JP2018531366A6 - 直接光の示差測定システム - Google Patents

Abstract

血液特性を測定するための測定システムは、コントローラーと、エミッターと、センサーと、基準フォトセンサーと、マスクとを含む。エミッターは、血流チャネルの第１の側から血流チャネルの第２の側まで複数の波長の光を発する。センサーは、血流チャネルの第２の側に提供される。基準フォトセンサーは、血流チャネルの第１の側に提供される。マスクは、第１の側に提供され、エミッターからの光以外の反射光が基準フォトセンサーに入るのを妨げる。コントローラーは、基準フォトセンサーからの測定値に基づいて、センサーからの測定値を補償する。
【選択図】図１

Description

本願は、２０１５年６月２５日付出願の米国仮特許出願第６２／１８４，６８０号および２０１５年６月２６日付出願の米国仮特許出願第６２／１８５，３７３号の利益ならびに優先権を主張し、これらの出願は、開示するものすべてについて参照することにより組み込まれる。

技術分野
本開示は、概して、患者の体外血流（extracorporeal patient blood flow）をモニターするため、かつ、ヘマトクリット、酸素飽和度、および／または、その他の血液成分をリアルタイムで測定するために使用される光学的血液モニタリングシステムに関する。本開示は、より具体的には、そのようなシステムの信頼性および正確さ（accuracy）を改善することに関する。

背景
腎不全または部分的腎不全の患者は、典型的には、血液から毒素や過剰体液を取り除くために血液透析治療を受ける。このためには、血液が採血針（intake needle）またはカテーテルを通して患者から取り出され、該採血針またはカテーテルは、特別に認められたアクセス位置にある動脈または静脈から血液を取り出すものであり、それは、例えば、腕、大腿部、鎖骨下部などに外科的に配置されたシャントといったものである。採血針またはカテーテルは、ぜん動（peristaltic、蠕動）ポンプへと送られる体外チューブに接続されてから透析器（dialyzer）に接続される。該透析器は、血液を浄化し過剰体液を取り除くものである。そして、浄化された血液は、さらなる体外チューブ、およびもう１つの針またはカテーテルを通して患者に戻される。血液の凝固を防ぐために、ヘパリン点滴が血液透析ループ内に置かれることがある。

取り出された血液が透析器を通る際に、その血液は、透析器内のストロー状のチューブ内を移動する。このチューブは、未浄化の血液のための半透明の通路としての役割を果たす。新しい透析液は、下流端から透析器に入っていく。透析物は、ストロー状のチューブの周りを包囲し、チューブを通って流れる血液とは逆の方向に透析器を流れる。新しい透析物は、拡散によってストロー状のチューブを通る毒素を集め、限外ろ過によって血液中の過剰体液を集める。取り除かれた毒素と過剰体液とを含む透析物は、廃棄物として処分される。赤血球はストロー状のチューブ内に留まり、そのボリュームカウントはこのプロセスによる影響を受けない。

血液モニタリングシステムは、血液透析治療、または体外血流を伴う他の治療においてよく使用される。一例として、ＭＡ、ウォルサムのFresenius Medical Care社が生産するＣＲＩＴ−ＬＩＮＥ（登録商標）モニタリングシステムが挙げられる。ＣＲＩＴ−ＬＩＮＥ（登録商標）血液モニタリングシステムは、血液透析システムを流れる血液のヘマトクリットおよび酸素飽和度をリアルタイムで非侵襲的に測定するために、光学技術を使用する。血液モニタリングシステムは、体外チューブに対してインライン（直列）に、典型的には、透析器の動脈側で、取り付けられた無菌の血液チャンバーにおいて血液を測定する。

一般的に、血液チャンバーは、チューブセットおよび透析器と一緒に、それぞれの患者のために交換される。血液チャンバーは、使い捨てを意図されている。血液チャンバーは、内部の血流キャビティを定めており、該血流キャビティは、実質的に平坦な観察領域（
viewing region）と、２つの対向する観察レンズとを有する。光学的な血液モニター用のＬＥＤエミッター（LED emitters）と光検出器とが、これらのレンズにわたって血液チャンバーの所定の位置にクリップ留めされる。複数の波長の光が、血液チャンバーと、チャンバーを流れる患者の血液とを通して方向付けられてもよく、光検出器が、得られる各波長の強度を検出する。

ヘマトクリットを測定するための好ましい波長は、赤血球に対して実質的に等吸収的（isobestic、イソベスティック）である約８１０ｎｍや、水に対して実質的に等吸収的である約１３００ｎｍである。ＣＲＩＴ−ＬＩＮＥ（登録商標）コントローラーにおいて実施されたレシオメトリック（rationmetric）技術は、「System and Method for Non-Invasive Hematocrit Monitoring」と題する米国特許第５，３７２，１３６号（この特許は１９９９年１２月１３日に発行され、参照することにより本明細書に組み込まれる）に実質的に開示される通り、この光強度情報を用いて、患者のヘマトクリット値をリアルタイムで計算する。当該技術分野において広く使用されるヘマトクリット値は、（１）所定の全血試料中の赤血球の体積（volume）と（２）血液試料の総体積との比によって決まるパーセンテージである。

臨床の場においては、血液透析中に生じる血液量（blood volume）の実際のパーセンテージの変化は、測定されたヘマトクリットの変化から、リアルタイムに決定できる。従って、光学的な血液モニターは、患者のヘマトクリットレベルだけでなく、患者の血液量の変化も、血液透析治療セッションにおいてリアルタイムで非侵襲的にモニターできる。血液量の変化をリアルタイムでモニターすることができれば、安全で効率的な血液透析を容易にするのに役立つ。

リアルタイムで血液をモニターするために、発光ダイオード（ＬＥＤ）および発光ダイオード用の光検出器が、血液チャンバーを覆って嵌められるセンサークリップアセンブリーの２つの対向するヘッドに取り付けられる。システムの正確さのために、センサークリップアセンブリーが血液チャンバーを覆って所定の位置にクリップされる時は、毎回、ＬＥＤおよび光検出器が所定のポジションおよび方向付け(orientation)にて位置している。この所定のポジションと方向付けとによって、ＬＥＤから光検出器へと進む光は、血液チャンバーのレンズ(lenses、複数のレンズ)を通って進む。

現存するシステムでは、血液チャンバー固有の寸法と、センサークリップアセンブリーの、血液チャンバーに対する固有のポジションおよび向きに対して、光学モニターは較正される。このために、センサークリップのヘッドは、血液チャンバーと結合するように設計され、ＬＥＤおよび光検出器が互いに対して既知のポジションおよび向きにあるようになっている。

用いられ得る数多の光エミッターが存在するとは言え、産業におけるその汎用性に伴うその原価要素により、ＬＥＤがしばしば好まれる。ほとんどの医療以外の適用において、生成される光の精密な振幅は重要ではない。例えば、装置が作動中であることを示す表示灯は、最終利用者の目に見えるように輝く必要があるのみである。光の振幅（明るさ）が時間または温度とともにわずかに変化するか否かは、この使用においてはまったく重要ではない。振幅の精密さがそれほど重要ではない別の例は、光ファイバーケーブルを駆動させて通話、映像などを長距離にわたって伝えることにある。この適用では、光源は通常、光振幅閾値によって検出がなされる変調を作成するパターンまたは時間幅においてキーオンおよびキーオフされる（keyed on and off）。仮に光振幅が閾値を超えるほど十分高ければ、１つのデジタル状態が登録される。そうでなければ、逆のデジタル状態が登録される。閾値がまだ交差している振幅のわずかな変化は、システムの作動にとってまったく重要ではない。

しかしながら、例えば本明細書に記載されるような血液モニタリングシステムにおけるＬＥＤ（または任意の光源）の使用は、精密な振幅を知ることを必要とする。振幅のすべてのわずかな変動が考慮される。そうでなければ、血液パラメーターの測定値に誤差をもたらし得る。許容可能な正確さで繰り返し測定される血液パラメーターについて、例えば電気通信のようないくつかの適用においては許容可能である光の振幅に対する影響は、血液モニタリングシステムにおいては対処されなければならない。

ＬＥＤからの光の振幅の変化は、その物理的性質のうちの３つに起因し得る。

第１の性質は、振幅に作用する「短期（short term）」振幅偏移（シフト）の影響を与える。ＬＥＤの製造工程中、特別に配合されたシリコンまたはヒ化インジウムガリウム化合物が一緒に溶解され、電気的接合部を形成し、装置をＬＥＤにする。製造工程中の環境における不純物は、該工程がクリーンルームで実行されていたとしても、接合部を汚染し得る。この影響は、適切な電流で通電したときに接合部が純粋であれば得られたであろう振幅を変化させることである。時間が経つにつれて、接合部の通常の作動中に加えられる熱とともに、不純物が「燃え尽き」、不純物が少なくなるにつれてＬＥＤがその出力振幅を変化させる原因となる。

第２の性質は、「長期（long term）」振幅偏移の原因となる。この偏移は、ＬＥＤにおける材料が経時的に変化するにつれて、その量子力学から生じる。この影響についてなすべきことは何もない。偏移はわずかであり、かつ、例えば血液モニタリングシステムのような適用の文脈で人目を引く振幅に対する影響を有するには数年を必要とする。

