TWI743108B - 絕對與相對組織氧飽和度的測定方法 - Google Patents

絕對與相對組織氧飽和度的測定方法 Download PDF

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Abstract

一種血氧計探針是使用者可配置以供處於測量值的絕對報告模式與相對報告模式。該絕對與相對模式之測量值包括絕對氧飽和度、相對氧飽和度、絕對血紅素含量、相對血紅素含量、絕對血體積、相對血體積。當測定所投服會影響組織(諸如皮膚)中之血流而非氧飽和度的藥物(諸如腎上腺素)的療效時，用於測定及報告個別病患之相對或絕對血紅素含量或相對或絕對血體積的相對模式與絕對模式是有益的。在這些相對模式下的血氧計探針，以相對血紅素含量或相對血體積之下降或上升的報告值顯示所投服藥物的療效。

Description

絕對與相對組織氧飽和度的測定方法
本發明大體上係關於監測組織中之氧濃度的光學系統。更特別地，本發明係關於光學探針諸如血氧計，其包括來源和在該光學探針之感測器頭上的檢測器且使用經局部貯存之模擬反射率曲線以供判斷組織之氧飽和度。
血氧計是用以測量人類及生物體內之組織的氧飽和度以供多種目的的醫療裝置。例如，血氧計在醫院和其他醫療設施(例如外科、病患監測、或救護車或其他例如用於缺氧症之行動監測)中用於醫療和診斷目的；在運動場之運動和體育目的(例如職業體育監測)；個體之私人或在家的監測(例如一般之健康監測、或用於馬拉松之私人訓練)；及獸醫目的(例如動物監測)。
脈搏血氧計和組織血氧計是根據不同原理運作之二類血氧計。脈搏血氧計需要脈搏來作用。脈搏血氧 計一般測量因脈動之動脈血所致之吸光率。相對地，組織血氧計不需要脈搏來作用，且可用來進行已中斷血液供應之組織片的氧飽和度測量。
作為實例之人類組織包括多種吸光分子。此類發色團包括氧合血紅素、脫氧合血紅素、黑色素、水、脂質、和細胞色素。氧合血紅素、脫氧合血紅素、和黑色素對於大部分之可見光和近紅外光譜範圍是組織中最主要之發色團。在光之某些波長下，氧合和脫氧合血紅素的吸光明顯不同。組織血氧計可藉由利用這些吸光差異測量人類組織中之氧濃度。
雖有現行之血氧計的成就，持續想要藉由例如下述者改良血氧計：改良測量精確度；縮短測量時間；降低成本；減少尺寸、重量、或形式因素；減少電力消耗；及由於其他理由，和這些測量之任何組合。
尤其，評估在區域及局部之二濃度下病患的氧合狀態是重要的，因為該狀態是該病患之局部組織健康狀態的指標。因此，血氧計係常用在臨床設定中諸如在手術和復原期間，其中該病患之組織氧合狀態可被認為是不穩定。例如，在手術期間，血氧計應能在多種非理想條件下快速地傳送精確之氧飽和度測量。雖然現有之血氧計對手術後之組織監測(其中絕對精確性並不重要且趨勢數據即足夠)已是夠用的，然而，在可以使用點檢查(spot-checking)以判定組織是否仍可存活或需要被移除的手術期間，需要精確性。
因此，需要改良的組織血氧計探針及使用這些探針進行測量之方法。
血氧計探針利用相對大數量之模擬反射率曲線以快速地測定所調查之組織的光學性質。該組織之光學性質允許進一步測定該組織之氧合血紅素和脫氧合血紅素濃度以及該組織之氧飽和度。
在一實施中，該血氧計探針可在不需脈搏或心跳下測量氧飽和度。本發明之血氧計探針可適用於內科和外科(包括整形外科)之很多領域中。該血氧計探針可進行其中無脈搏之組織的氧飽和度測量。此種組織可能已由身體分離出(如皮片)且將移植至該身體的其他位置。本發明之各方面也可適用於脈搏血氧計。相對於血氧計探針，脈搏血氧計需要脈搏以作用。脈搏血氧計一般測量因該脈動之動脈血所致之吸光。
在一實施中，氧合測量(諸如相對氧飽和度測量)之相對值被測定且顯示以致該血氧計探針之使用可測定所投服之隨時間影響氧飽和度之藥物(諸如腎上腺素或其他藥物)的有效性。
在一實施中，一種方法包括使探針尖端與病患之目標組織接觸；在第一時間，從該血氧計探針之來源結構傳輸第一光至該目標組織中；藉由該血氧計探針之多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第一反射光；藉由 該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第一反射光產生第一反射率數據；將該反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該等模擬反射率曲線係各與一吸收係數之值相關；對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第一吸收係數；基於該第一吸收係數就第一氧飽和度測定第一值；將就該第一氧飽和度之第一值貯存於記憶體中。
該方法包括在第二時間，從該血氧計探針之來源結構傳輸第二光於該目標組織中；藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測由該目標組織反射之第二反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；將該第二反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第二反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第二吸收係數；基於該第二吸收係數就第二氧飽和度測定第二值。
該方法包括從該記憶體擷取該第一值；測定該第一與第二值之間的百分比差；及在該血氧計探針之顯示器上顯示該百分比差。
一種系統包括血氧計探針，其包含：手持式外殼；容納在該手持式外殼中的處理器；記憶體，其容納 在該手持式外殼中，與該處理器電偶合且貯存用於控制該處理器之第一碼；顯示器，其係從該手持式外殼的外部可及，與該處理器電偶合；及電池，其容納在該手持式外殼中，與該處理器、該記憶體、及該顯示器偶合且供應電力給彼等。
該碼包括可藉由該處理器執行之指示以供：在第一時間控制該血氧計探針之來源結構以將第一光發射至病患之目標組織中；控制藉由該血氧計探針的多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第一反射光；從該等檢測器結構接收藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到之該第一反射光所產生第一反射率數據；使該反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該等模擬反射率曲線係各與一吸收係數之值相關；對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第一吸收係數；基於該第一吸收係數就第一氧飽和度測定第一值；將就該第一氧飽和度之該第一值貯存於該記憶體中。
該碼包括可藉由該處理器執行之指示以供：在第二時間控制該血氧計探針之該來源結構以將第二光發射至該目標組織中；藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第二反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；使該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲 線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第二反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第二吸收係數；基於該第二吸收係數就第二氧飽和度測定第二值。
該碼包括可藉由該處理器執行之指示以供由該記憶體擷取該第一值；測定該第一與第二值之間的百分比差；及控制在該血氧計探針的顯示器上的百分比差的顯示。
在一實施中，一種方法包括使探針尖端與病患之目標組織接觸；在第一時間，從該血氧計探針之來源結構傳輸第一光至該目標組織中；藉由該血氧計探針之多個檢測器結構檢測從該靶組織反射之第一反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第一反射光產生第一反射率數據；將該反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該模擬反射率曲線係各與一吸收係數之值相關；對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳配合者決定至少第一吸收係數；基於該第一吸收係數就第一組織測量決定第一值；將就該第一組織測量之第一值貯存於記憶體中。
該方法包括在第二時間，從該血氧計探針之來源結構傳輸第二光至該目標組織中；藉由該血氧計探針 之該多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第二反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；將該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第二反射率數據擬合之該模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者測定至少第二吸收係數；及基於該第二吸收係數就第二組織測量決定第二值。
該方法包括由該記憶體擷取該第一值；測定第一與第二組織測量之間的百分比差；及在該血氧計探針之顯示器上顯示第一與第二組織測量之間的該百分比差。
本發明之其他目的、特徵、和優點在考慮以下詳細說明和附圖後將變為明顯，在所有附圖中類似之引用符號代表類似特徵。
101‧‧‧血氧計探針
105‧‧‧探針單元
110‧‧‧探針尖端
111‧‧‧感測臂
115‧‧‧顯示器
116‧‧‧處理器
117‧‧‧記憶體
117a‧‧‧依電性記憶體
117b‧‧‧非依電性記憶體
118‧‧‧揚聲器
119‧‧‧使用者輸入介面或按鈕
120‧‧‧來源結構
125‧‧‧檢測器結構
127‧‧‧電源
128‧‧‧匯流排
200‧‧‧氧飽和度
205‧‧‧時間用途
225‧‧‧總血紅素
227‧‧‧血體積
229‧‧‧相對StO2
315‧‧‧模擬反射率曲線
圖1顯示血氧計探針之一實施。
圖2顯示在一實施中該探針尖端的端視圖。
圖3顯示血氧計探針之方塊作圖。
圖4A顯示在一實施中該血氧計探針之頂視圖，其中使該顯示器適合顯示氧飽和度之值和總血紅素之值。
圖4B顯示在一實施中該血氧計探針之頂視圖，其中使該顯示器適合顯示氧飽和度之值和血體積之 值。
圖4C-4D顯示在一實施中該血氧計探針101之頂視圖，其中使該顯示器適合顯示在二時間點的相對氧飽和度之值。
圖4E顯示在一實施中該血氧計探針101之頂視圖，其中該顯示器顯示該絕對氧飽和度和該相對氧飽和度之值。
圖4F-4G顯示一種測定組織之該相對氧飽和度的值及顯示該值在該顯示器上的方法的流程圖。
圖4H-4I顯示該血氧計探針101之頂視圖，其中該顯示器顯示該相對氧飽和度之值且允許進一步指示該相對氧飽和度的提高和降低。
圖4J顯示一種測定組織之該相對氧飽和度的值的方法的流程圖，其中使用者輸入且選擇該氧飽和度之第一值且該探針測定該氧飽和度之後來的第二值。
圖4K顯示一種藉由在一實施中之該血氧計探針測定組織(例如真實組織)之光學性質的方法。
圖5顯示一種藉由在一實施中之該血氧計探針測定組織之光學性質的方法。
圖6顯示一種藉由在一實施中之該血氧計探針測定組織之光學性質的方法。
圖7顯示反射率曲線之實例作圖，其可以是用於來源結構和檢測器結構之特定配置，諸如用於該探針尖端之來源結構和檢測器結構之配置。
圖8顯示在隨意單元中之吸收係數μa相對用於組織中之氧合血紅素、脫氧合血紅素、黑色素、水的光波長的作圖。
圖9顯示在一實施中貯存在該記憶體中用於模擬反射率曲線的均勻組織模型的數據庫的表。
圖10顯示在一實施中貯存於該記憶體中用於模擬反射率曲線的層合組織模型的數據庫的表。
圖11A-11B顯示用於層合組織模型的數據庫的表，其中在該數據庫中每一列是用於從該模擬來源結構所發出且被該模擬檢測器結構檢測到之光的四個波長的四個模擬反射率曲線。
