Устройство и способ для измерения насыщения кислородом крови в ткани пациента

Группа изобретений относится к медицинской технике. Раскрыты устройство и способ для неинвазивного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента посредством спектроскопии в ближней ИК области с использованием мультидистанционного способа и с учетом ослабления светового сигнала, вызванного светопоглотителями иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, а также светорассеивающих свойств ткани пациента. Устройство и способ, в частности, пригодны для измерения насыщения кислородом крови в брюшной полости новорожденных детей с учетом мекония, переходного стула и биливердина. 2 н. и 11 з.п. ф-лы.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству для измерения насыщения крови кислородом в ткани пациента, и к способу определения насыщения крови кислородом в ткани пациента.

Уровень техники

Мониторинг насыщения крови кислородом в ткани пациента важен с клинической точки зрения, поскольку низкое насыщение крови кислородом является признаком потенциально летальных расстройств. Это, к примеру, случай недоношенных новорожденных детей, которые часто страдают патологиями внутриутробного периода, такими как некротический энтероколит или кишечная непроходимость, и которые постоянно находятся под угрозой развития шока. Поэтому, в случае недоношенных новорожденных существует необходимость постоянного и точного контроля насыщения кислородом брюшной полости.

Насыщение крови кислородом крови в ткани пациента может быть определено

как:

где с(HbO₂) и с(Hb) соответственно концентрации оксигемоглобина и дезоксигемоглобина.

Спектроскопия в ближней инфракрасной (ИК) области (NIRS, англ. Near-InfraRed Spectroscopy) является неинвазивным методом измерения насыщения кислородом крови в ткани пациента. Спектроскопия в ближней ИК области основана на отличии характеристик поглощения излучения оксигемоглобином (HbO₂) и дезоксигемоглобином (Hb) в ближней ИК области спектра, и имеет целью определение относительных концентраций HbO₂ и Hb. Спектроскопия в ближней ИК области может быть осуществлена неинвазивно путем помещения спектроскопического датчика на кожу пациента, и измерения ослабления светового сигнала после его прохождения через ткани пациента.

Измеренное ослабление света связано с концентрацией определенных светопоглощающих компонентов (хромофоров) законом Ламберта-Бэра:

где А_λ - поглощение света определенной длины волны λ; с - концентрация определенного хромофора; ε_λ - коэффициент ослабления (экстинкции) определенного хромофора для определенной длины волны; и d - расстояние от источника света до детектора (фотоприемника). На основе данных измерения ослабления света, если использовать известный коэффициент ослабления, можно вычислить концентрацию хромофора. В случае смеси различных хромофоров, относительные их концентрации могут быть определены путем измерения ослабления света на нескольких различных длинах волн, при которых коэффициенты ослабления хромофоров отличаются друг от друга. Для смеси, содержащей N различных хромофоров, это требует измерения ослабления света при минимум N различных длинах волн.

В типичном устройстве для спектроскопии в ближней ИК области осуществляется передача в ткань пациента светового сигнала известной длины волны и интенсивности, и производится обнаружение света, диффузно отраженного от ткани, чтобы рассчитать ослабление света. Чтобы точно определять концентрацию хромофоров в ткани на основе данных измерения ослабления света, необходимо учитывать оптические свойства ткани, в частности поглощение, вызванное присутствием в ткани других хромофоров, и свойства ткани в отношении светорассеяния. На практике свойства ткани, связанные со светорассеянием, необходимо учитывать для калибровочных измерений. Чтобы учесть хромофоры иные нежели HbO₂ и Hb, приходится определять спектры поглощения этих хромофоров, чтобы оценить коэффициенты ослабления, зависящие от длины волны, при этом ослабление света приходится измерять минимум на 2+М длинах волн, где М - число дополнительных хромофоров, которые должны быть учтены. На существующем уровне развития техники для решения этих проблем разработаны несколько способов.