光の振幅に変化を引き起こす第３の性質は、温度感受性である。内部ＬＥＤ接合部における温度は、接合部における電気化学反応の速度に直接作用し、次に、軌道を変更する電子の数に作用する。本作用により解放されるエネルギーは、ＬＥＤが固有の光の波長を産出するようにするのに用いられる化合物により選択される。例えば、より高い温度では、装置の接合部において、より多くの電子活性があり、より多くの電子活動ひいてはより大きな光の振幅をもたらす。

振幅に対する「短期」の影響に対処するため、従来の血液モニタリングシステムはしばしば、基礎較正モデルに依拠し、ＬＥＤについて公知の定量化された振幅を産出する。「バーンイン」工程は、高電流（しかし、装置の接合部を害するほど高くはない）を用いてＬＥＤの接合部の温度をゆっくりと上昇させ、接合部におけるあらゆる製造不純物を素早く消散し、かつ、ＬＥＤに「短期」の安定性をもたらす。

振幅に対する「長期」の影響に対処するため、変動は、従来の血液モニタリングシステムが通常、この影響がシステムの性能の文脈で人目を引くようになる前に、修理または他の理由のために返送されるほど十分に遅い。

ＬＥＤからの光の振幅に対する温度の影響は、温度と、測定値により確立された振幅変動との間の関係に依拠する補償モデルを使用することにより、多くの従来の血液モニタリングシステムにおいて対処される。血液モニタリングシステムは、ＬＥＤのすぐそばに取り付けられたサーミスターセンサーを用いて、ＬＥＤの平均温度を測定する。サーミスターからの温度信号は、ＬＥＤからの光の振幅の変動をその温度の関数として補償する補償モデルに提供される。補償モデルは、各ＬＥＤについて集められた経験的データを含む。各血液モニターシステムの補償モデルは、そのＬＥＤの温度プロファイルについて較正される。従って、各モニターチャネルは、そのために補償を提供するＬＥＤについての温度プロファイルに基づく温度較正モデルを有する。さらに、システムにおけるすべてのＬＥ
Ｄの平均温度は典型的には、補償のために用いられ、単一のＬＥＤ変動の場合に測定における誤差の原因となる。また、ＬＥＤの温度プロファイルを感知することによる光出力の測定およびその後の実際の温度の光振幅へのマッピングは、ＬＥＤが古くなるにつれて不正確になり得る（「長期」の影響）。

概要
本明細書に記載の血液モニタリングシステムの一態様によれば、システムは、個々のＬＥＤの特性を考慮するために各モニターの較正を必要とすることなく、光学モニターにおけるＬＥＤからの光振幅レベルの変動を補償する。

実施形態の第１の利点は、システムが自己正規化（self-normalizing）することである。温度の変化に関わらず、実施形態は、初期の基準（reference）光の測定値に対する受け取られた光の測定値の割合を提供する。そのような実施形態は、温度の変動を考慮するために較正モデルを作成する必要性を除去する。

実施形態の第２の利点は、ＬＥＤが年月により、または製造工程における不純物もしくはＬＥＤ動作電流における過渡変化の結果として、出力振幅を変化させた場合に、システムが未較正にならないことである。すなわち、光振幅が何らかの理由で時間が経つにつれて変化したＬＥＤであっても、正確な測定のためにまだ使用され得る。

実施形態の第３の利点は、それがＬＥＤを「バーンイン」する必要がないことである。リアルタイムの基準光の測定が、ＬＥＤ振幅出力のあらゆる短期の変化を正規化するので、本発明の実施形態は、そのような「バーンイン」なしで正確なシステム作動を許容する。

実施形態の第４の利点は、それが波長エネルギーおよび帯域幅の小さなスペクトル変化を有するＬＥＤの使用を許容することである。

１つの図示した実施形態では、ＬＥＤからの光レベルは、直接測定され、血流チャネルを通して測定された光レベルとの比較のために提供される。測定値は、光が血流チャネルを通過する前後の光振幅の割合に基づき、従って測定を正規化し、ＬＥＤからの光の変動を考慮する。この点に関し、図示した実施形態の１つの特徴は、ＬＥＤ出力振幅の直接測定が、長期間モニターを適切な較正状態に保ち、かつ、モニターのライフサイクルを延ばすことである。

ＬＥＤ光出力を直接測定することは、サーミスターを用いて温度を光出力振幅補償にマッピングして、モニターの時間的動特性により引き起こされる大きな較正問題を除去する。また、ＬＥＤ光の直接測定は、温度試験された安定的なＬＥＤ（その費用が、血液モニタリングシステムにおけるその商業的使用を実現不能にするかも知れない）とは対照的に、より精密でないＬＥＤの使用を許容する。より精密でないＬＥＤに依拠する能力は、他の血液成分の吸収特性を測定するための波長の迅速な追加につながる。

本明細書に記載の血液モニタリングシステムは、血液特性を測定し、かつ、コントローラーと、エミッター（例、ＬＥＤ）と、センサーと、基準フォトセンサーと、マスクとを含み、該マスクは、エミッターから直接生じる光以外の光から基準フォトセンサーを光学的に分離するためのものである。エミッターは、複数の波長の光を発し、該光は、血流チャネルの第１の側（first side）からチャネルに入り、かつ、第２の側（second side）でチャネルから出る。センサーは、血流チャネルの第２の側に提供され、かつ、チャネル内の血液成分により影響を受ける光の特性を検出する。基準フォトセンサーは、血流チャ
ネルの第１の側に提供され、かつ、エミッターからの光をチャネルを通過する前に受け取る。マスクは、エミッター以外の光源（例、他の光源または反射）から基準フォトセンサーを分離する。コントローラーは、基準フォトセンサーからの情報を用いて、エミッターからの光の変化を補償し、センサーからの測定値が、それにより「正規化」され、血液成分からの光に対する影響のみの測定値となるようになっている。

実施形態では、システムは、エミッター（例、ＬＥＤ）からの光を直接測定するための基準フォトセンサーとして、ヒ化インジウムガリウムフォトダイオードを用い、かつ、直接測定は、センサーにおける光の測定を正規化するために用いられ、それにより例えば温度代替測定（temperature proxy measurement）および関連する較正のような間接的な正規化のあらゆる必要性を除去する。ＬＥＤ光振幅を直接測定することにより、血液モニタリングシステムは、システムの使用前にＬＥＤ温度が安定するのを待つ必要がない。仮にモニターが電源が入れられた直後に用いられれば、この直接測定は、血液成分からの光に対する測定された影響が、ＬＥＤにおける変化の影響をまったく受けないことを確実にする。測定値の正規化に対して間接的なアプローチを用いると、血液モニタリングシステムは、通常数分を要する間接的な正規化を提供する電子機器により期待される状態に安定化されなければならない。対照的に、直接測定は、即座に測定を確実に正規化し得、ウォーミングアップまたは安定化期間が不要であるようになっている。さらに、いくつかの臨床の場では、血液モニタリングシステムは、継続的に電源が入ったままであり、このことはＬＥＤのより早い劣化をもたらす。またここで、直接測定アプローチは、このより早い劣化を考慮するために測定を正規化する。

本開示の実施形態は、血液特性を測定するためのシステムを提供し、当該システムは：血流チャネルの第１の側から血流チャネルの第２の側まで複数の波長の光を発するエミッターと；血流チャネルの第２の側にあるセンサーと；エミッターからの光を受け取るように配置された、血流チャネルの第１の側にある基準フォトセンサーと；エミッターからの直接の光以外の、外部源または外的に反射した源から基準フォトセンサーへの光を妨げる、血流チャネルの第１の側にあるマスクと；基準フォトセンサーによる光の測定値に基づいてセンサーによる光の測定値を補償するように構成されたコントローラーとを有する。

当該システムの実施形態では、測定システムの血流チャネルは、着脱可能なカートリッジを含み、該着脱可能なカートリッジを通って血液が流れる。

当該システムの実施形態では、透明なドームが、第１の側にあるエミッターと基準フォトセンサーとを覆う。

当該システムの実施形態では、マスクは、透明なドームの一部を覆う。

当該システムの実施形態では、マスクは、透明なドーム内にある。

当該システムの実施形態では、マスクは、マスクとエミッターとの間の空間を除いて基準フォトセンサーを覆う。

当該システムの実施形態では、記憶装置が、基準フォトセンサーからの測定値に基づいてセンサーからの測定値を較正するためにコントローラーにより用いられた較正パラメーターを貯蔵する。

当該システムの実施形態では、コントローラーは、基準フォトセンサーからの測定値の変化を用いて、エミッターから発せられる光の変化により生じるセンサーからの測定値の変化を継続的に補償する。

当該システムの実施形態では、記憶装置は、コントローラーにより用いられた較正パラメーターのログを貯蔵する。

当該システムの実施形態では、コントローラーは、用いられたそれぞれの新しい血流チャネルについて較正パラメーターの新しいセットを生成する較正を実行することが可能である。

本開示はさらに、血液特性を測定するための方法を提供し、当該方法は：エミッターによって、血流チャネルの第１の側から血流チャネルの第２の側まで光を発することと；第１の側にあるマスクによって、エミッターとともに血流チャネルの側に配置された基準フォトセンサーによるエミッターから直接生じる光以外の光の受け取りを妨げることと；血流チャネルの別の側にあるセンサーにおいて、光が血流チャネルを通って流れる血液を通過した後で、エミッターから受け取った光の特性を測定することと；基準フォトセンサーにおいて、血流チャンバーを通って流れる血液を通過する光なしで、エミッターから受け取った光の特性を測定することと；コントローラーによって、基準フォトセンサーによる光の測定を用いて、エミッターにおける光の変化により生じるセンサーによる光の特性の測定からとられた測定値を補償することとを有する。