圖12A-12B顯示一種藉由該血氧計探針測定組織(例如真實組識)之光學性質的方法的流程圖，其中該血氧計探針使用反射率數據和該模擬反射率曲線以測定該光學性質。
圖13顯示另一種藉由該血氧計探針測定該光學性質之方法的流程圖。
圖14顯示一種藉由選擇檢測器結構所產生之反射率數據的估量方法的流程圖。
圖1顯示在一實施中血氧計探針101之圖像。血氧計探針101係經配置以諸如內操作地且後操作地進行組織血氧測量。血氧計探針101可以是手持式裝置，其包 括探針單元105、可定位在感測臂111之一端的探針尖端110(也稱為感測器頭)。血氧計探針101係經配置以藉由從探針尖端110發出光(近紅外光)至組織中且將從該組織反射之光收集在探針尖端而測量組織之氧飽和度。
血氧計探針101包括顯示器115或其他將藉由該血氧計探針所進行之氧飽和度測量通知給使用者的通知裝置。雖然探針尖端110被描述為經配置以與該血氧計探針101(其為手持式裝置)聯合使用，探針尖端110可與其他血氧計探針(諸如模組型血氧計探針)聯合使用，其中該探針尖端是在與基底單元偶合之纜線裝置之端。該纜線裝置可以是一種可經配置以用於接觸病患的可拋式裝置且該基底單元可以是一種經配置以供重複使用之裝置。此種模組型血氧計探針被此技藝之技術人員所熟知且不被進一步描述。
圖2顯示在一實施中之探針尖端110的端視圖。探針尖端110係經配置以接觸待進行組織血氧測量之組織(例如病患皮膚)。探針尖端110包括第一和第二來源結構120a和120b(總稱為來源結構120)且包括第一、第二、第三、第四、第五、第六、第七、和第八檢測器結構125a-125h(總稱為檢測器結構125)。在一替代實施中，該血氧計探針包括更多或更少之來源結構，包括更多或更少的檢測器結構，或二狀況。
使每一來源結構120適合發光(諸如紅外光)且包括一或多個光源諸如四個產生所發之光的光源。每一光 源可發出光之一或多個波長。每一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。
每一來源結構可包括一或多個將該光源與該探針尖端之面127光學連接之光學纖維。在一實施中，每一來源結構包括四個LED且包括將該四個LED與該探針尖端之該面光學偶合的單一光學纖維。在一替代實施中，每一來源結構包括多於一個將該等LED與該探針尖端之該面光學偶合的光學纖維(例如四個光學纖維)。
每一檢測器結構包括一或多個檢測器。在一實施中，每一檢測器結構包括使適合檢測從該來源結構發出且從組織反射之光的單一檢測器。該檢測器可以是光學檢測器、光阻器、或其他類型之檢測器。該檢測器結構相對該來源結構被定位，使得二或多個(例如8個)獨特之來源至檢測器的距離被產生。
在一實施中，最短之來源至檢測器的距離是約相等。例如，在來源結構120a與檢測器結構125d之間(S1-D4)及在來源結構120b與檢測器結構125a之間(S2-D8)，最短之來源至檢測器的距離是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125e之間(S1-D5)及在來源結構120b與檢測器結構125a之間(S2-D1)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(比S1-D4和S2-D8之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125c之間(S1-D3)及在來源結構120b與檢測器結構125g之間(S2-D7)，緊接著更長之來源 至檢測器的距離(比S1-D5和S2-D1之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125f之間(S1-D6)及在來源結構120b與檢測器結構125b之間(S2-D2)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(比S1-D3和S2-D7之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125c之間(S1-D2)及在來源結構120b與檢測器結構125f之間(S2-D6)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(比S1-D6和S2-D2之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125g之間(S1-D7)及在來源結構120b與檢測器結構125c之間(S2-D3)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(比S1-D2和S2-D6之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125a之間(S1-D1)及在來源結構120b與檢測器結構125e之間(S2-D5)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(比S1-D7和S2-D3之每一者長)是約相等。在來源結構120a與檢測器結構125h之間(S1-D8)及在來源結構120b與檢測器結構125d之間(S2-D4)，緊接著更長之來源至檢測器的距離(最長之來源至檢測器結構的距離，比S1-D1和S2-D5之每一者長)是約相等。在其他實施中，該來源至檢測器距離俱可為獨特的或具有少於8種約相等之距離。
以下表1顯示根據一實施之8種獨特之來源至檢測器的距離。最接近之來源至檢測器之距離之間的增加是約0.4毫米。
Figure 106113680-A0202-12-0013-2
在一實施中，對該血氧計探針經配置以發出之光的每一波長(例如在可見光譜中光之二、三、四、或更多波長，諸如紅光、IR、或可見光和IR二者)，該血氧計探針包括至少二個少於約1.5毫米、少於約1.6毫米、少於約1.7毫米、少於約1.8毫米、少於約1.9毫米、或少於約2.0毫米的來源至檢測器距離，以及至少二個大於約2.5毫米且少於約4毫米、少於約4.1毫米、少於約4.2毫米、少於約4.3毫米、少於約4.4毫米、少於約4.5毫米、少於約4.6毫米、少於約4.7毫米、少於約4.8毫米、少於約4.95毫 米、或少於約5毫米的來源至檢測器距離。
在一實施中，檢測器結構125a和125e，對在連接來源120a和120b之直線上的一點呈對稱定位。檢測器結構125b和125f對該點呈對稱定位。檢測器結構125c和125g對該點呈對稱定位。檢測器結構125d和125h對該點呈對稱定位。該點是在該連接線上之來源結構120a與120b之間的中點。
來源至檢測器之距離相對藉由檢測器結構125所檢測之反射率的繪圖可提供一種反射率曲線，其中該等數據點沿著x軸被良好地隔開。在來源結構120a與120b之間的距離的這些間距，和檢測器結構125減低數據重複性且能使相對精確之反射率曲線產生。
在一實施中，該等來源結構和檢測器結構能被設置在該探針表面之不同位置上，以產生所要之距離(如以上指明的)。例如，該二來源形成一線，且在此線的上方和下方會有相等數目之檢測器。並且，一檢測器(在該線上方)之位置與另一檢測器(在該線下方)對該二來源之線上所選之點會有點對稱。作為實例，該所選之點可以在該二來源中間，但非必須。在其他實施中，該定位可以基於形狀(諸如圓形、橢圓形、卵形、無規地、三角形、長方形，正方形、或其他形狀)來設置。
圖3顯示在一實施中血氧計探針101之方塊圖解。血氧計探針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(例如與顯 示器115相關之一或多個按鈕、開關、接觸輸入裝置)、一組來源結構120、一組檢測器結構125、和電源(例如電池)127。前列之組件可經由匯流排128(其可以是血氧計探針101之系統匯流排架構)連線在一起。雖然此圖顯示與每一組件連接之一匯流排，該匯流(busing)是用以將這些組件或包括在血氧計探針101中之其他組件連線的任何互連計畫的例證。例如，揚聲器118能經由一埠與子系統連接或與處理器116有內部直接連接。另外，所述之組件被容納在一實施中之血氧計探針101之可移動外殼(見圖1)中。
處理器116可包括微處理器、微控制器、多核心處理器、或其他處理類型。記憶體117可包括多種記憶體，諸如依電性記憶體117a(例如RAM)、非依電性記憶體117b(例如碟或FLASH)。血氧計探針101的不同實施可包括以任何組合或配置之任何數目的所列組件，且也可包括未顯示之其他組件。
電源127可以是電池，諸如可拋式電池。可拋式電池在其經貯存之電荷被用光後被丟棄。一些可拋式電池之化學技術包括鹼性、碳鋅、或氧化銀。該電池具有充分貯存的電荷以允許手持式裝置使用數小時。在一實施中，該血氧計探針是可拋式的。
在其他實施中，該電池是可再充電的，其中該電池可在貯存之電荷被用光後再充電多次。一些可充電電池之化學技術包括鎳鎘(NiCd)、鎳金屬氫化物(NiMH)、鋰離子(Li離子)、及鋅空氣。該電池可例如經由具有與該 手持式單元連接之線的轉接器以再充電。在手持式單元中之電路能包括充電器電路(未顯示)。具有可再充電電池化學之電池有時可作為可拋式電池，其中該電池不再被充電而是在使用後拋棄。
圖4A和4B顯示在一實施中該血氧計探針101之頂視圖。該頂視圖顯示位於該探針單元105中該血氧計探針頂部上之該顯示器115。使該顯示器適合顯示關於該血氧計探針之資訊的一或多片段及藉由該探針所進行之測量的測量資訊。
在一實施中，使該顯示器適合顯示藉由該血氧計探針所測量之組織的氧飽和度之值200(“氧飽和度之值”)。該顯示器能夠以百分比值、具有很多長條之長條圖、利用一或多種顏色(例如若該顯示器是彩色顯示器)、或以其他可顯示之資訊顯示氧飽和度。
也能使該顯示器適合顯示該血氧計探針已經操作之時間(例如從重設開始)的值205。該血氧計探針之重設可在以下時候進行：該探針中之電池從利用先前未被使用之電池組(新電池)以首次供電而被改換時，從硬斷電開始供電時，從軟斷電(例如休眠模式)開始供電，或其他重設情況。
該顯示器能顯示每血液體積之總血紅素的值225(圖4A)或顯示該血液體積的值(例如所探得之每組織體積的血液百分比，圖4B)。藉由該血氧計探針所進行之總血紅素和該血體積之測定被描述於下。在一實施中，黑色 素之顯示值是代表該血紅素濃度之值(例如指標值)，就是被採樣之組織體積中的血紅素濃度，其中此值可以是無單位的值。
圖4C顯示在一實施中該血氧計探針101之頂視圖，其中使該顯示器適合顯示組織之相對氧飽和度的值。該相對氧飽和度之值能被顯示為經第一時間所測定之氧飽和度的第一值與在該第一時間後之經第二時間所測定之氧飽和度的第二值之間的百分比差。
在一實施中，該血氧計探針能顯示資訊之其他組合，諸如絕對StO2和相對StO2之值、總血紅素和相對StO2之值、該血液體積和該相對血紅素之值。圖4E顯示該血氧計探針101之頂視圖，其中該顯示器顯示該絕對氧飽和度和該相對氧飽和度之值。
圖4F-4G顯示一種測定組織之相對氧飽和度之值且顯示該值在顯示器上之方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施。可在不偏離該實施之範圍下在該流程圖中添加、刪除、或結合步驟。
在400，輸入裝置(例如該血氧計探針之按鈕諸如按鈕119或第二按鈕、該血氧計探針之搖桿開關、或其他輸入裝置)被動作。該輸入裝置能被使用者動作。該輸入裝置之啟動使該血氧計探針處於操作之“相對”模式中，其中該血氧計探針能測定組織之相對氧飽和度的值。該按鈕可藉由相對快地按壓該按鈕二次(例如“雙點選”)來動作以使該血氧計探針處於相對模式中。該輸入裝置之第 二動作(例如該按鈕之後續雙點選)或另一輸入裝置(例如第三按鈕)之動作使該血氧計裝置回到“絕對”模式中，其中該血氧計探針能測定該組織之絕對氧飽和度之值。
在405，血氧計探針101從來源結構之一發出光(例如近紅外光)至該組織中。在該發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測該光(步驟410)，且產生該組織之反射率數據(步驟415)。可對光之多重波長且對一或多種其他來源結構(諸如來源結構120b)重複步驟405、410、和415。
