TWI730080B - 可執行電子選擇式組織深度分析之血氧計探針 - Google Patents

Abstract

血氧計探針包括探針單元或基座單元和探針尖端，其中探針尖端具有許多來源和偵測器，其可以單獨或以不同組合來存取以測量組織中之不同組織深度的組織氧飽和度。血氧計探針的處理器控制多工器，其耦合於偵測器以經由多工器而從偵測器選擇性收集測量資訊。血氧計探針經由血氧計探針上的一或更多個輸入裝置而是可使用者程式化的，以由處理器選擇特殊的來源和偵測器來收集測量資訊。

Description

可執行電子選擇式組織深度分析之血氧計探針

本發明關於血氧計探針，例如緊湊的手持血氧計探針，其包括來源和偵測器而具有來源到偵測器間隔(其可以由使用者選擇以探測不同的組織深度)、其具有之來源所發射的光波長(可見光、紅外線[IR]或此二者)可以由使用者選擇以探測不同的組織深度、或兼具此二者。

血氧計是醫療裝置，其為了多樣的目的而用於測量人類和活體之組織的氧飽和度。舉例而言，血氧計用於以下目的：在醫院和其他醫療設施的醫療和診斷(譬如用於外科的手術室、用於病人監測的恢復室、譬如用於缺氧症的救護車或其他行動監測)；在運動場的遊戲和運動(譬如專業運動員監測)；個人的私自或在家監測(譬如局部組織健康、區域組織健康、一般健康監測、或馬拉松的個人訓練)；以及用於獸醫(譬如動物監測)。

尤其，在區域和局部程度來存取病人的氧飽 和度都是重要的，因為它指示了病人的局部和區域組織健康狀態，並且可以指示一般健康狀態。因此，血氧計常常用於臨床設定，例如在手術和恢復期間，此時可能懷疑病人的組織氧合狀態是不穩定的。舉例而言，在手術期間，血氧計應能夠快速傳遞在各式各樣非理想條件下的正確氧飽和度測量。雖然既有的血氧計對於絕對正確度不太關鍵而趨勢資料單獨便足夠之手術後的組織監測來說已經是足夠的，然而在點檢查可以用於決定組織是否可以維持存活或須移除的手術期間則需要正確度。

脈搏血氧計和組織血氧計是二種血氧計，其以不同的原理來操作。脈搏血氧計需要脈搏以便發揮功能。脈搏血氧計典型而言測量由於動脈血液脈衝所造成的光吸收。相對而言，組織血氧計不需要脈搏以便發揮功能，並且可以用於做已經與血液供應斷開之組織皮瓣的氧飽和度測量。

舉例來說，人類組織包括各式各樣吸光分子。此種發色團包括含氧和去氧血紅素、黑色素、水、脂質、細胞色素。對於許多可見光和近紅外線光譜範圍而言，含氧和去氧血紅素是組織中最主要的發色團。含氧和去氧血紅素在特定光波長的光吸收有顯著的差異。組織血氧計可以利用這些吸光差異而測量人類組織中的氧程度。

儘管既有的血氧計很成功，但仍持續想要改善血氧計，舉例而言要提供一種血氧計，其所具有的來源到偵測器距離是可選擇的以分析特定組織深度、其所發射 的光波長(可見光、IR、或此二者)可以由使用者選擇以探測不同的組織深度、或此二者。因此，需要改善組織血氧測定裝置和使用這些裝置來做測量的方法。

提供的血氧計探針具有來源到偵測器距離(其可由使用者選擇以分析組織的特定組織深度)、發射光的波長(可見光、IR或此二者，其可以由使用者選擇以探測不同的組織深度、或兼具此二者。血氧計探針具有自我包含的光學器件(來源和偵測器)、電腦處理、顯示器、電源供應器(電池)以供自我包含的使用。

可選擇的組織深度分析允許使用者使用血氧計時可以變化要做血氧測定測量的特定組織深度。舉例而言，血氧計可以設定成在要用來重建組織(例如***組織)的組織皮瓣上做血氧計測量，並且可以用於對組織皮瓣下方而要附接皮瓣的組織做組織的血氧計測量。藉此，使用者可以決定組織皮瓣是否健康而可以用於重建，並且決定組織皮瓣所要連接的組織是否適當健康，如此則組織皮瓣可以存活於對病人的再附接。

於實施例，方法包括：提供手持血氧計外殼；提供處理器，其被容納於手持血氧計外殼中；提供記憶體，其被容納於手持血氧計外殼中，而電子耦合於處理器；提供顯示器，其可從手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於處理器；提供電池，其被容納於手持血氧計 外殼中；以及允許電池供應電力給處理器、記憶體、及顯示器。

設置了探針尖端，其包括在探針尖端之表面上的第一來源結構和在第一探針尖端之表面上的複數個偵測器結構。方法包括：允許來源結構發射具有第一波長的第一光和具有第二波長的第二光到要測量的組織中，其中第一波長短於第二波長。

方法包括：允許藉由比閾距離(threshold distance)更靠近來源結構的偵測器結構來偵測第一光；以及基於比閾距離更靠近來源結構的偵測器結構所偵測的第一光，而經由處理器來決定要測量之組織的第一組織的第一測量資訊。

方法包括：允許藉由比閾距離更遠離來源結構的偵測器結構來偵測第二光；以及基於比閾距離更遠離來源結構的偵測器結構所偵測的第二光，而經由處理器來決定要測量之組織的第二組織的第二測量資訊。第一組織是要測量之組織的表面下的第一深度，第二組織是要測量之組織的表面下的第二深度，並且第一深度小於第二深度。

於實施例，血氧計探針包括：手持血氧計外殼；處理器，其被容納於手持血氧計外殼中；記憶體，其被容納於手持血氧計外殼中，而電子耦合於處理器；顯示器，其可從手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於處理器；以及電池，其被容納於手持血氧計外殼中，而電 池耦合於並且供應電力給處理器、記憶體、顯示器。

血氧計探針包括探針尖端，其至少部分被容納於手持血氧計外殼中。探針尖端包括在探針尖端之表面上的第一來源結構和在第一探針尖端之表面上的複數個偵測器結構。處理器調適成：允許來源結構發射具有第一波長的第一光和具有第二波長的第二光到要測量的組織中。第一波長短於第二波長。

處理器調適成：允許藉由比閾距離更靠近來源結構的偵測器結構來偵測第一光；以及基於比閾距離更靠近來源結構的偵測器結構所偵測的第一光，而決定要測量之組織的第一組織的第一測量資訊。處理器調適成：允許藉由比閾距離更遠離來源結構的偵測器結構來偵測第二光；以及基於比閾距離更遠離來源結構的偵測器結構所偵測的第二光，而決定要測量之組織的第二組織的第二測量資訊。第一組織是要測量之組織的表面下的第一深度，第二組織是要測量之組織的表面下的第二深度，並且第一深度小於第二深度。

於實施例，方法包括：提供手持血氧計外殼；提供處理器，其被容納於手持血氧計外殼中；提供記憶體，其被容納於手持血氧計外殼中，而電子耦合於處理器，其中記憶體儲存模擬反射度曲線；提供顯示器，其可從手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於處理器；提供電池，其被容納於手持血氧計外殼中；以及允許電池供應電力給處理器、記憶體、及顯示器。

設置了探針尖端，其至少部分被容納於手持血氧計外殼中。方法包括：在探針尖端的表面上提供來源結構，並且在第一探針尖端的表面上設置複數個偵測器結構。

方法包括：允許來源結構發射光到要測量的組織中；允許偵測器結構偵測從要測量之組織所反射後的光；允許偵測器結構從偵測器結構所偵測的光來產生反射度測量。

處理器將反射度測量的第一部分配適於模擬反射度曲線，其中反射度資料的第一部分是由比閾距離更靠近來源結構之偵測器結構的第一部分所產生。

處理器將反射度測量的第二部分配適於模擬反射度曲線。反射度資料的第二部分是由偵測器結構的第一部分和偵測器結構的第一額外部分所產生。偵測器結構的第一額外部分要比閾距離更遠離來源結構。

處理器決定反射度測量之第一部分的配適是否是比反射度測量之第二部分的配適還更靠近的配適。如果反射度資料之第一部分的配適是比反射度資料之第二部分的配適還更靠近的配適，則處理器使用反射度資料的第一部分來決定組織的第一光學性質，並且顯示第一光學性質在顯示器上。

處理器將反射度測量的第三部分配適於模擬反射度曲線。反射度資料的第三部分是由偵測器結構的第一部分、偵測器結構的第一額外部分、偵測器結構的第二 額外部分所產生。偵測器結構的第二額外部分要比超過閾距離之偵測器結構的第一額外部分還更遠離來源結構。

