JP5568461B2 - 血液パラメータをモニタリングするための装置及び方法 - Google Patents

Description

開示される技術は、血液パラメータの継続的なモニタリングのための非侵襲的方法に関する。

用語「ヘマトクリット」（Ｈｃｔ）は、赤血球（ＲＢＣ）によって占められる血液量の比率を参照する。ＲＢＣは、肺から体内の様々な組織への酸素の供給を可能にするヘモグロビン（およそ３４％含有量）を含む。個人のヘマトクリットの通常の範囲は、年齢及び性別で変化するが、成人男性について４２−５４％及び成人女性について３８−４６％である。患者のヘマトクリットの測定は、様々な医療診断に有用である。低いヘマトクリットは、通常、貧血（ＲＢＣおよびヘモグロビンの欠乏）を示す。貧血は、急性の血液損失（例えば、外傷、外科手術、結腸癌）、栄養失調（例えば、鉄、葉酸、ビタミンＢ−１２等）、又は、様々な臨床学的因子（例えば、癌、薬物効果、遺伝的疾患等）の結果となり得る。高いヘマトクリットは、脱水症に起因し、又は、骨髄増殖性疾患（骨髄傷害の一種）や、慢性的な閉塞性肺疾患のような他の状況、及び、低酸素症（体内の酸素の欠乏）に関する他の状況を示し得る。

ヘマトクリットは、通常、侵襲的技術で測定される。ある共通の技術において、血は、患者から抜かれ、その後、毛細管の内部の個別の層に異なる血液成分を分けるために、高速遠心分離機が使用される。管内のＲＢＣ層の相対的高さは、ヘマトクリット値を提供するために、総血液量に関して測定される。抜かれた血液はまた、血液の光学的測定を採用するといった、他の方法で分析され得る。ヘマトクリットは、血液検査一式の一部として、自動機器を使用して計算される。

上記の侵襲的測定は、被験者の不便さ及び不快を含み、そしてまた、被験者及び測定を実行する医療スタッフの両方に対する汚染のリスクを含む。加えて、いくつかの侵襲的方法（遠心分離技術のような）は、血液サンプルが抜かれたときと、ヘマトクリット値が得られたときとの間の遅れを伴う。さらに、ヘマトクリットの決定は（他のタイプの血液テストと同様に）、通常、個々の測定に基づく。このような状況において、被験者のヘマトクリットの連続的なモニタリングを実行し、重変な又は生命に関わる病状（例えば、集中治療中、又は外科手術のとき）を効果的に診断し、又は処置するために有益である。しかしながら、もし、侵襲的測定技術が使用されていると、即座の結果を得ることが不可能であり、処理される被験者のヘマトクリットのリアルタイムの追跡ができなくなる。

パルス酸素濃度計は、酸素飽和度のレベルを測定するための非侵襲的方法である。酸素に結合したヘモグロビン分子は、オキシヘモグロビン（ＨｂＯ₂）として知られ、酸素なしのヘモグロビン分子は、デオキシヘモグロビン（Ｈｂ）として知られる。パルス酸素濃度計は、指先のような、身体の部分のいたるところで、２以上の別個の波長（例えば、赤色及び赤外線）の光を放射することを含む。２つの波長のそれぞれの全ての減衰は、センサ（例えば反射又は透過率測定に基づいて）を使用して測定される。パルス酸素濃度計は、動脈の血液を光が通過する他の組織（例えば、皮膚、骨、筋肉、脂肪、爪等）から分離するために、血管の脈動性を利用する。体内の様々な血管は、身体を循環する血液のように、心臓のポンプ作用により、周期的に変化する。オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン成分との間の血液中における比率は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの異なる吸収スペクトルに基づいて決定される。パルス酸素濃度計は、ヘモグロビン内の酸素減衰の百分率（例えば、デオキシヘモグロビンに対するオキシヘモグロビンの百分率）を明らかにするだけであり、血液内の総酸素含有量、血液内に溶解した酸素量、又は、ヘマトクリットの絶対値のような、血液のパラメータに関する情報を提供しない。それ故、パルス酸素濃度計は、貧血やヘマトクリットが上昇した状態（例えば、現存のＲＢＣが十分に酸素化されているかもしれないが、十分な血球がない）のような、様々な疾患を診断するために使用することができない。

ヘマトクリットのような血液パラメータの非侵襲的測定についての従来のアプローチは、通常、身体の組織内の血液による、被験者の身体の部分を通過する光の全減衰を解析することによって、パルス酸素濃度計内で、他の組織から血液を分離することが行われるという概念に基づく。しかしながら、血液成分を分離した後でさえ、光の全減衰は、少なくとも２つの未知のパラメータ：それぞれ独立した絶対値（ヘモグロビン酸素化を提供する比率測定とは異なる）である、全血液量とヘマトクリット値の関数である。それ故、付加的な測定が、両方のパラメータを決定することができるようにするために求められる。例えば、血液の総量に関する付加的な測定は、全減衰に対する関係を引き出し、そしてそれによってヘマトクリット値を求めるために実行され得る。

他の組織から血液を分離することを目的とする他の方法は、血液の流れの停止が測定位置（例えば、通常の血液の流れの方向に関して測定位置の上流位置で過度の収縮圧を適用することによって）で生じる閉塞のような特定の病状において、ＲＢＣの生理的特性に基づく。そのような方法は、Finarov et alに対する米国特許第６２１３９５２号、発明の名称「フィンガホルダを用いる信号に関する血液の非侵襲的測定のための光学装置」、及び、Fine et alに対する米国特許第６５８７７０４号、発明の名称「血液パラメータの非侵襲的光学測定のための方法」に記載される。

