JP2023503817A - カプノグラフィ信号処理のための方法及びシステム - Google Patents

Abstract

本発明は、光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得る方法を提供する。光吸収信号は、ある波長範囲にわたり、被検体から得られ、光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを光信号が通過するときに吸収される光信号の割合を表し、光吸収信号はスペクトルバックグラウンド信号を有する。第二高調波信号が光吸収信号から分離され、スペクトルバックグラウンド信号の周期が識別される。第二高調波信号は、最大の二酸化炭素吸収を示す第二高調波信号の中心波長、及び第二高調波信号の偏心波長でサンプリングされ、偏心波長と中心波長とは、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている。次に、サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルタリングされたカプノグラフィ信号が生成される。

Description

本発明は、レーザ源を備えるカプノグラフィセンサにおける信号処理の分野に関し、より具体的には、カプノグラフィ信号におけるスペクトルバックグラウンド信号を抑制する分野に関する。

カプノグラフィ装置は、被験者が吐き出した空気中のＣＯ_２濃度を監視するために使用される。カプノグラフィセンサは、前記吐き出した空気における光学的な光吸収の量を検出することにより、前記ＣＯ_２濃度を測定する。この光は通例、熱中赤外(thermal mid-infrared)光源により生成される。しかしながら、中赤外光源を備えるカプノグラフィ装置は、ポンプを組み込んでおり、典型的には、呼吸する空気の一部をカプノグラフィ装置にある光学ＣＯ_２検出ユニットに向けて搬送するための試料採取管に接続されているので、これら装置は、消費電力が高く、大きな装置となる。

半導体レーザを備えるカプノグラフィ装置、及びＣＯ_２検出のための光を、レーザ源から口鼻カニューレ、又は換気回路における気道アダプタに誘導するための光ファイバの適用は、小型サイズ(small form factor)で、低電力消費を与えるという利点を提供し、現在の側流カプノグラフィ装置に存在するような波形の遅延及び汚れのない検出を提供する。

光ファイバを備えるカプノグラフィ装置は、波長可変の近赤外半導体レーザを光源として使用することができる。近赤外領域において、ファイバ技術は、中赤外領域とは対照的に十分に開発されているが、近赤外領域におけるＣＯ_２吸光度は、中赤外領域におけるよりもはるかに小さい。波長変調及びロックイン検出は、近赤外線領域における小さな吸収信号の信号対雑音比を改善するために、波長可変半導体レーザ吸収分光法（ＴＤＬＡＳ）に一般的に使用されている。

レーザベースのカプノグラフィ装置における進行中の問題は、スペクトルバックグラウンド信号の存在であり、この信号は、光路内にある光学構成要素の表面上の反射から生じる干渉効果によって、カプノグラフィ信号の品質劣化をもたらす。

従って、レーザベースのカプノグラフィシステムにおいて、前記スペクトルバックグラウンド信号を抑制する必要がある。

本発明は、請求項により規定される。

本発明の一態様による被験者によれば、光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得る方法を提供し、前記方法は、
ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得るステップであり、前記光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、光吸収信号がスペクトルバックグラウンド信号を含む、ステップ、
前記光吸収信号から第二高調波信号を分離するステップ、
前記スペクトルバックグラウンド信号の周期を識別するステップ、
前記第二高調波信号の複数の波長成分をサンプリングするステップであり、前記第二高調波信号をサンプリングするステップは、
前記第二高調波信号の中心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記中心波長は、最大の二酸化炭素吸収を示す、ステップ、及び
前記第二高調波信号の偏心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記偏心波長と中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、ステップ
を有する、ステップ、並びに
前記サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルリングされたカプノグラフィ信号を生成するステップ
を有する。

前記方法は、スペクトルバックグラウンド信号の前記周期が大きく変化しないので、例えば、温度変動のような干渉に対してロバストであるカプノグラフィ信号におけるのスペクトルバックグラウンド信号を抑制する手段を提供する。

スペクトルバックグラウンド信号の前記周期に基づいて、当該スペクトルバックグラウンド信号の抑制を行うことにより、この抑制は、スペクトルバックグラウンド信号における波長シフトに無関係であり、この抑制は、そうしなければ、典型的なフィルタリング方法の精度を低下させる。さらに、結果生じるフィルタリングした信号も、スペクトルバックグラウンド強度に無関係であり、これは、正確なフィルタリングした第二高調波信号が、最初に得たカプノグラフィ信号に存在するスペクトルバックグラウンドのレベルに関係なく得られることを意味する。

一実施形態において、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数は、スペクトルバックグラウンド信号の全周期の倍数である。

一実施形態において、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数は、スペクトルバックグラウンド信号の半周期の倍数である。

一実施形態において、中心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第１の時間期間にわたり行われ、偏心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第２の時間期間にわたり行われ、第１の時間期間及び第２の時間期間の長さは等しい。

このようにして、サンプリング時間のかなりの割合が、第二高調波信号の中心波長をサンプリングすることに向けられ、それにより、ＣＯ_２の検出の精度を維持しつつ、スペクトルバックグラウンド信号も抑制する。