處理器決定反射度測量之第二部分的配適是否是比反射度測量之第三部分的配適還更靠近的配適。如果反射度資料之第二部分的配適是比反射度資料之第三部分的配適還更靠近的配適，則處理器使用反射度資料的第二部分來決定組織的第二光學性質，並且顯示第二光學性質在顯示器上。

如果反射度資料之第三部分的配適是比反射度資料之第二部分的配適還更靠近的配適，則處理器使用反射度資料的第三部分來決定組織的第三光學性質，並且顯示第三光學性質在顯示器上。

於實施例，方法包括：提供手持血氧計外殼；提供處理器，其被容納於手持血氧計外殼中；提供記憶體，其被容納於手持血氧計外殼中，而電子耦合於處理器；提供顯示器，其可從手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於處理器；提供電池，其被容納於手持血氧計外殼中，並且允許電池供應電力給處理器、記憶體、及顯示器。

提供了第一探針尖端，其包括第一來源結構和具有第一排列的複數個第一偵測器結構。方法包括將第一探針尖端耦合於手持血氧計外殼。設置了第二探針尖端，其包括第二來源結構和具有第二排列的複數個第二偵測器結構。第一和第二排列是不同的排列。方法包括：經 由將第二探針尖端耦合於手持血氧計外殼，而以第二探針尖端來替換第一探針尖端，使得第一排列改變成第二排列。

在考慮以下【實施方式】和伴隨的圖式之時，本發明的其他目的、特徵、優點將變得明顯，其中全篇圖式中相同的參考標示代表相同的特徵。

101‧‧‧手持血氧計探針

105‧‧‧探針單元

110‧‧‧探針尖端

115‧‧‧顯示器

116‧‧‧處理器

117‧‧‧記憶體

117a‧‧‧揮發性記憶體

117b‧‧‧非揮發性記憶體

118‧‧‧揚聲器

119‧‧‧使用者選擇的裝置

120‧‧‧來源結構

120a‧‧‧第一來源結構

120b‧‧‧第二來源結構

125‧‧‧偵測器結構

125a~125h‧‧‧第一到第八偵測器結構

127‧‧‧電源

128‧‧‧匯流排

145‧‧‧透射光

150‧‧‧反射光

315‧‧‧模擬反射度曲線

500~565‧‧‧以組織血氧測定裝置來決定組織之光學性質的方法步驟

600~635‧‧‧以組織血氧測定裝置來決定組織之光學性質的方法步驟

700~735‧‧‧加權由選擇偵測器所產生之反射度資料的方法步驟

701‧‧‧組織血氧計

705‧‧‧基座單元

710‧‧‧探針尖端

712‧‧‧纜線

1400~1435‧‧‧加權由選擇偵測器結構所產生之反射度資料 的方法步驟

D1~D8‧‧‧偵測器

R1~R4‧‧‧偵測器與來源的距離

S、S1、S2‧‧‧來源

圖1A顯示血氧計探針以及用於探測許多組織深度的發射輻射和偵測輻射。

圖1B顯示探針尖端之實施例的末端視圖。

圖1C顯示血氧計探針101之實施例的方塊圖。

圖2顯示可以由血氧計探針來分析之不同組織深度的圖解。

圖3顯示不同組織深度的另一圖解，該組織是由使用單一偵測器和組合式偵測器的血氧計探針來探測。

圖4是血氧計探針之實施例的方塊圖。

圖5顯示探針尖端的探針表面，其包括二個來源S1和S2及八個偵測器D1~D8而呈圓形組態。

圖6顯示血氧計探針，其中探針尖端可從探針單元卸下，並且探針單元可以替換為不同的探針尖端。

圖7顯示組織血氧計，其包括基座單元和可 卸下的纜線，後者包括探針尖端。

圖8顯示二個不同探針尖端的方塊圖，其具有二個不同的來源到偵測器間隔。

圖9顯示選擇某些偵測器結構來加權產生反射度資料的方法流程圖。

圖10是許多蒙地卡羅(Monte Carlo)模擬反射度曲線的範例圖。

圖11A是以組織血氧測定裝置來決定組織(譬如真實組織)之光學性質的方法流程圖，其中組織血氧測定裝置使用反射度資料和模擬反射度曲線來決定光學性質。

圖11B是找出特殊模擬反射度曲線的方法流程圖，該曲線根據一實施例而最佳配適於精細格網中的反射度資料點。

圖12是以組織血氧測定裝置來決定真實組織之光學性質和組織性質的另一方法流程圖。

圖13是選擇偵測器來加權產生反射度資料的方法流程圖。

本發明一般而言關於用來測量組織氧之無線的手持血氧計探針。血氧計探針具有來源和許多偵測器，其可以做多樣的存取以從組織的不同組織深度來測量組織氧飽和度。

圖1A顯示手持血氧計探針101。這血氧計探針是用於做標靶組織的組織氧飽和度測量。於實施例，血氧計探針是組織血氧計；但於其他實施例，血氧計探針可以是脈搏血氧計。血氧計探針101具有二個部分：探針單元105和探針尖端110。

手持血氧計探針可以用於各式各樣的環境，例如手術無菌的環境做點測量、醫生辦公室、在運動賽事(譬如私人和專業運動用途)、家庭、退休社區、***照護、首先回應者(譬如傘降醫療人員、緊急醫療技術員、救護車照護、消防員)、手術前照護、手術後照護、兒科照護、老年照護、醫療康復中心、獸醫用途、和其他使用者。使用環境的範圍也可以從無菌的到一般而言衛生和乾淨的環境(譬如醫院中非無菌的恢復室、醫生辦公室、其他醫療辦公室、家庭用途、和其他環境)，以及到典型而言不衛生的環境，例如泥、土、沙、多塵的環境、雪(譬如滑雪區、滑雪巡邏、登山)、雨、冰、近身的水(譬如在游泳池、海灘、船舶)。

血氧計探針具有顯示器115(譬如液晶顯示器[LCD])和按鈕120。當壓下按鈕時，光在探針尖端發射到要測量之標靶組織中，並且來自標靶組織的反射光在探針尖端接收。發送和接收的光由血氧計探針做處理以決定組織的組織氧飽和度。從接收的光，探針決定組織之測量的組織氧飽和度。測量組織氧飽和度的指示物(譬如數值)則顯示在顯示器上。

血氧計探針做人體工學塑形以舒適的配適在使用者的手中。在使用期間，探針握在使用者的手中而在使用者的拇指和其他手指之間。當探針的表面(未顯示)朝向離開使用者而面向要測量之標靶組織時，顯示器面向使用者的眼睛。

於實施例，光145從探針尖端中的來源發送到標靶組織中，並且光150反射回到探針尖端，在此由一或更多個偵測器來偵測光。偵測器位置與來源有漸增的距離。偵測器所偵測的光是從組織中的深度反射回來，該深度隨著偵測器與來源的距離增加而增加。

探針單元可以針對來自某一偵測器或偵測器之組合的反射光來收集測量資訊，以決定在不同組織深度的組織氧飽和度。

圖1B顯示探針尖端110之實施例的末端視圖。探針尖端110建構成接觸要做組織血氧測定測量的組織(譬如病人的皮膚)。探針尖端110包括第一和第二來源結構120a和120b(概括而言為來源結構120)，並且包括第一、第二、第三、第四、第五、第六、第七、第八偵測器結構125a~125h(概括而言為偵測器結構125)。於替代選擇性實施例，血氧計探針包括更多或更少的來源結構、包括更多或更少的偵測器結構、或兼具此二者。

每個來源結構120調適成發射光(例如紅外光)並且包括一或更多個光源(例如產生發射光的四個光源)。每個光源可以發射一或更多個波長的光。每個光源 可以包括發光二極體(LED)、雷射二極體、有機發光二極體(OLED)、量子點LED(QMLED)、或其他類型的光源。

每個來源結構可以包括一或更多個光纖，其將光源光學連結到探針尖端的表面127。於實施例，每個來源結構包括四個LED，並且包括單一光纖，其將四個LED光學耦合於探針尖端的表面。於替代選擇性實施例，每個來源結構包括多於一條的光纖(譬如四條光纖)，其將LED光學耦合於探針尖端的表面。

每個偵測器結構包括一或更多個偵測器。於實施例，每個偵測器結構包括單一偵測器，其調適成偵測從來源結構發射的光和從組織反射的光。偵測器可以是光偵測器、光阻器或其他類型的偵測器。偵測器結構相對於來源結構而定位，以致生成二或更多個(譬如八個)獨特的來源到偵測器距離。

