TW201803524A - 利用黑色素校正之組織氧飽和度的測定 - Google Patents

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Abstract

測定組織之氧飽和度時考慮組織顏色(例如，膚色、或黑色素含量)以改善精確度之血氧測量器探針。

Description

利用黑色素校正之組織氧飽和度的測定
本發明大體上係關於監測組織中之氧含量的光學系統。更具體而言，本發明係關於光學探針，諸如血氧測量器，其包括在光學探針之感測器頭上的光源及偵測器，以及使用用於測定組織之氧飽和度的局部儲存模擬反射率曲線。
血氧測量器係用以基於各種目的測量人類及活生動物的組織之氧飽和度的醫療裝置。例如，血氧測量器係用於在醫院及其他醫療設施的醫療及診斷目的(例如，手術、病患監測、或救護車或其他行動裝置監測，針對例如脫氧)；在體育競技場之競賽運動(sports)及田徑運動(athletics)目的(例如，專業運動員監測)；個人之私人或家用監測(例如，一般健康監測，或馬拉松之私人訓練)；以及獸醫目的(例如，動物監測)。
脈搏血氧測量器及組織血氧測量器係基於不 同原理操作的兩種血氧測量器。脈搏血氧測量器需要脈搏以發揮作用。脈搏血氧測量器通常測量因脈動的動脈血液所致的光吸光率。反之，組織血氧測量器不需要脈搏以發揮作用，以及可用於進行已切斷血液供應之組織瓣的氧飽和度測量。
以人類組織為例，其包括各式光吸收分子。此等發色體(chromophores)包括氧合血紅素、脫氧血紅素、黑色素、水、脂質、及細胞色素。氧合血紅素、脫氧血紅素、及黑色素係就大部分可見光及近紅外線光譜範圍而言的組織中之最主要發色體。氧合及脫氧血紅素在特定光之波長的光吸收顯著不同。組織血氧測量器可利用此等光吸收差異而測量人類組織中之氧含量。
雖然現有血氧測量器成功，但仍持續希望例如藉由改善測量精確度；縮短測量時間；降低成本；縮減尺寸、重量或形狀因數；降低功率消耗；以及基於其他因素，以及此等度量之組合，來改善血氧測量器。
特別是，評估病患的區域及局部充氧狀態水準極為重要，原因係其為病患之局部組織健康狀態的指標。因此，血氧測量器經常用於臨床上，諸如在預期病患組織充氧狀態不穩定的手術及復原期間。例如，在手術期間，血氧測量器在各種不理想條件之下應能快速傳達精確氧飽和度測量結果。雖然現有血氧測量器對於絕對精確度非關緊要且趨勢數據本身即已足夠的術後組織監測而言勘稱充足，然而，在手術期間需要可用以單點檢查組織是否 仍可存活或需要移除的精確度。
因此，需要經改善之組織血氧測量器探針以及使用此等探針進行測量的方法。
血氧測量器探針利用相對多數量之模擬反射率曲線以快速測定受測組織的光學性質。組織之光學性質容許進一步測定該組織之氧合血紅素及脫氧血紅素的濃度以及該組織之氧飽和度。
在一實施體系中，血氧測量器探針可測量氧飽和度而不需要脈搏或心跳。本發明之血氧測量器探針可應用於醫學及手術(包括整形手術)的許多領域。血氧測量器探針可進行無脈搏之組織的氧飽和度測量。此種組織可已與身體分離(例如，瓣片)且將移植至身體的其他地方。本發明之態樣亦可應用於脈搏血氧測量器。與血氧測量器探針相反的，脈搏血氧測量器需要脈搏以發揮作用。脈搏血氧測量器通常測量因脈動的動脈血液所致的光吸光。
組織血氧測量器針對具有不同黑色素含量之組織可產生偏斜的血氧測定測量。在一實施體系中，血氧測量器探針可在黑色素濃度無影響所計算之相對氧飽和度測量的傾向之情況下進行組織的血氧測定的測量。血氧測量器探針利用黑色素之吸收係數的相對固定斜率，此時不論組織中之黑色素含量相對高或相對低，該斜率無改變傾向。血氧測量器探針使用數學決定途徑(mathematical determinative approach)，因此黑色素濃度對於所測定之相對氧飽和度的貢獻變成0。從而，不需要測定實際黑色素濃度以進一步測定目標組織的相對氧飽和度。
在一實施體系中，方法包括將來自血氧測量器探針之光源的光傳送至在待測量之第一位置的第一組織，其中該第一組織包含第一黑色素成分，且該第一黑色素成分包含真黑色素或褐黑素中之至少一者；在該血氧測量器探針之偵測器處接收被該第一組織回應該傳送的光而反射的光，其中該接收的光因該第一黑色素成分之故而包含第一黑色素吸收分量；測定因組織之黑色素成分所致的黑色素吸收分量之黑色素補償分量，其中該黑色素吸收分量包含該第一黑色素成分；以及該黑色素成分包含該黑色素成分；以及使用該黑色素補償分量獲得該第一組織之經黑色素校正之氧飽和度值，其中該經黑色素校正之氧飽和度值說明該黑色素吸收分量。
在一實施體系中，裝置包括用於將來自血氧測量器探針之光源的光傳送至在待測量之第一位置的第一組織的工具，其中該第一組織包含第一黑色素成分，且該第一黑色素成分包含真黑色素或褐黑素中之至少一者；用於在該血氧測量器探針之偵測器處接收被該第一組織回應於該傳送的光而反射的光之工具，其中該接收的光因該第一黑色素成分之故而包含第一黑色素吸收分量；用於測定因組織之黑色素成分所致的黑色素吸收分量之黑色素補償分量的工具，其中該黑色素吸收分量包含該第一黑色素成 分，且該黑色素成分包含該第一黑色素成分；以及用於使用該黑色素補償分量獲得該第一組織之經黑色素校正之氧飽和度值的工具，其中該經黑色素校正之氧飽和度值說明該黑色素吸收分量。
本發明之其他目的、特徵及優點將在考慮以下詳細說明及附圖時變明顯，其中在所有圖式中，相似參考符號表示相似特徵。
101‧‧‧血氧測量器探針
105‧‧‧探針單元
110‧‧‧探針末端
111‧‧‧感測臂
115‧‧‧顯示器
116‧‧‧處理器
117‧‧‧記憶體
117a‧‧‧非永久記憶體
117b‧‧‧永久性記憶體
118‧‧‧揚聲器
119‧‧‧使用者選擇裝置
120、120a、120b‧‧‧光源結構
125、125a-125h‧‧‧偵測器結構
127‧‧‧探針末端面
127‧‧‧電源
128‧‧‧匯流排
315‧‧‧模擬反射率曲線
400、405、410、415、420、425、430、435、500、505、510、515、600、605、610、615、1200、1205、1210、1215、1220、1225、1235、1240、1250、1255、1260、1265、1300、1305、1310、1315、1320、1325、1330、1335、1400、1405、1410、1415、：1420、1425、1430、1435、1500、1505、1510、1515、1520、1525、1530、1535、1540、1545、1550‧‧‧步驟
900、1000、1100‧‧‧資料庫
1605、1610、1615、1620、1625、1630‧‧‧線
1605a、1610a、1620a、1625a‧‧‧投影
1701、1703、‧‧‧曲線
1711、1713、1721、1723、‧‧‧實例圖
1801、2501、2503‧‧‧向量
1801a‧‧‧端點
1901‧‧‧第一向量
1903‧‧‧第二向量
2100、2105‧‧‧圖
2110、2115、2120、2125‧‧‧圖
2401‧‧‧經基線校正之向量
2403‧‧‧經校正之計算向量
圖1顯示一實施體系中之血氧測量器探針。
圖2顯示一實施體系中之探針末端的端視圖。
圖3顯示一實施體系中之血氧測量器探針的方塊圖。
圖4顯示一實施體系中藉由血氧測量器探針測定組織(例如，真實組織)的光學性質之方法的流程圖。
圖5顯示一實施體系中藉由血氧測量器探針測定組織的光學性質之方法的流程圖。
圖6顯示一實施體系中藉由血氧測量器探針測定組織的光學性質之方法的流程圖。
圖7顯示反射率曲線之實例圖，該反射率曲線可為光源結構及偵測器結構之特定構造(諸如探針末端之光源結構及偵測器結構的構造)之反射率曲線。
圖8顯示以任意單位表示之吸收係數μa對組織中之氧合血紅素、脫氧血紅素、黑色素及水的光之波長的 圖。
圖9顯示一實施體系中之儲存在血氧測量器探針的記憶體中之組織的模擬反射率曲線之同質模型的資料庫表。
圖10顯示一實施體系中之儲存在血氧測量器探針的記憶體中之組織的模擬反射率曲線之層狀模型的資料庫表。
圖11A至11B組織之層狀模型的資料庫表，其中該資料庫中各列係自模擬光源結構發射且由模擬偵測器結構偵測的四個光之波長的四個模擬反射率曲線。
圖12A至12B顯示藉由血氧測量器探針測定組織(例如，真實組織)之光學性質的方法之流程圖，其中該血氧測量器探針使用反射率資料及模擬反射率曲線以測定該光學性質。
圖13顯示藉由血氧測量器探針測定組織之光學性質的其他方法之流程圖。
圖14顯示權衡藉由選擇偵測器結構所產生之反射率資料的方法之流程圖。
圖15顯示測定藉由血氧測量器探針在組織測量之相對組織參數的方法之流程圖，其中來自該組織中之黑色素的貢獻係自該相對組織參數移除。
圖16A及16B顯示用一些光波長(諸如760奈米、810奈米、845奈米、及895奈米)照射之第一目標組織及第二目標組織的吸收係數之實例圖。含有更多或更少個 波長的光之該血氧測量器探針亦可採用，其他波長。
圖17A顯示第二目標組織(例如，正在重建之乳房)的吸收係數之實例曲線。該實例曲線沿著曲線整體長度具有負斜率。
圖17B顯示在第一目標位置之吸收係數關於波長的一階導數之實例曲線。
圖17C顯示在第一目標位置之吸收係數關於波長的二階導數之實例曲線。
圖17D顯示第一目標組織(例如，健康乳房組織)及第二目標組織(例如重建的乳房組織)之吸收係數的實例第一曲線(例如，第一光譜)及實例第二曲線(例如第二光譜)。
圖17E顯示第一目標組織之吸收係數關於波長的一階導數之第一實例圖(例如，三個上方點)，以及顯示第二目標組織之吸收係數關於波長的一階導數之第二圖(例如，三個下方點)。
圖17F顯示第一目標組織之吸收係數關於波長的二階導數之第一實例圖(例如，兩個下方點)，以及顯示第二目標組織之吸收係數關於波長的二階導數之第二實例圖(例如，兩個頂部點)。
圖18顯示在二階導數之值相對彼此繪製的「角」空間中之向量。
圖19顯示「角」空間中之第一向量(θ1，Φ1)及第二向量1903(θ2，Φ2)。
圖20顯示向量空間中之差量角(delta angle)△θ及△Φ。
圖21A顯示完全氧合測量之吸收係數(例如，光譜)的圖，以及完全脫氧測量之吸收係數的圖。
圖21B顯示完全氧合光譜關於波長之一階導數的圖，以及完全脫氧光譜關於波長之一階導數的圖。
圖21C顯示關於完全氧合光譜關於波長的二階導數之圖，以及關於完全脫氧光譜關於波長的二階導數之圖。
圖22顯示角空間中之向量(△θ，△Φ)，其中△θ及△Φ係相對彼此繪製。
圖23顯示經基線校正之向量及仿體的經校正之計算的向量，該仿體的經校正之計算的向量係藉由仿體與病患組織的血容量之間的血容量差異之尺度因數校正。
圖24顯示投影到仿體之向量的病患組織之向量。
