JP2018519889A - 光電式容積脈波記録法装置 - Google Patents

Abstract

本発明は、組織１４０に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光１３０を提供するように構成される少なくとも１つの光源１１０と、散乱光源光を検出し、第１及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す、少なくとも第１のセンサ信号１２７及び第２のセンサ信号２９を提供するように構成される光検出器１２０と、処理ユニット１５０とを備える光電式容積脈波記録法装置１００に関する。処理ユニットは、経時的な、組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、組織において放出される光源光の光源光輝度の変動を示す光結合誤差信号成分とを、少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、組織内の血液吸光度の変動を示す、補正されたセンサ信号１６０を計算するように構成される。

Description

本発明は、光電式容積脈波記録法装置、光電式容積脈波記録法装置を動作させる方法、及び光電式容積脈波記録法装置を動作させるためのコンピュータプログラムに関する。

光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）装置は、外部物体のボリュームの変化を光学的に測定する。医療用途において、これらのボリュームの変化は、通常、対象の組織内の血液量の変化であり、したがって、対象のバイタルサイン情報を監視するのに用いることができる。

従来のＰＰＧ用途では、血液を透過するか又は血液によって反射される光からの所望の信号寄与に加えて、検出される信号のはるかに多くの部分が、組織又は血液のスロッシング、すなわち、静脈血の動きから生じる。低静脈圧の血液は、前後運動を伴って「スロッシング」する。これは、個人の身体機能が活発なるときに見られる。静脈血のこの局所摂動が検出器信号のＡＣ（交流）成分に加わる。

ＷＯ９９／３２０３０において、ＰＰＧ用途におけるモーションアーチファクトを除去する方法が記載されている。この方法は、少なくとも第１及び第２の波長を用いて組織に光源光を放出するステップと、光源光が、組織を透過するか又は組織内で反射された後に、様々な波長の光源光を受信するステップと、受信した第１及び第２の放出された波長の対数尺度である少なくとも第１及び第２の信号を提供し、第１の信号から第２の信号を減算するステップと、減算結果のＤＣ成分を除去し、デジタルサンプリング手段にＡＣ成分を提供するステップと、組織の特性を表す所望の値を提供するためにデジタルサンプルを処理するステップとを有する。

ＷＯ２００９／１０９１８５は、脈動する血液を通過することなく組織のみを通過した後に受け取られるか、又は組織を全く通過しなかった後に受け取られるセンサ光として表される「シャント光」の影響を除去することに関する。干渉に関する情報は、測定値から抽出され、及び／又は考慮に入れられる。度量衡の決定は、電磁波を用いて行われる。電磁波は、少なくとも２つの異なる波長を有する少なくとも１つのエミッタにより放出される。電磁波は、血液が流れる組織を通って伝導され、その後、測定値として検出される。信号処理は、少なくとも２つの異なる測定時点の間に、測定値に基づいて行われる。

本発明の第１の態様によれば、
− 組織に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供するように配置及び構成される少なくとも１つの光源と、
− 組織によって散乱された散乱光源光を検出し、少なくとも、第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号と、第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号とを提供するように配置及び構成される少なくとも１つの光検出器と、
− 処理ユニットとを備え、処理ユニットは、
− 所与の測定時点の少なくとも第１及び第２のセンサ信号を受信し、
− 所与の測定時点のみの少なくとも第１及び第２のセンサ信号を用い、経時的な組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、経時的な組織において放出される光源光と組織との間の結合の変動を示す光結合誤差信号成分とを、所与の測定時点の少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、
− 経時的に組織内の血液吸光度の変動を示す所与の測定時点の補正されたセンサ信号を計算し、 − 所与の測定時点の補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分を決定し提供するように構成される、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）装置が提供される。

本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置は、ユーザに、脈動する血液を通じた動的血液吸光度変動の補正された厳密なＡＣ信号成分を与える。それぞれのセンサ信号の通常の誤差信号成分、すなわち、組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分が除去される。組織経路誤差信号成分は、組織を通る光学経路長の時間に伴う変動によって生じる（よって、組織経路誤差信号成分は、この変動を示す）。これに関して、光が脈動する血液を通って進行したか否かは関係ない。光結合誤差信号成分は、運動又は筋収縮に起因した組織の再成形等の、ＰＰＧ装置及び組織の相対運動に起因した、組織において放出された光源光と、組織との間の結合の変動によって生じる（よって、光結合誤差信号成分は、この変動を示す）。例えば、センサが表皮から外れると、余計なフレネル損失が界面において生じ、それによって、表皮に注入される光の量が低減し、受け取られる後方散乱光の量が低減する。

このため、与えられる補正されたＡＣ信号成分は、それぞれ組織又は対象の運動又は筋収縮に起因した光源光結合及び／又は周辺光輝度の変動によって生じる誤差信号成分によって妨害されない。更に、補正されたＡＣ信号成分は、組織の表皮、又は血液を取り囲む組織部分により発生する透過光及び／又は後方散乱光によって生じる組織経路誤差信号成分によって妨害されない。このため、ＰＰＧ装置は、ユーザに、より妨害の少ない改善した信号を提供する。

補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分は、時間の関数として、検出された散乱光源光の変化に関する情報を備える。２つの除去された誤差信号成分を考慮すると、この変更は、主に、調査された組織内の血液吸光度の変化によって生じる。血液吸光度の変動は、血液を通じた光源光の光学経路長変動によって生じる。これは、組織を備える対象の呼吸数、脈拍数、血圧又は他のバイタルサイン情報を示すことができる。したがって、本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置は、バイタルサイン測定の結果を改善することができる。

ＰＰＧ装置の全ての成分に小さな拡張を与えることができるため、ＰＰＧ装置自体も小さなサイズを有することができ、これにより、ＰＰＧ装置の移動性を高めることができる。高い移動性により、運動に起因した高いレベルの信号誤差成分がもたらされる可能性があるため、特に、光結合誤差信号成分がＰＰＧ装置の処理ユニットによって除去されることが有利である。

明確にするために、光源光が方向付けられるべき組織は、特許請求されるＰＰＧ装置の一部を形成しないことに留意されたい。組織は、ＰＰＧ装置によって調査される対象物を形成し、このため任意に変更することができる。調査される組織の非限定的な例は、生きている動物、人間、又はその一部である。

第１及び第２のスペクトル位置は互いに異なることが理解される。本明細書において述べられる光源光の任意の更なるスペクトル位置もまた、第１及び第２のスペクトル位置と異なっており、かつ互いに異なっている。

以下において、本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態が説明される。

ＰＰＧ装置の好ましい実施形態において、処理ユニットは、
− 時間の関数として、少なくとも第１及び第２のセンサ信号、並びに光源光輝度尺度から、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定し、
− スペクトル位置ごとの透過尺度の対数、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、組織経路誤差信号成分、及び光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、ランベルト・ベールの法則を用いて補正されたセンサ信号を計算することによって、補正されたセンサ信号を決定するように構成される。

この好ましい実施形態において、補正されたセンサ信号は、処理ユニットによって迅速に決定することができる。処理ユニットの迅速な処理により、ＰＰＧ装置は、経時的な補正されたセンサ信号の後続の測定及び計算のために小さな時間ステップを定義することが可能になる。このため、この好ましい実施形態におけるＰＰＧ装置は、補正されたＡＣ信号を迅速に提供することができる。