在420，該血氧計探針將該反射率數據與模擬反射率曲線315擬合且決定與該反射率數據有最佳擬合之該模擬反射率曲線。貯存在該記憶體中且與該反射率數據擬合之數據庫可以是下述之數據庫900、數據庫1000、或數據庫1100。之後，基於最佳擬合該反射率數據之該模擬反射率曲的光學性質，該血氧計探針測定該組織之光學性質(例如關於數據庫900或數據庫1000之μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0018-38
、或黑色素含量之值、氧飽和度的第一值、血液體積的第一值、及關於數據庫1100之發散的第一值)，步驟425。若該血氧計探針從數據庫900或1000測定μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0018-39
，例如該血氧計探針後續可使用吸收係數(μa)決定該氧飽和度之第一值。從μa測定氧飽和度之值在以下被描述。
在步驟430，該血氧計探針之輸入裝置(例如所述之輸入裝置或其他輸入裝置)被啟動。該輸入裝置之啟動使該氧飽和度之值被貯存在該血氧計探針之記憶體中 (例如記憶體117、該處理器之緩衝記憶體、或其他記憶體)。關於該第一值之時間戳印也被貯存。
在435，血氧計探針101從該來源結構之一發出光(例如近紅外光)至該組織中。在該經發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測該光(步驟440)，且產生該組織之反射率數據(步驟445)。步驟435、440、和445可對於光之多個波長及對於一或多個其他來源結構(諸如來源結構120b)重複。
在450，該血氧計探針將該反射率數據與模擬反射率曲線315擬合且決定與該反射率數據具有最佳擬合的模擬反射率曲線。貯存在記憶體中且與該反射率數據擬合之該數據庫可以是下述之數據庫900、數據庫1000、或數據庫1100。之後，該血氧計探針基於最佳擬合該反射率數據之模擬反射率曲線的光學性質，測定組織之光學性質(例如關於數據庫900或數據庫1000之μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0019-40
、或關於黑色素含量之第二值、關於氧飽和度之第二值、血液體積之第二值、及關於數據庫1100之發散的第二值)(步驟455)。若該血氧計探針測定來自數據庫900或1000之第二值μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0019-41
，例如該血氧計探針後續可使用吸收係數(μa)測定該氧飽和度之第二值。
在步驟460，該處理器計算該氧飽和度之第一值與第二值之間的差(例如百分比差)。在步驟465，該氧飽和度之值的百分比差被顯示在該顯示器上。
步驟435至465可以持續的方式被重複以供計 算該氧飽和度之後續值(第三、第四、第五、或後續者)，藉此，該血氧計探針測定且顯示在後來之時間點之氧飽和度相對在第一時間點之氧飽和度之值的持續變化。進出該相對模式能重設該氧飽和度之第一值。
在一實施中，若該氧飽和度之值(例如該相對氧飽和度之值)的百分比差大於或小於閾值的量或若該氧飽和度之絕對值大於或小於該閾值的量，則使該血氧計探針適合提供通知。該閾值的量能為藉由使用者輸入該血氧計探針之量，從該顯示器上所顯示之顯示量選擇之量，或有線地或無線地輸入該血氧計探針之量。該量可以是在圖4J之步驟470輸入之值。若該百分比差是高於或低於該閾值之值，則所顯示之氧飽和度之值可用一或多種另外的標示來顯示，諸如向上箭頭、向下箭頭、閃光顯示、彩色顯示值(例如紅或綠)、發紅光LED、發綠光LED、在該顯示器上像素之發紅光組(例如紅或綠)、或其他標示。若該氧飽和度之百分比值高於或低於該閾值，則該血氧計探針可發出一或多種聲音(例如音調或喀搭聲)或可提供觸覺的回饋(例如震動)。在一些具體例中，若該百分比差低於該閾值之值(例如氧飽和度下降)，而非高於該閾值之值(例如氧飽和度提高)，則這些另外通知之一或多者被顯示。
若該氧飽和度(例如相對氧飽和度)之百分比差或若氧飽和度之絕對值比該閾值之量大或小一絕對量(例如閾值加上偏差值、及閾值減掉該偏差值)，則使該血氧計探針適合顯示該氧飽和度之值的百分比差。高於及低於 該閾值之值的偏差值可以是相等或不相等的，諸如：該閾值之值加上該閾值之值的2%及該閾值之值減掉該閾值之值的2%；該閾值之值加上該閾值之值的5%及該閾值之值減掉該閾值之值的5%；該閾值之值加上該閾值之值的1%及該閾值之值減掉該閾值之值的5%；該閾值之值加上該閾值之值的5%及該閾值之值減掉該閾值之值的2%；或其他值。高於及低於該閾值之值的上下絕對百分比可被使用者輸入該血氧計探針，從該顯示器上之顯示量被選擇，或有線地或無線地被輸入該血氧計探針。若該百分比差是高於或低於該閾值之值加上或減掉該絕對偏差，則所顯示之氧飽和度之值可用一或多種另外的標示來顯示，例如向上箭頭、向下箭頭、閃光顯示、彩色顯示值(例如紅或綠)、發紅光LED、發綠光LED、在該顯示器上像素之發紅光組(例如紅或綠)、或其他標示。若該氧飽和度之百分比差高於或低於該閾值，則該血氧計探針可發出一或多種聲音(例如音調或喀搭聲)或可提供觸覺的回饋(例如震動)。在一些具體例中，若該百分比差低於該閾值之值(例如氧飽和度下降)，而非高於該閾值之值(例如氧飽和度提高)，這些另外通知之一或多者被顯示。在一些具體例中，若該百分比差低於該閾值之值(例如氧飽和度下降)，而非高於該閾值之值(例如氧飽和度提高)，這些另外通知之一或多者被顯示。
在一實施中，使該血氧計探針合適顯示該氧飽和度之該第一與第二值之間的差，而非該氧飽和度之第 一與第二值之間的百分比差。該血氧計探針可用多種指明該相對氧飽和度已提高或降低之標示的一或多者來顯示該百分比差或所計算之差。例如，該相對氧飽和度之降低值可以用向下箭頭(圖4H)、彩色標示(例如在該顯示器上之紅點或發紅光之照明元件諸如在該探針單元105中之紅LED)來顯示。例如，該相對氧飽和度之提高值可以用向上箭頭(圖4I)、彩色標示(例如在該顯示器上之綠點或發綠光之照明元件諸如在該探針單元105中之綠LED)來顯示。若該相對氧飽和度之值降低，則該值可用第一顏色(例如紅色)顯示，若該值提高，則用第二顏色(例如綠色)顯示。若該百分比差之值降低，則該血氧計探針可將該百分比差之值或所計算之差顯示成閃光。例如若這些值降低，則使該血氧計探針能合適發出一或多種聲音。若這些值降低，則使該血氧計探針可合適提供觸覺回饋(例如震動)。若該相對氧飽和度降低至下限閾值之值以下，提高至上限閾值之值以上，或二情況下，則這些另外標示(例如箭頭、發出之光、閃光顯示、以顏色顯示之值、聲音、觸覺回饋，或其他標示)可分別被發出。
操作之相對模式對於很多醫療程序可能是有用的，其中該氧飽和度之值的相對改變(相對氧飽和度之值)的知識對於判定醫療程序是否可開始、繼續，或應停止是有用的。例如，當在組織中需要減低血流時，可對該病患投以腎上腺注射或其他藥物(例如可被局部地投至組織)以減低該組織中之血流。該組織之血紅素含量或血液 體積之基線值可在投服該腎上腺素之前或在該藥物被投服之後之相對短時間內被決定(例如在步驟405-425，例如使用下述之數據庫1100測定血紅素含量或血液體積之第一值)。
之後，基於被更新之相對血紅素或血液體積之值的持續顯示(例如在步驟435-425，例如使用下述之數據庫1100測定血紅素含量或血液體積之第二值)，從業人員可判定該腎上腺素之投服是否已成功地降低血流，是否需要將更多的腎上腺素投至該病患以進一步降低在該組織中之血流，或程序是否需要被停止。亦即，隨著該血氧計探針顯示該更新的相對血紅素或血液體積之值，該從業人員能“觀察”該藥物對該組織之攝取效果。
圖4J顯示一種測定組織之相對氧飽和度之值且顯示該值在該顯示器上之方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加、刪除或結合步驟。
在470，該血氧計探針經由輸入(諸如使用者輸入或從其他裝置輸入)接收該氧飽和度之該第一值。該使用者之輸入可經由該按鈕之一或多次按鈕按壓或其他輸入裝置諸如觸控螢幕被輸入。該氧飽和度之該第一值也可經由與該探針之有線或無線連接而被輸入該血氧計探針中。在一些實施中，該血氧計探針可顯示使用者能例如藉由按鈕按壓或其他輸入選取之該氧飽和度之第一值的範圍。
在471，血氧計探針101從該來源結構發出光至該組織中。在該經發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測該光(步驟472)且對該組織產生反射率數據(步驟473)。步驟471、472、和473可對光之多個波長且對一或多個其他來源結構(諸如來源結構120b)重複。
在474，該血氧計探針擬合該反射率數據與模擬反射率曲線315且決定具有最佳擬合之該模擬反射率曲線。貯存在該記憶體中且與該反射率數據擬合之數據庫可以是下述之數據庫900、數據庫1000、或數據庫1100。之後，該血氧計探針基於最佳擬合該反射率數據之該模擬反射率曲線的光學性質，測定該組織之光學性質(例如數據庫900或數據庫1000之μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0024-42
、或黑色素含量之第二值、氧飽和度之第二值、血液體積之第二值、及數據庫1100之發散的第二值)(步驟475)。若該血氧計探針從數據庫900或1000測定第二值μa、和
Figure 106113680-A0202-12-0024-44
，例如該血氧計探針後續可使用吸收係數(μa)測定該氧飽和度之第二值。
在步驟476，該處理器計算該氧飽和度之第一與第二值之間的差(例如百分比差)。在步驟477，氧飽和度之值的百分比差被顯示在顯示器上。
步驟471至477可持續方式被重複以計算該氧飽和度之後續值(第三、第四、第五、和後續者)，因此，該血氧計探針測定且顯示在稍後時間之該氧飽和度相對在第一時間之該氧飽和度之值的持續改變。進出該相對模式可重設該氧飽和度之第一值。
組織分析。圖4K顯示在一實施中藉由血氧計探針101測定組織(例如真實組織)之光學性質的方法的流程圖。該血氧計探針使用對該組織所測定的黑色素含量以校正藉由該血氧計探針測量之不同的組織參數。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加、刪除、或結合步驟。
在480，黑色素讀取器與該組織光學偶合(例如接觸)。黑色素讀取器是光電子裝置，其被調適以發出光(步驟482)至組織中且在該光已透射過該組織或從該組織反射後檢測該光(步驟484)。藉由該黑色素讀取器檢測之光被轉換成電訊(步驟486)，該電訊被該裝置使用以測定該組織之黑色素含量(步驟488)。該黑色素讀取器能在該讀取器之顯示器上或透過有線的或無線的輸出，輸出該黑色素含量之值(步驟490)。
在一實施中，在492，關於該黑色素含量之資訊(例如數值)被輸入血氧計探針101中。該資訊可經由使用者(例如使用人)或經由黑色素讀取器與該血氧計探針之有線或無線聯絡被輸入該血氧計探針中。
在第一實施中，在494，該血氧計探針使用關於該黑色素含量之資訊以調節藉由該探針所產生之一或多的測量值。在一實施中，該血氧計探針測定該組織之氧飽和度之值。之後，該血氧計探針使用該黑色素含量之資訊以調節該氧飽和度之值。該血氧計探針能透過一或多個算術運算、數學函數或二者來調節該氧飽和度之值。例如， 關於該黑色素含量之資訊可被用來作為偏差(例如加成偏差(additive offset))、比例因數、或二者以調節關於該氧飽和度之值。
在一替代的實施中，在494，該血氧計探針測定該組織對藉由該血氧計探針所發出且檢測之光的很多波長(例如光之四個波長)之吸收係數μa(mua)、降低之發散係數μs’(mus prime)、或二者。之後，該血氧計探針使用關於黑色素含量之資訊來調節對光之每一波長所測定的吸收(μa)值。該血氧計探針能經由一或多個算術運算、數學函數或二者來調節該吸收係數(μa)之值。例如，關於該黑色素含量之資訊可被用來作為偏差(例如加成偏差)、比例因數、或二者以調節該吸收(μa)之值。之後，該血氧計探針使用該吸收(μa)之值以判定該組織之氧飽和度之值。吸收(μa)及經降低之發散(μs’)的測定被描述於下。