当該方法の実施形態では、測定方法はさらに、血液が血流チャネルに配置されていない時に、基準フォトセンサーからの測定値とセンサーからの測定値との間の較正比を決定することを有し、コントローラーによる補償はさらに、該較正比に基づく。

当該方法の実施形態では、エミッターにより発せられる光の振幅は、較正比の決定前には未知である。

当該方法の実施形態では、較正時にエミッターにより発せられる光の振幅は、血流チャネルを通って流れる血液を通過する光の測定時にエミッターにより発せられる光の振幅とは異なる。

本開示はさらにまた、血液特性の測定値を較正するための方法を提供し、当該方法は：エミッターによって、血流チャネルの第１の側から血流チャネルの第２の側まで複数の波長の光を発することと；血流チャネルの第１の側にある基準フォトセンサーにおいて、エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと；血流チャネルの第２の側にあるセンサーにおいて、血液チャンバーが血流チャネル内に配置されていない間に、エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと；コントローラーによって、基準センサーからの測定値とセンサーからの測定値との間の較正比を決定することと；センサーにおいて、空の血液チャンバーが血流チャネル内に配置されている間に、エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと；コントローラーによって、較正比、基準検出器からの測定値およびセンサーからの測定値の関数として、光損失のプロファイルを決定することと；コントローラーによって、血液が血流チャネル内に配置された血液チャンバー内を流れている間に、光損失のプロファイル、較正比、基準センサーからの測定値およびセンサーからの測定値の関数として、血液特性のプロファイルを決定することとを有する。

当該方法の実施形態では、エミッターにより発せられた光の振幅は、システムによる測定の前には未知である。

当該方法の実施形態では、エミッターの温度プロファイルは、未知である。

本開示はさらにまた、患者の血液をフィルター処理するための透析システムを提供し、当該システムは：患者からの血液を運搬するための体外動脈チューブ（arterial extracorporeal tubing）と；体外動脈チューブを通して患者の血液を受け取り、かつ、患者の血液をフィルター処理するための透析器と；浄化された血液を透析器から患者へ運搬するための体外静脈チューブ（venous extracorporeal tubing）と；患者の血液を動脈チューブ、透析器および静脈チューブを通して循環させるためのポンプと；透析システム内で血液の特性を測定するための血液測定システムとを有し、該血液測定システムは：血流チャネル内で光を発するエミッターと；光を血流チャネルの通過後に受け取るためのセンサーと；血流チャネルを通過する光なしで、エミッターから光を受け取る基準センサーと；エミッターから直接生じる光以外の基準センサーへの光を妨げるマスクと；基準センサーからの測定値に基づいて、センサーからの測定値を補償するように構成されたコントローラーとを有する。

当該透析システムの実施形態では、エミッターと基準センサーとは、血液チャンバーの共通の側（side）にあり、該共通の側は、センサーにより占められる別の側とは反対側にある。

当該透析システムの実施形態では、マスクは、エミッターと基準センサーとを覆う透明なドームの一部を覆う。

図面のうちのいくつかの図の簡単な説明
本発明は、例示的な図および実施形態に基づいて、以下でさらにより詳細に説明されるであろう。本発明は、例示的な実施形態に限定されない。本明細書に記載され、および／または、図示されるすべての特徴は、本発明の実施形態において、単独で、または、様々な組み合わせで組み合されて用いられ得る。本発明の種々の実施形態の特徴および利点は、次の事項を示す添付の図面を参照して以下の詳細な説明を読むことにより明らかになるであろう。

図１は、透析治療システムの一部としての例示的な血液モニタリングシステムを示す。 図２は、図１の血液モニタリングシステムの例示的な制御インターフェースである。 図３は、システムが血液成分をモニターするために用いられるシステムの光源からの光出力の直接測定に依拠することにより自己較正する実施形態による、血液モニタリングシステムの態様の概略図である。 図４は、図３の概略図を参照し、かつ、血液モニタリングシステムの較正を説明するフローチャートである。 図５は、図１の血液モニタリングシステムによる、血液チャンバーに結合されたクリップアセンブリーを示す等角投影図である。 図６は、概してクリップアセンブリーにより収容される回路基板をグレースケールで示し、かつ、図３で概略的に示されたハードウェアを含む、図５の線６−６に沿ってとったクリップアセンブリーおよび結合している血液チャンバーの平面図である。 図７は、クリップアセンブリーと血液チャンバーとが結合する領域の詳細を示す、図６の線７−７に沿ってとったクリップアセンブリーおよび結合している血液チャンバーの断面図である。 図８は、クリップアセンブリー内でＬＥＤからの光を直接測定するためのセンサーを示す、図７に示すクリップアセンブリーおよび結合する血液チャンバーの断面図における詳細Ａの分離拡大図である。 図９は、クリップアセンブリー内に収容された回路基板に取り付けられ、かつ、ＬＥＤからの光を直接測定するためのセンサーに隣接するＬＥＤの構造を示す、クリップアセンブリーおよび結合する血液チャンバーの図８に示す詳細の分離したさらなる詳細である。 図１０ａおよび図１０ｂは、クリップアセンブリー内で光源からの光を直接感知するための図７〜図９に示すものに関するクリップアセンブリーの代替的な実施形態を示す。 図１１は、クリップアセンブリー内で光源からの光を直接感知するための別の代替的な実施形態を示す。 図１２は、クリップアセンブリー内で光源からの光を直接感知するためのまた別の代替的な実施形態を示す。

詳細な説明
図１は、本発明を組み込む血液モニタリングシステムの実施形態とともに使用可能な例示的な環境を示す。モニタリングシステムは、例えば人工心肺を用いた灌流中の、または、体外膜型酸素供給（ＥＣＭＯ）もしくは持続的腎代替療法（ＣＲＲＴ）中のヘマトクリットおよび酸素レベルの測定のような、透析システム以外の適用を有することが、当業者により把握されるであろう。

従来の方法では、図１の患者１０は、血液抽出針１６と血液注射針２６とを通して透析治療システム１２に繋がれる。透析治療システム１２を用いた透析治療中、血液は、血液抽出針１６を通して患者１０から抽出され、チューブ１８を用いて血液ポンプ２０、血液チャンバー３２および透析器血液フィルター２２を通過し、その後、チューブ２４と血液注射針２６とを通して患者１０に戻される。透析器２２は、未使用の透析チューブ２８からの透析液との流体交換により血液をフィルター処理し、かつ、フィルター処理された老廃物を使用済みの透析チューブ３０に預ける。

本発明を組み込む血液モニタリングシステム１４は、透析工程に関連する特定の血液特性をモニターするための透析治療システム１２とともに用いられる。血液モニタリングシステム１４は、ディスプレイ３６と、ケーブル３７と、クリップアセンブリー３４とを含み、該クリップアセンブリー３４は、チューブ１８により提供される血液流路内で血液チャンバー３２に結合する。クリップアセンブリー３４は、光源と検出器とを含み、該光源と検出器とは、クリップアセンブリーが血液チャンバー３２に結合しているときは、血液チャンバーの両側に配置される。血液チャンバーを通過するクリップアセンブリー３４内の光源からの光は、透析中の血液により吸収される。クリップアセンブリー３４内の検出器は、吸収を検出し、クリップアセンブリーまたはディスプレイ３６のいずれかにおける回路は、検出器からの吸収信号を処理して、ディスプレイにおいて透析工程に責任のある臨床医にとって意味のある情報を提供する。

図２は、血液モニタリングシステム１４のディスプレイ３６の実施形態を示す。ディスプレイ３６の図示した実施形態は、血液量の変化（ＢＶ_△）対時間のプロット１１２、透析期間の現在の経過期間１０２（システムが透析システムとともに正しい位置にあると仮定して）、現在のヘマクリット（ＨＣＴ）測定値１０４、現在の酸素飽和（ＳＡＴ）測定値１０６、現在の推定されるヘモグロビン（ＨＧＢ）レベル１０８、現在のＢＶ_△測定値１１０などといった透析工程中の臨床医にとって有用な測定値の情報を表示するためのスクリーン１００を含む。使用者は、ディスプレイ３６を通して血液モニタリングシステム１４を作動させ、例えばディスプレイにより表示される情報のタイプまたは表示方法（プロットまたは文字数字テキスト）を変更してもよい。

図示したディスプレイ３６は、血液モニタリングシステム１４の制御用の種々の制御ボ
タンを含む。代替的または追加的に、スクリーン１００は、タッチスクリーンであってもよく、かつ、血液モニタリングシステム１４の制御は、制御インターフェースとしてタッチスクリーン１００を用いて達成され得る。図示しない他の実施形態では、血液モニタリングシステム１４は、遠隔および／もしくは他の非接触インターフェース機構を用いて制御またはモニターされる。例えば、「Wireless Controller to Navigate and Activate Screens on a Medical Device」と題するWangらによる米国特許出願公報２０１４／０２６７００３ Ａ１、「Wearable Interface for Remote Monitoring and Control of a Medical Device」と題するChristensenによる米国特許出願公報２０１４／０２６６９８３ Ａ１および「E-field Sensing of Non-contact Gesture Input for Controlling a Medical Device」と題するMericsらによる米国特許出願公報２０１５／０２５３８６０ Ａ１を参照されたい（これらはすべて、その全体およびその開示するすべてが、参照することにより本明細書に組み込まれる）。