ランベルト・ベールの法則は、同種媒体における光の減衰の量的推定を提供することに留意されたい。ランベルト・ベールの法則は、光の減衰を、単一の波長の光源光が伝播する同種の非散乱媒体の吸収パラメータに関係付ける。本実施形態は、ランベルト・ベールの法則が、組織を通る透過プロセスの妥当な近似的記述も与えるという認識に基づく。ランベルト・ベールの法則によれば、光の減衰は、検出された散乱光源光の輝度Ｉ（ｔ，λ）を、ＰＰＧ装置によって放出され、組織によって受け取られた光源光の輝度ｃ（ｔ）Ｉ_０で除算したものである。時間依存係数ｃ（ｔ）は、光源光の光源光輝度の変動を示す光結合誤差を表す。光源光輝度尺度Ｉ_０は、組織において放出される光源光の輝度を表す。調査される媒体としての組織は、血液部分、及び血管を取り囲む組織部分を備えるため、媒体の吸収パラメータは、血液減衰パラメータμ_Ｂ（λ）及び有効組織減衰パラメータμ_Ｔ（λ）に分割される。これにより、ランベルト・ベールの法則に従って以下の関係が得られる。

ここで、Ｔ（ｔ，λ）は、スペクトル位置λごとの透過尺度であり、ｚ_Ｔ（ｔ）は、検出された散乱光源光の有効光学組織経路長であり、ｚ_Ｂ（ｔ）は、血液を通る時間依存の光学経路長であり、このため、経時的な血液吸光度の変動を示す所望の補正されたセンサ信号である。

この好ましい実施形態の変形形態において、処理ユニットは、以下のランベルト・ベールの法則の形式から導出することができる補正されたセンサ信号の代数解を用いる。
ｌｎ（Ｔ（τ，λ））＝ｌｎ（ｃ_ｍ（ｔ））−（μ_Ｂ（λ）ｚ_Ｂ（ｔ）＋μ_Ｔ（λ）ｚ_Ｔ（ｔ） （１）

式（１）は、ＰＰＧ装置によって測定された透過尺度と、処理ユニットによって計算される補正されたセンサ信号と、処理ユニットによって除去される組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分との間の解析的関係を形成する。

この実施形態の更なる変形形態において、補正されたセンサ信号は、連立方程式の代数解として所定の時間ステップについて補正されたセンサ信号の代数解を計算することによって決定される。この連立方程式は、事前に記憶された血液減衰パラメータ、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、補正されたセンサ信号、組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分に依拠したスペクトル位置ごとの透過尺度の対数を、ランベルト・ベールの法則に従って表す。この変形形態において、処理ユニットは、所定の時間ステップのうちの任意の所与の１つについて代数式を解くのみでよいため、補正されたセンサ信号は、直接決定することができ、したがって迅速に決定することができる。更に、組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分が、補正されたセンサ信号を提供するために計算される必要がないことが有利である。本実施形態は、頻繁な領域フィルタリングを回避し、このため、補正されたセンサ信号を提供するために特に単純なハードウェアの使用を可能にする。更なる利点は、有効な減衰パラメータの絶対値を知る必要がないことである。相対値のみがわかればよい。これらの値は分子吸光係数から得られるため、それらの相対値は固定である。実際の絶対値から逸脱した結果として、計算されるパラメータにおけるスケーリング誤差が生じるのみである。用途の目的にとって、主な関心は血液吸光度ｚ_Ｂ（ｔ）の変動にあるため、これは問題でない。

ＰＰＧ装置の別の実施形態において、処理ユニットは、スペクトル位置に対するそれぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の導関数を用いることによって、補正されたセンサ信号を計算するように構成される。

本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の更なる実施形態において、処理ユニットは、
− スペクトル位置に対する事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数を求め、
− スペクトル位置に対する事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求め、
− それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数であって、それぞれの他のスペクトル位置の事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数によって重み付けされた、当該重み付けされた導関数の正規化された差として補正されたセンサ信号を計算することによって、補正されたセンサ信号を決定するように更に構成され、それぞれの導関数はスペクトル位置に対して計算される。

この実施形態の変形形態において、補正されたセンサ信号は、以下の式に従って後続の測定時点ｔ_ｍにおいて計算される。

この式及び全ての以下の実施形態において、Ｔ_ｎはｌｎ（Ｔ（ｔ＝ｔ_ｍ，λ_ｎ））、すなわち、スペクトル位置λ_ｎ（ただし、ｎ＝１，２，．．．）のそれぞれの光源光についての、測定時点における透過尺度の対数を意味し、ｂ_ｎはμ_Ｂ（λ_ｎ）、すなわち、スペクトル位置λ_ｎのそれぞれの光源光のための血液減衰パラメータを意味し、ａ_ｎは、μ_Ｔ（λ_ｎ）、すなわち、スペクトル位置λ_ｎのそれぞれの光源光のための有効組織減衰パラメータを意味し、全ての導関数は、スペクトル位置に対して取得される。

この変形形態の例において、血液減衰パラメータ及び有効組織減衰パラメータの透過尺度の対数の導関数は、それぞれの差分商、すなわち、Ｔ_１’＝（Ｔ_１−Ｔ_２）／（λ_１−λ_２）によって計算される。この変形の更なる例において、血液減衰パラメータ及び有効組織減衰パラメータの導関数は、パラメータのヒューリスティックな又は解析的な式を用いて、このヒューリスティックな又は解析的な式の対応する導関数の解を計算することによって計算される。

この変形形態における補正されたセンサ信号を計算するための式は、λに関する式（１）の導関数

を用い、光源光の第１及び第２のスペクトル位置の各々について式（３）の結果として得られる連立方程式を解くことによって、ランベルト・ベールの法則から導出することができる。

ＰＰＧ装置の更なる実施形態において、少なくとも１つの光源は、組織に方向付けられるべき第３のスペクトル位置を持つ光源光を与えるように更に構成され、少なくとも１つの光検出器は、第３のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す少なくとも第３のセンサ信号を提供するように更に構成され、処理ユニットは、第３のセンサ信号を受信し、第１、第２及び第３のセンサ信号を用いることによって補正されたセンサ信号を計算し提供するように更に構成される。

関連する実施形態では、処理ユニットは、事前に記憶された有効組織減衰パラメータのそれぞれの対の差に依拠してそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の重み付けされた対数の正規化された和を計算することによって、補正されたセンサ信号を決定するように更に構成される。この実施形態の変形形態において、補正されたセンサ信号は、後続の測定時点ｔ_ｍにおいて式（４）に従って計算される。

この式において、測定の特性は、上記で式（２）の過程で説明したとおりに表される。この式は、それぞれのスペクトル位置についての式（１）にそれぞれが基づく３つの式の連立方程式を解くことによって、式（１）を考慮して導出することができる。

ＰＰＧ装置の実施形態において、処理ユニットは、補正されたセンサ信号の補正されたＤＣ（直流）信号成分を提供するように更に構成される。ＤＣ信号成分は、一定の又は低周波数の信号値（例えば、呼吸周波数）として表すことができ、この値の付近で、補正されたセンサ信号が、ＡＣ信号成分に従って高い周波数（例えば、血液拍動周波数）で変動する。この実施形態では、ＰＰＧ装置は、ある物質の吸収特性が既知である場合に、血液内のその物質の濃度を決定するのに用いることもできる。例えば、いくつかのそのような実施形態では、ＤＣ信号成分は、適切な第１及び第２のスペクトル位置を用いることによって、組織内の血液のデオキシヘモグロビン濃度又はオキシヘモグロビン濃度を示すようにされる。