В европейском патенте 1259791 В1 раскрыт способ спектроскопии в ближней ИК области спектра для измерения общего насыщения кислородом крови в ткани пациента путем измерения ослабления света на трех или более длинах волн, и вычисления разностей ослабления между указанными длинами волн. Этот подход также известен как «дифференциальный метод». Данный метод, чтобы определить концентрации N различных хромофоров, требует измерений на N+1 различных длинах волн. За счет определения дифференциального ослабления, вклад, вносимый светорассеянием в ткани фиксированными светопоглощающими компонентами и характеристиками измерительного устройства сводится к минимуму относительно ослабления света, которое можно приписать HbO₂ и Hb, что увеличивает точность измерения насыщения кислородом крови.

В документе US 2012/0136225 А1 раскрыт способ для определения насыщения кислородом крови в ткани нижней части желудочно-кишечного тракта, который включает в себя учет наличия материала, который не присутствует в крови, но, поглощение света в котором, зависит от длины волны. Точнее, в документе US 2012/0136225 А1 предложено учитывать ослабление света каловыми массами, присутствующими в нижней части желудочно-кишечного тракта пациента, в частности, меконием, который присутствует в желудочно-кишечном тракте новорожденных детей. В документе US 2012/0136225 А1 также раскрыто использование дифференциального метода измерения для анализа данных спектроскопии в ближней ИК области спектра.

Хотя дифференциальный метод измерения минимизирует вклад светорассеяния в тканях, он все равно требует калибровки для учета светорассеяния, а также неспецифического фонового поглощения. Данную калибровку выполняют путем определения насыщения кислородом крови определенной контрольной ткани, предполагая, что насыщение кислородом указанной контрольной ткани равна взвешенной сумме насыщения кислородом венозной и артериальной крови в этой ткани пациента. Однако, это требует знания относительных вкладов венозной и артериальной крови в той ткани. Хотя эмпирические данные для относительных вкладов венозной и артериальной крови и существуют, надежность таких данных сомнительна. Таким образом, располагаемые способы калибровки представляют потенциальный источник ошибок для дифференциального метода измерения.

Другой способ выполнения измерений в спектроскопии в ближней ИК области спектра заключается в измерении ослабления света на нескольких длинах волн и при нескольких различных расстояниях между источником света и фотоприемниками. Поглощение μ_a,λ конкретной длине волны λ может быть вычислено на основе следующего уравнения:

где μ_s,λ - эмпирически определенное значение, которое учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния в ткани пациента на конкретной длине волны λ; А_λ - ослабление на конкретной длине волны λ; d - среднее расстояние между источником света и фотоприемниками; a - крутизна кривой зависимости ослабления от расстояния между источником света и фотоприемниками. Концентрация хромофоров может быть рассчитана на основе поглощения μ_a,λ с использованием закона Ламберта-Бэра. Данный подход также известен как «мультидистанционный метод». Он был применен для измерения насыщения кислородом крови в мышечной ткани и описан в статье «Гибридный мультидистанционный спектрометр с фазовым и широкополосным пространственным разрешением, и алгоритм разрешения абсолютных концентраций хромофоров в ближней ИК области спектра» (Tachtsidis, llias et al. "A Hybrid Multi-Distance Phase and Broadband Spatially Resolved Spectrometer and Algorithm for Resolving Absolute Concentrations of Chromophores in the Near-Infrared Light Spectrum.", Advances in Experimental Medicine and Biology 662 (2010): 169-175). Однако, описанный подход на учитывает иные поглощающие вещества нежели HbO₂ и Hb, в частности, светопоглотители, присутствующие в брюшной полости пациента.

Раскрытие изобретения

Таким образом, задача настоящего изобретения заключается в создании устройства для спектроскопии в ближней ИК области спектра, и способа для более точного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента. В частности, изобретение направлено на более точное измерение насыщения кислородом крови в брюшной полости новорожденных, особенно, недоношенных детей.

В рамках решения указанной задачи изобретения было установлено, что насыщение кислородом крови в ткани пациента может быть определено с большей точностью, если использовать мультидистанционный метод и учитывать поглощение света, вызванное светопоглотителями, иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, в ткани пациента, а также рассеянием света в ткани пациента.