在另一實施中，在494，該血氧計探針將一或多個黑色素校正函數應用至藉由該檢測器結構產生之該反射率數據。該黑色素校正函數是基於關於該黑色素含量之資訊。該反射率數據在藉由該血氧計探針之一或多個電子組件被數位化之前可以是類比反射率數據或該反射率數據可以是數位化反射率數據。該黑色素校正函數可被應用至該類比反射率數據或該數位化反射率數據。該黑色素校正函數包括被應用至該反射率數據之一或多個數學運算。該比例因數係基於輸至該血氧計探針中之關於黑色素含量的資訊而藉由該血氧計探針測定。黑色素含量對藉由該血氧 計探針所發出之光的每一波長的反射率數據可被調節。
在一實施中，該黑色素校正函數可以是一種與一或多個校準函數(例如具有比例因數)結合之結合函數(例如具有比例因數)。該校準函數可包括比例因數以供基於多種因數(諸如由於製造而發生之差異，由於該檢測器結構之溫度偏移而發生之差異，或其他考量)校正該檢測器的反映。在該反射率數據藉由該血氧計探針調節之後，該探針後續可測定在待測量之組織中的血液的氧飽和度。
圖5顯示在一實施中藉由血氧計探針101測定組織之光學性質的方法的流程圖。該血氧計探針使用關於該組織之黑色素含量的資訊以校正藉由該血氧計探針測量之多種組織參數。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加、刪除、或結合步驟。
在500，該組織之顏色與很多的顏色樣品(有時被稱為色樣)之二或更多顏色樣品比較以判定該顏色樣品之一的顏色是否約符合該組織之顏色。用於該顏色比較之每一顏色樣品與黑色素含量之一值相關。鑑定該顏色樣品之黑色素含量的資訊(例如數值)可被位於該顏色樣品上。
該組織之顏色與該顏色樣品之顏色之間的比較可藉由顏色比較用工具(諸如X-Rite,Incorporated of Grand Rapids Michigan之顏色比較用工具之一或多者)來進行。在一實施中，該比較可以被人(諸如病患或醫藥提供 者)目視地進行。在一實施中，使該血氧計探針合適測定該組織之黑色素含量的值，該值可顯示在該探針之顯示器上。使該血氧計探針之實施合適發出光(諸如可見光或IR)之一或多個波長以供測定該組織之黑色素含量。
在505，在該比較之後，該組織之黑色素含量的值基於該比較被測定。
在一替代實施中，該黑色素含量之值是基於有限範圍之黑色素含量值，從該含量之估算所斷定。在某一範圍之黑色素含量中的值的數目可包括二或更多的值。例如，在黑色素含量之一範圍中之值的數目可以是2(例如對淡色組織為1且對深色組織為2)、3(對淡色組織為1，對中等顏色之組織為2且對深色組織為3)、4、5、6、7、8、9、10、或更多。黑色素含量之值的估算可藉由病患或醫藥提供者來提供。
在510，關於該黑色素含量之資訊可被輸入該血氧計探針中。步驟510可在該血氧計探針測定該黑色素含量的方法中被省略。按鈕119可被動作預定的次數以將該血氧計探針置於數據輸入模式，其中關於該黑色素含量之資訊可被輸入。關於該黑色素含量之資訊後續可藉由該按鈕之進一步的動作，經由與該探針有線聯絡，經由與該探針無線聯絡，經由該顯示器(若該顯示器是觸控介面顯示器)，經由音響介面(例如在該探針中之麥克風及聲音辨識軟體)，或藉由其他輸入技術，被輸入該探針中。
在515，使該血氧計探針合適使用關於該黑色 素含量之資訊以調節藉由該血氧計探針進行之一或多個測量或計算。例如，該血氧計探針可使用該資訊以調節該組織之氧飽和度之值，調節吸收(μa)，調節經降低之發散(μs’)，調節藉由該(等)檢測器產生之值，或這些調節之組合的一或多者。這些調節係各在以上與步驟435相關被另外描述。
圖6顯示在一實施中藉由血氧計探針101測定組織之光學性質的方法的流程圖。該血氧計探針使用該組織之該經測定的黑色素含量以校正藉由該探針測量的多種組織參數。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可以添加、刪除、或結合步驟。
在600，利用該血氧計探針進行該組織之一或多個對側測量(contralateral measurement)。在使用該血氧計探針對欲測量之目標組織(例如待測定組織健康之乳房組織)進行測量之前，使用該血氧計探針對健康組織(例如健康之乳房組織)進行該對側測量。對藉由該血氧計探針發出之光的每一波長進行該組織之對側測量。
在605，藉由該等檢測器結構產生之反射率數據係藉由該血氧計探針之電子元件數位化且被貯存在記憶體中。該反射率數據將比較基礎提供給後續之組織測量。例如，該對側測量提供該對側組織之黑色素含量的基線測量，其中該基線測量可被該處理器使用以校正該血氧計探針所進行之多種測量。
在610，待測量之目標組織的血氧測量係藉由 血氧計探針進行。
在615，在一實施中，該處理器使用該血氧測量以產生該目標組織之氧飽和度之值。之後，該處理器檢索在605所貯存之已貯存的該對側組織的反射率數據且使用該檢索值以調節該氧飽和度之值。亦即，該處理器使用關於健康對側組織之黑色素含量的基線測量以調節該目標組織之氧飽和度之值。
在615，在一替代實施中，該處理器從該目標組織之血氧測量判定吸收μa、降低之發散係數μs’、或二者。之後，該處理器檢索在605所貯存之對側組織之反射率數據且使用該檢索值以調節μa、μs’、或二者。然後該處理器使用該調節之μa值以計算該目標組織之氧合血紅素之值、脫氧合血紅素之值、或其他值。亦即，該處理器使用健康對側組織之黑色素含量的基線測量以調節該目標組織之μa。
在615，在另一替代的實施中，該處理器檢索在605貯存之該貯存的該對側組織之反射率數據且使用該檢索值以調節藉由該檢測器結構對該目標組織產生反射率數據。藉由該處理器對該反射率數據所施加的調節可以是簡單的偏差(例如加成的偏差)、比例因數(例如倍增偏差)、功能校正，其他校正、或以任何組合之任一或這些調節。亦即，該處理器使用健康組織之黑色素含量的基線測量以調節藉由該檢測器結構產生之該等值以調節該目標組織之反射率數據。
貯存之模擬反射率曲線。根據一實施，記憶體117貯存很多Monte-Carlo-模擬反射率曲線315(“模擬反射率曲線”)，其可藉由電腦產生以供後續貯存在記憶體中。該模擬反射率曲線315各代表從一或多個模擬來源結構發出以進入模擬組織且從該模擬組織反射以進入一或多個模擬檢測器結構之光(例如近紅外光)的模擬。模擬反射率曲線315是對模擬來源結構及模擬檢測器結構的特定組態，諸如具有上述與圖2相關之來源至檢測器之間隔的探針尖端110之來源結構120a-120b及檢測器結構125a-125h的組態。
因此，模擬反射率曲線315作為從該來源結構發出且藉由該血氧計探針101之檢測器結構收集之光的模型。另外，該模擬反射率曲線315各代表一獨特之真實組織的狀況，諸如與組織之發色團的特別濃度和組織發散物之特別濃度相關的特定組織吸收和組織發散值。例如，對具有不同黑色素含量、不同氧合血紅素濃度、不同脫氧合血紅素濃度、不同水濃度，水濃度之平衡值、不同脂肪濃度，脂肪濃度之平衡值、或不同吸收(μa)、降低之發散(μs’)值的模擬組織可產生該模擬反射率曲線。
在記憶體117中貯存之模擬反射率曲線的數目可以是相對大的且可代表藉由該血氧計探針101對生存力所分析之在真實組織中可呈現之光學性質和組織性質的幾乎全部的(若非全部的)實際組合。雖然記憶體117被描述為貯存Monte-Carlo模擬反射率曲線，記憶體117可貯存藉 由Monte-Carlo方法以外之方法(諸如使用擴散近似法)產生之模擬反射率曲線。
圖7顯示反射率曲線之實例作圖，其可以是對來源結構120和檢測器結構125之特定組態，諸如探針尖端110之來源結構和檢測器結構之組態。該作圖之水平軸代表來源結構120與檢測器結構125之間的距離(亦即來源至檢測器之距離)。若來源結構120與檢測器結構125之間的距離被合適地選擇，且該模擬反射率曲線是對來源結構120和檢測器結構125之模擬，則在該模擬反射率曲線中的數據點之間的側面間隔會是相對均一的。此種均一之間隔可在圖7之模擬反射率曲線中看見。該作圖之垂直軸代表從組織反射且藉由檢測器結構125檢測之光的模擬反射率。如藉由該模擬反射率曲線顯示的，達到檢測器結構125之反射光隨來源結構與檢測器結構之間的距離變化，隨著在較小之來源至檢測器距離所檢測之反射光(其比在較大來源至檢測器距離所檢測之反射光大)變化。
圖8顯示對一些明顯之組織發色團(含氧合血紅素之血液、含脫氧合血紅素之血液、黑色素、和水)之吸收係數μa相對光之波長的作圖。在一實施中，用於產生該模擬反射率曲線之Monte-Carlo模擬是在組織中可存在之一或多種選擇的發色團的函數。該等發色團可包括以任何組合之黑色素、氧合血紅素、脫氧合血紅素、水、脂質、細胞色素、或其他發色團。對大部分之可見光和近紅外光譜範圍，氧合血紅素、脫氧合血紅素、及黑色素是組 織中最主要之發色團。
在一實施中，記憶體117就該模擬反射率曲線315之每一者貯存所選數目的數據點且不能貯存該模擬反射率曲線的整體。就該模擬反射率曲線315之每一者所貯存之數據點的數目可符合來源-檢測器之對的數目。例如，若探針尖端110包括二個來源結構120a-120b且包括八個檢測器結構125a-125h，則該血氧計探針101包括十六對來源-檢測器，且記憶體117因此可對藉由來源結構120a或來源結構120b所發出之光之每一波長，就模擬反射率曲線的每一者貯存十六個選擇的數據點。在一實施中，貯存之數據點是關於探針尖端110之特定來源至檢測器之距離，諸如在表1中顯示者。
因此，在記憶體117中貯存之模擬反射率曲線的數據庫可定尺寸為16×5850，其中每個藉由每一來源結構120可產生且發出並藉由每一檢測器結構125所測量之曲線有十六個點被貯存，其中共有5850個曲線跨越該光學性質範圍。或者，在記憶體117中貯存之模擬反射率曲線之數據庫可定尺寸為16×4×5850，其中對藉由每一來源結構可產生且發出之四個不同波長，每曲線有十六個點被貯存且其中共有5850個曲線跨越該光學性質範圍。該5850個曲線源自例如39個發散係數μs’值及150個吸收係數μa值之矩陣。在其他實施中，更多或更少之模擬反射率曲線被貯存在該記憶體中。例如，在記憶體中貯存之模擬反射率曲線之數目範圍可以在約100個曲線至約250,000個曲線，至約 400,000個曲線或更多。
經降低之發散係數μs’值範圍可以是每公分5：5：24。該μa值範圍可以是每公分0.01：0.01：1.5。前述範圍會了解是實例範圍且來源-檢測器之對的數目、藉由每一來源結構產生且發出之波長的數目、及模擬反射率曲線之數目可以是更小或更大。
圖9顯示在一實施中貯存在該血氧計探針之記憶體中的模擬反射率曲線315的數據庫900。該數據庫是用於組織之均一模型。在該數據庫中每一行代表一個模擬反射率曲線，該曲線係對從二個模擬來源結構(例如來源結構120a-120b)發出至模擬組織中且在從該模擬組織反射後藉由八個模擬檢測器結構(例如檢測器結構125a-125h)檢測的模擬光，從Monte-Carlo模擬產生。用於就該數據庫產生模擬反射率曲線的Monte-Carlo模擬是用於均一組織模型。用於該均一組織模型之模擬組織從該組織表面經過表皮、真皮、和皮下組織具有均一光學性質。亦即，該表皮、真皮、和皮下組織之光學性質對Monte-Carlo模擬而言是相同的。在該數據庫中，該模擬反射率曲線係各與一吸收(μa)之值和一降低之發散(μs’)之值相關。在該數據庫中之模擬反射率曲線各能與其他發色團之值相關。
模擬反射率曲線之數據庫能包括模擬反射之真實值(例如浮動點之值)或能包括該模擬反射之真實值的索引值(二元值)。如圖9中顯示的，該數據庫包括該模擬反射之真實值的索引值(二元值)。該數據庫能包括與例如 該輸入精確度有關之多種長度的二元字。該二元字可以是2位元長、4位元長、8位元長、16位元長、32位元長、或其他長度。
在一實施中，一或多種數學轉換在該曲線之值輸入該數據庫之前，被應用至該模擬反射率曲線。該數學轉換可改良藉由該檢測器結構產生之反射率數據與該模擬反射率曲線之擬合。例如，對數函數可被應用至該模擬反射率曲線以改良藉由該檢測器結構產生之測量數據與該模擬反射率曲線之擬合。