ＤＣ又はＡＣ信号成分の更なる処理に基づくＰＰＧ装置の１つの実施形態では、処理ユニットは、それぞれスペクトル位置の関数として事前に記憶されたオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータを用い、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータを用いて補正されたセンサ信号の第１の部分を計算し、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータを用いて補正されたセンサ信号の第２の部分を計算することによって、組織内の血液の抹消毛細血管酸素飽和度を決定し提供するように更に構成される。補正されたセンサ信号の第１の部分は、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示し、補正されたセンサ信号の第２の部分は、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す。この実施形態において、処理ユニットの計算はより正確である。なぜなら、血液は、以前の実施形態の計算におけるように同種であると仮定されないためである。組織の血液部分における光源光の吸収は、オキシヘモグロビンの吸収パラメータによって表されるオキシヘモグロビンの吸収による吸収成分と、デオキシヘモグロビンの吸収パラメータによって表されるデオキシヘモグロビンの吸収による吸収成分とに分割される。調査される血液の抹消毛細血管酸素飽和度は、通例、ＳｐＯ２として表される。ＳｐＯ２は、オキシヘモグロビン及び血中総ヘモグロビンの濃度の比であるため、ＳｐＯ２は、デオキシヘモグロビンを通じた光源光の計算された経路長ｚ_Ｈｂ（ｔ）と、オキシヘモグロビンを通じた光源光の計算された経路長

とによって、

を用いることによって決定される。ＳｐＯ２は比であるため、ｚＨｂ（ｔ）及び

、すなわち、補正されたセンサ信号の第１の部分及び補正されたセンサ信号の第２の部分が類似の変動特性を備える場合、補正されたセンサ信号の時間変動はＳｐＯ２の計算結果を変化させない。調査された血液の、計算された提供される抹消毛細血管酸素飽和度は、血液の酸素飽和度を示す。本発明の第１の態様のこの実施形態によるＰＰＧ装置は、複数のスペクトル位置を用いて、一方で、デオキシヘモグロビン及びオキシヘモグロビンの異なる吸収特性に従って血液飽和度の計算を可能にし、他方で、組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分の除去を可能にするという特定の利点を提供する。

この実施形態の変形形態において、処理ユニットは、補正されたセンサ信号の第１及び第２の部分のＤＣ成分を決定し提供する。このため、この変形形態では、補正されたセンサ信号の第１及び第２の部分のＤＣ成分を用いることによって、補正されたセンサ信号の時間変動が除去され、これにより、より精密な抹消毛細血管酸素飽和度がＰＰＧ装置によって提供されることになる。

ＰＰＧ装置の実施形態において、処理ユニットは、
− スペクトル位置に対して、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求め、
− スペクトル位置に対して、事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求め、
− オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数と、事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数とのそれぞれの対の線形結合に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された和として、補正されたセンサ信号の第１の部分及び第２の部分を計算することによって、補正されたセンサ信号を決定するように更に構成され、それぞれの導関数はスペクトル位置に対して計算される。

この実施形態の変形形態において、補正された信号の第１及び第２の部分は、代数式に従って後続の測定時点において計算される。この変形形態において、処理ユニットは、連立方程式の代数解を計算する。連立方程式は式（３）に対応するが、式（３）のように集中血液減衰パラメータμ_Ｂ（λ）ではなく、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのために別個の吸収パラメータを有する。この実施形態の変形形態において、センサ信号の第１の部分のそれぞれの重み付け係数は、デオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数及び事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数のそれぞれの対の線形結合に依拠し、センサ信号の第２の部分の重み付け係数は、オキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数及び事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数のそれぞれの対の線形結合に依拠する。

本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の更なる実施形態では、少なくとも１つの光源は、組織に向けられるべき第４のスペクトル位置を持つ光源光を提供するように更に構成され、少なくとも１つの光検出器は、少なくとも、第４のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第４のセンサ信号を提供するように更に構成され、処理ユニットは、
− 第１、第２、第３及び第４のセンサ信号、並びに光源光輝度尺度を用いて、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定し、
− スペクトル位置ごとの組織による光源光の吸収に依拠して、事前に記憶された有効組織減衰パラメータを用い、
− オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータと、事前に記憶された有効組織減衰パラメータとに依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の重み付けされた対数の正規化された線形結合を計算することによって、第４のセンサ信号を受信し、補正されたセンサの第１及び第２の部分を計算し提供するように更に構成される。

この実施形態の変形形態において、補正されたセンサ信号は、後続の測定時点において代数式に従って計算される。この変形形態において、処理ユニットは、連立方程式の代数解を計算する。連立方程式は式（１）に対応するが、式（１）におけるように集中血液減衰パラメータμ_Ｂ（λ）ではなく、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのために別個の吸収パラメータを有する。

本発明の第１の態様による更なる実施形態において、ＰＰＧ装置は、血液減衰パラメータ、有効組織減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分、組織経路誤差信号成分、光結合誤差信号成分、補正されたセンサ信号の第１の部分、補正されたセンサ信号の第２の部分、又は組織内の血液の酸素飽和度を受信し、記憶し、提供するように配置及び構成されたメモリユニットを備える。この実施形態において、事前に記憶されたパラメータを記憶する外部デバイスは必要とされない。変形形態において、メモリユニットは、処理ユニットに電気的及び機能的に結合されたハードドライブである。この実施形態において、単語「又は」は、その組み合わせも可能であることを意味する。変形形態において、メモリユニットは、実施形態の説明において与えられる全てのデータを受信、記憶及び提供するように配置及び構成される。

実施形態において、ＰＰＧ装置は、血液減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、有効組織減衰パラメータ、又は表示されるＰＰＧ装置の尺度を示すユーザ入力を受信し提供するように配置及び構成されたユーザインタフェースを更に備える。この実施形態の変形形態において、ユーザインタフェースは、キーボード又はタッチパッド又はノートブックである。この実施形態の更なる変形形態において、ユーザインタフェースは、電気的及び機能的にメモリユニットに結合される。

実施形態において、ＰＰＧ装置は、補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分、組織経路誤差、光結合誤差、補正されたセンサ信号の第１の部分、補正されたセンサ信号の第２の部分、又は組織内の抹消毛細血管酸素飽和度を受信し表示するように配置及び構成されたディスプレイデバイスを更に備える。この実施形態の変形形態において、ディスプレイデバイスはコンピュータモニタである。更なる変形形態において、ディスプレイデバイスはＬＥＤ配列を備える。別の変形形態において、ディスプレイデバイスは液晶素子を備える。更なる変形形態において、ディスプレイデバイスは、ユーザ入力を表示するように更に構成される。

ＰＰＧ装置の更なる実施形態は、少なくとも１つの光源、処理ユニット及び少なくとも１つの光検出器を少なくとも収容し、これにより、ＰＰＧ装置の携行用デバイスを提供するように配置されたケースを備える。この実施形態の変形形態において、携行用デバイスは、グラスプ、リストバンド、腕時計バンド又はクリップである。この実施形態の変形形態において、少なくとも１つの光源又は少なくとも１つの光検出器が、ケースの一部を形成する透明保護プレートによって組織又は環境の影響に対し保護される。

