JP2007506522A

JP2007506522A - Measurement of blood oxygen saturation

Info

Publication number: JP2007506522A
Application number: JP2006528188A
Authority: JP
Inventors: ダーウッドパーカー，; マイケルジェイ．ヒギンズ，
Original assignee: Edwards Lifesciences Corp
Current assignee: Edwards Lifesciences Corp
Priority date: 2003-09-26
Filing date: 2004-09-24
Publication date: 2007-03-22
Also published as: GB0322545D0; WO2005030049A1; AU2004275800A1; EP1670355A1; CA2538571A1

Abstract

被験体の血液の酸素付加は、血液中に侵襲的にかまたは非侵襲的にかのいずれかにて向けた光の吸収スペクトルを検知し、次いで、血液酸素付加の異なる既知のレベルを表す少なくとも２つの所定の参照吸収スペクトルに対して低減されたスペクトルの費用関数を評価することにより、酸素付加値を計算することによって、決定される。光源（３０１）は、好ましくは安定な長寿命の白色ＬＥＤを使用する。ここで、上記低減スペクトルのホワイトバランスは、上記ＬＥＤのスペクトルを全て一度予め決定し、保存し、次いで一定のイデアルからこのＬＥＤスペクトルの偏差を補正するようにこの低減スペクトルを調整することによって、達成され得る。Oxygenation of a subject's blood senses an absorption spectrum of light directed either invasively or non-invasively into the blood and then represents at least different known levels of blood oxygenation It is determined by calculating the oxygen addition value by evaluating the reduced spectral cost function against two predetermined reference absorption spectra. The light source (301) is preferably a stable long-life white LED. Here, the white balance of the reduced spectrum is achieved by predetermining and storing all of the spectrum of the LED once and then adjusting the reduced spectrum to correct the deviation of the LED spectrum from a certain ideal. Can be done.

Description

（優先権主張）
本出願は、米国特許出願番号０９／７４３，２０６（国内段階出願として２００２年３月１５日に出願）の優先権を主張する。米国特許出願番号０９／７４３，２０６は、国際（ＰＣＴ）特許出願番号ＰＣＴ／ＧＢ９９／０２５１０（１９９９年７月３０日出願）の優先権を主張する。そしてＰＣＴ／ＧＢ９９／０２５１０は、参考として援用される、英国特許出願番号９８１７５５２．４（１９９８年８月１３日出願）および英国特許出願番号９９０４２３２．７（１９９９年２月２５日出願）の両方の優先権を主張する。この出願はまた、本明細書において参考として援用される、英国特許出願番号０３２２５４５．５（２００３年９月２６日出願）の優先権を主張する。 (Priority claim)
This application claims priority from US patent application Ser. No. 09 / 743,206 (filed on March 15, 2002 as a national phase application). US patent application Ser. No. 09 / 743,206 claims priority from International (PCT) patent application No. PCT / GB99 / 02510 (filed July 30, 1999). And PCT / GB99 / 02510 is incorporated by reference in both UK patent application number 98175552.4 (filed 13 August 1998) and UK patent application number 9904232.7 (filed 25 February 1999). Claim priority. This application also claims priority from UK Patent Application No. 03252545.5 (filed September 26, 2003), which is incorporated herein by reference.

（発明の背景）
（技術分野）
本発明は、血管または身体器官の血液の酸素飽和度（ＳＯ_２）を決定するための方法およびシステムのインプリメンテーションに関する。本発明は、侵襲的または非侵襲的測定技術を利用することができ、そして患者における任意の状況（例えば、中心静脈ＳＯ_２モニタリング、肺動脈ＳＯ_２モニタリング、体外ＳＯ_２モニタリング、切断レベル評価、フリーフラップＳＯ_２モニタリングなど）での血液酸素飽和度を決定するのに適している。 (Background of the Invention)
(Technical field)
The present invention relates to the implementation of methods and systems for determining blood oxygen saturation (SO ₂ ) in blood vessels or body organs. The present invention can utilize invasive or non-invasive measurement techniques, and any situation in the patient (eg, central venous SO ₂ monitoring, pulmonary artery SO ₂ monitoring, extracorporeal SO ₂ monitoring, amputation level assessment, free flaps) Suitable for determining blood oxygen saturation in SO ₂ monitoring, etc.).

（関連技術の説明）
患者において血液酸素飽和度を測定するための標準的方法は、血液中または血液を通過して光を照射し、血液を通って伝達された後かまたは血液によって反射された後の、個々の波長または実質的に連続するスペクトル範囲にわたって、光の強度を測定し、そして測定された強度値の関数としてＳＯ_２を計算することである、このようなデバイスは、例えば、特許文献１に記載されている。 (Description of related technology)
The standard method for measuring blood oxygen saturation in a patient is to irradiate light in or through the blood, and the individual wavelengths after being transmitted through or reflected by the blood. Such a device, which is to measure the intensity of light over a substantially continuous spectral range and calculate SO ₂ as a function of the measured intensity value, is described, for example, in US Pat. Yes.

多くの要因が、既知のＳＯ_２モニタの精度を低下させる。光源そのものについて始めると、これは、明確な波長で、または明確な波長範囲にわたって、光を発生することができなければならず、かつ測定機器の寿命にわたって安定であるべきである（有用な検出範囲を利用可能にするのに十分な強度で発生しない波長で光吸収を測定する点は存在しない）。 Many factors, reducing the known SO ₂ monitor accuracy. Starting with the light source itself, it must be able to generate light at a well-defined wavelength or over a well-defined wavelength range and should be stable over the lifetime of the measuring instrument (useful detection range) There is no point to measure light absorption at wavelengths that do not occur with sufficient intensity to make available.)

光を血液にあてる工程もまた、種々の不規則性によって影響される。非侵襲的デバイス（例えば、指用カフ（ｆｉｎｇｅｒｃｕｆｆ）または耳垂用カフ（ｅａｒｌｏｂｅｃｕｆｆ））を用いて光が血液に向けられる場合、例えば、光発生デバイスと血液との間の身体組織の不均質性および不規則性は、ときに推定困難な様式で光伝達に影響し得る。このことは、血液の酸素飽和度の程度とは何も関係がない。 The process of exposing light to blood is also affected by various irregularities. When light is directed at the blood using a non-invasive device (eg, a finger cuff or ear lobe cuff), for example, there is a lack of body tissue between the light generating device and the blood. Homogeneity and irregularities can sometimes affect light transmission in a manner that is difficult to estimate. This has nothing to do with the degree of blood oxygen saturation.

ほとんどの非侵襲的モニタの精度を低下させる１つの不規則性は、患者の動き、つまり、動きのアーチファクトである。これは、生物学的組織を通る光路長を変化させ、ゆえに検出される伝達光または反射光の強度の変動を引き起こす。この問題は、実際非常に大きく、これらのデバイスを長期間は使用できなくさせている。この問題は、危険な状態での医療用途においては、継続的なモニタリングが必須であれば、特に重大である。 One irregularity that reduces the accuracy of most non-invasive monitors is patient movement, or movement artifact. This changes the optical path length through the biological tissue and thus causes variations in the intensity of the transmitted or reflected light that is detected. This problem is indeed very large and makes these devices unusable for long periods of time. This problem is particularly serious in hazardous medical applications if continuous monitoring is essential.

一般的に、医師は、動脈血酸素飽和度（Ｓ_ａＯ_２）を測定することを望む。したがって、従来最も使用されているパルスオキシメーターは、Ｓ_ａＯ_２を測定する。例えば、特許文献１に記載されているデバイスは、血液にｎ種の所定の光の波長のみを伝達することだけでなく、動きのアーチファクトをキャンセルさせ得るさらなる波長を伝達することによって、Ｓ_ａＯ_２測定における動きのアーチファクトの問題を解決することを試みている。特許文献１は、複数の波長（ｎ＋１種の動きのアーチファクト波長を含む）の使用を広範に記載しているが、例示されるデバイスは、３波長を使用する。しかし、実際、特許文献１で提唱された３波長は、動きの感受性を克服するのには十分ではない。 In general, physicians want to measure arterial oxygen saturation (S _a O ₂ ). Therefore, the most used pulse oximeters in the past measure S _a O ₂ . For example, a device described in Patent Document 1, not only to transmit only the wavelength of the n kinds of predetermined light to the blood, by transmitting additional wavelength capable of canceling the motion artifacts, S _a O Attempts to solve the problem of motion artifacts in _two measurements. Although US Pat. No. 6,057,086 extensively describes the use of multiple wavelengths (including n + 1 motion artifact wavelengths), the illustrated device uses three wavelengths. However, in fact, the three wavelengths proposed in Patent Document 1 are not sufficient to overcome motion sensitivity.

非侵襲的ＳＯ_２モニタの精度を低下させるなお別の要因は、皮膚の色素である：現存の多くの光学デバイスは、種々の皮膚の色（メラニン濃度の増加に従って、白色から褐色〜黒色の範囲に及ぶ）によって生じる伝達光の変動を考慮しない。メラニンの吸収スペクトルのピークは、おおよそ５００ｎｍであり、波長の増加に従ってほぼ直線的に減少する。メラニンは、表皮に存在する。したがって、黒色の皮膚の場合のように非常に高濃度では、真皮内のヘモグロビンの吸収を遮断し得る。褐色の皮膚の場合でさえ、メラニンによる吸収は、ヘモグロビンの吸収を覆い、ＳＯ_２推定を得るために吸収スペクトルの形状を使用する任意のアルゴリズムは、この事実を補完する必要がある。 Yet another factor that reduces the non-invasive SO ₂ monitor accuracy is the skin of the dye: many optical devices extant, various with increasing color (melanin concentration of the skin, ranging from white brown-black Variation of transmitted light caused by The peak of the absorption spectrum of melanin is approximately 500 nm and decreases almost linearly with increasing wavelength. Melanin is present in the epidermis. Thus, very high concentrations, as in black skin, can block hemoglobin absorption in the dermis. Even in the case of brown skin, absorption by melanin covers the absorption of hemoglobin, and any algorithm that uses the shape of the absorption spectrum to obtain an SO ₂ estimate needs to complement this fact.

