JP7061996B2 - 血中酸素飽和度測定で使用するためのデバイス - Google Patents

Description

本発明は医療技術の分野に関し、特に、被検体の血中酸素飽和度測定で使用するための処理デバイス、システム及び方法に関する。本発明は更に、上記方法を実行するための対応するコンピュータプログラムに関する。

ヒトのバイタルサイン、例えば心拍数（ＨＲ）、呼吸数（ＲＲ）又は血中酸素飽和度は、ヒトの現在の状態のインジケータとして、そして深刻な医学的事象の強力な予測因子として機能する。このため、バイタルサインは、自宅における、あるいは更には健康、レジャー及びフィットネス環境における、入院患者及び外来患者のケア環境で広くモニタリングされる。

バイタルサインを測定する１つの方法はプレチスモグラフィである。プレチスモグラフィは一般に、臓器又は身体部分の体積変化の測定、特に心拍ごとに被検体の身体中を移動する心血管脈波に起因する体積変化の検出を指す。

フォトプレチスモグラフィ（ＰＰＧ）は、関心のある組織領域又は体積の光吸収の時間変化する拍動性変化を評価する光学測定技術である。心拍数に関する情報に加えて、ＰＰＧ波形は、呼吸等の更なる生理学的現象に起因する情報を含むことができる。異なる波長（典型的には赤と赤外）における吸収を評価することによって、血中酸素飽和度を決定することができる。これは、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）が異なる吸収スペクトルを示すという事実による。したがって、血色は血中酸素飽和度に依存する。

被検体の心拍数及び酸素飽和度を測定するための従来のパルスオキシメータは、被検体の皮膚に、例えば指先、耳たぶ又は額に取り付けられる。そのため、これらは「接触型」ＰＰＧデバイスと呼ばれる。典型的なパルスオキシメータは、光源としての赤色ＬＥＤ及び赤外線ＬＥＤと、患者の組織を透過した光を検出するための１つのフォトダイオードを含む。市販のパルスオキシメータは、赤色波長での測定と赤外波長での測定を素早く切り替え、これにより、２つの異なる波長で同じ面積又は体積の組織の透過率を測定する。これは時分割多重化と呼ばれる。第１及び第２波長における拍動性吸収は、組織領域内の第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号と、組織領域内の第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号をもたらす。異なる波長における相対的な拍動性振幅から、動脈血酸素飽和度（ＳｐＯ２）を推定することができる。

従来のパルスオキシメトリ（ＰＯＸ）に関連する問題は、精度が限られていることであり、典型的に±３飽和パーセント（saturation percent）である。このような精度は一般に成人には許容可能であるが、新生児集中治療室（ＮＩＣＵ）の新生児患者にはより高い精度が望ましいであろう。なぜなら、血中酸素飽和度の目標範囲が９１％～９５％であり得るからである。酸素飽和度が低すぎると供給不足につながる可能性があり、一方、酸素飽和度が高すぎると、新生児の失明をもたらす可能性がある。特に重症患者の場合、目標範囲は、吸入酸素濃度（ＦｉＯ２）の測定により又は血液サンプルに基づいて制御される可能性がある。

従来のパルスオキシメトリの背景における更なる問題は、アラーム疲労（alarm fatigue）である。アラーム疲労は、人が多数の頻繁なアラームにさらされ、その結果、アラームに対して鈍感になるときに起こる。感度低下は、応答時間の長期化や重要なアラームの見逃しにつながる可能性がある。９１％～９５％というＮＩＣＵにおける目標血中酸素飽和度範囲では、アラーム閾値は８９％及び９５％に設定され得る。したがって、±３飽和パーセントという限られた精度では、誤アラームのリスクが高い。したがって、誤アラーム及びアラーム疲労を減らすために精度を改善することが有利であろう。

精度を向上させるための単純かつ効果的な解決策は、非特許文献１に記載されているように、パルスオキシメータを配置する被検体の身体の場所を慎重に選択することである。ソールセンサで最も高い精度を得ることができることがわかっている。

特許文献１は、装着型のパルスオキシメトリデバイスを開示している。パルスオキシメトリデバイスは、手首のバンドに搭載され、ドーム形状の構造物で尺骨の先端の上方にある領域を固定する。この領域は測定領域として使用される。測定は、固定領域の上に配置された検出器により行われ、検出器は、固定領域の周囲に位置する、異なる波長の光源によって放射された光を検出する。したがって、反射は反射モードでも透過モードでも測定されないが、放射された光から２０°と６０°の間の角度で測定される。トランス・イルミネーションモードと呼ばれるこのモードは、優れた信号対雑音比を達成することを可能にし、そして手首のオキシメトリデータの連続的で信頼できる測定を可能にする。一実施形態において、デバイスは、脈拍数を検出するよう適合されるコヒーレント光散乱（ＣＬＳ）機器を含むことができる。動きアーチファクトを示すデータを最小にするか、さもなければ除外するように、取得されたＣＬＳ及びＰＰＧデータを相関させることができる。

これに対応して、特許文献２は、フォトプレチスモグラフィデバイス及び方法が開示されており、この場合、ＰＰＧ測定値が動的光散乱（ＤＬＳ）測定値と相関される。光吸収に関連する血中分析物濃度パラメータは、ＰＰＧ測定値とＤＬＳ測定値との間の時間的相関に従って測定される。

国際公開第２０１３／０３０７４４号パンフレット 米国特許出願公開第２０１１／００８２３５５号明細書

Das等著、"Pulse oximeter accuracy and precision at five different sensor locations in infants and children with cyanotic heart disease"Indian Journal of Anesthesia、５４（６）：５３１－５３４、２０１０年 Briers著"Laser Doppler and time-varying speckle: a reconciliation"、the Journal of the Optical Society of America、ｖｏｌ．１３、ｎｏ．２、１９９６年 Briers著"Laser Doppler, speckle and related techniques for blood perfusion mapping and imaging"、physiol. Meas. ２２、Ｒ３５－Ｒ６６、２００１年 Kong等著"Non-contact detection of oxygen saturation based on visible light imaging device using ambient light"、Optics Express ２１：１７４６４、２０１３年 Wieringa等著"Contactless multiple wavelength photoplethysmographic imaging: a first step toward ''SpO2 camera" technology"、Ann. Biomed. Eng. ３３，１０３４－１０４１、２００５年 Verkruysse等著"Calibration of Contactless Pulse Oximetry"、Anesthesia & Analgesia、２０１６年 Yang等著"Laser speckle imaging using a consumer-grade color camera"、Optics Letters、Ｖｏｌ．３７、Ｉｓｓｕｅ １９、ｐｐ．３９５７－３９５９、２０１２年

本発明の目的は、改善された信頼性で血中酸素飽和度測定を可能にすることである。酸素飽和度測定の精度を向上させることが特に望ましいであろう。

本発明の一態様では、被検体の血中酸素飽和度測定で使用するための処理デバイスが提示される。処理デバイスは：
－ 被検体の組織領域の第１及び第２検出データを受け取るための入力部であって、第１検出データは、組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータであり、第２検出データは、組織領域に向けて放射される第１波長のコヒーレント光及び第２波長のコヒーレント光に応答して組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータである、入力部と；
－ 第１検出データから、組織領域内における第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号と、組織領域内における第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号を導出するためのＰＰＧユニットと；
－ 第２検出データから、第１波長でプローブされた組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号と、第２波長でプローブされた組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号を導出するためのフローユニットと；
－ フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正し、かつ／又は第１及び第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供するための処理ユニットと；
を備える。

本発明の更なる態様では、被検体の血中酸素飽和度測定で使用するためのシステムが提示される。システムは：
－ 被検体の組織領域に向けて第１波長及び第２波長でコヒーレント光を放射するよう構成されるコヒーレント光源と；
－ 被検体の組織領域の第１及び第２検出データを取得するための検出器であって、第１検出データは、組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得され、第２検出データは、組織領域に向けて放射された第１波長のコヒーレント光と第２波長のコヒーレント光に応答して組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得される、検出器と；
－ 被検体の組織領域の第１及び第２検出データを処理するための、本明細書で開示される上述の処理デバイスと；
を備える。

本発明のまた更なる態様では、対応する方法、コンピュータプログラムがコンピュータで実行されると、コンピュータに本明細書で開示される方法のステップを実行させるためのプログラムコード手段を含むコンピュータプログラム、並びにプロセッサによって実行されると、本明細書で開示される方法を実行させるコンピュータプログラム製品を格納する非一時的コンピュータ可読記録媒体も提供される。

本発明の好ましい実施形態は、従属請求項で定義される。特許請求に係る方法、システム、コンピュータプログラム及び媒体は、特許請求されるような、特に従属請求項で定義され、本明細書で開示されるものと同様及び／又は同一の好ましい実施形態を有することを理解されたい。

本明細書に提示される解決策は、改善された信頼性の血中酸素飽和度測定を可能にする可能性を提供する。特に、提案される解決策の態様は、酸素飽和度測定の精度を向上させる可能性を提供する。

従来の血中酸素飽和度測定は、本質的に酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）による血液の色変化を評価する。本発明は、血中酸素飽和度測定値を較正又は補正するための「カラーブラインド（color-blind）」方法として、血中酸素飽和度測定に使用されるのと同じ波長における流れ情報を更に使用するという考えに基づく。組織領域内の光散乱粒子の流れを示すフロー信号から、特にレーザスペックルイメージング又はレーザドップラーのような干渉技術に基づいて、第１波長及び第２波長でプローブされる潜在的に異なる拍動組織層に関する情報を取得することができることがわかった。したがって、第１波長及び第２波長で異なる血管系をプロービングする影響を評価することができる。この共通の概念に基づいて、第１態様によれば、フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正することができる。第２態様によれば、ＰＰＧ信号の品質又は信頼性を示すフィードバック信号を提供することができる。

本明細書で使用されるとき、灌流は、どのくらいの血液が所与の組織領域を通って流れるか、すなわち組織体積当たりの時間当たりの血液量の単位を指す。したがって、灌流は、拍動性血液量又は拍動性血流がない場合も高い可能性がある、すなわち、完全に非拍動性の流れの場合でも高い可能性がある。逆も同様であり、例えば流れの閉塞はあるが高拍動性の入力がある場合、低灌流の場合にも強いＰＰＧ信号が見られる。したがって、本明細書で使用されるとき、（拍動性）ＰＰＧ信号は、拍動性血液量から生じる、すなわち、組織領域内における光の吸収を示す吸収優位信号である。一方、（拍動性）フロー信号は、組織領域内の粒子の（拍動性）移動から生じる。例えば移動粒子に起因して、スペックルパターンが乱されるか、あるいは周波数シフトが発生する可能性がある。レーザドップラー又はレーザスペックルイメージング（ＬＳＩ：laser speckle imaging）の原理を使用して、フロー信号を決定することができる。したがって、ＰＰＧ信号及びフロー信号は、それぞれ、血液吸収のカラーベースプロービング（color-based probing）及び血液運動のカラーブラインドプロービング（color-blind probing）として説明され得る。