一実施形態において、第二高調波信号をサンプリングするステップは、第二高調波信号の複数の偏心波長で第二高調波信号の複数のサンプルを得るステップを更に有し、複数の偏心波長と中心波長とは、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている。

このようにして、スペクトルバックグラウンド信号の抑制は、スペクトルバックグラウンド信号の周期の変化をさらに考慮することができる。

さらなる実施形態において、中心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第１の時間期間にわたり行われ、複数の偏心波長において第二高調波信号の複数のサンプルを得るステップは、第２の時間期間にわたり行われ、第１の時間期間及び第２の時間期間の長さは等しい。

このようにして、サンプリング時間のかなりの割合が、第二高調波信号の中心波長をサンプリングすることに向けられ、それにより、ＣＯ_２の検出の精度を維持しつつ、スペクトルバックグラウンド信号も抑制する。

一実施形態において、前記方法は、
光吸収信号から第三高調波信号を分離するステップ、
前記第三高調波信号の複数の波長成分をサンプリングするステップであり、前記第三高調波信号をサンプリングするステップは、
前記第三高調波信号の中心波長で前記第三高調波信号のサンプルを得るステップ、及び
前記第三高調波信号の偏心波長で前記第三高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記偏心波長と前記中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ分離される、ステップ
を有する、前記サンプリングするステップ、並びに
前記中心波長及び前記偏心波長に対する波長補正を生成するステップ
を有する。

このようにして、スペクトルバックグラウンドは、カプノグラフィ信号の第三高調波信号において抑制されることができ、このカプノグラフィ信号に対する波長補正を生成することができる。

一実施形態において、前記方法は、被験者の呼吸サイクルから得られる光吸収信号を処理する際に使用するためのものである。

さらなる実施形態において、スペクトルバックグラウンド信号の周期は、前記呼吸サイクルの吸気相中に識別される。

このようにして、スペクトルバックグラウンドは、被験者が吐き出した空気と比較すると、比較的に低いＣＯ_２濃度を有する空気中で識別され、これは、スペクトルバックグラウンド信号がより顕著であり、故に、識別される周期の精度が増大することを意味する。

さらなる実施形態において、スペクトルバックグラウンド信号の周期は、複数の呼吸サイクルにわたり平均化することによって識別される。

このようにして、識別された期間の精度をさらに高めることができる。

一実施形態において、前記方法は、別個のバックグラウンド信号を得るステップをさらに有し、スペクトルバックグラウンド期間は、この別個のバックグラウンド信号から識別される。

このようにして、識別される期間の精度がさらに高められることができる。

本発明の一態様による例によれば、コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されるとき、上述した方法を実施するように適応するコンピュータプログラムコード手段を有するコンピュータプログラムを提供する。

本発明の一態様による例によれば、光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得るためのシステムを提供し、前記システムは、プロセッサを有し、前記プロセッサは、
ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得て、光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、前記光吸収信号は、スペクトルバックグラウンド信号を有する、
光吸収信号から第二高調波信号を分離する、
スペクトルバックグラウンド信号の周期を識別する、
第二高調波信号の複数の波長成分をサンプリングし、第二高調波信号をサンプリングことは、
第二高調波信号の中心波長で前記第二高調波信号のサンプルを得て、前記中心波長は、最大の二酸化炭素吸収を示し、及び
第二高調波信号の偏心波長で前記第二高調波信号のサンプルを得て、前記偏心波長と前記中心波長とは、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、
ことを有し、並びに
前記サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルリングされたカプノグラフィ信号を生成する
ように適応する。

一実施形態において、前記システムは、
上述したようなプロセッサ、
ある範囲波長にわたり変調されるレーザ光信号を生成するように適応する波長可変レーザ光源であり、前記プロセッサは、前記光源の変調の周波数を基準として使用して前記第二高調波信号を分離するようにさらに適応し、
前記前記波長可変レーザ光源と通信する光ファイバ、
被験者の気道に接続可能であるように適応するキャビティを持つ呼吸アダプタであり、前記レーザ光信号を前記キャビティに放射するように、前記光ファイバと連通している、呼吸アダプタ、及び
記呼吸アダプタの前記キャビティと連通し、前記キャビティを通して伝えられる前記レーザ光信号を受信するように適応する光検出器
をさらに有する。

ある実施形態において、スペクトルバックグラウンド周期を第二高調波信号の最大及び最小と位置合せるために、
光源の変調度、及び
呼吸アダプタの寸法
の１つ以上が調整され、それにより、スペクトルバックグラウンド周期を調整する。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施形態から明らかになり、これを参照して説明される。

本発明の例は、添付図面を参照して詳細に説明される。
図１は、レーザベースのカプノグラフィシステムの概略図を示す。 図２は、ファイバライトガイドを備える波長可変半導体レーザ吸収分光法の研究のためのシステムの概略図を示す。 図３は、第二高調波のＣＯ_２吸収線信号の波長に対する信号振幅のグラフを示す。 図４は、スペクトルバックグラウンドのみの第二高調波信号の波長に対する信号振幅のグラフを示す。 図５は、スペクトルバックグラウンド抑制を行った後のＣＯ_２濃度の矩形波変調から生じるカプノグラムを示す。 図６は、本発明の方法を示す。 図７は、波長制御のためのフィードバックループを含む本発明の方法を示す。