ＰＰＧ装置の１つの実施形態において、少なくとも１つの光源は発光ダイオード（ＬＥＤ）である。この実施形態の変形形態において、ＬＥＤによって放出される光源光は、例えばレンズによってコリメートされる。別の実施形態において、少なくとも１つの光源は、レーザ光源、特にレーザダイオードである。

通常、ＬＥＤ又はレーザ光源の光源光は、補正されたセンサ信号の計算に用いられる特徴的なスペクトル位置を有する。ＰＰＧ装置の１つの変形形態において、光源は、互いに異なる複数の特徴的なスペクトル位置を有する複数のＬＥＤ又は複数のレーザ光源を備える。

更なる実施形態において、少なくとも１つの光源は、処理ユニットにアクティビティ情報を提供するように更に構成される。アクティビティ情報は、少なくとも１つの光源の状態を示し、少なくとも１つの光源の状態は、少なくとも１つの光源が光源光を提供するか否かの情報を備える。変形形態において、アクティビティ情報は、少なくとも１つの光源によって放出される光源光のスペクトル位置を更に示す。

実施形態において、少なくとも１つの光源は、波長可変フィルタを備え、このため、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供する１つの光源である。そのような波長可変フィルタにより、ＰＰＧ装置を小型化することができる。更に、この少なくとも１つの光源は、圧力に敏感である可能性があるため、複数の光源ではなく単一の波長可変フィルタを用いることによって、ＰＰＧ装置をよりロバストにすることができる。変形形態において、この１つの光源は、放出された光源光のスペクトル位置を経時的に切り替え、別の変形形態において、１つの光源は、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置の部分を備える多重化された光源光を放出する。この実施形態の更なる変形形態において、アクティビティ情報は、少なくとも１つの光源によって放出される光源光のスペクトル位置を備える。別の実施形態において、あるスペクトル位置を持つ全ての光源光が別個の光源によって放出される。

少なくとも１つの光検出器は、通常、フォトダイオードであるが、ＣＣＤセンサ又はビデオカメラを備える任意の他の光検知検出器デバイスとすることもできる。

いくつかの実施形態では、あるスペクトル位置を持つ散乱光源光は、それぞれの別個の光検出器によって検出される。代替的な実施形態において、単一のブロードバンド光検出器及び波長可変フィルタが用いられ、これにより、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を有する散乱光源光の検出が可能になる。そのような波長可変フィルタを用いることにより、特に小型のＰＰＧ装置の製造が可能になる。更に、光検出器は、加えられる圧力に幾分敏感である可能性があるため、複数の光検出器の代わりに波長可変フィルタを有する単一の検出器を用いることにより、ＰＰＧ装置をよりロバストにすることができる。１つの変形形態では、単一の光検出器は、経時的に、検出された散乱光源光の異なるスペクトルを通じて切り替えられる。別の変形形態では、１つの光検出器は、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光の全ての部分を同時に検出する。

光源光のスペクトル位置は、光源光の波長の観点で、又は光源光のエネルギー量の観点で表すことができる。当然ながら、行われる計算は適切に適合される。

ＰＰＧ装置の１つの実施形態において、処理ユニットは、少なくとも第１及び第２のセンサ信号又は補正されたセンサ信号を増幅させるように更に構成される。これにより、補正されたセンサ信号のＡＣ成分の後の解析を改善又は簡略化することができる。

ＰＰＧ装置の実施形態において、光源光の輝度尺度は、例えばメモリユニットに事前に記憶されている。

事前に記憶された血液減衰パラメータ、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータは、ＰＰＧ装置のユーザ又は製造者に既知である場合がある。ＰＰＧ装置の実施形態において、これらのパラメータの相対的な値はＰＰＧ装置によって事前に記憶されており、補正されたセンサ信号の計算中、血液減衰特性の通常の範囲内にある計算結果を得るための共通係数が、処理ユニットによって決定され、補正されたセンサ信号を計算するために用いられる。変形形態では、共通係数は、処理ユニットによって反復的に決定される。この実施形態の更なる変形形態では、共通係数は、ユーザインタフェースによって受信されるユーザ入力によって変更することができる。

ＰＰＧ装置の更なる実施形態において、少なくとも１つの光検出器及び少なくとも１つの光源は、ＰＰＧによって調査される組織のために提供される位置に対して同じ側に配置される。このため、この実施形態において、散乱光源光は、主に組織によって後方散乱される。

代替的な実施形態において、組織の位置は、少なくとも１つの光源と少なくとも１つの光検出器との間に配置される。このため、この実施形態において、散乱光源光は、組織によって主に前方に散乱され、結果として、組織を通じた透過率が得られる。更なる実施形態において、ＰＰＧ装置は、少なくとも１つの光検出器と少なくとも１つの光源との間の可変位置を与えるように配置及び構成される。この実施形態の変形形態において、ＰＰＧ装置は、ＰＰＧ装置の処理モードに依拠して、組織の一方の側又は組織の異なる側に少なくとも１つの光検出器及び少なくとも１つの光源を提供するように配置することができる。この変形形態では、少なくとも１つの光検出器は、主に後方散乱された光源光又は主に前方散乱された光源光を検出するように調整することができる。この実施形態の関連する更なる変形形態において、ユーザインタフェースは、組織が少なくとも１つの光源と少なくとも１つの検出器との間に配置されているか、又は少なくとも１つの光源及び少なくとも１つの光検出器が組織の同じ側に配置されているかを示すユーザ入力を受信し提供するように更に構成される。更なる変形形態において、ユーザインタフェースは、ＰＰＧ装置の処理モードを受信し提供するように構成される。

本発明の第２の態様によれば、本発明は、ＰＰＧ装置を動作させる方法に関し、本方法は、
− 組織に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を放出するステップと、
− 組織によって散乱された散乱光源光を受信し、少なくとも、第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号を提供するステップと、
− 所与の測定時点のみの少なくとも第１及び第２のセンサ信号を用い、組織を通じた光学経路長の変動を経時的に示す組織経路誤差信号成分と、組織において放出される光源光と組織との間の結合の変動を経時的に示す光結合誤差信号成分とを、所与の測定時点における少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、組織内の血液吸光度の変動を経時的に示す、所与の測定時点の補正されたセンサ信号を計算するステップと、
− 所与の測定時点の補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分を決定し提供するステップと、
を有する。

本発明の第２の態様の方法は、第１の態様のＰＰＧ装置の関連で説明した利点を共有する。

本発明の第２の態様による方法の好ましい実施形態において、本方法は、
− 第１及び第２のセンサ信号から、及び光源光輝度尺度から、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定するステップと、
− スペクトル位置ごとの透過尺度の対数、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ、スペクトル位置ごとのオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータ、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、補正されたセンサ信号、組織経路誤差信号成分、並びに光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、補正されたセンサ信号をランベルト・ベールの法則を用いて計算するステップと、
を更に有する。

この実施形態の変形形態において、補正されたセンサ信号の計算は、少なくとも２つの透過尺度を用いることによって、少なくとも２つの連立方程式を数値的に解くことを更に含む。