當進行血氧測量時，發出之光的每一波長的反射率數據係藉由該檢測器結構檢測且個別地與數據庫900之模擬反射率曲線擬合。對與該模擬反射率曲線擬合之發出之光的每一波長的反射率數據，該血氧計探針測定吸收μa、降低之發散μs’或這些值之二者。例如，擬合光之第一波長的第一組反射率數據與該模擬反射率曲線以測定吸收μa、及降低之發散μs’之一或多者(例如第一組組織參數)。該反射率數據與該模擬反射率曲線之擬合在以下進一步被描述。
之後，擬合光之第二波長的第二組反射率數據與數據庫900中之該模擬反射率曲線以測定該第二波長之吸收μa、及降低之發散μs’之一或多者(例如第二組組織參數)。之後，擬合光之第三波長的第三組反射率數據與數據庫900中之該模擬反射率曲線以測定吸收μa、及降低之發散μs’之一或多者(例如第三組組織參數)。之後，擬合 光之第四波長的第四組反射率數據與數據庫900中之該模擬反射率曲線以測定第四波長之吸收μa、及降低之發散μs’之一或多者(例如第四組組織參數)。
該四組組織參數然後可藉由該血氧計探針一同被使用以對該組織測定多種值諸如氧合血紅素濃度、脫氧合血紅素濃度、黑色素含量、或其他參數。
圖10顯示在一實施中該血氧計探針之記憶體中所貯存之模擬反射率曲線的數據庫1000。該數據庫是對組織之層合模型(例如層合皮膚)。產生該模擬反射率曲線之Monte-Carlo模擬使用該層合組織模型於該模擬。該層合組織可包括二或多層。在一實施中，該層合組織包括組織之二層。該組織之二層具有不同的光學性質諸如不同之吸收μa、降低之發散μs’、或這些性質之二者。
在一實施中，第一模擬組織層是關於該表皮且第二模擬組織層是關於該真皮。在Monte-Carlo模擬中使用之表皮厚度範圍可以是約40微米至約140微米。例如，該表皮之厚度可以是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。在Monte-Carlo模擬中使用之真皮厚度範圍可以是少於1毫米至有效之無限厚度，諸如12毫米或更大。
當對該真皮產生模擬反射率曲線時，該表皮之一或多種光學性質可被改變。例如，當對該真皮產生模擬反射率曲線時，對該表皮可改變黑色素含量。或者，當 對該真皮產生模擬反射率曲線時，對該表皮可改變μa。
在一實施中，數據庫1000包括對於藉由該表皮和該真皮之組合反射之光的模擬反射率曲線。
藉由該來源結構發出且藉由該檢測器結構對藉由該血氧計探針測量之真實組織檢測之光的每一波長的反射率數據係藉由該處理器與在一時間點上之該模擬反射率曲線擬合。基於與該數據庫中一或多個該模擬反射率曲線之擬合，該血氧計探針對真實組織就一或二層測定吸收μa、降低之發散μs’之一或二者。從對一層所測定之吸收(μa)值，該血氧計探針對該組織測定氧合和脫氧合血紅素的濃度。
圖11A-11B顯示在一實施中貯存在該血氧計探針之記憶體中之模擬反射率曲線的數據庫1110。該數據庫是對組織之層合模型。在該數據庫中之每一行包括對從該模擬來源結構發出且藉由模擬檢測器結構檢測之光的4個波長的每一者所得的模擬反射率曲線。4個模擬反射率曲線之每一行包括對每一模擬反射率曲線所得之16個值。更特別地，每一行包括對來源結構120a-120b和檢測器結構125a-125h之16個來源至檢測器之距離所得的16個值。每一行總共包括對從該二個模擬來源結構發出且藉由8個模擬檢測器結構檢測之光的4個波長的4個模擬反射率曲線的64個值。
數據庫1110之組織層合模型可包括每行更多或更少之模擬反射率曲線，若更多或更少之波長係由該來 源結構發出。若例如1或多於2個來源結構被包括在該探針尖端，更多或更少之檢測器結構被包括在該探針尖端，或二情況，則數據庫1110可包括對各個模擬反射率曲線所得之多於或少於16個值。
對數據庫1110之每一行，4個模擬反射率曲線係各與4個組織參數相關，包括黑色素含量、血液體積、發散、及氧飽和度(與組織之總血紅素相對之氧合血紅素的分率)。更多或更少之組織參數可被包括在數據庫1110中。
當就待藉由該血氧計探針測量之組織，藉由檢測器結構125a-125h產生之檢測器的一組值係藉由該處理器與該等行之一或多者擬合時，該血氧計探針因此測定以任何組合之該組織參數(諸如黑色素含量、血液體積、發散、及氧飽和度)的一或多者。在一實施中，使該血氧計探針適合對該組織測定氧飽和度且顯示該氧飽和度之值在該顯示器上。
如以上簡要描述的，數據庫1110包括對於層合組織模型之模擬反射率曲線315。該模擬組織之層可包括表皮、真皮，皮下組織、或這些層之一或多者的任何組合。該等層可包括皮膚型態(諸如網狀真皮及表層神經叢)之更大解析。產生該模擬反射率曲線之Monte-Carlo模擬能使用用於該組織層中所包括之多種發色團來模擬組織。例如，該Monte-Carlo模擬能使用用於具有多種黑色素含量之表皮的組織模型，但不可使用用於包括血液之表皮的 組織模型。該Monte-Carlo模擬可使用用於具有多種血液體積和多種氧飽和度之真皮層的組織模型。在一實施中，該Monte-Carlo模擬不使用用於包括黑色素之真皮的組織模型。同樣地，該Monte-Carlo模擬能使用具有多種血液體積和多種氧飽和度之脂肪組織的組織模型。在一實施中，該Monte-Carlo模擬不使用用於具有黑色素之脂肪組織的組織模型。用於該組織層之組織模型能包括其他組織發色團(諸如水和脂肪)之濃度，其中這些發色團之濃度是相對典型之生理值。
在一實施中，該Monte-Carlo模擬使用以產生該模擬反射率曲線的該多種發色團濃度跨越在真實組織中所存在之真實生理值的相對大且相對精確之範圍。在真實生理值之範圍中所包括之值的數目可被改變以平衡組織血氧計測量之多種參數。例如，用於在模擬組織中之發色團的濃度範圍的值的數目可以是相對高或低的且影響藉由該血氧計探針所進行之測量的精確度。在一實施中，對模擬表皮組織中之吸光，在用於黑色素含量範圍之Monte-Carlo模擬中使用355個值。在一實施中，對模擬真皮組織中之光吸收，在用於黑色素含量範圍之Monte-Carlo模擬中使用86個值。對模擬表皮組織和模擬真皮組織二者中的發散，在該Monte-Carlo模擬中使用65個值。在其他實施中，這些值之數目是不同的。
組織分析。圖12A和12B顯示藉由血氧計探針101測定組織(例如皮膚)之光學性質的方法的流程圖，其 中該血氧計探針使用反射率數據和模擬反射率曲線315以判定該等光學性質。該等光學性質可包括該組織之吸收係數μa和降低之發散係數μs’。該組織吸收係數μa轉換至組織氧飽和度的另一方法在以下進一步被描述。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加，刪除，或結合步驟。
在1200，血氧計探針101從來源結構120(諸如來源結構120a)發出光(例如進紅外光)至組織中。當該光從該來源結構發出時，該血氧計探針通常與該組織接觸。在該發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測此光之一部分(步驟1205)，且對該組織產生反射率數據點(步驟1210)。可對光(例如紅光、近紅外光、或二者)之多個波長及對一或多個其他來源結構(諸如來源結構120b)重複步驟1200、1205、和1210。若例如組織血氧計探針115具有16個來源至檢測器的距離，則對單一波長之反射率數據點可包括16個反射率數據點。該反射率數據點有時稱為該反射率數據點之N向量。
在1215，該反射率數據點(例如原始反射率數據點)被校正以增益該來源-檢測器之對。在該來源-檢測器之對的校準期間，對該來源-檢測器之對的增益校正被產生且被貯存在記憶體117中。增益校正之產生在以下被進一步詳細描述。
在1220，處理器116使該反射率數據點與該模擬反射率曲線315擬合(例如經由平方誤差計算之合)以決 定最佳擬合(亦即具有最低擬合誤差)該反射率數據點的特別反射率數據曲線。在該記憶體中貯存且與該反射率數據擬合之數據庫可以是數據庫900、數據庫1000，或數據庫1100。在一特定實施中，相對小組之模擬反射率曲線(其為該模擬反射率曲線之數據庫的“粗”柵(“coarse”grid))被選擇且利用於供擬合步驟1220。例如，對數據庫900，設有39個發散係數μs’值和150個吸收係數μa值，則模擬反射率曲線之粗柵可以藉由處理器116，藉由對該粗柵中全部40個模擬反射率曲線取得每個第5發散係數μs’值和每個第8吸收係數μa值來被測定。將會了解：前述之特定值是用於一實例的實施且其他尺寸之粗柵可被處理器116利用。該反射率數據點與該粗柵之擬合結果是在該最佳擬合之模擬反射率曲線的粗柵(μa,μs’)粗中的座標。對數據庫1000，該粗柵將涵蓋在每層中之吸收及降低之發散。對數據庫1000之方法的下列步驟各將針對每一層之μa和μs’來調節。對數據庫1100，該粗柵將涵蓋黑色素含量、氧飽和度、血液體積、和發散。對數據庫1100之方法的下列步驟各將針對黑色素含量、氧飽和度、血液體積、及發散而非μa和μs’來調節。
在1225，從具有最低擬合誤差之粗柵所得的特別模擬反射率曲線被處理器116利用以定義模擬反射率曲線之“細”柵，其中在該細柵中之模擬反射率曲線是在從具有最低擬合誤差之粗柵所得的模擬反射率曲線周圍。
亦即，該細柵是一定義之尺寸，而從該粗柵 所得之最低誤差的模擬反射率曲線定義該細柵之中心。該細柵可具有與該粗柵相同數目之模擬反射率曲線或彼可具有更多或更少之模擬反射率曲線。該細柵實質上是細的以提供足夠數目之點來判定在該細柵中之附近吸收係數μa值和發散係數μs’值之峰表面陣列(步驟1235)。特別地，閾值可藉由該處理器116，利用從該粗柵所得之最低誤差值加上特定偏差而被設定。在該細柵上，具有比該閾值低之誤差的發散係數μs’和吸收係數μa的位置對於測定該峰表面陣列以進一步測定該反射率數據之發散係數μs’和吸收係數μa的用途皆視為等同。特別地，對該峰進行誤差擬合以決定在該峰之吸收係數μa和該發散係數μs’的值。在該峰之吸收係數μa和發散係數μs’的值的加權平均(例如質心計算)可被該血氧計探針利用以供對該組織之反射率數據點決定吸收係數μa和該發散係數μs’的值(步驟1240)。
用於該加權平均之對該吸收係數μa和該發散係數μs’的值的加權可藉由處理器116決定為該閾值減掉該細柵誤差。因為在該細柵上之點係在誤差低於該閾值下被選擇，這產生正加權。該加權平均之加權計算(例如質心計算)對該組織之反射率數據點提供預測的發散係數μs’和吸收係數μa(亦即(μa,μs’)細)。其他方法可被該血氧計探針利用，諸如與多種非線性最小平方之一或多者之擬合以決定該吸收係數μa之真實最小誤差峰。
在一實施中，處理器116計算該反射率數據點的對數和該模擬反射率曲線，且每一對數除以該來源至檢 測器之距離(單位為公分)的平方根。被除以該來源至檢測器之距離的平方根的這些對數值可在前述步驟(例如步驟1215、1220、1225、及1230)中對於該反射率數據點和該模擬反射率曲線被處理器116來利用以改良該反射率數據點與該模擬反射率曲線之擬合。
根據另一實施，該偏差基本上設定為零，其有效地產生在該最小粗柵與該最小細柵之間的差的偏差。上述與圖12A相關之方法依賴從該粗柵所得的最小擬合誤差，以致在該細柵上之真實最小誤差一般是較低的。理想上，該閾值係從該細柵上之最低誤差決定，其一般會需要被該處理器另外的運算。
以下是用於發現在一實施中最佳擬合在細柵中之反射率數據點的特別模擬反射率曲線的另一詳細描述。圖12B顯示用於發現在一實施中最佳擬合在細柵中之反射率數據點的特別模擬反射率曲線的特別模擬反射率曲線的方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加、刪除、或結合步驟。
在從最佳擬合該反射率數據點之粗柵測定該特別模擬反射率曲線(μa,μs’)粗(步驟1225)之後，處理器116運算在模擬反射率曲線之全模擬反射率曲線數據庫(亦即16×5850(μa,μs’)數據庫)中於(μa,μs’)粗周圍區中的誤差表面(步驟1250)。該誤差表面記為：err(μa,μs’)。之後，處理器116將該最小誤差值置於(μa,μs’)中，其被稱為 errmin，步驟1255。處理器116後續從err(μa,μs’)產生峰表面陣列，若峰表面大於零，則該峰表面陣列記為
Figure 106113680-A0202-12-0044-31