Khalil et alに対する米国特許第６６６２０３１、発明の名称「ヘモグロビン及びヘマトクリットの非侵襲的決定のための方法及び装置」は、定常状態反射率測定に基づいて、人間の組織サンプルのヘモグロビン濃度及びヘマトクリット値の決定、及び、組織サンプルの温度の局在制御、を開示する。身体の部分は、生理的温度範囲内の（身体のコア温度よりも下の）特定の温度に設定され、皮膚表面は、約４００ｎｍから約９００ｎｍのスペクトル範囲内の波長の光によって照射される。温度が維持されている間に、特定の離隔距離に配置される検出器は、反射光（例えば空間分解拡散反射率測定技術を用いて）を収集する。第２の測定のセットは、身体の部分がもう１つの温度に設定されている間に求められる。光学パラメータが、光学パラメータの温度依存性にしたがって、それぞれの温度で決定される。ヘモグロビン濃度又はヘマトクリット値は、所定の温度での光学パラメータに関するキャリブレーション関係、及びヘモグロビン濃度又はヘマトクリット値を伴う温度における光学パラメータの依存性に基づいて決定される。

Steuer et alに対する米国特許第６６７１５２８号及び継続的な米国特許第６８７３８６５号、共に発明の名称「非侵襲的な血液の連続モニタリングのための方法及び装置」は、減衰測定及びエネルギ測定に基づいて生きた組織内の血液ヘマトクリットの決定を記述している。選択された波長での放射は、身体の部分に導かれ、そして、検出器は、透過率又は反射率測定を得る。エネルギ検出手段（例えば圧力トランスデューサ）は、（いくつかの可能な技術の１つを使用して）わずかな血液量の変化の時間率を測定する。ヘマトクリット値は、（検出器からの）減衰測定及び（エネルギ検出手段からの）エネルギ測定から計算される。

Steuer et alに対する米国特許第６６８１１２８号、発明の名称「ヘマトクリットモニタリングのためのシステム」は、被験者のヘマトクリット及び他の血液パラメータの非侵襲的な決定のための方法及びシステムを対象にしている。その方法は、２つの波長で身体の組織を通過すること、及び徹照を検出することを含む。選択された波長は、望ましくは、可変な血液酸素化の効果を除くために、低下したヘモグロビン及びオキシヘモグロビンの等吸収点にある。ヘマトクリットは、脈動成分と、身体組織を通過した後に消滅する各波長についての定常状態成分に関する、減衰係数の比率に基づいて計算される。

開示される技術によれば、それ故、被験者の血液に関係する少なくとも１つのパラメータを測定するための装置及び方法が与えられる。その方法は、３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲内において、少なくとも１つの波長で、少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向かって、エミッタで光を放射するという工程を含む。その方法は、少なくとも１つの反射率検出器で、身体の部分によって反射される光を捕捉することにより、空間的に分解された光の反射率の測定を得るという工程をさらに含む。その方法は、少なくとも１つの透過率検出器で、身体の部分を通過する光を捕捉することにより、拡散透過率測定を得るという光学的な工程をさらに含む。その方法は、少なくとも１つの各波長で、身体の部分の血液成分の吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）の少なくとも１つを測定から引き出すこと、吸収係数及び削減散乱係数の少なくとも１つの時間導関数を引き出すこと、及び、時間導関数（∂μ _s ’／∂ｔ及び∂μ _a ／∂ｔ）を用いて少なくとも１つの血液パラメータを計算するという工程をさらに含む。開示される技術の一実施形態によれば、約８０３ｎｍのような、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンについて単独の等吸収波長で放射される光を使用して、被験者のヘマトクリット値がモニタされる。

開示される技術によれば、被験者の血液に関係する少なくとも１つのパラメータを測定するための装置がさらに与えられる。その装置は、少なくとも１つのエミッタ、少なくとも１つの反射率検出器、及びプロセッサを含む。エミッタは、３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲内で、少なくとも１つの波長で、少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向かって、光を放射する。反射率検出器は、身体の部分によって反射される光を捕捉することによって、空間的に分解された光の反射率の測定を得る。プロセッサは、少なくとも１つの各波長で、身体の部分の血液成分における吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）の少なくとも１つを引き出し、吸収係数及び削減散乱係数の少なくとも１つにおける時間導関数（∂μ _s ’／∂ｔ及び∂μ _a ／∂ｔ）を引き出し、かつ、時間導関数を用いて、血液に関係する少なくとも１つのパラメータを計算する。その装置は、身体の部分を通過する光を捕捉することにより、拡散反射率測定を得るために、少なくとも１つの透過率検出器をさらに含む。

図１は、開示される技術の一実施形態に従って、構築されそして作動可能な、被験者のヘマトクリットのモニタリングのための装置の概略図である。 図２は、作動中における図１の装置の概略図である。 図３は、開示される技術のもう１つの実施形態に従って、構築されそして作動する、連続的な反射率検出器の配列の概略図である。 図４は、開示される技術のさらなる実施形態に従って構築されそして作動する、拡散反射率測定のために適合される図１の装置の概略図である。 図５は、開示される技術の一実施形態に従って作動する、被験者のヘマトクリットをモニタリングするための方法の概略図である。 図６は、開示される技術のもう１つの実施形態に従って作動する、被験者の血液に関する少なくとも１つのパラメータを測定するための方法の概略図である。