圖1顯示一實施體系中之血氧測量器探針101的影像。血氧測量器探針101係建構用以諸如在手術中及手術後進行組織血氧測定測量。血氧測量器探針101可為手持式裝置，其包括探針單元105、探針末端110(亦稱為感測器頭)，探針末端110可置於感測臂111之末端。血氧測量器探針101係建構成藉由自探針末端110發射光(諸如 近紅外光)至組織，並在探針末端收集自組織反射的光來測量組織之氧飽和度。
血氧測量器探針101包括顯示器115或通知使用者由該血氧測量器探針所進行之氧飽和度測量的其他通知裝置。雖然探針末端110係描述為建構成與手持式裝置之血氧測量器探針101併用，但探針末端110可與其他血氧測量器探針併用，諸如探針末端係在耦合至基座單元之纜線裝置的末端之模組血氧測量器探針。該纜線裝置可為拋棄式裝置，其係建構成使用於一位病患，而該基座單元可為建構成重複使用的裝置。此種模組血氧測量器探針亦為熟習本領域之人士充分瞭解而無須進一步說明。
圖2顯示一實施體系中之探針末端110的端視圖。探針末端110係建構成接觸將進行組織血氧測定測量的組織(例如，病患皮膚)。探針末端110包括第一及第二光源結構120a及120b(通稱為光源結構120)，以及包括第一、第二、第三、第四、第五、第六、第七、及第八偵測器結構125a至125h(通稱為偵測器結構125)。在其他實施體系中，血氧測量器探針包括更多或更少個光源結構、包括更多或更少個偵測器結構、或二者。
各光源結構120係用以發射光(諸如紅外光)，且包括一或多個光源，諸如四個產生所發射之光的光源。各光源可發射一或多個波長的光。各光源可包括發光二極體(LED)、雷射二極體、有機發光二極體(OLED)、量子點LED(QMLED)、或其他類型之光源。
各光源可包括一或多個將光源光學鏈結至探針末端之面127的光纖。在一實施體系中，各光源結構包括四個LED且包括將這四個LED光學耦合至探針末端之面的單一光纖。在其他實施體系中，各光源結構包括多於一個將LED光學耦合至探針末端之面的光纖(例如，四個光纖)。
各偵測器結構包括一或多個偵測器。在一實施體系中，各偵測器結構包括用以偵測自光源結構發射的光以及自組織反射的光之單一偵測器。該偵測器可為光偵測器、光電阻器、或其他類型之偵測器。該偵測器結構係相對於光源結構放置，使得產生二或更多個(例如，八個)獨特光源至偵測器距離。
在一實施體系中，最短的光源至偵測器距離大約相等。例如，光源結構120a與偵測器結構125d之間(S1-D4)和光源結構120b與偵測器結構125a之間(S2-D8)的最短的光源至偵測器距離大約相等。光源結構120a與偵測器結構125e之間(S1-D5)和光源結構120b與偵測器結構125a之間(S2-D1)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1-D4及S2-D8各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125c之間(S1-D3)和光源結構120b與偵測器結構125g之間(S2-D7)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1-D5及S2-D1各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125f之間(S1-D6)和光源結構120b與偵測器結構125b之間(S2-D2)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1- D3及S2-D7各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125b之間(S1-D2)和光源結構120b與偵測器結構125f之間(S2-D6)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1-D6及S2-D2各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125g之間(S1-D7)和光源結構120b與偵測器結構125c之間(S2-D3)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1-D2及S2-D6各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125a之間(S1-D1)和光源結構120b與偵測器結構125e之間(S2-D5)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，比S1-D7及S2-D3各者長)大約相等。光源結構120a與偵測器結構125h之間(S1-D8)和光源結構120b與偵測器結構125d之間(S2-D4)之次一較長的光源至偵測器距離(例如，光源至偵測器之最長距離，比S1-D1及S2-D5各者長)大約相等。在其他實施體系中，光源至偵測器距離可均為獨特的，或具有大約相等的少於八個距離。
下表1顯示根據一實施體系之八個獨特的光源至偵測器距離。最接近的光源至偵測器距離之間的增加為大約0.4毫米。
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在一實施體系中，偵測器結構125a及125e係相對於在連接光源120a及120b之直線上的一點對稱地放置。偵測器結構125b及125f係相對於該點對稱地放置。偵測器結構125c及125g係相對於該點對稱地放置。偵測器結構125d及125h係相對於該點對稱地放置。該點可位在該連接線上介於光源結構120a與120b之間的中央。
光源至偵測器距離相對於由偵測器結構125所偵測之反射率的作圖可提供反射率曲線，其中資料點係遠離x軸。光源結構120a及120b與偵測器結構125之間的距離 間隔降低資料冗餘性，以及可導致產生相對精確的反射率曲線。
在一實施體系中，光源結構及偵測器結構可配置在探針表面上的各種不同位置，以產生所需的距離(諸如前文指示者)。例如，這兩個光源形成一條線，且在該線上方及下方有相同數目的偵測器。且偵測器之位置(在該線上方)與另一偵測器(在該線下方)相對於這兩個光源的線上之一個選定點具有點對稱性。作為實例，該選定點可在這兩個光源中間，但不必然。在其他實施體系中，該定位可根據形狀來安排，諸如圓形、橢圓形、卵形、隨機、三角形、矩形、正方形、或其他形狀。
圖3顯示一實施體系中之血氧測量器探針101的方塊圖。血氧測量器探針101包括顯示器115、處理器116、記憶體117、揚聲器118、一或多個使用者選擇裝置119(例如，一或多個按鍵、開關、與顯示器115關聯之觸控輸入裝置)、一組光源結構120、一組偵測器結構125、及電源(例如，電池)127。上列組件可經由匯流排128鏈接在一起，該匯流排128可為血氧測量器探針101之系統匯流排架構。雖然該圖顯示連接至各組件的一個匯流排，但此種匯流為用以鏈接該等組件或包括在血氧測量器探針101中之其他組件的任何互連模式之例證。例如，揚聲器118可經由埠連接至子系統，或具有至處理器116的內部直接連接。此外，在一實施體系中，所述之組件係安置在血氧測量器探針101之移動式外殼(見圖1)。
處理器116可包括微處理器、微控制器、多核心處理器、或其他處理器類型。記憶體117可包括各式記憶體，非永久性記憶體117a(例如，RAM)、永久性記憶體117b(例如，磁碟或快閃記憶體)。血氧測量器探針101之不同實施體系可呈任何組合或構造包括任何數目之所列組件，且亦可包括未顯示的其他組件。
電源127可為電池，諸如拋棄式電池。拋棄式電池係在其貯存的電荷用盡之後丟棄。一些拋棄式電池化學技術包括鹼性電池、碳鋅電池、或氧化銀電池。該電池具有足夠的儲存電荷以容許手持式裝置使用數小時。在一實施體系中，該血氧測量器探針為拋棄式。
在其他實施體系中，該電池為可充電式，該電池可在所儲存的電荷用盡之後充電數次。一些可充電電池化學技術包括鎳鎘(NiCd)電池、鎳金屬氫化物(NiMH)電池、鋰離子(Li離子)電池、及鋅-空氣電池。該電池可充電，例如，經由具有連接至該手持式單元之電線的AC轉接器充電。手持式單元中之電路可包括充電器電路(未圖示)。利用可充電電池化學之電池有時可為拋棄式電池，此時電池未充電而是在使用後拋棄。
組織分析。圖4顯示一實施體系中之藉由血氧測量器探針101測定組織(例如，真實組織)的光學性質之方法的流程圖。該血氧測量器探針使用在該組織所測定黑色素含量(例如，真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者)來校正由該血氧測量器探針所測量 的各種組織參數。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
於400，將黑色素讀取器光學耦合(例如，接觸)至組織。黑色素讀取器係光電裝置，其發射光(步驟405)至組織，並偵測傳送通過該組織或自該組織反射之後的光(步驟410)。將由該黑色素讀取器偵測的光轉換成電信號(步驟415)，該信號被該裝置使用以測定該組織的黑色素(步驟420)。該黑色素讀取器可經由有線或無線輸出將黑色素含量之值輸出在讀取器的顯示器上(步驟425)。黑色素含量之值代表真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者。
在一實施體系中，在430，將關於黑色素含量之資訊(例如，數值)輸入血氧測量器探針101。該資訊可經由使用者(例如，人類使用者)或經由黑色素讀取器與血氧測量器探針之間的有線或無線通信輸入至該血氧測量器探針。
在第一實施體系中，於435，血氧測量器探針使用黑色素含量之資訊來調整有由該探針產生的一或多個所測量之值。在一實施體系中，血氧測量器探針測定組織之氧飽和度的值。然後該血氧測量器探針使用黑色素含量之資訊(例如，真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者之資訊)來調整氧飽和度之值。血氧測量器探針可經由一或多種算術運算、數學函數、或此二者 來調整氧飽和度之值。例如，黑色素含量之資訊可用作用於調整氧飽和度之值的補償(例如，加法補償(additive offset))、尺度因數、或此二者，以調整氧飽和度之值。
在另一實施體系中，於435，血氧測量器探針測定在組織之由該血氧測量器探針所發射及偵測的一些光之波長(例如，四個光之波長)的吸收係數μa(mua)、降低之散射係數μs'(mus)、或此二者。之後，該血氧測量器探針使用關於黑色素含量(例如，真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者)之資訊調整各光之波長的所測定吸收(μa)值。該血氧測量器探針可經由一或多種算術運算、數學函數、或此二者來調整吸收(μa)值。例如，黑色素含量之資訊可用作用於調整氧飽和度之值的補償(例如，加法補償)、尺度因數、或此二者，以調整吸收(μa)值。之後，血氧測量器探針使用該吸收(μa)值來測定組織的氧飽和度之值。吸收(μa)及降低之散射(μs)之測定係如下述。