於實施例，最短的來源到偵測器距離是近似相等的。舉例而言，在來源結構120a和偵測器結構125d(S1-D4)之間與在來源結構120b和偵測器結構125a(S2-D8)之間的最短的來源到偵測器距離是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125e(S1-D5)之間與在來源結構120b和偵測器結構125a(S2-D1)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D4和S2-D8中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125c(S1-D3)之間與在來源結構120b和偵測器結構 125g(S2-D7)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D5和S2-D1中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125f(S1-D6)之間與在來源結構120b和偵測器結構125b(S2-D2)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D3和S2-D7中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125c(S1-D2)之間與在來源結構120b和偵測器結構125f(S2-D6)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D6和S2-D2中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125g(S1-D7)之間與在來源結構120b和偵測器結構125c(S2-D3)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D2和S2-D6中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125a(S1-D1)之間與在來源結構120b和偵測器結構125e(S2-D5)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如長於S1-D7和S2-D3中的每一者)是近似相等的。在來源結構120a和偵測器結構125h(S1-D8)之間與在來源結構120b和偵測器結構125d(S2-D4)之間的次長的來源到偵測器距離(譬如最長的來源到偵測器距離，其長於S1-D1和S2-D5中的每一者)是近似相等的。於其他實施例，來源到偵測器距離可以都是獨特的，或者具有少於八個近似相等的距離。

以下表1顯示根據實施例之八個獨特的來源到偵測器距離。最近的來源到偵測器距離之間的增加是近似0.4毫米。

於實施例，偵測器結構125a和125e對於在連接來源120a和120b之直線上的點而對稱定位。偵測器結構125b和125f對於該點而對稱定位。偵測器結構125c和125g對於該點而對稱定位。偵測器結構125d和125h對於該點而對稱定位。該點可以在連接線上而位居來源結構120a和120b之間的中間。

來源到偵測器距離對偵測器結構125所偵測之反射度的圖形可以提供反射度曲線，其中資料點沿著x 軸而良好隔開。來源結構120a和120b與偵測器結構125之間的這些距離間隔減少了資料冗餘性，並且可以導致產生相對正確的反射度曲線。

於實施例，來源結構和偵測器結構可以排列在探針表面上的多樣位置以給出所要的(例如上面指出的)距離。舉例而言，二個來源形成一條線，並且在這線之上和之下將有相等數目的偵測器。而且對於二來源之該線上的選擇點來看，偵測器(在線之上)的位置將與另一偵測器(在線之下)具有點對稱。舉例來說，選擇點可以是在二來源之間的中間，但未必是。於其他實施例，定位可以基於形狀(例如圓形、橢圓形、卵形、隨機形、三角形、矩形、方形或其他形狀)來排列。

圖1C顯示血氧計探針101之實施例的方塊圖。血氧計探針101包括顯示器115、處理器116、記憶體117、揚聲器118、一或更多個使用者選擇的裝置119(譬如關聯於顯示器115的一或更多個按鈕、開關、觸控輸入裝置)、一組來源結構120、一組偵測器結構125、電源(譬如電池)127。前列組件可以經由匯流排128而連結在一起，該匯流排可以是血氧計探針101的系統匯流排架構。雖然本圖顯示一條匯流排來連接到每個組件，但是匯流排乃示範用來連結這些組件或血氧計探針101所包括之其他組件的任何互連做法。舉例而言，揚聲器118或可透過埠口連接到次系統，或者具有對處理器116的內部直接連接。進一步而言，實施例所述的組件被容納於血氧 計探針101的行動外殼中(見圖1)。

處理器116可以包括微處理器、微控制器、多核心處理器或其他類型的處理器。記憶體117可以包括各式各樣的記憶體，例如揮發性記憶體117a(譬如隨機存取記憶體[RAM])、非揮發性記憶體117b(譬如碟片或快閃記憶體)。血氧計探針101的不同實施例可以包括所列任何多個組件而呈任何組合或組態，並且也可以包括其他未顯示的組件。

電源127可以是電池，例如可拋棄式電池。可拋棄式電池是在耗掉其儲存的電荷之後被拋棄。某些可拋棄式電池化學科技包括鹼金屬、碳鋅、或氧化銀。電池具有足夠的儲存電荷以允許使用手持裝置達幾個小時。

於其他實施例，電池是可充電的，其中電池在儲存的電荷耗掉之後可以充電多次。某些可充電電池的化學科技包括鎳鎘(NiCd)、鎳金屬氫化物(NiMH)、鋰離子(Li離子)、鋅空氣。電池舉例而言可以經由交流電(AC)變壓器而充電，該變壓器具有連接到手持單元的電線。手持單元中的電路可以包括充電電路(未顯示)。具有可充電電池化學的電池有時可以使用作為可拋棄式電池，其中電池在使用後不充電而是拋棄。

圖2顯示探針尖端之實施例的圖解，其包括一個來源S和四個偵測器D1、D2、D3、D4。偵測器的位置與來源有漸增的固定距離(R1<R2<R3<R4)。偵測器D1(位在R1)最靠近來源，並且偵測從組織表面延伸到 第一組織深度之第一組織層中所反射的光。偵測器D2(位在R2)偵測從第一組織深度延伸到第二組織深度之第二組織層中所反射的光。從組織表面來看，第二組織深度要深於第一組織深度。偵測器D3(位在R3)偵測從第二組織深度延伸到第三組織深度之第三組織層中所反射的光。從組織表面來看，第三組織深度要深於第二組織深度。偵測器D4(位在R4)偵測從第三組織深度延伸到第四組織深度之第四組織層中所反射的光。從組織表面來看，第四組織深度要深於第三組織深度。血氧計探針使用從這些偵測器中的一或更多者所收集之測量資訊來決定一或更多個組織深度的組織氧飽和度。

雖然圖2顯示探針尖端包括用於每個組織層的單一偵測器，不過探針尖端可以包括用於每個組織層的多個偵測器，例如每個組織層有2個偵測器、3個偵測器、4個偵測器、5個偵測器、6個偵測器、7個偵測器、8個偵測器、9個偵測器、10個偵測器或更多偵測器。探針尖端也可以包括多於一個的來源，例如2個來源、3個來源、4個來源、5個來源、6個來源、7個來源、8個來源、9個來源、10個來源或更多來源。來源和偵測器的排列可以是圖1B的排列，其中有八個獨特的來源到偵測器距離，並且每個來源到偵測器距離複製至少一次。

圖3顯示許多不同的組織深度，其可以由血氧計探針對於從單一偵測器或組合式偵測器所收集的測量資訊而分析。舉例而言，組織氧飽和度可以藉由收集分別 來自偵測器D1、D2、D3、D4的測量資訊而針對第一、第二、第三、第四組織層來決定。組織氧飽和度也可以藉由收集分別來自偵測器組合D1~D2、D2~D3、D3~D4、D1~D4的測量而針對第五、第六、第七、第八組織層來決定。

可以體會探針尖端可以包括多於一個的來源以及多於或少於四個偵測器來針對多樣的組織深度而決定組織氧飽和度。也可以體會二或更多個來源到偵測器距離可以是相同的。舉例而言，冗餘的來源到偵測器距離可以用於校正或用於自我檢查收集的資料。

於實施例，血氧計探針使用空間解析光譜儀以針對不同的組織深度來決定組織氧飽和度資訊。特定而言，血氧計探針使用：針對來源和偵測器所儲存的來源到偵測器距離、從針對反射光之一或更多個偵測器所收集的測量資訊、用於計算組織氧飽和度資訊的空間解析光譜儀方法。

圖4是血氧計探針之實施例的方塊圖。血氧計探針的探針單元包括處理器和電子耦合於處理器的多工器。探針尖端包括來源S和偵測器D1~D4。探針單元也包括在偵測器和處理器之間的電子路徑中的類比對數位轉換器(未顯示)。探針尖端可以包括更多的來源和更多或更少的偵測器，例如圖1B所示和上述之二個來源和八個偵測器的組態。

處理器控制多工器以選擇性收集針對一或更 多個偵測器所偵測之反射光的測量資訊。處理器使用測量資訊而針對組織的一或更多個組織深度來決定組織氧飽和度。

在包括多於一個來源的實施例，來源可以由處理器所控制，以致啟動一個來源來發射光、啟動二個來源來發射光、啟動三個來源來發射光、或啟動更多個來源來發射光。處理器可以允許針對發射光的一或更多個來源而從一或更多個偵測器來收集資料，使得組織可以在不同的深度做探測，藉此決定在不同組織深度的氧飽和度，例如上面相對於圖2~3所述。

圖5顯示探針尖端之探針表面的實施例，其包括二個來源S1和S2以及八個偵測器D1~D8。來源和偵測器排列成圓形組態。探針表面可以包括更多或更少的來源和更多或更少的偵測器。處理器控制多工器以針對發射自一或二個來源的光而從一或更多個偵測器來發送測量資訊給處理器。於替代選擇性實施例，來源和偵測器排列成其他組態，例如梯形、矩形、方形、三角形、線形、任意形、卵形、橢圓形、這些形狀的一或更多種組合、或其他形狀。來源和偵測器也可以排列成非平面的組態，例如在彎曲的表面上，其中彎曲表面的曲線可以互補於身體部位的形狀，例如頸、頭、膝、肘、腳或其他身體部位的曲線，以使來源和偵測器符合彎曲的形狀。