開示される技術は、図面を併用して、以下の詳細な説明にしたがって、より十分に理解されそして評価されるであろう。

開示される技術は、ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）のような、被験者の血液に関するパラメータの非侵襲的で継続的なモニタリングのための装置及び方法を提供することによって、従来技術の不利な点を克服する。方法は、本質的な分析（例えばキャリブレーションに頼らない）に関するものであり、単純な光学測定に基づく。その方法は、検査される身体組織内の異なる組織成分の光学特性における時間変化を利用する。その方法は、血液成分の光学パラメータを他の組織成分から分離することによって、単独の波長での単独の光の透過を使用するヘマトクリット測定を提供する。開示される技術の一実施形態によれば、エミッタは、指のような身体の部分に向かって、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンに関する等吸収波長で光を放射する。検出器は、空間的に分解された光の反射率の測定を求め、そして、検査される身体組織の光学パラメータは、これらの測定から引き出される。オプションとして、拡散透過率測定が反射率測定に加えて実行され得る。ヘマトクリット値は、へマットクリットに対する、検査される身体部分の時間導関数の比率に関する方程式に基づいて計算され、その方程式は、等吸収波長で有効である。

生理的組織は、光を散乱し及び吸収することを意味する混濁媒体である。生理的組織を通じた光の伝播は、放射伝達方程式（ＲＴＥ）によって記述される。ＲＴＥに対する拡散近似は、３つの光学パラメータ：吸収係数（μ_a）、散乱係数（μ_s）、及び散乱位相関数、に関する式を与える。位相関数は、散乱角の平均余弦（コサイン）である異方性パラメータg=<cosθ>によって表現される。相似原理を使用することで、散乱係数（μ_s）及び異方性パラメータ（g）は、ここで、「削減散乱係数」として参照される、単独の輸送散乱係数μ_s’＝μ_s（１−ｇ）に結合される。したがって、生理的組織を通じた光の伝播は、２つの光学パラメータ：組織の吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）の式となり得る。軟組織の典型的な係数の値は、以下の通りである：

ランベルト・ベールの法則に関し、生理的組織サンプルを通じた光の全吸収は、その構成要素の吸収の重み付けされた組み合わせとして処理され得る。特に、全吸収は、それらの関係する濃度によって重みを付けられる、各要素の個々の吸収係数の総和と等価である。

ここで、
μ_a,blood＝組織サンプル内の全血液成分についての吸収係数；
μ_a,water＝組織サンプル内の水分に関する吸収係数（血液内の水分は含まない）；
μ_a,rest＝水及び血液以外の組織サンプル（例えば皮膚、骨）内の全ての成分についての吸収係数；
C_b＝全組織サンプル内の血液の容積百分率；
C_w＝全組織サンプル（血液中の水分を含まない）内の水分の容積百分率；及び、
C_rest＝水分及び血液以外の全組織サンプル内の全ての成分の容積百分率。

組織サンプルの全ての削減散乱係数は、組織内の散乱成分（水分散乱は無視する）の相対濃度による同様な方式で得られ得る：

ここで、
μ’_s,blood ＝組織サンプルサンプル内の全血液成分についての削減散乱係数；及び、
μ’_s,rest＝水分と血液以外の組織サンプル内の全ての成分についての削減散乱係数。

全血液成分の吸収係数（μ_a,blood）は、以下のように、血液内の個々の吸収成分の重みがつけられた組み合わせとして表現される：

ここで、
Ｈｃｔ＝ヘマトクリット値（血液中のＲＢＣの容積百分率）；
Ｖ＝ＲＢＣの平均容量；
ＳＡＴ＝血液酸素減衰の比（全ＲＢＣに対する酸素化さらたＲＢＣの量）；
σ_ox＝酸素化されたＲＢＣの吸収断面；
σ_deox＝非酸素化されたＲＢＣの吸収断面；及び
μ_a,plasma ＝血液内の血漿についての吸収係数。単純化の目的のために、このパラメータは、ＲＢＣ以外の血液内の全成分による吸収を含む。

酸素化及び非酸素化されたＲＢＣの吸収断面（σ_ox及びσ_deox）は、光を散乱させるための粒子の能力に関係し、単独のＲＢＣの様々な特性（例えば、サイズ、形状、複素屈折率等）に依存する。これらのパラメータは、Ｍｉｅ理論を用いて計算でき、そして、利用可能な出版物から容易に得られる。

個々の吸収係数は、μ = ρ・σ、ここで、ρは、その成分に関する媒体における数密度（例えば、全媒体量の成分の成分量部分）を示し、そして、σは、その成分の吸収断面を示す、というように一般に表現され得る。例えば、以下の近似関係が酸素化されたヘモグロビンについて適用可能である：ρ＝（０．３４Ｈｃｔ・ＳＡＴ）／Ｖ。

全血液成分についての削減散乱係数（μ’_s,blood）は、以下の例示的な方程式（実験的に決定される）によるヘマトクリット値に関する；

ここで、
σ_scat＝ＲＢＣの輸送散乱断面。

微分方程式（１）及び（２）は、それぞれ、時間に関し、以下の結果となる；

及び、

各組織成分の容積百分率の時間変化は、組織内の血液流の脈動特性による。身体内の様々な血管は、身体内を血液が循環するような心臓のポンプ作用により、血液の量を周期的に変化させる。それ故、組織サンプル内の血液の容積百分率の時間導関数 （∂Ｃ_b／∂ｔ）は、血液流を脈動させることによる血液の相対的な濃度における時間変化である。

血液成分の時間変化は、他の組織成分の時間変化（例えば、（∂Ｃ_b／∂ｔ）>>（∂Ｃ_w／∂ｔ），（∂Ｃ_rest／∂ｔ））よりもかなり大きくなる。約３８０−９８０ｎｍの範囲内のような、他の組織成分の吸収よりも血液の吸収が重大に低いものではない（μ_a,blood << μ_a,water , μ_a,restが保持されない）スペクトル範囲で、方程式は以下のように単純化され得る：