特許文献２は、血液酸素飽和度を測定するように適合された光学デバイスを記載する。このデバイスは、生物学的組織に光を通し、このデバイスの光検出器からの伝達または反射された出力信号を継続的にモニタリングすることによって作動する。しかし、この先行技術のデバイスにおける１つの問題は、特許文献２におけるような限られた数の波長の使用が、検出信号において低い信号対ノイズ比を生じるという事実である。これは、ＳＯ_２決定の精度を低下させる。さらに、この限られた波長の技術はまた、周辺の干渉（例えば、蛍光など）をより生じやすい。 U.S. Patent No. 6,057,032 describes an optical device adapted to measure blood oxygen saturation. The device operates by passing light through biological tissue and continuously monitoring the transmitted or reflected output signal from the device's photodetector. However, one problem with this prior art device is the fact that the use of a limited number of wavelengths as in US Pat. This reduces the accuracy of SO ₂ determination. In addition, this limited wavelength technique is also more prone to ambient interference (eg, fluorescence, etc.).

上述の要因の影響を低下させるための１つの方法は、侵襲的にＳＯ_２を測定することである。これらの用途において、光は、通常、カテーテルに取り付けられた光ファイバー、またはカテーテルに包まれた光ファイバーという手段によって血液中に向けられる。次いで、血液に関する吸収スペクトルを決定するために測定される光の強度は、通常伝達光の強度ではなく、反射光のスペクトルの強度である。侵襲的モニタの明らかな欠点は、他のいずれの侵襲的デバイスに関しても同じで、患者の不快感およびセンサの位置決めに非常に注意が必要であるということである。
国際公開第９４／０３１０２号パンフレット国際公開第００／０９００４号パンフレット One way to reduce the effects of the above factors is to measure SO ₂ invasively. In these applications, light is usually directed into the blood by means of an optical fiber attached to the catheter or an optical fiber wrapped in the catheter. The intensity of the light that is measured to determine the absorption spectrum for blood is then usually the intensity of the reflected light spectrum, not the intensity of the transmitted light. The obvious drawback of invasive monitors is that it is the same for any other invasive device, and requires great attention to patient discomfort and sensor positioning.
International Publication No. 94/03102 Pamphlet International Publication No. 00/09004 Pamphlet

ＳＯ_２をモニタリングするために使用される配置器具（ａｒｒａｎｇｅｍｅｎｔ）が侵襲的であるか非侵襲的であるかに関わらず、測定された光スペクトル（いくつかの波長、ときには非常に多くの波長で測定された強度値を含む）を単一の正確なＳＯ_２値に変換すること、そしてそれを、リアルタイムの継続的な患者のモニタリングに有用であるように、十分に速く行うことの問題がなお存在する。したがって、ＳＯ_２モニタリングの精度および信頼性を改善する必要性が存在し続けている。 Regardless of whether the arrangement used to monitor SO ₂ is invasive or non-invasive, the measured light spectrum (measured at several wavelengths, sometimes very many wavelengths) Still has the problem of converting it to a single accurate SO ₂ value and doing it fast enough to be useful for real-time continuous patient monitoring To do. Therefore, the need to improve the accuracy and reliability of the SO ₂ monitoring continues to exist.

（発明の要旨）
本発明は、血液酸素飽和度を決定するための方法、および対応するシステムのインプリメンテーションを提供する。本発明に従って、ある波長範囲にわたる２つの異なる酸素付加レベルに対応する少なくとも２つの参照血液吸収スペクトルが集められる。次いで、光源からの光が、例えば、１本以上の光ファイバーを介して、侵襲的かまたは非侵襲的かのいずれかで、被験体の血液中に向けられる。次いで、血液からの低減した（ｒｅｍｉｔｔｅｄ）光吸収スペクトルは、検出用の配置器具によって感知される。信号を適切に調整して低減したスペクトルのデジタル表現を得た後、計算ソフトウェアモジュールのコンピュータで実行可能なコードが、酸素飽和度の値を参照血液吸収スペクトルに対する低減した光吸収スペクトルの関数として計算する。 (Summary of the Invention)
The present invention provides a method for determining blood oxygen saturation and a corresponding system implementation. In accordance with the present invention, at least two reference blood absorption spectra are collected corresponding to two different oxygenation levels over a range of wavelengths. The light from the light source is then directed into the blood of the subject, either invasively or non-invasively, eg, via one or more optical fibers. The reduced light absorption spectrum from the blood is then sensed by the placement instrument for detection. After appropriately adjusting the signal to obtain a digital representation of the reduced spectrum, the computer executable code in the calculation software module calculates the oxygen saturation value as a function of the reduced light absorption spectrum relative to the reference blood absorption spectrum. To do.

上記参照血液吸収スペクトルおよび低減した光吸収スペクトルは、好ましくは、酸素飽和度の値が計算される前に正規化される。正規化は、好ましくは、２つの主な手順を包含する：上記波長範囲に位置する２つの等吸収波長の間でスペクトルを線形にＤＣオフセットする工程；および、このＤＣオフセットされた参照血液吸収スペクトルおよび低減した光吸収スペクトルを、上記２つの等吸収波長の間の各それぞれのＤＣオフセットされたスペクトル下の面積の関数によってスケーリングする工程。 The reference blood absorption spectrum and the reduced light absorption spectrum are preferably normalized before the oxygen saturation value is calculated. Normalization preferably includes two main procedures: linearly DC offsetting the spectrum between two isosbestic wavelengths located in the wavelength range; and this DC offset reference blood absorption spectrum And scaling the reduced light absorption spectrum by a function of the area under each respective DC offset spectrum between the two isosbestic wavelengths.

上記酸素飽和度の値を計算する工程は、有利なことには、上記参照血液吸収スペクトルに関する低減した光吸収スペクトルの間の対応の近接さを示す、費用関数の最適値を計算する工程を包含する。例えば、この最適値は、少なくとも２つの上記参照血液吸収スペクトルに関する低減した光吸収スペクトルの補間によって決定され得る。 The step of calculating the oxygen saturation value advantageously includes calculating an optimal value of the cost function that indicates a corresponding proximity between the reduced light absorption spectra with respect to the reference blood absorption spectrum. To do. For example, this optimal value may be determined by interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to at least two of the reference blood absorption spectra.

上記参照スペクトルに関して、好ましくは、最小血液酸素付加値および最大血液酸素付加値に対応する少なくとも１つの最小参照血液吸収スペクトルおよび少なくとも１つの最大参照血液吸収スペクトル、ならびに少なくとも１つの中間参照血液吸収スペクトルが集められる。次いで、少なくとも２つの上記参照血液吸収スペクトルに関する低減した光吸収スペクトルの関数として、酸素飽和度の値の計算が行われる。これを行う１つの方法は、上記低減した光吸収スペクトルに最も近接しているが、それぞれこの低減した光吸収スペクトルよりも大きいスペクトルおよび小さいスペクトルである、上記２つの参照血液吸収スペクトルを決定するためのシステムに関する。次いで、酸素飽和度の値が、上記最も近接している参照血液吸収スペクトルに関する低減した光吸収スペクトルの一次補間によって、計算され得る。別の方法は、少なくとも３つの参照血液吸収スペクトルに関する低減した光吸収スペクトルの非一次補間によって酸素飽和度の値を計算する工程を包含する。 With respect to the reference spectrum, preferably at least one minimum reference blood absorption spectrum and at least one maximum reference blood absorption spectrum corresponding to a minimum blood oxygenation value and a maximum blood oxygenation value, and at least one intermediate reference blood absorption spectrum are Collected. A calculation of the value of oxygen saturation is then performed as a function of the reduced light absorption spectrum for the at least two reference blood absorption spectra. One way to do this is to determine the two reference blood absorption spectra that are closest to the reduced light absorption spectrum, but are larger and smaller than the reduced light absorption spectrum, respectively. Related to the system. The oxygen saturation value can then be calculated by linear interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to the closest reference blood absorption spectrum. Another method includes calculating an oxygen saturation value by non-linear interpolation of the reduced light absorption spectrum for at least three reference blood absorption spectra.

このシステムの精度は、多くの場合、さらに低減した光吸収スペクトルのホワイトバランスをとり、そしてこのホワイトバランスをとられた低減した光吸収スペクトルを、酸素飽和度の値を計算する工程において使用することによって向上する。 The accuracy of this system is often the white balance of the further reduced light absorption spectrum, and this white balanced reduced light absorption spectrum is used in the process of calculating the oxygen saturation value. To improve.

光源は、好ましくは、白色ＬＥＤから血液に向けて光を発生する。次いで、この白色ＬＥＤのスペクトルが予め決定され得、そしてこの白色ＬＥＤスペクトルの表示が、例えば、ＬＥＤと一緒に供給され得る非揮発性媒体に保存され得る。次いで、上記低減した光吸収スペクトルは、白色ＬＥＤのスペクトルの関数として調整され得る。白色ＬＥＤスペクトルを永久的に（つまり、非揮発性媒体に）保存することによって、光源のさらなる特徴付けは必要ない。本発明のこの局面はまた、白色光源を必要とする他の医療機器にも、たとえそれらが血液酸素飽和度を測定することを意図していなくとも、適用され得る。 The light source preferably generates light from the white LED towards the blood. The spectrum of the white LED can then be predetermined and the display of the white LED spectrum can be stored, for example, in a non-volatile medium that can be supplied with the LED. The reduced light absorption spectrum can then be adjusted as a function of the white LED spectrum. By storing the white LED spectrum permanently (ie, in a non-volatile medium), no further characterization of the light source is necessary. This aspect of the invention can also be applied to other medical devices that require a white light source, even though they are not intended to measure blood oxygen saturation.