圖6顯示血氧計探針601，其中探針尖端605可從探針單元610卸下。探針尖端605可以卸下並且替換 為不同的探針尖端615，其中二個探針尖端具有不同的來源到偵測器間隔。舉例而言，第一探針尖端可以具有圖1B所示之探針尖端的來源和偵測器組態，並且第二探針尖端可以具有圖5所示之探針尖端的來源和偵測器組態。二種不同的探針尖端可以用於探針單元而形成血氧計探針以針對不同的組織深度來決定組織氧飽和度。於實施例，不同的探針尖端具有許多不同的來源、許多不同的偵測器、或兼具之。

圖7顯示組織血氧計701，其包括基座單元705和可卸下的纜線712，後者包括附接於纜線末端的探針尖端710。探針尖端包括一或更多個來源和一或更多個偵測器。一或更多個來源和一或更多個偵測器是由許多不同的來源到偵測器距離所分開。發射光的來源和偵測光的偵測器之間的來源到偵測器距離可以做多變的設定，以探測在組織表面之下的不同組織深度之組織。基座單元舉例而言可以由使用者加以組構，使得一或更多個來源建構成發送光，並且一或更多個偵測器建構成偵測反射後的光。

基座單元包括一或更多個使用者介面，其接收使用者輸入以選擇發射光的一或更多個來源，並且接收使用者輸入以選擇偵測光的一或更多個偵測器。基座單元之調適成接收使用者輸入的一或更多個使用者介面可以包括按鈕、觸控介面顯示器、轉盤、開關或其他介面。基座單元可以包括一或更多個通訊埠，其調適成從連接的運算裝置來接收資訊，以選擇發射光的一或更多個來源和偵測 光的一或更多個偵測器。

於實施例，纜線和探針尖端可從基座單元卸下並且可以替換為不同的纜線和探針尖端。二條不同纜線的二個不同探針尖端在一或更多個來源和一或更多個偵測器之間具有一或更多個不同的來源到偵測器距離以探測不同的組織深度。

圖8顯示二個不同探針尖端的方塊圖，其具有二個不同的來源到偵測器間隔。探針尖端包括一個來源和四個偵測器。可以切換探針尖端，如此則組織的不同組織深度可以由組織血氧計來探測。舉例而言，具有第一探針尖端的血氧計探針可以探測相對為淺和深的組織深度，而具有第二探針尖端的血氧計探針可以探測相對為深和中的組織深度。將體會探針尖端可以包括多於一個的來源和更少或更多的偵測器。於實施例，每個探針尖端具有呈圓形排列之一或更多個來源和一或更多個偵測器。

於實施例，至少一來源和至少一偵測器之間的距離是近似200微米或更小，例如150微米或更小、100微米或更小、75微米或更小、或其他距離。定位離某一偵測器200微米或更小的至少一來源發射可見光、紅外光或此二者。發射於可見光譜的光可以包括在藍光和紅光之間的光、或是波長小於580奈米的光、或此二者，例如綠光、橙光、黃光、或波長在藍光和紅光之間的其他顏色光。

相對較短波長的光(譬如波長在藍光和紅光 之間)可以從探針尖端發送以探測組織的薄頂層(譬如20微米到約150微米或更小)，例如表皮。這些相對較短波長的光傾向於較不深深的穿透到真皮中或者不穿透真皮，如此則從真皮之這些較短波長光的測量資訊不顯著貢獻於來自表皮的測量資訊。因此，表皮中的發色團(例如黑色素)可以由血氧計探針所探測，並且真皮中的發色團可以不貢獻於表皮中之黑色素的測量。

可以選擇相對較長波長的光以探測相對更深的組織，例如深於約20微米、深於約50微米、深於約75微米、深於約100微米、深於約125微米、或深於約150微米(譬如深於表皮的組織深度，例如到真皮、皮下脂肪或此二者中)。

於實施例，大致所有波長之光(譬如可見光、IR或此二者)的測量資訊是從來源發送到組織中並且由偵測器所偵測。可以分析偵測器針對每個波長所產生的反射度資料，例如將反射度資料配適於模擬反射度曲線以決定測量值(譬如吸收係數、縮減散射係數、黑色素濃度、氧飽和度、血液體積、這些測量的任何組合、或其他測量)。之後，處理器可以使用測量值、反射度資料或其他資訊來決定在多樣組織深度之多樣組織層的測量值。舉例而言，對於大致獨立於真皮發色團之測量值的表皮而言，處理器然後可以決定一或更多個測量值(譬如吸收係數、縮減散射係數、黑色素濃度、氧飽和度、血液體積、這些測量的任何組合、或其他測量)。下面進一步描述將 反射度資料配適於模擬反射度曲線。

對於大致獨立於表皮發色團之測量值的真皮而言，處理器也可以決定一或更多個測量值(譬如氧飽和度值)。

於實施例，選擇的波長(譬如相對為短的波長，例如在藍光和紅光之間；或者相對為長的波長，例如紅光、IR或此二者)可以從來源發送，並且選擇某些偵測器來偵測(譬如選擇20個偵測器中的偵測器2~5和11~20，或選擇20個偵測器中的偵測器1和6~8，或選擇20個偵測器中的偵測器9~13，或某些其他許多偵測器)以探測組織，例如表皮或真皮，其中表皮的測量資訊大致獨立於真皮的測量資訊，並且其中真皮的測量資訊大致獨立於表皮的測量資訊，或是這些組織層的更細分層。舉例而言，在藍光和紅光之間相對較短的可見光波長可以從來源發送，並且由相對靠近來源(譬如100微米或更靠近來源)的偵測器所偵測以探測表皮。

相對較長的光波長(譬如紅光、IR或此二者)可以從來源發送，並且由相對遠離來源(譬如距離來源100微米或更遠)的偵測器所偵測以探測真皮或更深，舉例而言例如用於皮瓣替換手術以重建***的埋藏皮瓣。血氧計探針調適成接收輸入以選擇組合的選擇波長(譬如短或長)和選擇偵測器(譬如靠近來源，例如比100微米還近，或者遠離來源，例如比100微米還遠)，其中選擇的組合是由探針所使用以探測組織的不同組織層，例如表 皮或真皮。血氧計探針調適成基於使用者已選擇所要探測或大致自動的選擇組織深度而做出這些波長和偵測器的選擇。

於實施例，一或更多個來源可以調適成發射在第一光譜範圍而不在第二光譜範圍的光波長，或者發射在第二光譜範圍而不在第一光譜範圍的光波長，其中第一和第二光譜範圍可以不重疊。第一光譜範圍可以包括在可見光範圍的光，例如在藍光和紅光之間的波長。第二光譜範圍可以包括紅光、IR或此二者。

<資料加權的偵測器結構>

定位在與來源結構120有漸增距離的偵測器結構125從組織接收漸減量的反射。因此，相較於具有相對為長的來源到偵測器距離(譬如圖1B的S1-D8和S2-D4)之偵測器結構所產生的反射度資料，具有相對為短的來源到偵測器距離(譬如圖1B的S1-D4和S2-D8)之偵測器結構125所產生的反射度資料傾向於展現本質上較高的訊號。相較於具有相對為長來源到偵測器距離(譬如來源到偵測器距離大於平均距離)之偵測器結構所產生的反射度資料，配適演算法因此可以優選的將模擬反射度曲線更密切的配適於具有相對為短的來源到偵測器距離(譬如來源到偵測器距離小於或等於來源結構和偵測器結構之間的平均距離)之偵測器結構125所產生的反射度資料。為了從反射度資料而相對正確的決定光學性質，這與距離成 比例的歪斜可以是不想要的，並且可以加權反射度資料而修正，如下面立即所述。

圖9顯示加權由選擇偵測器結構125所產生之反射度資料的方法流程圖。流程圖代表一範例性實施例。步驟可以加到流程圖、從流程圖移除或做組合，而不偏離實施例的範圍。

在1400，血氧計探針101將來自某一來源結構(例如來源結構120a)的光發射到組織中。在發射光從組織反射之後，偵測器結構125偵測光(步驟1405)，並且產生組織的反射度資料(步驟1410)。步驟1400、1405、1410可以針對多重波長的光以及針對一或更多個其他來源結構(例如來源結構120b)而重複。在1415，血氧計探針101將反射度資料的第一部分配適於模擬反射度曲線315。反射度資料的第一部分是由與來源結構的距離小於閾距離之偵測器結構的第一部分所產生。閾距離可以是來源結構和偵測器結構之間的平均距離(譬如近似中間範圍距離)。在1420，反射度資料的第二部分則配適於模擬反射度曲線。反射度資料的第二部分是由偵測器結構的第一部分以及相較於閾距離而在其次最大之來源到偵測器距離的另一偵測器結構所產生。舉例而言，如果偵測器結構的第一部分包括偵測器結構125c、125d、125e、125f，則在其次最大之來源到偵測器距離的偵測器結構是偵測器結構125g(見表1)。