同じ血管系又は拍動組織層が第１波長及び第２波長でプローブされる場合、第１フロー信号は第２フロー信号に対応するはずである。なぜなら、潜在的に異なる吸収にもかかわらず、同じ血流が測定されるためである。一方、異なる拍動組織層が第１波長及び第２波長でプローブされる場合、第１フロー信号と第２フロー信号との間に不一致が存在する可能性がある。したがって、この不一致は、プローブされた拍動組織層の相違を示しており、これを使用して、（ａ）ＰＰＧ信号を補正し、かつ／又は（ｂ）フィードバック信号を提供することができる。

第１及び第２波長単独の（従来の）ＰＰＧ信号では、第１及び第２波長で測定された吸収が、（ａ）酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）及び還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の波長依存吸収特性によって引き起こされたか又は（ｂ）異なる拍動組織層（pulsatile tissue layers）のプロービングによって引き起こされたかを区別することは不可能である。したがって、異なる拍動層（pulsatile layers）をプロービングすることは誤って、不正確な濃度の酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）及び還元ヘモグロビン（Ｈｂ）に帰する可能性がある。したがって、過大又は過小評価された血中酸素飽和度がもたらされる可能性がある。

重要な側面は、少なくとも２つの異なる波長を使用して拍動性血管をプロービングすることであることが理解されよう。パルスオキシメトリ（ＰＯＸ）のメカニズムは吸収に基づく。血色は飽和度で変化するため、ＳｐＯ２（動脈血酸素飽和度）は、これらの波長における相対的な拍動性ＰＰＧ信号から推定される。ここで、これらの波長が異なる侵入深度（penetrations depth）を有するか、かつ／又は異なる拍動層をプローブする場合、１つの波長が他の波長よりも高い拍動層を有する層をプローブするリスクがある。ＰＰＧ振幅の相違の一部は、吸収の違いによるものではなく、幾何学的プロービングの違いによるものであるため、精度が低下する可能性がある。

この共通の概念に基づいて、第１態様では、第１及び第２波長のＰＰＧ信号をこれらの波長のフロー信号に基づいて補正し、補正された拍動性吸収信号を提供することができる。したがって、第１波長と第２波長におけるプローブされた拍動層の差を補正することができ、それにより、補正されたＰＰＧ信号に基づき、血中酸素飽和度のその後の決定の精度を向上させることができる。

この共通の概念に基づいて、第２態様では、ＰＰＧ信号の品質を示すフィードバック信号を、それぞれ第１波長及び第２波長における第１及び第２フロー信号の比較に基づいて提供することができる。したがって、第１波長及び第２波長でプローブされた拍動層の間の不一致を識別することができる。２つの信号の良好な対応関係は、高品質のＰＰＧ信号を示すことができる。しかしながら、ＰＰＧ信号間の不一致は、異なる拍動層をプローブすることを示す可能性がある。その場合、取得された血中酸素飽和度値の信頼性の低下のみが予想される可能性がある。そのようなフィードバック信号は、誤アラームの可能性を評価するのに特に有利であり得る。例えばアラーム信号が高品質のＰＰＧ信号に基づいて決定された場合、それは非常に重大な事象である。一方、低品質のＰＰＧ信号品質についてのフィードバックとともにアラームが提供される場合、それは誤ったアラームであるリスクを負う。例えば第１フロー信号の変調度（modulation depth）（ＡＣ／ＤＣ）が第２フロー信号の変調と所定の閾値を超えて異なる場合、低いＰＰＧ信号品質を示すフィードバック信号が発行される可能性がある。

本明細書で使用されるとき、第１波長及び第２波長は、それに基づいて血中酸素飽和度を決定するのに適した波長、例えば６６０ｎｍ及び８４０ｎｍ若しくは９００ｎｍの波長範囲の赤及び赤外を指す。しかしながら、緑色光と赤色光のような異なる組合せも使用することができる。３つ以上の波長を使用することもできる。

本明細書で使用されるとき、組織領域の第１検出データは、組織領域から受け取られる第１波長（λ１）及び第２波長（λ２）で検出された放射線を示すデータを指し、組織領域の第２検出データは、組織領域に向けて放射された第１波長のコヒーレント光及び第２波長のコヒーレント光に応答して組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長で検出された放射線を示すデータを指す。

本明細書で使用されるとき、ＰＰＧ信号は、組織領域内における所与の波長の光の吸収を示す従来のＰＰＧ信号と見なすことができる。

本明細書で使用されるフロー信号は、レーザスペックルイメージング（ＬＳＩ）又はレーザドップラーのような技術によって取得され得る。移動物体又は粒子から散乱されるコヒーレント（レーザ）光は、散乱体の速度を測定するために使用され得る強度変動を生じる。レーザドップラー及びスペックルの概要は、Briers著の非特許文献２並びにBriersによるトピックのレビュー報告である非特許文献３に与えられている。フロー信号は、被検体の組織領域から受け取った光が、血球のような移動粒子によって乱される程度を示すことができる。要するに、レーザドップラー速度計は、速度を測定するためにドップラー効果によって生じる周波数シフトを使用する。これを使用して体内の血流をモニタリングすることができる。レーザスペックルは、レーザ光で照らされる物体に粒状の外観を与えるランダムな干渉効果を指す。物体が個々の移動散乱体（血球等）を含む場合、スペックルパターンは変動する。

本明細書で使用されるように、拍動性信号（pulsatile signal）は、心拍ごとに被検体の身体を通って進む心血管脈波に起因する変動を示す。一方では、脈波は、組織領域内における第１波長及び第２波長の光の吸収を示す拍動性ＰＰＧ信号をもたらすことになる。他方では、それは、組織領域内における第１波長及び第２波長の散乱光の流れ又は移動を示す拍動性フロー信号（pulsatile flow signal）をもたらすことになる。

一実施形態では、血中酸素飽和度測定で使用するためのシステムは、反射型のシステムとして構成される。本明細書で開示される解決策は、プローブされる拍動組織層に関して第１波長と第２波長の光の間により大きい不一致が予想され得るため、反射型のシステムに特に有利である。従来のパルスオキシメトリフィンガークリップのような従来の透過型のシステムでは、第１及び第２波長における光路は幾分似ている可能性がある。

改良形態において、提案されるシステムは、特に検出器としてカメラを備えるリモートＰＰＧシステムとして構成され得る。リモートＰＰＧ及びリモート血中酸素飽和度測定の一般的概念については、非特許文献４及び非特許文献５を参照されたい。これは、異なる波長におけるＰＰＧ信号の測定に基づいて組織内の動脈血酸素飽和度の非接触イメージングのためのリモートＰＰＧシステムを開示している。このシステムは、モノクロＣＭＯＳカメラ及び３つの異なる波長の（非コヒーレント）ＬＥＤを備える光源を含む。従来のＣＣＤ又はＣＭＯＳカメラを検出ユニットとして使用することができる。較正曲線に基づくリモートＰＰＧシステムの従来の構成が、Verkruysse等の発明者らによる非特許文献６で説明されている。カメラベースの非接触パルスオキシメトリは、ＲＰＯＸの実装であり、ここに提案される解決策からの利益を特に享受し得る。調査される皮膚深度は、典型的に、従来のパルスオキシメータの幾何学的配置よりもはるかに浅い。リモートＰＰＧシステムでは、検出されたＰＰＧ信号に寄与する光の多くは、浅い、典型的には＜０．３ｍｍの深さの皮膚層を通るだけであることがわかっている。

一実施形態では、処理ユニットは、フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正し、補正されたＰＰＧ信号に基づいて被検体の血中酸素飽和度を示す出力を提供するように構成され得る。この実施形態の利点は、補正されたＰＰＧ信号が出力を決定するために使用されるので、より正確な血中酸素飽和度値を決定することができることにある。したがって、プローブされた拍動組織層の差を補正することができる。例えば補正されたＰＰＧ信号の比率比（ratio of ratios）が、血中酸素飽和度を示す出力として提供されてよい。それに基づいて、血中酸素飽和度が、較正曲線を使用して計算されてもよく、次のステップでルックアップテーブルを使用して決定されてもよい。あるいは、処理ユニットは、その出力において決定された酸素飽和度を直接提供してもよい。酸素飽和度を、例えば比と、対応する血中酸素飽和度との間の対応関係を提供するルックアップテーブル又は較正曲線とともに、補正されたＰＰＧ信号の比率比に基づいて決定することができる。

一実施形態では、処理ユニットは、フロー信号に基づいてフィードバック信号を提供するように構成されることができ、フィードバック信号は、ＰＰＧ信号の品質を示し、第１波長における第１フロー信号と第２の波長の第２フロー信号との間の不一致から導出される。したがって、上述のように、フィードバック信号は、ＰＰＧ信号の信頼性に関するインジケータとして機能することができる。これは、真のアラームと誤アラームとの間を区別することを助けることができる。さらに、大きな不一致が検出された場合、オペレータは、より良好な信号の取得のために、検出器及び／又は光源を再配置することができる。不一致は、第１及び第２波長におけるフロー信号の異なる変調及び／又は変調度（ＡＣ／ＤＣ）を示す可能性がある。

一実施形態では、ＰＰＧユニットは、第１波長及び第２波長で検出された放射線の平均に基づいて第１及び第２ＰＰＧ信号を決定するように構成され得る。空間及び／又は時間平均を各波長の検出データに適用することができる。例えば平均光強度を、関心領域の空間平均として、カメラから検出データとして取得されたビデオ信号の一連の画像フレームに基づいて決定することができる。代替的には、例えば単一のフォトダイオードで取得された検出データを処理するとき、時間平均を決定することができる。心周期ごとに少なくとも２つのサンプル値が提供されるように、平均時間を選択することができる。各ＰＰＧ信号は、経時的に検出されたデータの平均の信号トレースを示すことができる。それに基づいて、この信号トレースの時間変調を評価することができる。任意選択で正規化を適用することができる。

一実施形態では、フローユニットは、レーザドップラー及び／又はレーザスペックル技術に基づいて第１及び／又は第２フロー信号を導出するように構成され得る。ドップラー原理によれば、血球のような移動粒子に当たる光は、波長／周波数の変化（ドップラーシフトとも呼ばれる）を受けるが、静的構造に遭遇する光粒子は変化しないで戻る。光の一部は、フォトダイオードのような検出器によってレジストレーションされ得る。ドップラーシフトした光の規模及び周波数分布は血球の数及び速度に直接関係するので、検出データに基づいてフロー信号を計算することができる。したがって、出力信号は、第１波長及び第２波長における微小循環性血流に関する情報を提供することができる。更なる詳細については、レーザドップラー及びレーザスペックル技術の基本原理に関して、Briersによる前述の刊行物を参照されたい。