Таким образом изобретение относится к устройству для неинвазивного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента, содержащему:

- по меньшей мере один источник света для передачи светового сигнала в ткань пациента,

- по меньшей мере один фотоприемник для обнаружения светового сигнала от источника света после его прохождения через ткань пациента,

причем указанные один или более источников света и один или более фотоприемников выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала при двух или более расстояниях между источником света и фотоприемником, и

- процессор, соединенный с источниками света и с фотоприемниками,

и отличающемуся тем, что

указанные один или более источников света и один или более фотоприемников выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на трех или более различных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 3 мкм, и

процессор содержит алгоритм для:

определения ослабления светового сигнала в зависимости от длины волны и расстояния между источником света и фотоприемником,

вычисления наклона кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником, как функции длины волны, и

вычисления насыщения кислородом крови в ткани пациента на основе данных наклона кривой ослабления светового сигнала и эмпирически определенных данных, которые учитывают ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, в ткани пациента, а также светорассеянием в ткани пациента.

Путем измерения ослабления света в зависимости от расстояния между источником света и фотоприемником можно рассчитать относительное поглощение μ_a,λ если использовать мультидистанционный метод. Это исключает необходимость выполнения калибровки путем определения насыщения кислородом крови определенной контрольной ткани в предположении, что насыщение кислородом крови указанной контрольной ткани равно взвешенной сумме насыщения кислородом венозной и артериальной крови пациента. В изобретении требуется только учет светорассеяния в ткани. Это устраняет источник систематической ошибки, поскольку более не требуются никакие допущения по относительным вкладам венозной и артериальной крови.

Путем измерения ослабления света на трех или более различных длинах волн, и использования эмпирически определенных данных, учитывающих ослабление светового сигнала из-за светопоглотителей иных нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, оказывается возможным учет ослабления, которое вызвано, например, каловыми массами или иными поглотителями света, которые присутствуют в тканях пациента. Это особенно важно при измерении насыщения кислородом крови в брюшной полости новорожденных детей, когда каловые массы оказывают существенное влияние на характеристики поглощения света в ближней ИК области спектра. Указанные данные можно легко получить, используя образцы известных светопоглотителей, например образцы кала, взятые у ряда новорожденных детей. Это значительно увеличивает точность измерения насыщения кислородом крови.

Источники света и фотоприемники выполнены так, чтобы передавать световой сигнал в ткань пациента, и регистрировать световой сигнал после его прохождения через ткань пациента. В предпочтительном варианте источники света и фотоприемники выполнены так, что фотоприемники регистрируют свет после его диффузного отражения от ткани пациента. Источники света и фотоприемники предпочтительно выполнены так, что их можно приводить в непосредственный контакт с кожей пациента, чтобы избежать любых помех от наружного освещения.

Источниками света могут служить широкополосные источники, излучающие свет в интервале длин волн. С другой стороны, источниками света может служить набор источников, каждый из которых излучает свет в узкой спектральной полосе, например, набор светодиодов. В предпочтительном варианте осуществления изобретения источниками света является набор светодиодов, каждый из которых излучает свет отдельной длины волны.

Фотоприемниками могут служить, например, фотодиоды или иные приборы, которые способны преобразовывать свет в электрический ток. Каждый фотоприемник может содержать набор индивидуальных фоточувствительных элементов, каждый из которых регистрирует свет отдельной длины волны.

Источники света и фотоприемники выполнены так, чтобы измерять ослабление светового сигнала при двух или более расстояниях между источником света и фотоприемником. Это дает возможность устройству определять ослабление светового сигнала, как функцию расстояния между источником света и фотоприемником, и осуществлять анализ в соответствии с мультидистанционным методом.

Осуществление изобретения

Согласно одному варианту осуществления изобретения, устройство содержит один источник света и два или более фотоприемников, расположенных на фиксированных расстояниях от источника света. Согласно другому варианту, устройство содержит один фотоприемник и два или более источников света, расположенных на фиксированных расстояниях от фотоприемника. В указанных вариантах осуществления расстояния между источником света и фотоприемником во время измерения не изменяются.