在1425，在步驟1415所產生的配適與在步驟 1420所產生的配適做比較，以決定在步驟1420所產生的配適是否優於在1415所產生的配適。如熟於此技術者所將了解，資料對曲線之配適的「靠近度」(closeness)可基於各式各樣參數來定量，並且配適的靠近度可直接比較以決定較靠近配適於曲線的資料。如將進一步了解，較靠近的配適有時也稱為較佳的配適或較密切的配適。如果在步驟1420所產生的配適優於在步驟1415所產生的配適，則以包括定位在次一增加來源到偵測器距離的額外偵測器結構(根據所考慮的範例則是偵測器結構125c)之偵測器結構所產生的反射度資料來重複步驟1420和1425。替代選擇而言，如果在步驟1420所產生的配適不優於在步驟1415所產生的配適，則來源到偵測器距離大於閾距離之偵測器結構125的反射度資料不用於配適。之後，血氧計探針101使用在步驟1415或1420(如果後者優於在步驟1415所決定之配適)所產生的配適來決定組織的光學性質和氧飽和度(步驟1430)。之後，氧飽和度是由血氧計探針101報告在例如顯示器115上(步驟1435)。

根據替代選擇性實施例，如果在步驟1420所產生的配適不優於在步驟1415所產生的配適，則反射度資料被來源到偵測器距離大於閾距離之偵測器結構的加權因數而加權，如此則這加權反射度資料對配適的影響有所減少。未用於配適的反射度資料可以視為具有零權重，並且可以關聯於來自有興趣的組織層之下的組織之反射度。來自有興趣的組織層之下的組織之反射度則說是展現反射 度曲線的特徵扭結，其指出這特殊的反射度。

注意將反射度資料配適於模擬反射度曲線的曲線配適演算法可以考慮反射度資料的不確定量以及反射度資料的絕對位置。反射度資料的不確定性對應於某一偵測器結構產生反射度資料時的雜訊量，並且雜訊量可以評量成反射度資料大小的平方根。

根據進一步實施例，血氧計探針101依據關聯於反射度資料測量的雜訊量而反覆加權反射度資料。特定而言，相較於具有相對為短的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的反射度資料來看，具有相對為大的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的反射度資料一般而言具有較低的訊噪比(signal-to-noise ratio)。具有相對為大的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的加權反射度資料則允許這資料對於配適的貢獻大致相等於其他反射度資料。

<儲存的模擬反射度曲線>

根據特定的具體態樣，記憶體儲存許多蒙地卡羅「模擬反射度曲線」(simulated reflectance curve)315，其可以由電腦所產生而後續儲存於記憶體。每條模擬反射度曲線315代表光(譬如近紅外光)從一或更多個模擬光源發射到模擬組織中並且從模擬組織反射到一或更多個模擬偵測器的模擬。模擬反射度曲線315是用於特定組態的模擬光源和模擬偵測器，例如組織血氧測定探針 127中之光源120和偵測器125的組態或類似者。因此，模擬反射度曲線315塑造出從組織血氧測定裝置100發射和收集的光。進一步而言，每條模擬反射度曲線315代表獨特的真實組織條件，例如特定的組織吸收和組織散射值，其關於特殊的組織發色團濃度和組織散射物密度。儲存於記憶體117之模擬反射度曲線的數目可以相對為大，並且可以代表可以出現於組織血氧測定裝置100來分析存活性的真實組織中之光學性質和組織性質的幾乎所有(若非全部的話)實際組合。雖然在此將記憶體117描述成儲存蒙地卡羅模擬反射度曲線，不過記憶體117可以儲存非蒙地卡羅法之方法(例如使用擴散近似)所產生的模擬反射度曲線。

圖10是反射度曲線的範例圖，其可以用於組織血氧測定探針127之特定組態的光源120和偵測器125，例如某一組態的光源和偵測器或類似者。圖形的水平軸代表光源120和偵測器125之間的距離(亦即來源到偵測器距離)。如果適當選擇光源120和偵測器125之間的距離，並且模擬反射度曲線是用於光源120和偵測器125的模擬，則模擬反射度曲線的資料點之間的側向間隔將相對為均勻的。此種相對均勻的間隔可以於圖4的模擬反射度曲線中看到。圖形的垂直軸代表從組織反射並且由偵測器125偵測之光的模擬反射度。如模擬反射度曲線所示，抵達偵測器125的反射度隨著光源120和偵測器125之間的距離而有所變化。

根據一實施例，記憶體117儲存每條模擬反射度曲線315之選擇的許多點，並且可能不儲存整個模擬反射度曲線。儲存用於每條模擬反射度曲線315的點數目可以匹配於來源-偵測器對的數目。舉例而言，如果組織血氧測定探針115包括二個光源120a和120c並且包括八個偵測器125a~125h，則組織血氧測定探針100包括十六個來源-偵測器對，並且記憶體117因此可以儲存用於每條模擬反射度曲線之十六個選擇的資料點，其中儲存的資料點是用於特定的來源-偵測器距離(亦即光源和偵測器之間的距離)。

因此，儲存於記憶體117中的模擬反射度曲線資料庫之尺寸可能是16×3×5850，其中每條曲線針對可以由每個光源210所產生和發射的三個不同波長而儲存了十六個點，並且其中跨越光學性質範圍的總共有5850條曲線。替代選擇而言，儲存於記憶體117中的模擬反射度曲線資料庫之尺寸可能是16×4×5850，其中每條曲線針對可以由每個光源所產生和發射的四個不同波長而儲存了十六個點，並且其中跨越光學性質範圍的總共有5850條曲線。5850條曲線舉例而言源自於39個吸收係數μ_s值和150個吸收係數μ_a值的矩陣。μ_s的數值範圍可能從5：5：24公分^-1(μ_s取決於g值)。μ_a的數值範圍可能從0.01：0.01：1.5。將了解前述範圍是範例性範圍，並且來源-偵測器對的數目、每個光源所產生的波長數目、模擬反射度曲線的數目可以更小或更大。

<組織分析>

圖11A是以組織血氧測定裝置100來決定組織(譬如真實組織)之光學性質的高階方法流程圖，其中組織血氧測定裝置使用反射度資料和模擬反射度曲線315來決定光學性質。光學性質可以包括組織的吸收係數μ_a和散射係數μ_s。將組織的吸收係數μ_a和散射係數μ_s轉換成組織的氧飽和度值之進一步方法則在下面做進一步詳述。高階流程圖代表一範例性具體態樣。步驟可以加到高階流程圖、從高階流程圖移除或做組合，而不偏離實施例的範圍。

在500，組織血氧測定裝置100從某一光源120(例如光源120a)發射光(譬如近紅外光)到組織中。當光從光源發射時，組織血氧測定裝置一般而言接觸著組織。在發射光從組織反射之後，偵測器125偵測部分的這光(步驟505)，並且產生組織的反射度資料點(步驟510)。可以針對多重波長的光(譬如紅光、近紅外光或此二者)和針對一或更多個其他光源(例如光源120c)而重複步驟500、505、510。舉例而言，如果組織血氧測定探針115具有十六個來源-偵測器距離，則單一波長的反射度資料點可能包括十六個反射度資料點。反射度資料點有時稱為反射度資料點的N向量。

在515，針對來源-偵測器對的增益而修正反射度資料點(譬如原始反射度資料點)。在來源-偵測器 對的校正期間，增益修正乃針對來源-偵測器對而產生並且儲存於記憶體117。下面進一步詳述增益修正的產生。

在520，處理器116將反射度資料點配適(譬如經由誤差平方和的計算)於模擬反射度曲線315，以決定最佳配適於反射度資料點(亦即具有最低配適誤差)的特殊反射度資料曲線。根據一特定實施例，配適步驟520選擇和利用相對為小的一組模擬反射度曲線，其為模擬反射度曲線之資料庫的「粗糙」(coarse)格網。舉例而言，給定39個散射係數μ_s值和150個吸收係數μ_a值，則處理器116針對粗糙格網中的總共40條模擬反射度曲線而每一第五個散射係數μ_s值和每一第八個吸收係數μ_a來選取，而可能決定模擬反射度曲線的粗糙格網。將了解前面的特定數值是用於範例性具體態樣，並且處理器116可以利用其他尺寸的粗糙格網。將反射度資料點配適於粗糙格網的結果便是最佳配適模擬反射度曲線在粗糙格網的座標(μ_s，μ_a)_粗糙。

在525，處理器116利用來自具有最低配適誤差之粗糙格網的特殊模擬反射度曲線以定義模擬反射度曲線的「精細」(fine)格網，其中精細格網中的模擬反射度曲線是在來自具有最低配適誤差之粗糙格網的模擬反射度曲線周圍。