本発明は、図面を参照して説明される。

詳細な説明及び特定の例は、装置、システム及び方法の例示的な実施形態を示しているが、これらは単に例示を目的としたものであり、本発明の範囲を限定することを意図したものではないことを理解されたい。本発明の装置、システム及び方法のこれら及び他の特徴、態様並びに利点は、以下の記載、添付の特許請求の範囲及び添付の図面からより良く理解される。図面は単に概略的なものであり、一定の縮尺で描かれていないことを理解されたい。同じ又は類似の部分を示すために、同じ参照番号が図面全体にわたり使用されることも理解されたい。

本発明は、光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得るための方法を提供する。光吸収信号は、ある波長範囲にわたり、被験者から得られ、この光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される光信号の割合を表し、光吸収信号はスペクトルバックグラウンド信号を有する。第二高調波信号は、前記光吸収信号から分離され、スペクトルバックグラウンド信号の周期が識別される。前記第二高調波信号は、この第二高調波信号の中心波長でサンプリングされ、前記中心波長は、最大の二酸化炭素吸収を示し、第二高調波信号は、第二高調波信号の偏心波長でサンプリングされ、前記偏心波長及び前記中心波長は、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている。次いで、サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルタリングされたカプノグラフィ信号が生成される。

図１は、本発明の一態様によるレーザベースのカプノグラフィシステム１００の概略図を示す。

図１に示されるカプノグラフィシステム１００は、レーザ光源１２０及び光検出器１３０と通信するプロセッサ１１０を有する。光源１２０は、被験者１６０の呼吸経路１５０内に置かれる呼吸アダプタ１４０と光学的に連通している。

光源１２０は、光ファイバ１７０を介して呼吸アダプタ１４０に光学的に接続される。光源１２０は、例えば近赤外線範囲内の光のような、カプノグラフィを行うのに適した任意の波長の光を生成することができる。例えば、光源１２０は、垂直共振器型面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）又は分布帰還型（ＤＦＢ）レーザでもよい。

前記光源は、光検出器１３０に衝突する前に、光ファイバ１７０及び呼吸アダプタ１４０を通過する光線１８０を生成する。光線１８０が呼吸アダプタ１４０を通過すると、呼吸アダプタ内にある二酸化炭素によって光が部分的に吸収され、それにより光検出器１３０に到達する光の量が減少し、レーザ光源における光線の強度に比べ、より低い光強度が検出される。次いで、この光強度の差は、呼吸アダプタ内、従って被験者が吐き出した呼吸空気のＣＯ_２の濃度を決定するために使用される。

特に、図１に示されるシステム１００のようなカプノグラフィシステムは、光源１２０として２μｍに近い波長で放射するＶＣＳＥＬを含むことができ、このＶＣＳＥＬは、換気回路における鼻カニューレ、口鼻カニューレ又は気道アダプタの形式の呼吸アダプタ１４０内のＣＯ_２の濃度を決定するように適応する。

光検出器を呼吸アダプタ上に位置決める代わりに、第２の光ファイバを使用して、伝送される光をプロセッサ１１０の近くにある光検出器に誘導するか、又は単一のファイバを使用して、呼吸アダプタ内の逆反射器(retro-reflector)を用いて光を呼吸アダプタに、及び呼吸アダプタから光を誘導する。

図２は、ファイバライトガイドを備える波長可変半導体レーザ吸収分光法（Ｆｉｂｅｒ－ＴＤＬＡＳ）の研究のための概略図２００を示し、これは、後述する測定信号を得るために使用され、本明細書において、本文脈をそれらの結果に提供する目的で説明される。

図２に示されるシステム２００において、垂直共振器型面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）２２０から鼻カニューレ２３０へ光を誘導するために、光ファイバ２１０が使用される。ＶＣＳＥＬは、中央制御ユニット２５０と通信するレーザ制御２４０により制御及び駆動される。このレーザ制御は、波長制御及び波長変調のための出力信号をＶＣＳＥＬに供給する。

前記システムは、ＶＣＳＥＬからの光を光ファイバ２１０の芯部内に集束させるＶＣＳＥＬ－ファイバ結合ユニット２６０を含む。ファイバスプリッタ２７０は、光の一部、例えば１０％を基準光検出器２８０に向けて誘導し、残りの光は、パッチケーブル２９０を介して、光検出器３００を有する鼻カニューレ２３０に誘導される。この光検出器３００は、ＩｎＧａＡｓ光検出器でもよい。別個の光検出器２８０を設けることにより、ＶＣＳＥＬ－ファイバ結合ユニット２６０におけるスペクトルバックグラウンド及び環境ＣＯ_２吸収を評価及び補償することができる。

パッチケーブル２９０は、シングルモード（ＳＭ）ファイバ、一方の側に標準光コネクタ及び他方の側に折率率分布型（ＧＲＩＮ）レンズを組み込んだ特殊コネクタを実装する。鼻カニューレ２３０の光検出器３００は、中央制御ユニット２５０に接続される。