一実施形態では、フローユニットは、第１波長及び第２波長で検出された放射線の標準偏差に基づいて第１及び第２フロー信号を決定するように構成され得る。各波長における検出データの空間及び／又は時間標準偏差を決定することができる。例えば空間標準偏差を、関心空間領域からの検出強度に基づいて、例えばカメラから検出データとして取得されたビデオ信号の一連の画像フレームに基づいて決定することができる。代替的には、例えば単一のフォトダイオードで取得された検出データを処理するとき、測定値の時間的シーケンスの時間標準偏差を決定することができる。各ＰＰＧ信号は、経時的な検出データの標準偏差の信号トレースを示すことができる。それに基づいて、信号トレースの時間変調を評価することができる。任意選択で正規化を適用することができる。

平均強度を評価してＰＰＧ信号を取得することができるが、ＰＰＧ信号とは対照的に、標準偏差を評価して、それぞれ、第１波長及び第２波長におけるフロー信号を決定することができる。

一実施形態では、フローユニットは、第１波長及び第２波長におけるスペックルコントラストに基づいて第１及び第２フロー信号を決定するように構成され得る。スペックルコントラストは、時間又は空間スペックルコントラストとすることができる。拡散媒体がコヒーレント放射線で照明されるとき、干渉がスペックルパターンを作る。動きがない場合、スペックルパターンは静的である。散乱体のいずれかが動く場合、スペックルパターンは動的になる。あるいは、取得時間がゼロ以外（non-zero）の場合、スペックルコントラストは減少する（ぼやける）。したがって、コントラスト又は標準偏差は下がり、これは、上昇する流れ（flow going up）と解釈することができる。したがって、フローユニット及び／又は処理ユニットは、スペックルコントラスト変動を検出することによってモーションブラーを評価するように構成され得る。例えばピクセルにわたる空間標準偏差を平均ピクセル値で除算することができる。流れはスペックルコントラスト１／ＳＣに反比例する可能性があり、ここで、

であり、ｉは画像のピクセルのインデックスである。このアプローチは、ただ１つの単一フレームのみを使用してスペックルコントラストを決定することができる。あるいは、２つの連続するフレームを考慮して、ピクセル値間の相対的な差を見つけることも可能である。この場合の差が大きいほど、より大きい流れを示す。

改良形態では、検出器は複数のピクセルを含むことができ、信号プロセッサは、第１波長及び第２波長における空間スペックルコントラストに基づいて拍動性散乱信号（pulsatile scattering signal）を決定するように構成され得る。例えば空間スペックルコントラストを、ＣＭＯＳ又はＣＣＤカメラのような検出器ユニットとしてカメラで撮影された画像から取得することができる。この実施形態の利点は、ビデオフレームレートで動作する市販のカメラを使用することができるので、高速の検出手段を必要としないことにある。消費者向けカラーカメラを使用するレーザスペックルイメージングは、非特許文献７で実証されている。

一実施形態では、処理ユニットは、第１波長及び第２波長における第１及び第２フロー信号の時間変調に基づいて、第１及び第２ＰＰＧ信号を補正するように構成され得る。従来のパルスオキシメータでは、血中酸素飽和度は、いわゆるＰＰＧ信号の比率比、すなわち、第２ＰＰＧ信号のＤＣ成分で除算したＡＣ成分の比によって除算した、第１ＰＰＧ信号のＤＣ成分で除算したＡＣ成分の比、に基づいて決定される。この比率比（ＲＲ：ratio of ratios）を、第１波長における第１フロー信号の変調度（ＡＣ／ＤＣ）及び第２波長における第２フロー信号の変調度（ＡＣ／ＤＣ）に基づいて補正することができる。したがって、第１波長の光が第２波長の光とは異なる拍動組織層をプローブする場合、光の吸収に影響を与え、よってそれぞれの波長のＰＰＧ信号にも影響を与えるこの差が補正され、較正される。改良形態では、処理ユニットは、第１波長の第１フロー信号に基づいて第１ＰＰＧ信号を補正し、第２波長の第２フロー信号に基づいて第２ＰＰＧ信号を補正するように構成され得る。

一実施形態では、処理ユニットは、第１波長及び第２波長における第１及び第２フロー信号の振幅に基づいて、第１及び第２波長における第１及び第２ＰＰＧ信号の振幅をスケーリングすることによってＰＰＧ信号を補正するように構成され得る。本明細書では、絶対振幅又は正規化振幅を使用することができる。

改良形態では、処理ユニットは、ＰＰＧ信号の比率比を決定し、フロー信号の比率比に基づいてＰＰＧ信号の比率比を補正するように構成され得る。

一実施形態では、第２検出データを第１検出データとして使用することができる。ＰＰＧ測定はコヒーレント光を使用してよいが、フロー測定、例えば本明細書で使用されるようなレーザスペックルイメージング又はレーザドップラーのフロー測定は、コヒーレント光を使用しなければならないことに留意されたい。一般的に言うと、第１及び第２検出データを別個に取得することができる。しかしながら、一実施形態では、第２検出データは第１検出データとしても使用されてよい。この実施形態の利点は、ＰＰＧ信号とフロー信号を、（組織領域に向けて放射された第１波長及び第２波長のコヒーレント光に応答して取得される、検出された放射線に基づいて）同じ検出データから導出できることである。

時分割多重化、フィルタリング、検出器のそれぞれの感光領域の前に配置される光学フィルタを用いたスペクトル分離のように、第１波長及び第２波長における検出データへの寄与を分離するための既知の技術を適用することができることを理解されたい。

本明細書で説明される処理方法のステップを実行するように構成される信号プロセッサ又はプロセッサは、例えばマイクロコントローラ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、ＦＰＧＡ、汎用ＣＰＵ等を指すことができる。さらに、本明細書で説明される処理デバイス及び／又はプロセッサを、分散処理デバイス又はクラウドベースサービスとして実装することもでき、この場合、異なる処理ステップが同じ又は異なる地理的位置にある異なる物理的エンティティによって実行されてよい。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施形態に関連して明らかになり、説明されるであろう。
本発明の一態様によるシステムの第１実施形態の概略図である。 本発明の一態様による処理デバイスの第１実施形態の概略図である。 本発明の一態様によるシステムの第２実施形態の概略図である。 本発明の一態様によるシステムの第３実施形態の概略図である。 波長に対する酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）及び還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の血液吸収係数を示す図である。 時間に対する第１及び第２波長における拍動強度変調を示す図である。 組織領域を通る透過型測定を示す図である。 図６Ａに示される透過型測定について、皮膚深度に対する検出強度への相対的強度寄与を示す図である。 皮膚深度に対する例示的な拍動プロファイルを示す図である。 組織領域の反射型測定の概略図である。 図７Ａに示される反射型測定について、皮膚深度に対する検出強度への相対的強度寄与を示す図である。 皮膚深度に対する例示的な拍動プロファイルを示す図である。 基準血中酸素飽和度に対するカメラ型の血中酸素飽和度を示す図である。 基準血中酸素飽和度に対する、フィンガープローブによる血中酸素飽和度を示す図である。 異なる日に複数の被検体について繰り返した血中酸素飽和度測定の偏差を示す図である。 検出器としてカメラを使用して検出された放射線の画像を示す図である。 時間に対する第１及び第２波長のＰＰＧ信号の図を示す。 図１０Ｂに示されるＰＰＧ信号に対応する、時間に対する第１及び第２波長のフロー信号を示す図である。 レーザスペックルイメージング機構の概略図である。 本発明の一態様によるシステムとして適合された図１１のレーザスペックルイメージング機構の変更形態を示す図である。 図内のグラフの右側の挿入によって示されるように、それぞれ等しい侵入深度を有するが、異なる血管拍動プロファイルを有する、第１波長及び第２波長の光の２つの例を示す図である。 図１３Ａ（上のグラフ）に示されるような第１血管拍動プロファイル及び図１３Ａ（下のグラフ）に示されるような第２血管拍動プロファイルについての第１及び第２波長における例示的なＰＰＧ信号を示す図である。 図１３Ａ（上のグラフ）に示されるような第１血管拍動プロファイル及び図１３Ａ（下のグラフ）に示されるような第２血管拍動プロファイルについての第１及び第２波長における対応するフロー信号を示す図である。 図６Ａに示されるような透過型測定について、皮膚深度に対する第１波長及び第２波長の検出強度への相対的寄与を示す図である。 図１４Ａの検出強度への相対的寄与、並びに下部に示される結果として得られる比率比とともに、３つの例示的な異なる拍動プロファイルを示す図である。 図１５Ａのグラフの右側の挿入図によってそれぞれ示されるように、等しくない侵入深度と異なる血管拍動プロファイルを有する第１波長及び第２波長の光の２つの例を示す図である。 図１５Ａ（上のグラフ）に示されるような第１血管拍動プロファイル及び図１５Ａ（下のグラフ）に示されるような第２血管拍動プロファイルについての第１及び第２波長における例示的なＰＰＧ信号を示す図である。 図１５Ａ（上のグラフ）に示されるような第１血管拍動プロファイル及び図１５Ａ（下のグラフ）に示されるような第２血管拍動プロファイルについての第１及び第２波長における対応するフロー信号を示す図である。 図７Ａに示されるような反射型測定について、皮膚深度に対する第１波長及び第２波長の検出強度への相対的寄与を示す図である。 図１６Ａの検出強度への相対的寄与、並びに下部に示される結果として得られる比率比とともに、３つの例示的な異なる拍動プロファイルを示す図である。 第１波長及び第２波長でプローブされた体積を含む横断面における、指を通る第１の断面図を示す図である。 やはり第１波長及び第２波長でプローブされた異なる体積を含む、図１７Ａの指の第２の断面図を示す図である。 本発明の一態様による方法のフローチャートである。

図１は、本発明の一態様による、被検体１００の血中酸素飽和度測定で使用するためのシステム１及び処理デバイス１０の第１実施形態の概略図を示す。以下では、処理デバイス１０をデバイス１０と略称することがある。被検体１００、この例では患者は、例えば病院又は他の医療施設内でベッド２０に横たわっているが、例えば保育器に横たわっている新生児や未熟児、あるいは自宅又はスポーツやレジャー活動環境といった異なる環境にいる人であってもよい。

デバイス１０の他に、システム１は、被検体１００の組織領域に向けて第１波長λ１及び第２波長λ２のコヒーレント光を放射するように構成されるコヒーレント光源１６を備え、これは、照明源又は照明ユニットとも呼ばれる。図示される実施形態では、コヒーレント光源１６は、特に第１波長でコヒーレント光を放射するためのレーザダイオードを含む第１レーザ源１６Ａと、有利には第２波長でコヒーレント光を放射するためのレーザダイオードも含む第２レーザ源１６Ｂを含む。したがって、コヒーレント光源１６は、被検体１００の組織領域１０１に向けて、例えば被検体の額に、あるいは手や腕領域１０２のような他の皮膚領域に第１波長λ１及び第２波長λ２のコヒーレント光を放射するように構成される。

システム１は、被検体の組織領域の第１及び第２検出データを取得するための検出器１８を更に含む。第１検出データは、組織領域から受け取った第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得される。第２検出データは、コヒーレント光源１６によって第１波長のコヒーレント光及び第２の波長のコヒーレント光が組織領域に向けて放射されたことに応答して組織領域から受け取った第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって、ある時間に取得される。第１及び第２検出データに基づいて、デバイス１０は、以下で更に詳細に説明されるように、ＰＰＧ信号及びフロー信号を導出することができる。