（詳細な説明）
図１は、ある波長範囲にわたる、血液による光吸収のいくつかの特徴を示す。この考察において、Ａ_ｘ（λ）は、ｘ％の酸素付加での血液の吸収スペクトルを表し、一方Ａ_ｙは、波長ｙでの吸収値を表す。図１において、３つのスペクトルが示されている：Ａ_０（λ）およびＡ_１００（λ）（それぞれ、完全に脱酸素付加された血液および完全に酸素付加された血液を表す）、ならびにＡ_ｍｅａｓ（λ）（任意の侵襲的技術または非侵襲的技術を用いて実際の被験体で測定された吸収スペクトルを表す）。全ての患者で、０＜ｍｅａｓ＜１００である。いうなれば、患者に関する実際のＳＯ_２（もしくはＳ_ａＯ_２）の値は、常に０％と１００％との間に位置する。実際に測定された吸収スペクトルＡ_ｍｅａｓ（λ）が得られると、次に、どのＳ_ａＯ_２値をこのスペクトルが表しているかという疑問が生じる。本発明がこれを決定する方法は、以下で説明され、これは、本発明の重要な局面を形成する。 (Detailed explanation)
FIG. 1 shows some characteristics of light absorption by blood over a range of wavelengths. In this discussion, A _x (λ) represents the absorption spectrum of blood with x% oxygenation, while A _y represents the absorption value at wavelength y. In FIG. 1, three spectra are shown: A ₀ (λ) and A ₁₀₀ (λ) (representing fully deoxygenated blood and fully oxygenated blood, respectively), and A _meas (Λ) (represents an absorption spectrum measured in an actual subject using any invasive or non-invasive technique). In all patients, 0 <meas <100. In other words, the actual SO ₂ (or S _a O ₂ ) value for the patient is always between 0% and 100%. Once the actually measured absorption spectrum A _meas (λ) is obtained, the question then arises as to which S _a O ₂ value this spectrum represents. The manner in which the present invention determines this is described below, which forms an important aspect of the present invention.

周知のように、ヘモグロビンの光吸収が酸素付加の程度に依存しない、いくつかの波長（等吸収波長）が存在する。５つのこのような等吸収波長が、図１に見られる。これらの２つは、波長５２２．７ｎｍおよび５８６．０ｎｍであり、それぞれＡ_５２３およびＡ_５８６と標識される。他の等吸収波長は、５０５．９ｎｍ、５４８．６ｎｍ、および５６９．７ｎｍであり、そしてさらに多くが存在する。これらの標準値は、通常丸められ（ｒｏｕｎｄｅｄ）、そして使用される試験方法によって、いくつかの文献においてはわずかに異なって報告されている。 As is well known, there are several wavelengths (iso-absorption wavelengths) where the light absorption of hemoglobin does not depend on the degree of oxygenation. Five such isosbestic wavelengths can be seen in FIG. Two of these have wavelengths of 522.7 nm and 586.0 nm and are labeled A ₅₂₃ and A ₅₈₆ , respectively. Other isosbestic wavelengths are 505.9 nm, 548.6 nm, and 569.7 nm, and many more exist. These standard values are usually rounded and reported slightly different in some literature depending on the test method used.

最も広い意味において、本発明は、以下：１）侵襲的（身体に挿入される（例えば、カテーテル上に位置する））、または非侵襲的（例えば、皮膚に対して配置したセンサ、指用カフ、耳垂用クリップなど）であり；２）血液酸素飽和度を決定する、測定する、推定することなどを行い；３）上記は、光源からの複数の光の波長を、特に５００〜６００ｎｍの波長領域におよぶ波長を方向付けることにより行われ；４）上記方向付けは、動脈もしくは任意の他の血管または身体組織中の血液に対してであり；５）測定された吸収、反射、または伝達スペクトルを決定するためのものであり；６）上記スペクトルは、任意の様式（最小二乗法または他の距離的フィット（ｍｅｔｒｉｃｆｉｔ）、ニューラルネットワーク、「パターンマッチング」、表比較（ｔａｂｌｅｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ）など）で以下；７）異なる所定の血液酸素付加レベルを表す２以上の参照スペクトルにマッチさせられ、そのマッチにより実際の血液酸素飽和度（ＳＯ_２もしくはＳ_ａＯ_２）の測定値が得られる、方法およびシステムのインプリメンテーションに関する。 In its broadest sense, the present invention includes the following: 1) invasive (inserted into the body (eg, located on a catheter)) or non-invasive (eg, sensors placed against the skin, finger cuffs) 2) Determine, measure, estimate, etc. blood oxygen saturation; 3) The above describes the wavelengths of light from the light source, particularly wavelengths of 500-600 nm Done by directing wavelength over the region; 4) the orientation is for blood in an artery or any other blood vessel or body tissue; 5) measured absorption, reflection, or transmission spectrum 6) The spectrum can be determined in any manner (least squares or other metric fit, neural network, “pattern matching”). 7) in table comparisons, etc .; 7) matched to two or more reference spectra representing different predetermined blood oxygenation levels, and the match results in an actual blood oxygen saturation (SO ₂ or S _a O ₂ ) relates to the implementation of the method and system in which the measured value is obtained.

図２は、本発明の主なハードウェア構成要素およびソフトウェア構成要素を示す。これらを以下に説明する。ここでさらに説明することなく示すのは、１以上のプロセッサ３４０、システムメモリ３４５、およびシステムソフトウェア（例えば、オペレーティングシステム）である。これらは、その周知のタスク（特に、モニタ３００内の種々のハードウェアデバイスの調整及び制御ならびに下記の種々のソフトウェアモジュールを実施するプロセッサで実行可能なコードを実行すること）を行う。従来のコンピュータの他のハードウェア構成要素およびソフトウェア構成要素も当然、必要な場合モニタ３００に含まれる。 FIG. 2 shows the main hardware and software components of the present invention. These are described below. Shown here without further explanation are one or more processors 340, system memory 345, and system software (eg, an operating system). These perform their well-known tasks, particularly the coordination and control of the various hardware devices in the monitor 300 and the execution of code that can be executed by a processor implementing the various software modules described below. Other hardware and software components of a conventional computer are naturally included in the monitor 300 if necessary.

図２においては、簡略化の目的のため、侵襲的インプリメンテーションおよび非侵襲的インプリメンテーションの両方が示されている。実際は、一方または他方のみが通常使用される。しかし、図２はまた、同じ本発明のモニタ３００が、どちらの場合にも使用され得るという事実を示している。 In FIG. 2, both invasive and non-invasive implementations are shown for simplicity purposes. In practice, only one or the other is usually used. However, FIG. 2 also illustrates the fact that the same inventive monitor 300 can be used in either case.

光源３０１は、好ましくは広帯域で十分なスペクトルエネルギーを有し、少なくとも、５００〜６００ｎｍの範囲に位置する上記５つの等吸収波長を含む波長範囲にわたって、適切な識別および測定の解像度を可能にする。白色光は、定義によれば、５００〜６００ｎｍの範囲の可視スペクトル内で、十分なスペクトルエネルギーを有する。白熱、蛍光およびハロゲン電球が使用されて、白色光を近似し得る。しかし、より高い熱安定性およびより長い寿命は、通常、白色ＬＥＤを使用することによって得ることができ、したがって、これらの固体デバイスが好ましい。 The light source 301 preferably has a broad spectrum and sufficient spectral energy, allowing a suitable identification and measurement resolution over a wavelength range including at least the five isosbestic wavelengths located in the range of 500-600 nm. White light, by definition, has sufficient spectral energy within the visible spectrum in the range of 500-600 nm. Incandescent, fluorescent and halogen bulbs can be used to approximate white light. However, higher thermal stability and longer lifetime can usually be obtained by using white LEDs, and therefore these solid state devices are preferred.

このような長寿命の白色ＬＥＤのさらなる利点としては、以下が挙げられる：光を発するために熱も発生する白熱電球と異なり、半導体であるため、低電力しか必要としない；ｂ）紫外（ＵＶ）光を発しない（高強度のＵＶへの長時間曝露は、組織に問題（すなわち、日焼け）を生じ得る；ｃ）赤外（ＩＲ）光（熱源）を発しない−デバイスが冷えた状態を保ち、その改善された熱安定性に貢献する；ｄ）ｂ）およびｃ）の結果として、ＬＥＤのスペクトル内容（ｃｏｎｔｅｎｔ）を発生するために必要とされる全電力が、目的の波長範囲内で使用可能であり、そしてさらに、望まないスペクトル内容を除去するための光学フィルターを必要としない；ｅ）安価である；そしてｆ）反応が速い−ＬＥＤは非常に速く点滅し得るので、それらはオンとオフとのパルスであり得、そのため機械的シャッターを必要とすることなく暗い信号が除去され得る。 Further advantages of such long-life white LEDs include: Unlike incandescent bulbs, which also generate heat to emit light, they are semiconductors and therefore require only low power; b) Ultraviolet (UV ) Does not emit light (long exposure to high-intensity UV can cause problems (ie tanning) to the tissue; c) does not emit infrared (IR) light (a heat source)-keeps the device cold Keeping and contributing to its improved thermal stability; as a result of d) b) and c), the total power required to generate the spectral content of the LED is within the wavelength range of interest. Available and in addition does not require an optical filter to remove unwanted spectral content; e) is inexpensive; and f) is responsive—the LEDs can flash very quickly so they are It is a pulse of emissions and off, therefore dark signal without the need for mechanical shutters may be removed.