也就是說，精細格網有定義的尺寸，而具有來自界定精細格網中心之粗糙格網的最低誤差模擬反射度曲線。精細格網可以具有相同於粗糙格網的模擬反射度曲 線數目，或者它可以具有更多或更少的模擬反射度曲線。精細格網大致上是精細的，如此以提供足夠數目的點來決定精細格網中之附近吸收係數μ_a值和散射係數μ_s值的尖峰表面陣列(步驟530)。特定而言，閾可以由處理器116利用來自粗糙格網的最低誤差值加上指定的偏移而設定。散射係數μ_s和吸收係數μ_a在精細格網上之誤差低於閾的位置可以都被識別出來以用於決定尖峰表面陣列，而進一步決定反射度資料的散射係數μ_s和吸收係數μ_a。特定而言，針對尖峰做誤差配適以決定在尖峰的吸收係數μ_a和散射係數μ_s值。在尖峰之吸收係數μ_a和散射係數μ_s值的加權平均(譬如質心計算)可以由組織血氧測定裝置所利用，以決定組織之反射度資料點的吸收係數μ_a和散射係數μ_s值(步驟540)。

用於加權平均之吸收係數μ_a和散射係數μ_s值的權重可以由處理器116決定為閾減掉精細格網誤差。因為精細格網上的點是以低於閾的誤差來選擇，所以這給出正的權重。加權平均(譬如質心計算)的加權計算致使預測了組織之反射度資料點的散射係數μ_s和吸收係數μ_a，亦即(μ_a，μ_s)_精細。組織血氧測定裝置可以利用其他方法，例如以一或更多種各式各樣的非線性最小平方來做配適，以決定散射係數μ_s的真實最小誤差尖峰。

根據一實施例，處理器116計算反射度資料點和模擬反射度曲線的對數，並且將每個對數除以來源到偵測器距離(譬如單位為公分)的平方根。這些除以來源 到偵測器距離之平方根的對數值可以由處理器116利用於前述步驟的反射度資料點和模擬反射度曲線(譬如步驟515、520、525、530)，以改善反射度資料點對模擬反射度曲線的配適。

根據另一實施例，偏移基本上設為零，其有效的給出在粗糙格網最小值和精細格網最小值之間差異的偏移。因為上面相對於圖11A所述的方法取決於來自粗糙格網的最小配適誤差，所以精細格網上的真實最小誤差典型而言較低。理想而言，閾是由精細格網上的最低誤差來決定，這典型而言會需要處理器的額外運算。

以下是根據一實施例而找出特殊模擬反射度曲線的進一步詳述，其最佳配適於精細格網中的反射度資料點。圖11B是根據一實施例而找出特殊模擬反射度曲線的高階方法流程圖解，其最佳配適於精細格網中的反射度資料點。高階流程圖代表一範例性具體態樣。步驟可以加到高階流程圖、從高階流程圖移除或做組合，而不偏離實施例的範圍。

在步驟525從最佳配適於反射度資料點的粗糙格網而決定出特殊的模擬反射度曲線(μ_a，μ_s)_粗糙之後，處理器116算出模擬反射度曲線的完整模擬反射度曲線資料庫(亦即16×3×5850個(μ_a，μ_s)的資料庫)之關於(μ_a，μ_s)_粗糙的區域中之誤差表面(步驟550)。誤差表面標示成：err(μ_a，μ_s)。之後，處理器116定出err(μ_a，μ_s)中之最小誤差值的位置，其稱為err_最小(步驟 555)。處理器116然後從err(μ_a，μ_s)來產生尖峰表面陣列；如果尖峰表面大於零，則尖峰表面陣列表示成pksurf(μ_a，μ_s)=k+err_最小-err(μ_a，μ_s)，或者如果尖峰表面小於或等於零則表示成pksurf(μ_a，μ_s)=k+err_最小-err(μ_a，μ_s)=0(步驟560)。於此式，k是選自在err(μ_a，μ_s)之最小點的尖峰，其在零以上的寬度是近似十個元素。尖峰在pksurf(μ_a，μ_s)的質心(亦即質心計算)使用點的高度作為權重(步驟565)。質心的位置是組織的反射度資料點之吸收係數μ_a和散射係數μ_s的內插結果。

上面相對於圖5A和5B所述而決定組織的反射度資料點之吸收係數μ_a和散射係數μ_s的方法可以針對每個光源120所產生的每個波長(譬如3或4個波長)而重複。

<氧飽和度決定>

根據第一實施例，處理器116利用針對每個光源120所產生的3或4個波長所決定(如上所述)的吸收係數μ_a(譬如3或4個吸收係數μ_a)，而決定由組織血氧測定裝置100所探測之組織的氧飽和度。根據第一實施例，產生了氧飽和度值的查詢表以找出吸收係數μ_a對氧飽和度的最佳配適。查詢表可以藉由假設可能全部之血紅素、黑色素、氧飽和度值的範圍並且計算這些情境的每一者之μ_a而產生。然後，吸收係數μ_a點藉由除以單元向 量的範數而轉換成單元向量以減少系統性誤差，並且僅取決於曲線的相對形狀。然後單元向量與查詢表做比較以找出最佳配適，其給出氧飽和度。

根據第二實施例，處理器116藉由計算去氧血紅素和含氧血紅素的淨分析物訊號(NAS)而決定組織的氧飽和度。NAS定義成光譜正交於系統中之其他光譜成分的部分。舉例而言，去氧血紅素的NAS是光譜正交於含氧血紅素光譜和黑色素光譜的部分。然後可以藉由向量乘上個別的NAS並且除以NAS平方的範數而計算出去氧和含氧血紅素的濃度。氧飽和度遂輕易的計算為含氧血紅素的濃度除以含氧血紅素和去氧血紅素的總和。Lorber的分析化學第58期第1167~1172頁(1986年)為了參考而併於此，其提供進一步詳細理解第二實施例的架構來決定組織的氧飽和度。

根據組織血氧測定裝置100的一具體態樣，反射度資料是由在30赫茲的偵測器125所產生，並且氧飽和度值是在近似3赫茲來計算。決定之氧飽和度數值的移動平均(譬如至少三個氧飽和度值)可以顯示在顯示器112上，其可能具有1赫茲的更新速率。

<光學性質>

如上所簡述，儲存在記憶體117中的每條模擬反射度曲線315代表組織的獨特光學性質。更特定而言，模擬反射度曲線的獨特形狀(針對給定的波長而言) 代表組織之光學性質的獨特數值，亦即散射係數(μ_s)、吸收係數(μ_a)、組織的異向性(g)、組織的折射率，而可以從此來決定組織性質。

相對為小的來源到偵測器距離之偵測器125所偵測的反射度主要取決於縮減散射係數μ_s’。縮減散射係數是「集總」(lumped)性質，其合併了散射係數μ_s和組織的異向性g，其中μ_s’=μ_s(1-g)，並且用於描述光子在尺寸為1/μ_s之許多步的隨機行走發散，其中每一步涉及均向散射。此種敘述等同於使用許多小步1/μ_s來描述光子移動，其中如果吸收事件之前有許多散射事件(亦即μ_a<<μ_s’)，則每一步僅涉及部分的偏折角度。

相對而言，相對為大的來源到偵測器距離之偵測器125所偵測的反射度主要取決於有效吸收係數μ_有效，其定義為

，其是μ_a和μ_s’二者的函數。

因此，藉由測量反射度在相對為小的來源到偵測器距離(譬如光源120a和偵測器125e之間的D1、光源120c和偵測器125a之間的D9)以及相對為大的來源到偵測器距離(譬如光源120a和偵測器125a之間的D5、光源120c和偵測器125e之間的D10)，則μ_a和μ_s’都可以彼此獨立的決定。組織的光學性質轉而可以提供足夠計算含氧血紅素和去氧血紅素濃度的資訊，因此足以計算組織的氧飽和度。

<反覆配適以使資料收集最佳化>

圖12是以組織血氧測定裝置100來決定組織光學性質的另一高階方法流程圖。高階流程圖代表一範例性具體態樣。步驟可以加到高階流程圖、從高階流程圖移除或做組合，而不偏離實施例的範圍。

在600，組織血氧測定裝置100從某一光源(例如光源120a)發射光(譬如近紅外光)到組織中。在發射光從組織反射之後，偵測器125偵測光(步驟605)，並且產生組織的反射度資料(步驟610)。可以針對多重波長的光以及針對一或更多個其他光源(例如光源120c)而重複步驟600、605、610。在615，組織血氧測定裝置100將反射度資料配適於模擬反射度曲線315，並且決定與反射度資料具有最佳配適的模擬反射度曲線。之後，組織血氧測定裝置100基於最佳配適於反射度資料之模擬反射度曲線的光學性質而決定組織的光學性質(譬如μ_a和μ_s)(步驟620)。

