JP3350521B2

JP3350521B2 - 患者の灌流指数を生成する装置

Info

Publication number: JP3350521B2
Application number: JP2000347566A
Authority: JP
Inventors: エイポロージジョーナス; エムトービンジュニアロバート
Original assignee: オーメダインコーポレイテッド
Priority date: 1996-04-15
Filing date: 2000-11-15
Publication date: 2002-11-25
Anticipated expiration: 2017-04-15
Also published as: US5766127A; CA2201577A1; JPH1052408A; JP2001178709A; EP0807402A1

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、一般に動脈血流に
より生じる検査中の組織の灌流をモニタすることに関
し、特に組織を透過する光学放射線により、血液中の酸
素濃度にほとんど関係なくこの組織の灌流を正確にモニ
タすることに関する。

【０００２】

【従来の技術】手術及び別の医療行為中に、臨床家は、
患者の動脈血流による組織の灌流の度合いを判断できる
ことが有用であることが分かる。脈拍オキシメトリ(pul
se oximetry)による酸素飽和度の測定値において、その
測定値の特性は、プローブ位置での生理的信号の強度に
正比例する。実際は、全ての脈拍オキシメータが灌流閾
値を有しており、その閾値よりも下では、オキシメータ
は、正確な読み取りを行うことができず、又は動作を中
止する。生理的信号の強度は、プローブ位置の動脈血の
灌流の程度により定められる。そのため、プローブ位置
の動脈血の灌流度の測定が、脈拍オキシメータによる読
み特性を定める際に有用である。腸膜のような特定の組
織部の灌流の測定が、病気の又は傷ついた組織を手術し
て切除する処置において、壊死した組織を生きた組織か
ら分離することを可能とする。例えば、 Y.Katz と G.S
hoshani による Journal of Pediatric Surgery27巻 50
9〜510 頁（1992年４月）、 J.A.Salo 等による The Am
erican Journalof Surgery 163巻 446〜447 頁（1992年
４月）を参照されたい。

【０００３】手を支持する腕の尺骨及び橈骨の動脈が一
度に一回閉塞される間、手の指の灌流の測定が、手に対
する側副循環を評価可能とする。尺骨動脈からの手への
側副血流の測定は、大手術中に手から十分な酸化血液を
抜き取らずに、橈骨の動脈にカニューレを挿入するか否
かを定めるときに有用である。Noller等による米国特許
第 4,867,165号が、体の部位を通過する光を伴って体の
部位の灌流を評価する方法を開示する。Noller等により
米国特許第 4,867,165号に開示された方法の１つが、体
の部位に２つの異なる波長を有する光を通過させ、動脈
血の容積変動により、体の部位から現れる光の強度変動
を測定する。この特許では、灌流厚さΔｄ、すなわち横
断面全体の拡張部が、式ΔＩ／Ｉ_max に比例したことが
開示されている。ΔＩは、Noller等による特許の図４
に、動脈血の脈拍の影響を受けた光を照射された光レシ
ーバにより生成された電流信号の最大のピークと谷の差
として定義される。Ｉ_max は、図４によると、検出され
た全体の電流信号の最大のものとして定義される。この
特許は、体の部位の相対的な厚さ変動Δｄ／ｄまたは相
対的な容積変動ΔＶ／Ｖを得るための公式を開示する。
ここで、ｄは、体の部位の全体の厚さに相当し、Ｖは、
光源と検出器の間の測定容積に相当する。

【０００４】Noller等による特許は、灌流の評価を行う
ものであるが、この方法は、多くの点において誤りや不
正確さを生じる。例えば、任意の最大信号Ｉ_max に対す
る電流信号のピークと谷の差ΔＩが大きくなると、横断
面全体の拡張部ΔｄがΔＩ／Ｉ_max に比例するとの主張
の根拠として引用された近似における誤差が大きくな
る。また、脈拍から脈拍に基づいた、ΔＩとΔＩ／Ｉ
_max 両方の決定が、ノイズ及び干渉の影響を受けると考
えられ、結果的に灌流の評価に誤りを導く可能性があ
る。さらに、Nollerおよび Fostnerの米国特許第 4,86
7,165号の方法により定められる、体の部位の厚さｄに
対して正規化された相対的な厚さ変化Δｄ／ｄは、一般
に、大きさのかなり異なる体の部位や、異なるタイプの
組織で構成される体の部位に対して比較することができ
ない。同様に、この特許の方法により定められた、体の
部位の測定容積Ｖに対して正規化された相対的な容積変
化ΔＶ／Ｖは、一般に異なる体の部位に対して比較する
ことができない。また、灌流指数を一回使用すると、フ
ォトプレチスモグラフ装置が利用できる信号の強度が示
されるために、この重要な情報値を小さくするように正
規化しないことが大切である。最後に、検査中の体の部
位の厚さ又は容積を評価する必要性が、有効でない評価
ないしは余分な測定のいずれかを行う必要があり、又こ
の評価をモニタ装置に入力するための何らかの方法を必
要とする。