在其他實施體系中，於435，該血氧測量器探針將一或多個黑色素校正函數套用於由偵測器結構所產生的反射率資料。黑色素校正函數係基於黑色素含量之資訊(例如，真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者)。反射率資料可為在由該血氧測量器探針之一或多個電子組件數位化之前之由該偵測器結構產生的類比反射率資料，或該反射率資料可為數位化的反射率資料。黑色素校正函數可套用於類比反射率資料或數位化反 射率資料。黑色素校正函數包括套用於該反射率資料之一或多種數學運算。尺度因數係由該血氧測量器探針基於輸入該血氧測量器探針的黑色素含量之資訊決定。反射率資料可針對由該血氧測量器探針發射的各個光之波長的黑色素含量予以調整。
在一實施體系中，黑色素校正函數可為與一或多個校準函數(例如，具有尺度因數)組合的組合函數(例如，具有尺度因數)。該校準函數可包括基於各式因數校正偵測器回應的尺度因數，諸如因製造而發生的差異、因偵測器結構之溫度漂移而發生的差異、或其他考量。在反射率資料經血氧測量器探針調整之後，然後該探針可測定待測量組織中的血液之氧飽和度。
圖5顯示一實施體系中藉由血氧測量器探針101測定組織的光學性質之方法的流程圖。該血氧測量器探針使用該組織之關於黑色素含量的資訊(例如，真黑色素含量、褐黑素含量、或真黑色素及褐黑素含量二者的資訊)來校正由該血氧測量器探針所測量的各種組織參數。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
在500，將該組織之色彩與一些色彩樣本(有時稱為色樣)的二或更多個色彩樣本做比較，以判定該等色彩樣本中之一者是否與該組織之色彩大約匹配。用於色彩比較的各色彩樣本係與黑色素含量關聯。識別色彩 樣本之黑色素含量的資訊(例如，數值)可設置於該色彩樣本上。在一實施體系中，該色彩為新澤西州Carlstadt之Pantone LLC的Pantone®色彩。
組織的色彩與色彩樣本的色彩之間的比較可藉由色彩比較工具進行，諸如密西根州Incorporated of Grand Rapids之X-Rite色彩比較工具。在一實施體系中，比較可由人(諸如病患或醫療人員)目視進行。在一實施體系中，血氧測量器探針係用以測定組織之黑色素含量的值，其可顯示在該探針的顯示器上。
在505，於比較之後，基於該比較來測定該組織之黑色素含量的值。
在其他實施體系中，黑色素含量的值係基於有限範圍內的黑色素含量值之含量的估計值測定。在黑色素含量範圍內的值之數目可包括二或更多個值。例如，黑色素含量範圍內的值之數目可為2個(例如，1為淺色組織而2為深色組織)、3個(例如，1為淺色、2為中等、而3為深色)、4、5、6、7、8、9、10或更多個。黑色素含量之值的估計可由病患或醫療人員提供。
在510，可將關於黑色素含量的資訊輸入該血氧測量器探針。在血氧測量器探針測定黑色素含量之值的方法中，步驟510可跳過。按鈕119可啟動預定次數以使血氧測量器探針處於可輸入黑色素含量之資訊的資料輸入模式。黑色素含量之資訊可於之後藉由另一次按鈕的啟動、經由與該探針有線通信、經由與該探針無線通信、若顯示 器為觸控介面顯示器時經由該顯示器、經由音響介面(例如，該探針中之麥克風及聲音辨認軟體)、或藉由其他輸入技術輸入該探針。
於515，使血氧測量器探針適於使用關於黑色素含量之資訊來調整由該血氧測量器探針所進行的一或多個測量或計算。例如，該血氧測量器探針可使用該資訊來調整組織的氧飽和度值、調整吸收(μa)、調整降低之散射(μs')、調整由一或多個偵測器所產生的值、或該等調整之一或多種組合。該等調整各者之進一步說明已揭示於步驟435。
圖6顯示一實施體系中藉由血氧測量器探針101測定組織的光學性質之方法的流程圖。該血氧測量器探針使用該組織之測得的黑色素含量來校正由該探針測量的各種組織參數。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
於600，組織之一或多個對側測量係用該血氧測量器探針進行。在使用血氧測量器探針在待測量之目標組織(例如待測量組織健康之乳房組織)上進行測量之前，使用血氧測量器探針在健康組織(例如，健康乳房組織)的一部分上進行對側測量。該組織之對側測量可針對由血氧測量器探針發射的各個光之波長進行。
在605，由偵測器結構產生之反射率資料係藉由該血氧測量器探針之電子元件數位化並儲存於記憶體。 該反射率資料提供隨後組織測量的比較基準。例如，對側測量提供對側組織之黑色素含量的基線測量，該基線測量可藉由處理器用來校正該血氧測量器探針所進行的各種測量。
於610，待測量之目標組織的血氧測定測量係由該血氧測量器探針進行。
在615，在一實施體系中，該處理器產生使用該血氧測定測量之目標組織的氧飽和度值。之後，該處理器提取在605所儲存之對側組織的儲存反射率資料，並使用所提取之值來調整氧飽和度值。即，該處理器使用健康的對側組織之黑色素含量的基線測量來調整目標組織之氧飽和度值。
在615，在其他實施體系中，該處理器從目標組織之血氧測定測量測定吸收μa、降低之散射係數μs'、或二者。之後，該處理器提取在605所儲存之對側組織的反射率資料，並使用所提取之值來調整μa、μs、或二者。然後該處理器然後使用經調整的μa值來計算目標組織之氧合血紅素、脫氧血紅素值或其他值。即，該處理器使用健康的對側組織之黑色素含量的基線測量來調整目標組織之μa。
在615，在其他替代實施體系中，該處理器提取在605所儲存之對側組織的儲存反射率資料，並使用所提取之值來調整由該偵測器結構產生之目標組織的反射率資料。由該處理器套用至反射率資料的調整可為簡單補償 (例如，加法補償)、尺度因數(例如，乘法偏差)、函數校正、其他校正、或任一者或此等調整之任何組合。即，處理器使用健康組織之黑色素含量的基線測量調整由偵測器結構所產生的值，以調整目標組織之反射率資料。
儲存之模擬反射率曲線。根據一實施體系，記憶體117儲存一些蒙地卡羅(Monte-Carlo)模擬反射率曲線315(「模擬反射率曲線」)，其係由電腦產生以供隨後儲存在記憶體中。各模擬反射率曲線315代表自一或多個模擬光源結構發射進入模擬組織並自該模擬組織反射進入一或多個模擬偵測器結構的光(例如，近紅外光)之模擬。模擬反射率曲線315係針對模擬光源結構及模擬偵測器結構之特殊構造，諸如具有上述參考圖2之光源與偵測器間距的探針末端110之光源結構120a至120b以及偵測器結構125a至125h的構造。
因此，模擬反射率曲線315為自血氧測量器探針101之光源結構發射並由其偵測器結構收集的模型光。此外，各模擬反射率曲線315代表獨特的真實組織狀況，諸如與組織發色體之特定濃度以及組織散射體之特定濃度相關的特殊組織吸收及組織散射值。例如，可產生具有各種黑色素含量、各種氧合血紅素濃度、各種脫氧血紅素濃度、各種水濃度、各種水濃度的靜態值、各種脂肪濃度、各種脂肪濃度的靜態值、或各種吸收(μa)及降低之散射(μs')值的模擬組織之模擬反射率曲線。
儲存在記憶體117之模擬反射率曲線的數目可 相當地大，且可代表幾乎全部(即使不是全部的話)可存在於藉由血氧測量器探針101分析存活性之真實組織中的光學性質及組織性質之實際組合。雖然記憶體117係描述為儲存蒙地卡羅模擬反射率曲線，但記憶體117仍可儲存藉由蒙地卡羅法以外之方法(諸如使用擴散近似)所產生的模擬反射率曲線。
圖7顯示反射率曲線之實例圖，該反射率曲線可為光源結120構及偵測器結構125之特定構造(諸如探針末端110之光源結構及偵測器結構的構造)之反射率曲線。該圖之水平軸代表光源結構120與偵測器結構125之間的距離(即，光源至偵測器距離)。若光源結構120與偵測器結構125之間的距離經適當選擇，且模擬反射率曲線為光源結構120及偵測器結構125之模擬，則在模擬反射率曲線中之資料點之間的橫向間距將相對均勻。此種均勻間距可見圖7之模擬反射率曲線。該圖之垂直軸代表自組織反射且由偵測器結構125偵測的光之模擬反射率。如該模擬反射率曲線所示，到達偵測器結構125之被反射的光隨著光源結構與偵測器結構之間的距離而改變，其中在較小的光源至偵測器距離所偵測到的反射光大於在較大的光源至偵測器距離所偵測到的反射光。
圖8顯示一些重要組織發色體(含有氧合血紅素之血液、含有脫氧血紅素、黑色素及水之血液)的吸收係數μa與光之波長的圖。在一實施體系中，用於產生模擬反射率曲線之蒙地卡羅模擬為一或多種所選之可能存在於 組織中的發色體之函數。發色體可包括黑色素、氧合血紅素、脫氧血紅素、水、脂質、細胞色素、或其他發色體，其呈任何組合。氧合血紅素、脫氧血紅素、及黑色素就大部分可見光及近紅外線光譜範圍而言是組織中之最主要發色體。
在一實施體系中，記憶體117儲存各模擬反射率曲線315之選定數目的資料點，以及可能不儲存整體模擬反射率曲線。各模擬反射率曲線315的經儲存資料點之數目可與光源-偵測器對之數目匹配。例如，若探針末端110包括兩個光源結構120a-120b且包括八個偵測器結構125a-125h，則血氧測量器探針101包括六個光源-偵測器對，而記憶體117可因而就光源結構120a或光源結構120b所發射的每一光之波長的各模擬反射率曲線儲存六個選定資料點。在一實施體系中，經儲存之資料點係對探針末端110之特定的光源至偵測器距離，諸如表1所示。
因而，儲存在記憶體117之模擬反射率曲線資料庫的大小可為16 x 5850，其中由各光源結構120產生及發射且由各偵測器結構125測量的各個曲線係儲存16個點，其中有總計5850個橫跨該光學性質範圍之曲線。或者，儲存在記憶體117之模擬反射率曲線資料庫的大小可為16 x 4 x 5850，其中由各光源結構產生及發射的四個不同波長之各個曲線係儲存16個點，其中有總計5850個橫跨該光學性質範圍之曲線。這5850個曲線源自於，例如，39個散射係數μs'值及150個吸收係數μa值的矩陣。在其他實 施體系中，更多或更少個模擬反射率曲線儲存於記憶體中。例如，儲存在記憶體中之模擬反射率曲線的數目可在約5000個曲線、至約250,000個曲線、至約400,000個曲線、或更多之範圍。
降低之散射係數μs'值可在每厘米5：5：24之範圍。該μa值可在每厘米0.01：0.01：1.5之範圍。將瞭解前述範圍係實例範圍，且光源-偵測器對之數目、由各光源結構產生及發射波長的數目、及模擬反射率曲線之數目均可更小或更大。