図３は、血液モニタリングシステム１４を概略的に示す。システム１４は、クリップアセンブリー３４内またはディスプレイ３６内のいずれに配置されてもよいコントローラー３１０を含む。システム１４はまた、クリップアセンブリー３４において、ＬＥＤエミッター３４０と、ＬＥＤからの光を血液チャンバー３２の通過後に感知するためのセンサー３３０と、ＬＥＤからの光を直接感知するための基準フォトセンサー３５０と、フォトセンサーをＬＥＤ３４０からの光以外の光から遮蔽するためのマスク３７０とを含む。ＬＥＤエミッター３４０は、血液チャンバー３２の第１の側から、かつ、チャンバーにより提供される血液流路９００を通して複数の波長の光を発する。光は、ＬＥＤ３４０とセンサー３３０との間の固定距離「ｄ」３８０を移動した後、血液チャンバー３２の第２の側においてチャンバーから外に出る。距離「ｄ」は、システムの設計によって任意であり得る。しかしながら、距離が選択されると直ちに、それは一定のままである。ＬＥＤ３４０とセンサー３３０とはそれぞれ、血液チャンバー３２と結合するクリップアセンブリー３４の領域においてクリップアセンブリーの対向するアーム上で支持される。基準フォトセンサー３５０もまた、クリップアセンブリー３４により支持され、特にＬＥＤ３４０と同一の側で支持される。マスク３７０もまた、クリップアセンブリー３４により、ＬＥＤ３４０および基準フォトセンサー３５０と同一の側で支持される。マスクは、本明細書で図示したものを含むいくつかの代替的な実施形態において具現化されてもよい。種々の実施形態において、マスク３７０は、基準フォトセンサー３５０がＬＥＤエミッター３４０からの直接の光以外の光を受け取ることを妨げる（例、外的に反射した光または他の源からの光がない）。

コントローラー３１０は、全体としてモニタリングシステム１４を同期し制御する。センサー３３０に到達する光の測定値は、信号処理ハードウェアにより処理され、コントローラー３１０に供給される。同様に、補助的な信号処理ハードウェアは、基準フォトセンサー３５０からの補償測定値をコントローラー３１０に供給する。コントローラー３１０は、その後、フォトセンサー３５０から受け取った測定値を用いてセンサー３３０からの「生の」測定値を正規化する。基準フォトセンサー３５０とセンサー３３０とはそれぞれ、シリコンまたはヒ化インジウムガリウムフォトダイオードであってもよく、それぞれシリコンまたはヒ化インジウムガリウムフォトダイオードのアレイであってもよい。

図示した実施形態では、エミッター３４０は、発光ダイオード（ＬＥＤ）またはＬＥＤのアレイを含む。エミッター３４０は、例えばレーザーエミッター、蛍光光源、白熱光源などのような他の光源を含んでいてもよい。

血流チャンバー３２は、ポリカーボネート製であり得る。血液チャンバーの目的は、モニターされる工程（例、透析）中の血流内に窓部を提供することと、モニタリングに関する測定工程中、間隔「ｄ」３８０を定数として維持することである。

図３に示す一実施形態では、ドーム３６０がＬＥＤエミッター３４０を覆っている。ドーム３６０の一部は、ＬＥＤ３４０の方向以外の全方向において基準フォトセンサー３５０の周りを包囲するマスク３７０を含む。ドーム３６０は、例えば長方形および半球形のような種々の形状であってもよい。ドーム３６０は、例えばエポキシ樹脂、プラスチック、ガラスもしくはプレキシガラスまたはその光学的特性に関して再生可能な他の無機材料のような種々の材料製であってもよい。透明なドーム３６０は、血液チャンバー３２の第１の側を照らすためにＬＥＤからの光用の経路を提供する一方で、例えば粉塵汚染、熱応力、電気ショートおよび可動部品からの機械的損傷に対して、ＬＥＤエミッター３４０のためのいくぶんかの保護を提供する。ドーム３６０は、ドームのマスクされた３７０部分の下の基準光検出器３５０のために同様の保護を提供する。

図３に示す実施形態では、マスク３７０は、透明なドーム３６０の一部を覆う。マスク３７０は、透明なドーム３６０の一部であってもよく、該一部は、ドームの外面上または仮にドームが中空であるときはその内面上で、高密度の遮光材料（light stopping material）によりコーティングされている。マスク３７０は、反射光（可視光および赤外線光の両方）を妨げるドーム３６０の不透明なコーティングであってもよく、基準フォトセンサーに可視である光のみがＬＥＤエミッター３４０から発せられた光であることを確実にする。

代替的には、マスク３７０は、透明なドーム３６０なしの独立型であってもよく、透明なドーム３６０から分離されていてもよい。マスクの精密な機械的構造は、マスクが基準フォトセンサー３５０をＬＥＤエミッター３４０以外の源から生じる光から分離するように機能する限り、これらおよび他の変形を有し得る。

図３に示す実施形態では、ＬＥＤエミッター３４０についての光振幅強度は、電流設定抵抗器３１５により設定された強度を有するＬＥＤ電流源３０５により制御される。コントローラー３１０は、基準フォトセンサー３５０により提供された信号から生じた基準信号３５６に基づく送信器制御３０８を用いて、ＬＥＤ電流源３０５をさらに調節して光強度を補償することが可能である。

光は、ＬＥＤエミッター３４０から、図３のドーム３６０のマスクされていない部分および血液チャンバー３２本体を通って、フォトセンサー３３０まで移動する。血液チャンバーを横切る血液流路９００は、適切な較正を確実にするために固定距離「ｄ」３８０を有する。血液パラメーターは、光を吸収し散乱させ、このことは、フォトセンサー３３０に到達する異なる波長における光の振幅を弱める。所定の波長における振幅減衰の量は、例えばヘマトクリットのような血液特性を決定するために用いられる。決定工程は、米国特許第５，３７２，１３６号および米国特許第６，２４６，８９４号（参照することにより、その全体およびその開示するすべてが、本明細書に組み込まれる。）において、より完全に説明される。

血液チャンバー３２内の血液を通過した後に到達する光に反応して、フォトセンサー３３０は、従来の方法で、それが受け取る光の強度に比例する電流信号を生成し、該電流信号をコントローラー３１０による使用のために処理するために信号処理回路に送信する。例えば、図３に示す実施形態では、相互インピーダンス増幅器３３１が、電流信号を受信し、必要に応じてそれを増幅し、 信号を電圧信号に変換する。電圧信号はその後、センサー受信器３３２に加えられ、そこでアナログ−デジタル（Ａ−Ｄ）電圧計３３３への伝送用にフィルター処理され、調節される。この電圧計３３３は、フォトセンサー３３０において受け取った光に比例する測定された電圧を、コントローラー３１０への入力となるようにフォーマットされた最終デジタルセンサー信号３３６に変換する。

同様に、ドーム３６０のマスク領域３７０の下の基準フォトセンサー３５０に到達するＬＥＤエミッター３４０からの光は、基準フォトセンサーが電流信号を生成することにより反応する原因となり、該電流信号は、フォトセンサー３３０からの電流信号と同様の方法で信号処理回路により処理される。ＬＥＤエミッター３４０から基準フォトセンサー３５０までの光路内のすべての材料は、不変の光学的特性を有しており、基準フォトセンサー３５０において受信される信号が、ＬＥＤエミッターの放出特性の変化とともにのみ変動するようになっている。マスク３７０は、ドーム３６０の外からの反射およびＬＥＤエミッター以外から生じる光が、基準フォトセンサー３５０とＬＥＤエミッター３４０との間の直接信号に加わることを妨げる。

図３に示す実施形態では、基準フォトセンサー３５０において受け取られるＬＥＤエミッター３４０からの光は、従来の方法で、基準フォトセンサー３５０により比例電流信号に変換される。この電流信号は、相互インピーダンス増幅器３５１に加えられ、そこで必要に応じて増幅され、電圧出力信号に変換される。電圧信号はその後、基準受信器３５２に加えられ、そこでアナログ−デジタル（Ａ−Ｄ）電圧計３５３により電圧測定値としてフィルター処理され、調節される。電圧計３５３は、受け取られた光に比例する測定された電圧をデジタル基準信号３５６に変換し、該デジタル基準信号３５６は、コントローラー３１０により読み取られる。

コントローラー３１０は、基準フォトセンサー３５０からの基準信号３５６により提供された測定値を用いて、ＬＥＤエミッター３４０における光の強度の変化から生じるセンサー信号３３６においてセンサー３３０からの測定値を補償する。補償は、ＬＥＤエミッター３４０から発せられる光の変動を考慮し、継続的（continuous；連続的）であり、実質的にリアルタイムである。

図３に示す実施形態のコントローラー３１０はまた、ＬＥＤエミッター３４０における光の振幅を調節する選択肢を有し、これは、ＬＥＤエミッターに対してより多くの電力を提供するようＬＥＤ電流源３０５を調節することによりなされる。コントローラー３１０からＬＥＤ電流源３０５への送信器制御３０８信号が、このタスクを果たす。