しかし、多くの従来のＬＥＤについての問題の１つは、時間に伴うそれらの被覆（ｅｎｃａｐｓｕｌａｎｔ）の黄化であり、これは、より長い波長へのシフトを引き起こす。しかし、いくつかのより新しいＬＥＤは、被覆としてシリコーンゲルを使用する；これらのＬＥＤは、代表的に、それらの非常に長い通常の寿命（およそ数十万時間の作動）にわたって、それらの元々の伝達スペクトルをよりよく保持する。 However, one problem with many conventional LEDs is the yellowing of their encapsulants over time, which causes a shift to longer wavelengths. However, some newer LEDs use silicone gel as a coating; these LEDs typically have their original over their very long normal life (approximately hundreds of thousands of hours of operation). Keep the transmission spectrum better.

光は、直接的かつ侵襲的に、例えば、カプラーまたはレンズ１００（これは、単純に伝達ファイバーの末端であり得る）へのカテーテル１１０上またはその中に取り付けられた１つ以上の光ファイバー１１１を介して血液に導かれるか、または間接的かつ非侵襲的に、例えば、光源から伝達され、１つ以上の光ファイバー２１１を介し、次いで、指用カフなどのデバイス２００を用いて、患者の指などの皮膚に対して方向付けられることによって、血液に導かれる。 The light is directly and invasively, for example, via one or more optical fibers 111 mounted on or in the catheter 110 to the coupler or lens 100 (which can simply be the end of the transmission fiber). Led to blood or indirectly and non-invasively, e.g. transmitted from a light source, through one or more optical fibers 211 and then using a device 200 such as a finger cuff, such as a patient's finger Directed to the blood by being directed against the skin.

次いで血液によって低減した光が方向付けられなければならず、任意の従来の機器がこれを達成するために使用され得る。専用の光ファイバー１１２、２１２のいずれも、この低減した光をモニタ３００に伝達するために使用され得る。または伝達ファイバー１１１、２１１が、適切な時間多重化（ｔｉｍｅ−ｍｕｌｔｉｐｌｅｘｉｎｇ）が設定されている限り、使用され得る。 The reduced light must then be directed by the blood and any conventional device can be used to accomplish this. Any of the dedicated optical fibers 112, 212 can be used to transmit this reduced light to the monitor 300. Alternatively, the transmission fibers 111 and 211 can be used as long as the appropriate time-multiplexing is set.

任意の公知の光検出器３０２が血液の吸収スペクトルを測定するために使用され得る。いくつかの従来のシステムは、光検出器のアレイを使用する。この各々は、光源３０１における複数の実質的に単一波長のＬＥＤのうちの、それぞれ１つの波長に対して調整されている。しかし、上述のように、好ましい光源は、広帯域（「白色」光源）である。これは、別個（波長あたり１つ）の光伝達ファイバーの必要性を回避し、そしてまた目的の波長領域にわたって十分なスペクトルエネルギーを提供する。本発明の好ましい実施形態において、検出器３０２は、回折格子および光検出器のアレイを用いて測定されたスペクトルを作製する、従来の分光計である。 Any known photodetector 302 can be used to measure the absorption spectrum of blood. Some conventional systems use an array of photodetectors. Each of them is tuned for one wavelength of each of the plurality of substantially single wavelength LEDs in the light source 301. However, as noted above, the preferred light source is a broadband (“white” light source). This avoids the need for a separate (one per wavelength) optical transmission fiber and also provides sufficient spectral energy over the wavelength region of interest. In a preferred embodiment of the present invention, detector 302 is a conventional spectrometer that produces a spectrum measured using a diffraction grating and an array of photodetectors.

検出器３０２からの信号は、通常、デジタル処理される前に、公知の回路３０４を用いて調整されなければならない。このような調整は、通常、種々の形態のフィルタリング、スケーリング、アナログデジタル変換などを包含する。調整の結果は、調整された吸収スペクトルＡ_ｃｏｎｄ（λ）である。 The signal from detector 302 must typically be conditioned using known circuitry 304 before being digitally processed. Such adjustments typically include various forms of filtering, scaling, analog to digital conversion, and the like. The result of the adjustment is the adjusted absorption spectrum A _cond (λ).

上述のように、光源３０１のスペクトルは、完全に平坦ではない。このことは、ＳＯ_２（またはＳ_ａＯ_２）計算の精度に影響する：測定されたスペクトルにおける「くぼみ」は、血液吸収とは何の関係もなく、例えば、伝達光における低強度のスペクトル領域に関係する。本発明は、光源における純粋な「白さ」からこの変動を補償し、測定吸収スペクトルＡ_ｍｅａｓ（λ）を決定する種々の方法を提供する。 As described above, the spectrum of the light source 301 is not completely flat. This affects the accuracy of the SO ₂ (or S _a O ₂ ) calculation: “indentation” in the measured spectrum has nothing to do with blood absorption, for example, low intensity spectral region in transmitted light Related to. The present invention provides various ways to compensate for this variation from pure “whiteness” in the light source and to determine the measured absorption spectrum A _meas (λ).

ホワイトバランスをとるための１つの方法によると、ホワイトバランス用ソフトウェアモジュール３１２は、以下の式に従って、Ａ_ｍｅａｓ（λ）を計算する：
Ａ_ｍｅａｓ（λ）＝ｌｏｇ_１０（（Ａ_ｃｏｎｄ（λ）−Ｄ_λ）／（Ｒ_λ−Ｄ_λ））
ここで、Ｄは、各波長λでの暗参照強度（ｄａｒｋｒｅｆｅｒｅｎｃｅｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）であり、Ｒは、各波長λでの白色参照強度（ｗｈｉｔｅｒｅｆｅｒｅｎｃｅｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）である。 According to one method for white balance, the white balance software module 312 calculates A _meas (λ) according to the following equation:
A _meas (λ) = log ₁₀ ((A _cond (λ) −D _λ ) / (R _λ −D _λ ))
Here, D is a dark reference intensity at each wavelength λ, and R is a white reference intensity at each wavelength λ.

白色参照スペクトルおよび暗参照スペクトルは、公知技術を用いて決定され得る：測定を行う前、光センサ（１００，２００）は、標準的白色反射表面に曝露され、白色参照スペクトルを生じる。次いで、暗参照スペクトルがまた、光学センサからのあらゆる励起光を排除することによって得られる。 The white reference spectrum and the dark reference spectrum can be determined using known techniques: Prior to making the measurement, the light sensor (100, 200) is exposed to a standard white reflective surface, yielding a white reference spectrum. A dark reference spectrum is then also obtained by eliminating any excitation light from the optical sensor.

本発明による代替的なホワイトバランスをとる方法は、最新の長寿命ＬＥＤの公知のスペクトル安定性を利用する：１つ以上のこのようなＬＥＤを光源とする場合、特に、これらがシリコーン被覆されている場合、光源のスペクトルは、最初の特徴付け工程で一度測定され得、そしてこの特徴付けのパラメータは（以下に記載されるような正規化後に）、非揮発製媒体３２０（例えば、ＥＰＲＯＭチップ）に保存され得る。このチップまたは少なくとも上記パラメータは、一度、例えば、ＬＥＤ製造業者によって工場での特徴付けとして、作製または決定され得、その結果このパラメータはＬＥＤと一緒に保存され得、後の使用のために再度呼び出され得る。そして、さらなる白色測定は、全く必要ない。次いで、Ａ_ｃｏｎｄ（λ）の値は、白色ＬＥＤのスペクトルにおける変動を説明するための任意の公知のバランス用アルゴリズムによって調整され得、そしてＡ_ｍｅａｓ（λ）を形成する。 An alternative white balancing method according to the present invention takes advantage of the known spectral stability of state-of-the-art long-life LEDs: particularly when they are sourced from one or more such LEDs, they are silicone coated. If so, the spectrum of the light source can be measured once in the first characterization step, and the parameters of this characterization (after normalization as described below) can be determined by non-volatile media 320 (eg, EPROM chip) Can be stored. This chip or at least the above parameters can be made or determined once, for example as a factory characterization by the LED manufacturer, so that this parameter can be stored with the LED and recalled for later use. Can be. And no further white measurement is necessary. The value of A _cond (λ) can then be adjusted by any known balancing algorithm to account for variations in the spectrum of the white LED and form A _meas (λ).

この安定ＬＥＤを予め特徴付けし、その特徴付けパラメータを非揮発性のコンピュータで読み取り可能な媒体に保存し、次いでこの媒体を製品（ＬＥＤ）と一緒に備える手順はまた、適切または正確な動作のためによく規定された白色光源を必要とする任意の他の医療機器において（つまり、たとえそれが血液酸素飽和度を決定する工程に関係しなくとも）有利である：継続的な特徴づけについての必要性を除去することは、このような機器の動作を単純にするだけでなく、誤りがちな可能性のある再特徴付けの必要性を除去することによって長期信頼性を向上させる。 The procedure of pre-characterizing the stable LED, storing the characterization parameters on a non-volatile computer readable medium, and then including the medium with the product (LED) is also suitable for proper or accurate operation. Advantageous in any other medical device that requires a well-defined white light source (i.e., regardless of the process of determining blood oxygen saturation): for continuous characterization Eliminating the need not only simplifies the operation of such equipment, but also improves long-term reliability by eliminating the need for error-prone re-characterization.