同様な考えにより、μ’_s,blood・（∂Ｃ_b／∂ｔ）>>μ’_s,rest・（∂Ｃ_rest／∂ｔ）-、そして、方程式（６）は、以下ように単純化される：

オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンについての等吸収波長で、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収度は等しく（例えば、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンについての吸収度スペクトルは、等吸収点で交差する）、つまり、σ_abs = σ_ox = σ_deoxである。約８０３ｎｍの波長は、そのような等吸収波長の１つである。約３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲において、光の吸収は、原始的にＲＢＣのヘモグロビンに因り、つまり、μ_a,blood >> μ_a,plasmaである。それ故、等吸収波長で、方程式（３）は、以下のように単純化される：

方程式（７）及び（８）は、以下を得るために結合され得る：

方程式（４）及び（９）を方程式（１０）に代入することで以下の結果となる：

方程式（１１）は、組織サンプルのヘマトクリット値（Ｈｃｔ）に対する、組織サンプルの血液成分における削減散乱係数の変化の時間率（∂μ_s’／∂ｔ）、及び組織サンプルの血液成分における吸収係数の変化の時間率（∂μ_a／∂ｔ）に関係する。開示される技術は、単純な光学測定を伴うこれらの２つの変数を測定すること、及びその後、ヘマトクリット値のために方程式（１１）を用いて解くことを含む。代わりに、ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）に対する変数（∂μ_a／∂ｔ）及び（∂μ_s’／∂ｔ）に関する他の等価な方程式が使用され得る。

今、図１及び図２の参照がなされる。図１は、装置の概略図であり、一般に符号１００で参照され、被験者のヘマトクリットをモニタリングするためのもので、開示される技術の実施形態に従って構築され、動作している。図２は、動作中における図１の装置の概略図である。装置１００は、エミッタ１０２、複数の反射率検出器１０４_l…１０４_N、複数の透過率検出器１２４_l…１２４_N、コントローラ１０６、プロセッサ１０８、インターフェース１１０、ディスプレイ１１２、オペレータインターフェース１１４、身体接触手段１１６及び保持手段１１８を含む。コントローラ１０６は、エミッタ１０２、及びプロセッサ１０８に接続されている。インターフェース１１０は、検出器１０４_l…１０４_N及び検出器１２４_l…１２４_N及びプロセッサ１０８に接続されている。プロセッサ１０８は、さらにディスプレイ１１２及びオペレータインターフェース１１４に接続されている。

装置１００は、コントローラモジュール１２８に接続されるセンサモジュール１２６を含む。センサモジュール１２６は、エミッタ１０２、反射率検出器１０４ｌ…１０４Ｎ、透過率検出器１２４ｌ…１２４Ｎ、身体接触手段１１６、及び保持手段１１８を含む。コントローラモジュール１２８は、コントローラ１０６、プロセッサ１０８、インターフェース１１０、ディスプレイ１１２、及びオペレータインターフェース１１４を含む。センサモジュール１２６及びコントローラモジュール１２８は、典型的に分離され、別個のユニット（例えばそれぞれ分離したハウジングに囲まれた）であり、これは、装置１００の実施例を示し、装置１００の様々な要素が異なって組織され得るということが認められる。

エミッタ１０２は、被験者の身体の部分１２０に光を放射する。身体の部分１２０は、図２において指として示されるが、身体の部分は、容易にアクセスでき、そして医療スタッフにとって放射光（放射された光）の適用が便利な体内のもう１つの範囲であり得るということが認められる。例えば、身体の部分１２０はまた、つま先、外側の耳、鼓膜、耳たぶ、口、目、手の他の範囲（例えば手のひら、指の間の皮膜）等であり得る。エミッタ１０２は、発光ダイオード（ＬＥＤ）、又はもう１つの種類の発光素子であり得る。エミッタ１０２は、導波管又は光ファイバのような光学要素を通じて、身体の部分１２０に光を導く。

反射率検出器１０４_l…１０４_Nは、エミッタ１０２の光学軸に関して可変な距離で配置される。検出器１０４_l…１０４_Nは、エミッタ１０２を囲む放射パターンで配置され、エミッタ１０２とともに単独のユニットに統合される（図２参照）。反射率検出器１０４_l…１０４_Nは、空間的に分解された光の反射率の測定技術（ここで以下に精緻化された）に従って、身体の部分１２０から反射される光を検出する。反射率検出器１０４_l…１０４_N及び透過率検出器１２４_l…１２４_Nは、動作可能な波長範囲（例えば、約３８０−９８０ｎｍ）で光を検出する。反射率検出器１０４_l…１０４_N及び透過率検出器１２４_l…１２４_Nは、所望の波長（例えば狭周波数帯センサ）だけで光を検出するように作動している。オプションとして、バンドパスフィルタが、反射率検出器１０４_l…１０４_N又は透過率検出器１２４_l…１２４_Nから所望の波長の外側に光をブロックするように使用され得る。反射率検出器１０４_l…１０４_N及び透過率検出器１２４_l…１２４_Nは、フォトダイオード、又は他の種類の光検出要素であり得る。反射率検出器１０４_l…１０４_Nは、図２に示されるように、別個の光検出要素のシリーズであり、光検出用度の連続配置であり得る。開示される技術のもう１つの実施形態に従って構築されそして作動している反射率検出器の連続配置の概略図である図３についての参照がなされる。それぞれの反射率検出器２０４_l…２０４_Nが、エミッタ２０２（図２のエミッタ１０２と類似）に関して放射パターンで配置される光検出要素の連続的な配列であるということは別にして、反射率検出器２０４_l…２０４_Nは、図２の反射率検出器１０４_l…１０４_Nと類似のものである。