電磁放射線を第１及び第２波長の光の形態で検出するための検出器（取得デバイス又は信号取得ユニットとも呼ばれる）についての異なる実施形態が存在する。図１に示す実施形態では、検出器１８は、ＣＣＤ又はＣＭＯＳカメラのようなカメラとすることができる。カメラを使用するリモートＰＰＧ及びリモート血中酸素飽和度の一般的概念については、Verkruysseらによる上記論文を参照されたい。その内容は参照により本明細書に組み込まれる。

被検体１００の組織領域１０１の検出データを取得するために、検出器１８は、特に被検体１００の一連の画像フレームを（リモートかつ目立たないように）キャプチャするため、特に被検体１００の一連の画像フレームを検出データとして経時的に取得するために、適切なフォトセンサを含むカメラを備える。カメラによってキャプチャされた画像フレームは、特に例えば（デジタル）カメラ内のアナログ又はデジタルフォトセンサによってキャプチャされたビデオシーケンスに対応し得る。そのようなカメラは、特定のスペクトル範囲（可視、ＩＲ）でも動作し得るか、あるいはＲ、Ｇ、Ｂチャネルのような異なるスペクトル範囲についての情報を提供し得る、ＣＭＯＳ又はＣＣＤセンサを含むことができる。画像フレームは、関連するピクセルを有する複数の画像ピクセルを含むことができる。特に、画像フレームは、フォトセンサの異なる感光性素子でキャプチャされた光強度値を表すピクセルを含むことができる。これらの感光性素子は、特定のスペクトル範囲（すなわち、特定の色又は波長を表す）に敏感であり得る。画像フレームは、各々が、例えば額、頬、喉、手等のような被検体の異なる皮膚領域を表す、いくつかの画像ピクセルの少なくとも２つのグループを含む。これにより、画像ピクセルはフォト検出器の１つの感光性素子に対応してよく、その（アナログ又はデジタル）出力は、あるいは複数の受光性素子の（例えばビニングによる）組合せに基づいて決定されてもよい。

第１波長と第２波長で検出される光の寄与を分離するための異なるアプローチが存在する。例えば検出器１８は、スペクトル領域内の第１波長と第２波長における寄与を区別するために、第１波長における透過に適合したフィルタと第２波長における透過に適合したフィルタを備えることができる。代替又は追加として、時分割多重化を適用することができる。例えばコヒーレント光源１６によるそれぞれの第１及び第２波長での光の放射を制御する光制御ユニット３１を設けることができる。したがって、異なる波長における寄与を、検出データを含む検出ユニット１８の出力信号から時間領域で分離することができる。

デバイス１０は、更に好ましくは、決定された信号及び／又は情報を表示するため、かつ／又はデバイス１０、コヒーレント光源１６、検出器１８及び／又はシステム１の任意の他のパラメータの設定を変更するインタフェースを医療関係者に提供するためのインタフェースに接続される。そのようなインタフェース３２は、異なるディスプレイ、ボタン、タッチスクリーン、キーボード、通信インタフェース又は他のヒューマン・マシン・インタフェース（ＨＭＩ）手段を含んでよい。共通の制御ユニット３０は、デバイス１０、光制御ユニット３１及び任意選択でインタフェース３２も含むことができる。制御ユニット３０は、追加の機能を含む患者モニタとすることができる。

任意選択で、例えば処理ユニットが第１フロー信号と第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供するよう構成される場合、インタフェース３２は、ＰＰＧ信号の品質を示す情報をユーザに提供するように構成され得る。フィードバック信号は、第１フロー信号と第２フロー信号との間の不一致を示すことができる。したがって、フィードバック信号は、信頼性のある血中酸素飽和度を測定することができたどうか、かつ／又は測定することができたときをユーザが判断することを助けることができる。

図１に図示されるシステム１は、例えば病院、医療施設、高齢者介護施設、新生児集中治療室（ＮＩＣＵ）等に配置され得る。患者のモニタリングとは別に、本発明の態様は、新生児モニタリング、一般監視用途、セキュリティモニタリング、あるいはフィットネス機器、ウェアラブルデバイス、スマートフォンのようなハンドヘルドデバイス等といった、いわゆるライフスタイル環境等のような他の分野にも適用されてよい。デバイス１０、検出器１８、コヒーレント光源１６及びインタフェース３２の間の一方向又は双方向通信は、無線又は有線通信インタフェースを介して機能し得る。本発明の他の実施形態は、スタンドアロンでは提供されないが、検出器１８、インタフェース３２又は患者モニタ等の別のシステム構成要素に一体化されるデバイス１０を含んでよい。さらに、デバイス１０は、処理ステップの少なくとも一部が離れた場所で行われるクラウドベースのソリューションを含む複数の構成要素によって、分散型デバイスとして実装され得る。

図２は、図１に図示されるシステム１においてデバイス１０として使用され得る、本発明の一態様によるデバイス１０の第１実施形態の概略図を示す。デバイス１０は、被検体の組織領域の第１及び第２検出データ４２、４３を取得する、すなわち受け取るか又は取り出すための入力部又は入力インタフェース１１を備える。ここで、第１検出データ４２は、組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータであり、第２検出データ４３は、第１波長のコヒーレント光及び第２波長のコヒーレント光が組織領域へ向けて放射されたことに応答して、組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって、経時的に取得されるデータである。

デバイス１０は、第１検出データ４２から、組織領域内における第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１と、組織領域内における第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ２を導出するためのＰＰＧユニット１２を更に備える。デバイス１０は、第２検出データ４３から、第１波長でプローブされた被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号ＦＬ_λ１と、第２波長でプローブされた被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号ＦＬ_λ２とを導出するフローユニット１３を更に備える。フロー信号ＦＬ_λ１、ＦＬ_λ２に基づいてＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１、ＰＰＧ_λ２を補正するため、かつ／又は第１及び第２フロー信号ＦＬ_λ１、ＦＬ_λ２の比較に基づいて、デバイス１０の出力４４として提供され得るフィードバック信号を提供するために、処理ユニット１４が設けられる。

ＰＰＧユニット１２、フローユニット１３及び処理ユニット１４を、例えば１つ以上のプログラムされたプロセッサ又はコンピュータによって、ハードウェア及び／又はソフトウェアで実装することができる。

図１は、システム１が非接触型、すなわちリモート測定用に構成されている実施形態を示す。図３及び図４は、接触型測定用に構成される、被検体の血中酸素飽和度測定で使用するためのシステム１の第２及び第３実施形態を示す。

図３に図示される実施形態では、被検体の血中酸素飽和度測定で使用するためのシステム１は、フィンガークリップ３４及び制御ユニット３０を備える。制御ユニット３０は、デバイス１０と、コヒーレント光源１６を作動させるための光制御ユニット３１を備える。パルスオキシメトリで使用するためのフィンガークリップは、当技術分野で知られているように様々な形態をとることができる。パルスオキシメトリ用の従来のフィンガークリップは、典型的に、第１の赤色波長、例えば６６０ｎｍの光を放射するための第１光エミッタとしての赤色ＬＥＤと、ここでは被検体の指１０３を通る透過型測定のように、被検体の組織領域に向けて赤外光を放射するための、例えば８４０ｎｍ又は９００ｎｍの第２の赤外ＬＥＤとを含む。指１０３はそれによってプローブされる血管１０４を含む。

図３に図示される実施形態では、プローブされる血管１０４を含む指１０３に向けて第１の赤色波長でコヒーレント光を放射するための赤色レーザダイオード１６Ａの形態の第１レーザ源１６ａと、被検体の同じ組織領域に向けて第２の赤外波長でコヒーレント放射線を放射するための赤外レーザダイオードの形態の第２レーザ源１６ｂとを含む、コヒーレント光源１６が設けられる。

図示される実施形態の検出器１８は、第１フォトダイオード１８ａと第２フォトダイオード１８ｂを備える。第１レーザ源１６ａの第１波長を中心とする狭帯域赤色フィルタを、第１フォトダイオード１８ａの前に設けることができ、第２レーザ源１６ｂの第２波長を中心とする第２フィルタを、第２フォトダイオード１８ｂの前に設けることができる。これにより、第１波長及び第２波長における寄与をスペクトル領域において区別することができる。代替的には、図４に図示されるように、単一のフォトダイオードのような単一の検出器要素を提供することができ、例えば時分割多重化及びそれに従って第１レーザ源１６ａ及び第２レーザ源１６ｂのために光制御ユニット３１を制御することによって、信号を分離することができる。検出器１８からの検出データはデバイス１０に提供され、デバイス１０において、図２を参照して説明したように処理され得る。

図４は、本発明の一態様による血中酸素飽和度測定で使用するための接触型のシステム１の第３実施形態を示す。図４に図示されるように、プローブは、プローブされる血管１０４を含む被検体の指１０３に適用される。図示される実施形態では、被検体の組織領域の検出データをデバイス１０に提供する検出器１８として単一のフォトダイオードが設けられている。図示される実施形態では、第１レーザ源１６ａ及び第２レーザ源１６ｂを備えるコヒーレント光源１６を、プローブ３５に一体化することができる。プローブ３５は、被検体の皮膚への取付け用に配置される。

図４に図示されるプローブは表面測定プローブとも呼ばれ、被検体の額のような他の身体部分にも適用でき、図３に図示されるような透過型のソリューションは、異なる形態で、例えば新生児科で新生児の足の周りに巻き付けられるよう配置される形態で適用できることに留意されたい。

ＰＰＧ信号を導出することができる第１検出データを取得するためにコヒーレント光を使用することは必須ではないことを理解されたい。したがって、図１、図３及び図４に図示される実施形態では、非コヒーレント光源を設けることができ、あるいは第１波長及び第２波長で第１検出データを取得するために、環境光を用いることもできる。しかしながら、有利には、第２検出データ、すなわち、第１波長のコヒーレント光及び第２波長のコヒーレント光が組織領域に向けて放射されたことに応答して組織領域から受け取った第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータを、第１検出データとしても使用する。

以下では、本発明の態様の更なる詳細、更なる実施形態及びその基礎となる原理について説明する。

パルスオキシメトリは一般に、例えば赤及び赤外等の第１波長及び第２波長のような異なる波長における相対的なＰＰＧ振幅（ＡＣ／ＤＣとして定義される振幅）を比較することにより、ＳｐＯ２とも呼ばれる血中酸素飽和度を測定する。なぜなら、これらの相対的な振幅は血中酸素に強く依存するからである。パルスオキシメトリが正しく機能するためには、２つの条件が満たされるべきである：すなわち、（１）動脈血管のみが拍動性であることと、（２）ＰＰＧ信号が測定される波長で同じ脈管構造又は拍動組織層（pulsatile tissue layers）をプローブすることである。これらの仮定の一方又は双方が有効でない場合、ＳｐＯ２推定値に重大な不正確性が生じる可能性がある。本明細書で提案される解決策は、２つめの仮定の検証及び／又はその仮定が無効であるときに生じる誤差の補正に対処する。