本発明の第２の態様による方法の実施形態において、本方法は、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ及び事前に記憶された血液減衰パラメータ、又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータに依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の重み付けされた対数の正規化された線形結合を計算することによって、補正されたセンサ信号、すなわち、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す補正されたセンサ信号の第１の部分と、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す補正されたセンサ信号の第２の部分とを決定することを更に有する。

本発明の第２の態様による方法の更なる実施形態において、本方法は、
− スペクトル位置に対する事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数、又はスペクトル位置に対するオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求めるステップと、
− スペクトル位置に対する事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求めるステップと、
− 事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数及び事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数、又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された線形結合として補正されたセンサ信号を計算するステップであって、それぞれの導関数は、スペクトル位置に対して計算される、ステップと、
を更に有する。

別の実施形態では、本方法は、補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分、組織経路誤差、光結合誤差、補正されたセンサ信号の第１の部分、補正されたセンサ信号の第２の部分、又は組織内の血液の抹消毛細血管酸素飽和度を表示することを有する。

好ましい実施形態では、光源光の少なくとも２つのスペクトル位置は、２つ、３つ又は４つのスペクトル位置である。

本発明の第３の態様によれば、ＰＰＧ装置を動作させるためのコンピュータプログラムは、本発明の第２の態様による方法をコンピュータに実行させるためのプログラムコード手段を備える。

コンピュータプログラムを備えるコンピュータは、例えば、コンピュータ時計デバイスの一体化部品を形成し、マイクロコントローラ又はマイクロプロセッサとして実施される。別の実施形態では、コンピュータは、病院コンピュータシステムの一体化部品を形成する。更に別の実施形態では、コンピュータは、医療デバイスに一体化され、コンピュータプログラムは、呼吸数、脈拍数、血圧、血液量割合及び酸素飽和度等のバイタルサイン情報を、ＰＰＧ装置のセンサ信号から決定するためのプログラムコード手段を備える。

請求項１においても定義される本発明の第１の態様のＰＰＧ装置、請求項１１においても定義される第２の態様のＰＰＧ装置を動作させる方法、及び請求項１５においても定義されるＰＰＧ装置を動作させるためのコンピュータプログラムは、類似の又は同一の実施形態を有することが理解されよう。

本発明のこれらの態様及び他の態様は、以下に説明する実施形態を参照して明らかとなり、解明される。

本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態を示す。 本発明の第１の態様によるメモリユニットを備えるＰＰＧ装置の実施形態を示す。 本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態における処理ユニットの計算の概略図である。 本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態におけるそれぞれのパラメータの導関数を求める処理ユニットの計算の概略図である。 本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態を示し、ＰＰＧ装置は時計を形成する。 ＰＰＧ装置を動作させるための方法の実施形態を示す流れ図である。 ＰＰＧ装置を動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。 ＰＰＧ装置を動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。 ＰＰＧを動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。

図１は、本発明の第１の態様によるＰＰＧ装置の実施形態を示す。ＰＰＧ装置１００は、少なくとも１つの光源１１０として、第１の光源１１２及び第２の光源１１６を備え、少なくとも１つの光検出器１２０として、第１の光検出器１２２及び第２の光検出器１２６を備える。光源１１０は、組織１４０に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光１３０を提供するように配置及び構成される。光検出器１２０は、組織１４０によって散乱された散乱光源光を検出し、少なくとも、第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号１２７と、第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号１２９とを提供するように配置及び構成される。更に、処理ユニット１５０は、少なくとも第１のセンサ信号１２７及び第２のセンサ信号１２９を受信し、補正されたセンサ信号１６０を計算するように構成される。これは、組織１４０内の血液吸光度の変動を示す。補正されたセンサ信号１６０を計算するために、処理ユニット１５０は、少なくとも第１のセンサ信号１２７及び第２のセンサ信号１２９を用い、経時的な組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、組織１４０において放出される光源光１３０と組織との間の結合の変動を示す光結合誤差信号成分とを、少なくとも第１のセンサ信号１２７及び第２のセンサ信号１２９から除去する。その後、処理ユニット１５０は、補正されたセンサ信号１６０の補正されたＡＣ信号成分１７０を決定し提供する。

ＰＰＧ装置１００の示される実施形態において、処理ユニット１５０は、補正されたセンサ信号１６０を提供するように更に構成される。この実施形態において、ＡＣ信号成分１７０及び補正されたセンサ信号１６０は、グラフィカル出力１８２を備えるディスプレイデバイス１８０によって受信される。ディスプレイデバイス１８０は、ユーザインタフェース１８５に電気的かつ機能的に接続され、ユーザインタフェース１８５は、血液減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、有効組織減衰パラメータ、又は表示されるＰＰＧ装置の測定値を示すユーザ入力を受信し提供するように配置及び構成される。ユーザインタフェース１８５は、複数のボタンによって形成される。

示されたＰＰＧ装置１００は、処理ユニット１５０と光源１１０との間の電気的かつ機能的接続１９０も提供する。接続１９０は、光源光輝度の尺度を較正するのに用いられる。較正を行うためのオプションが以下に更に開示される。更に、光源１１０は、処理ユニット１５０に、光源１１０の状態を示すアクティビティ情報を提供するように構成される。光源１１０の状態は、光源１１０が光源光１３０を提供するか否かの情報を備える。

示されるケース１９５は、光源１２０、処理ユニット１５０及び光検出器１２０を収容するように配置される。

ＰＰＧ装置の示される実施形態における組織１４０は、例えば、ＰＰＧ装置１００のユーザの腕である。腕は本発明の一部ではないが、ＰＰＧ装置１００によって調査される対象物である。

ＰＰＧ装置１００の較正は、以下の検討事項を用いて行うことができる。異なる波長における光放出は、異なる輝度を有する可能性が高い。例えば、２つの異なるＬＥＤは、同じ駆動電流であっても同じ出力電力を生成しない。また、検出器は、おそらく、異なる波長について異なる感度を有する。このため、白色の基準規格を測定する場合、異なる波長から取得された測定値は異なる結果をもたらす。白色基準が測定されていないため、これは正しくない。この誤差は、例えば、生成中に、基準が白色として測定されるように、すなわち、用いられる全ての波長について同じ測定結果が得られるように駆動電流を調整することによって補正することができる。較正の別の可能性は、波長ごとのソフトウェア補正係数である。これも、白色基準サンプルを用いて生成時に決定することができる。更に別のオプションは、生成時に波長の関数として実際にＩｏを測定し、これらの値を記憶することである。

図５の実施形態に示すように、ＰＰＧ装置は、単一の光源として、第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供する波長可変フィルタを備えることができる。示されない更なる実施形態において、第３又は第４のスペクトル位置を持つ光源光は、少なくとも１つの光源によって提供される。図３は、更なる第３のスペクトル位置を持つ光源光が提供される実施形態の処理ユニットの計算を示す。

図５の実施形態に示すように、ＰＰＧ装置は、単一の光検出器として、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光の検出をもたらす波長可変フィルタを備えることができる。示されない更なる実施形態では、第３又は第４のスペクトル位置を持つ光源光は、少なくとも１つの光検出器によって検出される。