圖9顯示一實施體系中之儲存在血氧測量器探針的記憶體中之模擬反射率曲線315的資料庫900。該資料庫為組織的同質模型資料庫。在該資料庫中的各列代表自兩個模擬光源結構(例如，光源結構120a-120b)發射進入模擬組織並在自該模擬組織反射之後由八個模擬偵測器結構(例如，偵測器結構125a-125h)偵測的模擬光之蒙地卡羅模擬所產生的一個模擬反射率曲線。用於產生該資料庫之模擬反射率曲線的蒙地卡羅模擬為用於同質組織模型。用於同質組織模型之模擬組織自組織表面穿過表皮、真皮、及皮下組織具有同質光學性質。即，表皮、真皮、及皮下的光學性質對蒙地卡羅模擬而言係相同的。在該資料庫中，各模擬反射率曲線係與吸收(μa)之值以及降低之散射(μs')之值關聯。該資料庫中之各模擬反射率曲線可與其他發色體之值關聯。
模擬反射率曲線之資料庫可包括模擬反射率 之實際值(例如，浮點值)，或可包括該模擬反射率之實際值的索引值(例如，二元值)。如圖9所示，該資料庫包括該模擬反射率之實際值的索引值(例如，二元值)。該資料庫可包括取決於例如輸入之精確度的各種不同長度之二進制字。二進制字可為2個位元長、4個位元長、8個位元長、16個位元長、32個位元長、或其他長度。
在一實施體系中，在曲線之值輸入資料庫之前將一或多個數學變換式套用至模擬反射率曲線。該等數學變換式可改善由偵測器結構所產生之反射率資料與模擬反射率曲線之擬合。例如，可將對數函數套用至模擬反射率曲線以改善由偵測器結構所產生之測量資料與模擬反射率曲線之擬合。
當進行血氧測定測量時，由偵測器結構偵測所發射之光的各波長之反射率資料，並個別擬合至資料庫900的模擬反射率曲線。針對擬合至模擬反射率曲線之光的各波長之反射率資料，該血氧測量器探針測定吸收μa、降低之散射μs'或此等值二者。例如，將第一光之波長的第一組反射率資料擬合至模擬反射率曲線以測定吸收μa、及降低之散射μs'中之一或多者(例如，第一組組織參數)。將反射率資料擬合至模擬反射率曲線係於下文進一步描述。
之後，將第二光之波長的第二組反射率資料擬合至資料庫900中之模擬反射率曲線，以測定第二波長的吸收μa、及降低之散射μs'中之一或多者(例如，第二組組織參數)。之後，將第三光之波長的第三組反射率資料 擬合至資料庫900中之模擬反射率曲線，以測定吸收μa、及降低之散射μs'中之一或多者(例如，第三組組織參數)。之後，將第四光之波長的第四組反射率資料擬合至資料庫900中之模擬反射率曲線，以測定第四波長的吸收μa、及降低之散射μs'中之一或多者(例如，第四組組織參數)。
這四組組織參數然後可由血氧測量器探針一起用以測定組織之各種值，諸如氧合血紅素濃度、脫氧血紅素濃度、黑色素含量、或其他參數。
圖10顯示一實施體系中之儲存在血氧測量器探針的記憶體中之模擬反射率曲線的資料庫1000。該資料庫為組織之層狀模型(層狀皮膚)。產生模擬反射率曲線之蒙地卡羅模擬使用該層狀組織模型以供該等模擬。該層狀組織可包括二或更多個層。在一實施體系中，該層狀組織包括組織的兩個層。組織的這兩個層具有不同光學性質，諸如不同吸收μa、降低之散射μs'、或此等性質二者。
在一實施體系中，第一模擬組織層係為表皮，及第二模擬組織係為真皮。蒙地卡羅模擬中所使用之表皮的厚度可在約40微米至約140微米之範圍。例如，表皮之厚度可為40微米、50微米、60微米、70微米、80微米、90微米、100微米、110微米、120微米、130微米、140微米、或其他厚度。蒙地卡羅模擬中所使用的真皮之厚度可在小於1毫米至有效無限大厚度之範圍，諸如12毫米或更大。
當針對真皮產生模擬反射率曲線時，可改變 表皮之一或多種光學性質。例如，當針對真皮產生模擬反射率曲線時，可改變表皮之黑色素含量。或者，當針對真皮產生模擬反射率曲線時，可改變表皮之μa。
在一實施體系中，資料庫1000包括由表皮與真皮之組合所反射的光之模擬反射率曲線。
將藉由血氧測量器探針測量的真實組織之由光源結構發射且由偵測器結構偵測的各個光之波長的反射率資料係藉由處理器一次一個地擬合至模擬反射率曲線。基於與資料庫中之一或多個模擬反射率曲線的擬合，該測定該真實組織之一個層或兩個層的吸收μa及降低之散射μs'中之一者或二者。從針對各層測定之吸收(μa)值，該血氧測量器探針測定該組織的氧合血紅素濃度及脫氧血紅素濃度。
圖11A至11B顯示一實施體系中之儲存在血氧測量器探針的記憶體中之模擬反射率曲線的資料庫1110。該資料庫為組織的層狀模型資料庫。資料庫中之各列包括自模擬光源結構發射且由模擬偵測器結構偵測的四個光之波長各者的模擬反射率曲線。四個模擬反射率曲線之各列包括各模擬反射率曲線的16個值。更具體而言，各列包括光源結構120a-120b和偵測器結構125a-125h之16個光源至偵測器距離的16個值。總計各列包括自兩個模擬光源結構發射且由八個模擬偵測器結構偵測的四個光之波長的四個模擬反射率曲線之64個值。
若自光源結構發射更多或更少個波長，則資 料庫1110之組織的層狀模型每列可包括更多或更少個模擬反射率曲線。若例如一或多於兩個光源結構係包括在探針末端中、更多或更少偵測器結構係包括在探針末端中、或此二者，則資料庫1110之各模擬反射率曲線可包括多於或少於16個值。
資料庫1110各列之四個模擬反射率曲線各與四個組織參數關聯，包括黑色素含量、血容量、散射、及氧飽和度(氧合血紅素部分相對於組織之總血紅素)。更多或更少個組織參數可包括在資料庫1110中。
當將用於血氧測量器探針測量的組織之一組由偵測器結構125a-125h產生的偵測器值係藉由處理器擬合至該等列中之一或多者時，該血氧測量器探針從而測定呈任何組合的組織參數中之一或多者，諸如黑色素含量、血容量散射、及氧飽和度。在一實施體系中，該血氧測量器探針係用以測定組織之氧飽和度並將氧飽和度值顯示在顯示器上。
如前文簡述，資料庫1110包括層狀組織模型之模擬反射率曲線315。模擬組織之層可包括表皮、真皮、皮下組織、或此等層中之一或多者的任何組合。該等層可包括更高解析度之皮膚形態，諸如網狀真皮及淺層叢(superficial plexus)。產生模擬反射率曲線之蒙地卡羅模擬可模擬該組織之包括在組織層中的各種發色體。例如，蒙地卡羅模擬可使用具有各種黑色素含量之表皮的組織模型，但可能不使用包括血液之表皮的組織模型。蒙地卡羅 模擬可使用具有各種血容量及各種氧飽和度之真皮層的組織模型。在一實施體系中，蒙地卡羅模擬不使用包括黑色素之真皮的組織模型。相似地，蒙地卡羅模擬可使用具有各種血容量及各種氧飽和度之脂肪組織的組織模型。在一實施體系中，蒙地卡羅模擬不使用具有黑色素之脂肪組織的組織模型。組織層之組織模型可包括其他組織發色體(諸如水及脂肪)的濃度，其中此等發色體的濃度為相對典型的生理值。
在一實施體系中，蒙地卡羅模擬用以產生模擬反射率曲線之各種發色體濃度跨越相對大且相對精確之存在於真實組織中的實際生理值範圍。可將包括在實際生理值之範圍中的值之數目改變以平衡組織血氧測量器測量的各種參數。例如，用於模擬組織中之發色體濃度的範圍之值的數目可相對高或低，且影響由血氧測量器探針進行之測量的精確度。在一實施體系中，在模擬表皮組織中之光吸收的黑色素含量範圍之蒙地卡羅模擬中使用355個值。在一實施體系中，在模擬皮膚組織中之光吸收的黑色素含量範圍之蒙地卡羅模擬中使用86個值。針對模擬表皮組織及模擬皮膚組織二者中的散射，在蒙地卡羅模擬中使用65個值。在其他實施體系中，此等值之數目不同。
組織分析。圖12A至12B顯示藉由血氧測量器探針101測定組織(例如，皮膚)之光學性質的方法之流程圖，其中該血氧測量器探針使用反射率資料及模擬反射率曲線315以測定該光學性質。光學性質可包括組織之吸收 係數μa及降低之散射係數μs'。將組織之吸收係數μa轉換成組織之氧飽和度值的其他方法係於下文進一步敘述。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
在1200，血氧測量器探針101自光源結構120之一者(諸如光源結構120a)發射光(例如，近紅外光)至組織。當光係自光源結構發射時，血氧測量器探針通常係與該組織接觸。在所發射之光自該組織反射之後，偵測器結構125偵測該光的一部分(步驟1205)，並產生該組織之反射率資料點(步驟1210)。可針對多種光之波長(例如，紅光、近紅外光、或二者)，以及針對一或多個其他光源結構(諸如光源結構120b)重複步驟1200、1205、及1210。若，例如，組織血氧測量器探針115具有16個光源至偵測器距離，單一波長之反射率資料點可包括16個反射率資料點。該等反射率資料點有時稱為反射率資料點之N-向量。
在1215，反射率資料點(例如，原始反射率資料點)係針對光源-偵測器對之增益予以校正。在光源-偵測器對之校準期間，為光源-偵測器對產生增益校正並儲存在記憶體117。增益校正之產生係於下文進一步敘述。
在1220，處理器116將反射率資料點擬合(例如，經由平方誤差計算的總和)至模擬反射率曲線315以決定最佳擬合(即，具有最低擬合誤差)至反射率資料點之特定反射率資料曲線。儲存在記憶體中並擬合至反射率資料 之資料庫可為資料庫900、資料庫1000、或資料庫1100。在特定實施體系中，選擇出相對小組之模擬反射率曲線為模擬反射率曲線之資料庫的「粗」格並用於擬合步驟1220。例如，就提供39個散射係數μs'值及150個吸收係數μa值之資料庫900而言，模擬反射率曲線之粗格可由處理器116藉由截取該粗格中總共40個模擬反射率曲線的每一第5個散射係數μs'值及每一第8個吸收係數μa來測定。將瞭解前述特定值係針對實例的實施體系，並且可由處理器116使用其他大小的粗格。將反射率資料點擬合至粗格的結果是最佳擬合模擬反射率曲線的粗格中之坐標(μa，μs')coarse。就資料庫1000而言，粗格將涵蓋各層中之吸收及降低之散射。用於資料庫1000之方法的下列步驟各者將針對各層之μa及μs'做調整。就資料庫1100，粗格將涵蓋黑色素含量、氧飽和度、血容量、及散射。用於資料庫1100之方法的下列步驟各者將針對黑色素含量、氧飽和度、血容量、及散射代替μa及μs'做調整。
在1225，來自具有最低擬合誤差之粗格的特定模擬反射率曲線係由處理器116使用以界定模擬反射率曲線之「細」格，其中細格中之模擬反射率曲線係在來自具有最低擬合誤差之粗格的模擬反射率曲線周圍。
即，細格是一種被界定的大小，而來自粗格的最低誤差模擬反射率曲線界定該細格中心。細格可具有與粗格相同數量的模擬反射率曲線，或其可具有更多或更少的模擬反射率曲線。細格實質上很細以提供充足點數來 測定細格中之附近的吸收係數μa值及散射係數μs'值的峰表面陣列(步驟1230)。具體而言，臨界值係由處理器116使用來自粗格加上指定補償而設定。在細格上具有低於臨界值之誤差的散射係數μs'及吸收係數μa的位置可全部被識別以用於測定峰表面陣列，以供進一步測定該反射率資料之散射係數μs'及吸收係數μa。具體而言，針對峰進行誤差擬合以測定在該峰之吸收係數μa及散射係數μs'值。在該峰之吸收係數μa及散射係數μs'值的加權平均(例如，質心計算)可由該血氧測量器探針用於測定組織之反射率資料的吸收係數及散射係數μs'值(步驟1240)。