鼻カニューレ２３０は、ＣＯ_２、Ｏ_２及びＮ_２を混合して、様々なＣＯ_２濃度を持つガス流にするための、質量流量コントローラを備えるガス混合局３１０に接続される。前記システムの動的挙動を評価するために、ガス混合局と鼻カニューレとの間に応答時間装置３２０が配される。前記ガス混合局は、中央制御ユニット２５０と通信するガス制御器３３０により制御される。

中央制御ユニット２５０は、ガス制御器３３０を通るガス組成、及びレーザ制御２４０を通る時間の関数としてＶＣＳＥＬのパワー及び波長を制御することができる。

使用時、ＶＣＳＥＬ２２０により生成される光の波長は、ＶＣＳＥＬハウジング内にある小型の熱電冷却（ＴＥＣ）ユニットを用いてＶＣＳＥＬの温度を変化させることにより、ゆっくりと（時間の尺度は、秒以上のオーダーで）調整され、１００ｋＨｚの領域に及ぶレートの注入電流を介してより迅速に調整される。ＶＣＳＥＬの温度を監視するＴＥＣ及び温度センサは、レーザ制御２４０に接続される。

ゆっくりと調整する方法と迅速に調整する方法の両方は、ＶＣＳＥＬから放射される光のパワーに影響し、これは、残留振幅変調（ＲＡＭ）と呼ばれる。ＴＥＣの温度を制御することにより、ＶＣＳＥＬにより放出される光の波長は、所望する吸収線、すなわちカプノグラフィに関連するＣＯ_２ガスの吸収線の近くに設定される。

上述した調整する方法は、特定の吸収線を選択する、吸収線にわたりスキャンする、又は特定の時間間隔中に特定の波長における信号強度を決定するために使用されてもよい。さらに、ＡＣ電流変調が、ＶＣＳＥＬに適用され、生成される光線の放射波長の正弦波変調を与え、これは、吸収線にわたりディザー(dither)として作用し、ロックイン検出(lock-in detection)を可能にする。ＡＣ電流変調は、波長変調分光法（ＷＭＳ）と呼ばれ、直接吸収測定に比べ、測定の信号対雑音比及びゼロ安定性を改善する。ＷＭＳは、カプノグラフィの鼻カニューレ２３０における短い吸収経路の制限と組み合わせて、ＣＯ_２の弱い２μｍの吸収領域におけるカプノグラフィ測定に適切である。

測定信号の第一高調波ｆ_１は、ＲＡＭオフセットに最も敏感である一方、第二高調波ｆ_２及び第三高調波ｆ_３は、ＲＡＭの寄与が大幅に小さい。ｆ_２信号は、鼻カニューレ内のＣＯ_２濃度を提供し、ｆ_３信号は、吸収線の中心でゼロ交差を持ち、波長安定化のためのフィードバックループに使用されることができる。ｆ_２及びｆ_３信号がＤＣレベル（ｆ_０）に正規化され、測定値がＶＣＳＥＬの放射パワーに依存するのを取り除く。

上述したように、カプノグラフィシステム２００の検出感度は、検出器のショット雑音(shot noise)により与えられる理論的な感度限界ではなく、光吸収信号におけるスペクトルバックグラウンド、すなわち光学干渉縞により制限される。ＴＤＬＡＳにおけるガス吸収線を分解するために、狭線幅の放射を持つレーザの使用が必要である。この狭線幅の結果は、長いコヒーレンス長であり、これが干渉効果を導入する。鼻カニューレ２３０内の干渉に寄与するインターフェース及びＶＣＳＥＬ－ファイバ結合ユニット２６０内の光学部品の典型的な間隔は、吸収線の幅に匹敵する縞（フリンジ）変調の周期となる。残念なことに、ＷＭＳは、吸収特性だけでなく、縞特性も強調する。

呼吸中、例えば、患者の呼吸運動及び呼吸流の温度変化による温度及び／又は振動の変動は、干渉縞がベースライン信号の単純な減算によって取り除くことができないように、干渉縞を波長シフトさせる。しかしながら、干渉縞の波長周期は、温度及び振動の変動に対してそれほど敏感ではない。

図３は、第二高調波（ｆ_２）のＣＯ_２吸収線信号４１０に対する波長（λ）に対する信号振幅のグラフ４００を示し、スペクトルバックグラウンド振動は、呼吸アダプタ内のガス検知キャビティ内の干渉から生じる。

スペクトルバックグラウンドは、ファイバ－ＴＤＬＡＳが、鼻カニューレ内の吸収経路長が約１ｃｍのカプノグラフィに必要な±２ｍｍＨｇ(±０．２７ｋＰａ）の精度に達するのを妨げる。スペクトルバックグラウンド周期は、吸収線の特徴に匹敵するので、例えば、周波数領域における分解のようなスペクトルバックグラウンド抑制のための既知の方法は正確ではない。他の既知の方法は、かなりの処理時間を必要とし、この処理時間は、呼気中に正確なカプノグラフィ波形を取得できるようにするために、ＣＯ_２濃度の変化に対する約１００ミリ秒の時間応答のカプノグラフィ要件と互換性がない。