示されない実施形態において、ＰＰＧ装置は、少なくとも第１及び第２のセンサ信号又は補正センサ信号を増幅する増幅器ユニットを更に提供する。

図２は、本発明の第１の態様による、メモリユニット２５０を備えるＰＰＧ装置２００の実施形態を示す。ＰＰＧ装置の示される実施形態は、図１に示すＰＰＧ装置１００とほぼ同じ構造を有する。差異は、ＰＰＧ装置２００が、血液減衰パラメータ、有効組織減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、補正されたセンサ信号１６０の補正されたＡＣ信号成分１７０、組織経路誤差信号成分、光結合誤差信号成分、補正されたセンサ信号１６０の第１の部分、補正されたセンサ信号１６０の第２の部分、又は組織１４０内の血液の酸素飽和度を受信し、記憶し、提供するように更に配置及び構成されるメモリユニット２５０を更に備えることのみである。メモリユニット２５０は、ユーザ入力２８０を受信し、記憶し、提供するように更に構成される。

図３は、本発明の第１の態様による、ＰＰＧ装置３００の実施形態内の処理ユニット３１０の計算の概略図である。最初に、処理ユニット３１０は、時間の関数として、少なくとも第１及び第２のセンサ信号３３０から、及び光源光輝度尺度３４０から、スペクトル位置ごとの透過尺度３２０を決定することによって、補正されたセンサ信号３８０を決定するように構成される。その後、処理ユニット３１０は、補正されたセンサ信号３８０を、スペクトル位置ごとの透過尺度の対数３５０、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ３６０、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ３７０、組織経路誤差信号成分、及び光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、ランベルト・ベールの法則を用いて計算する。この実施形態では、第１の、第２の及び第３のセンサ信号３３０が存在する。透過尺度３２０、血液減衰パラメータ３６０及び有効組織減衰パラメータ３７０は、処理ユニット３１０において事前に記憶されている。示されない実施形態において、透過尺度３２０、血液減衰パラメータ３６０及び有効組織減衰パラメータ３７０は、処理ユニット内に部分的に事前に記憶されており、図２のＰＰＧ装置２００の実施形態において、それらはメモリユニット２５０に事前に記憶されている。

光輝度尺度３４０ Ｉ_０及びそれぞれのセンサ信号３２０ Ｉ（ｔ，λ_ｎ）は、ｎ番目のスペクトル位置（ｎ＝１、２又は３）のために用いられ、透過尺度３２０

が決定される。その後、透過尺度の対数３５０ Ｔ_ｎ＝ｌｎ（Ｔ（ｔ，λ_ｎ））が計算され、処理ユニット３１０は、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ３６０ ｂ_ｎ、及びスペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ３７０ ａ_ｎを更に用いて、定式に従って、後続の測定時点ｔ_ｍにおいて補正されたセンサ信号３８０ ｚ_Ｂ（ｔ）を計算する。

この定式における特性は、式（２）の過程で上述した。このため、処理ユニット３１０は、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ３７０のそれぞれの対の差に依拠してそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度３５０の重み付けされた対数の正規化された和を計算することによって、補正されたセンサ信号３８０を決定するように構成される。

この定式は、それぞれのスペクトル位置のための式（１）にそれぞれが基づく３つの式の連立方程式を解くことによって、式（１）を考慮して導出することができる。

補正されたセンサ信号３８０が時間の関数として計算された後、処理ユニット３１０は、補正されたセンサ信号３８０のＡＣ信号成分３９０を決定し提供するように更に構成される。

図示されない実施形態において、処理ユニットは、補正されたセンサ信号を提供するように更に構成される。

示されない更なる実施形態において、ＰＰＧ装置の処理ユニットは、組織内の血液の抹消毛細血管酸素飽和度を提供するために、第４のセンサ信号を受信し、補正されたセンサ信号の第１及び第２の部分を計算し提供するように更に構成される。補正されたセンサ信号の第１の部分は、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示し、補正されたセンサ信号の第２の部分は、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す。これらの信号を計算するために、処理ユニットは、第１、第２、第３及び第４のセンサ信号、並びに光源光輝度尺度を用いて、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定する。更に、処理ユニットは、スペクトル位置ごとの組織による光源光の吸収、並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータに依拠して、事前に記憶された有効組織減衰パラメータを、スペクトル位置の関数として用いる。示されないこの実施形態において、処理ユニットは、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの線形結合に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の重み付けされた対数のそれぞれの正規化された線形結合として、補正されたセンサ信号の第１の部分及び第２の部分を計算する。

図示されない更なる実施形態において、図３の処理ユニット３１０による処理ユニットは、図３に関連して与えられるような代数的解決法を用いることなく、ランベルト・ベールの法則に従って連立方程式を数値的に解くことによって、補正されたセンサ信号を計算する。

図４は、本発明の第１の態様による、ＰＰＧ装置４００の実施形態におけるそれぞれのパラメータの導関数を求める処理ユニット４１０の計算の概略図である。まず、処理ユニット４１０は、時間の関数として、第１及び第２のセンサ信号４３０から、及び光源光輝度尺度４４０からスペクトル位置ごとの透過尺度４２０を決定することによって、補正されたセンサ信号を決定するように構成される。その後、処理ユニット４１０は、補正されたセンサ信号４８０を、スペクトル位置ごとの透過尺度の対数４５０、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ４６０、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ４７０、組織経路誤差信号成分、及び光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、ランベルト・ベールの法則を用いて計算する。この実施形態において、第１の、及び第２のセンサ信号４３０が存在する。透過尺度４２０、血液減衰パラメータ４６０及び有効組織減衰パラメータ４７０は、処理ユニット４１０において事前に記憶されている。処理ユニット４１０は、透過尺度の対数４５０を決定するように更に構成される。その後、処理ユニット４１０は、事前に記憶された血液減衰パラメータ４６５及び事前に記憶された有効組織減衰パラメータ４７５の透過尺度の対数の導関数４５５を求める。全ての導関数は、スペクトル位置に対して取得される。

この実施形態において、血液減衰パラメータ４６５及び有効組織減衰パラメータ４７５の透過尺度の対数の導関数４５５は、それぞれの差分商によって、すなわち、透過尺度の対数４５５の場合にＴ_１’＝（Ｔ_１−Ｔ_２）／（λ_１−λ_２）によって計算される。示されない実施形態において、血液減衰パラメータ及び有効組織減衰パラメータの導関数は、パラメータのためのヒューリスティックな又は解析的な式を用いて、このヒューリスティックな又は解析的な式の対応する導関数の解を計算することによって計算される。

処理ユニット４１０は、それぞれの他のスペクトル位置の事前に記憶された有効組織減衰パラメータ４７５の導関数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数４５５の正規化された差として、補正されたセンサ信号４８０を更に計算する。この実施形態における、補正されたセンサ信号ｚ_Ｂ（ｔ）４８０を計算するための定式は、λに関する式（１）の導関数を用いることによって、ランベルト・ベールの法則から導出することができ、以下の形式を有する。

このため、処理ユニット４１０は、後続の測定時点ｔ_ｍにおける補正されたセンサ信号４８０ ｚ_Ｂ（ｔ）を計算し、したがって、補正されたセンサ信号４８０を時間の関数として決定する。その後、処理ユニット４１０は、補正されたセンサ信号４８０のＡＣ信号成分４９０を決定し提供するように更に構成される。