，或若峰表面小於或等於零，則記為
Figure 106113680-A0202-12-0044-35
，步驟1260。在該式中，k係選自在(μa,
Figure 106113680-A0202-12-0044-36
)之最小點上之峰，該峰在零以上之寬度約10單元(element)。在pksurf(μ a ,
Figure 106113680-A0202-12-0044-37
)中該峰之質心(亦即質心計算)使用該等點之高度作為加權，步驟1265。該質心之位置是對該組織之反射率數據點之吸收係數μa和該發散係數μs’的內插結果。
上述與圖12A和12B相關之測定該組織之反射率數據點之吸收係數μa和該發散係數μs’的方法可對藉由來源結構120之每一者產生之波長(例如3或4個波長)之每一者重複。
氧飽和度測定。根據第一實施，處理器116藉由利用吸收係數μa(例如3或4個吸收係數μa)對藉由血氧計探針101探測之組織決定氧飽和度，該吸收係數係對藉由每一來源結構120所產生之光的3或4個波長所測定的(如上述)。根據第一實施，氧飽和度之值的查找表被產生以供發現該吸收係數μa與該氧飽和度之最佳擬合。該查找表可藉由假設可能之總血紅素、黑色素、和氧飽和度之值的範圍且對這些方案分別計算μa而產生。然後，該吸收係數μa點藉由除以單位向量之範數(norm)被轉換成單位向量以降低系統誤差且使之僅與曲線之相對形狀有關。然後，該單位向量與該查找表比較以發現該最佳擬合而給予該氧飽和 度。
根據第二實施，處理器116藉由計算脫氧合血紅素和氧合血紅素之淨分析物之訊號(NAS)以對該組織測定氧飽和度。該NAS被定義為與該系統中之其他分光組分正交之該光譜的部分。例如，在亦含有氧合血紅素和脫氧合血紅素之系統中的脫氧合血紅素的NAS是與該氧合血紅素光譜和該黑色素光譜正交之該光譜的部分。脫氧合和氧合血紅素之濃度可藉由向量乘以個別NAS向量，藉著該在每一波長預先測定的吸收係數來計算。氧飽和度然後容易被計算為氧合血紅素濃度除以氧合血紅素和脫氧合血紅素之和。Lorber著之Anal.Chem.58：1167-1172(1986)藉由引用被併入本文中且提供用於進一步詳細了解用於測定該組織之氧飽和度的第二實施的架構。
在血氧計探針101之實施中，該反射率數據係在30Hertz下藉由檢測器結構125產生，且氧飽和度之值係在約3Hertz下計算。測定之氧飽和度之值(至少3個氧飽和度之值)之移動平均(running average)可被顯示在可具有1Hertz之更新速率的顯示器115上。
光學性質。如以上簡要描述地，貯存在記憶體117中的每一模擬反射率曲線315代表組織之獨一光學性質。更特別地，對一給定之波長，該模擬反射率曲線之獨一形狀代表組織之該光學性質的獨一值，亦即該發散係數(μs)、吸收係數(μa)、該組織之各向異性(g)、及可從彼決定該組織性質之該組織的折射指數。
藉由檢測器結構125對相對小之來源至檢測器之距離所檢測的反射率主要與該降低之發散係數μs’有關。該降低之發散係數是合併該發散係數μs和該組織之各向異性g的“集總(lumped)”性質(其中μs’=μs(1-g))，且被用來描述在1/μs’之尺寸的很多步的隨機行走(random walk)中光子之擴散，其中每一步驟包含等向性發散。此一描述等於使用很多小步1/μs對光子移動的描述，若在吸收事件前，有很多發散事件(μa<<μs’)，則該等小步各僅包含部分偏轉角度。
對照之下，藉由檢測器結構125對相對大之來源至檢測器的距離所檢測的反射率主要是與有效吸收係數μeff有關，其定義為
Figure 106113680-A0202-12-0046-3
，其是μa和μs’二者的函數。
因此，藉由在相對小之來源至檢測器之距離(例如圖2之S1-D4和S2-D8)和相對大之來源至檢測器之距離(例如圖2之S1-D8和S2-D4)下檢測反射率，μa和μs’二者可獨立地互相判定。該組織之光學性質可依序對氧合血紅素和脫氧合血紅素濃度以及因此該組織之氧飽和度之計算提供充分資訊。
對數據收集之最佳化的反覆擬合。圖13顯示藉由血氧計探針101測定組織之光學性質的另一方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，在該流程圖中可添加、刪除、或結合步驟。
在1300，血氧計探針101從該來源結構之一(諸如來源結構120a)發出光(例如進紅外光)至組織中。在 該發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測該光(步驟1305)，且對該組織產生反射率數據(步驟1310)。對光之多個波長及對於一或多個其他來源結構(諸如來源結構120b)，可重複步驟1300、1305、及1310。在1315，血氧計探針101使該反射率數據與模擬反射率曲線315擬合且決定與該反射率數據具有最佳擬合之模擬反射率曲線。在該記憶體中貯存且與該反射率數據擬合之數據庫可以是數據庫900、數據庫1000、或數據庫1100。之後，血氧計探針101基於最佳擬合該反射率數據之該模擬反射率曲線的光學性質，對該組織測定光學性質(例如用於數據庫900或數據庫1000之μa和μs’、或用於數據庫1100之黑色素含量、氧飽和度、血液體積、及發散)，步驟1320。
在1325，血氧計探針101係從在步驟1320所測定之光學性質(例如
Figure 106113680-A0202-12-0047-45
)決定在該組織中該光之平均自由路徑。特別地，該平均自由路徑可以從得自累積反射率曲線之該等光學性質決定，該等累積反射率曲線包括對所有該來源-檢測器之對(例如對1：來源結構120a和檢測器結構125a；對2：來源結構120a和檢測器結構125b；對3：來源結構120a和檢測器結構125c；對4：來源結構120a和檢測器結構125d；對5：來源結構120a和檢測器結構125e；對6：來源結構120a和檢測器結構125f；對7：來源結構120a和檢測器結構125g；對8：來源結構120a和檢測器結構125h；對9：來源結構120b和檢測器結構125a；對10：來源結構120b和檢測器結構125b...及其他)的反射率數據。
在1330，血氧計探針101決定對該組織之給定部分所計算之平均自由路徑是否比該最短之來源至檢測器之距離(例如圖2之S1-D4和S2-D8)的二倍長。若該平均自由路徑比該最短之來源至檢測器之距離的二倍長，則在不利用從該檢測器結構而對具有該最短之來源至檢測器之距離之來源至檢測器之對所收集的反射率數據下，所收集之反射率數據與該模擬反射率曲線再擬合(亦即再分析)。例如，在不使用來自檢測器結構125e與作為檢測器結構125d之來源的來源結構120a的反射率數據下，且在不使用來自檢測器結構125h與作為用於檢測器結構125h之來源的來源結構120b的反射率數據下，重複步驟1315-1330。計算該平均自由路徑且放棄一或多個來源-檢測器之對的反射率數據的方法可被重複，直至幫助反射率數據擬合的來源至檢測器之對不具有比所計算之平均自由路徑之一半短的來源至檢測器的距離。之後，氧飽和度係從該最佳擬合之模擬反射率曲線決定且藉由血氧計探針101在諸如顯示器115上報告，步驟1335。
從該來源結構120之一發出至組織中且行進少於該平均自由路徑之一半的光基本上被非擴散地反射。對此光之再發射距離與該組織相功能及局部組織組成強烈地相關。因此，使用對此光之反射率數據與對已進行多次發散事件之光的反射率數據相比，導致較不精確之該光學性質及組織性質的測定。
數據加權之檢測器結構。定位在與來源結構 120相距更遠距離上的檢測器結構125係從組織接收更多量之反射率。因此，藉由具有相對短之來源至檢測器之距離(例如圖2之S1-D4和S2-D8)的檢測器結構125產生之反射率數據與藉由具有相對長之來源至檢測器之距離(例如圖2之S1-D8和S2-D4)的檢測器結構產生之反射率數據相比，容易展現實質較高之訊號。擬合演算法因此可優先地使該模擬反射率曲線與藉由具有相對短之來源至檢測器之距離(例如來源至檢測器之距離少於或等於該來源結構與該檢測器結構之間的平均距離)的檢測器結構125所產生之反射率數據，比與藉由具有相對長之來源至檢測器之距離(例如來源至檢測器之距離大於該平均距離)的檢測器結構所產生之反射率數更緊密地擬合。為供從該反射率數據相對精確測定該光學性質，此種距離-比例的偏斜可能是不合宜的且可藉由如以下即將描述之加權該反射率數據得以校正。
圖14顯示藉由選擇檢測器結構125產生之反射率數據的加權方法的流程圖。該流程圖代表一實例的實施。在不偏離該實施之範圍下，該流程圖中可添加、刪除、或結合步驟。
在1400，血氧計探針101從該來源結構之一(諸如來源結構120a)發出光至組織中。在該發出之光從該組織反射後，檢測器結構125檢測該光(步驟1405)，且對該組織產生反射率數據(步驟1410)。對光之多個波長及對一或多個其他來源結構(諸如來源結構120b)，可重複步驟 1400、1405、及1410。在1415，血氧計探針101使該反射率數據之第一部分與模擬反射率曲線315擬合。在該記憶體中貯存且與該反射率數據擬合之數據庫可以是數據庫900、數據庫1000、或數據庫1100。該反射率數據之該第一部分係藉由與該來源結構相距少於閾值距離之檢測器結構的第一部分來產生。該閾值距離可以是該來源結構與該檢測器結構之間的平均距離(例如約中間範圍之距離)。在1420，對該反射率數據之第二部分的反射率數據與該模擬反射率曲線擬合。反射率數據之該第二部分係藉由該檢測器結構之該第一部分和另一檢測器結構(其與該來源之距離與該閾值距離相比是在第二大的來源至檢測器的距離上)產生。例如，若檢測器結構之該第一部分包括檢測器結構125c、125d、125e、和125f，則在第二大的來源至檢測器的距離上的該檢測器結構是檢測器結構125g(參見表1)。
在1425，在步驟1415產生之擬合與在步驟1420產生之擬合相比，以決定在步驟1420產生之擬合是否優於在步驟1415產生之擬合。如此技藝之技術人員會了解的，數據與曲線之擬合的“切合性(closeness)”基於多種參數是可量化的，且擬合之該切合性是可直接比較的以決定與曲線具有更切合之擬合的數據。如進一步會了解的，更切合之擬合有時也稱為更好的配合或更緊密之配合。若在步驟1420產生之擬合優於在步驟1415產生之擬合，則以包括與該來源相距定位在次增之來源至檢測器的距離上之一 另外檢測器結構(根據待考慮之實例為檢測器結構125c)的檢測器結構產生之反射率數據重複步驟1420和1425。或者，若在步驟1420產生之擬合不優於在步驟1415產生之擬合，則在該擬合中不使用對檢測器結構125之反射率數據，該檢測器結構125係定位在比該閾值距離大之來源至檢測器之距離上。之後，血氧計探針101使用在1415或步驟1420產生之擬合(若優於在步驟1415測定之擬合)以決定該組織之光學性質及氧飽和，步驟1430。之後，氧飽和度被血氧計探針101報告在顯示器115上，步驟1435。
根據一替代的實施，若在步驟1420產生之擬合不優於在步驟1415產生之擬合，則該反射率數據係以對具有比該閾值距離大之來源至檢測器之距離的檢測器結構的加權係數來加權以致此經加權之反射率數據對該擬合的影響降低。不在一擬合中被使用之反射率數據可被認為是具有零加權且與從所關注之組織層下方之組織的反射率相關。從所關注之組織層下方之組織的反射率據說在該反射率曲線中展現特性紐折以指明此特別的反射率。
要注意：使該反射率數據與該模擬反射率曲線擬合的曲線擬合演算法可考慮該反射率數據中之不確定性的量以及該反射率數據之絕對位置。在該反射率數據中之不確定性對應於因藉由該檢測器結構之一產生之該反射率數據所致的雜訊之量，雜訊之量以該反射率數據之數值的平方根來分級。
根據另一實施，血氧計探針101係基於與該反 射率數據之測量相關之雜訊量，反覆地加權該反射率數據。特別地，藉由具有相對長之來源至檢測器距離的檢測器結構產生之反射率數據與藉由具有相對短之來源至檢測器距離的檢測器結構產生之反射率數據相比，通常具有較低之訊號對雜訊的比率。藉由具有相對長之來源至檢測器距離的檢測器結構產生之反射率數據的加權允許此數據與其他反射率數據實質相等地幫助該擬合。