【０００５】脈拍オキシメータ装置は、フォトプレチス
モグラフ法として知られる技術を用いて、脈打つ動脈血
を供給される組織によって時間変化する光吸収により、
動脈血中の酸素飽和度を測定するために市販されてき
た。従来の脈拍オキシメータ装置は、２つの異なる中心
波長の光を組織に透過させる。動脈血における酸化ヘモ
グロビンと還元ヘモグロビンのスペクトル特性は、脈拍
オキシメータ装置により発せられる２つの異なる光信号
に対して異なる。動脈血が拍動するため、組織を透過し
た光が、全体として、時間変化しない成分と、時間変化
する成分とを示す。組織を透過したある中心波長での光
強度の時間変化する成分と時間不変の成分の比を、第２
の中心波長での透過光強度の時間変化する成分と時間不
変の成分の比で割って生成した比により、動脈血中の酸
素飽和度が測定できる。例えば、International Anesth
esiology Clinicsの25巻 137〜153 頁(1987)における本
発明者による文献を参照されたい。この文献の内容は本
明細書の一部として組み込まれる。

【０００６】１つの商業的な脈拍オキシメータ装置であ
るコロラド州ボルダー(Boulder) にある Ohmeda Corpor
ation により市販されているOhmeda Biox 3700オキシメ
ータは、光信号が透過する動脈血の脈拍により生じた、
装置が発する２つの光信号の１つによる透過光信号の変
調パーセントのディスプレイを備える。変調パーセント
は、動脈血による検査中の組織内の灌流の程度をおおま
かに示すことができるが、3700オキシメータの変調の程
度は、灌流の程度だけでなく、血の酸素飽和度のレベル
にもある程度依存する。結果として、変調パーセント情
報は、灌流の実際の程度を定性的に指示するものとして
の有用性に制限されてきた。内部で、Ohmeda Biox 3700
オキシメータが、「脈拍指数」と呼ばれるサンプリング
間隔増分値を計算し、それは、心臓の一回の鼓動に比べ
て非常に小さいサンプリング間隔にわたり、検査中の組
織を通る有効光学経路の増分変化を測定するのに役立
つ。サンプリング間隔の脈拍指数は、器械の内部で、酸
素飽和度測定の信頼性を判断するための重み処理の要素
として用いられた。Ohmeda Biox 3700オキシメータのサ
ンプリング間隔脈拍指数は、心臓の一打ちのサイクル又
はその半分のサイクルにわたる灌流に関する情報を提供
するものではない。

【０００７】

【発明の概要】本出願は、高度な正確性を提供し、血の
酸素飽和度には実質的に関係なく、又上述した従来の問
題を解決するための、動脈血による組織の灌流を連続的
にリアルタイムで測定するフォトプレチスモグラフ法を
開示する。本発明の方法は、拍動する動脈血を供給され
る、検査中の組織の灌流を測定する。本発明による１つ
の方法は、第１エミッタにより生成されたλ₁ で示され
る第１スペクトル成分を有する少なくともほぼ単色光を
生成し、第１有効光学経路に沿って組織の部位を通過さ
せるために、光を検査中の組織の一部に向ける。この方
法は、第２エミッタにより生成された、λ₁ とはかなり
異なるλ₂ で示される第２スペクトル成分を有する少な
くともほぼ単色光を生成し、実質的に同一の光学経路に
沿って組織の部位を通過させるために、放射線を検査中
の組織の部位に向ける。

【０００８】本発明の方法は、フォトダイオード又は別
の適切な検出器などの、組織を透過して受け取られた光
を検出する手段を用いる。Ｉλ₁ （λ₁ はＩの下付き添
字である）及びＩλ₂ （λ₂ はＩの下付き添字である）
は、検査中の組織および動脈血における様々な吸収体に
より吸収及び変調された後に組織から受け取られた出力
光である。本発明の方法は、連続するサンプリング時間
｛ｔ_j ｝で受け取った光Ｉλ₁ をサンプリングし、ディ
ジタル化し、一連のディジタル値｛Ｉλ₁ (ｔ_j ) ｝を
生成する。サンプリング速度は、患者の心拍よりもかな
り速い。従来の脈拍オキシメトリにおいては、30Ｈｚ又
はそれより速いサンプリング速度が代表的であった。

