【選択図】図８

Description

本発明は光学的血液モニタリングシステムに関し、詳細には、ヘマトクリット、酸素飽和度、および／または他の血液構成成分のリアルタイム測定用の使い捨ての血液チャンバに関する。当該血液チャンバは、体外の患者の血流をモニタリングするときに有用である。本発明は、特に、低レベルの酸素飽和測定値の信頼性を向上することを対象とする。
本発明に関連する種類の血液チャンバは、従来の血液透析治療の間に患者のヘマトクリットおよび酸素飽和度をモニタリングするために広く使用されている。腎不全または部分的な腎不全を伴う患者は、通常、血液から毒素および過剰な流体を除去するために血液透析治療を受ける。そのために、吸入針またはカテーテルを通じて患者から血液を採取する。吸入針またはカテーテルは、特に認められているアクセス位置(例えば、外科的に腕、大腿部、鎖骨下部等に位置するシャント)に位置する動脈から血液を採取する。針またはカテーテルは、体外のチューブに接続され、該チューブは、蠕動ポンプ、次いで透析器に供給され、透析器は血液を浄化し、過剰な水を除去する。その後、浄化された血液が追加の体外チューブおよび別の針またはカテーテルを通じて患者に戻される。場合によっては、血液の凝固を防止するために、血液透析回路中にヘパリン点滴が置かれる。背景の目的で、採取された血液が透析器を通過する際、血液は透析器内のストロー状のチューブ内を進む。該チューブは、未浄化の血液のための半透過性の通路として機能する。新鮮な透析液は、その下流端において透析器に入る。透析物はストロー状チューブを取り囲み、チューブを流れる血液とは反対の方向に透析器を流れる。新鮮な透析物は、拡散によりストロー状チューブを通過する毒素を集め、また限外ろ過により血液中の過剰な流体を集める。除去された毒素および過剰な流体を含有する透析物は、廃棄物として処分される。
血液透析の間に、光学的血液モニタリングシステム(本出願の譲受人により販売されているCRIT-LINE(登録商標)モニタリングシステム等)を使用することが当該技術分野において知られている。現行のCRIT-LINE(登録商標)血液モニタリングシステムは、血液透析システムまたは体外血流を伴うその他のシステムを流れる血液のヘマトクリットおよび酸素飽和度をリアルタイムで非侵襲的に測定するために、光学技術を使用している。CRIT-LINE(登録商標)システムが従来の血液透析システムと共に使用される場合、通常、無菌の使い捨ての血液チャンバが、透析器の動脈側において体外チューブに直列に取り付けられる。血液透析手順の間、血液チャンバは光学センサのための観察位置を提供する。複数の波長の光が血液チャンバおよび該チャンバを流れる患者の血液に向けられ、各波長の結果としての強度が光検出器により検出される。ヘマトクリットを測定するための好ましい波長は約810nm(例えば、829nm)(これは赤血球の実質的に等吸収である。)、および約1300nm(これは水の実質的に等吸収である。)である。"System and Method for Non-Invasive Hematocrit Monitoring"というタイトルの米国特許第5,372,136号(1999年12月13日に発行され、本出願の譲受人に譲渡された。)に実質的に開示されているCRIT-LINE(登録商標)コントローラに実装されたレシオメトリック技術は、患者のヘマトクリット値をリアルタイムで算出するためにこの情報を使用する。当該技術分野において広く使用されているヘマトクリット値は、所与の全血試料中の赤血球の体積を該血液試料の全体積で割ることにより決定されるパーセンテージである。
臨床の場では、血液透析の間に生じる血液体積の実際のパーセンテージの変化は、測定されたヘマトクリットの変化からリアルタイムで決定できる。そのため、CRIT-LINE(登録商標)モニタ等の光学的血液モニタは、患者のヘマトクリットレベルのみならず、血液透析治療セッションの間のリアルタイムの患者の血液体積の変化も非侵襲的にモニタリングすることができる。血液体積のリアルタイムの変化をモニタリングする能力は、安全で効果的な血液透析を促進する。
ヘマトクリット(HCT)値を決定するための数学的なレシオメトリックモデルは、下記式：
Figure 2013543578
（式中、i810は810nmでの受光器により検出された赤外線強度であり、i1300は1300nmでの検出された赤外線強度であり、かつ、I0-810およびI0-1300は、血液チャンバを通じた損失を考慮した血液に入射する赤外線の強度を表す定数である。）によって表すことができる。関数f[]は、ヘマトクリット値を得るための実験データに基づいて決定された数学関数である。好ましくは、上記式(1)の関数f[]は、比較的単純な多項式(例えば、2次多項式)である。両波長におけるLEDエミッタから光検出器への赤外放射線の移動距離が一定の距離である場合にのみ、上記式(1)は当てはまる。
酸素飽和度(SAT)を決定するための数学的なレシオメトリックモデルは、下記式：
Figure 2013543578
（式中、i660は660nmでの受光器の光強度であり、i810は810nmでの検出された強度であり、かつ、I0660およびI0829は、血液チャンバを通じた損失を考慮した血液に入射する強度を表す定数である。）によって表すことができる。関数g[]は、酸素飽和度を得るための実験データに基づいて決定される数学関数であり、これもまた好ましくは2次多項式である。また、ヘマトクリット算出のための式(1)と同様に、酸素飽和度算出のための式(2)についても、660nmおよび810nmの両波長における各々のLEDエミッタから各々の検出器への光および赤外放射線の移動距離が一定の距離である場合にのみ、当てはまる。ヘマトクリットの算出の場合と同様に、660nmまたは810nmの波長での測定された強度に誤差がある場合、酸素飽和値において誤差が生じ得る。そしてまた、そのような誤差は一般的でないが、そのような誤差の最も多い原因は、血液チャンバを通る光のダクティングである。