ＬＥＤエミッター３４０は、種々の理由により、それが発する光の振幅の短期または長期の変動を経験するかも知れない。例えば、ＬＥＤエミッター３４０内で電力変動があるかも知れず、これは、ＬＥＤエミッターからの光強度が電力変動により変化する原因となる。また、ＬＥＤエミッター３４０からの光は、ＬＥＤエミッターの劣化により強度が次第に強まるまたは弱まるかも知れない。図３に示す実施形態のシステムは、作動中、基準フォトセンサー３５０からの測定値の変化を補償する能力を有するコントローラー３１０を提供することにより、これらの変動を継続的に補償し、このことは、システムが血液流路９００内の血液の特性のみにより引き起こされるフォトセンサー３３０における光の減衰の正確な測定値を最大化することをもたらす。

図３の血液モニタリングシステム１４の実施形態の概略図は、記憶装置３２０を含み、該記憶装置３２０は、コントローラー３１０により用いられた較正パラメーターおよび実行命令（例えば、図４に示す工程を実行するようプログラミングされた命令のような）を貯蔵するためのものである。較正パラメーターおよび実行命令は、経路９００内に血液のおびただしい流入（blood flood）がないとき、固定距離「ｄ」を横切るＬＥＤエミッター３４０とフォトセンサー３３０との間の光の減衰を補償する。

図３の実施形態では、記憶装置３２０は、コントローラー３１０により用いられた較正パラメーターのログを貯蔵する。ログは、システム治療目的で用いられてもよい。例えば
、記憶装置３２０は、センサー信号３３６を正規化するのに必要とされた補償パラメーター値のランニングログ（running log）を保存してもよい。仮に、基準フォトセンサー３５０からの基準信号３５６が時間が経つにつれて次第に低減する一方で、センサー信号３３６を正規化するのに必要とされる補償が次第に増大することをログが証明すれば、その時は、ログデータは、ＬＥＤエミッター３４０が衰えているか消耗しており、交換の必要があることを示唆する。図３に示した実施形態では、コントローラー３１０は、コントローラー３１０により用いられた較正パラメーターのログに基づいて診断事象を検出し、オペレーターに警告するようにプログラミングされている。

図３の実施形態では、コントローラー３１０は、較正を実行し、用いられるそれぞれの新しい血液チャネルについて較正パラメーターの新しいセットを生成する。

コントローラー３１０は、例えばプロセッサー、本開示全体にわたって提供される測定方法および／または較正方法を実行するためにコンピューターのコード（code）／プログラムを貯蔵するための非一時的なコンピューター可読媒体のような種々の部品、ならびに、例えばキーボード、マウス、タッチパッド、ディスプレイ、スピーカーなどのユーザーインターフェース装置を含んでいてもよい。例えば、図３に示す実施形態では、プログラム記憶装置３２０は、非一時的なコンピューター読取可能媒体である。図３のシリアルインターフェース３１１は、コントローラー３１０用の通信用インターフェースの例である。それは、表示およびさらなる分析のために、モニタリングシステムにより発生した血液データを外界に移す。データポートなどは、ＲＳ−２３２、ユニバーサルシリアルバス（ＵＢＳ）などを含む各種の公知のフォーマットおよびインターフェースのいずれかであり得る。

図１に示す実施形態では、血液データは、ケーブル３７を通してディスプレイ３６に送達され、そこで、データは、例えば図２で示唆したヘマトクリット値のような臨床医に有用な情報の図形表示を生成するのに用いられる。適切なディスプレイの例は、例えば、ＭＡ、ウォルサム、北米のFresenius Medical CareによるＣｒｉｔ−Ｌｉｎｅ Ｍｏｎｉｔｏｒ ＩＩＩのディスプレイである。

データ通信用の図１のケーブル３７の代替物として、または、それに加えて、コントローラー３１０は、通信モジュールに連結されていてもよく、該通信モジュールは、データもしくは他の情報の送信および／または受信を可能にし、該データもしくは他の情報は、コントローラー３１０により制御されるか、もしくは用いられてもよく、かつ／または、記憶装置３２０上に貯蔵されてもよい。実施形態では、通信モジュール３１８は、無線でデータもしくは他の情報を送信または受信する無線トランシーバーを含む。例では、無線トランシーバーは、血液モニタリングシステム１４と透析治療システム１２もしくは透析治療を実行するその部品、および／または、透析治療に関するデータもしくは他の情報を記録するか、そうでなければ用いる他の周辺機器との間の無線通信を可能にする。

実施形態では、通信モジュール３１８は、例えばＢｌｕｅｔｏｏｔｈプロトコルまたはＲＦＩＤプロトコル（例、近接通信（ＮＦＣ）プロトコル）のような公知の短距離無線技術プロトコルを介した血液モニタリングシステム１４と透析治療システム１２との間の短距離無線通信用の部品を含む。他の実施形態では、血液モニタリングシステム１２への無線通信または血液モニタリングシステム１２からの無線通信は、他の無線技術を用いて、例えばＷｉＦｉを通して、かつ／または、電気通信ネットワークを利用する実装を通して促進されてもよい。

送信に関し、ケーブル３７を介するかまたは無線送信を介するかのいずれであっても、データは、極秘データおよび／もしくは保護された医療情報の送信をつかさどる準拠法規
により、適切なセキュリティーおよび暗号化プロトコルを用いて、コントローラー３１０を通して保護され、かつ／または、暗号化されてもよい。

血液モニタリングシシテム１４は、温度に基づく測定値がセンサー信号３３６を較正または正規化する必要性を除去する。例えば温度変化のような影響により引き起こされる光の変化を補償するのに用いられるＬＥＤエミッター３４０により発せられた光の一部を直接測定することにより、システムは、測定実行前に、ＬＥＤエミッター３４０の温度が安定するのを長い間待つ必要がない。

追加的に、発せられた光の直接測定を用いてセンサー信号３３６を正規化することは、より長い間コントローラー３１０を適切な較正状態に保ち、システム１４のライフサイクルをより長くする。このアプローチはまた、ＬＥＤエミッター３４０について、より低価のＬＥＤ（例、そうでなければ可能であるものより高い光強度の変動を有するＬＥＤ）の使用を許容し、追加の血液特性を測定するための多くの追加の考え得る波長の開発期間の低減を許容する。

ＬＥＤエミッター３４０は、ダイオードのアレイであってもよく、発せられた光が複数の波長を有するようになっており、該複数の波長は、第１の側から血液チャンバー３２に入り、血流チャネル９００を通過し、第２の側から血液チャンバーを出る。血液チャンバー３２の第２の側にあるセンサー３３０は、ＬＥＤエミッター３４０からの光を、その複数の波長の振幅が血流チャネル９００を通過することにより影響を受けた後で受け取る。基準フォトセンサー３５０は、ＬＥＤエミッター３４０を有するアレイからの光を直接測定する。マスク３７０は、ＬＥＤエミッター３４０からの光のみが基準フォトセンサー３５０に到達することを確実にする。コントローラー３１０は、測定ハードウェアを制御し、基準フォトセンサー３５０からの測定値に基づいてセンサー３３０からの測定値を補償するが、これは例えば、血液が血液チャンバー３２に入る前に基準フォトセンサー３５０およびセンサー３３０からの読取値の間の割合を測定することと、該割合を血液がチャネル９００内にある間の透析中にセンサー３３０からの読取値に適用することとによりなされる。

注目すべきことに、発せられた光の強度は、それが移動する距離の２乗に反比例する。従って、ＬＥＤエミッター３４０とセンサー３３０との間の距離「ｄ」３８０は、較正工程中または実際の使用中の感知された光の強度のあらゆる変化がセンサー３３０とＬＥＤエミッター３４０との間の媒体にのみ依存し、光伝播の特性には依存しないように、一定でなければならない。距離「ｄ」は、血液チャンバー３２がＬＥＤエミッター３４０とセンサー３３０とを収容する対向するアームを含むクリップアセンブリー３４のジョー（jaw）内に挿入されるとき、ＬＥＤエミッター３４０とセンサー３３０とを分離する距離となるように選択される。クリップアセンブリー３４のアームは、それらが、血流チャネル９００の窓部の役割を果たす血液チャンバー３２の領域において、血液チャンバーにわたって適合されるジョーまたはクランプとして機能し得るように曲がる。アームが曲がるので、ＬＥＤエミッター３４０とセンサー３３０との間の距離は、例えば血液チャンバー３２をクリップアセンブリー３４のアームにより形成されるジョー内に配置することにより固定されていなければ、可変である。

ここで、モニタリングシステム１４の較正を参照すると、図４は、較正方法４００の実施形態を示す。方法４００は、ＬＥＤエミッター３４０からの光の基準フォトセンサー３５０における振幅測定値を取得し、結果として生じる基準信号３５６（図３）をコントローラー３１０に送信することにより、ブロック４１０において開始される。図４のブロック４２０において、センサー３３０は、センサーとＬＥＤエミッター３４０との間の距離「ｄ」３８０を保持している間に、血液チャンバー３２が取り除かれた状態で、ＬＥＤエ
ミッターからの測定値を取得する。センサー３３０は、センサー信号３３６を提供する。

ブロック４３０において、コントローラー３１０は、距離「ｄ」３８０において保持されたセンサー３３０とＬＥＤエミッター３４０との間に何もない間、基準信号３５６およびセンサー信号３３６から生じるそれぞれの処理された信号間の較正比を決定する。

ブロック４４０において、フォトセンサー３３０は、測定経路内に血液チャンバー３２があるが血流チャネル９００は空である状態で（空気のみが存在する）、ＬＥＤエミッター３４０からの光測定値を取得する。