【０００９】同様に、Ｉλ₂ は、同じサンプリング時間
でディジタル化され、類似する一連のディジタル値｛Ｉ
λ₂ (ｔ_j ) ｝を生成する。連続するサンプリング時間
｛ｔ_j ｝における各サンプリング時間に関して、又各エ
ミッタに関して、正規化された強度の変化が計算され
る。

【００１０】

【数１】

【００１１】それから、任意のサンプリング間隔ｔ_j-1
からｔ_j にわたる組織内の光学経路長の変化ΔＬ(t_j )
が、以下のように計算される。

【００１２】

【数２】

【００１３】ここで、Ｅ^R λ₁ （λ₁ は、Ｅ^R の下付き
添字である）は、λ₁ での還元ヘモグロビンの有効吸光
係数であり、Ｅ^O λ₁ （λ₁ は、Ｅ^O の下付き添字であ
る）は、λ₁ での酸化ヘモグロビンの有効吸光係数であ
り、Ｅ^R λ₂ （λ₂ は、Ｅ^R の下付き添字である）は、
λ₂ での還元ヘモグロビンの有効吸光係数であり、Ｅ^O
λ₂ （λ₂ は、Ｅ^O の下付き添字である）は、λ₂ での
酸化ヘモグロビンの有効吸光係数であり、Ｋは、所定の
比例定数である。この有効吸光係数は、使用されている
エミッタのスペクトル成分に基づいて選択されるべきで
ある。このことを達成する１つの方法が、多くの様々な
スペクトル成分に対する有効吸光係数を含んだテーブル
を有することである。使用されているエミッタの実際の
スペクトル成分に関する情報は、記憶されたテーブルか
らエミッタに対する適切な有効吸光係数を選択するため
に、センサからオキシメータに送られる。

【００１４】本発明の方法は、拡張から収縮への遷移時
間または収縮から拡張への遷移時間に含まれる複数の連
続したサンプリング時間ｔ_j に対応する値ΔＬ(t_j ) を
加算し、検査中の組織の動脈血による灌流を測定する脈
拍値（又は灌流指数）を得る。灌流指数は、以下のよう
に定義される。

【００１５】

【数３】

【００１６】最後に、本発明の方法は、ユーザに灌流指
数脈拍値を表示する。この灌流指数値は、収縮から拡張
（又は拡張から収縮）の検査中の組織における光学経路
長の有効変化に等しく、一回の鼓動毎に計算され、表示
されることが可能である。本発明の灌流測定法において
は、比例定数Ｋが以下のようになることが好ましい。

【００１７】

【数４】

【００１８】ここで、[Hb]は、動脈血中の総ヘモグロビ
ン濃度である。この定数Ｋは、灌流指数に、物理的長さ
の単位で少なくとも大体の有効光学経路長の変化を構成
させる。上述した式が与えられると、フォトプレチスモ
グラフ波形において拡張および収縮を特定することが明
らかに必要である。フォトプレチスモグラフ波形のピー
ク（拡張）と谷（収縮）を特定する多くの方法が開示さ
れており、最も簡単なものは、単純なピーク検出であ
る。しかしながら、灌流指数の計算に好ましい別の方法
もある。この技術は、以下のステップを有する。典型的
には２秒である所定の時間ウィンドウに対して、全ての
ΔＬが記録される。単純なピーク（及び谷）検出機構
が、そのデータウィンドウで用いられる。最後に、ΔＬ
は、検出される２つの一方（ピーク又は谷）から他方ま
で加算され、灌流指数を計算する。この方法の利点は、
検査中の組織にある脈拍があってもなくても、収集され
たデータの最後の２秒において、データの灌流指数を提
供することである。例えば、患者が、同側腕に灌流指数
測定のために用いられている指センサに繋がっている血
圧カフを有する場合に、カフが収縮圧力を越えて膨張し
たとき、センサが動脈の拍動による変動を読み取ること
を中止する。灌流指数に対するこの技術は、これらの状
況、又は血流を止める状況において、臨床家にゼロ（又
はノイズアーチファクトレベル）値を示し、検査中の組
織に対するいくらかの血流の損失を示す。

【００１９】

【発明の実施の形態】本発明の灌流指数モニタが、血液
が拍動ごとに検査中の組織に脈打って入ったり出たりす
る際の、動脈血の有効光学経路長における全ての変化を
測定する。有効光学経路長の最大変化は、心臓の拍動サ
イクルにおける拡張から収縮までの経路長の変化に対応
し、また同様に収縮から拡張までの変化に対応する。灌
流指数モニタは、全体として従来の脈拍オキシメータに
似たフォトプレチスモグラフ装置である。本発明のフォ
トプレチスモグラフ装置は、ただ一つのスペクトル成分
を有する光学放射線を放射し且つその放射線を検査中の
組織に向けることができるエミッタを備えるのが好まし
い。本発明の好ましいフォトプレチスモグラフ装置にお
いては、光放射エミッタが、異なる中心波長とスペクト
ル成分を別に有する２つの光放射ダイオードを備える。