図５Ａは酸化ヘモグロビンＨｂＯ２と還元ヘモグロビンＨｂの血液吸収係数μ_ａを示している。図５Ａに示されるように、血液吸収係数は波長に強く依存する。関心のある組織領域内における、第１波長λ１、例えば赤の光の吸収を測定し、組織領域内における、第２波長λ２、例えば赤外の光の吸収を測定することによって、酸化ヘモグロビンＨｂＯ２と還元ヘモグロビンＨｂの濃度の比を導出することができる。

図５Ｂは、第１ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１と第２ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ２の図を示す。これらの信号を拍動性ＰＰＧ信号とも呼ぶことができる。これらの図において、縦軸は検出された放射線、すなわち受光強度Ｉを表し、一方、横軸は時間ｔを表す。

フォトプレチスモグラフィによって血中酸素飽和度を決定するためには、以下に例示的に説明されるように、少なくとも２つの波長が必要とされる。接触型パルスオキシメータは、典型的に、関心のある被検体の血管組織を通して赤色（Ｒ）及び赤外線（ＩＲ）（又はより正確には一部の場合には近赤外）光を透過させる。それぞれの光部分（Ｒ／ＩＲ）を、交互に（高速切り替え）方法で透過させて検出することができる。それぞれのスペクトル部分が酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）によって異なるように吸収されると仮定すると、最終的に血中酸素飽和度を処理することができる。酸素飽和度（ＳＯ_２）推定アルゴリズムは、赤及び赤外部分に関連する信号の比を使用することができる。さらに、アルゴリズムは、非拍動性信号成分を考慮することができる。典型的には、ＰＰＧ信号は、ＤＣ成分と比較的小さい拍動性のＡＣ成分を含む。さらに、ＳＯ２推定は一般に、処理値に適用される、経験的に導出された較正係数を含む。典型的には、較正係数（又は較正曲線）は、侵襲性の血中酸素飽和度測定値を含む基準測定値に対して決定される。ＰＰＧデバイスは基本的に、典型的にＨｂＯ２とＨｂの比を含む血中酸素飽和度値に変換されなければならない（スペクトル）信号部分の比を検出するので、較正係数が必要とされる。例えば本開示を限定することを意図しないが、血中酸素飽和度の推定は、以下の一般式に基づくことができる：

一方、ＰＰＧデバイスは単に、少なくとも２つの波長でスペクトル応答からＨｂＯ２とＨｂを仲介して検出するだけである。

一般に、測定されたＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１、ＰＰＧ_λ２は特性信号として、かなり一定の（ＤＣ）部分と、このＤＣ部分に重畳する交流（ＡＣ）部分を含むと考えられる。信号処理手段を適用して、ＡＣ部分を抽出することができ、更には外乱を補償することができる。例えば特性信号のＡＣ部分は、被検体１００の血管活動、特に心拍を高度に示すことができる優位周波数を含むことができる。それでもなお、特性信号、特にＡＣ部分は、更なるバイタルパラメータを示すことができる。これに関連して、動脈血酸素飽和度の検出は重要な応用分野である。基本的に、動脈血酸素飽和度の代表値を、異なるスペクトル部分におけるＰＰＧ信号のＡＣ部分の挙動を考慮して計算することができる。言い換えると、動脈血酸素飽和度の程度は、血管における異なる放射線吸収に反映され得る。さらに、酸素化の度合いに起因する吸光度の差も異なるスペクトル部分にわたって著しく変わるという事実を使用することができる。さらに、信号のＤＣ部分も血中酸素飽和度検出に利用することができる。典型的には、ＤＣ成分は組織、静脈血及び非拍動性動脈血の全体的な光吸収を表す。対照的に、ＡＣ成分は拍動性動脈血の吸収を表し得る。その結果、動脈血酸素飽和度（ＳａＯ_２）の決定を次のように表すことができる：

ここで、Ｃは較正パラメータである。Ｃは、ＡＣ／ＤＣ関係に適用可能な多種多様な較正パラメータを表してよく、したがって、式（２）の厳密な代数的意味で解釈されるべきではない。Ｃは、例えばある一定の定数値、一組の一定の定数又は調整可能な較正パラメータを表してよい。例として、別の例示的なＳａＯ_２導出モデルを以下のように表すことができる：

ここで、Ｃ_１及びＣ_２は線形近似の較正パラメータと見なすことができる。例示的な実施形態では、信号較正パラメータの決定は、パラメータＣ_１を調整又は適合させることに向けられてもよい。それでもなお、代替として、ＳａＯ２導出は、システム１及び／又はデバイス１０内に置かれる（又はそれらによってアクセス可能な）値テーブルに基づいてもよい。値テーブル（ルックアップテーブル又はデータベース）は、 検出されたＰＰＧ信号と所望の較正パラメータとの間の関係の個別の表現を提供することができる。その場合もまた、適合可能な較正パラメータを適用してバイタルパラメータ決定の精度を改善することができる。

式（２）及び式（３）は主に説明の目的で提示されていることを理解されたい。それらは本開示の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。実際には、当業者は、更に適切なＳａＯ_２導出モデルを決定し、確立してもよい。検出されるべき物質に応じて、代替的な波長の組合せ、例えば緑色と赤色を使用することができる。

図６Ａ及び図７Ａは、２つのパルスオキシメトリ光検出の幾何学的配置における光路の差を示す。図６Ａは、フィンガークリップ型パルスオキシメータ構成のような透過型パルスオキシメータプローブのための光検査路（light interrogation path）を示す。図７Ａは、カメラ型機構のようなリモート機構における光検査路を示す。図６Ａ及び図７Ａでは、光源はＴｘで示され、受信機又は検出器はＲｘで示されている。

図６Ａに図示されるような従来の透過型プローブは、比較的深い血管層、典型的には＞１ｍｍ（１ｍｍ超）の血管層をプローブすることがあり、一方、非接触型、特にカメラ型ＰＰＧでは、検査深度（interrogation depth）ははるかに浅く、典型的には＜０．３ｍｍ（０．３ｍｍ未満）である。これは、異なる皮膚層がプローブされること、潜在的には、異なるレベルの体積拍動性（volumetric pulsatility）及び微小血管シャント経路を有し得る異なる血管層がプローブされることを意味する。心血管系の脈拍が動脈から細動脈に伝わると、拍動性は消える。典型的には、体積拍動性は毛細血管ではもはや存在しないと考えられる。皮膚において、細動脈は、より深い層から、それらが２つの毛細血管に分岐する表面に向かって上昇する。したがって、異なる深さをプローブすることは、潜在的に、異なる血管系をプローブすることを意味する。

光路の違い、特に第１波長と第２波長の光路の違いは、以下のようないくつかの理由から、精度に悪影響を与える可能性があることがわかっている：

（１）真皮乳頭層の毛細血管がわずかに拍動性であり、動脈血よりもわずかに低い酸素飽和度を有する場合、皮膚侵入深度ｚで検出された強度Ｉ（ｚ）によって生じる、はるかに高いサンプリング重量は、依然として、ＳｐＯ_２推定に大きな影響を与え得る。言い換えると、最初の仮定は有効ではない可能性があり、異なる検査深度によって明らかにされる。

（２）真皮乳頭層に拍動がほとんどない場合は、比較的薄い表皮だけでなく真皮乳頭層もシャント光源である。これは次いで、ＡＣには寄与することなく、ＰＰＧ信号内のＤＣ部分に寄与する。異なる影響を受けるＤＣレベルをもたらす侵入深度の違いは、ＡＣ／ＤＣ推定、すなわちＰＰＧ振幅又は変調度が、もはや単なる照度正規化ＰＰＧ信号（illumination intensity normalized PPG signal）ではなく、したがって２つのＰＰＧ振幅の比が、もはやＳｐＯ２の正確な推定に影響しないことの原因となる可能性がある。

（３）上記の（２）に関連して、一方の波長が低拍動層中により深く侵入し、他方の波長がこの層をほとんど透過しない場合、２つの波長は異なるＰＰＧ振幅を有する可能性がある。

図７Ａ及び図７Ｂと図６Ａ及び図６Ｂの比較からわかるように、図６Ａに図示されるような光源－検出器（Ｔｘ－Ｒｘ）の幾何学的配置を有する透過型のパルスオキシメータは、図６Ｂに図示される検出強度Ｉ（ｚ）に対する相対的寄与に示されるように、はるかに深い検査深度を有する。一方、図７Ａに図示されるような光源－検出器（Ｔｘ－Ｒｘ）の幾何学的配置を有するリモート又はカメラ型のパルスオキシメータは、図７Ｂに図示される検出強度Ｉ（ｚ）に対する相対的寄与の指数関数的減衰形状曲線によって示されるように、はるかに浅い検査深度を有する。プローブされた組織体積の実際の拍動プロファイルは、典型的には既知でないことに更に留意されたい。図６Ｃ及び図７Ｃは、皮膚侵入深度ｚに対する想定される拍動性Ｐ（ｚ）を示す。

特に図７Ａに図示される反射型の場合、組織領域に向かって放射される放射線は、第１波長及び第２波長で、例えば赤と赤外の波長で異なる侵入深度を有することがある。組織の光学的及び／又は生理学的特性が、例えば静脈プーリング又は血管収縮又は拡張に起因して変わるとき、侵入深度も時間とともに変化し得ることを更に理解されたい。拍動性が血管層の間で変わる場合、侵入深度の差が、ＳｐＯ_２較正、したがって精度を乱す可能性がある。

上記を考慮すると、提案される解決策は、カメラを使用するリモートＳｐＯ２測定に特に有利であり得る。なぜなら、そのような測定は、その照明－検出の幾何学的配置に起因して、赤及び赤外波長、あるいはＳｐＯ_２を導出するために使用される波長の任意の他の組合せが、同じ皮膚深度を検査することになるという無効な仮定に悩まされることがあるためである。

次に図８Ａ及び図８Ｂを参照すると、検査組織内の異なる波長の異なる侵入深度は、図８Ｂに図示される透過型のフィンガープローブ測定における広がりと比べて、図８Ａの図に示されるＳｐＯ２測定のカメラ型の方法における比較的大きな広がりの原因となり得る。縦軸は、図８ＡではＰＰＧカメラで測定されたＳｐＯ２、図８Ｂではフィンガープローブで測定されたＳｐＯ２を示す。横軸は基準ＳｐＯ２測定値を示す。

図８Ａ及び図８Ｂにおいて、各点は、数分の全体のＳｐＯ２（ｔ）トレースにわたる中央値を示す。したがって、各点は、特定の酸素化レベルにおける２つの個々の被検対象を表す。したがって、x＝y軸からの偏差はＳｐＯ２オフセット又は「較正」誤差を表す。それでもなお、ＦＤＡ承認（FDA approval）に関して、ＳｐＯ２カメラは指パルスオキシメータにも近いことがわかる。ｙ＝ｘ軸に対する上及び下の平行線は、ＦＤＡ承認のための＜３％ＲＭＳ（二乗平均平方根）誤差範囲を示す。