ブロック４５０において、コントローラー３１０は、光路内に血液チャンバー３２があるが血液流路９００内には空気の他には何も存在しない状態で、それぞれの受信され処理された基準信号３５６とそれぞれのセンサー信号３３６との間の較正定数を決定する。

ブロック４６０において、コントローラー３１０は、ブロック４３０およびブロック４５０における測定値から、各波長について合成レシオメトリック較正係数（composite ratiometric Calibration Coefficient）を決定する。これらの合成較正係数は、ＬＥＤエミッター３４０で血液を照らすことならびに血液の吸収および散乱を通してフォトセンサー３３０における修正された光の振幅を受け取ることにより、血液チャンバー３２内の血流９００を横切る光の測定値を正規化するのに用いられる。同時に、正規化を完成させるために、ＬＥＤエミッター３４０自体の振幅の変化が基準フォトセンサー３５０により測定される。

各波長についての較正および補償機能のモデル化は、以下に示される。

基準フォトセンサー３５０により測定された光は、ベール（Beer）の法則による関数であってもよい。
式中、
ｉ_ｒは、基準センサー３５０における光強度の測定値であり、
Ｉ_Ｏは、ＬＥＤエミッター３４０により放射された光の実際の強度であり、
は、ドーム３６０の材料による、ＬＥＤエミッター３４０から基準フォトセンサーまでの光損失係数であり、かつ、
は、ＬＥＤエミッター３４０からドーム３６０内の基準フォトセンサー３５０まで、光が移動する距離である。
は、定数Ｋ_ｒであると考えてもよい。
簡略化すると、以下のとおりである。
ｉ_ｒ＝Ｉ_ＯＫ_ｒ (2)

ベールの法則の方程式は、より多くの損失成分を有するフォトセンサー３３０により測定された光について、同様に適用されてもよい。
式中、
ｉ_ｍは、フォトセンサー３３０における光強度の測定値であり、
は、ドーム３６０の材料（例では、
と同一である）による、ＬＥＤエミッター３４０からドーム３６０内のセンサー３３０に向かう光線に沿うドームのエポキシ樹脂と空気の境界線（epoxy-air boundary）までの光損失係数であり、
は、ＬＥＤエミッター３４０から透明なドーム３６０を出るまでに光が移動する光線距離であり、
は、光がそれを通って移動する媒体材料の光特性による、ドーム３６０の出口（表面）から第１の（照射）側にある血液チャンバー３２の側壁までの光損失係数であり、
は、ドーム３６０の表面から第１の（照射）側にある血液チャンバー３２まで光が移動する距離であり、
は、光がそれを通って移動する媒体材料の光特性による、血液チャンバー３２の第２の（受取）側壁からフォトセンサー３３０に向かう光損失係数であり、
は、距離であり、血液チャンバー３２の第２の側（受取）の壁からフォトセンサー３３０まで光が移動する距離であり、
は、血液チャンバー３２の材料の光伝播特性に基づく、血流チャネル９００までの血液チャンバー３２の外壁の第１の側（照射）の厚さの光損失係数であり、
は、血液チャンバー３２の外側の側壁から血流チャネル９００まで光が第１の側（照射）内を移動する距離であり、
α_ｂは、血流チャネル９００内の血液の光損失係数であり、
ｄ_ｂは、（血流チャネル９００の内側チャネルの厚さである）血流チャネル９００内の血液を通って光が移動する距離であり、
は、血液チャンバー３２の材料の光伝播特性に基づく、血流チャネル９００から外壁までの血液チャンバー３２の第２の側（受取）の厚さの光損失係数であり、かつ、
は、血流チャネル９００から血液チャンバー３２の外側の側壁まで光が第２の側（受取）内を移動する距離である。

方程式（３）は、以下のとおり簡略化され得る。

方程式（２）と方程式（４）とを組み合わせると、以下のとおりとなる。

方程式（５）からＩ_Ｏを取り消すと以下のとおりとなる。

流路９００内に血液および血液チャンバーが存在しなければ、割合は以下のようになる。

較正中、Ｋ_ｍ／Ｋ_ｒに関する各波長Ｓ_ｃについての合成較正光伝播定数は、流路内に血液および血液チャンバーがないときに基準フォトセンサー３５０およびセンサー３３０の較正測定値を取り（Ｉ_ｍ／Ｉ_ｒの取得）、ＬＥＤ３４０とフォトセンサー３３０との間の距離「ｄ」（３８０）を一定に保持することにより得られてもよい。

方程式（６）にＳ_ｃ＝Ｋ_ｍ／Ｋ_ｒを代入すると、フォトセンサー３３０の測定値の関数は、以下のようになる。
式中、
もまた一定である。

に定数Ｋ_ｐを割り当てると、Ｋ_ｐは、空であり、ＬＥＤエミッター３４０とセンサー３３０との間の光路内に存在する血液チャンバー３２の血流チャネル９００を用いて、基準フォトセンサー３５０およびフォトセンサー３３０の較正測定値をとることにより得られてもよい。

較正中、Ｋ_ｐは、空である血流チャネル９００を用いて、それぞれの新しい血液チャンバー３２について得られ得る。血液チャンバー３２の成形に厳格な制御が可能であると仮定すると、Ｋ_ｐは、血液チャンバーの成形特性に変化がなければ、異なる血液チャンバーにわたって一定であると推定され得る。これは、血液チャンバー３２の変化がなされ得、本分野の血液モニタリングシステム１４が、較正調節を完成させるために工場にシステムが返却されるのではなく、較正のあらゆる変化を補償し得るこの実施形態の別の特徴である。

従って、方程式（８）は、以下のとおり簡略化され得、
α_ｂがゼロであり（血液がない＝血液チャンバーが空）、ｄ_ｂがセンサー内の空の血液チャンバーを通る通常の光路の長さであるときは、以下のとおり簡略化され得る。

追加的に、
は、血液特性に依拠する関数であり、予め独立してプロファイル処理され、例えば実験室における較正用の血液試料の標準（standard）セットを用いてアルゴリズムまたは早見表
のセットとしてプロファイル関数
をコントローラー３１０内に予めプログラミングすることにより、使用のためにコントローラー３１０内に貯蔵されてもよい。これらの較正のセットは、それぞれの有効（active）波長について、独特（unique）であり必要とされる。

ｄ_ｂもまた一定であり測定され、かつ／または、コントローラー３１０内に入力され得るので、コントローラー３１０は、α_ｂを次のように求め得る。

方程式（１１）は、種々の濃度および様々な光の波長における種々の血液特性の血液についてα_ｂを得るのに用いられ得る。例えば、多項式フィッティングが、次式を用いてＨＣＴ値を得るのに用いられてもよい。
式中、
α_８００は、ＬＥＤエミッター３４０から発せられた８００ｎｍの波長においてとられた測定値から得られるα_ｂである。

α_１３００は、ＬＥＤエミッター３４０から発せられた１３００ｎｍの波長においてとられた測定値から得られるα_ｂである。

公知のＨＣＴレベルの標準試料は、ヒトの血液内で測定され、回帰技術を通してＨＣＴ較正多項式係数Ａ、ＢおよびＣを得るのに用いられる。これらの係数Ａ、ＢおよびＣはその後、進行中のＨＣＴ計算のためにコントローラー３１０アルゴリズムにプログラミングされる。

作動中、コントローラー３１０は、特定の患者の特定の血液試料についてα_８００およびα_１３００を得るために測定値をとり、ＨＣＴの結果を求めてもよい。

従って、上記の実施形態によれば、直接ＬＥＤエミッター３４０の光をモニタリングすることおよび結果として生じるフォトセンサー３３０の読取値の正規化に基づく示差測定（differential measurement）システムは、簡単な較正で正確な血液特性測定値を提供し得る。

同一のシステムが、血液の酸素飽和の測定用のモデルおよびアルゴリズムを作成するために、およそ６６０ｎｍの波長およびおよそ８００ｎｍの波長について同様に得られた光損失係数の割合とともに用いられ得る。

図５を参照すると、図１でより概略的に示した、血液チャンバー３２にかみ合わされたクリップアセンブリー３４の拡大分離図が示されている。クリップアセンブリー３４は、
以下で説明する血液モニタリングシステム１４の部品を組み込んでいてもよい。１つ以上の実施形態によれば、ＬＥＤエミッター３４０（例、ＬＥＤのアレイ）は、クリップアセンブリー３４の一方の側５３０内の回路基板上に配置され、フォトセンサー３３０は、アセンブリーの対向する側５４０内の回路基板上に配置される。基準フォトセンサー３５０は、側５３０上にＬＥＤエミッター３４０とともに配置される。クリップアセンブリー３４が血液チャンバー３２に取り付けられるとき、ＬＥＤエミッター３４０により第１の側５３０から発せられる光は、血液チャンバー３２の血液流路９００を通過し、クリップアセンブリーの対向する側５４０上のフォトセンサー３３０により検出される。血液流路内のチャンバー５２０を通って流れる血液の種々の物理的特性は、第２の側５４０上のフォトセンサー３３０において受け取る光の強度に作用する。

図６は、図５のクリップアセンブリー３４および結合する血液チャンバー３２を示し、実施形態によるクリップの側５４０の内側を示す。回路基板５３５と回路基板５４１とは、アセンブリー３４の側５４０内に収容される。回路基板５４１はフォトセンサー３３０を支持し、回路基板５３５は図３に示す回路のすべてを実質的に支持する。