【００２０】本発明のフォトプレチスモグラフシステム
において、検査中の組織を透過する光放射線の強度が、
組織内の動脈血中の酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロ
ビンである吸収体を通る光学経路長の変化割合と比べて
速くサンプリングされる。透過光の強度が連続して測定
される。また、光が検査中の組織を透過した後に、２つ
のエミッタ（又はチャンネル）の各々からの光の強度の
測定が必然的に同時に行われる。強度の測定は、Ｉλ₁
(ｔ_j ) 、Ｉλ₂ (ｔ_j ) として表され、ここでＩλ₁
(ｔ_j ) およびＩλ₂ (ｔ_j ) は、時間｛ｔ_j ｝の第１
および第２エミッタの各々による強度測定値である。本
発明の好適な具体例において、２つの隣接するサンプル
に対して各エミッタに関する光の吸収較差ｄＡλ（λは
Ａの下付き添字である）は、以下のように近似される。

【００２１】

【数５】

【００２２】基本的な脈拍オキシメトリ学から理解され
るように、波長λの吸収較差は、ほぼ以下のようにな
る。

【００２３】

【数６】

【００２４】ここでＣは、特定の吸収体の濃度である。
２つのエミッタシステムの各エミッタに関しては以下の
通りである。

【００２５】

【数７】

【００２６】様々なモデルが、本発明のフォトプレチス
モグラフ灌流指数モニタの好適な具体例の動作を理解す
るために用いられることができる。まず、検査中の体の
部位を区分したモデルを考慮する。区分されたモデルに
おいて、検査中の体の部位を通過する光が、まず組織の
全て、それから骨全体、静脈血液、動脈オキシヘモグロ
ビン、および動脈還元ヘモグロビンを通過すると仮定す
る。このモデルにおいて、オキシヘモグロビン及び還元
ヘモグロビンの濃度が、等しくとられ、２つの成分の経
路長ΔＬ^R とΔＬ^Oが、血液が検査中の組織に入ったり
出たりする際に変化する。また、これらの２つの成分の
経路長の比が、検査中の組織の酸素飽和度が変化する際
に変化する。ヘモグロビン濃度は、一定であってＣ^O 及
びＣ^R に関して等しく、動脈血の総ヘモグロビン濃度に
等しいと仮定される。従って、上述した直前の２つの等
式は、各吸光係数がヘモグロビン濃度定数を掛けられる
と仮定すると、以下のように書き換えられる。

【００２７】

【数８】

【００２８】この直前の２つの等式を見ると、吸光係数
は全て定数であり、吸収較差ΔＡが、フォトプレチスモ
グラフ装置により測定されることができる。そのため
に、２つの等式において唯一の未知数は、２つの光学経
路長の増分ΔＬ^O 及びΔＬ^R であり、これは、簡単な代
数を用いて解くことができる。それから、血中の２つの
吸収体のみが酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンで
あると仮定すると、２つのサンプルにわたる有効光学経
路長の時間内の変化が、サンプリング間隔「脈拍値」Δ
Ｐ_j ＝ΔＬ^R ＋ΔＬ^O として定義されることができる。
拡張から収縮（またはその逆）までの脈拍値を加算し、
この合計の絶対値をとることは、一回の拍動に基づいた
有効光学経路長の総変化を非常に近似して、脈拍値全体
すなわち「灌流指数」ＰＩを形成する。

【００２９】

【数９】

【００３０】このように定められた好適な灌流指数は、
血液の酸素飽和度とは実質的に関係なく、動脈血により
検査中の組織の灌流に関する定量的評価を提供する。こ
の灌流指数は、通常は脈拍から脈拍の間に、ある程度そ
の大きさを変化させ、そのために、時間にわたってその
値を平滑にするのが好ましい。灌流指数を定める１つの
方法は、標準フォトプレチスモグラフ波形における各パ
ルスのピーク及び谷を確認することである。サンプリン
グ間隔脈拍値は、ピークから谷までの各データポイント
に関して計算され、これらの値が加算されて灌流指数を
生成する。フォトプレチスモグラフ波形の立ち下がり縁
は、動脈血圧波形の立ち上がり縁に等しいため、この波
形の立ち下がり縁にジクロートノッチは存在しない。血
圧波形の立ち上がり縁に対応する、ピークから谷への各
サンプリング間隔脈拍値を加算することは、任意の脈拍
に対する灌流指数を生成する。