プロセッサ１０８は、反射率検出器１０４_l…１０４_N又は透過率検出器１２４_l…１２４_Nから、インターフェース１１０を通じてデータを取得し、必要な計算及びデータ分析を実行する。インターフェース１１０は、ドライバ、アンプ、アナログ−デジタルコンバータのような、検出器からプロセッサ１０８へとデータを通過させるための関連する構成要素を含む。プロセッサ１０８は、ディスプレイ１１２に表示されるようにデータを送信する。ディスプレイは、例えば、装置１００に組み込まれたマイクロディスプレイ、又は外部のコンピュータに関係する出力装置（例えばモニタ）であり得る。コントローラ１０６は、強度、波長、期間等のような、放射光の様々なパラメータを適合させるために使用され得る選択的な要素である。オペレータインターフェース１１４は、開示される技術を実行する者（例えば、医師、医療助手等）が、関係する基準（例えば、身体の部分の種類、被験者の病状等）に従って、放射光の関係するパラメータを選択することを可能にする選択的な要素である。

身体接触手段１１６は、オプションとして、光が放射される身体の部分１２０の範囲内に配置される。身体接触手段１１６は、例えば、エミッタ１０２と、一方の検出器１０４₁…１０４_Nと、他方の身体の部分１２０との間で、光インターフェースとして機能する光ファイバフェイスプレートである。身体接触手段１１６は、エミッタ１０２から身体の部分１２０に向かって、実質的に垂直な方向に光を導き、さらに、身体の部分１２０からの反射光（反射された光）を反射率検出器１０４₁…１０４_Nに向かって導く。身体接触手段１１６は、エミッタ１０２と検出器１０４₁…１０４_Nとの間の逆のクロストークを防止する。身体接触手段１１６は、さらに、身体の部分１２０との摩擦による可能な損傷からエミッタ１０２および検出器１０４₁…１０４_N（特にそれらのボンディングワイヤ）を保護することと同様に、エミッタ１０２及び検出器１０４₁…１０４_Nから身体の部分の組織を保護する保護層として機能する。身体接触手段１１６は、センサモジュール１２６のハウジング内に統合され得る。

保持手段１１８は、開示される技術を実行する者が装置１００を安定する方式で保持することを可能にし、正確かつ効率的に放射光を身体の部分１２０に導くことができるようにする。例えば、保持手段１１８は、バンドを取り付けるためにストラップ又は接着材料を含み得る。装置１００は、オプションとして、例えば、バッテリ又は電圧主部を介して、様々な構成要素に電力を与えるための電源（図示せず）を含み得る。装置１００はまた、オプションとして、データを保存する別個のメモリを含み得る。

開示される技術、オペレーションの一実施形態によれば、エミッタ１０２は、光（図２の符号１３２参照）を等吸収波長で身体の部分１２０に放射する。生理的組織が、光を散乱し、吸収する混濁媒体であることから、あるフォトンは、組織内に吸収され、あるフォトンは散乱する（透過するか反射するかのどちらか）であろう。等吸収波長は、望ましくは、およそ８０３ｎｍ（例えば８０３±５ｎｍ）である。他の可能な等吸収波長は、約３９０ｎｍ、約４２２ｎｍ、約４５２ｎｍ、約５００ｎｍ、約５２９ｎｍ、約５４５ｎｍ、約５７０ｎｍ及び約５８４ｎｍである。

放射光の大部分は、高い散乱度（生理的組織は低い吸収率を有する）により、身体の部分の組織に入射する表面に向かって拡散的に反射する。反射率検出器１０４_l…１０４_Nは、空間的に分解された光の反射率の測定技術に従って、拡散反射率（図２において符号１３４参照）を検出する。身体の部分１２０の血液成分の吸収係数及び削減散乱係数（例えばμ_a及びμ_s’）は、その後、空間的に分解された光の反射率の測定から引き出される。

望まれるパラメータを引き出すためのある技術は、組織の光学パラメータを拡散反射率測定に関係づける半解析モデルを採用する。Applied Optics, Vol.35, No.13, pp.2304-2314 (May, 1996)の、Keinle et al.に開示される、そのようなモデルの例は、以下の通りである。

ここで、

z_b＝組織から、フルエンス率がゼロにされる外挿境界までの距離；及び、
ρ＝光が組織に入射する点からの半径方向距離。

理論的に、２つの点での測定Ｒ（ρ）は、吸収度係数及び削減散乱係数（μ_a及びμ_s’）を引き出すのに十分である。

望まれるパラメータを引き出すためのもう１つの技術は、実験に基づくキャリブリレーションモデルを利用する。キャリブレーションモデルは、多項式回帰を使用するような、様々な光学的に明確な媒体についての反射率分布の実験的な観察の大きな連続を使用してつくられる。そのようなキャリブレーションモデルの例は、Applied Optics, Vol.40, No.7, pp.1155-1164 (March, 2001)の、Dam et al.に開示される。

プロセッサ１０８は、検出器１０４_l…１０４_Nによって得られた連続測定値のシリーズに基づく引き出されたパラメータから時間導関数を計算する。装置１００は、空間的に分解された光の反射率の測定を得るために十分ないくつかの検出器１０４_l…１０４_Nを含み得ることに留意する。その代わりに、装置１００は、空間的に分解された光の反射率の測定を行うための複数のエミッタ及び単独の反射率検出器を含み得る。

開示される技術のもう１つの実施形態によれば、拡散反射率測定は、付加的な検証及び高められた精度を与えるために、拡散透過率測定に組み合わされる。反射率は、開示される技術のさらなる実施形態に従って動作するように構築される、拡散透過率測定に適合される、図１の装置の概略的例示である図４でつくられる。