示されない実施形態において、ＰＰＧ装置の処理ユニットは、第３のセンサ信号を受信し、組織内の血液の抹消毛細血管酸素飽和度を提供するために、補正されたセンサ信号の第１及び第２の部分を計算し提供するように更に構成される。補正されたセンサ信号の第１の部分は、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示し、補正されたセンサ信号の第２の部分は、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す。これらの信号を計算するために、処理ユニットは、第１、第２及び第３のセンサ信号、並びに光源光輝度尺度を用いて、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定する。更に、処理ユニットは、スペクトル位置に対して、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求めるために、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータを、スペクトル位置の関数として用いる。

この実施形態において、処理ユニットは、事前に記憶された有効組織減衰の導関数、並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数のそれぞれの対の線形結合に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された和として、補正されたセンサ信号の第１の部分及び第２の部分を計算する。それぞれの導関数は、スペクトル位置に対して計算される。

更なる実施形態において、図４の処理ユニット４１０による処理ユニットは、図４に関連して与えられるような代数的解決法を用いることなく、ランベルト・ベールの法則に従って連立方程式を数値的に解くことによって、補正されたセンサ信号を計算する。

図５は、本発明の第１の態様による、ＰＰＧ装置５００の実施形態を示す。ＰＰＧ装置は時計を形成する。ＰＰＧ装置５００は、図１に示すＰＰＧ装置１００の実施形態に対応する。差異は、含まれるＰＰＧ装置５００と共に時計を形成するケース５２０の形態、及び少なくとも１つの光源５４０が、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供する波長可変フィルタを有する１つの光源を備える一方で、少なくとも光検出器５６０が、少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光の検出を提供する波長可変フィルタを有する１つの光検出器を備えることのみである。図５の破線は、時計の正面において可視でないＰＰＧ装置５００の要素、すなわち、時計の裏面又は内部にあるＰＰＧ装置５００の要素を示す。

ケース５２０を考慮すると、ＰＰＧ装置は、この実施形態では時計ストラップである携行用デバイス５８０も提供する。

この実施形態のケースは、ＰＰＧ装置５００のユーザのバイタルサイン情報の単純な決定をもたらす。これにより、補正されたセンサ信号の自動化された又は頻繁な計算も可能になる。ＰＰＧ装置５００のために組織経路誤差信号成分及び光結合誤差信号成分を除去することも特に有利である。なぜなら、集中的な動きにより、動きに起因した高度な信号誤差成分が生じる可能性があり、これは光結合誤差信号成分に影響を及ぼすためである。

示されない実施形態において、ユーザインタフェースは、少なくとも部分的に、時計の歯車によって形成される。

図６は、ＰＰＧ装置を動作させるための方法の実施形態を示す流れ図である。本方法は、第１のステップ６１０として、組織に向けられた少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を放出することを有する。

次のステップ６２０は、組織によって散乱された散乱光源光を受信し、少なくとも、第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号及び第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号を提供することである。

本方法は、少なくとも第１及び第２のセンサ信号を用いることによって、及び、経時的な組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、組織において放出される光源光の光源光輝度の結合の変動を示す光結合誤差信号成分とを、少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、組織内の血液吸光度の変動を示す補正されたセンサ信号を計算すること（６３０）を更に有する。

最後のステップ６４０として、本方法は、補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分を決定し提供することを有する。

図７は、ＰＰＧ装置を動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。本方法は、図６との関連で与えられるステップに加えて、第１のステップ７１０として、第１及び第２のセンサ信号から、及び光源光輝度尺度から、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定することを有する。

第２の最後のステップ７２０は、補正されたセンサ信号を、スペクトル位置ごとの透過尺度の対数、スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ、スペクトル位置ごとのオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータ、スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、補正されたセンサ信号、組織経路誤差信号成分、並びに光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、ランベルト・ベールの法則を用いて計算することである。

図８は、ＰＰＧ装置を動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。本方法は、図６及び図７との関連で与えられるステップに加えて、事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、又は事前に記憶された有効組織減衰パラメータ並びにオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータに依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の重み付けされた対数の正規化された線形結合を計算することによって、補正されたセンサ信号、又は、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す、補正されたセンサ信号の第１の部分、及びデオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す、補正されたセンサ信号の第２の部分を決定する単一のステップ８１０を有する。

図９は、ＰＰＧ装置を動作させるための方法の更なる実施形態を示す流れ図である。本方法は、図６及び図７との関連で与えられるステップに加えて、第１のステップ９１０として、スペクトル位置に対する事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数、又はスペクトル位置に対するオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求めることを有する。

その後、スペクトル位置に対する事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数が求められる（９２０）。

最後のステップ９３０において、本方法は、補正されたセンサ信号を、事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数及び事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数、又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータの導関数に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された線形結合として計算することを有する。それぞれの導関数は、スペクトル位置に対して計算される。

要約すると、本発明は、組織に向けられた少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供するように配置及び構成される少なくとも１つの光源と、組織によって散乱された散乱光源光を検出し、第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す少なくとも第１のセンサ信号と、第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号とを提供するように配置及び構成される少なくとも１つの光検出器と、処理ユニットとを備えるＰＰＧ装置に関する。処理ユニットは、少なくとも第１及び第２のセンサ信号を受信し、少なくとも第１及び第２のセンサ信号を用いることによって、及び経時的な組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、組織において放出される光源光と組織との間の結合の変動を示す光結合誤差信号成分とを、少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、組織内の血液吸光度の変動を示す、補正されたセンサ信号を計算するように構成される。

本発明は、図面及び上記の説明において詳細に例証及び説明されてきたが、そのような例証及び説明は、例証的又は例示的であるとみなされ、制限的なものとはみなされず、本発明は開示される実施形態に限定されない。特許請求される発明を実施する当業者であれば、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の研究により、開示される実施形態に対する他の変形形態を理解し、実施することができる。

特に、本発明は、２つ、３つ又は４つのスペクトル位置の使用、及び血液飽和度の研究に制限されるものではない。更に、本発明は、医療用途に制限されるものでもない。

特許請求の範囲において、「備える、含む」という語は、他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数形を除外しない。「又は」という語による要素の結合は、要素を除外するものではなく、組み合わされる要素の全ての組み合わせが可能であることを明確にする。

単一のステップ又は他のユニットが特許請求の範囲に記載のいくつかの項目の機能を満たしてもよい。単にいくつかの手段が異なる従属項において挙げられていることは、これらの手段の組み合わせを有利に使用することができないことを示すものではない。

特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきでない。

Claims (15)