用於加權平均之吸收係數μa及散射係數μs'值的權重可由處理器116將臨界值減去細格誤差而決定。由於細格上之點係經選擇具有低於臨界值之誤差，此提供正權重。加權平均之加權計算(例如，質心計算)使能提供組織之反射率資料點的可預測散射係數μs'及吸收係數μa(即，(μa，μs')fine)。血氧測量器探針可使用其他方法，諸如與各種非線性最小平方法中之一或多者擬合以測定吸收係數μa之真實最小誤差峰。
在一實施體系中，處理器116計算反射率資料點及模擬反射率曲線之對數，並將各對數除以光源至偵測器距離(例如，以厘米計)的平方根。此等除以光源至偵測器距離的平方根之對數值可在前述步驟中由處理器116使用於反射率資料點和模擬反射率曲線(例如，步驟1215、1220、1225、及1230)以改善反射率資料點與模擬反射率 曲線之擬合。
根據其他實施體系，補償基本上設為零，其有效提供在粗格最小值及細格最小值之間的差異之補償。上述參考圖12A至12B之方法決定於來自粗格之最小擬合誤差，因此在細格上之真實最小誤差通常較低。理想狀態係，臨界值係由在細格上之最低誤差測定，其通常需要使用處理器作額外計算。
下文係在一實施體系中發現最佳擬合細格中之反射率資料點的特定模擬反射率曲線之進一步詳細敘述。圖12B顯示在一實施體系中發現最佳擬合細格中之反射率資料點的特定模擬反射率曲線之方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
在步驟1225自最佳擬合反射率資料點之粗格測得特定模擬反射率曲線(μa，μs')coarse之後，處理器116計算模擬反射率曲線之完整模擬反射率曲線資料庫(即，16 x 5850(μa，μs')資料庫資料庫)在(μa，μs')coarse周圍區域中的誤差表面(步驟1250)。該誤差表面表示為：err(μa，μs')。之後，處理器116判明出在err(μa，μs')中的最小誤差值，稱為errmin(步驟1255)。處理器116然後自err(μa，μs')產生峰表面陣列，若峰表面大於0，則表示為pksurf(μa，μs')=k+errmin-err(μa，μs')，或若峰表面小於或等於0，則表示為pksurf(μa，μs')=k+errmin-err(μa，μs')=0(步驟1260)。 在該式中，k係選自err(μa，μs')之最小值點且具有大約十個單元之高於0的寬度之峰。在pksurf(μa，μs')中之峰的質心(即，質心計算)使用該等點之高度作為權重(步驟1265)。質心之位置係組織的反射率資料點之吸收係數μa及散射係數μs'的內插結果。
上述參考圖12A及12B之用於測定組織的反射率資料點之吸收係數μa及散射係數μs'的方法可針對各光源結構120所產生的各波長(例如，3或4個波長)重複進行。
氧飽和度測定。根據第一實施體系，處理器116係使用血氧測量器探針101探測利用吸收係數μa(例如，3或4個吸收係數μa)來測定組織之氧飽和度，該等吸收係數係針對由各光源結構120所產生的3或4個光之波長測定(如上述)。根據第一實施體系，對氧飽和度值進行查表得以發現吸收係數μa與氧飽和度之最佳擬合。該查表可藉由假定可能之總血紅素、黑色素、及氧飽和度值的範圍並針對各情境計算μa而產生。然後，藉由除以單位向量之範數(norm)以將吸收係數μa點轉換成單位向量，以減少系統誤差，且只取決於曲線之相對形狀。然後，將該單位向量與查表進行比較以發現最佳擬合，此提供氧飽和度。
根據第二實施體系，處理器116藉由計算脫氧血紅素及氧合血紅素之淨分析物信號(NAS)來測定組織之氧飽和度。NAS係定義為與系統中其他光譜分量正交之光譜部分。例如，含有氧合血紅素及脫氧血紅素二者之系統中的脫氧血紅素之NAS係指與氧合血紅素光譜及黑色素光 譜正交之光譜部分。脫氧及氧合血紅素之濃度可藉由將個別NAS向量乘以先前測定之各波長的吸收係數來計算。然後氧飽和度係將氧合血紅素之濃度除以氧合血紅素及脫氧血紅素之總和而容易計算。Lorber著之Anal.Chem.58：1167-1172(1986)係以引用方式併入本文，並提供進一步詳細瞭解用於測定組織之氧飽和度的第二實施體系之框架。
在血氧測量器探針101之實施體系中，反射率資料係由偵測器結構125在30赫茲產生，而氧飽和度值係在大約3赫茲計算。所測定之氧飽和度值(例如，至少三個氧飽和度值)的移動平均可顯示於顯示器115上，其可具有1赫茲之更新速率。
光學性質。如前文簡述，儲存在記憶體117中之各模擬反射率曲線315代表組織之獨特的光學性質。更具體而言，給定波長之模擬反射率曲線的獨特形狀代表組織之光學性質的獨特值，換言之，散射係數(μs)、吸收係數(μa)、及組織之異向性(g)、以及組織之折射率，由彼等可測定組織性質。
偵測器結構125針對相對小的光源至偵測器距離所偵測的反射率主要取決於降低之散射係數μs'。降低之散射係數係一種結合散射係數μs與組織之同向性g的「集中」性質，其中μs'=μs(1-g)，且係用於描述大小為1、μs'之許多步的隨機漫步中之光子的漫射，其中各步涉及同向性散射。此種敘述等同使用許多1、μs小步的光子移動之敘述，若在吸收事件之前有許多散射事件，則該等小步各者 只涉及部分偏轉角，即，μa<<μs'。
反之，由偵測器結構125針對相對大的光源至偵測器距離偵測的反射率主要取決於有效吸收係數μeff，其定義為
Figure TW201803524AD00002
，其係μa及μs'二者之函數。
因而，藉由測量相對小的光源至偵測器距離(例如，圖2之S1-D4及S2-D8)以及相對大的光源至偵測器距離(例如，圖2之S1-D8及S2-D4)的反射率，μa及μs'二者可彼此獨立地測定。組織之光學性質可接著提供充足資訊以供氧合血紅素及脫氧血紅素濃度之計算，因此提供組織之氧飽和度的計算資訊。
資料收集最佳化之迭代擬合。圖13顯示藉由血氧測量器探針101測定組織之光學性質的其他方法之流程圖。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
在1300，血氧測量器探針101自光源結構中之一者(諸如光源結構120a)發射光(例如，近紅外光)至組織。在所發射之光自該組織反射之後，偵測器結構125偵測該光(步驟1305)，並產生該組織之反射率資料(步驟1310)。可對多種光之波長，以及針對一或多個其他光源結構(諸如光源結構120b)重複步驟1300、1305、及1310。在1315，血氧測量器探針101將反射率資料擬合至模擬反射率曲線315，並測定出與該反射率資料具有最佳擬合的模擬反射率曲線。儲存在記憶體中並擬合至反射率資料之 資料庫可為資料庫900、資料庫1000、或資料庫1100。之後，血氧測量器探針101基於最佳擬合該反射率資料之模擬反射率曲線的光學性質來測定組織之光學性質(例如，資料庫900或資料庫1000之μa及μs'、或資料庫1100之黑色素含量、氧飽和度、血容量、及散射)(步驟1320)。
在1325，血氧測量器探針101自在步驟1320測定之光學性質(例如，mfp=1/(μa+μs'))測定組織中的光之平均自由徑。具體而言，平均自由徑可從累積反射率曲線獲得之光學性質測定，該累積反射率曲線包括所有光源-偵測器對(例如，對1：光源結構120a及偵測器結構125a；對2：光源結構120a及偵測器結構125b；對3：光源結構120a及偵測器結構125c；對4：光源結構120a及偵測器結構125d；對5：光源結構120a及偵測器結構125e；對6：光源結構120a及偵測器結構125f；對7：光源結構120a及偵測器結構125g；對8：光源結構120a及偵測器結構125h；對9：光源結構120b及偵測器結構125a；對10：光源結構120b及偵測器結構125b等等)之反射率資料。
在1330，血氧測量器探針101測定針對組織之給定區域計算得的平均自由徑是否長於最短的光源至偵測器距離(例如，圖2之S1-D4及S2-D8)的兩倍。若該平均自由徑長於最短的光源至偵測器距離的兩倍，則將所收集之反射率資料再擬合至模擬反射率曲線(即，再分析)而不使用自具有最短的光源至偵測器距離的光源與偵測器對之偵測器結構所收集的反射率資料。例如，重複步驟1315至 1330而不使用來自偵測器結構125d且以光源結構120a作為偵測器結構125d之光源所得之反射率資料；且不使用來自偵測器結構125h且以光源結構120b作為偵測器結構125h之光源所得之反射率資料。計算平均自由徑及去除一或多個光源-偵測器對之反射率資料的程序可重複，直到無對該擬合貢獻反射率資料之光源-偵測器對具有的光源至偵測器距離短於所計算平均自由徑的一半為止。之後，自最佳擬合之模擬反射率曲線測定氧飽和度並由血氧測量器探針101報告，諸如報告於顯示器115(步驟1335)。
自光源結構120中之一者發射進入組織，並行進少於平均自由徑一半的光實質上係非漫射地反射。該光之再發射距離相當大程度取決於組織相函數以及局部組織組成。因此，使用此光之反射率資料有導致較光學性質及組織性質測定比經歷多重散射事件之光的反射率資料更不精確的傾向。
資料加權偵測器結構。以自光源結構120起漸增距離放置之偵測器結構125接收漸少量之來自組織的反射率。因此，由具有相對短的光源至偵測器距離(例如，圖2之S1-D4及S2-D8)的偵測器結構125所產生之反射率資料有展現比具有相對長的光源至偵測器距離(例如，圖2之S1-D8及S2-D4)的偵測器結構所產生之反射率資料固有較高的信號。因此，擬合演算法可優先更緊密地將該模擬反射率曲線擬合至具有相對短的光源至偵測器距離(例如，光源至偵測器距離小於或等於光源結構與偵測器結構之間 的平均距離)所產生的反射率資料，相較於由具有相對長的光源至偵測器距離(例如，光源至偵測器距離大於平均距離)之偵測器結構所產生的反射率資料。為了自反射率資料相對精確的測定光學性質，此種與距離成比例的偏斜可能是不想要的，以及可藉由緊接在下文敘述的反射率資料加權予以校正。
圖14顯示將藉由選擇偵測器結構125所產生之反射率資料加權的方法之流程圖。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