本発明の好ましい実施形態において、酸素飽和度の推定への次の工程は、測定吸収スペクトルＡ_ｍｅａｓ（λ）の正規化である。この工程は、好ましくは、２つの異なる手順に関する：ＤＣオフセットおよび面積正規化（ａｒｅａｎｏｒｍａｌｉｚａｔｉｏｎ）である。図３を参照のこと：測定吸収スペクトルＡ_ｍｅａｓ（λ）の「曲線」上の２つの等吸収点Ａ_{ｉｓｏｓ１}およびＡ_{ｉｓｏｓ２}を介して線Ｌ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）を描いた場合を想定する。１つの適切な（しかし必然的ではない）選択は、ｉｓｏｓ１＝５２３およびｉｓｏｓ２＝５８６である。なぜなら、これらは、目的の波長領域のほぼ全体を一括する（ｂｒａｃｋｅｔ）からである。ここで、Ａ_ｍｅａｓ（λ）曲線上の各点は、Ｌ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）を差し引いて、新しい吸収曲線Ａ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）を形成する。本質的に、これはＡ_{ｉｓｏｓ１}点およびＡ_{ｉｓｏｓ２}点を０吸光度軸（０−ｅｘｔｉｎｃｔｉｏｎａｘｉｓ）に下げ、その間の全値を線形に調整し、Ａ_ｍｅａｓ（λ）曲線中に内在するＤＣオフセットを効率的に除去する。 In a preferred embodiment of the present invention, the next step to estimate oxygen saturation is normalization of the measured absorption spectrum A _meas (λ). This step is preferably for two different procedures: DC offset and area normalization. See FIG. 3: _Assume that the line L _offset (λ) is drawn via two isosbestic points A _isos1 and A _isos2 on the “curve” of the measured absorption spectrum A _meas (λ). One suitable (but not necessarily) choice is isos1 = 523 and isos2 = 586. This is because they bracket almost the entire target wavelength region. Here, each point on the A _meas (λ) curve subtracts L _offset (λ) to form a new absorption curve A _offset (λ). In essence, this _{reduces the Aisos1} and _Aisos2 points to the 0- _extension axis, linearly adjusts all values in between, and _improves the DC offset inherent in the A _meas (λ) curve. To remove.

第二の正規化工程として、次いで、λ＝ｉｓｏｓ１からλ＝ｉｓｏｓ２までのＡ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）曲線下の面積の関数によって（そして好ましくは、単純にその面積で割ることによって）Ａ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）の各値をスケーリングすることによって、最終正規化測定吸収スペクトルＡ_ｎｏｒｍ（λ）が作製される。これは、図３の影をつけた領域である。要するに、Ａ_{ｏｆｆｓｅｔ}（λ）は、その面積に関して正規化されて、Ａ_ｎｏｒｍ（λ）が得られる。周知の数値的方法が、Ａ_ｍｅａｓ（λ）、Ａ_{ｉｓｏｓ１}およびＡ_{ｉｓｏｓ２}によって得られるＡ_ｎｏｒｍ（λ）を計算するために使用され得る。 As a second normalization step, then, lambda = (and preferably, by dividing simply in the _area) by _{A offset} (lambda) of the area under the curve function from isos1 to λ = isos2 _{A offset} (λ) Is scaled to produce the final normalized measured absorption spectrum A _norm (λ). This is the shaded area in FIG. In short, A _offset (λ) is normalized with respect to its area to yield A _norm (λ). Well known numerical methods can be used to calculate A _norm (λ) obtained by A _meas (λ), A _isos1 and A _isos2 .

最後に、上記正規化測定吸収スペクトルＡ_ｎｏｒｍ（λ）は、フィッティングソフトウェアモジュール３１５において、複数の参照吸収スペクトル（メモリ領域または非揮発製保存デバイス３３０中に数値形態で保存されている）と比較されて、ＳＯ_２またはＳ_ａＯ_２の値を決定する。これは、表示デバイス５００によって任意の公知の様式で表示され得る。 Finally, the normalized measured absorption spectrum A _norm (λ) is compared with a plurality of reference absorption spectra (stored in numerical form in the memory area or non-volatile storage device 330) in the fitting software module 315. To determine the value of SO ₂ or S _a O ₂ . This can be displayed by the display device 500 in any known manner.

本発明によってどのように酸素飽和度が決定されるかの単純な場合として、最小および最大の可能な吸収スペクトルＡ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）を決定するために、任意の技術を使用することが想定される。極端な例として、Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）は、それぞれＡ_０（λ）およびＡ_１００（λ）であり得る。Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）が、直前に記載された様式と同じ様式で正規化されることもまた想定される。例えば、これらのスペクトルは、全血サンプルから（キュベット内で測定される）か、または皮膚で記録されたスペクトルか、または複数の固体から記録された平均スペクトルから集められ得る。一例として。 As a simple case of how oxygen saturation is determined by the present invention, any technique is used to determine the minimum and maximum possible absorption spectra A _min (λ) and A _max (λ) It is assumed that As an extreme example, A _min (λ) and A _max (λ) may be A ₀ (λ) and A ₁₀₀ (λ), respectively. It is also envisioned that A _min (λ) and A _max (λ) are normalized in the same manner as described immediately above. For example, these spectra can be collected from whole blood samples (measured in a cuvette), or spectra recorded on the skin, or average spectra recorded from multiple solids. As an example.

単純なただの一例として、Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）は、それぞれＡ_０（λ）およびＡ_１００（λ）であると選択され得る。完全酸素付加スペクトルＡ_１００（λ）は、３７℃においてキュベット内でか、または上腕動脈閉塞の６分後の膨張式カフの解放に続く最大反応性充血において４４℃に加熱された人差し指の皮膚での、全血の平衡によって得ることができる。完全脱酸素付加スペクトルＡ_０（λ）は、例えば、３７℃における９５％Ｎおよび５％ＣＯ_２のキュベット内でか、または膨張式カフの解放前の６分間の上腕動脈閉塞の最後における４４℃に加熱された人差し指の皮膚での、全血の平衡によって得ることができる。次いで、所与の光源についての参照吸収スペクトルが、任意の公知の分光技術を用いて集められ得る。当然、任意の他の公知の実験手順に従って、任意の所与の最小および最大の選択に対してＡ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）を決定し得る。 As a simple example only, A _min (λ) and A _max (λ) may be selected to be A ₀ (λ) and A ₁₀₀ (λ), respectively. Fully oxygenated spectrum A ₁₀₀ (λ) is measured in the index finger skin heated to 44 ° C. in a cuvette at 37 ° C. or in maximal reactive hyperemia following release of an inflatable cuff 6 minutes after brachial artery occlusion. Can be obtained by equilibration of whole blood. The complete deoxygenation spectrum A ₀ (λ) is, for example, 44 ° C. in a 95% N and 5% CO ₂ cuvette at 37 ° C. or at the end of a 6 minute brachial artery occlusion before the inflatable cuff release. Can be obtained by equilibration of whole blood on the skin of the index finger that has been heated. The reference absorption spectrum for a given light source can then be collected using any known spectroscopic technique. Of course, A _min (λ) and A _max (λ) can be determined for any given minimum and maximum selection according to any other known experimental procedure.

所与の測定吸収スペクトルがどの酸素付加のレベルに対応するかを決定するための本発明の好ましい実施形態において、何らかの形態の参照スペクトル間の補間が使用されるので、Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）は、好ましくは、それぞれ全ての予測された測定吸収スペクトルよりも小さいように、および大きいように選択される。これを行う最も明らかな方法は、当然、最小＝０および最大＝１００を選択することである。この選択は必須ではないが、最小および最大がそれぞれ大き過ぎたり小さ過ぎたりしない限り、Ａ_０（λ）およびＡ_１００（λ）は、インビトロで実際に測定されたＡ_ｍｉｎ（λ）スペクトルおよびＡ_ｍａｘ（λ）スペクトルからの補外によって決定され得る。より高い精度のために、このような補外は、好ましくは、少なくとも１つの中間参照スペクトルを含むべきである（下記を参照のこと）。 In the preferred embodiment of the present invention for determining which level of oxygenation a given measured absorption spectrum corresponds to, some form of interpolation between reference spectra is used, so A _min (λ) and A _max (λ) is preferably chosen to be smaller and larger than each of the predicted measured absorption spectra, respectively. The most obvious way to do this is of course to select min = 0 and max = 100. This selection is not essential, but A ₀ (λ) and A ₁₀₀ (λ) are the A _min (λ) spectra actually measured in vitro and A as long as the minimum and maximum are not too large or too small, respectively. It can be determined by extrapolation from the _max (λ) spectrum. For higher accuracy, such extrapolation should preferably include at least one intermediate reference spectrum (see below).

Ａ_ｎｏｒｍ（λ）は、図１に（オフセットなしの正規化されていない形態で）示されるように、２つの「極値」吸収プロフィール（実験的に決定されたＡ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）、またはＡ_０（λ）およびＡ_１００（λ）、そしてほとんどの場合、両方）の間に入る。そして問題は、実際の血液がどのように酸素付加されるかである。これは、最小％と最大％との間のどこかである。 A _norm (λ) is the two “extreme” absorption profiles (empirically determined A _min (λ) and A _max ), as shown in FIG. 1 (in unnormalized form without offset). (Λ), or A ₀ (λ) and A ₁₀₀ (λ), and most often both). And the question is how the actual blood is oxygenated. This is somewhere between the minimum% and maximum%.