例えばＳｐＯ２カメラによるリモート測定は、異なる波長が異なる組織深度を検査する場合に、シャント光の影響に更に悩まされることがあり得ることに更に留意されたい。ＤＣレベル、したがってＡＣ／ＤＣ比は、ＳｐＯ２とは独立に光シャントによって異なる影響を受ける可能性があり、これは誤較正及び不正確性につながる可能性がある。

この状況において、図９は、異なる日に繰り返された複数の志願者についての反復血中酸素飽和度測定のグラフを示しており、これはグループ較正に対する相対的なＳｐＯ２偏差の再現性を示す。図９の縦軸は、測定されたＳｐＯ２値と基準ＳｐＯ２値との間の偏差Δ、すなわちΔＳｐＯ２（％）を示す。横軸は、１からＨまでラベル付けされた異なる志願者Ｖを与える。反復測定の数ｎは以下に与えられる。図９からわかるように、一部の人は繰り返し過大評価を示し、他の人は繰り返し過小評価を示している。そのような個々の偏りは、拍動層が実際には、他の波長よりも、一方の波長によってより大きな範囲に対して検査され得ることを示唆する。図９に示される結果は、カメラ型のパルスオキシメトリについて与えられている。組織表面からの鏡面反射光はＤＣのみに寄与し、ＡＣには寄与しないことに留意されたい。したがって、鏡面反射光は純粋なシャント光、すなわち検出されるよう検出器に向けて放射される前は皮膚内に進入しなかった光であり、それに基づいて血中酸素飽和度が決定される比率比をゆがめる可能性がある。

従来のパルスオキシメトリデバイスは、例えば被検体の指に向けて光を透過する、フィンガークリップ又は赤色ＬＥＤ及び赤外ＬＥＤを使用する透過型機構において、第１波長及び第２波長でＰＰＧ信号のみを評価するが、本発明の一態様による解決策は、ＳｐＯ２モニタリング及び／又はイメージングに適切な波長で、従来使用されている非コヒーレントではなく、安価な拡散レーザダイオードのようなコヒーレントの光源を使用して血中酸素飽和度測定を実行し、ＰＰＧ信号と、被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示すフロー信号とを（ほぼ）同時に取得することを可能にすることを提案する。そのようなフロー信号は、例えばレーザドップラー及び／又はレーザスペックルイメージングのようなレーザスペックル技術を使用して取得することができる。したがって、フロー信号、例えばレーザスペックル画像及びその変調を使用して、異なる波長における異なる潜在的侵入深度及び関連する誤較正に関して、第１及び第２波長のＰＰＧ信号を補正することができ、改善された精度による評価を可能にすることができる。

図１０Ａは、カメラ型機構によるデータ取得の例を示す。「生の」レーザスペックル画像は、従来のＰＰＧ測定で使用されるものと同じ第１及び第２波長、例えば赤及び赤外波長を使用して作成され得る。測定に使用される組織領域は、図１０Ａでは矩形で示されている。対応する画像が第１波長と第２波長で取得される。更なる波長を使用することができることに留意されたい。このような一連の画像、例えばＣＣＤ又はＣＭＯＳカメラによって取得されるビデオ信号の画像に基づいて、検出データを経時的に取得することができる。

図１０Ｂは、第１波長及び第２波長における例示的なＰＰＧ信号を示し、各ＰＰＧ信号は、組織領域内における、それぞれの波長の光の吸収を示す。各波長におけるＰＰＧ信号は下記の式によって計算され得る：

ここで、＜Ｉ＞は、図１０Ａの矩形によって示されるような画像フレームの関心領域（ＲＯＩ）にわたる平均ピクセル又は強度値であり、＜Ｉ＞_ＤＣは、経時的に平均化した、特に幾つかの心周期にわたって平均化した関心領域にわたる平均ピクセル又は強度値である。吸収に基づくＰＰＧ信号は、拍動性の「カラーベース」プロービングと考えることができる。ここでは赤色光を使用して取得されるＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１は、より小さなＰＰＧ振幅を有している。この小さなＰＰＧ振幅は、ここでは赤外線を使用する第２波長における高い吸収と比較して、λ１における、より小さなＨｂＯ２の吸収係数を示す。

本明細書で開示される手法は更に、そのような従来のＰＰＧ測定を流れ測定と組み合わせて、第１波長及び第２波長における被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１及び第２フロー信号を取得することを提案する。そのような測定は、レーザスペックルイメージング又はドップラー等の干渉技術に基づく「カラーブラインド」測定として行うことができる。図１０Ｃに示される例では、レーザスペックルイメージングを使用して流れを決定する。

図１０Ｃは、第１波長λ１における被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号ＦＬ_λ１と、第２波長λ２における被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号ＦＬ_λ２を示す。

図１０Ｃに示される例では、

によってスペックルコントラストをレーザスペックルイメージング信号として決定することにより、第１及び第２波長におけるフロー信号ＦＬ_λ１及びＦＬ_λ２を計算することができる。ここで、σは、関心領域内のピクセルにわたる標準偏差であり、＜Ｉ＞は、画像フレームの関心領域にわたる平均ピクセル又は強度値である。フロー信号は、拍動流に起因して拍動性である。等しい侵入深度の場合、フロー信号の変調（ＡＣ／ＤＣの比）は両波長で同じであろう。

したがって、提案される解決策は、従来の「カラーベース」のＰＰＧ測定と干渉効果に基づく「カラーブラインド」流れ測定の組合せに基づく。ＬＳＩのような干渉技術又はスペックルベースの技術は、干渉技術であるため、コヒーレント（レーザ）光を必要とすることを再び強調しておかなければならない。スペックルパターンは、動きによってぼやけるインターフェログラムと見なすことができる。吸収ベースのＰＰＧ信号はコヒーレント光を使用してもよいが、非コヒーレント光源でも機能することができる。

一実施形態では、提案されるデバイス１０及び／又はシステム１を、２つ以上の別個の物理的エンティティによって実装することができる。これらのエンティティは、例えばデータ数値インタフェース又はBluetooth（登録商標）、Wi-Fi等を使用して有線又は無線で接続されて、データ及び／又は情報を交換することができる。

例えば提案されたデバイス１０及び／又はシステム１を、流れ測定デバイス及びパルスオキシメータデバイスにより実装することができる。それらは別個の物理的エンティティとして提供され得る。パルスオキシメータデバイスは、第１検出データを受け取るための第１入力部を備えることができ、第１検出データは、組織領域から受け取られる第１波長（λ１）及び第２波長（λ２）の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータである。流れ測定デバイスは、第２検出データを受信するための第２入力部を備えることができ、第２検出データは、組織領域に向けて放射された第１波長のコヒーレント光及び第２波長のコヒーレント光に応答して、組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータである。図２を参照すると、入力部１１は、したがって、第１入力部と第２入力部とを備えて実装することができる。

この実施形態では、パルスオキシメータデバイスは、第１検出データから、組織領域内における第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号と、組織領域内における第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号を導出するためのＰＰＧユニット１２を備えることができる。それに対応して、流れ測定デバイスは、第２検出データから、組織領域内における第１波長の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号と、組織領域内における第２波長の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号を導出するためのフローユニット１３を備えることができる。

任意選択で、流れ測定デバイスは、被検体の組織領域に向けて第１波長及び第２波長でコヒーレント光を放射するように構成される第１コヒーレント光源を備えてよい。任意選択で、流れ測定デバイスは第２検出データを取得するための検出器を備えてよい。任意選択で、パルスオキシメータデバイスは、被検体の組織領域に向けて第１波長及び第２波長でコヒーレント光又は非コヒーレント光を放射するように構成される第２コヒーレント光源を備えてよい。任意選択で、パルスオキシメータデバイスは、第１検出データを取得するための第２検出器を備えてよい。有利には、検出器及び／又はコヒーレント光源を流れ測定デバイスとパルスオキシメータデバイスによって共有することができることを理解されたい。

この実施形態では、フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正するため、かつ／又は第１及び第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供するために、処理ユニット１４が、流れ測定デバイス、パルスオキシメータデバイス及び／又は更なる物理的エンティティに少なくとも部分的に含まれ得る。処理ユニットを、例えばパルスオキシメータデバイスと流れ測定デバイスとの間に分散させることもできる。例えば流れ測定デバイスにおけるフロー信号に基づいて、ＰＰＧ信号を補正するための補正データとして比率比を決定することができる。パルスオキシメータデバイスは、そのような補正データを受け取るための入力部を含むことができ、それに基づいてＰＰＧ信号を補正するように更に構成され得る。

パルスオキシメータデバイスは、補正データを常には提供される必要はないことを理解されたい。フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正するために、例えば測定の開始時にのみ、ある時間間隔で、あるいは測定条件が変化したと判断したときに、そのような補正データを提供すれば十分であり得る。そのような場合、較正に必要なときにだけ流れ測定を実行すれば十分である可能性があるが、一方、ＰＰＧ測定は長期間にわたって実行され得る。例えばパルスオキシメータデバイスは、被検体を常にモニタリングし得るが、第１及び第２波長でフロー信号を測定するための流れ測定デバイスデバイスは、較正のためだけに提供される。有利には、そのような流れ測定デバイスは複数の被検体の間で共有することさえ可能である。

図１０Ａ～図１０Ｃに示す例は、赤色光と赤外光が同じ血管系をプローブする場合を表している。ＬＳＩ変調度は実質的に同じであるが、ＰＰＧ変調度は、動脈血に対する異なる吸収係数を反映する。２つの波長からのフロー信号変調度（ＡＣ／ＤＣ）は、類似の組織層がプローブされる場合、類似するはずである。なぜなら、スペックルダイナミクスの散乱は、吸収によって影響されないか、少なくとも同程度ではないからである。

しかしながら、２つの波長におけるフローシグナルの変調度が異なる場合、これは侵入深度が異なっていたこと、そして一方の波長が他方よりも、より拍動性の血管系を持つ層を「見る（see）」ことを示している可能性がある。結果として、第１及び第２波長における第１及び第２フロー信号の変調度の間の比を使用して、第１及び第２波長におけるＰＰＧ信号の比率比（ＲＲ）を補正することができる。このようにして、ＳｐＯ２測定は、２つの波長の侵入深度の差について補正することができる。

図１１及び図１２は、従来のレーザスペックルイメージング機構と、本明細書で開示される血中酸素飽和度で使用するためのシステムの実施形態との間の違いを示す。図１１に図示されるレーザスペックルイメージング機構は、被検体の組織領域１０１に向けて１つの波長λ１のみでコヒーレント光を放射するための単一のレーザ源１６ａを含む。コヒーレント光源１６ａのビームを拡大するために任意の拡大器１９を設けることができる。照射された組織領域１０１は、検出器１８としてのカメラ、ここではＣＣＤカメラによって撮像される。カメラの出力信号に基づいて、レーザスペックル撮像信号ＬＳＩ_λ１（ｔ）を得ることができる。