【００３１】この灌流指数は、動脈の拍動に関する光が
通過する動脈経路長の変化に関するリアルタイムの情報
を提供する際に有用である。この灌流指数は、ある場合
には、動脈の拍動が全く生じていないという情報を提供
することもできる。上述した手続は、低い灌流の場合で
あっても灌流指数を定めるために修正されることができ
る。特に、フォトプレチスモグラフ波形中の隣り合った
ピークと谷を単独で探すことは、灌流がほとんど又は全
くない場合には実践的ではない。代わりに、フォトプレ
チスモグラフ波形は、適切な所定の期間の時間ウィンド
ウにおいて調べられてもよい。２秒間の時間ウィンドウ
が、多くの場合に対して好ましい。フォトプレチスモグ
ラフ灌流指数モニタが、時間ウィンドウの経過にわたっ
て収集された個々のデータポイントを評価できる。１秒
のおよそ1/30の間隔でフォトプレチスモグラフデータを
サンプリングする灌流指数モニタの場合において、２秒
間のウィンドウが、心臓の拍動速度又は大きさに関係な
く61のデータポイントを提供する。直前の２秒間のデー
タにおける最高点と最低点が特定される。サンプリング
間隔脈拍値が、どのポイントが時間内で最初であったか
に依存して、２秒間のウィンドウにおける最高点から最
低点、又は最低点から最高点までの各データポイントに
対して計算される。結果として生じるサンプリング間隔
脈拍値は、符号付きの値である。これらの脈拍値は、２
秒間のウィンドウにおいて最高値から最低値（又は最低
値から最高値）まで加算され、灌流指数を生成する。こ
の計算は、表示及び／又は出力のために、ほぼ１秒毎に
繰り返される。

【００３２】上述したウィンドウイングプロシージャ
は、検査中の組織位置に動脈の拍動がない場合であって
も機能する。この指数に関する２点が同じであっても、
直前の２秒間のデータにおける最大値を有する１点と、
最小値を有する１点とが存在する。最大値と最小値が同
じ場合には、灌流指数の計算はゼロとなる。実際の問題
として、灌流指数を定める際に考慮に入れるのが好まし
い別の事項がある。このような考慮すべき事項の１つ
は、フォトプレチスモグラフ動脈拍動信号が、呼吸アー
チファクトの最高点上に乗っかる傾向があることであ
る。この呼吸アーチファクトは、本質的に静脈であり、
動脈の拍動を示さないために、このアーチファクトを、
灌流指数の計算から可能な限り取り除くのが好ましい。
呼吸アーチファクトの影響は、ほとんどの場合かなり小
さくなる。しかしながら、このアーチファクトは、以下
に説明する単純な方法によって必然的に除かれる。呼吸
アーチファクトは、動脈圧波形を通しかつ呼吸アーチフ
ァクトの影響を除くように設定されたカットオフ周波数
を有するハイパスディジタルフィルタを、時間変化する
ディジタル化データに適用することによって取り除かれ
る。

【００３３】およそ２秒間のウィンドウが、通常は１分
あたり30回拍動する心臓サイクル波形全体に広がるが、
全体の心臓サイクルは、灌流指数を定めるためには要求
されない。灌流指数を定めるために、ピークと谷が、ウ
ィンドウ内で隣り合って見つけられなければならない。
結果として、ピークから谷、又は谷からピークの完全な
半サイクルより僅かに大きいものが、ウィンドウ内で広
げられるべきである。灌流指数の計算において、吸収較
差ｄＡ値が、正確に表されるべきである。この吸収較差
ｄＡ値が、好ましくは１秒の1/30のサンプリング間隔に
わたり、そのサンプリング間隔における絶対強度基本値
で割られた増分変化として計算される。表示するのが好
ましい絶対強度基本値は、サンプリング間隔の端点での
それぞれの絶対強度の平均である。

【００３４】レシーバゲイン又は光放射ダイオード駆動
レベルが、灌流指数を定める際に変化した場合には、サ
ンプルウィンドウからのデータは、ひずむ可能性があ
る。サンプリング周期中に、レシーバゲイン又はエミッ
タ駆動レベルが変化した場合には、灌流指数モニタが、
サンプリング周期にわたり計算を行わないのが好まし
い。ゲイン又は駆動レベルが変化した後の整定時間が、
説明されるべきであることに気付かれたい。例えば、フ
ィルタ応答により、ゲイン変化後の整定時間に対してフ
ォトプレチスモグラフデータがフォトプレチスモグラフ
信号を不正確に示した場合に、整定時間が説明されるま
で、次の灌流指数を定めるのに遅延が生じる。図１を参
照すると、酸化ヘモグロビンの吸光曲線１０と還元ヘモ
グロビンの吸光曲線１２が示されている。このスペクト
ルの垂直軸は、対数目盛りでミリモル濃度の吸光係数を
有する。水平軸は、ナノメートル単位で放射線波長を示
す。