より具体的には、図３は、図２を参照して上述した配置及びＷＭＳ法を用いて、２００４．４ｎｍ付近の波長の第二高調波（ｆ_２）のＣＯ_２吸収線及びスペクトルバックグラウンド信号を示す。図３に示される計測値を取得するために使用される呼吸アダプタのキャビティにおける吸収経路は、７．５ｍｍであり、ＣＯ_２濃度は、５５ｍｍＨｇ(７．３ｋＰａ）である。呼吸アダプタ内の干渉から生じるスペクトルバックグラウンド振動は、線４１０の全域に存在しているが、特に、両翼、すなわち、中央のピーク部から離れている部分に見られる。

図４は、純粋な窒素ガスが呼吸アダプタのキャビティを流れるときの、スペクトルバックグラウンド４６０のみに対する第二高調波（ｆ_２）の波長（λ）に対する信号振幅のグラフ４５０を示す。示される測定値に対し、ピークピーク(peak-to-peak)のスペクトルバックグラウンドは、±４ｍｍＨｇ(±０．５３ｋＰａ）ＣＯ_２、すなわちカプノグラフィに必要な精度の２倍に相当する。

本明細書に説明されるスペクトルバックグラウンド抑制方法は、測定されるカプノグラフィ信号及びスペクトルバックグラウンドを、スペクトルバックグラウンド周期により決定される多波長でサンプリングすることに基づいている。この方法のより詳細な説明は、以下にさらに提供される。

あるサンプリングは、カプノグラフィ信号の第二高調波の中心波長（すなわち、最大のＣＯ_２吸収の位置）、又は第三高調波の中心波長（ゼロ交差）で行うのに対し、少なくとも１つの他のサンプリングは、前記中心波長から離れたスペクトルバックグランド周期の半整数倍又は整数倍で行う。サンプリングされた信号を加算又は減算することにより、スペクトルバックグラウンド信号が抑制され、バックグラウンドのない吸収信号強度が得られ、それにより、ＣＯ_２濃度の正確な測定値を提供する。結果生じる値は、様々な波長でのサンプリングが、これらの変動に比べ速い時間スケールで起こるので、例えば温度変化が原因であるような、変動が原因によるスペクトルバックグラウンドの波長シフトとは無関係である。この結果生じる値は、スペクトルバックグラウンド強度とも無関係である。

さらに、第二高調波の中心波長でのサンプリングに加え、追加のサンプリングが、中心周波数の両側に１スペクトルバックグラウンド周期離れた２つ以上の偏心波長で行われる。

かなりの量のサンプリング時間、例えば５０％のサンプリング時間は、中心波長に集中し、これは、このスペクトルバックグラウンド抑制方法によるＣＯ_２検出の信号精度の低下は限られることを意味する。このスペクトルバックグラウンド抑制方法は、限られた処理能力を必要とし、それにより、呼吸中のリアルタイムのＣＯ_２測定を可能にする。

例えば、最初のサンプリングは、第二高調波の中心波長より下の１スペクトルバックグラウンド周期で行われ、その後、前記中心波長でのサンプリングが行われ、最後のサンプリングは、前記中心波長より上の１スペクトルバックグラウンド周期で行われる。中心波長及び偏心波長でのサンプリングの時間は、均等に分割されてもよく、これは、典型的には、ＣＯ_２濃度の決定において最も高い信号対雑音比をもたらすが、別の比率が適用されてもよい。

図５は、上述したスペクトルバックグラウンド抑制が行われた後の、ＣＯ_２濃度の矩形波変調から生じるカプノグラム５００を示す。この測定のために、ある波長は、カプノグラフィ信号の第二高調波信号の中心波長、すなわち最大のｆ_２に設定され、別の波長は、吸収強度が小さい、前記最大のｆ_２から１スペクトルバックグラウンド周期離れて設定される。図５から分かるように、カプノグラムは、安定したゼロレベル及び最大レベル、並びにＣＯ_２の変化に対する素早い応答を示す。

スペクトルバックグラウンド抑制をより詳細に見ると、スペクトルバックグラウンドに対して補正される中心波長におけるｆ_２信号強度は、以下の式

から生じ、これは、

により与えられる。ここで、ｆ_２（ｘ）及びｆ_２，ｓｂ（ｘ）は、夫々、スペクトルバックグラウンドを持たない及びスペクトルバックグラウンドを持つ正規化した波長（ｘ）の関数としての第二高調波信号である。正規化した波長は、中心波長に対する波長の差で与えられ、線幅に正規化される。比率ｋは、以下の関数

により与えられる。ここで、ｐ_ｓｂは、スペクトルバックグラウンド周期であり、Ｈ_２（ｘ，ｍ）は、

を用いて、

により与えられる、第二高調波の線形(line shape)関数であり、ここで、ｍは、変調振幅を吸収線幅で割った比率で与えられる正規化したＷＭＳ変調度(modulation depth)である。

或いは、例えば、上述したシステムのようなカプノグラフィシステム内で考慮されるとき、スペクトルバックグラウンド周期は、比較的一定であり、信号Ｆ_２が、

と定義されることを意味し、ここでＦ_２は、ＣＯ_２濃度に対して較正される。後続するＣＯ_２濃度の測定において、ｆ_２，ｓｂ（－ｐ_ｓｂ）、ｆ_２，ｓｂ（０）、ｆ_２，ｓｂ（ｐ_ｓｂ）から計算されるＦ_２及び較正により結果生じる傾きは、ＣＯ_２濃度を決定するために使用される。この場合、上述したｋ値及び線形関数はもはや必要とされない。