図面の詳細な説明の項目でより詳細に後述するように、現行のシステムで使用される血液チャンバは、透明な医療グレードのポリカーボネートで作られた成形体を有する。チューブのセットおよび透析器と共にチャンバ本体は各患者のために交換され、血液チャンバは単回使用を意図される。血液チャンバは、内部血流キャビティ、平坦な観察領域、および2つの観察レンズを提供し、該2つの観察レンズの1つは、ポリカーボネートの血液チャンバの本体と一体に成形され、他方は適所に溶接される。LEDエミッタ、および光学的血液モニタ用の光検出器が、レンズにわたる血液チャンバの適所に留められる。
透明なポリカーボネートの血液チャンバは、LEDエミッタからの可視光および赤外光をダクトする傾向があるため、検出器によって感知される光強度の一部は、観察エリア中の血流を通るLEDエミッタから検出器への直接経路に沿った距離と同じ距離を通過しない。このはぐれた可視光またははぐれた赤外光が減衰されなければ、システムは、容易にモデル化されないまたは校正の間に抽出されない誤差を生成し得る。先行技術の血液チャンバは、観察レンズの間の血流キャビティ中の平坦な観察領域の周囲に堀を有して成形される。堀は血液の比較的厚い層を保持し、周辺光、および光のパイピングの不正確性を減衰するのを助ける。血液で満たされた堀は、チャンバを通じてダクトされ、各々の光検出器に向かう経路に屈折された可視光および赤外光を減衰する。
患者が非常に低いヘマトクリットレベル(例えば、HCT < 約15)を有する場合、堀を用いても、低レベルの酸素飽和を測定するときに、光のダクティングに起因する誤差が生じ得ることが発見されている。
660nmの波長での血液を通じた酸素飽和シグナルについての全ダイナミックレンジは、およそ500:1である。通常のヘマトクリットレベルについて、血液チャンバ中の堀は赤血球で満たされ、660nmの波長において光検出器をダクトされた光から十分に分離するため、酸素飽和度の測定は、予測される酸素飽和度のダイナミックレンジ全体にわたって正確となる。しかしながら、患者のヘマトクリットが約15未満まで下降したとき、堀中の赤血球はより少なくなり、そのシグナル分離能力は劣化する。これらの状況下において、光のパイピングは酸素飽和度の検出における不正確性を招き得る。既述の通り、酸素飽和度の算出は、放射線が血液チャンバのレンズおよび血液チャンバを流れる血液を通過した後に660nm(赤色)および810nm(赤外)において検出される強度のレシオメトリックモデルに基づく。810nmでのシグナルの予測されるダイナミックレンジは約20:1であり、660nmでのシグナルの予測されるダイナミックレンジは約500:1であることが経験されている。660nmでのシグナルの予測されるダイナミックレンジが大きいことに部分的に起因して、(低いHCTレベルにおいて)光のパイピングにより導入される誤差は、低レベルでの酸素飽和シグナルの分解能と競合する。
近年、体外血液の採取のためのアクセスポイントが、患者の静脈血を含有するカテーテルを通じたものであるより多くの適用において、CRIT-LINE(登録商標)光学的血液モニタが使用されている。深刻な病気または状態を伴うほぼ全ての患者は、低いヘマトクリットレベルを有する。低いヘマトクリットレベルは、堀中の赤血球含量が枯渇するため、現行の血液チャンバにおいて、より逸脱した光のパイピングを促進する。酸素飽和度の測定精度はそれにより劣化する。静脈測定が為されるそのような適用としては、大手術および集中治療室でのものを挙げることができる。現行の研究は、静脈の酸素飽和度と心拍出量との間の強い相関を示している。健常個体の通常の酸素飽和度は、動脈血について95%、静脈血について約65%であり得る。50%以下である静脈の酸素飽和度は、患者の状態について懸念する理由を提起するであろう。特に静脈血における低い酸素飽和度を正確に測定する必要性は、従来の血液透析の適用に加えて、これらの種類の適用においてより広まりつつある。低い酸素飽和度のより高い可能性が幾分ある他の適用もまた、より広まりつつある。
本発明の要旨
本発明の第一の目的は、レシオメトリックモデルを介して酸素飽和度を算出するために使用される検出シグナルの予測されるダイナミックレンジ全体にわたって酸素飽和度の正確な測定を促進し、かつ、高いヘマトクリットレベルおよび低いヘマトクリットレベルの両方でそれを行うことである。
本発明は、血液チャンバであって、血液チャンバを流れる血液の酸素飽和度を算出するためのレシオメトリックモデルにて使用される波長の1つと同じ波長を有する赤色光を通さない材料から少なくとも部分的に作られたチャンバ本体を有するものに関する。この目的のために、青色の付いたチャンバ本体が使用され得、それを以って、チャンバ本体をダクトする赤色光を減衰し、かつダクトされた光からレンズを分離し、それにより、患者のヘマトクリット値が低いときに低レベルの酸素飽和の測定値に付随し得る酸素飽和度の測定における不正確性を回避し得る。
一部のシグナル処理技術は、周辺光の影響を十分に考慮せず、そしてこれらの適用では、たとえ660nmの可視赤色光を減衰するためにチャンバ本体に青色が付いていたとしても、約810nmおよび1300nmの赤外光を減衰するために堀が重要である可能性が高い。しかしながら、本発明の第二の目的は、血液チャンバの設計において堀を除去することを可能とし、そしてそれでもなお、周辺光の影響を問題とせずにシステムの信頼できる酸素飽和の測定精度を維持することである。
本発明の他の目的および利点は、以下の図面およびその説明を検討すれば当業者に明らかとなるであろう。