所述之匹配反射率數據與很多Monte-Carlo模擬反射率曲線的方法相對快速且精確測量藉由該血氧計探針所探測之真實組織的光學性質。組織之光學性質的測定速度在內操作性血氧計探針之設計中，與後操作性探針相比是重要的考量。另外，所述之Monte-Carlo方法允許有穩健的校準方法，轉而允許有如與相對光學性質相比為絕對之光學性質的產生。如與相對光學性質相對地，與相對光學性質相對地，報告絕對光學性質對內操作性血氧計探針比對後操作性血氧計探針是相對重要。
本發明之此描述已經呈現以供說明及描述之目的。彼無意鉅細靡遺或限制本發明至所述之確切形式，且鑒於以上教導，很多改良型或變化型是可能。該等實施被選擇且描述以最佳地說明本發明之原則及其實際應用。此描述將使此技藝之技術人員能在多種實施中且在適合特定用途之多種改良下，最佳地利用且實施本發明。本發明之範圍藉由以下申請專利範圍來定義。
101‧‧‧血氧計探針
105‧‧‧探針單元
110‧‧‧探針尖端
111‧‧‧感測臂
115‧‧‧顯示器
205‧‧‧時間用途
229‧‧‧相對StO2

Claims (29)

  1. 一種血氧測定方法，其包含：使血氧計裝置之血氧計探針與病患之目標組織接觸；在第一時間，從該血氧計探針之來源結構傳輸第一光至該目標組織中；藉由該血氧計探針之多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第一反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第一反射光產生第一反射率數據；將該第一反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該等模擬反射率曲線係各與一血氧計參數之值相關；對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第一血氧計參數；基於該第一血氧計參數，藉該血氧計裝置之處理器就第一血氧計測量測定第一值；將藉該處理器就該第一血氧計測量所測定之該第一值貯存於記憶體中；在第二時間，從該血氧計探針之該來源結構傳輸第二光至該目標組織中；藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第二反射光； 藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；將該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第二反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第二血氧計參數；基於該第二血氧計參數，藉該血氧計裝置之該處理器就第二血氧計測量測定第二值；藉該血氧計裝置之該處理器從該記憶體擷取該第一值；藉該血氧計裝置之該處理器測定該第一值與該第二值之間的百分比差；及在該血氧計探針之顯示器上顯示出藉該處理器測定之該百分比差。
  2. 如申請專利範圍第1項之方法，其中該第一血氧計測量是第一氧飽和度且該第二血氧計測量是第二氧飽和度。
  3. 如申請專利範圍第1項之方法，其中該百分比差係以數值顯示。
  4. 如申請專利範圍第1項之方法，其包含在該顯示器上顯示該第二值。
  5. 如申請專利範圍第1項之方法，其包含在該顯示器上顯示指向下方之箭頭以指明該百分比差已增加。
  6. 如申請專利範圍第5項之方法，其中該箭頭是紅色的。
  7. 如申請專利範圍第1項之方法，其包含在該顯示器上顯示指向上方之箭頭以指明該百分比差已減少。
  8. 如申請專利範圍第5項之方法，其中該箭頭是綠色的。
  9. 如申請專利範圍第1項之方法，其包含將腎上腺素導至該目標組織中；及經由該顯示器上所顯示百分比值的改變判斷該腎上腺素在該目標組織中的效果。
  10. 一種血氧計系統，其包含血氧計探針，其包含：手持式外殼；容納在該手持式外殼中的處理器；記憶體，其容納在該手持式外殼中，與該處理器電偶合且貯存用於控制該處理器之第一碼； 顯示器，其係從該手持式外殼的外部可及，與該處理器電偶合；及電池，其容納在該手持式外殼中，與該處理器、該記憶體、及該顯示器偶合且供應電力給彼等，其中該碼包括可藉由該處理器執行之指示以供：在第一時間控制該血氧計探針之來源結構以將第一光發射至病人之目標組織中；控制藉由該血氧計探針的多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第一反射光；從該等檢測器結構接收藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到之該第一反射光所產生的第一反射率數據；使該第一反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該等模擬反射率曲線係各與一血氧計參數之值相關；對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第一血氧計參數；基於該第一血氧計參數，藉該血氧計探針之該處理器就第一血氧計測量測定第一值；將藉該處理器就該第一血氧計測量所測定之該第一值貯存於該記憶體中；在第二時間控制該血氧計探針之該來源結構以將第二光發射至該目標組織中； 藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測從該目標組織反射之第二反射光；藉由該等檢測器結構對該等檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；使該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第二反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第二血氧計參數；基於該第二血氧計參數，藉該血氧計探針之該處理器就第二血氧計測量測定第二值；藉該血氧計探針之該處理器從該記憶體擷取該第一值；藉該血氧計探針之該處理器測定該第一值與該第二值之間的百分比差；及控制在該血氧計探針的顯示器上該百分比差的顯示。
  11. 如申請專利範圍第10項之系統，其中該第一血氧計測量是第一氧飽和度且該第二血氧計測量是第二氧飽和度。
  12. 如申請專利範圍第10項之系統，其中該百分比差係以數值顯示。
  13. 如申請專利範圍第10項之系統，其中該碼包括該處理 器可執行之用於控制在該顯示器上顯示該第二值之指示。
  14. 如申請專利範圍第10項之系統，其中該碼包括該處理器可執行之用於控制在該顯示器上顯示指向下方之箭頭以指明該百分比差已增加之指示。
  15. 如申請專利範圍第14項之系統，其中該箭頭是紅色的。
  16. 如申請專利範圍第10項之系統，其中該碼包括該處理器可執行之用於控制在該顯示器上顯示指向上方之箭頭以指明該百分比差已減少之指示。
  17. 如申請專利範圍第16項之系統，其中該箭頭是綠色的。
  18. 如申請專利範圍第10項之系統，其包含將腎上腺素導至該目標組織中；及經由該顯示器上所顯示百分比值的改變判斷該腎上腺素在該目標組織中的效果。
  19. 一種血氧測定方法，其包含：使血氧計裝置之血氧計探針與病患之第一目標組織接觸； 在第一時間段，從該血氧計探針之來源結構傳輸第一光至該第一目標組織中；藉由該血氧計探針之多個檢測器結構檢測從該第一目標組織反射之第一反射光；藉由該等檢測器結構對該多個檢測器結構所檢測到的該第一反射光產生第一反射率數據；將該第一反射率數據與多個模擬反射率曲線擬合；從該第一反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者，其中該等模擬反射率曲線係各與一血氧計參數之值相關；藉該血氧計裝置之該處理器，對與該第一反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者就第一血氧計測量測定至少第一值，其中該第一值可被該處理器改變以供後續之第一光測量；將藉該處理器就該第一血氧計測量所測定之第一值貯存於記憶體中；在第二時間段，從該血氧計探針之該來源結構傳輸第二光至該病患之第二目標組織中；藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測從該第二目標組織反射之第二反射光；藉由該等檢測器結構對該多個檢測器結構所檢測到的該第二反射光產生第二反射率數據；將該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線擬合；從該第二反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合 決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；藉該血氧計裝置之該處理器，對與該第二反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者就第二血氧計測量測定至少第二值；藉該血氧計裝置之該處理器從該記憶體擷取該第一值；藉該血氧計裝置之該處理器測定該第一值與該第二值之間的百分比差；及若藉該處理器測定之該百分比差大於閾值百分比差，則在該血氧計探針之顯示器上顯示出該百分比差。
  20. 如申請專利範圍第19項之方法，其包含：在第三時間段，從該血氧計探針之該來源結構傳輸第三光至該病患的第三目標組織中；藉由該血氧計探針之該多個檢測器結構檢測從該第三目標組織反射之第三反射光；藉由該等檢測器結構對該多個檢測器結構所檢測到的該第三反射光產生第三反射率數據；將該第三反射率數據與該多個模擬反射率曲線擬合；從該第三反射率數據與該多個模擬反射率曲線的擬合決定該等模擬反射率曲線之一或多個最佳擬合者；對與該第三反射率數據擬合之該等模擬反射率曲線中的該一或多個最佳擬合者決定至少第三血氧計參數；基於該第三血氧計參數，藉該血氧計裝置之該處理器 就第三血氧計測量測定第三值；藉該血氧計裝置之該處理器從該記憶體擷取該第一值；藉該血氧計裝置之該處理器測定該第一值與該第三值之間的百分比差；及若藉該處理器測定之該第一值與該第三值之間的百分比差大於閾值百分比差，則在該血氧計探針之顯示器上顯示出該百分比差。
  21. 如申請專利範圍第20項之方法，其中該第一組織與該第二組織是在相同位置。
  22. 如申請專利範圍第20項之方法，其中該第一組織與該第二組織是在相同位置而該第三組織是在不同位置。
  23. 如申請專利範圍第20項之方法，其中該第一組織、該第二組織及該第三組織是在相同位置。
  24. 如申請專利範圍第19項之方法，其中該第一組織與該第二組織是在不同位置。
  25. 如申請專利範圍第19項之方法，其包含基於病患之該第一目標組織的黑色素濃度調整該第一值與該第二值之間的百分比差。
  26. 如申請專利範圍第25項之方法，其包含基於病患之該目標組織的該黑色素濃度調整該第一值與該第三值之間的百分比差。
  27. 如申請專利範圍第19項之方法，其中該百分比差是第一氧飽和度值與第二氧飽和度值的相對氧飽和度值。
  28. 如申請專利範圍第27項之方法，其中該相對氧飽和度值是直到該第二時間段之後且已測定出該第二氧飽和度值之後才能取得以供顯示。
  29. 如申請專利範圍第19項之方法，其包含基於病患之該第二目標組織的黑色素濃度調整該第一值與該第二值之間的百分比差。
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Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
USD1029274S1 (en) * 2016-04-19 2024-05-28 Vioptix, Inc. Medical device
FR3050824B1 (fr) * 2016-04-27 2023-04-28 Connected Physics Procede et appareil de mesure de la concentration en eau dans un materiau diffusant la lumiere.