本発明の一態様による図１２に示すシステムは、第１及び第２波長λ１、λ２のコヒーレント光で被検体の組織領域を照明する第１レーザ源１６ａと第２レーザ源１６ｂを備えるコヒーレント光源１６を備える。やはり、検出器１８は、ＣＣＤカメラ又はＣＭＯＳカメラのようなカメラとすることができる。しかしながら、ここでは、カメラの出力に基づいて、第１波長における被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号として第１レーザスペックル撮像信号ＬＳＩ_λ１（ｔ）と、第２波長における被検体の組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号として第２レーザスペックル撮像信号ＬＳＩ_λ２（ｔ）を取得することが可能である。さらに、被検体の組織領域内における第１波長λ１の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１（ｔ）と、被検体の組織領域内における第２波長λ２の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ２（ｔ）を取得することができる。したがって、そのような二重波長の機構は、ＰＰＧ信号とＬＳＩ信号を提供することができ、ＰＰＧ信号とＬＳＩ信号から、改善された精度の血中酸素飽和度測定のためのＰＰＧ及びフロー信号変調度を導出することができる。

図１３Ａ～図１４Ｂは、等しい侵入深度での血中酸素飽和度測定のシナリオを示す。ＰＰＧ信号の振幅は：

に比例する。ここで、μ_ａ（λ）は波長依存吸収係数であり、Ｉ（ｚ）は検出強度に対する相対的寄与を表し、Ｐ（ｚ）は皮膚深度ｚに対する拍動性を表す。しかしながら、それぞれ図６Ｃ及び図７Ｃに示されるように、深度（ｚ）に応じた拍動性の実際のプロファイルＰ（ｚ）は、一般に未知である。異なる拍動プロファイルを有することの結果は、従来の透過型接触パルスオキシメータにとってあまり劇的ではなく、ここでＩ_λ１（ｚ）≒Ｉ_λ２（ｚ）である。この場合、赤と赤外のＰＰＧ振幅の比はほとんどμ_ａ（λ）に依存し、ＳｐＯ２を適度な精度で推定することができる。このシナリオは、図１３Ａから図１４Ｂに示されている。

図１３Ａに示されるように、第１波長λ１及び第２波長λ２の放射線は、同じ程度まで組織に侵入する。したがって、第１及び第２波長が同じ組織深度をプローブするという仮定に反しない。したがって、図１３Ａの上段及び下段のグラフの右側の挿入図において破線の曲線Ｐ（ｚ）によって示されるように異なる血管拍動性を仮定しても、異なる血管拍動プロファイルは、ＰＰＧ振幅ｍ＿ＰＰＧ_λ１及びｍ＿ＰＰＧ_λ２の比率の比に実質的に影響しない。したがって、この場合、未知の拍動プロファイルは、図１３Ｂに図示されるように、ＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１及びＰＰＧ_λ２に基づくＳｐＯ２の決定に影響を与えない可能性がある。対応して、図１３Ｃに図示されるように、第１及び第２波長におけるフロー信号ＦＬ_λ１及びＦＬ_λ２もまた、それぞれｍ＿ＦＬ_λ１及びｍ＿ＦＬ_λ２によって与えられる同じ変調度（ＡＣ／ＤＣ）を示す。

図１４Ａは、皮膚深度ｚに対する検出強度Ｉ_λ（ｚ）への相対的寄与のグラフを示す。曲線Ｉ_λ１（ｚ）とＩ_λ２（ｚ）は、第１波長と第２波長においてほぼ同様である。図１４Ｂでは、破線の曲線で示すように、３つの異なる拍動プロファイルＰ１、Ｐ２及びＰ３の影響が示されている。理解されるように、比率比は実質的に影響されず、正しい血中酸素飽和度値、ここでは９２％をもたらす。

次に図１５Ａ～図１６Ｂを参照すると、深度を伴う拍動プロファイルの変動は、反射型又はリモート血中酸素飽和度測定について著しく大きな影響を有する可能性がある。第１及び第２波長に対して実質的に異なる侵入深度が起こり得る。したがって、上式によって与えられる第１及び第２波長におけるＰＰＧ振幅は、血液吸収係数μ_ａ（λ）によって影響されるだけでなく、波長依存の相対的な侵入深度Ｉ_λ（ｚ）と実際の拍動プロファイルＰ（ｚ）にも依存する。

侵入深度は散乱と吸収に依存する。赤外光は赤よりもわずかに少なく散乱するが、赤外光が典型的に赤よりもやや深く浸透すると結論付けることは安全ではない。これは、ＨｂＯ２が赤よりも赤外ではるかに良好に光を吸収するためであり、このことは、侵入深度に対しては逆の効果を有する。そして、これは、ＨｂＯ２と比べて、Ｈｂについてはあまり当てはまらない。したがって、先験的には、どの波長がより深く侵入するかは明らかではない。実際、これはまた、例えば患者の集中化に起因して、静脈プーリング及び／又は静脈血の飽和度の変化及び／又はシャントの開閉に応じて動的に変化する可能性もある。そのような生理学的効果はＰ（ｚ）とＩ_λ（ｚ）の双方に影響を与えるであろう。

例えば皮膚が上方層に向けてより多くの血液を調節するとき、それは赤と赤外光の双方の検査深度を減少させるが、その高い吸収係数に起因して、赤外光の方がはるかに大きく、赤光によりも不釣り合いに大きい。したがって、赤外ＰＰＧ信号の振幅が、赤色ＰＰＧ信号の振幅よりも大幅に減少する可能性があり、これはＳｐＯ２の過小評価につながる可能性がある。

図１５Ａは、垂直方向の矢印で示されるように、第１波長λ１と第２波長λ２の光が異なる侵入深度を示す場合を図示する。さらに、図１５Ａの上側及び下側のグラフは、挿入図に異なる血管拍動プロファイルＰ（ｚ）を示す。その結果、図１５Ｂに示されるように、第１波長及び第２波長のＰＰＧ信号ＰＰＧ_λ１及びＰＰＧ_λ２は、異なる変調ｍ＿ＰＰＧ_λ１及びｍ＿ＰＰＧ_λ２を経験することになる。例えば赤外光は赤色光よりも深く侵入することができない。これを、不均一な血管拍動プロファイルと組み合わせると、図１５Ｂにおける上側及び下側のグラフの双方において誤ったＳｐＯ２推定値を与える可能性がある。前の図１３Ｂに示されるように、正確なＳｐＯ２値は１００％であろう。この誤差は、図１５Ａの上下のグラフの挿入図に示される拍動プロファイルに依存する。下のグラフでは、上の組織層は、図１５Ａの上のグラフと比較して血管拍動性が少なく、第２波長λ２における赤外ＰＰＧ振幅は、第１波長λ１における赤ＰＰＧ振幅よりも大幅に減少され得る。これはＳｐＯ２の過小評価につながる可能性がある。

この誤差は、ＰＰＧ信号に使用されたのと同じ波長で取得されたフロー信号における差を見ることによって検出できることがわかっている。例えば第１及び第２波長におけるスペックルコントラスト変調度を評価することができる。例えば赤と赤外の侵入深度が等しかった場合、スペックル信号の赤外／赤の比率は１になるであろう。しかしながら、プローブされた拍動組織層が異なる場合、第１波長及び第２波長におけるフロー信号ＦＬ_λ１及びＦＬ_λ２は、図１５Ｃに図示されるように異なる変調ｍ＿ＦＬ_λ１及びｍ＿ＦＬ_λ２を経験するであろう。 与えられた例では、ＬＳＩ変調度は、赤が実際に赤外よりもより拍動性のある層を見ることを示す。したがって、第１の赤の波長における第１フロー信号の変調ｍ＿ＦＬ_λ１は、第２の赤外波長における第２フロー信号の変調ｍ＿ＦＬ_λ２よりも高い。

図１６Ａは、第１波長λ１及び第２波長λ２における皮膚深度ｚに対する検出強度Ｉλ（ｚ）への相対的寄与を示す。反射型の測定では、波長依存性指数関数的減衰関数によって、寄与を近似することができる。例えば赤光と赤外光は、リモートのカメラ型の機構では異なる侵入深度を経験する可能性があり、これは、拍動プロファイルに応じて、両波長で測定されたＰＰＧ信号及びそれらの比について非線形の結果を有する可能性がある。

図１６Ｂにおいて、これは、ＳｐＯ２推定の基礎となる第１ＰＰＧ信号と第２ＰＰＧ信号の比率の誤った比をもたらす、３つの異なる拍動プロファイルＰ１、Ｐ２、及びＰ３について例示的に示されている。図示される例では、これはＳｐＯ２の過大評価につながる。重要な要因は、表面に近づくにつれて、あるいは細動脈が下から来て毛細血管に分岐し、それにより拍動性の低下を示すにつれて、拍動性が徐々に減少することに起因する可能性がある。

本明細書で提案される解決策では、この影響を軽減することができる。第１波長及び第２波長におけるフロー信号の変調度は拍動性の「カラーブラインド」測定と見ることができるので、これを使用して、フロー信号振幅（ＡＣ／ＤＣ）を用いてＰＰＧ振幅（ＡＣ／ＤＣ）をスケーリングすることができることがわかっている。

最初のステップでは、

を計算することにより、比の従来のＰＰＧ比を計算することによって決定することができる。

対応して、

によって、フロー信号について比率比を決定することができる。

これに基づいて、補正された比率比を決定することができ、これは次いで、
RR_corrected＝RR_PPG／RR_FL (10)
によってＳｐＯ２計算の基礎を形成することができる。

これに基づいて、例えばルックアップテーブル又は以下のような較正曲線を使用して、血中酸素飽和度ＳｐＯ２を決定することができる：
SpO2＝C₁－C₂・RR_corrected (11)

図１５Ａ～図１５Ｃの上のグラフに示されているシナリオの場合、補正された比率比を以下のように決定することができる：

対応して、図１５Ａ～図１５Ｃの下のグラフでは、補正された比率比を以下のように決定することができる：

上記の例では、ＰＰＧの比率比は、フロー信号の比率比でスケーリングされている。当然、各ＰＰＧ信号を同じ波長のそれぞれのフロー信号でスケーリングすることも可能である。特に、３つ以上の波長を扱う場合は、最後のスケーリングがより明確になる。したがって、各波長において、補正を以下の形で適用することができる。
m_PPG_λ,corrected＝m_PPG_λ/m_FL_λ (14)

多波長アプローチでは、相対的ＰＰＧ振幅をベクトル（5、3、2）として、あるいは正規化されたベクトル（0.81、0.49、0.32）として記載することができる。ＰＰＧ信号をそれぞれの波長のフロー信号でスケーリングすることは、正規化の前又は後に行うことができる。

フロー信号の絶対変調度、あるいは相対的な、すなわち正規化された変調度を使用できることを理解されたい。例えば絶対変調度は、増加した拍動性成分又は減少したＤＣ成分に起因して、例えば一定の非拍動性の流れに起因して増加し得る。結果として、変調度は、両方の波長に対して同程度まで変化し、同じ比が適用されるので、これらの異なるフロー信号によるＰＰＧ振幅の補正は依然として正しいであろう。したがって、そのような違いは提案される補正を損なうことはないであろう。