前記スペクトルバックグラウンド抑制に続いて、補正される第二高調波信号は、スペクトルバックグラウンドの大きさ及び波長シフトとは無関係である。１つの偏心波長のサンプルを用いた方式よりも、多重の偏心波長のサンプルを使用する利点は、最終的な第二高調波信号もスペクトルバックグラウンド周期の小さな変化に対してロバストであることである。しかしながら、スペクトルバックグラウンド周期がより大きく変動すると、スペクトルバックグラウンドが抑制された前記補正される第二高調波信号は、スペクトルバックグラウンドの波長シフトに敏感になる可能性がある。

スペクトルバックグラウンド抑制を行うために、少なくとも、１つの偏心波長での信号サンプリングが存在する。１つの偏心波長、又は少数の偏心波長でのサンプリングは、より多くのサンプルよりも短いサンプリング時間という利点を持ち、それにより、良好な信号対雑音比となる一方、より多くの偏心波長でのサンプルは、より有効なスペクトルバックグラウンド抑制を提供する。従って、偏心波長のサンプル数は、スペクトルバックグラウンド抑制方法の適用に従って調整されてもよい。

第三高調波信号ｆ_３がＶＣＳＥＬの波長の安定化のために使用される場合、ｆ_３信号は、Ｈ_２（ｘ，ｍ）の代わりに、第三高調波の線形関数Ｈ３（ｘ，ｍ）を用いて、供述したのと同じ方法で、スペクトルバックグラウンド信号に対して補正されてもよい。

上述した例において、偏心波長のサンプリングは、中心波長と１スペクトルバックグラウンド周期又は１スペクトルバックグラウンド周期の倍数だけ異なる波長で行われる。或いは、偏心波長のサンプリングは、中心波長と１スペクトルバックグラウンド周期の半分又は１スペクトルバックグラウンド周期の半分の倍数だけ異なる波長で行われることも可能である。中心波長からスペクトルバックグラウンド周期の半分だけ離れる２つの偏心波長で検出するために、スペクトルバックグラウンド補正されたｆ_２信号の表現は、

を用いて、

となる。

半整数倍のスペクトルバックグラウンド周期でサンプリングするために、符号は、整数倍のスペクトルバックグラウンド周期でのサンプリングと比較して、数式が変わったことに注意すべきである。

スペクトルバックグラウンド周期は、カプノグラフィシステムの干渉経路長により決定される。図２を参照して上述したような、スペクトルバックグラウンドを無視できるＶＣＳＥＬ－ファイバユニット、又はスペクトルバックグラウンド抑制のための前記ＶＣＳＥＬユニットにおける基準検出器を使用する場合、測定されるカプノグラフィ信号における支配的なスペクトルバックグラウンドは、被験者の換気回路における鼻カニューレ又は気道アダプタ内の光インターフェースでの反射による光学干渉から生じる。実際には使い捨ての構成要素である、この構成要素の交換は、スペクトルバックグラウンド周期の変化につながる。

カプノグラフィにおいて、関連する情報は、呼吸サイクルの呼気相中にカプノグラムから、及び呼吸数から得られる。これは、吸気相は、呼気相中に行われる測定を中断することなく、スペクトルバックグラウンド周期を導出するために使用されることを意味する。吸気相中、被験者により吐き出される空気よりもはるかに低いＣＯ_２濃度を持つ環境空気が吸い込まれ、これは、スペクトルバックグラウンド信号が、呼気相中よりも吸気相中の方がより顕著であることを意味する。

吸気相の少なくとも一部の間、線形波長のサンプリング掃引が行われ、スペクトルバックグラウンド周期の信号の分析が続く。この分析は、正弦曲線との適合(fitting)によって又はフーリエ解析を行うことによって行われ、得られる吸気相信号における優勢周波数を決定する。スペクトルバックグラウンド周期の精度をさらに改善するために、多重の吸気周期にわたり平均化が行われる。

上述したように、スペクトルバックグラウンド周期は、システムの光路及び呼吸アダプタにおける反射に依存する。より大きなＷＭＳ変調振幅において、ｆ_２の線幅及びｆ_２の極小の間隔は、前記変調振幅により決定される。この組合せを利用して、偏心波長サンプルをｆ_２線上の好ましい位置に位置決めることができる。

例えば、スペクトルバックグラウンド周期がｆ_２の線幅に比べて大きく、偏心波長サンプルに対するｆ_２線の翼部分における強度が無視できる場合、ｋ＝０であるため、上記の式は簡略化され、それにより、スペクトルバックグラウンド信号を抑制するために必要とされる計算が簡略化される。

或いは、変調度及び／又は呼吸アダプタの寸法は、スペクトルバックグラウンド周期が、ｆ_２腺の最小と最大との間にある間隔に対応するように選択されてもよい。この場合、

となる。

及び

は、

に対し反対の符号を持ち、ｆ_２線上の最大の大きさの点に対応するので、これらの位置でのサンプリングは、フィルタリングされたｆ_２信号の信号対雑音比を最大化し、ＣＯ_２濃度検出の精度を改善することができる。