図1は、血液透析治療を受けている患者の斜視図であり、非侵襲的な光学的血液モニタが、患者の血液が血液透析システム中の体外チューブを通過する際にリアルタイムでそれをモニタリングしている。 図2は、光学的血液モニタ用のセンサアセンブリを示す斜視図であり、該センサアセンブリは、血液透析システムの体外のチューブ中に接続された先行技術の血液チャンバを流れる血液を感知するために配置されるものである。 図3は、図2に示す先行技術の血液チャンバの詳細図である。 図4は、図2中の線4-4に沿って切り取った断面図である。 図5は、光学的血液モニタ用のコントローラの正面図であり、リアルタイムのヘマトクリット(HCT)、血液体積の変化(BVΔ)、ヘモグロビン(HBG)および酸素飽和(SAT)レベルを含むデータ、ならびに、血液透析治療セッションの時間的長さ、および血液透析治療セッションの過程の間の血液体積の変化のグラフィック表示を示している。 図6は、血液チャンバを通過する血液のヘマトクリットおよび酸素飽和をモニタリングするための、血液チャンバを通る種々の波長の光および赤外放射線の検出を示す概略図である。 図6Aは図6に類似する概略図であって、ダクトされた光の影響を更に示している。 図7は、本発明の第1の実施形態に従って構築された血液チャンバの斜視図である。 図8は図7に類似する図であって、チャンバ本体から分解されたレンズ本体を示している。 図9は、図7および図8に示す血液チャンバの背面の斜視図である。 図10は、図7中の線10-10に沿って切り取られた長手方向の断面図である。 図11は、図10中の線11-11に沿って切り取られた断面図である。 図12は図8に類似する図であって、本発明の第2の実施形態を示している。 図13は、第2の実施形態の長手方向の断面図である。 図14は、図13中の線14-14に沿って切り取られた断面図である。
先行技術
図1は、従来の血液透析システム12を用いた血液透析治療を受けている患者10を示し、そしてまた、非侵襲的な光学的血液モニタ14を示している。通常の血液透析医院は、患者を治療するための血液透析システム12をいくつか有しているであろう。
インプットニードルまたはカテーテル16は、患者10のアクセス部位(腕のシャント等)に挿入され、体外チューブ18に接続されている。体外チューブ18は、蠕動ポンプ20、次いで透析器または血液フィルタ22に繋がっている。透析器22は、患者の血液から毒素および過剰な流体を除去する。透析された血液は、体外チューブ24およびリターンニードルまたはカテーテル26を通じて透析器22から患者へ戻される。図1には示していないが、凝固を防止するために体外血流はヘパリン点滴を受ける。過剰な流体および毒素は、清浄な透析液により除去される。清浄な透析液は、チューブ28を介して透析器22に供給され、チューブ30を介して廃棄のために除去される。合衆国での通常の血液透析治療セッションは約3〜5時間を要する。図1に記載されるような通常の血液透析治療では、アクセス部位により患者から動脈血を採取する。動脈のアクセスが利用できない場合、患者の血液にアクセスするために静脈カテーテルが使用され得る。既述の通り、他の透析適用(集中治療室での低流量の適用、および持続的腎代替療法(CRRT)を使用した手術の間の低流量の適用、等)は、患者から静脈血を採取し得る。現行の技術は、静脈血中の酸素飽和度が患者の心拍出量に相関することを示している。図1に示す局所血液モニタ14は、それらの他の血液透析適用においても使用され得る。
光学的血液モニタ14は、血液チャンバ32、センサクリップアセンブリ34、およびコントローラ35を有する。血液チャンバ32は、透析器22の上流で体外チューブ18に直列に位置することが好ましい。蠕動ポンプ20からの血液は、チューブ18を通って血液チャンバ32内に流れる。好ましいセンサアセンブリ34は、実質的に810nm(例えば、829nm)(これは、赤血球の等吸収である)、実質的に1300nm(これは、水の等吸収である)、および実質的に660nm(これは、酸化ヘモグロビンに感受性である)の光を放出するLED光エミッタを有する。血液チャンバ32はレンズを有するため、センサエミッタおよび検出器は、血液チャンバ32を流れる血液を観察でき、かつ、先行技術で一般に知られるレシオメトリック技術を使用して患者のリアルタイムのヘマトクリット値および酸素飽和値を決定できる。
ここで図2-4を参照すると、先行技術の血液チャンバ32の本体は、成形された医療グレードの透明なポリカーボネートから作られている。それは2つの観察窓36、38(図4を参照)を有する。入り口40および出口42は、ルアーロックコネクタとして従来知られている標準的な医療産業の接続器具に適合するように設計されている。図2-4に示す血液チャンバ32では、入り口40は血液チャンバ32と一体に成形されており、出口42は、血液チャンバ32の本体に結合された好適な市販の接続アダプタから構成されているか、あるいはコネクタ42の代わりにチューブが本体に直接的に取り付けられている。センサクリップアセンブリ34は、エミッタサブアセンブリ46および検出器サブアセンブリ44を有する。図4に最もよく示されるように、実質的に660nm、810nm(例えば、829nm)および1300nmの可視光および赤外光を放出するLEDを含むLED回路基板48が、エミッタサブアセンブリ46用のハウジング内に取り付けられている。LED回路基板48上の光エミッタは、成形されたレンズ50を通じて放射線を放出する。成形されたレンズ50は、エミッタサブアセンブリ46中に取り付けられ、かつ血液チャンバ32用の観察窓36を通る放射線を方向付ける。検出器回路基板52は光検出器を含み、光検出器の少なくとも1つはシリコンから作られ、810nmおよび660nmでの強度を検出し、他のものはインジウムガリウムヒ化物(Indium Gallium Arsendide)(InGaAs)から作られ、1300nmでの光強度を検出する。コントローラ35(図1)は、各々のLEDエミッタおよび検出器の各々の作動を制御し、独立した波長測定をデコミュテートする。そのため、1つのエミッタのみが任意の所与の時点においてアクティブである。検出器回路基板52は、検出器サブアセンブリ44用のハウジング内に取り付けられている。成形されたレンズ54は、検出器サブアセンブリ44中に取り付けられている。