US10646145B2 (en) * 2018-02-09 2020-05-12 General Electric Company Reflective SpO2 measurement system and method
GB2572626B (en) * 2018-04-05 2021-04-07 Life Meter Srl Pulse oximetry device, system and method
US20220361774A1 (en) 2019-07-24 2022-11-17 Raydiant Oximetry, Inc. Systems and methods for performing trans-abdominal fetal oximetry or pulse-oximetry
EP4087479A1 (en) * 2020-01-10 2022-11-16 Vioptix, Inc. Measurement averaging in a medical device
CN112043287B (zh) * 2020-09-30 2021-07-20 重庆大学 一种脑血氧无创监测方法及监测装置
AU2022325742A1 (en) * 2021-08-09 2024-03-21 JMad Creations, LLC Non-melanin-biased pulse oximeter and accompanied patient monitoring technology
CN114027830B (zh) * 2021-10-29 2024-09-24 深圳大学 一种动脉血氧饱和度测量方法、装置及电子设备
EP4278971A1 (en) * 2022-05-18 2023-11-22 Universität Zürich Optical measurement method using wavelength specific correction factors and corresponding optical sensor
WO2023222779A2 (en) * 2022-05-18 2023-11-23 Universität Zürich Optical sensor and associated methods
WO2024030573A1 (en) * 2022-08-03 2024-02-08 The University Of North Carolina At Chapel Hill Methods, systems, and computer readable media for melanin-concentration-adjusted pulse oximetry
GB202214523D0 (en) * 2022-10-03 2022-11-16 Odi Medical As Oxygen saturation measurement
WO2024118707A1 (en) * 2022-11-30 2024-06-06 The General Hospital Corporation Calculation of gaseous biomarker concentration in tissue via an inverse boundary problem
CN117379033B (zh) * 2023-12-13 2024-02-20 深圳市宗匠科技有限公司 皮肤色素检测方法、装置、计算机设备和存储介质

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100099964A1 (en) * 2008-09-15 2010-04-22 Masimo Corporation Hemoglobin monitor
US20130225952A1 (en) * 2012-02-27 2013-08-29 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for storing and providing patient-related data
US20140046152A1 (en) * 2012-05-03 2014-02-13 Vioptix, Inc. Wireless, Handheld, Tissue Oximetry Device
US20150099955A1 (en) * 2013-10-07 2015-04-09 Masimo Corporation Regional oximetry user interface
US20150257690A1 (en) * 2014-03-14 2015-09-17 Covidien Lp Regional saturation shock detection method and system

Family Cites Families (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0102816A3 (en) 1982-09-02 1985-08-28 Nellcor Incorporated Pulse oximeter
US5555885A (en) * 1988-12-21 1996-09-17 Non-Invasive Technology, Inc. Examination of breast tissue using time-resolved spectroscopy
US5353790A (en) * 1992-01-17 1994-10-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Method and apparatus for optical measurement of bilirubin in tissue
JP2002516689A (ja) * 1998-06-03 2002-06-11 マシモ・コーポレイション ステレオパルスオキシメータ
US6842635B1 (en) * 1998-08-13 2005-01-11 Edwards Lifesciences Llc Optical device
US6519487B1 (en) 1998-10-15 2003-02-11 Sensidyne, Inc. Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus
EP1889569B1 (en) 1999-01-25 2014-06-18 Masimo Corporation Universal/upgrading pulse oximeter
US6385821B1 (en) 2000-02-17 2002-05-14 Udt Sensors, Inc. Apparatus for securing an oximeter probe to a patient
US6591123B2 (en) * 2000-08-31 2003-07-08 Mallinckrodt Inc. Oximeter sensor with digital memory recording sensor data
US20130317328A1 (en) * 2001-04-11 2013-11-28 Tru Touch Technologies, Inc. Methods and Apparatuses for Noninvasive Determination of in vivo Alcohol Concentration using Raman Spectroscopy
US6763256B2 (en) * 2002-08-16 2004-07-13 Optical Sensors, Inc. Pulse oximeter
US20060053522A1 (en) 2004-09-14 2006-03-16 Kimbell Catherine Ann A Pulse oximetry finger sleeve
DE102005051030A1 (de) 2005-08-09 2007-02-15 Flore, Ingo, Dr. Medizinische Messvorrichtung
US8233955B2 (en) 2005-11-29 2012-07-31 Cercacor Laboratories, Inc. Optical sensor including disposable and reusable elements
US20070244377A1 (en) 2006-03-14 2007-10-18 Cozad Jenny L Pulse oximeter sleeve
US8100834B2 (en) * 2007-02-27 2012-01-24 J&M Shuler, Inc. Method and system for monitoring oxygenation levels of a compartment for detecting conditions of a compartment syndrome
US8639309B2 (en) 2007-07-31 2014-01-28 J&M Shuler, Inc. Method and system for monitoring oxygenation levels of compartments and tissue
US8346327B2 (en) * 2007-03-09 2013-01-01 Covidien Lp Method for identification of sensor site by local skin spectrum data
US9380966B2 (en) 2007-06-22 2016-07-05 Vioptix, Inc. Tissue retractor oximeter
RU2010134430A (ru) 2008-01-18 2012-02-27 Джонсон Энд Джонсон Лимитед (In) Эргономичная ручная камера для формирователя эндоскопических изображений
IL192739A (en) 2008-07-10 2015-07-30 Scalpal Llc Handle for grading and dental tools
WO2010011763A1 (en) 2008-07-22 2010-01-28 Jaafar Tindi Handheld apparatus to determine the viability of a biological tissue
CN102176864B (zh) 2008-08-07 2014-12-31 马萨诸塞大学 分光镜传感器
US7997732B2 (en) * 2008-10-06 2011-08-16 The Catholic University Of America Lenslet array for retinal oximetry
US8938279B1 (en) 2009-01-26 2015-01-20 VioOptix, Inc. Multidepth tissue oximeter
US20100298728A1 (en) 2009-05-20 2010-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Signal Processing Techniques For Determining Signal Quality Using A Wavelet Transform Ratio Surface
US7884933B1 (en) 2010-05-05 2011-02-08 Revolutionary Business Concepts, Inc. Apparatus and method for determining analyte concentrations
WO2011152388A1 (ja) 2010-05-31 2011-12-08 Kato Toshinori 生体機能診断装置及びプログラム
JP5642619B2 (ja) 2011-05-12 2014-12-17 富士フイルム株式会社 医療装置システム及び医療装置システムの作動方法
US9186310B2 (en) * 2011-12-08 2015-11-17 John E. Kulesza Methods and compositions for alteration of skin pigmentation
ES2914049T3 (es) 2012-08-10 2022-06-07 Vioptix Inc Dispositivo de oximetría tisular inalámbrico portátil
RU2653799C2 (ru) * 2012-11-23 2018-05-14 Конинклейке Филипс Н.В. Устройство и способ для извлечения физиологической информации
US20140180043A1 (en) * 2012-12-22 2014-06-26 Covidien Lp Methods and systems for determining signal quality of a physiological signal
CN105143448A (zh) * 2013-02-01 2015-12-09 丹尼尔·法卡斯 用于使用多模式光学测量三维地表征组织的方法和系统
EP2976033A4 (en) 2013-03-19 2016-12-14 Surgisense Corp APPARATUSES, SYSTEMS AND METHODS FOR DETERMINING THE OXYGENATION OF A FABRIC
US10182757B2 (en) 2013-07-22 2019-01-22 The Rockefeller University System and method for optical detection of skin disease
CN203647348U (zh) * 2013-12-09 2014-06-18 上海德尔格医疗器械有限公司 一种血氧饱和度检测仪
US9968285B2 (en) * 2014-07-25 2018-05-15 Christie Digital Systems Usa, Inc. Multispectral medical imaging devices and methods thereof
MY189692A (en) * 2015-05-07 2022-02-26 Memorial Sloan Kettering Cancer Center Anti-ox40 antibodies and methods of use thereof

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100099964A1 (en) * 2008-09-15 2010-04-22 Masimo Corporation Hemoglobin monitor
US20130225952A1 (en) * 2012-02-27 2013-08-29 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for storing and providing patient-related data
US20140046152A1 (en) * 2012-05-03 2014-02-13 Vioptix, Inc. Wireless, Handheld, Tissue Oximetry Device
US20150099955A1 (en) * 2013-10-07 2015-04-09 Masimo Corporation Regional oximetry user interface
US20150257690A1 (en) * 2014-03-14 2015-09-17 Covidien Lp Regional saturation shock detection method and system

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US10820863B2 (en) 2020-11-03
JP7165585B2 (ja) 2022-11-04
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JP2019515735A (ja) 2019-06-13

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