在1400，血氧測量器探針101自光源結構中之一者(諸如光源結構120a)發射光進入組織。在所發射之光自該組織反射之後，偵測器結構125偵測該光(步驟1405)，並產生該組織之反射率資料(步驟1410)。可對多種光之波長，以及針對一或多個其他光源結構(諸如光源結構120b)重複步驟1400、1405、及1410。在1415，血氧測量器探針101將反射率資料之第一部分擬合至模擬反射率曲線315。儲存在記憶體中並擬合至反射率資料之資料庫可為資料庫900、資料庫1000、或資料庫1100。反射率資料之該第一部分係由距光源結構低於臨界距離的偵測器結構之第一部分產生。該臨界距離可為光源結構與偵測器結構之間的平均距離(例如，大約中間範圍距離)。在1420，將該反射率資料之第二部分擬合至該模擬反射率曲線。反 射率資料之該第二部分係由偵測器結構之第一部分和位在相較於臨界距離距該光源次一最長的光源至偵測器距離的另一偵測器結構所產生。例如，若偵測器結構之該第一部分包括偵測器結構125c、125d、125e、及125f，則位在該次一最長的光源至偵測器距離的偵測器結構為偵測器結構125g(見表1)。
在1425，在步驟1415產生之擬合係與在步驟1420產生之擬合比較，以判定在步驟1420產生之擬合是否優於在步驟1415產生之擬合。熟習本領域之人士將瞭解，資料擬合至曲線的「緊密度」係可基於各式各樣參數量化，且擬合之緊密度可直接比較以判定出具有與曲線之較緊密擬合(closer fit)的資料。將進一步瞭解，較緊密擬合有時亦稱為較佳擬合或更緊密擬合(tighter fit)。若在步驟1420產生之擬合優於在步驟1415產生之擬合，則步驟1420及1425係用包括位在距該光源次一增加的光源至偵測器距離的額外偵測器結構(根據所考慮之實例，為偵測器結構125c)之偵測器結構所產生的反射率資料予以重複。或者，若在步驟1420產生之擬合不優於在步驟1415產生之擬合，則位在比臨界距離大的光源至偵測器距離的偵測器結構125之反射率資料不用於該擬合。之後，血氧測量器探針101使用在1415或步驟1420(若優於步驟1415所判定的擬合)所產生的擬合以測定組織之光學性質及氧飽和度(步驟1430)。之後，氧飽和度係由血氧測量器探針101報告，諸如報告於顯示器115上(步驟1435)。
根據另一實施體系，若在步驟1420產生之擬合不優於在步驟1415產生之擬合，則該反射率資料係藉由具有大於臨界距離的光源至偵測器距離的偵測器結構之加權因數來加權，使該經加權的反射率資料對於擬合的影響降低。不用於擬合之反射率資料可視為具有零權重，以及可與來自所關切之組織層下方的組織之反射關聯。來自所關切之組織層下方的組織之反射據稱在該表示此特定反射率的反射率曲線中展現特性扭折。
應注意的是，將反射率資料擬合至模擬反射率曲線之曲線擬合演算法可考慮該反射率資料的不確定性之量以及該反射率資料的絕對位置。反射率資料中之不確定性對應於來自由偵測器結構中之一者產生反射率資料的雜訊之量，且該雜訊之量的大小可隨該反射率資料之數值的平方根變化。
根據其他實施體系，血氧測量器探針101基於與反射率資料之測量關聯的雜訊之量迭代地加權該反射率資料。具體而言，由具有相對大的光源至偵測器距離的偵測器結構所產生之反射率資料相較於由具有相對短的光源至偵測器距離的偵測器結構所產生的反射率資料通常具有較低信噪比。將由具有相對大的光源至偵測器距離的偵測器結構所產生之反射率資料加權使得該資料對於擬合的貢獻可與其他反射率資料實質上相等。
所述之用於將反射率資料匹配至一些蒙地卡羅模擬的方法提供由血氧測量器探針所探測的真實組織之 光學性質的相對迅速且精確測定。相較於手術後探針，測定組織之光學性質的速度在手術中探針之設計中為重要考量。此外，所述之蒙地卡羅法容許穩定的校準方法，相較於相對光學性質，此繼而容許產生絕對光學性質。與相對光學性質相反的，相較於手術後血氧測量器探針，報告絕對光學性質對於手術中血氧測量器探針相對重要。
圖15顯示測定藉由血氧測量器探針在組織測量之相對組織參數的方法之流程圖，其中來自該組織中之黑色素的貢獻係自該相對組織參數移除。該流程圖代表一實例的實施體系。在不違背該實施體系之範疇的情況下，可將步驟加入該流程圖、自該流程圖移除、或在該流程圖中合併。
該方法包括在病患身體的不同組織位置(例如第一及第二目標組織)進行血氧測量器測量，並使用該血氧測量器測量測定該等目標組織中之一者(例如，該第二目標組織)的相對組織參數。該等不同組織位置可為具有相同或相似黑色素濃度的組織，諸如對側組織。例如，在乳房重建手術(例如，其中組織瓣正用於重建)期間，該第一目標組織可為健康乳房組織，而第二目標組織可為需要某一血氧測量器讀數之組織(例如，正在重建的乳房)。該第一乳房組織可來自同一乳房或不同乳房或其他組織，諸如其他胸部組織。這兩種組織應具有相同或相似黑色素含量。然後將第一及第二目標組織之血氧測量器測量用以產生相對組織參數(例如，相對氧飽和度值)，其係介於第一 目標組織(例如，健康乳房組織)之第一組織參數(例如，第一氧飽和度)與第二目標組織(例如，正用於重建之組織瓣或正在重建的乳房組織)之第二組織參數(例如，第二氧飽和度)之間的差異，其中自該相對氧飽和度之測量移除來自因黑色素所致之光吸收的貢獻。
如下文進一步敘述，該方法利用組織中之黑色素對於具有約700奈米至約900奈米之波長的光之吸收係數曲線的斜率大約恆定。見圖8中之黑色素的吸收係數之斜率。該方法亦利用黑色素及氧合血液血紅素之吸收係數的曲線之斜率的差異，以及黑色素和脫氧血液血紅素之吸收係數的曲線之斜率的差異。見圖8中之氧合及脫氧血紅素之吸收係數曲線。另外，如下文進一步解釋，該方法利用第一及第二目標組織之吸收係數曲線的斜率變化，其中該等組織可具有不同氧合及脫氧血紅素濃度。
在本發明一實施體系中，使用者將血氧測量器探針之探針末端接觸第一目標組織以準備使用該探針進行血氧測量器測量。見圖15中之1500。之後，該血氧測量器探針自在探針面上的光源結構(例如，兩個光源結構)中之一或多者發射光(例如，2、3、4、或更多個IR波長)至該第一目標組織。在該探針面上的偵測器結構偵測自該第一目標組織反射或傳送通過該第一目標組織之後的光，並基於所偵測的光產生第一反射率資料。見圖15中之1505。
然後該血氧測量器探針使用自光源結構傳送至組織中的各光之波長的反射率資料來測定該第一目標組 織的一些第一血氧測量器參數。見圖15中之1510。該等第一血氧測量器參數可如上述由血氧測量器探針藉由將該反射率資料擬合至模擬反射率曲線而測定。該血氧測量器探針將此等第一血氧測量器參數儲存在該探針的記憶體。該第一血氧測量器參數可為該第一目標組織之各傳送的光之波長的吸收係數之值。該第一目標組織(例如，健康組織)之第一血氧測量器參數係基線參數。
圖16A及16B顯示用一些光波長(諸如760奈米、810奈米、845奈米、及895奈米)照射之第一目標組織及第二目標組織的吸收係數之實例圖。含有更多或更少個波長的光之血氧測量器探針亦可採用其他波長。
在1515，使用者將血氧測量器探針之探針面移至第二目標組織(例如，經歷重建手術之乳房組織)。之後，該血氧測量器探針自探針面上的一或多個光源結構發射光(例如，2、3、4、或更多個IR波長)至該第二目標組織。在該探針面上的偵測器結構偵測自該第二目標組織反射或傳送通過該第二目標組織之後的光，並基於所偵測的光產生第二反射率資料。見圖15中之1520。
然後該血氧測量器探針使用自光源結構傳送至組織中的各光之波長的第二反射率資料來測定該第二目標組織的一些第二血氧測量器參數。見圖15中之1525。該等第二血氧測量器參數可如上述由血氧測量器探針藉由將該第二反射率資料擬合至模擬反射率曲線而測定。該血氧測量器探針可將此等第二血氧測量器參數儲存在該探針的 記憶體。該第二血氧測量器參數可為該第二目標組織之傳送的光之波長的吸收係數之值。
在1530，血氧測量器探針測定第一吸收係數之第一曲線(例如，形成該等曲線之線)的介於760奈米與810奈米之線1605(例如，線1605之投影1605a，其於圖16A中顯示為虛線)與介於810奈米與845奈米之1610的第一角偏差θ1(見圖16A)。
血氧測量器探針測定第二吸收係數之第一曲線(例如，形成該等曲線之線)的介於760奈米與810奈米之線1610(例如，線1610之投影1610a，其於圖16A中顯示為虛線)與介於810奈米與845奈米之線1615的第二角偏差Φ1。
血氧測量器探針測定第二吸收係數之第二曲線(例如，形成該等曲線之線)的介於760奈米與810奈米之線1620(例如，線1620之投影1620a，其於圖16B中顯示為虛線)與介於810奈米與845奈米之線1625的第三角偏差θ2(見圖16B)。
血氧測量器探針測定第二吸收係數之第二曲線(例如，形成該等曲線之線)的介於760奈米與810奈米之線1625(例如，線1625之投影1625a，其於圖16B中顯示為虛線)與介於810奈米與845奈米之線1630的第四角偏差Φ2。
圖16A中所示之第一及第二角偏差θ1及Φ1係由血氧測量器探針採用第一目標組織(例如，健康乳房組織) 之吸收係數的第一曲線關於波長之一階及二階導數來計算。圖16B中所示之第三及第四角偏差θ2及Φ2係由血氧測量器探針採用第二目標組織(例如，重建的乳房組織)之吸收係數的第一曲線關於波長之一階及二階導數來計算。
圖17A顯示第一目標組織(例如，健康乳房組織)之吸收係數的實例曲線。該實例曲線沿著曲線整體長度具有負斜率。圖17B顯示在第一目標組織之吸收係數關於波長的一階導數之實例曲線。圖17B中之圖係為介於750奈米與850奈米之波長。圖17B之實例曲線的負值與圖17A中所示之負斜率匹配，且該實例曲線沿著曲線的整體長度具有正斜率。圖17C顯示在第一目標位置之吸收係數關於波長的二階導數之實例曲線。圖17C中之圖係用於介於800與850奈米之波長。圖17C中所顯示之實例曲線的正值與圖17B中之曲線的正斜率匹配。
圖17D顯示第一目標組織(例如，健康乳房組織)及第二目標組織(例如重建的乳房組織)之吸收係數的實例第一曲線(例如，第一光譜)1701及實例第二曲線1703。 該等曲線之相對小的位移表示介於第一目標組織與第二目標組織之間的吸收係數的變化相對小。該等實例曲線各沿著曲線整體長度具有負斜率。
圖17E顯示第一目標組織之吸收係數關於波長的一階導數之第一實例圖1711(例如，三個上方點)，以及顯示第二目標組織之吸收係數關於波長的一階導數之第二圖1713(例如，三個下方點)。圖17E中之圖係用於介於750 奈米與850奈米之波長。圖17E之實例圖的負值與圖17D中所顯示之負斜率匹配，且該等實例曲線沿著曲線整體長度具有正斜率。
圖17F顯示第一目標組織之吸收係數關於波長的二階導數之第一實例圖1721(例如，兩個下方點)，以及顯示第二目標組織之吸收係數關於波長的二階導數之第二實例圖1723(例如，兩個頂部點)。圖17D中之圖係用於介於800奈米與850奈米之波長。圖17F中所顯示之實例線的正值與圖17E中之曲線的正斜率匹配。