【００３５】図１のスペクトルから分かるように、酸化
ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンは、光学光放射線に
関して一般に異なるスペクトルを有する。言い換える
と、酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸光係数
は、点１４のようにスペクトルが互いに交差するいくつ
かのいわゆる「等吸収」波長を除いては、全ての光放射
線波長に対して異なる。図２を参照すると、フォトプレ
チスモグラフセンサ２０が、患者の指先２２に固定され
る。センサ２０は、赤色発光ダイオード２４と赤外発光
ダイオード２５（図示せず）を備える。この２つの発光
ダイオード２４、２５は、指先２２の指の爪２６に隣接
するセンサ２０の表面に配置される。発光ダイオード２
４、２５の各々は、ダイオードにより発せられた光を、
患者の指の爪２６を通って指先２２に投射するように向
けられる。

【００３６】赤色発光ダイオード２４が、光学放射線ス
ペクトルの赤領域であるおよそ 660nmの中心波長を有す
る実質的な単色（又は少なくとも狭い帯域の）光を発す
る。赤外発光ダイオード２５は、光学放射線スペクトル
の近赤外領域のおよそ 940nmの中心波長を有する実質的
な単色光を発する。シリコンフォトダイオード２８が、
指の爪２６および発光ダイオード２４、２５とは反対側
の、指先２２の表面に隣接した位置で、フォトプレチス
モグラフセンサ２０の表面に取りつけられる。シリコン
フォトダイオード２８は、フォトプレチスモグラフセン
サ２０の赤色発光ダイオードおよび赤外発光ダイオード
２４、２５の両方より発せられた光を検出するのに適す
る。２つの発光ダイオード２４、２５は、互いに非常に
近接して、フォトプレチスモグラフセンサ２０の表面に
配置される。２つの発光ダイオード２４、２５は、１mm
より狭い間隔で配置されるのが好ましい。２つの発光ダ
イオード２４、２５を密接することは、それぞれの発光
ダイオード２４、２５からシリコンフォトダイオード２
８までの光学経路が本質的に等しくなることを保証す
る。

【００３７】フォトプレチスモグラフセンサ２０は、脈
拍オキシメータ器具に用いられていた従来の装置であ
り、２つの発光ダイオード２４、２５を灌流指数モニタ
内のスイッチ式駆動電流源（図示せず）に接続して、か
つフォトダイオード２８をモニタに接続するワイヤを有
し、発光ダイオード２４により発せられ、患者の指先２
２を通りフォトダイオード２８に達する放射線に応答し
てフォトダイオード２８により生成される透過放射線強
度信号を処理する。図１に戻ると、赤色発光ダイオード
２４及び赤外発光ダイオード２５により発せられた光の
中心波長、すなわち 660nmと 940nmのそれぞれが、スペ
クトル上に示される。図１において、およそ 660nmの波
長光に対する酸化ヘモグロビンの吸光係数Ｅ^O λ₁ が、
およそ 660nmの波長光に対する還元ヘモグロビンの吸光
係数Ｅ^R λ₁ の大きさよりも非常に小さい。逆に、およ
そ 940nmの波長光に対しては、酸化ヘモグロビンの吸光
係数Ｅ^O λ₂ は、その波長に対する還元ヘモグロビンの
吸光係数Ｅ^R λ₂ よりもかなり大きくなる。

【００３８】図３を参照すると、代表的な透過強度信号
Ｉλ(t) ３０（λはＩの下付き添字である）が、時間の
関数として示されている。透過強度信号３０は、心臓の
拍動により生じる動脈血中の圧変化に対応する時間変化
する成分を含んでいる。一般に、動脈血圧の極大値で、
指の動脈管が最高に膨張し、結果的に、より多くの動脈
血流が、フォトプレチスモグラフセンサ２０の発光ダイ
オード２４、２５とシリコンフォトダイオード２８の間
の光学経路を流れ、この血流が、放射線をより多く吸収
するため、透過強度信号３０の極小値３２は、動脈血圧
中の極大値に対応する。逆に、動脈血圧の極小値で、動
脈管は最も膨張せず、血管中の動脈血の量は最小とな
り、それは図３に示される透過強度信号３０の極大値３
４に相当する。

【００３９】好ましいフォトプレチスモグラフ灌流指数
モニタが、連続的な時間｛ｔ_j ｝で図３に示された透過
強度信号３０をサンプリングする。このサンプリング時
間ｔ _j は、およそ１秒の1/30、すなわちおよそ33.3ミリ
秒に等しくされる。図３の拡大された差込み図に示され
るように、透過強度信号３０が、連続するサンプリング
時間ｔ_j-1 、ｔ_j で定められる時間間隔にわたる増分Δ
Ｉ(t_j ) だけ変化する。特に、透過強度の増分は、以下
のように与えられる。