1. 組織に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を提供する少なくとも１つの光源と、
   前記組織によって散乱された散乱光源光を検出し、少なくとも、前記第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号と、前記第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号とを提供する少なくとも１つの光検出器と、
   処理ユニットとを備え、前記処理ユニットは、
   所与の測定時点の前記少なくとも第１及び第２のセンサ信号を受信し、
   前記所与の測定時点のみの前記少なくとも第１及び第２のセンサ信号を用い、
   経時的な前記組織を通じた光学経路長の変動を示す組織経路誤差信号成分と、経時的な前記組織において放出される前記光源光と前記組織との間の結合の変動を示す光結合誤差信号成分とを、前記所与の測定時点の前記少なくとも第１及び第２のセンサ信号から除去することによって、
   経時的に前記組織内の血液吸光度の変動を示す前記所与の測定時点の補正されたセンサ信号を計算し、
   前記所与の測定時点の前記補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分を決定し提供する、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）装置。
2. 前記処理ユニットは、
   前記少なくとも第１及び第２のセンサ信号、並びに光源光輝度尺度から、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定し、
   前記スペクトル位置ごとの前記透過尺度の対数、前記スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ、前記スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、前記組織経路誤差信号成分、及び前記光結合誤差信号成分を用いて、時間の関数として、ランベルト・ベールの法則を用いて前記補正されたセンサ信号を計算することによって、
   前記補正されたセンサ信号を決定する、請求項１に記載のＰＰＧ装置。
3. 前記処理ユニットは、
   前記スペクトル位置に対する前記事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数を求め、
   前記スペクトル位置に対する前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求め、
   それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の対数の重み付けされた導関数であって、それぞれの他のスペクトル位置の前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数によって重み付けされた、当該重み付けされた導関数の正規化された差として前記補正されたセンサ信号を計算することによって、前記補正されたセンサ信号を決定し、それぞれの導関数はスペクトル位置に対して計算される、請求項２に記載のＰＰＧ装置。
4. 前記少なくとも１つの光源は、更に、前記組織に方向付けられるべき第３のスペクトル位置を持つ光源光を与え、
   前記少なくとも１つの光検出器は、更に、前記第３のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す少なくとも第３のセンサ信号を提供し、
   前記処理ユニットは、更に、
   前記第３のセンサ信号を受信し、
   前記第１、前記第２及び前記第３のセンサ信号を用いることによって前記補正されたセンサ信号を計算し提供する、
   請求項２に記載のＰＰＧ装置。
5. 前記処理ユニットは、前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータのそれぞれの対の差に依拠してそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、前記それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の重み付けされた対数の正規化された和を計算することによって、前記補正されたセンサ信号を決定する、請求項４に記載のＰＰＧ装置。
6. 前記処理ユニットは、更に、それぞれ、スペクトル位置の関数として事前に記憶されたオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータを用い、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータを用いて前記補正されたセンサ信号の第１の部分を計算し、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータを用いて前記補正されたセンサ信号の第２の部分を計算することによって、前記組織内の血液の抹消毛細血管酸素飽和度を決定し提供し、前記補正されたセンサ信号の前記第１の部分は、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示し、前記補正されたセンサ信号の前記第２の部分は、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す、請求項４に記載のＰＰＧ装置。
7. 前記処理ユニットは、更に、
   前記スペクトル位置に対して、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求め、
   前記スペクトル位置に対して、前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求め、
   オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータの導関数と前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数とのそれぞれの対の線形結合に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された和として、前記補正されたセンサ信号の前記第１の部分及び前記第２の部分を計算することによって、
   前記補正されたセンサ信号を決定し、
   それぞれの導関数はスペクトル位置に対して計算される、
   請求項６に記載のＰＰＧ装置。
8. 前記少なくとも１つの光源は、更に、前記組織に向けられるべき第４のスペクトル位置を持つ光源光を提供し、
   前記少なくとも１つの光検出器は、更に、少なくとも、前記第４のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第４のセンサ信号を提供し、
   前記処理ユニットは、更に、
   前記第４のセンサ信号を受信し、
   前記第１、前記第２、前記第３及び前記第４のセンサ信号、並びに前記光源光輝度尺度を用いて、前記スペクトル位置ごとの前記透過尺度を決定し、
   前記スペクトル位置ごとの前記組織による光源光の吸収に依拠して、前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータを用い、
   オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータと前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータとに依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の重み付けされた対数の正規化された線形結合を計算することによって、
   前記補正されたセンサの前記第１及び前記第２の部分を計算し提供する、
   請求項６に記載のＰＰＧ装置。
9. 血液吸光度パラメータ、有効組織減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、前記補正されたセンサ信号の前記補正されたＡＣ信号成分、前記組織経路誤差信号成分、前記光結合誤差信号成分、前記補正されたセンサ信号の前記第１の部分、前記補正されたセンサ信号の前記第２の部分、又は前記組織内の血液の酸素飽和度を受信し、記憶し、提供するメモリユニットを更に備える、請求項２又は６に記載のＰＰＧ装置。
10. 血液減衰パラメータ、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収パラメータ、有効組織減衰パラメータ、又は表示される前記ＰＰＧ装置の尺度を示すユーザ入力を受信し提供するユーザインタフェースを更に備える、請求項１乃至９のいずれか一項に記載のＰＰＧ装置。
11. 組織に向けられるべき少なくとも第１及び第２のスペクトル位置を持つ光源光を放出するステップと、
    前記組織によって散乱された散乱光源光を受信し、少なくとも、前記第１のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第１のセンサ信号及び前記第２のスペクトル位置を持つ散乱光源光を示す第２のセンサ信号を提供するステップと、
    所与の測定時点のみの少なくとも前記第１及び前記第２のセンサ信号を用い、前記組織を通じた光学経路長の変動を経時的に示す組織経路誤差信号成分と、前記組織において放出される光源光と前記組織との間の結合の変動を経時的に示す光結合誤差信号成分とを、前記所与の測定時点における少なくとも前記第１及び前記第２のセンサ信号から除去することによって、前記組織内の血液吸光度の変動を経時的に示す、前記所与の測定時点の補正されたセンサ信号を計算するステップと、
    前記所与の測定時点の前記補正されたセンサ信号の補正されたＡＣ信号成分を決定し提供するステップと、
    を有する、光電式容積脈波記録法（ＰＰＧ）装置の作動方法。
12. 前記第１及び前記第２のセンサ信号から、及び光源光輝度尺度から、スペクトル位置ごとの透過尺度を決定するステップと、
    前記スペクトル位置ごとの前記透過尺度の対数、前記スペクトル位置ごとの事前に記憶された血液減衰パラメータ、前記スペクトル位置ごとのオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの事前に記憶された吸収パラメータ、前記スペクトル位置ごとの事前に記憶された有効組織減衰パラメータ、前記補正されたセンサ信号、前記組織経路誤差信号成分、並びに前記光結合誤差信号成分に依拠した時間の関数として、前記補正されたセンサ信号をランベルト・ベールの法則を用いて計算するステップと、
    を更に有する、請求項１１に記載の方法。
13. 前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータ又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータに依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の重み付けされた対数の正規化された線形結合を計算することによって、前記補正されたセンサ信号、すなわち、オキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す前記補正されたセンサ信号の第１の部分と、デオキシヘモグロビンに起因した血液吸光度を示す前記補正されたセンサ信号の第２の部分とを決定するステップを更に有する、請求項１２に記載の方法。
14. 前記スペクトル位置に対する前記事前に記憶された血液減衰パラメータの導関数、又は前記スペクトル位置に対するオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータの導関数を求めるステップと、
    前記スペクトル位置に対する前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数を求めるステップと、
    前記事前に記憶された有効組織減衰パラメータの導関数又はオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの前記事前に記憶された吸収パラメータの導関数に依拠したそれぞれの重み付け係数によって重み付けされた、それぞれのスペクトル位置の前記透過尺度の対数の重み付けされた導関数の正規化された線形結合として、前記補正されたセンサ信号を計算するステップであって、それぞれの導関数はスペクトル位置に対して計算される、ステップと、
    を更に有する、請求項１２に記載の方法。
15. 請求項１１に記載の方法をコンピュータに実行させるためのプログラムコード手段を備える、光電式容積脈波記録法装置を動作させるためのコンピュータプログラム。
    

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