圖18顯示在二階導數之值θ1及Φ1且相對彼此繪製的「角」空間中之向量(θ1，Φ1)。在角空間中，垂直軸及水平軸係針對光的兩個波長的二階導數值θ1及Φ1。在特定實例中，垂直軸及水平軸係810奈米與845奈米之二階導數之值。可選用其他波長值的二階導數。即，角空間中之向量1801的端點1801a代表相對彼此繪製的第一組織(例如，健康乳房組織)之二階導數的兩個值。
圖19顯示「角」空間中之第一向量1901(θ1，Φ1)及第二向量1903(θ2，Φ2)。即，θ1及Φ1係相對彼此繪製，而θ2及Φ2係相對彼此繪製。兩個向量之間的差異為差量角△θ=θ1-θ2以及△Φ=Φ1-Φ2，且代表第一及第二目標組織在波長810奈米及845奈米的吸收係數之曲線(有時亦稱為光譜)的曲率變化。差量角△θ及△Φ可藉由處理器將向量1903投影至向量1901上予以測定。見圖15之1535及1540。
圖20顯示向量空間中之差量角△θ及△Φ。吸收 係數之曲率變化可歸因於第一及第二目標組織位置之間的氧飽和度的相對變化。因第一及第二目標組織之黑色素的吸收係數的曲率實質上固定(例如，第一及第二目標組織之黑色素濃度實質上相同，單一病患的對側測量)，吸收係數之曲率變化△θ及△Φ實質上不歸因於組織位置中的黑色素。即，來自黑色素之對於二階導數的任何貢獻成為零。
第一及第二目標組織之間的氧飽和度之相對變化係自差量角△θ及△Φ計算，且氧飽和度之該相對變化值(例如，百分比差異)係顯示於血氧測量器探針的顯示器上。見圖15之1545及1550。血氧測量器探針之處理器進行此計算。具體而言，角變化△θ及△Φ具有任何尺度，其係經校正以使該尺度用於血液。校正可基於尺度因數、校正向量、或此二者。尺度因數、校正向量、或此二者可儲存在永久性記憶體，且當血氧測量器探針與電源脫離時(例如，自探針移除電池)仍留在記憶體中。校正向量可為角空間中之向量，其由處理器使用以校正角空間中的向量或校正角空間中的角變化△θ及△Φ。
校正向量係使用組織仿體測定。血氧測量器探針在組織仿體具有100%初始血液氧合飽和度(例如，完全氧合)並降低至0%(例如，完全脫氧)期間對該組織仿體進行氧飽和度測量。
將藉由血氧測量器探針為組織仿體產生的(例如，2、3、4、或更多個光之波長，諸如IR)的反射率資料 擬合至模擬反射率曲線以測定最佳擬合該反射率資料的一或多個模擬反射率曲線。測定與一或多個模擬反射率曲線關聯的吸收係數。測定吸收係數之曲線(例如，光譜)的一階及二階導數。
圖21A顯示完全氧合測量之吸收係數(例如，光譜)的圖2100，以及完全脫氧測量之吸收係數的圖2105。圖21B顯示完全氧合光譜關於波長之一階導數的圖之第一圖2110以及完全脫氧光譜關於波長的一階導數之圖的第二圖2115。圖21C顯示關於完全氧合光譜之波長的二階導數之圖的第一圖2120以及完全脫氧光譜關於波長的二階導數之圖的第二圖2125。
之後，針對相同波長測定完全氧合測量之曲線的角偏差(例如，θ1及Φ1)(例如，介於760奈米至810奈米的線與810奈米至845奈米的線之間的θ1，以及介於810奈米至845奈米的線與845奈米與890奈米之間的Φ1角偏差)作為上述第一及第二目標組織測量。
針對相同波長測定完全脫氧測量之曲線的角偏差(例如，θ2及Φ2)(例如，介於760奈米至810奈米的線與810奈米至845奈米的線之間的θ2，以及介於810奈米至845奈米的線與845奈米與890奈米之間的Φ2角偏差)作為上述第一及第二目標組織測量。
圖22顯示角空間中之向量(△θ，△Φ)，其中△θ及△Φ係相對彼此繪製。差量角可用於標示(或校準)第一及第二目標組織之組織測量(例如，對側乳房組織測量)。
此等角變化△θ=θ1-θ2及△Φ=Φ1-Φ2係由處理器測定。差量角代表在完全氧合測量及完全脫氧測量之間的吸收光譜的曲率變化。差量角△θ及△Φ表示預期的組織之氧合的100%變化情況，且提供可校正其他較小差量角△θ及△Φ變化(例如，對側乳房組織)的參考，以任意尺度標示出按尺度標示的△θ及△Φ(例如，對側乳房組織)。
將組織仿體之計算的向量(△θ，△Φ)乘以校正因數以校正仿體中之血容量及病患組織中之血容量的差異。該校正因數可為10或其他因數，以說明所使用之特定仿體中之血容量10%與病患組織之1%血容量之間的差異。
圖23顯示經基線校正之向量2401及仿體的經校正之計算的向量2403，該仿體的經校正之計算的向量係藉由仿體與病患組織的血容量之間的血容量差異之尺度因數校正。針對血容量差異校正之差量角△θ及△Φ表示預期的組織之氧合的100%變化情況，且提供可校正病患組織(例如，對側乳房組織)之其他較小差量角△θ及△Φ變化的參考，以任意尺度標示出該病患組織(例如，對側乳房組織)之按尺度標示的△θ及△Φ。
在一實施體系中，病患組織之向量係藉由將病患組織的向量投影至仿體之向量上而由該仿體之向量按尺度標示。圖24顯示投影到仿體之向量2503的病患組織之向量2501。
在一實施體系中，病患組織之向量係藉由將病患組織之正規化向量除以仿體之正規化向量(例如測定 百分比差異)並乘以100%及-1而由仿體之向量按比例標示(圖15之1550)。
Figure TW201803524AD00003
因數-1代表由血氧測量器探針測量之病患組織的氧飽和度之降低的測量。在圖22之實例中，病患之對側目標組織之間的脫氧程度相對提高(例如，氧合程度降低)為大約18%。
在一實施體系中，由血氧測量器探針使用非線性變換式以用仿體之向量(△θ，△Φ)按尺度標示出病患組織的向量(△θ，△Φ)。
在一實施體系中，血氧測量器探針在第一待測量位置將來自光源(例如，光源結構)中之至少一者的光傳送至第一組織(第一乳房組織)。
該第一組織包含第一黑色素組分，諸如第一黑色素含量。該第一黑色素組分包括真黑色素、褐黑素、或真黑色素、褐黑素二者。一些偵測器結構接收傳送通過該第一組織或來該第一組織反射之後的光。
所接收之光包含因第一黑色素組分所致之第一黑色素吸收分量。即，因黑色素吸收一部分傳送至該第一組織內的光，故所接收之光包括該第一組織中的黑色素之資訊。
之後，因組織之黑色素組分所致之黑色素吸收分量，血氧測量器探針測定黑色素補償分量(例如，角校正(諸如θ1、θ2、Φ1、Φ2、△θ、△Φ、或此等之任何組 合)、從將反射率資料擬合至模擬反射率曲線所測定的吸收係數、任何初步、任何中間、任何最終計算結果、或此等之任何組合)。
黑色素吸收分量包括第一黑色素組分。黑色素組分包括第一黑色素組分。血氧測量器探針使用黑色素補償分量獲得第一組織的經黑色素校正之氧飽和度值。經黑色素校正之氧飽和度值說明黑色素吸收分量。
在一實施體系中，一種方法包括使血氧測量器探針之探針末端接觸病患的第一目標組織，其中該第一目標組織為健康組織；使用該血氧測量器探針在該第一目標組織上進行第一血氧測定測量；藉由血氧測量器探針測定第一複數個吸收係數，該第一複數個吸收係數係取決於當在該第一目標組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第一目標組織的光之複數個波長；使該探針末端接觸病患之第二目標組織，其中該第二目標組織為待測量其氧飽和度值的組織；使用該血氧測量器探針在該第二目標組織上進行第二血氧測定測量；藉由該血氧測量器探針之處理器測定第二複數個吸收係數，該第二複數個吸收係數係取決於當在該第二目標組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第二目標組織的光之第一複數個波長；藉由該處理器計算該第一目標組織之第一複數個吸收係數的曲線之第一角偏差及第二角偏差；藉由該處理器計算該第二目標組織之第二複數個吸收係數的曲線之第三角偏差及第四角偏差；藉由該處理器計算介於該第一與第二 角偏差之間的第一角差以及介於該第三與第四角偏差之間的第二角差；藉由該處理器根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二目標組織之間的氧飽和度之相對變化；以及藉由該血氧測量器探針之顯示器顯示該相對氧飽和度之值。
該方法可包括將來自該血氧測量器探針之光源結構的第一光傳送至該第一目標組織；藉由該血氧測量器探針之複數個偵測器結構偵測自該第一目標組織反射的第一反射光；藉由該偵測器結構產生由該偵測器結構所偵測的第一反射光之第一反射率資料；將該反射率資料擬合至複數個模擬反射率曲線；從該第一反射率資料與該複數個模擬反射率曲線之最佳擬合測定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合曲線，其中各模擬反射率曲線係與吸收係數之值關聯；以及測定該第一複數個吸收係數之模擬反射率曲線與第一反射率資料的最佳擬合曲線。
該方法可包括將來自該血氧測量器探針之光源結構的第二光傳送至第二目標組織；藉由該血氧測量器探針之複數個偵測器結構偵測自該第二目標組織反射的第二反射光；藉由該偵測器結構產生由該偵測器結構偵測之該第二反射的第二反射率資料；將該第二反射率資料擬合至該複數個模擬反射率曲線；從該第二反射率資料與該複數個模擬反射率曲線之擬合測定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合曲線；以及測定該第二複數個吸收係數之模擬反射率曲線與第二反射率資料的最佳擬合曲線。
該方法可包括藉由該處理器使用尺度向量按尺度標示第一及第二角差，其中該尺度向量表示出組織仿體之充氧的100%差異。該按尺度標示包括將包含在角空間中之第一及第二角差的資料點投影至角空間中之該尺度向量。該按尺度標示或者包括將包括在角空間中之第一及第二角差的資料點之第一向量的正規化除以該尺度向量的正規化。
該方法可包括藉由該處理器計算該第一向量的正規化除以該尺度向量的正規化之商的百分比差異；且該商乘以-1以包括第一目標組織與第二目標組織之間的氧合降低。在顯示器上顯示之值為該商乘以-1的積。
在一實施體系中，一系統實施該方法，其中該系統包括包含手持式外殼之血氧測量器探針；安置在該手持式外殼中的處理器；安置在該手持式外殼中且電子耦合至該處理器並儲存用以控制該處理器之第一程式碼的記憶體；可由該手持式外殼的外部使用且電子耦合至該處理器的顯示器；以及安置在該手持式外殼中且耦合至該處理器、該記憶體、及該顯示器並對彼等供電的電池，其中該程式碼包括可由該處理器執行之指令以執行該方法之步驟，包括在病患之第一目標組織上進行第一血氧測定測量；測定第一複數個吸收係數，該第一複數個吸收係數係取決於當在該第一目標組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第一目標組織的光之複數個波長；在病患之第二目標組織上進行第二血氧測定測量；測定第二複數 個吸收係數，該第二複數個吸收係數係取決於當在該第二目標組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第二目標組織的光之第一複數個波長；計算該第一目標組織之第一複數個吸收係數的曲線之第一角偏差及第二角偏差；計算該第二目標組織之第二複數個吸收係數的曲線之第三角偏差及第四角偏差；計算介於該第一與第二角偏差之間的第一角差以及介於該第三與第四角偏差之間的第二角差；以及根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二目標組織之間的氧飽和度之相對變化；以及顯示該相對氧飽和度之值。