ここで図１７Ａ及び図１７Ｂを参照すると、この実施形態は、提案される解決策が、血中酸素飽和度の反射型のリモート測定だけでなく、透過型の測定にも有利であり得ることを示す。図１７Ａは、図３に示される実施形態と同様に、被検体の指１０３を通る断面図を示している。指１０３は指の爪１０５と骨１０６を更に含む。コヒーレント光源１６は、被検体の指１０３を通して第１波長のコヒーレント光を放射するように配置された第１レーザダイオード１６ａと、被検体の指１０３を通して第２波長のコヒーレント光を放射するように配置された第２レーザダイオード１６ｂを備える。検出器１８は、組織領域に向かって放射された第１波長のコヒーレント光と第２波長のコヒーレント光に応答して、組織領域から受け取った第１及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に検出データを取得する。

図１７Ａ及び図１７Ｂに図示されるように、透過型測定であっても、異なる拍動組織層を含む異なる体積を異なる波長でプローブすることができる。第１体積１０８を第１波長λ１でプローブし、第２体積１０９を第２波長λ２でプローブすることができる。本明細書に開示される解決策では、これを補正することができるので有利である。

例えば図１７Ａ及び図１７Ｂにおいて、赤は赤外よりもあまり吸収されないことがある。なぜなら、例えば血液の大部分は十分に飽和しているからである。その結果、赤用のプロービング体積１０８は赤外用のプロービング体積１０９よりもはるかに広い。光源から検出器までほぼ直線で移動するこれらの赤外線光子のみが検出器に到達する機会がある。赤色光子は、減衰がはるかに弱いので、自由度がより高く、光源に到達する前に拍動体積内で散乱する。波長間の差が逆転する、すなわち赤外が赤よりもあまり吸収されないことがある別の例も考えられ得ることを理解されたい。さらに、骨１０６は、光が回避する必要がある障害物の原因となる。所与の例では、赤外は、この障害物により赤よりも乱されることになる。しかしながら、そのような障害物がない場合も、異なるプロービング量が、拍動性血管内の血液の酸素飽和度とは無関係なわずかに異なる変調度を招く。したがって、流れ信号に基づく補正は、透過型測定における信頼性を改善することを助けることができる。

図１７Ａ及び図１７Ｂに示すようなシナリオで使用するためのシステムとしては、例えば、図３及び図４を参照して上述したように実装することができる。単一のフォトダイオードは検出器１８とすることができる。この場合、第１及び第２フロー信号を、レーザドップラー技術に基づいて決定することができる。レーザスペックルイメージング及びカメラ型のＰＰＧに基づく上述のカメラ型の場合についても、フロー信号とＰＰＧ信号の双方が、関心領域にわたって平均化された信号をもたらし得ることを理解されたい。したがって、単一の（非画像）検出器を使用して導出された信号と同様に、空間的なｘ又はｙ情報を伴わず経年変化（temporal variation）のみを有する点測定（point measurements）に、信号を本質的に凝縮することができる。したがって、ＰＰＧ信号をそれぞれの波長のフロー信号でスケーリングする原理を、非画像信号にも適用することができる。

本発明の一態様による方法２００のフローチャートを図１８に示す。第１ステップＳ２０１において、被検体の組織領域の第１検出データを取得する（すなわち、受け取るか又は取り出す）。第２ステップＳ２０２において、被検体の組織領域の第２検出データを取得する（すなわち、受け取るか又は取り出す）。任意選択で、第２検出データを取得して第１検出データとして使用することができる。したがって、同じ検出データを使用することができる。第３ステップＳ２０３において、第１ＰＰＧ信号及び第２ＰＰＧ信号が第１検出データから導出される。第４ステップＳ２０４において、第１フロー信号及び第２フロー信号が第２検出データから導出される。なお、第４ステップＳ２０４は、第３ステップＳ２０３の前に行われてもよく、同時に行われてもよい。第５ステップＳ２０５において、フロー信号に基づいてＰＰＧ信号を補正することができ、かつ／又は第１及び第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供することができる。ＰＰＧ信号を補正した後の任意選択の更なるステップＳ２０６において、補正されたＰＰＧ信号に基づいて、被検体の血中酸素飽和度値を決定することができる。

本発明を、図面及び前述の説明において詳細に図示及び説明してきたが、そのような図示及び説明は、限定ではなく、実例又は例示と見なされるべきであり、本発明は開示された実施形態に限定されない。開示された実施形態に対する他の変形は、図面、本開示及び添付の特許請求の範囲の検討から、特許請求に係る発明を実施する際に当業者によって理解され、達成され得る。

特許請求の範囲において、「備える（comprising）」という用語は他の要素又はステップを除外せず、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数を排除しない。単一の要素又は他のユニットが特許請求の範囲に記載されるいくつかの項目の機能を果たすことがある。特定の手段が互いに異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組合せを有利に使用することができないことを示すものではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒に又はその一部として供給される光記憶媒体又は固体媒体のような適切な非一時的媒体に格納／分散され得るが、インターネットや他の有線又は無線の電気通信システムを介するような他の形態で分散されてもよい。

特許請求の範囲におけるいかなる参照符号も、その範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (14)

1. 被検体の血中酸素飽和度測定で使用するための処理デバイスであって、当該処理デバイスは：
   被検体の組織領域の第１及び第２検出データを受け取るための入力部であって、前記第１検出データは、前記組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータであり、前記第２検出データは、前記組織領域に向けて放射された前記第１波長のコヒーレント光及び前記第２波長のコヒーレント光に応答して前記組織領域から受け取られる前記第１波長及び前記第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータである、前記入力部と；
   前記第１検出データから、前記組織領域内における前記第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号と、前記組織領域内における前記第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号を導出するためのＰＰＧユニットと；
   前記第２検出データから、前記第１波長でプローブされた前記組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号と、前記第２波長でプローブされた前記組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号を導出するためのフローユニットと；
   前記第１及び第２フロー信号に基づいて前記第１及び第２ＰＰＧ信号を補正し、かつ／又は前記第１及び第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供するための処理ユニットと；を備える、
   処理デバイス。
2. 前記処理ユニットは、前記第１及び第２フロー信号に基づいて前記第１及び第２ＰＰＧ信号を補正し、前記補正された第１及び第２ＰＰＧ信号に基づいて前記被検体の血中酸素飽和度を示す出力を提供するように構成される、
   請求項１に記載の処理デバイス。
3. 前記処理ユニットは、前記第１及び第２フロー信号に基づいて前記フィードバック信号を提供するように構成され、前記フィードバック信号は、前記第１及び第２ＰＰＧ信号の品質を示し、前記第１波長の前記第１フロー信号と前記第２波長の前記第２フロー信号との間の不一致から導出される、
   請求項１又は２に記載の処理デバイス。
4. 前記ＰＰＧユニットは、前記第１波長及び前記第２波長における前記検出された放射線の強度の空間的又は時間的な平均に基づいて、前記第１ＰＰＧ信号及び前記第２ＰＰＧ信号を決定するように構成される、
   請求項１乃至３のいずれか一項に記載の処理デバイス。
5. 前記フローユニットは、レーザドップラー及び／又はレーザスペックル技術に基づいて、前記第１フロー信号及び前記第２フロー信号を導出するように構成される、
   請求項１乃至４のいずれか一項に記載の処理デバイス。
6. 前記フローユニットは、前記第１波長及び前記第２波長における前記検出された放射線の強度の空間的又は時間的な標準偏差に基づいて、前記第１及び第２フロー信号を決定するように構成される、
   請求項１乃至５のいずれか一項に記載の処理デバイス。
7. 前記フローユニットは、前記第１波長及び前記第２波長におけるスペックルコントラストに基づいて、前記第１及び第２フロー信号を決定するように構成される、
   請求項１乃至６のいずれか一項に記載の処理デバイス。
8. 前記処理ユニットは、前記第１波長及び前記第２波長における前記第１及び第２フロー信号の強度の時間変調に基づいて、前記第１及び第２ＰＰＧ信号を補正するように構成される、
   請求項１乃至７のいずれか一項に記載の処理デバイス。
9. 前記処理ユニットは、前記第１波長及び前記第２波長における前記第１及び第２フロー信号の振幅に基づいて、前記第１及び第２ＰＰＧ信号の振幅をスケーリングすることによって、前記第１及び第２ＰＰＧ信号を補正するように構成される、
   請求項１乃至８のいずれか一項に記載の処理デバイス。
10. 前記処理ユニットは、前記第１ＰＰＧ信号の成分比率に対する前記第２ＰＰＧ信号の成分比率の比率比を決定し、前記第１フロー信号の成分比率に対する前記第２フロー信号の成分比率の比率比に基づいて前記ＰＰＧ信号の前記比率比を補正するように構成される、
    請求項１乃至９のいずれか一項に記載の処理デバイス。
11. 被検体の血中酸素飽和度測定で使用するためのシステムであって、当該システムは：
    被検体の組織領域に向けて第１波長及び第２波長でコヒーレント光を放射するよう構成されるコヒーレント光源と；
    前記被検体の前記組織領域の第１及び第２検出データを取得するための検出器であって、前記第１検出データは、前記組織領域から受け取られる前記第１波長及び前記第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得され、前記第２検出データは、前記組織領域に向けて放射された前記第１波長のコヒーレント光と前記第２波長のコヒーレント光に応答して前記組織領域から受け取られる前記第１波長及び前記第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得される、前記検出器と；
    前記被検体の前記組織領域の前記第１及び第２検出データを処理するための、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の処理デバイスと；
    を備える、システム。
12. 前記検出器としてカメラを備える、リモートＰＰＧシステムとして構成される、請求項１１に記載のシステム。
13. 被検体の血中酸素飽和度測定で使用するための方法であって、当該方法は：
    被検体の組織領域の第１及び第２検出データを受け取るステップであって、前記第１検出データは、前記組織領域から受け取られる第１波長及び第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータであり、前記第２検出データは、前記組織領域に向けて放射された前記第１波長のコヒーレント光及び前記第２波長のコヒーレント光に応答して前記組織領域から受け取られる前記第１波長及び前記第２波長の放射線を検出することによって経時的に取得されるデータである、ステップと；
    前記第１検出データから、前記組織領域内における前記第１波長の光の吸収を示す第１ＰＰＧ信号と、前記組織領域内における前記第２波長の光の吸収を示す第２ＰＰＧ信号を導出するステップと；
    前記第２検出データから、前記第１波長でプローブされた前記組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第１フロー信号と、前記第２波長でプローブされた前記組織領域内の光散乱粒子の流れを示す第２フロー信号を導出するステップと；
    前記第１及び第２フロー信号に基づいて前記第１及び第２ＰＰＧ信号を補正し、かつ／又は前記第１及び第２フロー信号の比較に基づいてフィードバック信号を提供するステップと；を含む、
    方法。
14. コンピュータプログラムであって、該コンピュータプログラムがコンピュータで実行されると、請求項１３に記載の方法のステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を備える、コンピュータプログラム。

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