在625，組織血氧測定裝置100從步驟620所決定的光學性質來決定光在組織中的平均自由路徑(mfp)，譬如mfp=1/(μ_a+μ_s’)。特定而言，平均自由路徑可以從累積反射度曲線所獲得的光學性質而決定，該曲線包括所有來源-偵測器對(譬如對1：光源120a-偵測器125e、對2：光源120a-偵測器125f、對3：光源120a-偵測器125g、對4：光源120a-偵測器125h、對5：光源120a-偵測器125a、對6：光源120a-偵測器125b、對7：光源120a-偵測器125c、對8：光源120a-偵測器 125d、對9：光源120c-偵測器125e、對10：光源120b-偵測器125f......和其他)的反射度資料。

在630，組織血氧測定裝置100決定針對給定組織區域所計算的平均自由路徑是否長於最短之來源到偵測器距離(譬如光源120a和偵測器125e之間的D1，光源120c和偵測器125a之間的D9)的二倍。如果平均自由路徑長於最短的來源到偵測器距離之二倍，則收集的反射度資料再配適於模擬反射度曲線(亦即重分析)，而不利用具有最短的來源到偵測器距離之來源到偵測器對(譬如對1：光源120a-偵測器125e、對9：光源120c-偵測器125a)之偵測器所收集的反射度資料。舉例而言，重複步驟615~630而不使用來自光源120a作為偵測器125e的來源之偵測器125e的反射度資料，並且不使用來自光源120c作為偵測器125a的來源之偵測器125a的反射度資料。針對一或更多個來源-偵測器對而計算平均自由路徑和拋棄反射度資料的過程可以重複，直到貢獻反射度資料給配適的來源-偵測器對所具有的來源到偵測器距離都不短於計算之平均自由路徑的一半為止。之後，氧飽和度是由最佳配適的模擬反射度曲線來決定，並且由組織血氧測定裝置110例如報告在顯示器112上(步驟635)。

從某一光源120發射到組織中並且行經小於平均自由路徑之一半的光大致上是非發散的反射。這光的再發射距離乃強烈取決於組織相位函數和局部的組織組成。因此，相較於已經經歷多重散射事件之光的反射度資 料而言，使用這光的反射度資料則傾向於導致較不正確的決定光學性質和組織性質。

<資料加權>

定位在與光源120有漸增距離的偵測器125從組織接收漸減量的反射度。因此，相較於具有相對為長的來源到偵測器距離(譬如D5和D10)之偵測器所產生的反射度資料，具有相對為短的來源到偵測器距離(譬如D1)之偵測器125所產生的反射度資料傾向於展現本質上較低的雜訊。相較於具有相對為長的來源到偵測器距離(譬如來源到偵測器距離大於平均距離)之偵測器所產生的反射度資料，配適演算法因此可以優選的將模擬反射度曲線更密切的配適於具有相對為短的來源到偵測器距離(譬如來源到偵測器距離小於或等於光源和偵測器之間的平均距離)之偵測器125所產生的反射度資料。為了從反射度資料而相對正確的決定光學性質，這與距離成比例的歪斜可以是不想要的，並且可以加權反射度資料而修正，如下面立即所述。

圖13是加權由選擇偵測器125所產生之反射度資料的高階方法流程圖。高階流程圖代表一範例性具體態樣。步驟可以加到高階流程圖、從高階流程圖移除或做組合，而不偏離實施例的範圍。

在700，組織血氧測定裝置100從某一光源(例如光源120a)發射光到組織中。在發射光從組織反 射之後，偵測器125偵測光(步驟705)，並且產生組織的反射度資料(步驟710)。可以針對多重波長的光和針對一或更多個其他光源(例如光源120c)而重複步驟700、705、710。在715，組織血氧測定裝置100將反射度資料的第一部分配適於模擬反射度曲線。反射度資料的第一部分是由與光源距離小於閾距離之偵測器的第一部分所產生。閾距離可以是光源和偵測器之間的平均距離(譬如近似中間範圍距離)。在720，將反射度資料的第二部分配適於模擬反射度曲線。反射度資料的第二部分是由偵測器的第一部分以及相較於閾距離而具有其次最大之來源到偵測器距離的另一偵測器所產生。舉例而言，如果偵測器的第一部分包括偵測器125c、125d、125e、125f，則具有其次最大之來源到偵測器距離的偵測器是偵測器125g(譬如比偵測器125c更靠近光源120a，見圖2A和2B)。

在725，在步驟715所產生的配適與在步驟720所產生的配適做比較，以決定在步驟720所產生的配適是否優於在715所產生的配適。如熟於此技術者所將了解，資料對曲線之配適的「靠近度」可基於各式各樣的參數而定量，並且配適的靠近度可直接做比較以決定對曲線具有較靠近之配適(較接近之配適)的資料。如將進一步了解，較靠近的配適有時也稱為較佳的配適或較密切的配適。如果在步驟720所產生的配適優於在步驟715所產生的配適，則以包括定位在次一增加來源到偵測器距離的額 外偵測器(根據所考慮的範例則是偵測器125c)之偵測器所產生的反射度資料來重複步驟720和725。替代選擇而言，如果在步驟720所產生的配適不優於在步驟715所產生的配適，則來源到偵測器距離大於閾距離之偵測器125的反射度資料不用於配適。之後，組織血氧測定裝置100使用在步驟715或720所產生的配適(如果後者優於在步驟715所決定的配適)來決定組織的光學性質和氧飽和度(步驟730)。之後，氧飽和度是由組織血氧測定裝置110例如報告在顯示器112上(步驟735)。

根據替代選擇性具體態樣，如果在步驟720所產生的配適不優於在步驟715所產生的配適，則針對來源到偵測器距離大於閾距離的偵測器而以加權因數來加權反射度資料，如此則這加權的反射度資料對配適的影響有所減少。未用於配適的反射度資料可以視為具有零權重，並且可以關聯於來自有興趣的組織層底下之組織的反射度。來自有興趣的組織層底下之組織的反射度則說是展現反射度曲線的特徵扭結，其指出這特殊的反射度。

注意將反射度資料配適於模擬反射度曲線的曲線配適演算法可以考慮反射度資料的不確定量以及反射度資料的絕對位置。反射度資料的不確定性對應於某一偵測器結構產生反射度資料時的雜訊量，並且雜訊量可以評量成反射度資料大小的平方根。

根據進一步具體態樣，組織血氧測定裝置100依據關聯於反射度資料測量的雜訊量而反覆加權反射度資 料。特定而言，相較於具有相對為短的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的反射度資料來看，具有相對為大的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的反射度資料一般而言具有較大的訊噪比。具有相對為大的來源到偵測器距離之偵測器結構所產生的加權反射度資料則允許這資料對於配適的貢獻大致相等於其他反射度資料。

已經為了示範和描述而提出本發明的敘述。它不打算是窮盡的或將本發明限制於所述的精確形式，並且鑒於以上教導而可能有許多修改和變化。選擇和描述的具體態樣是為了最好解釋本發明的原理及其實際應用。這敘述將能夠讓熟於此技術者最好利用和實施本發明於多樣的具體態樣和具有適合特殊用途的多樣修改。所述之多樣實施例的元件可以做任何的組合。本發明的範圍是由以下申請專利範圍所界定。

101‧‧‧手持血氧計探針

105‧‧‧探針單元

110‧‧‧探針尖端

115‧‧‧顯示器

120‧‧‧按鈕

145‧‧‧透射光

150‧‧‧反射光

Claims (17)