在一實施體系中，一種方法包括使探針末端與病患的第一目標組織接觸，其中該第一目標組織為健康組織；使用該血氧測量器探針在該第一目標組織上進行第一血氧測定測量；藉由該血氧測量器探針之處理器基於該第一目標組織的第一血氧測定測量測定第一吸收係數；使該探針末端接觸病患之第二目標組織，其中該第二目標組織為待測量其氧飽和度值的組織；使用該血氧測量器探針在該第二目標組織上進行第二血氧測定測量；藉由該血氧測量器探針之處理器基於該第二目標組織的第二血氧測定測量測定第二吸收係數；藉由該處理器使用第一吸收係數調整第二吸收係數來產生第三吸收係數；自該第三吸收係數測定該第二目標組織之氧飽和度值；以及顯示該第二目標組織之氧飽和度值。該方法可包括將第一血氧測定測量之第一反射率資料擬合至複數個模擬反射率曲線以供由該 處理器基於該第一目標組織的第一血氧測定測量測定第一吸收係數，其中該模擬反射率曲線包括在模擬組織中之黑色素的模型；以及藉由該處理器從該模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合曲線測定第一吸收係數。
本發明之敘述已基於說明及敘述呈現。無意將將本發明詳盡說明為或將其限制於所述精確形式，且根據前文教示可能有許多修改及變化。該等實施體系係經選擇及敘述以最佳地解釋本發明原理及其實際應用。該敘述將使其他熟習本領域之入士能最佳地利用並以各種實施體系實踐本發明，並具有適於特定用途之各種修改。本發明範圍係由下述申請專利範圍界定。

Claims (18)

  1. 一種方法，其包含：將來自血氧測量器探針之光源的光傳送至在待測量之第一位置的第一組織，其中該第一組織包含第一黑色素成分，且該第一黑色素成分包含真黑色素或褐黑素(pheomelanin)中之至少一者；在該血氧測量器探針之偵測器處接收被該第一組織回應該傳送的光而反射的光，其中該接收的光因該第一黑色素成分之故而包含第一黑色素吸收分量；測定因組織之黑色素成分所致的黑色素吸收分量之黑色素補償分量，其中該黑色素吸收分量包含該第一黑色素成分；以及使用該黑色素補償分量獲得該第一組織之經黑色素校正之氧飽和度值，其中該經黑色素校正之氧飽和度值說明該黑色素吸收分量。
  2. 如申請專利範圍第1項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：將來自該血氧測量器探針之該光源的光傳送至在待測量之第二位置的第二組織，其中該第二位置與該第一位置不同，且第二組織包含第二黑色素成分，且該第二黑色素成分包含真黑色素或褐黑素中之至少一者；在該血氧測量器探針之該偵測器處接收被該第一組織 回應該傳送的光而反射的光，其中該接收的光因該第二黑色素成分之故而包含第二黑色素吸收分量；測定第一複數個吸收係數，其係取決於當在該第一組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第一組織的光之複數個波長；以及測定第二複數個吸收係數，其係取決於當在該第二組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第二組織的光之第一複數個波長。
  3. 如申請專利範圍第2項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：計算該第一組織之第一複數個吸收係數的曲線之第一角偏差及第二角偏差；計算該第二組織之第二複數個吸收係數的曲線之第三角偏差及第四角偏差；計算介於該第一與第二角偏差之間的第一角差以及介於該第三與第四角偏差之間的第二角差；以及根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二組織之間的氧飽和度之相對變化。
  4. 如申請專利範圍第3項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二組織之間的氧飽和度之相對變化。
  5. 如申請專利範圍第4項之方法，其包含在該血氧測量器探針之顯示器上顯示該經黑色素校正之氧飽和度值，其中該經黑色素校正之氧飽和度值為介於該第一及第二組織之間的氧飽和度之相對變化值。
  6. 如申請專利範圍第5項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含用尺度向量(scaling vector)來按尺度標示出該第一及第二角差，其中該尺度向量表示出組織仿體之充氧的100%差異。
  7. 如申請專利範圍第2項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：藉由使用該等第二吸收係數中之至少一者調整該第一吸收係數中之至少一者來產生第三吸收係數；以及藉由使用該第三吸收係數來產生該第一組織之經黑色素校正之氧飽和度值。
  8. 如申請專利範圍第7項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：將由該血氧測量器探針之該偵測器在該第一組織接收的光之第一反射率資料擬合至用以測定該第一吸收係數中之至少一者的複數個模擬反射率曲線，其中該等模擬反射率曲線包括在模擬組織中之黑色素的模型；以及 藉由處理器從該等模擬反射率曲線之一或更多個最佳擬合曲線測定該第一吸收係數中之至少一者。
  9. 如申請專利範圍第8項之方法，其中測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量包含：將在由該血氧測量器探針之該偵測器在該第二組織接收的光之第二反射率資料擬合至用以測定該第二吸收係數之中至少一者的複數個模擬反射率曲線；以及藉由處理器從該等模擬反射率曲線之一或更多個最佳擬合曲線測定該第二吸收係數中之至少一者。
  10. 一種裝置，其包含：用於將來自血氧測量器探針之光源的光傳送至在待測量之第一位置的第一組織的工具，其中該第一組織包含第一黑色素成分，且該第一黑色素成分包含真黑色素或褐黑素中之至少一者；用於在該血氧測量器探針之偵測器處接收被該第一組織回應於該傳送的光而反射的光之工具，其中該接收的光因該第一黑色素成分之故而包含第一黑色素吸收分量；用於測定因組織之黑色素成分所致的黑色素吸收分量之黑色素補償分量的工具，其中該黑色素吸收分量包含該第一黑色素成分，且該黑色素成分包含該第一黑色素成分；以及用於使用該黑色素補償分量獲得該第一組織之經黑色 素校正之氧飽和度值的工具，其中該經黑色素校正之氧飽和度值說明該黑色素吸收分量。
  11. 如申請專利範圍第10項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含：用於將來自該血氧測量器探針之該光源的光傳送至在待測量之第二位置的第二組織之工具，其中該第二位置與該第一位置不同，且第二組織包含第二黑色素成分，且該第二黑色素成分包含真黑色素或褐黑素中之至少一者；用於在該血氧測量器探針之該偵測器處接收被該第一組織回應該傳送的光而反射的光之工具，其中該接收的光因該第二黑色素成分之故而包含第二黑色素吸收分量；用於測定第一複數個吸收係數之工具，該第一複數個吸收係數係取決於當在該第一組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第一組織的光之複數個波長；以及用於測定第二複數個吸收係數之工具，該第二複數個吸收係數係取決於當在該第二組織上進行測量時從該血氧測量器探針發射進入該第二組織的光之第一複數個波長。
  12. 如申請專利範圍第11項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含：用於計算該第一組織之第一複數個吸收係數的曲線之 第一角偏差及第二角偏差的工具；用於計算該第二組織之第二複數個吸收係數的曲線之第三角偏差及第四角偏差的工具；用於計算介於該第一與第二角偏差之間的第一角差以及介於該第三與第四角偏差之間的第二角差之工具；以及用於根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二組織之間的氧飽和度之相對變化的工具。
  13. 如申請專利範圍第12項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含用於根據該第一及第二角差計算介於該第一與第二組織之間的氧飽和度之相對變化的工具。
  14. 如申請專利範圍第13項之裝置，其包含用於在該血氧測量器探針之顯示器上顯示該經黑色素校正之氧飽和度值的工具，其中該經黑色素校正之氧飽和度值為介於該第一及第二組織之間的氧飽和度之相對變化值。
  15. 如申請專利範圍第14項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含用於以尺度向量(scaling vector)來按尺度標示該第一及第二角差之工具，其中該尺度向量表示出組織仿體之充氧的100%差異。
  16. 如申請專利範圍第11項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含：用於藉由使用該等第二吸收係數中之至少一者調整該第一吸收係數中之至少一者來產生第三吸收係數的工具；以及用於藉由使用該第三吸收係數來產生該第一組織之經黑色素校正之氧飽和度值的工具。
  17. 如申請專利範圍第16項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含：用於將由該血氧測量器探針之該偵測器在該第一組織接收的光之第一反射率資料擬合至用以測定該第一吸收係數中之至少一者的複數個模擬反射率曲線之工具，其中該等模擬反射率曲線包括在模擬組織中之黑色素的模型化；以及用於藉由處理器從該等模擬反射率曲線之一或更多個最佳擬合曲線測定該第一吸收係數中之至少一者的工具。
  18. 如申請專利範圍第17項之裝置，其中該用於測定因該黑色素成分所致之黑色素吸收分量的黑色素補償分量之工具包含：用於將由該血氧測量器探針之該偵測器在該第二組織 接收的光之第二反射率資料擬合至用以測定該第二吸收係數中之至少一者的複數個模擬反射率曲線之工具；以及用於藉由處理器從該等模擬反射率曲線之一或更多個最佳擬合曲線測定該第二吸收係數中之至少一者的工具。
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