血液チャンバ32中の観察窓38は、検出器サブアセンブリ44の光検出器回路基板52上の検出器に対する各々の波長の光の伝播を促進する。観察窓38は、血液チャンバ32の本体に音波的に溶接された別個の挿入部58(レンズ本体58と呼称する。)中に成形されることに留意されたい。血液は、入り口40から通路60を通って中央の観察領域62(本明細書では、内部血流キャビティ62とも呼称する。)に流れる。内部血流キャビティは、血液チャンバを流れる血液32のための実質的に平坦で、薄い(例えば、0.1インチ未満)観察領域を提供する。3つの選択された波長、即ち810nm、1300nmおよび660nmでの光および赤外放射線のパルスは、内部血流キャビティ62により提供される平坦な観察領域を通る血液、および、チャンバ32中の観察窓36、38を伝播される。堀64は、平坦な観察領域62を取り囲む。堀64は、平坦な観察領域62よりも幾分深い。堀64は、血液のより厚い領域を提供し、それが、多くの作動条件下で、チャンバ本体をダクトされた光または赤外放射線から検出器を光学的に分離する。既述の通り、堀64を使用して光のダクトを防止することは、低いヘマトクリット値(例えば、HCT = 約15未満)においては特に有効でない。1つまたはそれより多くの乱流棒66が、観察領域62のすぐ上流に位置し、観察領域62にわたる流れにおいて安定な渦流を生成する。観察領域62を通る流れは層流でないが、図4に示す血液チャンバ32の構成は、圧力および流速の点で、観察領域62を通る安定な流れをもたらす。
センサクリップアセンブリ34用のハウジング44および46は内部ハウジングフレーム45、47を有し、内部ハウジングフレーム45、47は各々の外部シェル46、44に接続している。内部ハウジングフレーム45、47は開口部を提供し、成形されたレンズ50、54は該開口部内に取り付けられる。センサクリップアセンブリ34は、好ましくは、ばね仕掛けのクリップアセンブリであって、図2に示されるような血液チャンバ32に取り外し可能に取り付けられるように構成されたものである。クリップ34が血液チャンバ32に取り付けられたときに予め定められた位置にあるように、血液チャンバ32の両側は成形される。既述の通り、先行技術の血液チャンバ32は、使い捨ての透明なポリカーボネートの構成要素である。体外チューブ18および24と同様に、血液チャンバ32は患者毎に交換される。
図5は、光学的血液モニタ14用の例示的なコントローラ35の正面図である。コントローラ35はディスプレイ68を有し、ディスプレイ68は、血液透析を受けている患者のリアルタイムの血液モニタリングデータを提供する。図5中のディスプレイ68は、現行の治療セッションにおいて患者10が血液透析を受けている時間の長さ70を示す。図5のスクリーン68上に表示された時間70は2時間53分である。ディスプレイ68はまた、光学的にモニタリングされたヘマトクリット(HCT)72および酸素飽和(SAT)度74のリアルタイムの値、ならびに治療セッション78の間の算出されたヘモグロビン(HGB)76および血液体積の変化(BVΔ)の値を示す。ディスプレイ68上のグラフ80は、2時間53分の治療セッションの過程にわたる患者の血液体積の変化を示す。図1に示すように、このデータは、患者10の近くの位置で表示される。
光学的血液モニタ14の校正および正確性を定期的に確認すべきである。当該技術分野において、これは通常、コントローラ35の脇に取り付けられた検証フィルター(既知の光学的性質を有する層状のプラスチックから作られている。)上にセンサクリップ34を配置することにより為される。コントローラ35内の校正ソフトウェアは、ユニットの校正を検証するか、あるいは、ユーザーがユニットのフィールドを校正して工場の校正設定に戻すことを可能にする。場合によっては、校正のためにユニットを工場に戻す必要があり得る。
図6は先行技術の血液チャンバ32の概略的描写であり、患者の血液82がチャンバ32を流れている。上述の通り、血液82は入り口40を通って血液チャンバに入った後、平坦な観察エリア62を取り囲む堀64内に流れる。観察エリア62の距離は、dbと標識された矢印により与えられ、これは平坦な観察エリア62を流れる血液の厚さを表す。血液は平坦な観察エリア62を離れた後、観察エリア62の他の側に位置する堀64内に流れ、そして出口42を通ってチャンバから出る。図6は、3つのLEDエミッタ84、86および88を示している。LED84は実質的に1300nmの赤外光を放出し、LED86は実質的に810nmの赤外光を放出し、LED88は実質的に660nmの赤色光を放出する。既述の通り、LED84、86、88の各々は、一定の強度にて光を放出する。他の多重化方法が可能ではあるが、これらのLEDは、他のLEDがオンでないときにオンとなるように、ある期間にわたってパルスされる(即ち、時間に基づく多重化)。図6に示すように、各LEDエミッタ84、86、88からの光は、最初に血液チャンバ32中の透明なポリカーボネートの伝播窓90を伝播し、次いで平坦な観察領域62を通って流れる血液を伝播し、そして最後に血液チャンバ32の他の側にある透明なポリカーボネートの受け入れ窓92を伝播する。インジウムガリウムヒ化物検出器93は、血液チャンバ32の壁および平坦な観察領域92を流れる血液を伝播する1300nmの光波の強度を検出する。シリコン検出器95は、血液チャンバ32の壁および平坦な観察領域92を流れる血液を伝播する810nmおよび660nmの光の強度を検出する。
種々の波長の各々における光の強度は、LED84、86、88の各々から放出された一定の強度の光からの減衰および散乱により低減される。光の各波長について、ベールの法則は減衰および散乱を以下の通りに記述する：
Figure 2013543578
(式中、in = 減衰および散乱後の波長nにおける受信される光の強度; Ion = 測定される媒体へ入射する波長nにおける伝播される光の強度; e = 自然対数の指数項; ε = 測定される媒体についての吸光係数(p - ポリカーボネート、b - 血液); X = 測定される媒体のモル濃度(p - ポリカーボネート、b - 血液); およびd = 測定される媒体の距離(pt - 伝播するポリカーボネート、b - 血液、pr - 受信するポリカーボネート))
ポリカーボネートの血液チャンバの特性は変化しないため、上記式(3)中の1次および3次の指数項は、先行技術において通常、各波長について定数であることが仮定される。数学的には、これらの定数項は、初期定数項Ion(これは、各々のLEDエミッタ84、86、88から伝播される放射線の各々の一定の強度を表す。)と乗法的なものである。単純化の目的で、式(3)はしばしば、バルク吸光係数および修正された初期定数I' onを用いて以下の形式：