図６は、光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得るための方法６００を示す。

前記方法は、ステップ６１０において、ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得ることによって開始し、前記光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、前記光吸収信号は、スペクトルバックグラウンド信号を含む。前記光吸収信号は、鼻カニューレ又は被験者からガスサンプルを得るための他の何れかの装置から直接得られる。或いは、前記光吸収信号は、処理システムのメモリから得られてもよく、これは、スペクトルバックグラウンド信号の抑制が、何れかの適切な処理システムにより行われてよいことも意味する。

ステップ６２０において、前記光吸収信号から第二高調波信号が分離され、ステップ６３０において、スペクトルバックグラウンド信号の周期が識別される。

ステップ６４０において、第二高調波信号の複数の波長成分がサンプリングされ、ここで、第二高調波信号をサンプリングするステップは、第二高調波信号の中心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップ６４４であって、前記中心波長は最大の二酸化炭素吸収を示す、ステップ、及び前記第二高調波信号の偏心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップ６４８であって、前記偏心波長と前記中心波長とは、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、ステップを有する。

ステップ６５０において、スペクトルバックグラウンド補正は、ステップ６４０からのサンプリングされた第二高調波のサンプルに基づいて、中心波長に対して計算される。

ステップ６６０において、ＣＯ_２濃度は、スペクトルバックグラウンド補正が適用された吸収サンプルに基づいて計算される。

ステップ６４０、６５０及び６６０が繰り返され、ステップ６７０において、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を提供する時系列のＣＯ_２濃度値を生成する。ステップ６４０、６５０及び６６０の単一ループは、例えば１００ミリ秒を要し、これは、１００ミリ秒毎の一連のＣＯ_２値を有する時系列のＣＯ_２濃度値をもたらす。

スペクトルバックグラウンド周期の変動が存在し、システム性能を改善するためにスペクトルバックグラウンド周期の定期的な調整が必要であるとき、ステップ６１０、６２０及び６３０が、フィードバックループ内でも繰り返されてもよい。このようなスペクトル周期の調整は、ステップ６４０、６５０及び６６０のカプノグラフィ信号生成ループを通過するのに要する時間に比べ長い時間スケールで行われる。

図７は、光吸収信号の第二高調波及び第三高調波に基づく、前記光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得る方法７００を示す。

前記方法は、ステップ７１０において、ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得ることで開始し、前記光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、前記光吸収信号は、スペクトルバックグラウンド信号を含む。前記光吸収信号は、鼻カニューレ又は被験者からガスサンプルを得るための他の何れかの装置から直接得られる。或いは、前記光吸収信号は、処理システムのメモリから得られてもよく、これは、スペクトルバックグラウンド信号の抑制が、何れかの適切な処理システムにより行われてよいことも意味する。

ステップ７２０において、第二高調波信号及び第三高調波信号が光吸収信号から分離され、ステップ７３０において、スペクトルバックグラウンド信号の周期が識別される。

ステップ７４０において、第二高調波信号及び第三高調波信号の複数の波長成分がサンプリングされ、ここで、これら高調波信号をサンプリングするステップは、これら高調波信号の中心波長で高調波信号のサンプルを得るステップ７４４、及び前記高調波信号の偏心波長で前記高調波信号のサンプルを得るステッ７６４８を有し、ここで、前記偏心波長と前記中心波長とは、スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている。信号処理中、特定の波長における吸収信号サンプルを使用して、第二高調波のサンプル及び第三高調波のサンプルの両方を生成する。

ステップ７５０において、ステップ７４０からのサンプルに基づいて、中心波長における第二高調波及び第三高調波の両方に対するスペクトルバックグラウンド補正が計算される。

ステップ７６０において、ＣＯ_２濃度は、スペクトルバックグラウンド補正が適用された吸収信号に基づいて計算され、波長補正は、サンプルの第三高調波信号に基づいて計算される。前記波長補正は、ステップ７４０において、前記サンプリングのための波長を調整するために、後続のループステップにおいて適用される。