しかし、どこだろうか？この疑問に答える１つの方法は、値ｘ（例えば、１％毎）の範囲についてのＡ_ｘ（λ）が入った、単純な表検索（ｔａｂｌｅｌｏｏｋ−ｕｐ）を使用することである。Ａ_ｘ（λ）の値は、通常の補間を用いて計算され得、そして前もって保存され得る。別の手順は、ある意味（例えば、最小二乗）でＡ_ｎｏｒｍ（λ）に「最もよく」マッチする最小酸素付加参照スペクトルＡ_ｍｉｎ（λ）および最大酸素付加参照スペクトルＡ_ｍａｘ（λ）の一次結合を見出すための周知の数値的方法を使用することである。要するに、波長範囲全体にわたって、Ａ_ｎｏｒｍ（λ）と［α・Ａ_ｍｉｎ（λ）＋（１−α）Ａ_ｍａｘ（λ）］との間でどの値α（０≦α≦１）が最もよいマッチを与えるか？ということである。これは、やはり公知の数値的技術を用いて、以下の費用関数を最小にするαの値を見出すことによって決定され得る： But where is it? One way to answer this question is to use a simple table-look-up that contains A _x (λ) for a range of values x (eg, every 1%). The value of A _x (λ) can be calculated using normal interpolation and stored in advance. Another procedure is a linear combination of the minimum oxygenation reference spectrum A _min (λ) and the maximum oxygenation reference spectrum A _max (λ) that “best” matches A _norm (λ) in a sense (eg, least squares). Using well-known numerical methods to find out. In short, the value α (0 ≦ α ≦ 1) is the best between A _norm (λ) and [α · A _min (λ) + (1−α) A _max (λ)] over the entire wavelength range. Give a match? That's what it means. This can also be determined using known numerical techniques by finding the value of α that minimizes the following cost function:

。

.

当然、マッチの近接さの他の測定（他の費用関数）が、最小二乗法の代わりに使用され得、そして任意の多くの利用可能な数値最適法が使用されて、αを最適化し得る（ほんの２つの例として、勾配降下（ｇｒａｄｉｅｎｔｄｅｓｃｅｎｔ）、ニュートン−ラフソン）。αの最適値はまた、酸素付加の程度（パーセンテージ）を与える（＝［α・ｍａｘ＋（１−α）ｍｉｎ］）。 Of course, other measures of match proximity (other cost functions) can be used instead of the least squares method, and any of many available numerical optimization methods can be used to optimize α ( As just two examples, gradient descendant (Newton-Raphson). The optimal value of α also gives the extent (percentage) of oxygenation (= [α · max + (1−α) min]).

Ａ_ｍｉｎ（λ）とＡ_ｍａｘ（λ）との間の一次補間に相当するこの単純な方法の１つの欠点は、実際の吸収プロフィールが極値間で線形に変動しないことが公知であることである。この非線形性は、酸素付加の推定に不正確さを生じる。 One drawback of this simple method, which corresponds to a linear interpolation between A _min (λ) and A _max (λ), is that it is known that the actual absorption profile does not vary linearly between extreme values. is there. This non-linearity creates inaccuracies in the estimation of oxygenation.

本発明の好ましい実施形態において、２つより多い参照スペクトルが集められる。つまり、Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）だけでなく、少なくとも１つの中間参照スペクトルＡ_{ｉｎｔｅｒ}（λ）も集められる。Ａ_{ｉｎｔｅｒ}（λ）の（好ましくは正規化された）パラメータは、Ａ_ｍｉｎ（λ）およびＡ_ｍａｘ（λ）についてのパラメータ（やはり好ましくは正規化されている）と一緒に、構成要素３３０に保存される。このような中間スペクトルは、上記と同じ方法でインビトロで決定され得る。少なくとも１つの中間参照スペクトルを考慮して酸素付加のパーセンテージを決定するための種々の方法が存在する。最も単純な方法は、Ａ_ｎｏｒｍ（λ）が（全体的に、もしくは少なくともほとんど）Ａ_ｍｉｎ（λ）とＡ_{ｉｎｔｅｒ}（λ）との間に位置するか、またはＡ_{ｉｎｔｅｒ}（λ）とＡ_ｍａｘ（λ）との間にあるかを決定し、次いで上記の一次補間技術を（上記一括された範囲内のみに）適用することである。 In a preferred embodiment of the invention, more than two reference spectra are collected. That is, not only A _min (λ) and A _max (λ) but also at least one intermediate reference spectrum A _inter (λ) is collected. The (preferably normalized) parameter of A _inter (λ) is stored in component 330, along with the parameters for A _min (λ) and A _max (λ) (also preferably normalized). Is done. Such intermediate spectra can be determined in vitro in the same manner as described above. There are various ways to determine the percentage of oxygenation taking into account at least one intermediate reference spectrum. The simplest method is that A _norm (λ) is (in whole or at least most) located between A _min (λ) and A _inter (λ), or A _inter (λ) and A _max ( λ), and then applying the linear interpolation technique described above (only within the bundled range).

この一括した後に一次補間する方法は、たとえ多くの中間参照スペクトルが集められた場合でも、迅速に適用され得る。参照スペクトルが均等に間隔を空ける必要は（酸素付加の程度に関しては）ないことに、注意すること。したがって、参照スペクトルの酸素付加の程度が自然数（ｗｈｏｌｅｎｕｍｂｅｒ）であることを確実にすることも、また必要ではない。むしろ、可能な限り大きな血液サンプルのセットを得ることが可能である；これらの酸素付加の程度は、インビトロで決定され得る；そして、酸素付加だけでなく、できれば他の要因によってグループ分けされたサンプルの吸収スペクトルが、保存され得、実際のＳＯ_２決定のために使用され得る。 This method of linear interpolation after batching can be applied quickly even if many intermediate reference spectra are collected. Note that the reference spectra need not be evenly spaced (in terms of the extent of oxygenation). Therefore, it is also not necessary to ensure that the degree of oxygenation of the reference spectrum is a whole number. Rather, it is possible to obtain as large a set of blood samples as possible; the extent of these oxygenations can be determined in vitro; and samples grouped not only by oxygenation, but possibly by other factors absorption spectra of, obtained is stored, it may be used for the actual SO ₂ determination.

代替として、２つの極値参照スペクトルおよび１つの中間参照スペクトルを考慮して、正規化測定吸収スペクトルＡ_ｎｏｒｍ（λ）の、３つ全ての参照スペクトルを通過する二次（ｓｅｃｏｎｄ−ｏｒｄｅｒ）（二次（ｑｕａｄｒａｔｉｃ））表面（多項式）に対するベストフィット近似が計算され得る。本質的に、次に、ＳＯ_２の決定が数学的になされる。これは、二次表面上のどこにＡ_ｎｏｒｍ（λ）が最も近くに位置するかを決定することと等しい。当然、さらにより多くの参照スペクトルを考慮する場合、Ａ_ｎｏｒｍ（λ）に対する（任意の選択された意味での）ベストフィットに関して評価される、ＳＯ_２を決定するために使用される費用関数によって、より高次の参照表面が計算され得る。 Alternatively, taking into account two extreme reference spectra and one intermediate reference spectrum, a second-order that passes through all three reference spectra of the normalized measured absorption spectrum A _norm (λ) (two A best-fit approximation to a quadratic surface (polynomial) can be calculated. In essence, the SO ₂ determination is then made mathematically. This is equivalent to determining where A _norm (λ) is located closest on the secondary surface. Of course, when considering even more reference spectra, by the cost function used to determine SO ₂ evaluated with respect to the best fit (in any chosen sense) to A _norm (λ), Higher order reference surfaces can be calculated.

本発明の利点のうちの２つは、以下である：使用者がこのシステムを校正する必要がないこと；そして、ＳＯ_２決定がスペクトル認識および参照スペクトルとのスペクトル比較によって行われる場合、この方法は、患者の動きから干渉され難いこと。本発明の技術において、患者の動きからの干渉は、５００〜６００ｎｍ範囲の特定の波長のみに影響する。特定波長でのこれらの動きのアーチファクトは、測定されたスペクトルと保存された参照スペクトルとの間のフィットの質に影響するが、その他には、最終的にＳＯ_２を決定するスペクトルの認識プロセスおよび比較プロセスにほとんど影響を有さない。したがって、この技術は、患者の動きに悲感受性である。 Two of the advantages of the present invention are the following: the user does not need to calibrate the system; and this method if SO ₂ determination is made by spectral recognition and spectral comparison with a reference spectrum. It is difficult to be interfered with by patient movement. In the technique of the present invention, interference from patient movement affects only certain wavelengths in the 500-600 nm range. These motion artifacts at a particular wavelength affect the quality of the fit between the measured spectrum and the stored reference spectrum, but otherwise the spectral recognition process that ultimately determines SO ₂ and Has little effect on the comparison process. This technique is therefore sadly sensitive to patient movement.

光源は、好ましくは白色光を発生するが、説明した理由のため、少なくとも２つの参照スペクトルに対する低減した吸収スペクトルの費用関数を評価することによって酸素付加値を計算する本発明の方法はまた、低減したスペクトルの合理的な表現を集めることを可能にする十分な波長が含まれる限り、そして少なくとも２つの波長が等吸収性であってそれらがスペクトル正規化手順に使用され得る限り、光の個別の波長を伝達するインプリメンテーション（例えば、単一波長ＬＥＤのアレイ）において、使用され得る。 The light source preferably produces white light, but for the reasons explained, the method of the invention for calculating the oxygen addition value by evaluating the cost function of the reduced absorption spectrum relative to at least two reference spectra is also reduced. As long as enough wavelengths are included to allow a reasonable representation of the spectrum to be collected, and as long as at least two wavelengths are isosbestic and can be used in a spectral normalization procedure It can be used in implementations that transmit wavelengths (eg, arrays of single wavelength LEDs).

図１は、異なる酸素飽和度レベルでの異なる血液の光吸収スペクトルを示す。FIG. 1 shows the light absorption spectra of different blood at different oxygen saturation levels. 図２は、本発明による方法を実施するシステムの、主なハードウェア構成要素およびソフトウェア構成要素のブロック図である。FIG. 2 is a block diagram of the main hardware and software components of a system implementing the method according to the present invention. 図３は、吸収スペクトルに関する好ましい正規化方法を示す。FIG. 3 shows a preferred normalization method for the absorption spectrum.