Figure 2013543578
(式中、in = 検出器が受信する血液の境界にあるかのようにしたときの、減衰および散乱後の波長"n"における受信される光の強度; α = 血液についてのバルク吸光係数; αb = εb X b; およびI'o-n = 血液チャンバの壁を通じた損失を考慮した波長nの境界での等価の伝播される放射線の強度)に書き直される。
上記式(4)に定義されるアプローチを使用すれば、赤血球についての等吸収である810nmの波長および水についての等吸収である1300nmの波長を使用して患者のヘマトクリットを決定できる。これらの2つの波長において測定された強度の正規化された振幅の比は、血液チャンバ中のそれぞれ赤血球および水構成成分についての複合の吸光値αの比を生成する。従って、以下の数学関数は、測定されたHCT値：
Figure 2013543578
(式中、i810は810nmでの受光器95(図6)の検出した赤外線強度であり、i1300は1300nmでの受光器93(図6)の検出した赤外線強度であり、I0810およびI01300は、それぞれ810nmおよび1300nmでの血液チャンバを通じた損失を考慮した血液への入射赤外放射線強度を表す定数である。)を定義する。上記式は、血液チャンバ32を通る血液の流れが定常状態(即ち、定常的な圧力および定常的な流速)にあることを仮定することで真となる。この仮定は、部分的には、血液を定常状態に維持することを堀64が助けるため、正確である。
好ましい関数f[]は、以下の形式：
Figure 2013543578
を有する2次多項式である。
第1および第2の波長の入射赤外放射線が実質的に等吸収である限り、2次多項式で通常十分である。
酸素飽和度または酸化ヘモグロビンレベルは、検出器95(図6)により検出される660nmの赤色光の強度および検出器95(図6)により検出される810nmの赤外光の強度についてのレシオメトリック式を使用して決定される。酸素飽和度を決定するためのレシオメトリックモデルの形式は以下の通りである：
Figure 2013543578
(式中、i660は660nmでの受光器の検出した強度であり、i829は810nmでの受光器の検出した強度であり、I0660およびI0829は、血液チャンバを通じた損失を考慮した血液への入射の強度を表す定数である。)。関数g[]は、酸素飽和度を得るための実験データに基づく数学関数であり、これもまた好ましくは2次多項式
Figure 2013543578
である。酸素飽和値(SAT)の誤差は、660nmまたは810nmのいずれかの波長において測定された光の強度に誤差がある場合に生じ得る。既述の通り、そのような誤差の最も多い原因は、血液チャンバをダクトされた赤色光(660nm)であることが見出されている。以前に記載した通り、予測される660nmのシグナルのダイナミックレンジは約500:1である。低いヘマトクリット値(例えば、約15HCT未満)において、現行の血液チャンバは、ダクトされた光を減衰することにおいて特に効果的でない。非常に低い酸素飽和度において必要とされる分解能に起因して、ダクトされた光により引き起こされる誤差は、低いヘマトクリットレベルでの酸素飽和読み取りを劣化させ得る。
本発明
図6Aは、ダクトされた光放射線のシグナル光線96、特には、光検出器95によって感知される約660nmの波長を有する赤色光の単一光線を示す概略図である。チャンバ32および血液82の境界におけるLEDからの光(例えば、LED88からの660nmの光波)の入射角度がスネルの法則により定義される臨界角度よりも小さいときに、光のパイピングが生じる。この状況において、光は、血液82を通過して直接的に光検出器95へ進むよりむしろ、血液チャンバ材料32中に反射する。血液チャンバ32の幾何学的形状、および、先行技術の血液チャンバ32中の透明なポリカーボネート材料が反射／屈折を介して光を伝播する能力に起因して、ダクトされた光は、検出器95に向けて屈折される前に、多くの特有の経路を取り得る。実際には、光検出器95における結果としてのシグナルは、その位置に到達する全ての直接的な光線および全てのパイプされた光線の和である。光の波長は比較的小さいため、血液チャンバ毎の製造公差における実質的にあらゆる変化は、パイプまたはダクトされた光について伝達関数を完全におよび予測可能に特徴付けるあらゆる能力を無効にする。ダクティングは、(以下に限定されないが、)血液チャンバ32の材料、血液チャンバの寸法、LEDエミッタから光検出器への反射／屈折の回数、光または赤外放射線の波長、および進行距離の総経路の関数である。単純化および解析のために、検出器でのパイプされた光の強度(ip)は、いくつかの変数の関数：
Figure 2013543578
(式中、
Io= 関心のある波長におけるLED光エミッタから印加された強度；
ip= 光検出器での直接的なパイピング経路から受信した強度；
ρ = いくつかの変数v1、v2、v3,・・・・・vnのパイピング関数)
である。
光検出器95で受信される総強度は、光検出器95に到達する個々の光シグナルの、結果としての和となる。光は粒子および波の両方の性質を示すため、この和が各々の光成分の各々の位相での振幅のベクトル和からなるベクトル形式となると結論することは合理的である。一般に、
Figure 2013543578
(式中、
i = 足し合わされ、光検出器でのカレントに統合された総強度シグナル
is= シグナル経路dbに沿ってLED88から到達した光の成分
ip= 光パイピング経路を通ってLED88から到達した光の成分)
である。
ダクティングが存在する場合、式(8)は、ipを各レシオメトリック項isに足すことにより修正されなければならない。ipおよびレシオメトリック項isは比例的に変化しないため、ipの値がレシオメトリック項isと比較して有意である場合、多項式gは解を持たず決定できない。