ステップ７７０において、フィルタリングされたカプノグラフィシグナルは、計算されたＣＯ_２濃度に基づいて生成される。

さらに、図７の方法７００は、図６を参照して上述したものと同様のフィードバックループを含むことができる。

開示される実施形態に対する他の変形例は、図面、本開示及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求する発明を実施する当業者により理解及び実施され得る。請求項において、「有する」という用語は、他の要素又はステップを排除するものではなく、要素が複数あることを述べなくても、その要素が複数あることを排除するものではない。ある特定の方法が互いに異なる従属請求項に挙げられているという単なる事実は、これらの方法の組み合わせが有利に使用され得ないことを示さない。請求項における如何なる参照符号も、その範囲を限定すると解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得る方法において、前記方法は、
   ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得るステップであり、前記光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、前記光吸収信号は、スペクトルバックグラウンド信号を有する、ステップ、
   前記光吸収信号から第二高調波信号を分離するステップ、
   前記スペクトルバックグラウンド信号の周期を識別するステップ、
   前記第二高調波信号の複数の波長成分をサンプリングするステップであり、前記第二高調波信号をサンプリングするステップは、
   前記第二高調波信号の中心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記中心波長は、最大の二酸化炭素吸収を示す、ステップ、及び
   前記第二高調波信号の偏心波長で第二高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記偏心波長と前記中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、ステップ、
   を有する、ステップ、並びに
   前記サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルリングされたカプノグラフィ信号を生成するステップ
   を有する方法。
2. 前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数は、スペクトルバックグラウンド信号の全周期の倍数である、請求項１に記載の方法。
3. 前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数は、前記スペクトルバックグラウンド信号の半周期の倍数である、請求項１に記載の方法。
4. 前記中心波長で前記第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第１の時間期間にわたり行われ、前記偏心波長で前記第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第２の時間期間にわたり行われ、前記第１の時間期間及び前記第２の時間期間の長さは等しい、請求項１乃至３の何れか一項に記載の方法。
5. 前記第二高調波信号をサンプリングするステップは、前記第二高調波信号の複数の偏心波長で前記第二高調波信号の複数のサンプルを得るステップをさらに有し、前記複数の偏心波長と前記中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、請求項１乃至３の何れか一項に記載の方法。
6. 前記中心波長で前記第二高調波信号のサンプルを得るステップは、第１の時間期間にわたり行われ、前記複数の偏心波長で前記第二高調波信号の複数のサンプルを得るステップは、第２の時間期間にわたり行われ、前記第１の時間期間及び前記第２の時間期間の長さは等しい、請求項５に記載の方法。
7. 前記方法は、
   前記光吸収信号から第三高調波信号を分離するステップ、
   前記第三高調波信号の複数の波長成分をサンプリングするステップであり、前記第三高調波信号をサンプリングするステップは、
   前記第三高調波信号の中心波長で前記第三高調波信号のサンプルを得るステップ、及び
   前記第三高調波信号の偏心波長で前記第三高調波信号のサンプルを得るステップであり、前記偏心波長と前記中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、ステップ
   を有する、ステップ、並びに
   前記中心波長及び前記偏心波長のための波長補正を生成するステップ
   をさらに有する、請求項１乃至６の何れか一項に記載の方法。
8. 前記方法は、被験者の呼吸サイクルから得られる光吸収信号を処理するのに使用するためのものである、請求項１乃至７の何れか一項に記載の方法。
9. 前記スペクトルバックグラウンド信号の周期は、前記呼吸サイクルの吸気相中に識別される、請求項８に記載の方法。
10. スペクトルバックグラウンド信号の周期は、複数の呼吸サイクルにわたる平均化により識別される、請求項８又は９に記載の方法。
11. 前記方法は、別個のバックグラウンド信号を得るステップをさらに有し、前記スペクトルバックグラウンドの周期は、前記別個のバックグラウンド信号から識別される、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の方法。
12. コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されるとき、請求項１乃至１１の何れか一項に記載の方法を実施するように適応するコンピュータプログラムコード手段を有するコンピュータプログラム。
13. 光吸収信号内のスペクトルバックグラウンド信号を抑制することによって、フィルタリングされたカプノグラフィ信号を得るためのシステムであり、前記システムは、プロセッサを有し、前記プロセッサは、
    ある波長範囲にわたり、被験者から光吸収信号を得て、前記光吸収信号は、調査を受ける呼吸空気のサンプルを含む呼吸アダプタを光信号が通過するときに吸収される前記光信号の割合を表し、前記光吸収信号は、スペクトルバックグラウンド信号を有する、
    前記光吸収信号から第二高調波信号を分離し、
    前記スペクトルバックグラウンド信号の周期を識別し、
    前記第二高調波信号の複数の波長成分をサンプリングし、前記第二高調波信号をサンプリングすることは、
    前記第二高調波信号の中心波長で第二高調波信号のサンプルを得て、前記中心波長は、最大の二酸化炭素吸収を示す、及び
    前記第二高調波信号の偏心波長で第二高調波信号のサンプルを得て、前記偏心波長と前記中心波長とは、前記スペクトルバックグラウンド信号の周期の倍数だけ離れている、
    ことを有し、並びに
    前記サンプリングされた第二高調波信号に基づいて、フィルリングされたカプノグラフィ信号を生成する
    ように適応する、システム。
14. 前記システムは、
    請求項１３に記載のプロセッサ、
    ある波長範囲にわたり変調されるレーザ光信号を生成するように適応する波長可変レーザ光源であり、前記プロセッサは、前記光源の変調の周波数を基準として使用して前記第二高調波信号を分離するようにさらに適応する、波長可変レーザ光源、
    前記波長可変レーザ光源と連通する光ファイバ、
    被験者の気道に接続可能であるように適応するキャビティを持つ呼吸アダプタであり、前記レーザ光信号が前記キャビティに入るように、前記光ファイバと連通している、呼吸アダプタ、
    前記呼吸アダプタの前記キャビティと連通し、前記キャビティを通り伝送された前記レーザ光信号を受信するように適応する光検出器
    を有する、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記スペクトルバックグラウンドの周期を、前記第二高調波信号の最大及び最小と位置合せるために、
    前記光源の変調度、及び
    前記呼吸アダプタの寸法
    の１つ以上が調整され、それにより、前記スペクトルバックグラウンド周期を調整する、請求項１３又は１４に記載のシステム。

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