【００４０】

【数１０】

【００４１】透過強度信号基本値Ｉ(t_[j-1,j] ) が、図
３に示されるように、サンプリング間隔ｔ_j-1 、ｔ_j に
関して定められる。この透過強度信号基本値は、等加重
平均〔Ｉ(t_j ) ＋Ｉ(t_j-1)〕／２で与えられるのが好ま
しい。発光ダイオード２４、２５が、時分割多重法にお
いて駆動され、検出器２８の信号が同期して復調され、
モニタエレクトロニクスが、１つのチャンネルから受け
取られた透過光と他方の光とを区別できるようにする。
光源は、ＬＥＤ、レーザダイオード又はフィルタ処理さ
れた白色光等のほぼ単色の光源であってよいが、これら
に限定されるものではない。赤色および赤外線の透過し
た強度信号は、およそ33ミリ秒のサンプリング時間間隔
で同時にディジタル的にサンプリングされる。代表的な
赤色光の透過した強度信号からサンプリングされた一連
のデータポイント５０および代表的な赤外線の透過した
強度信号による一連の対応するデータポイント５２が、
図５に時間の関数として示されている。

【００４２】図５に示された一連の赤色光の透過した強
度信号データポイント５０に対して、データポイントに
対応するサンプリング時間ｔ_j が、拡張５３により示さ
れた時間のサンプリング時間ｔ₀ を始めとして、連続し
て目盛りをつけられてもよい。結果として、一連の赤色
光の透過した強度信号データポイント５０からの一対の
連続するデータポイント５５、５６は、それぞれサンプ
リング時間ｔ₂ 及びｔ ₃ に対応するＩλ₁ (t₂ ) 及びＩ
λ₁ (t₃ ) と示される。一対の連続するデータポイント
Ｉλ₁ (t₂ ) ５５及びＩλ₁ (t₃ ) ５６は、以下のよう
に、サンプリング時間ｔ₃ に対応する赤色波長の増分透
過強度比を計算するために用いられることができる。

【００４３】

【数１１】

【００４４】同様に、赤外波長については、以下のよう
に計算される。

【００４５】

【数１２】

【００４６】図１の酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロ
ビンの曲線に示される吸光係数Ｅ^O λ₁ 、Ｅ^R λ₁ 、Ｅ^O
λ₂ 及びＥ^R λ₂ 、上述のように定められたサンプリ
ング時間ｔ₃ に対応する赤色および赤外チャンネル増分
透過強度比から、サンプリング時間ｔ₃ に対応する経路
長変化ΔＬ(t₃ ) が、以下のように定められる。

【００４７】

【数１３】

【００４８】図５に示される拡張５３から収縮５４まで
の時間にわたる、ｔ₀ からｔ₁₆までの連続するサンプリ
ング時間に対応する一連の経路長変化値ΔＬ(t_j ) を加
算する。

【００４９】

【数１４】

【００５０】システムにおいて用いられる正確な吸光係
数が、使用する特定のセンサ内の光源のスペクトル成分
に対応するように選択される。このことは、異なる吸光
係数が異なるセンサで用いられることが可能なことを意
味している。図６は、本発明を実施するフォトプレチス
モグラフ装置の好適な具体例を示す。センサ２０が、エ
ミッタ２４、２５を有し、各々が、中心波長により定め
られるスペクトル成分を有する光を発する。赤色光エミ
ッタ２４が、赤色帯域のスペクトルに中心波長をもつ光
を発し、赤外線エミッタ２５が、赤外帯域に中心波長を
もつ光を発する。各エミッタ２４、２５の光は、指の爪
２６の根元近くの指先２２に向けられる。指先２２を透
過する光の強度は、センサ２０の一部であるシリコンフ
ォト検出器２８により検出される。フォト検出器２８に
より生成された透過光強度信号は、ケーブル６０により
モニタ１００のプローブインターフェース１０２に伝え
られる。プローブインターフェース１０２は、典型的に
はアナログの透過光強度信号を、既知のアナログ−ディ
ジタルコンバータを介して１組のディジタル測定値に変
換する。ディジタル化された透過光強度信号は、データ
処理回路１０７によって処理するためにメモリ１０６に
記憶される。データ処理回路１０７は、生データ、すな
わちフォト検出器２８により受け取られたディジタル化
された透過光強度信号より灌流指数を定めるために必要
な、メモリ１０６に記憶された命令を実行する。開示さ
れたアルゴリズムに従って灌流指数を計算する際に、灌
流指数が、グラフィックディスプレイ１１４及び／又は
数値ディスプレイ１１５に表示するためにディスプレイ
ドライバ１０９に送られ、これらのディスプレイは、Ｌ
ＣＤ、ＣＲＴ、プラズマ又は別の適切なディスプイであ
ってよい。灌流係数が所定のレンジを下回った場合に
は、アラーム発生器１０８によりアラームが発せられ
る。