ランベルト・ベールの原理は、統一的に吸収する媒体を通じて伝播する光の減衰を表す。ランベルト・ベールの原理の変形態様は、全減衰についての散乱現象の重大な貢献に占めることによって、生理的組織を通じた全減衰を記述するためのより正確なモデルを以下のように与え得る。

ここで、
T＝媒体の透過率；
I_out＝媒体を通過する光の強度；
I_in＝示される光の強度；
d ＝光が媒体を通過する距離；
F(μ,d)＝μ_sとdの複合関数。

方程式（１２）の対数をとり、それからdに関して微分することは、複合関数を消去し、以下の結果となる；

方程式（１３）は、媒体を通じた全減衰を得る。

図３に戻って参照すると、透過率検出器１２４₁，１２４₂，１２４₃，１２４₄は、身体の部分１２０を横切ってエミッタ１０２の位置から反対側に配置される（例えば、もし、エミッタ１２０が身体の部分１２０のすぐ上に配置される場合は、検出器１２４₁，１２４₂，１２４₃，１２４₄は、エミッタ１０２を横切って身体の部分１２０の直下に配置される）。検出器１２４₁，１２４₂，１２４₃，１２４₄は、様々な距離（ｄ１，ｄ２，ｄ３，及びｄ４でそれぞれ参照される）で、それぞれエミッタ１０２に設けられる。検出器１２４₁，１２４₂，１２４₃，および１２４₄は、そのそれぞれの距離に従って、身体の部分１２０を通過する光を検出する。方程式（１３）の距離導関数は、その後、減衰値（μ）を与えるために、検出器によって得られた測定に基づいて、（プロセッサ１０８によって）計算される。その結果、反射率測定及び透過率測定のための最適な適合（最小偏位）を与える値を決定することによって、単純な反復回帰アルゴリズムが、μ_a及びμ_s’の変数を引き出すために適用される。その技術分野において知られる他の数学的な技術もまた、反射率測定及び透過率測定の組合せに基づいて望まれる係数を引き出すために使用され得る。プロセッサ１０８は、その後、これらのパラメータから時間導関数（∂μ_a／∂ｔ及び∂μ_s’／∂ｔ）を計算する。例示の目的のためだけに４つの検出器が示され、そして、装置１００は、透過率を検出するのに十分な数の検出器１２４_Nを使用し得るということが認められる。一般に、単独の透過率検出器は、拡散反射率測定を得るのに十分であり、そして、付加的な透過率検出器は、測定結果の検証のために利用され得る。反射率測定及び透過率測定が、同時に実行され得る（例えば、反射率検出器１０４_l…１０４_Nが、空間的に分解された光の反射率の測定を実行し、かつ、透過率検出器１２４_l…１２４_Nが、拡散透過率測定を実行する）ということがさらに認められる。

開示される技術は、単独の波長だけを使用してヘマトクリットの測定を可能にする。これは、生きた生理的組織上への異なる波長の放射光が、その後の分析において、様々な歪につながり得ることから、有利である。それぞれの波長は、矛盾した組織の体積が検査されるという結果を引き起こす、異なる侵入深さを有し得る。さらに、それぞれの波長は、様々な組織成分に関する異なる依存性を有し得る。

開示される技術のもう１つの実施形態によれば、ヘマトクリットは、１つの単独の等吸収波長でというよりはむしろ、２つの別個の波長での放射光によって測定され得る。この場合において、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収度は、等しいという必要はなく、そして、方程式（３）は、方程式（９）に誘導され得ない。その結果、方程式（３）及び（４）を方程式（１０）に代入して以下を得る：

方程式（１４）は、２つの未知の変数を含む：ＳＡＴ＝酸素減衰レベル、及びＨｃｔ＝ヘマトクリット値。この方程式、又はもう１つの関係する方程式は、両方の変数を決定するために、２つの別個の波長（少なくとも１つが非等吸収である）で、その後解かれ得る。例えば、光は、約６９０ｎｍ及び約８６０ｎｍ（望ましくは、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収度スペクトルが実質的に大きく離れている２つの波長）で放射され得る。同様に、測定結果に対して付加的な検証を提供するために、第３の波長が使用され得る。

開示される技術のさらなる実施形態によれば、ヘマトクリットは、これらの別個の方程式における３つの未知の変数を解くことによって、作動可能なスペクトル範囲内で、３つの別個の波長の光を放射することによって測定され得る。前述のように、作動可能なスペクトル範囲において、光の吸収は、原始的に、ＲＢＣ内のヘモグロビンによる吸収に因り、そしてそれ故、μ_a,blood >> μ_a,plasmaである。

従って、方程式（３）は以下のようになる：

方程式（１５）を方程式（７）に代入して以下の結果を得る：

それ故、血液成分内の吸収係数の時間変化は、３つの変数：ヘマトクリット値（Ｈｃｔ）、酸素飽和レベル（ＳＡＴ）、及び血液の相関濃度の時間変化（∂Ｃ_b／∂ｔ）の関数である。方程式（１５）、又は類似の関係する方程式は、これらの３つの未知のパラメータを決定するために、作動可能なスペクトル範囲内で、３つの異なる波長で解かれ得る。血液成分の吸収係数（μ_a,blood）の波長依存性が、波長に依存する酸素化された及び非酸素化されたＲＢＣの吸収断面内（σ_ox及びσ_deox）に含まれる（そして、前述のように、Ｍｉｅ理論を用いて計算され得る）ということが留意される。このアプローチはまた、ヘマトクリット（又は他のパラメータ）を決定することにおいて、信頼性の低い測定であり得る血液成分の削減散乱係数（μ_s’）の使用を除外する。