回路基板５３７は、図７の断面図に最もよく示されるように、クリップアセンブリー３４の側５３０内に収容される。回路基板５３６と回路基板５３７とは、図３に示すモニタリングシステムの光送信器部分を支持する。特に、回路基板５３６は、クリップアセンブリー３４の側５３０内の領域において光エミッター３４０（例、ＬＥＤ）と基準センサー３５０とを支持し、該領域は、図３に概略的に示すように、血液チャンバー３２の対向する側上にエミッターおよびフォトセンサー３３０の位置を定める。リボンケーブル５３８は、側５４０内に収容された回路基板５３５上に支持された回路に、回路基板５３７を接続する。

図７に示す結合されたクリップアセンブリー３４および血液チャンバー３２の断面は、光エミッター３４０と、クリップアセンブリー３４のフォトセンサー３３０と、血液チャンバー３２の血液流路９００との間の空間関係についてのさらなる情報を提供する。クリップアッセンブリー３４の一方の側５３０は血液チャンバー３２の一方の側に結合し、クリップアセンブリーの第２の側５４０は血液チャンバーの他方の側に結合する。クリップアセンブリー３４の第１の側５３０は、取り付けられた光エミッター３４０（例、ＬＥＤ）を有する回路基板５３７および回路基板５３６を含み、第２の側５４０は、血液チャンバー３２の血液流路９００を通過する光を検出するためのフォトセンサー３３０を含む。

図８は、クリップアセンブリー３４の側５３０および側５４０ならびに血液チャンバー３２との間の接点を含む図７の領域の拡大図である。各側は、クリップアセンブリー３４のアームである。クリップアセンブリー３４の第１の側５３０（またはアーム５３０）上で、回路基板５３６は、光拡散窓部５４２の下のＬＥＤエミッター３４０および基準フォトセンサー３５０の両方を支持する。同様に、側５４０内の光拡散窓部５３９は、血液チャンバー３４を通過するエミッター３４０からの光が側５４０内の回路基板５４１上に取り付けられたフォトセンサー３３０により受け取られることを許容する。図７に最もよく示されるリボンケーブル５４３は、回路基板５４１を基盤５３５に接続する。クリップアセンブリー３４および血液チャンバー３２のさらなる詳細は、米国特許第８，７４３，３５４号（参照することにより、その全体およびそれが教示するすべてが本明細書に組み込まれる）において見つけることができる。特に、本明細書に示すクリップアセンブリー３４および血液チャンバー３４の実施形態は、‘３５４特許の図２５Ａ〜図２９Ｅにおいてさらに詳細に示される。

部分的に透明なエポキシ樹脂のドーム３６０は、エミッター３４０と基準センサー３５０とを覆う。ドーム３６０の一部は、マスク３７０として用いられ、該マスク３７０は、
あらゆる外的に反射した光またはＬＥＤエミッター３４０からの直接光以外の他の光から基準センサー３５０を遮蔽する。基準フォトセンサー３５０はそれぞれ、例えば日本国浜松市の浜松ホトニクス株式会社製造のもののようなシリコンまたはヒ化インジウムガリウムフォトダイオードであってもよく、シリコンまたはヒ化インジウムガリウムフォトダイオードのアレイであってもよい。

光は、ＬＥＤエミッター３４０からドーム３６０のマスクされていない部分を通って血液チャンバー３２まで、かつ、チャンバー内の血液流路９００を通ってクリップアセンブリー３４の第２の側（受取側またはアーム５４０）に配置されたフォトセンサー３３０まで移動する。経路９００内の血液およびそのパラメーターは、光を吸収、散乱し、それによりフォトセンサー３３０に到達する様々な波長における光の振幅を修正する。

またさらに詳細に、ドーム３６０の拡大分離図が図９に示される。エポキシ樹脂のドーム３６０は、回路基板５３６上に配置され、光エミッター３４０と光基準センサー３５０とを覆う。基準フォトセンサー３５０を覆うドーム３６０の部分は、不透明な表面３７０でコーティングされており、そうでなければ基準フォトセンサー３５０に到達するかも知れないドーム３６０の外側からのあらゆる反射光が妨げられるようになっている。この実施形態では、基準フォトセンサー３５０は、従来の方法で回路基板５３６上に配置されており、その主たる検出の方向が、光エミッター３４０にほぼ垂直となるようになっている。しかしながら、検出器がマスク３７０により環境または外的な反射光から保護されているときは、光エミッター３４０からの光を効果的に検出するため、エミッターからの十分な光が基準フォトセンサー３５０に到達する。代替的には、以下で説明する図１１および図１２に示すように、基準フォトセンサー（それぞれ１１４０および１２３０）は、光エミッター３４０と対面するように回路基板５３６に取り付けられ得、その後、センサーの感度およびノイズ耐性を増大させる。しかしながら、センサーの端部取付は典型的には、より高価な取付技術である。

さらなる実施形態が、図１０〜図１３を参照して説明される。

図１０ａおよび図１０Ｂを参照すると、ＬＥＤ１０１０のアレイが、回路基板５３６が図６〜図９において配置されたのとほぼ同じ場所に配置された、回路基板１０２０に取り付けられている。ＬＥＤ１０１０は、いかなる特定の明るさや性能の標準のものである必要がない。本実施形態では、シールド１０３０が、スペーサー１０４０の使用により、回路基板１０２０から固定距離をおいて配置される。シールド１０３０は、それがＬＥＤ１０１０からのすべての反射光を妨げるような材料でできており、光はシールド内の開口部１０５０を通過し、該開口部１０５０は、光が血液チャンバーまで移動することを許容する。基準フォトセンサー１０６０は、シールド１０３０の裏面上に取り付けられる。ＬＥＤ１０１０を収容しているアームと対向するクリップアセンブリー３４のアーム内の血液チャンバー３２またはフォトセンサー３３０は、図１０には示さない。較正および測定は、ヘマトクリット、酸素飽和および／または他の血液成分のレベルを決定するために基準フォトセンサー１０６０とフォトセンサー３３０との間の光強度の差を用いて、図６〜図９の実施形態を参照して上述したのと同様の方法で機能する。

別の代替的な実施形態では、図示しないが、基準フォトセンサーは、回路基板上のＬＥＤに直接隣接して、またはＬＥＤに十分に近接して配置され、ＬＥＤ自体からの直接光の強度が、反射および／または環境光からのあらゆる光学的ノイズより相当大きくなるようになっている。そのような実施形態の使用は、基準フォトセンサーの感度を増大させ、光学的ノイズを低減するか、または無意味にし、マスクを不要にする。

図１１の実施形態は、図６〜図９の実施形態のようにエポキシ樹脂のドーム１１１０を
用いる。ドーム１１１０は、図６〜図９の回路基板５３６の位置と同様にクリップアセンブリー３４内に配置された、回路基板１１２０上に配置される。ドーム１１１０は、ＬＥＤ１１３０のアレイと基準フォトセンサー１１４０とを覆う。基準フォトセンサー１１４０は好ましくは、その端部に配置されたフォトダイオードであり、回路基板１１２０上に平坦に取り付けられた場合と比べて、センサーがＬＥＤ１１３０により発せられる光とより直接的に対面するようになっている。基準フォトセンサー１１４０を覆うドーム１１１０の部分は、不透明な材料でコーティングされており、そうでなければ基準フォトセンサー１１４０に到達したかも知れないあらゆる外的な反射光（可視光および赤外線光の両方）が妨げられるようになっている。図１１には示さないが、血液チャンバー３２は、回路基板１１２０に対して平行に延び、ＬＥＤ１１３０からの光（上方向の矢印）がドーム１１１０の不透明でない部分を通過し、血液チャンバーを通って、クリップアセンブリー３４の対向するアーム内のフォトセンサー（図示せず）により検出されるようになっている。

別の実施形態によれば、図１２の硬質の筐体１２１０が、図６〜図９の回路基板５３５の位置と同様にクリップアセンブリー３４のアーム５３０内に配置された回路基板１２２０上に取り付けられる。図１１に示す実施形態のように、基準フォトセンサー１２３０は、回路基板１２２０上のその端部上に配置される。硬質の筐体１２１０は、ＬＥＤ１２４０のアレイと対面する開口部を除いて、すべての側で基準フォトセンサー１２３０の周りを包囲する。この実施形態では、硬質の筐体１２１０は、金属製であってもよく、すべての光を通さない他の材料製であってもよい。図１２には示さないが、血液チャンバー３４は、回路基板１２２０に対して平行となるよう配向され、ＬＥＤ１２４０からの光が、対向する側にあるフォトセンサーによる測定のために血液チャンバーを通過するようになっている。

図１１および図１２の実施形態は、基準フォトセンサーを光学的に分離することを意図したマスクまたは囲い板を含んで示されるが、回路基板にセンサーを端部取付することにより達成される増大した感度は、センサーの信号−ノイズ耐性比を増大させ得、マスクまたは囲い板が不要となるようになっている。

本明細書において引用された公報、特許出願および特許を含むすべての文献は、参照することにより、それぞれの文献が個別かつ特別に参照により組み込まれることが示され、その全体が本明細書に記載されたのと同程度に組み込まれる。