総強度シグナル(i)が直接のシグナル経路(db)の成分(is)およびダクトされた光の成分(ip)の両方を含むことを考慮すれば、患者のヘマトクリットが低く、光パイピングシグナル96が血液チャンバの堀64中の血液により減衰されない場合には、酸素飽和度を測定するために必要なダイナミックレンジ全体にわたって上記式(7)についての十分に信頼できる関数g[]を決定することは、不可能でないにしても、難しくなる。光パイピングの誤差を数学的に考慮するための努力は、これまで達成が難しかった。本発明によれば、好ましい方法は光検出器95により検出されるパイプされた光の強度を除外するものであることが見出されている。これは、適切な波長の光が血液チャンバ本体を通って進むときにそれを吸収する材料または色付けを血液チャンバ本体に追加し、それによりレシオメトリックモデルについての必要な数学から光パイピング項を除去することにより、本発明に従って為される。
図7-11は、本発明の第1の実施形態に従う血液チャンバ100を示す。血液チャンバ100は、図3および4に示す先行技術の血液チャンバ32に多くの点で類似している。しかしながら、血液チャンバ100は、660nmの波長のダクトする光を減衰するために、青色の付いた部分108を有するチャンバ本体102を有する。特に図10を参照すると、チャンバ本体102上のレンズ106は、信頼できる光伝播を促進するために磨き仕上げされて成形された透明な医療グレードのポリカーボネート材料から作られていることが好ましく、例えば、Bayer Makrolon FCR2458-55115(リグラインドを許容しない)(これは、血液との接触を認められている)、USP XX11、Class V1である。材料がグレード番号、ロット番号および製造日について認証されることが予測される。離型剤は使用されるべきでなく、またあらゆる潤滑は食品グレードであるべきであり、シリコンに基づくべきではない。成形された部品は、0.1mm2より大きい解放された異物および0.2mm2より大きい埋め込まれた異物を有さずに製造されるべきである。成形仕上げは、観察窓の表面に沿ってを除いてSPIA3(スケール)であることが好ましく、観察窓の表面では、仕上げは少なくともSPIA1であることが好ましい。更に、観察窓は、通常の目で12"から見たディスプレイ窓を通じて見たときに、スプレイ(splay)、バブルまたはマークを含むべきではない。部品は浄化され、使用前に汚れ、油および他の異物を免れているべきである。チャンバ本体102の残りの青色の付いた部分をオーバーモールドする前に、透明なレンズ部分106は成形されることが好ましい。より詳細には、透明なレンズ部分106は、チャンバ本体の青色の付いた部分108をオーバーモールドする間に、成形中に配置される。青色の付いた部分108の材料は、透明なレンズ部分106の材料と適合するべきであり、かつ、色付けを除いて同じ材料(医療グレードのポリカーボネート)であることが好ましい。材料の適合性は重要である。透明なレンズ部分106と、生じる青色の付いた部分108との間の継ぎ目において、漏れが生じることは許されないためである。
青色の付いた部分108は、不透明でかつ一般に赤色光、特に約660nmの波長を有する赤色光を透過しないダークブルー色を付されていることが好ましい。この目的のためのポリカーボネート材料の好適な青色付けは、Pantone PMS 2935である。より淡い色付け(Pantone PMS 2707等)はより好適でない。
図8-11中の血液チャンバ100は血流キャビティ120内の観察エリアを取り囲む堀を有していないことに留意すべきである。既述の通り、システムが、例えば適切なシグナル処理の使用を通じて、周辺光の影響を除去できるのであれば、血液チャンバから堀を除去することが望ましくあり得る。
レンズ本体104は、好ましくは、透明な医療グレードのポリカーボネートで全体が作られており、かつ、チャンバ本体102上の適所に音波的に溶接される。チャンバ本体102中にオーバーモールドされたレンズ106は、実質的に平坦な内壁110を有し、実質的に平坦な内壁110は、内部血流キャビティ120の一部分を形成する。レンズ本体104は、実質的に平坦な内壁112を有する。
チャンバ本体は、実質的に平坦な内壁110を有し、実質的に平坦な内壁110は、内部血流キャビティ120の一部分を形成する。レンズ本体104がチャンバ本体102に取り付けられている場合、レンズ本体104の平坦な内壁112は、チャンバ本体102の平坦な内壁110に実質的に平行である。レンズ本体104の平坦な内壁112は、予め定められた一定の距離だけ、チャンバ本体102の平坦な内壁110から分離される。平坦な内壁110、112の少なくとも一部分に相当する、オーバーモールドされたチャンバ本体102およびレンズ本体104上の透明な部分106は、内部血流キャビティ120を流れる血液のための観察窓として働く。血流キャビティ120は、平坦な内壁110、112、ならびに、チャンバ本体102上の周壁114(図8)によって画定される。周壁114は、レンズ本体104が適所に溶接されたときに、平坦な内壁110、112の外縁の間を伸長する。チャンバ本体102は、第1のポート122およびチャンネル124を有し、これらは、周壁114中の第1の開口部126を通じて内部血流キャビティ120と流体連結している。チャンバ本体102は第2のポート128およびチャンネル130も有し、これらは、周壁114中の第2の開口部132を通じて内部血流キャビティ120と流体連結している。図7-11に示す実施形態では、第2のポート128およびチャンネル130は、内部血流キャビティ120の中央に及ぶ軸に沿って、第1のポート122およびチャンネル124と軸方向に位置合わせされている。チャンバ本体102は乱流棒118も有し、乱流棒118は、内部血流キャビティ120中の観察エリアを通る強く、層流でない流れを確実にする。既述の通り、図7-11に示す実施形態中の内部流れキャビティ120は、観察エリアの周囲に堀を有しない。