開示される技術は、簡単な非侵襲的な光学測定に基づいて、被験者のヘマトクリット値の連続的なモニタリングをある期間にわたって許容する。これは、特に、様々な病状を診断し、又は処理することについて有益である。連続的なヘマトクリットのモニタリングのある有用なアプリケーションは、血液透析を経験している患者についての体液状態を最適化するためのものである。血液透析は、医療処置であり、一般に、老廃物（例えば、尿の毒、及び血漿内の過度の水）が血液外に濾過され、浄化された血液が定常回路内において身体に対して回復される、腎臓障害に苦しむ患者を処理するためのものである。患者の血漿補給率は、患者の身体が液体を、血管外スペースから血液内に戻すように移動させる率であり、透析濾過率は、この率に適合するものでなければならない。連続的にモニタリングすることによって、ＲＢＣの総数は、透析中に一定のままであり、Ｈｃｔの増加が透析量の低下を示すことから、透析中のヘマトクリット、血管外スペース内の血液量の変化は検出され得る。透析濾過率は、その後、それに応じて設定され得る。液体を受けているか、又は血液交換を受けている出血患者はまた、同様な方式でモニタされる。ヘマトクリットのモニタリングはまた、貧血、脱水症、骨髄増殖性障害、慢性の閉塞性肺疾患及び他の病状のような、他の種類の診断及び処理の部分として使用され得る。ヘマトクリット測定はまた、血液又は血漿を提供するための適合性を決定するためのテストとして使用され得る。

今、開示される技術の実施形態に関して作動する被験者のヘマトクリットをモニタリングするための方法の概略図である図５に対する参照がなされる。工程１５２において、光は、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンについて等吸収波長で、エミッタから少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向けて放射される。図２を参照すると、エミッタ１０２は、等吸収波長（例えば、約８０３ｎｍ）で身体の部分１２０に向けて光を放射する。

工程１５４において、エミッタの光学軸に関して可変の距離で配置される複数の反射率検出器で、身体の部分で反射される光を捕捉することによって、空間的に分解された光の反射率の測定が得られる。図２を参照すると、反射率検出器１０４_l…１０４_Nは、エミッタ１０２の光学軸に関して可変な距離（例えば、放射パターンにおいて）で配置される。検出器１０４_l…１０４_Nは、一連の空間的に分解された光の反射率の測定を得ることで、身体の部分１２０から反射される光を検出する。

選択的な工程１５６において、身体の部分を横切ってエミッタの反対に配置される少なくとも１つの透過率検出器で、身体の部分を通過する光を捕捉することによって、透過率測定が得られる。図４を参照すると、透過率検出器１２４₁、１２４₂、１２４₃、及び１２４₄は、エミッタ１０２の光学軸に関して、各検出器が異なる距離で（それぞれｄ₁，ｄ₂，ｄ₃，ｄ₄参照）配置される、身体の部分１２０の下側（例えば、身体の部分１２０を横切ってエミッタ１０２の位置から反対）に配置される。各検出器１２４₁，１２４₂，１２４₃，１２４₄は、それぞれの距離に従って、身体の部分１２０を通過する光を検出し、それによって、一連の拡散透過率測定を得る。身体の部分１２０を通じた全減衰（μ）は、その測定に基づいて計算される。

工程１５８において、身体の部分の血液成分の吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）は、その測定から引き出される。図１を参照すると、プロセッサ１０８は、空間的に分解された光の反射率の測定から、及び、オプションとして、同様に拡散反射率測定から、身体の部分１２０の血液成分の吸収係数及び削減散乱係数（μ_a 及びμ_s’）を計算する。パラメータは、半解析モデル又は実験に基づくキャリブレーションモデルを使用して、引き出され得る。反復回帰アルゴリズムが、反射率測定と透過率測定とを結合するために使用され得る。

工程１６０において、身体の部分の血液成分の吸収係数及び削減散乱係数における時間導関数が引き出される。図１を参照すると、プロセッサ１０８は、吸収係数および削減散乱係数の時間導関数（∂μ _s '／∂ｔ及び∂μ _a ／∂ｔ）を計算する。

工程１６２において、身体の部分のヘマトクリット値は、時間導関数を用いて計算される。図１を参照すると、プロセッサ１０８は、方程式（１１）又はもう１つの関係する方程式におけるＨｃｔ変数を解くことによって、引き出された時間導関数に基づいてヘマトクリットを計算する。

開示される技術は、一般に、酸素飽和レベル、ヘモグロビン濃度、血液濃度の時間変化（∂Ｃ_b／∂ｔ）、平均ＲＢＣサイズ及びサイズ分布等のような、ヘマトクリット値以外の他の血液パラメータを決定するのに適用され得るものである。今、開示される技術のもう１つの実施形態に従って作動する、被験者の血液に関する少なくとも１つのパラメータを測定するための方法の概略図である図６についての参照がなされる。

工程１７２において、３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲内の少なくとも１つの波長で、少なくとも１つのエミッタで、少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向かって、光が放射される。工程１７４において、少なくとも１つの反射率検出器で、身体の部分によって反射される光を捕捉することによって、空間的に分解された光の反射率の測定が得られる。選択的な工程１７６において、少なくとも１つの透過率検出器で、身体の部分を通過する光を捕捉することによって、拡散反射率測定が得られる。

工程１７８において、少なくとも１つの波長での、身体の部分の血液成分の吸収係数（μ_a）と削減散乱係数（μ_s'）の少なくとも１つが、測定から引き出される。工程１８０において、身体の部分の血液成分の吸収係数及び削減散乱係数の少なくとも１つにおける時間導関数が引き出される。工程１８２において、身体の部分の血液に関する少なくとも１つのパラメータが時間導関数を用いて計算される。