Claims

血液酸素飽和度を決定するための方法であって、以下：
酸素付加の２つの異なるレベルに対応する少なくとも２つの参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍｉｎ（λ），Ａ_ｍａｘ（λ））を、ある波長範囲にわたって集める工程；
被験体の血液に光を向ける工程；
該血液から低減した光吸収スペクトルを感知する工程；および
酸素飽和度の値（ＳＯ_２，Ｓ_ａＯ_２）を、該参照血液吸収スペクトルに対する該低減した光吸収スペクトルの関数として計算する工程
によって特徴付けられる、方法。 A method for determining blood oxygen saturation, comprising:
Collecting at least two reference blood absorption spectra (A _min (λ), A _max (λ)) corresponding to two different levels of oxygenation over a range of wavelengths;
Directing light on the blood of the subject;
Sensing a reduced light absorption spectrum from the blood; and calculating an oxygen saturation value (SO ₂ , S _a O ₂ ) as a function of the reduced light absorption spectrum relative to the reference blood absorption spectrum. Attached, method.

請求項１に記載の方法であって、前記酸素飽和度の値を計算する前に前記参照血液吸収スペクトルおよび前記低減した光吸収スペクトルを正規化する工程によってさらに特徴付けられる、方法。 The method of claim 1, further characterized by normalizing the reference blood absorption spectrum and the reduced light absorption spectrum before calculating the oxygen saturation value.

請求項２に記載の方法であって、前記参照血液吸収スペクトルおよび前記低減した光吸収スペクトルを正規化する前記工程が、前記波長範囲にある２つの等吸収波長（ｉｓｏｓ１，ｉｓｏｓ２）の間で、該スペクトルを線形にＤＣオフセットする工程を包含することによって特徴付けられる、方法。 3. The method of claim 2, wherein the step of normalizing the reference blood absorption spectrum and the reduced light absorption spectrum is between two isosbestic wavelengths (isos1, isos2) in the wavelength range. A method characterized by including linearly DC offsetting the spectrum.

請求項２または３に記載の方法であって、前記参照血液吸収スペクトルおよび前記低減した光吸収スペクトルを正規化する前記工程が、前記ＤＣオフセットされた参照血液吸収スペクトルおよび前記ＤＣオフセットされた低減した光吸収スペクトルを、前記２つの等吸収波長の間の各それぞれのＤＣオフセットされたスペクトル下の面積の関数によってスケーリングする工程を包含することによって特徴付けられる、方法。 4. The method of claim 2 or 3, wherein the step of normalizing the reference blood absorption spectrum and the reduced light absorption spectrum includes the DC offset reference blood absorption spectrum and the DC offset reduced. Scaling the light absorption spectrum by a function of the area under each respective DC offset spectrum between the two isosbestic wavelengths.

請求項１〜４のいずれかに記載の方法であって、前記酸素飽和度の値を計算する工程が、前記参照血液吸収スペクトルに対する前記低減した光吸収スペクトル間の対応の近接さを示す、費用関数の最適値を計算する工程を包含することによって特徴付けられる、方法。 5. A method as claimed in any preceding claim, wherein the step of calculating the oxygen saturation value indicates a corresponding proximity between the reduced light absorption spectrum relative to the reference blood absorption spectrum. A method characterized by comprising calculating an optimal value of the function.

請求項５に記載の方法であって、前記最適値を計算する工程が、少なくとも２つの前記参照血液吸収スペクトルに関する前記低減した光吸収スペクトルの補間を包含することによって特徴付けられる、方法。 6. The method of claim 5, wherein the step of calculating the optimal value includes interpolating the reduced light absorption spectrum with respect to at least two of the reference blood absorption spectra.

請求項５に記載の方法であって、以下：
最小血液酸素付加値および最大血液酸素付加値に対応する、少なくとも１つの最小参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍｉｎ（λ））および少なくとも１つの最大参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍａｘ（λ））、ならびに少なくとも１つの中間参照血液吸収スペクトル（Ａ_{ｉｎｔｅｒ}（Ｘ））を集める工程
該参照血液吸収スペクトルの少なくとも２つに対する前記低減した光吸収スペクトルの関数として、酸素飽和度の値を計算する工程
によってさらに特徴付けられる、方法。 6. The method of claim 5, wherein:
At least one minimum reference blood absorption spectrum (A _min (λ)) and at least one maximum reference blood absorption spectrum (A _max (λ)), corresponding to the minimum and maximum blood oxygenation values, and at least one Collecting two intermediate reference blood absorption spectra (A _inter (X)), further characterized by calculating an oxygen saturation value as a function of the reduced light absorption spectrum for at least two of the reference blood absorption spectra ,Method.

請求項１〜７のいずれかに記載の方法であって、以下：
前記２つの参照血液吸収スペクトルを決定する工程であって、該２つの参照血液吸収スペクトルは、前記低減した光吸収スペクトルに最も近接しているが、それぞれ該低減した光吸収スペクトルよりも大きいスペクトル、および該低減した光吸収スペクトルよりも小さいスペクトルである、工程；ならびに
該最も近接している参照血液吸収スペクトルに関する該低減した光吸収スペクトルの一次補間によって、前記酸素飽和度の値を計算する工程
によってさらに特徴付けられる、方法。 A method according to any of claims 1 to 7, wherein:
Determining the two reference blood absorption spectra, wherein the two reference blood absorption spectra are closest to the reduced light absorption spectrum but are each larger than the reduced light absorption spectrum; And a spectrum smaller than the reduced light absorption spectrum; and calculating the value of the oxygen saturation by linear interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to the closest reference blood absorption spectrum Further characterized, the method.

請求項１〜７のいずれかに記載の方法であって、少なくとも３つの前記参照血液吸収スペクトルに関する前記低減した光吸収スペクトルの非一次補間により前記酸素飽和度の値を計算する工程によって、さらに特徴付けられる、方法。 8. The method according to any of claims 1 to 7, further comprising the step of calculating the value of oxygen saturation by non-linear interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to at least three of the reference blood absorption spectra. Attached, method.

請求項１〜９のいずれかに記載の方法であって、前記低減した光吸収スペクトルのホワイトバランスをとる工程、そして次に、酸素飽和度の値を計算する工程において該ホワイトバランスをとられた低減した光吸収スペクトルを使用する工程
によってさらに特徴付けられる、方法。 10. A method as claimed in any one of claims 1 to 9, wherein the white balance is achieved in the step of white balancing the reduced light absorption spectrum and then calculating the value of oxygen saturation. A method further characterized by the step of using a reduced light absorption spectrum.

請求項１〜９のいずれかに記載の方法であって、
白色ＬＥＤから血液中に向けて光を照射する工程；
白色ＬＥＤのスペクトルを予め決定する工程；
該白色ＬＥＤスペクトルの表示を保存する工程；および
該白色ＬＥＤのスペクトルの関数として、前記低減した光吸収スペクトルを調整する工程
によってさらに特徴付けられる、方法。 A method according to any of claims 1 to 9, comprising
Irradiating light from white LED toward blood;
Pre-determining the spectrum of the white LED;
Storing the display of the white LED spectrum; and adjusting the reduced light absorption spectrum as a function of the spectrum of the white LED.

請求項１１に記載の方法であって、前記白色ＬＥＤスペクトルの表示を永久的に保存し、それによって光源のさらなる特徴化を必要としない、工程
によってさらに特徴付けられる、方法。 12. The method of claim 11, further characterized by a step that permanently preserves the display of the white LED spectrum, thereby requiring no further characterization of the light source.

血液酸素飽和度を決定するためのシステムであって、以下：
少なくとも１つのプロセッサ（３４０）；
保存デバイス（３３０）であって、酸素付加の２つの異なるレベルに対応する、ある波長範囲にわたる少なくとも２つの参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍｉｎ（λ），Ａ_ｍａｘ（λ））を、数値的に表現するパラメータを保存する、保存デバイス；
光源（３０１）であって、少なくとも該波長範囲にわたる光のスペクトルを発生する、光源；
光伝達配置（１００，１１１；２００，２１１）であって、該発生された光を該光源から被験体の血液中に向ける、光伝達配置；
光検出配置（１１２，２１２，３０２）であって、該血液からの低減した光吸収スペクトルを感知する、光検出配置；
調整回路（３０４）であって、該検出された低減した光を、数値的に表現された、測定された低減した吸収スペクトルへと変換する、調整回路；
計算ソフトウェアモジュール（３１０）であって、該参照血液吸収スペクトルに対する該低減した光吸収スペクトルの関数として酸素飽和度の値（ＳＯ_２，Ｓ_ａＯ_２）を計算するための、プロセッサで実行可能なコードを含む、計算ソフトウェアモジュール
によって特徴付けられる、システム。 A system for determining blood oxygen saturation, the following:
At least one processor (340);
A storage device (330), which numerically represents at least two reference blood absorption spectra (A _min (λ), A _max (λ)) over a range of wavelengths corresponding to two different levels of oxygenation Save parameters to save, save device;
A light source (301) for generating a spectrum of light over at least the wavelength range;
A light-transmitting arrangement (100, 111; 200, 211), wherein the generated light is directed from the light source into the blood of the subject;
A light detection arrangement (112, 212, 302) for sensing a reduced light absorption spectrum from the blood;
An adjustment circuit (304) for converting the detected reduced light into a numerically expressed measured reduced absorption spectrum;
A calculation software module (310) executable on a processor for calculating oxygen saturation values (SO ₂ , S _a O ₂ ) as a function of the reduced light absorption spectrum relative to the reference blood absorption spectrum A system characterized by a computational software module containing code.