図12-14は、本発明の第2の実施形態に従って構築された血液チャンバ200を示す。血液チャンバ200は、図3および4に示す先行技術の血流チャンバ32と同様に、内部血流キャビティ220を取り囲む堀264を有する。実際、図12-14に示す血液チャンバ200の構造および寸法は、先行技術の血液チャンバ32に示すものと実質的に同じであり、主な差異は、図12-14中の血液チャンバ本体202の部分208は青色の付いた材料(ダークブルー色の付いたポリカーボネート等)から作られることである。これは、LEDエミッタ88が660nmの赤色光を放出する場合に特に660nmのダクトされた赤色光を交代する(alternate)ためである。堀264が存在するため、チャンバ本体202を通じた赤外放射線(または周辺光)のダクトは、リアルタイムの酸素飽和およびヘマトクリットレベルを決定するためのレシオメトリックモデルに関する数学において誤差を引き起こす可能性が更に低い。
図7-11に示す血液チャンバ100と同様に、チャンバ本体202上の観察レンズ206は、透明で磨かれたポリカーボネート材料から作られていることが好ましく、そしてチャンバ本体202の残りの部分208は、レンズ部分206にオーバーモールドされる。以前に記載したように、チャンバ本体202の不透明な(青色の付いた)部分208は、透明なレンズ部分206と同じ材料から作られることが好ましいが、関連する波長(例えば約660nm)において赤色光の伝播が生じることを阻止するために青く色付けされる。以前の実施形態と同様に、レンズ本体204は、チャンバ本体202に音波的に溶接された透明な材料(例えば、透明なポリカーボネート)から作られる。
記載した本発明の使用および実施形態は、あらゆる点で例示的であり、限定的なものでないと考えられるべきである。

Claims (17)

  1. 体外のチューブを流れる血液を光学的にモニタリングするための血液チャンバであって、当該血液チャンバは、内部血流キャビティを通る流れの経路を画定し、該内部血流キャビティは、血液の光学的モニタリングのための平坦な観察エリアを提供し、当該血液チャンバは、
    チャンバ本体を有し、該チャンバ本体は、平坦な内壁、および、該平坦な内壁の周囲で伸長する周壁を有し、該平坦な内壁および周壁は、内部血流キャビティの一部分を形成し、
    第1のポートおよびチャンネルを有し、該第1のポートおよびチャンネルは、該周壁中の第1の開口部を通じて該内部血流キャビティと流体連結しており、
    第2のポートおよびチャンネルを有し、該第2のポートおよびチャンネルは、該周壁中の第2の開口部を通じて該内部血流キャビティと流体連結しており、
    かつ観察レンズを有し、該観察レンズは、該チャンバ本体の該平坦な内壁の少なくとも一部分に相当する透明な材料から作られており、それにより、該内部血流キャビティを流れる血液の観察手段を提供し、
    該チャンバ本体の少なくとも一部分は、第3の波長(λ3)として定義される波長を有する赤色光を通さない材料から作られており、かつ、
    レンズ本体を有し、該レンズ本体は、該チャンバ本体に取り付けられた平坦な内壁を有し、それにより、該チャンバ本体の該平坦な内壁および周壁と一緒になって該内部血流キャビティを形成し、該レンズ本体は、該レンズの該平坦な内壁により該チャンバ本体に取り付けられており、該レンズの該平坦な内壁は、該チャンバ本体の該平坦な内壁に対して実質的に平行であり、そしてまた、あらかじめ定められた一定の距離だけ該チャンバ本体の該平坦な内壁から分離されており、かつ、さらに、該レンズ本体は、観察レンズを有し、該観察レンズは、該レンズ本体の該平坦な内壁の少なくとも一部分に相当する透明な材料から作られており、それにより、該内部血流キャビティを流れる血液の観察手段を提供し、
    該血液チャンバの該不透明な部分は、該チャンバ本体をダクトする該第3の波長(λ3)の光を減衰し、かつ、該第3の波長(λ3)のダクトされた光から該レンズを分離する、
    前記血液チャンバ。
  2. 該第3の波長(λ3)が約660nmである、請求項1に記載の血液チャンバ。
  3. 該チャンバ本体の該観察レンズが、透明なポリカーボネート材料から成形されており、かつ、該チャンバ本体の残りの部分が、青色の付いたポリカーボネート材料から成形されている、請求項1に記載の血液チャンバ。
  4. 該チャンバ本体の該不透明なポリカーボネート部分が、製造プロセスの間に、該チャンバ本体の該透明なポリカーボネートの観察レンズに対してオーバーモールドされている、請求項3に記載の血液チャンバ。
  5. 該チャンバ本体の該不透明な部分が、赤色光の全スペクトルを通さない材料から作られている、請求項1に記載の血液チャンバ。
  6. 該レンズ本体の全体が透明なポリカーボネート材料から成形されている、請求項1に記載の血液チャンバ。
  7. 該内部流れキャビティが、該レンズの間の観察エリアの周囲に堀を有する、請求項1に記載の血液チャンバ。
  8. 該第2のポートおよびチャンネルが、該血液チャンバを横断する軸に沿って、該第1のポートおよびチャンネルと軸に関して位置合わせされている、請求項1に記載の血液チャンバ。
  9. 光学的血液モニタリングシステムであって、当該光学的血液モニタリングシステムは、
    体外チューブを有し、該体外チューブは、患者から採取された血液を通すためのものであり、
    血液チャンバを有し、該血液チャンバは、該体外チューブを流れる血液を受け取るものであり、該血液チャンバは、内部血流キャビティを通る流れの経路を画定し、かつ、血液の光学的モニタリングのための平坦な観察エリアを提供し、該血液チャンバは、平坦な内壁、および、該平坦な内壁の周囲で伸長する周壁を有し、該平坦な内壁および該周壁は、該内部血流キャビティの一部分を形成し、該血液チャンバは、第1のポートおよびチャンネルを有し、該第1のポートおよびチャンネルは、該周壁中の第1の開口部を通じて該内部血流キャビティと流体連結しており、該血液チャンバは、第2のポートおよびチャンネルを有し、該第2のポートおよびチャンネルは、該周壁中の第2の開口部を通じて該内部血流キャビティと流体連結しており、かつ、該血液チャンバは、観察レンズを有し、該観察レンズは、該チャンバ本体の該平坦な内壁の少なくとも一部分に相当する透明な材料から作られており、それにより、該内部血流キャビティを流れる血液の観察手段を提供し、該チャンバ本体の少なくとも一部分は、第3の波長(λ3)として定義される波長を有する赤色光を通さない材料から作られており、かつ、