開示される技術が、特に以上に示され、かつ記述されたことに限定されないということが当業者に理解されるであろう。

Claims (15)

1. 被験者の血液に関する少なくとも１つのパラメータを測定するための方法であって、
   ３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲内において少なくとも１つの測定される波長で、少なくとも１つのエミッタで、少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向かって、光を放射すること、
   少なくとも１つの反射率検出器で、前記身体の部分によって反射された光を捕捉することにより、空間的に分解された光の反射率の測定を得ること、
   前記測定から、少なくとも１つの前記測定される各波長で、前記身体の部分の血液成分の吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）のうちの少なくとも１つを引き出すこと、
   前記吸収係数及び前記削減散乱係数のうちの少なくとも１つにおける時間導関数（∂μ _s ’／∂ｔ及び∂μ _a ／∂ｔ）を引き出すこと、及び、
   単独の波長での前記時間導関数の比率を用いて、少なくとも１つの前記測定される各波長について、前記パラメータを計算すること、
   の工程を含む方法。
2. 前記光を放射する行程は、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンに関する等吸収波長で光を放射することを含む請求項１に記載の方法。
3. 前記等吸収波長は、
   約３９０ｎｍ；
   約４２２ｎｍ；
   約４５２ｎｍ；
   約５００ｎｍ；
   約５２９ｎｍ；
   約５４５ｎｍ；
   約５７０ｎｍ；
   約５８４ｎｍ；及び
   約８０３ｎｍ；
   からなるリストから選択される請求項２に記載の方法。
4. 前記身体の部分を横切って前記エミッタの反対側に配置される少なくとも１つの透過率検出器で、前記身体の部分を通過する光を捕捉することにより、拡散反射率測定を得るという工程をさらに含む請求項１に記載の方法。
5. 前記身体の部分は、
   指；
   つま先；
   外側の耳；
   鼓膜；
   耳たぶ；
   口；
   目；
   手のひら；及び
   指の間の皮膜；
   からなるリストから選択される請求項１の方法。
6. 前記パラメータは、
   酸素飽和レベル；
   ヘモグロビン濃度；
   血中濃度の時間変化；
   平均ＲＢＣサイズ；
   平均ＲＢＣサイズ分布；
   からなるリストから選択される請求項１に記載の方法。
7. 前記光を放射する工程は、少なくとも２つの測定される波長で光を放射することを含み、前記計算する工程は、少なくとも２つの前記測定される波長で、前記被験者の酸素飽和レベル及びヘマトクリット値を解くことを含む請求項１に記載の方法。
8. 前記光を放射する工程は、少なくとも３つの測定される波長で、光を放射することを含み、そして、前記計算する工程は、少なくとも３つの前記測定される各波長で、前記被験者の酸素飽和レベル、血液濃度の時間変化、及びヘマトクリット値を解くことを含む請求項１に記載の方法。
9. 被験者の血液に関する少なくとも１つのパラメータを測定するための装置であって、
   ３８０−９８０ｎｍのスペクトル範囲内で、少なくとも１つの測定される波長で、少なくとも１つの血管を含む身体の部分に向かって、光を放射するための少なくとも１つのエミッタ；
   前記身体の部分によって反射される光を捕捉することにより、空間的に分解された光の反射率の測定を得るための少なくとも１つの反射率検出器；
   及び、前記測定から、少なくとも１つの前記測定される各波長で、前記身体の部分の血液成分の吸収係数（μ_a）及び削減散乱係数（μ_s’）のうちの少なくとも１つを引き出し、前記吸収係数及び前記削減散乱係数のうちの少なくとも１つにおける時間導関数（∂μ _s ’／∂ｔ及び∂μ _a ／∂ｔ）を引き出し、そして、単独の波長での前記時間導関数の比率を使用して、少なくとも１つの前記測定される各波長について、前記パラメータを計算するためのプロセッサ、
   を含む装置。
10. 前記身体の部分を通過する光を捕捉することによって、拡散透過率測定を得るために、前記身体の部分を横切って前記エミッタの反対側に配置される少なくとも１つの透過率検出器をさらに含む請求項９に記載の装置。
11. 前記身体の部分は、
    指；
    つま先；
    外側の耳；
    鼓膜；
    耳たぶ；
    口；
    目；
    手のひら；及び
    指の間の皮膜；
    からなるリストから選択される請求項９に記載の装置。
12. 前記パラメータは、
    酸素飽和レベル；
    ヘモグロビン濃度；
    血中濃度の時間変化；
    平均ＲＢＣサイズ；
    平均ＲＢＣサイズ分布；
    からなるリストから選択される請求項９に記載の装置。
13. 前記エミッタは、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンに関して、等吸収波長で光を放射する請求項９に記載の装置。
14. 前記等吸収波長は、
    約３９０ｎｍ；
    約４２２ｎｍ；
    約４５２ｎｍ；
    約５００ｎｍ；
    約５２９ｎｍ；
    約５４５ｎｍ；
    約５７０ｎｍ；
    約５８４ｎｍ；及び
    約８０３ｎｍ；
    からなるリストから選択される請求項１３に記載の装置。
15. 前記エミッタ及び前記反射率検出器の作動を制御するために、前記エミッタ及び前記反射率検出器に接続されるコントローラ；
    前記計算されるパラメータを表示するために、前記プロセッサに接続されるディスプレイ；
    前記身体の部分に設けられ、前記身体の部分を保護し、前記放射された光及び前記反射された光を実質的に垂直な方向に導くための身体接触手段；及び、
    前記装置を安定した方式で保持し、前記放射された光を正確にかつ効率的に前記身体の部分に導くための保持手段；
    からなるグループから選択される少なくとも１つをさらに含む請求項９に記載の装置。

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