請求項１３に記載のシステムであって、前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）の一部としての正規化サブモジュール（３１４）によってさらに特徴付けられ、該正規化サブモジュールは、前記酸素飽和度の値を計算する前に前記参照血液吸収スペクトルおよび前記低減した光吸収スペクトルを正規化するための、プロセッサで実行可能なコードを含む、システム。 14. The system of claim 13, further characterized by a normalization submodule (314) as part of the calculation software module (310), wherein the normalization submodule determines the oxygen saturation value. A system comprising processor-executable code for normalizing the reference blood absorption spectrum and the reduced light absorption spectrum before calculating.

請求項１４に記載のシステムであって、前記正規化サブモジュール（３１４）が、前記波長範囲に位置する２つの等吸収波長（ｉｓｏｓ１，ｉｓｏｓ２）の間で前記スペクトルを線形にＤＣオフセットするための、さらなるプロセッサで実行可能なコードを含むことによって特徴付けられる、システム。 15. The system according to claim 14, wherein the normalization submodule (314) is for linearly DC offsetting the spectrum between two isosbestic wavelengths (isos1, isos2) located in the wavelength range. A system characterized by including code executable on a further processor.

請求項１５に記載のシステムであって、前記正規化サブモジュール（３１４）が、前記ＤＣオフセットされた参照血液吸収スペクトルおよび前記ＤＣオフセットされた低減した光吸収スペクトルを、前記２つの等吸収波長の間の各それぞれのＤＣオフセットされたスペクトル下の面積の関数によってスケーリングするための、さらなるプロセッサで実行可能なコードを含むことによって特徴付けられる、システム。 16. The system of claim 15, wherein the normalization sub-module (314) calculates the DC offset reference blood absorption spectrum and the DC offset reduced optical absorption spectrum at the two isosbestic wavelengths. A system characterized by including additional processor executable code for scaling by a function of the area under each respective DC offset spectrum between.

請求項１３〜１６のいずれかに記載のシステムであって、前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）が、フィッティングサブモジュール（３１５）をさらに備えることによって特徴付けられ、該フィッティングサブモジュールが、前記参照血液吸収スペクトルに対する前記低減した光吸収スペクトル間の対応の近接さを示す費用関数の最適値を計算するためのプロセッサで実行可能なコードを含む、システム。 17. System according to any of claims 13-16, characterized in that the calculation software module (310) further comprises a fitting submodule (315), the fitting submodule being the reference blood absorption. A system comprising code executable by a processor for calculating an optimal value of a cost function indicating a corresponding proximity between the reduced light absorption spectra to a spectrum.

請求項１７に記載のシステムであって、前記フィッティングサブモジュールが、少なくとも２つの前記参照血液吸収スペクトルに対する前記低減した光吸収スペクトルを補間するためのプロセッサで実行可能なコードを含むことによって、さらに特徴付けられる、システム。 18. The system of claim 17, further characterized by the fitting sub-module including code executable by a processor to interpolate the reduced light absorption spectrum relative to at least two of the reference blood absorption spectra. Attached, system.

請求項１３〜１８のいずれかに記載のシステムであって、以下：
前記保存デバイス（３３０）が、最小血液酸素付加値および最大血液酸素付加値に対応する、少なくとも１つの最小参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍｉｎ（λ））および少なくとも１つの最大参照血液吸収スペクトル（Ａ_ｍａｘ（λ））、ならびに少なくとも１つの中間参照血液吸収スペクトル（Ａ_{ｉｎｔｅｒ}（λ））を数値的に表現するパラメータを含むこと；
前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）が、該参照血液吸収スペクトルの少なくとも２つに対する前記低減した光吸収スペクトルの関数として、酸素飽和度の値を計算するための、プロセッサで実行可能なコードを含むこと
によって特徴付けられる、システム。 The system according to any one of claims 13 to 18, wherein:
The storage device (330) has at least one minimum reference blood absorption spectrum (A _min (λ)) and at least one maximum reference blood absorption spectrum (A _max ) corresponding to a minimum blood oxygenation value and a maximum blood oxygenation value. (Λ)), as well as parameters that numerically represent at least one intermediate reference blood absorption spectrum (A _inter (λ));
The calculation software module (310) includes processor-executable code for calculating an oxygen saturation value as a function of the reduced light absorption spectrum for at least two of the reference blood absorption spectra Characterized system.

請求項１３〜１９のいずれかに記載のシステムであって、前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）が、以下：
前記２つの参照血液吸収スペクトルを決定する工程であって、該２つの参照血液吸収スペクトルは、前記低減した光吸収スペクトルに最も近接しているが、それぞれ該低減した光吸収スペクトルよりも大きいスペクトル、および該低減した光吸収スペクトルよりも小さいスペクトルである、工程；ならびに
該最も近接している参照血液吸収スペクトルに関する該低減した光吸収スペクトルの一次補間によって、前記酸素飽和度の値を計算する工程
のための、プロセッサで実行可能なコードをさらに含むことによって特徴付けられる、システム。 20. A system according to any of claims 13 to 19, wherein the calculation software module (310) is:
Determining the two reference blood absorption spectra, wherein the two reference blood absorption spectra are closest to the reduced light absorption spectrum but are each larger than the reduced light absorption spectrum; And a spectrum smaller than the reduced light absorption spectrum; and calculating the value of the oxygen saturation by linear interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to the closest reference blood absorption spectrum A system characterized by further including code executable on the processor.

請求項１３〜１９のいずれかに記載のシステムであって、前記計算ソフトウェアモジュールが、少なくとも３つの前記参照血液吸収スペクトルに関する前記低減した光吸収スペクトルの非一次補間により前記酸素飽和度の値を計算するための、プロセッサで実行可能なコードをさらに含むことによって特徴付けられる、システム。 20. A system according to any of claims 13-19, wherein the calculation software module calculates the value of oxygen saturation by non-linear interpolation of the reduced light absorption spectrum with respect to at least three of the reference blood absorption spectra. A system characterized by further including code executable on the processor to perform.

請求項１３〜２１のいずれかに記載のシステムであって、ホワイトバランスサブモジュール（３１２）によってさらに特徴付けられ、該ホワイトバランスサブモジュールが、前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）中に備えられ、そして前記低減した光吸収スペクトルのホワイトバランスをとるため、および該ホワイトバランスをとられた低減した光吸収スペクトルを酸素飽和度の値を計算するための該計算ソフトウェアモジュールへの入力として送るための、プロセッサで実行可能なコードを含む、システム。 A system according to any of claims 13 to 21, further characterized by a white balance submodule (312), said white balance submodule being provided in said calculation software module (310), and A processor for white balancing the reduced light absorption spectrum and for sending the white balanced reduced light absorption spectrum as an input to the calculation software module for calculating oxygen saturation values; A system that contains executable code.

請求項１３〜２２のいずれかに記載のシステムであって、以下：
前記光源（３０１）であって、少なくとも１つの安定な白色ＬＥＤを備える、光源；
保存媒体（３２０）であって、該白色ＬＥＤのスペクトルを特徴付ける予め決定されたパラメータを保存し、該特徴付けられたパラメータは、該白色ＬＥＤのスペクトルの関数として、前記低減した光吸収スペクトルを調整するために有用な前記計算ソフトウェアモジュール（３１０）への入力を形成する、保存媒体
によって特徴付けられる、システム。 23. A system according to any of claims 13 to 22, wherein:
Said light source (301) comprising at least one stable white LED;
A storage medium (320) for storing predetermined parameters characterizing the spectrum of the white LED, the characterized parameter adjusting the reduced light absorption spectrum as a function of the spectrum of the white LED A system characterized by a storage medium that forms an input to the calculation software module (310) useful for:

請求項２３に記載のシステムであって、前記保存媒体（３２０）が、非揮発性であることによって特徴付けられる、システム。 24. The system of claim 23, wherein the storage medium (320) is characterized by being non-volatile.

患者の身体内または身体上に白色光を向けることにより少なくとも一種の測定を行って、少なくとも１つの身体の特徴を決定する医療装置における方法であって、該方法は、以下：
白色ＬＥＤのスペクトルを特徴付けるパラメータを予め決定する工程；
非揮発性のコンピュータで読み取り可能な媒体（３２０）に該予め決定されたパラメータを保存する工程；
該媒体を該白色ＬＥＤと一緒に提供することによって、白色ＬＥＤのスペクトルを特徴付ける予め決定されたパラメータの関数として、該装置にその測定を調整するための入力データを提供し、それによってさらなる光源の特徴付けを必要としない、工程
を包含する、方法。 A method in a medical device for performing at least one measurement by directing white light in or on a patient's body to determine at least one body characteristic, the method comprising:
Pre-determining parameters characterizing the spectrum of the white LED;
Storing the predetermined parameters on a non-volatile computer readable medium (320);
Providing the medium with the white LED provides the device with input data to adjust its measurements as a function of predetermined parameters characterizing the spectrum of the white LED, thereby providing additional light source A method comprising a process that does not require characterization.

白色ＬＥＤのスペクトルを特徴付ける予め決定されたパラメータを含む、非揮発性のコンピュータで読み取り可能な保存媒体（３２０）であって、該保存媒体は、ユニットとしてＬＥＤと一緒に送達可能であり、それによって、白色ＬＥＤのスペクトルを特徴付ける予め決定されたパラメータの関数として、医療装置に、少なくとも一種の測定の調整のための入力データを提供し、それによってさらなる光源（３０１）の特徴付けを必要としない、保存媒体。 A non-volatile computer readable storage medium (320) that includes predetermined parameters characterizing the spectrum of a white LED, the storage medium being deliverable with the LED as a unit, thereby Providing the medical device with input data for adjustment of at least one measurement as a function of a predetermined parameter characterizing the spectrum of the white LED, thereby requiring no further characterization of the light source (301); Storage medium.