1. 一種利用血氧計裝置進行測量之方法，其包括：提供手持血氧計外殼；提供處理器，其被容納於該手持血氧計外殼中；提供記憶體，其被容納於該手持血氧計外殼中，而電子耦合於該處理器；提供顯示器，其可從該手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於該處理器；提供電池，其被容納於該手持血氧計外殼中；允許該電池供應電力給該處理器、該記憶體、及該顯示器；提供探針尖端，其至少部分被容納於該手持血氧計外殼中；在該探針尖端的表面上提供第一來源結構；在該探針尖端的該表面上設置複數個偵測器結構；允許該第一來源結構發射具有第一波長的第一光和具有第二波長的第二光到要測量的組織中，其中該第一波長短於該第二波長；允許藉由比閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構來偵測該第一光；基於該偵測第一光，該處理器將比該閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構所產生的第一偵測器回應配適於儲存在該記憶體中的多條模擬反射度曲線；基於針對該第一偵測器回應之一或更多條最佳配適的 該模擬反射度曲線，而由該處理器決定要測量之該組織的第一組織的第一測量資訊；允許藉由比閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構來偵測該第二光；基於該偵測第二光，該處理器將比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構所產生的第二偵測器回應配適於儲存在該記憶體中的該多條模擬反射度曲線；基於針對該第二偵測器回應之一或更多條最佳配適的該模擬反射度曲線，該處理器決定第二測量資訊；基於比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構所偵測的該第二光，而由該處理器決定要測量之該組織的第二組織的該第二測量資訊；基於該第一測量資訊，計算並在該顯示器上顯示該第一組織的第一氧飽和度測量值；基於該第二測量資訊，計算並在該顯示器上顯示該第二組織的第二氧飽和度測量值；其中該第一組織是要測量之該組織的表面下的第一深度，該第二組織是要測量之該組織的該表面下的第二深度，並且該第一深度小於該第二深度；以及基於該第一測量資訊和該第二測量資訊，計算並在該顯示器上顯示該組織的第三組織的第三氧飽和度測量值，其中該第三組織位於該組織的該表面下該第一深度和該第二深度之組合處。
2. 如申請專利範圍第1項的方法，其中該第一測量 資訊是第一血氧測定資訊，並且該第二測量資訊是第二血氧測定資訊。
3. 如申請專利範圍第1項的方法，其包括：提供多工器，其被容納於該手持血氧計外殼中，而耦合於該處理器；以及允許該多工器將訊號從比該閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構傳到該處理器。
4. 如申請專利範圍第3項的方法，其包括允許該多工器不將訊號從比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構傳到該處理器。
5. 如申請專利範圍第3項的方法，其中該偵測器結構與該第一來源結構具有平均距離，並且該閾距離是該平均距離。
6. 一種血氧計裝置，其包括：手持血氧計外殼；處理器，其被容納於該手持血氧計外殼中；記憶體，其被容納於該手持血氧計外殼中，而電子耦合於該處理器並且儲存多條模擬反射度曲線；顯示器，其可從該手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於該處理器；電池，其被容納於該手持血氧計外殼中，其中該電池耦合於並且供應電力給該處理器、該記憶體、及該顯示器；探針尖端，其至少部分被容納於該手持血氧計外殼 中；第一來源結構，其在該探針尖端的表面上；以及複數個偵測器結構，其在該探針尖端的該表面上；其中該處理器調適成：允許藉由比閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構來偵測第一光；基於該偵測的第一光，而由該處理器將比該閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構所產生的第一偵測器回應配適於儲存在該記憶體中的該多條模擬反射度曲線；基於針對該第一偵測器回應之一或更多條最佳配適的該模擬反射度曲線，而由該處理器決定第一測量資訊；基於比該閾距離更接近該來源結構的該偵測器結構所偵測的該第一光，而由該處理器決定要測量之該組織的第一組織的該第一測量資訊；允許藉由比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構來偵測第二光；基於該偵測的第二光，而由該處理器將比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構所產生的第二偵測器回應配適於儲存在該記憶體中的該多條模擬反射度曲線；基於針對該第二偵測器回應之一或更多條最佳配適的該模擬反射度曲線，而由該處理器決定第二測量資訊；基於比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結 構所偵測的該第二光，而由該處理器決定要測量之該組織的第二組織的第二測量資訊；以及基於該第一測量資訊和該第二測量資訊，計算並在該顯示器上顯示該組織的第三組織的氧飽和度測量值，其中該第一組織是要測量之該組織的表面下的第一深度，該第二組織是要測量之該組織的該表面下的第二深度，該第三組織位於該組織的該表面下該第一深度和該第二深度之組合處，並且該第一深度小於該第二深度。
7. 如申請專利範圍第6項的裝置，其中該第一測量資訊是第一血氧測定資訊，並且該第二測量資訊是第二血氧測定資訊。
8. 如申請專利範圍第6項的裝置，其包括多工器，該多工器被容納於該手持血氧計外殼中而耦合於該處理器，其中該處理器調適成允許該多工器將訊號從比該閾距離更靠近該來源結構的該偵測器結構傳到該處理器。
9. 如申請專利範圍第8項的裝置，其中該處理器調適成允許該多工器不將訊號從比該閾距離更遠離該來源結構的該偵測器結構傳到該處理器。
10. 如申請專利範圍第8項的裝置，其中該偵測器結構與該第一來源結構具有平均距離，並且該閾距離是該平均距離。
11. 一種利用血氧計裝置進行測量之方法，其包括：提供手持血氧計外殼；提供處理器，其被容納於該手持血氧計外殼中； 提供記憶體，其被容納於該手持血氧計外殼中，而電子耦合於該處理器，其中該記憶體儲存模擬反射度曲線；提供顯示器，其可從該手持血氧計外殼的外部來使用，而電子耦合於該處理器；提供電池，其被容納於該手持血氧計外殼中；允許該電池供應電力給該處理器、該記憶體、及該顯示器；提供探針尖端，其至少部分被容納於該手持血氧計外殼中；在該探針尖端的表面上提供來源結構；在該探針尖端的該表面上設置複數個偵測器結構；允許該來源結構發射光到要測量的組織中；允許該偵測器結構偵測從要測量之該組織所反射後的該光；允許該偵測器結構從該偵測器結構所偵測的該光來產生反射度測量；提供該處理器，以基於反射度資料的訊噪比，而對該反射度測量施加加權因數至一或更多反射度資料，使得被該加權因數加權的該反射度資料對加權反射度資料與模擬反射度曲線之配適的影響減少；允許該處理器將該反射度測量的第一部分配適於該模擬反射度曲線，其中該反射度資料的該第一部分是由比閾距離更靠近該來源結構之偵測器結構的第一部分所產生；允許該處理器將該反射度測量的第二部分配適於該模 擬反射度曲線，其中該反射度資料的該第二部分是由該偵測器結構的該第一部分和該偵測器結構的第一額外部分所產生，該偵測器結構的該第一額外部分要比該閾距離更遠離該來源結構；允許該處理器決定該反射度測量之該第一部分的該配適是否是比該反射度測量之該第二部分的該配適還更靠近的配適；如果該反射度資料之該第一部分的該配適是比該反射度測量之該第二部分更靠近的配適，則允許該處理器使用該反射度資料的該第一部分來決定該組織的第一光學性質，並且顯示該第一光學性質在該顯示器上；允許該處理器將該反射度測量的第三部分配適於該模擬反射度曲線，其中該反射度資料的該第三部分是由該偵測器結構的該第一部分、該偵測器結構的該第一額外部分、該偵測器結構的第二額外部分所產生，其中該偵測器結構的該第二額外部分要比超過該閾距離之該偵測器結構的該第一額外部分還更遠離該來源結構；允許該處理器決定該反射度測量之第二部分的該配適是否是比該反射度測量之該第三部分的該配適還更靠近的配適；如果該反射度資料之該第二部分的該配適是比該反射度測量之該第三部分更靠近的配適，則允許該處理器使用該反射度資料的該第二部分來決定該組織的第二光學性質，並且顯示該第二光學性質在該顯示器上；以及 如果該反射度資料之該第三部分的該配適是比該反射度測量之該第二部分更靠近的配適，則允許該處理器使用該反射度資料的該第三部分來決定該組織的第三光學性質，並且顯示該第三光學性質在該顯示器上。
12. 如申請專利範圍第11項的方法，其中該閾距離是該偵測器結構與該來源結構的平均距離。
13. 如申請專利範圍第11項的方法，其包括：在將該反射度資料的該第二部分配適於該模擬反射度曲線之前，允許該處理器應用加權因數到該偵測器結構之該第一額外部分所產生的該反射度資料，使得該加權因數所加權的該反射度資料對於該反射度資料的該第二部分針對該模擬反射度曲線之該配適的影響有所減少。
14. 如申請專利範圍第11項的方法，其包括：在將該反射度資料的該第三部分配適於該模擬反射度曲線之前，允許該處理器應用加權因數到該偵測器結構之該第二額外部分所產生的該反射度資料，使得該加權因數所加權的該反射度資料對於該反射度資料的該第二部分針對該模擬反射度曲線之該配適的影響有所減少。
15. 如申請專利範圍第11項的方法，其包括：在將該反射度資料的該第二部分配適於該模擬反射度曲線之前，如果該偵測器結構之該第一額外部分所產生的該反射度資料之訊噪比小於閾訊噪比，則允許該處理器應用加權因數到該偵測器結構之該第一額外部分所產生的該反射度資料，使得該偵測器結構之該第一額外部分所產生的該反 射度資料對於該配適的貢獻大致相等於該偵測器結構之該第一部分所產生的該反射度資料。
16. 如申請專利範圍第11項的方法，其包括：在將該反射度資料的該第三部分配適於該模擬反射度曲線之前，如果該偵測器結構之該第二額外部分所產生的該反射度資料之訊噪比小於閾訊噪比，則允許該處理器應用加權因數到該偵測器結構之該第二額外部分所產生的該反射度資料，使得該偵測器結構之該第二額外部分所產生的該反射度資料對於該配適的貢獻大致相等於該偵測器結構之該第一部分所產生的該反射度資料。
17. 如申請專利範圍第11項的方法，其中該閾距離是該偵測器結構與該來源結構的平均距離。

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