本発明を説明する文脈（特に以下の特許請求の範囲の文脈）における用語「a（１つの）」および「an（１つの）」および「the（その）」および「at least one（少なくとも１つの）」ならびに同様の指示語の使用は、本明細書で逆のことが示されるか、文脈と明らかに矛盾するのでなければ、単数と複数の両方を包含するものと解釈されるべきである。後に１つ以上の項目のリストが続く用語「at least one（〜のうちの少なくとも１つ）」の使用（例えば、「ＡとＢのうちの少なくとも１つ」）は、本明細書で逆のことが示されるか、文脈と明らかに矛盾するのでなければ、リストされた項目から選択される１つの項目（ＡもしくはＢ）またはリストされた項目の２つ以上のあらゆる組み合わせ（ＡおよびＢ）を意味するものと解釈されるべきである。用語「comprising（有する）」、「having（有する）」、「including（含む）」および「containing（含む）」は、別の注記がなければ、オープンエンドの用語（すなわち、「including, but not limited to（〜を含むがそれに限定されない）」を意味するもの）として解釈されるべきである。本明細書における値の範囲の列挙は、本明細書で逆のことが示されなければ、範囲内に属するそれぞれの分離した値に個別に言及する簡単な方法の役割を果たすことのみを意図しており、それぞれの分離した値は、それが本明細書で個別に列挙されたかのように明細書に組み込まれる。本明細書に記載のすべての方法は、本明細書で逆のことが示されるか、文脈と明
らかに矛盾するのでなければ、あらゆる適切な順序で実行され得る。本明細書において提供されるあらゆるすべての例または例示的な言語（例、「such as（例えば〜のような）」）の使用は、本発明をよりよく明らかにすることのみを意図しており、別に請求されるのでなければ、本発明の範囲に限定を課するものではない。本明細書における言語は、あらゆる請求されていない要素を本発明の実施に不可欠なものを示すものとして解釈されるべきではない。

本発明の好ましい実施形態は、本明細書に記載され、本発明を実施するための本発明者に既知の最良の形態を含む。それらの好ましい実施形態の変形は、上記の説明を読めば当業者には明らかになり得る。本発明者らは、当業者が必要に応じてそのような変形を使用することを予期し、本発明者らは、本発明が本明細書で特に説明した以外の方法で実施されることを意図した。従って、本発明は、準拠法により許容される本明細書に添付の特許請求の範囲に記載された主題のすべての修正および同等物を含む。さらに、上述の要素のあらゆる組み合わせは、その考え得るすべての変形において、本明細書で逆のことが示されるか、文脈と明らかに矛盾するのでなければ、本発明に包含される。

Claims (20)

1. 血液特性を測定するための測定システムであって、当該測定システムは：
   エミッターを有し、該エミッターは、血流チャネルの第１の側から前記血流チャネルの第２の側まで複数の波長において光を発し；
   前記血流チャネルの前記第２の側上にセンサーを有し；
   前記血流チャネルの前記第１の側上に基準フォトセンサーを有し、該基準フォトセンサーは、前記エミッターから前記光を受け取るように配置されており；かつ、
   前記血流チャネルの前記第１の側上にマスクを有し、該マスクは、前記エミッターから直接の前記光以外の、外部源または外的に反射した源から前記基準センサーへの光を妨げ、
   コントローラーを有し、該コントローラーは、前記基準フォトセンサーによる光の測定値に基づいて前記センサーによる光の測定値を補償するように構成されている、
   前記測定システム。
2. 前記血流チャネルが着脱可能なカートリッジを含み、該着脱可能なカートリッジを通って血液が流れる、請求項１に記載の測定システム。
3. さらに透明なドームを有し、該透明なドームは、前記第１の側にある前記エミッターと前記基準フォトセンサーとを覆う、請求項１に記載の測定システム。
4. 前記マスクが、前記透明なドームの一部を覆う、請求項３に記載の測定システム。
5. 前記マスクが、前記透明なドーム内にある、請求項３に記載の測定システム。
6. 前記マスクが、前記マスクと前記エミッターとの間の空間以外で前記基準フォトセンサーを覆う、請求項１に記載の測定システム。
7. さらに記憶装置を有し、該記憶装置は、前記基準フォトセンサーからの前記測定値に基づいて前記センサーからの前記測定値を補償するために前記コントローラーにより用いられた較正パラメーターを貯蔵する、請求項１に記載の測定システム。
8. 前記コントローラーが、前記基準フォトセンサーからの前記測定値の変化を用いて、前記エミッターから発せられた前記光の変化により生じる前記センサーからの前記測定値の変化を継続的に補償する、請求項１に記載の測定システム。
9. 前記記憶装置がさらに、前記コントローラーにより用いられた前記較正パラメーターのログを貯蔵する、請求項７に記載の測定システム。
10. 前記コントローラーが、用いられるそれぞれの新しい血流チャネルについて較正パラメーターの新しいセットを生成する較正を実行し得る、請求項７に記載に測定システム。
11. 血液特性を測定するための測定方法であって、当該測定方法は：
    エミッターによって、血流チャネルの第１の側から前記血流チャネルの第２の側まで光を発することと；
    前記第１の側にあるマスクによって、前記エミッターとともに前記血流チャネルの前記側に配置された基準フォトセンサーによる、前記エミッターから直接生じる以外の光の受け取りを妨げることと；
    前記血流チャネルの別の側にあるセンサーにおいて、前記エミッターから受け取った光の特性を、前記光が前記血流チャネルを通って流れる血液を通過した後で測定することと
    ；
    前記基準フォトセンサーにおいて、前記エミッターから受け取った光の特性を、前記光が前記血流チャンバーを通って流れる前記血液を通過することなく測定することと；
    コントローラーによって、前記基準フォトセンサーによる光の前記測定を用いて、前記エミッターにおける前記光の変化により生じた、前記センサーによる前記光の前記特性の前記測定からとられた測定値を較正することとを有する、
    前記測定方法。
12. 血液が前記血流チャネル内に配置されていないとき、前記基準フォトセンサーからの測定値と前記センサーからの測定値との間の較正比を決定することをさらに有し、
    前記コントローラーによる前記補償が、さらに前記較正比に基づく、請求項１１に記載の測定方法。
13. 前記エミッターにより発せられた前記光の振幅が、前記較正比の決定前には未知である、請求項１２に記載の測定システム。
14. 較正時に前記エミッターにより発せられる前記光の振幅が、前記血流チャネルを通って流れる前記血液を通過する前記光の測定時に前記エミッターにより発せられる前記光の振幅とは異なる、請求項１３に記載の測定システム。
15. 血液特性の測定値を較正するための測定方法であって、当該測定方法は：
    エミッターによって、血流チャネルの第１の側から前記血流チャネルの第２の側まで複数の波長の光を発することと；
    前記血流チャネルの前記第１の側にある基準センサーにおいて、前記エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと
    前記血流チャネルの前記第２の側にあるセンサーにおいて、かつ、前記血流チャネル内に血液チャンバーが配置されていない間、前記エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと；
    コントローラーによって、前記基準センサーからの測定値と前記センサーからの測定値との間の較正比を決定することと；
    前記センサーにおいて、かつ、前記血流チャネル内に空の血液チャンバーが配置されている間、前記エミッターから受け取った光の定量可能な特性を測定することと；
    前記コントローラーによって、前記較正比と、前記基準検出器からの前記測定値と、前記センサーからの前記測定値との関数として光損失のプロファイルを決定することと；
    前記コントローラーによって、かつ、血液が前記血流チャネル内に配置された血液チャンバー内を流れている間、前記光損失のプロファイルと、前記較正比と、前記基準センサーからの前記測定値と、前記センサーからの前記測定値との関数として血液特性のプロファイルを決定することとを有する、
    前記測定方法。
16. 前記エミッターにより発せられた前記光の振幅が、前記システムによる測定前には未知である、請求項１５に記載の測定システム。
17. 前記エミッターの温度プロファイルが未知である、請求項１５に記載の測定システム。
18. 患者の血液をフィルター処理するための透析システムであって、当該システムは：
    前記患者からの血液を運搬するための体外動脈チューブを有し；
    透析器を有し、該透析器は、前記動脈チューブを通して患者の血液を受け取り、かつ、前記患者の血液をフィルター処理するためのものであり；
    前記透析器から前記患者まで浄化された血液を運搬するための体外静脈チューブを有し
    ；
    患者の血液を前記動脈チューブ、前記透析器および前記静脈チューブを通して循環させるためのポンプを有し；かつ、
    当該透析システム内の血液の特性を測定するための血液測定システムを有し、該血液測定システムは：
    血流チャネル内へ光を発するエミッターと；
    前記光を、前記光が前記血流チャネルを通過した後に受け取るためのセンサーと；
    前記エミッターからの前記光を、前記光が前記血流チャネルを通過することなしに受け取る基準センサーと；
    前記エミッターから直接のもの以外から生じる前記基準センサーへの光を妨げるマスクと；
    前記基準センサーからの測定値に基づいて前記センサーからの測定値を補償するように構成されたコントローラーとを有する、
    前記透析システム。
19. 前記エミッターと前記基準センサーとが前記血液チャンバーの共通の側にあり、該共通の側は、前記センサーにより占められる前記血液チャンバーの別の側とは反対側にある、請求項１８に記載の透析システム。
20. 前記マスクが、前記エミッターと前記基準センサーとを覆う透明なドームの一部を覆う、請求項１８に記載の透析システム。