【００５１】メモリ１０６が、様々な中心波長を特徴と
するスペクトル成分を有するエミッタ２４、２５に対す
る有効吸光係数のテーブルを記憶する。使用されている
実際のエミッタの中心波長に関する情報が、ビンレジス
タ、ダイオード及びコネクタピンエンコード等の様々な
既知の手段によりコード化されてもよい。この情報は、
装置内で用いられている各エミッタに対して記憶された
テーブルから適切な吸光係数を選択するために、データ
処理回路１０７により用いられることができる。このよ
うに、いくらか異なる中心波長を有するエミッタを各々
備えた様々なセンサ２０が１つのモニタ１００で用いら
れる場合に、スペクトル成分補償を実現することができ
る。上述した説明は本発明の好適な具体例であり、当業
者であれば、本発明の特許請求の範囲に記載した事項の
範囲内で様々な具体例を実現することができるであろ
う。

【図面の簡単な説明】

【図１】オキシヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸
光曲線を示したグラフである。このスペクトルは、対数
目盛りのミリモル濃度吸光係数と、ナノメートル単位の
波長により示されている。

【図２】患者の指先に取りつけたフォトプレチスモグラ
フセンサを部分的に切った概略側面図である。

【図３】指先を透過する光の強度を、時間の関数として
表したグラフである。このグラフは、代表的なサンプリ
ング時間ｔ_j-1 、ｔ_j と、それに対応する透過強度値Ｉ
(t_j-1)とＩ(t_j ) 、さらには強度増分ΔＩ(t_j ) と強度
基本値〔Ｉ(t_j ) ＋Ｉ_j- ₁)〕／２とを示す拡大差込み図
を有する。

【図４】図２のセンサからの透過光検出器出力電流を時
間の関数として表した概略ダイアグラムである。

【図５】赤外および赤色中心波長のそれぞれに対して、
図２のセンサからのサンプリングされた透過強度信号を
示したグラフである。

【図６】本発明の装置の具体例を示すダイアグラムであ
る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献特開平７−88105（ＪＰ，Ａ) 特開平２−163634（ＪＰ，Ａ) 特開平４−215742（ＪＰ，Ａ) 特開平４−200535（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/00 - 5/22

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】拍動する動脈血による患者の組織の部位
の灌流を示す灌流指数を生成する装置であって、前記灌流指数は、心臓の拡張期と収縮期の間の前記組織
の部位を通る前記動脈血の拍動に関する累積する実効光
学経路長の変化の計測を含み、前記装置は、プローブお
よびモニタを備え、前記プローブは、患者の組織の部位を、各々が１つのスペクトル成分を有
する第１と第２の光信号で前記組織の部位を照射するエ
ミッタ手段と、前記組織の部位を透過した光を検出する手段と、前記第１と第２の光信号の各々に対して検出された光に
応答して、光強度信号を生成する手段と、前記光強度信号をモニタに送る手段とを有し、前記モニタは、前記第１と第２の光信号の各々に対して生成された光強
度信号から、複数のサンプリング時間間隔の各々に対す
る第１の時間における前記光信号の実効光学経路長と第
２の時間における前記光信号の実効光学経路長間の差で
ある光学経路長の変化を定める計算手段と、所定の総時間間隔にわたって前記複数の光学経路長の変
化を加算する手段を有し、前記複数の実効光学経路長の
変化の前記加算に基づいて、拡張と収縮の間の前記組織
の部位を通る前記動脈血の拍動に関する累積する実効光
学経路長の変化の計測を含む前記灌流指数を定めること
をすることを特徴とする装置。
【請求項２】前記複数の光学経路長の変化を加算する
手段は、収縮から拡張への遷移に等しい時間間隔に対し
て複数の実効光学経路長の変化を加算することを特徴と
する請求項１に記載の装置。
【請求項３】前記複数の光学経路長の変化を加算する
手段は、少なくとも１つの半心臓サイクルを含む時間間
隔に対して複数の実効光学経路長の変化を加算すること
を特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項４】前記複数の光学経路長の変化を加算する
手段は、ピークから谷までの半心臓サイクルにわたる複
数の実効光学経路長の変化を加算することを特徴とする
請求項３に記載の装置。