    レンズ本体を有し、該レンズ本体は、該チャンバ本体に取り付けられているかまたは該チャンバ本体と一体的に形成されている平坦な内壁を有し、それにより、該チャンバ本体の該平坦な内壁および周壁と一緒になって該内部血流キャビティを形成し、該レンズ本体は、該レンズの該平坦な内壁により該チャンバ本体に取り付けられており、該レンズの該平坦な内壁は、該チャンバ本体の該平坦な内壁に対して実質的に平行であり、そしてまた、予め定められた一定のインスタンス(instance)だけ該チャンバ本体の該平坦な内壁から分離されており、かつ、該レンズ本体は、観察レンズを有し、該観察レンズは、該レンズ本体の該平坦な内壁の少なくとも一部分に相当する透明な材料から作られており、それにより、該内部血流キャビティを流れる血液の観察手段を提供し、
    センサアセンブリを有し、該センサアセンブリは、該血液チャンバを流れる患者の血液をモニタリングするものであり、該センサアセンブリは、第3の光エミッタを有し、該第3の光エミッタは、該観察レンズ、および、該血液チャンバの該内部血流キャビティを流れる血液を通る該第3の波長(λ3)の赤色光の分解を放出するためのものであり、該センサアセンブリは、第1の光エミッタを有し、該第1の光エミッタは、該観察レンズ、および、該血液チャンバの該内部血流キャビティを流れる血液を通る第1の波長(λ1)の赤外光を放出するためのものであり、かつ、該センサアセンブリは、少なくとも1つの光検出器を有し、該少なくとも1つの光検出器は、該第3(λ3)および第1(λ1)の波長の各々の光の強度を、該光が、該観察レンズ、および該血液チャンバの該血液チャンバを流れる血液を通過した後に、検出するためのものであり、該血液チャンバの該不透明な部分は、該チャンバ本体をダクトする該第3の波長(λ3)の光を減衰し、かつ、該第3の波長(λ3)のダクトされた光から該レンズを分離し、かつ、
    コントローラを有し、該コントローラは、レシオメトリックモデルを有し、該レシオメトリックモデルは、少なくとも、該第3の波長(λ3)での強度の検出された値および該第1の波長(λ1)での強度の検出された値の関数として、患者の酸素飽和度を算出するものである、
    前記光学的血液モニタリングシステム。
  10. 該チャンバ本体の該観察レンズが、透明なポリカーボネート材料から成形されており、かつ、該チャンバ本体の残りの部分が、不透明なポリカーボネート材料から成形されており、かつ、さらに、該チャンバ本体の該不透明な部分が、製造プロセスの間に、該チャンバ本体の該透明な観察レンズにオーバーモールドされている、請求項9に記載の発明。
  11. 該第3の波長(λ3)が約660nmであり、かつ、該第1の波長(λ1)が約810nmである、請求項9に記載の発明。
  12. 患者の酸素飽和度を算出する該レシオメトリックモデルが、以下の形式：
    Figure 2013543578
     (式中、
    SATは、該レシオメトリックモデルにより決定される酸素飽和値であり、
    iλ3は、該第3の波長での検出された光の強度であり、
    iλ1は、該第1の波長での検出された光の強度であり、
    I0-λ3は、該血液チャンバに起因する損失を考慮した該血液チャンバに入射する該第3の波長の光の強度を表す定数であり、
    I0-λ1は、該血液チャンバに起因する損失を考慮した該血液チャンバに入射する該第1の波長の光の強度を表す定数であり、かつ、
    gは、対数比の計算を適合してSATを与える関数である。)
    である、請求項9に記載の発明。
  13. 関数gが、下記式：
    Figure 2013543578
     により定義される2次多項式である、請求項12に記載の発明。
  14. 該センサアセンブリが、第2の光エミッタを更に有し、該第2の光エミッタは、該観察レンズ、および、該血液チャンバの該内部血液キャビティを流れる血液を通る第2の波長(λ2)の光を放出するためのものであり、かつ、該センサアセンブリが、少なくとも1つの光検出器を更に有し、該少なくとも1つの光検出器は、該第2の波長(λ2)の光の強度を、該放射線が該血液チャンバの該内部血流キャビティを流れる血液中の該観察レンズを通過した後に、検出するためのものであり、かつ、該コントローラが、少なくとも、該第1の波長(λ1)の強度の検出された値および該第2の波長(λ2)の検出された強度の関数として、患者のヘマトクリット値を算出するためのレシオメトリックモデルを更に有する、請求項9に記載の発明。
  15. 該第1の波長(λ1)が約829nmであり、かつ、該第2の波長(λ2)が約1300nmである、請求項14に記載の発明。
  16. 患者のヘマトクリットを決定するためのレシオメトリックモデルが、以下の形式：
    Figure 2013543578
     (式中、
    HCTは、該レシオメトリックモデルにより決定されるヘマトクリット値であり、
    iλ1は、該第1の波長での検出された強度であり、
    iλ2は、該第2の波長での検出された強度であり、
    Io-λ1は、該血液チャンバに起因する損失を考慮した該血液チャンバに入射する該第1の波長の強度を表す定数であり、
    Io-λ2は、該血液チャンバに起因する損失を考慮した該血液チャンバに入射する該第2の波長の光の強度を表す定数であり、かつ、
    fは、対数比の計算を適合してHCTを与える関数である。)
    である、請求項14に記載の光学的血液モニタ。
  17. 該関数fが、下記式：
    Figure 2013543578
     により定義される2次多項式である、請求項16に記載の光学的血液モニタ。
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