Согласно еще одному варианту осуществления изобретения, устройство содержит один источник света и один фотоприемник, при этом источник света и/или фотоприемник выполнены с возможностью перемещения с целью изменения расстояния между источником света и фотоприемником во время измерения. Данный вариант осуществления имеет преимущество, заключающееся в том, что ослабление светового сигнала, как функцию расстояния между источником света и фотоприемником, можно выборочно определять в широком диапазоне и на большом числе точек получения данных.

Источники света и фотоприемники выполнены так, чтобы измерять ослабление светового сигнала на трех или более отдельных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 3 мкм, предпочтительно в диапазоне от 650 нм до 1 мкм, а более предпочтительно в интервале от 650 нм до 950 нм. Например, каждый источник света может представлять собой набор индивидуальных источников, каждый из которых излучает свет в узкой полосе спектра. В этом случае фотоприемники могут быть широкополосными, способными обнаруживать свет по меньшей мере в указанных спектральных интервалах. С другой стороны, источники света могут быть широкополосными, а для обнаружения света на определенных длинах волн может быть использована дифракционная решетка или специальные эмиссионные фильтры.

Чтобы увеличить точность измерения, ослабление предпочтительно измерять на четырех или более отдельных длинах волн, более предпочтительно на пяти или более длинах волн, а наиболее предпочтительно на семи или более длинах волн.

Согласно особо предпочтительному варианту осуществления изобретения, фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на семи отдельных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 1 мкм.

Что касается выполнения измерений на брюшной полости пациента, в частности, на брюшной полости новорожденного ребенка, то установлено, что измерение в диапазоне 815-875 нм не вызывает увеличения точности измерения. Поэтому, фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на семи отдельных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 1 мкм, исключая интервал 815-875 нм.

Было установлено, что в случае выполнения измерений на брюшной полости пациента, несколько комбинаций длин волн дают увеличение точности измерений. Эти длины волн могут быть выбраны, чтобы лучше различать Hb, HbO₂ и другие светопоглотители, присутствующие в брюшной полости пациента, такие как каловые массы. Такие оптимизированные комбинации длин волн приводятся ниже.

Согласно одному варианту осуществления изобретения, фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления света на трех или более отдельных длинах волн, выбранных из следующего ряда: 695±5 нм, 712±5 нм, 733±5 нм, 743±5 нм, 762±5 нм, 783±5 нм, 790±5 нм, 805±5 нм, 880±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм. Предпочтительно длины волн выбирать из следующего ряда: 712±5 нм, 733±5 нм, 762±5 нм, 783±5 нм, 805±5 нм, 880±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм.

Согласно одному варианту осуществления фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на 712±5 нм, 736±5 нм, 762±5 нм, 784±5 нм, и 910±5 нм.

Согласно одному варианту осуществления фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на 712±5 нм, 736±5 нм, 762±5 нм, 784±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм.

Чтобы измерять ослабление на определенном числе отдельных длин волн, достаточно, чтобы источники света и фотоприемники были выполнены с возможностью измерения ослабления в отдельных интервалах длин волн, которые по меньшей мере включают в себя указанную длину волны. Спектральная ширина каждого интервала длин волн может варьировать, лишь бы указанные интервалы длин волн были четко различимы между собой. Предпочтительно ослабление измерять в различимых интервалах длин волн, обладающих шириной полосы ±25 нм или менее, более предпочтительно ±15 нм или менее, а наиболее предпочтительно ±5 нм или менее.

Согласно предпочтительному варианту осуществления изобретения, устройство выполнено с возможностью измерения ослабления при двух или более расстояниях между источником света и фотоприемником в целях увеличения точности расчета наклона кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником, как функции длины волны. В предпочтительном варианте устройство выполнено с возможностью измерения ослабления при трех расстояниях между источником света и фотоприемником.

Минимальное и максимальное расстояния между источником света и фотоприемником могут быть оптимизированы исходя из чувствительности фотоприемников и оптических свойств ткани пациента. В случае устройства для измерения насыщения кислородом крови в ткани брюшной полости новорожденного ребенка, минимальное расстояние между источником света и фотоприемником предпочтительно составляет по меньшей мере 0,8 см, более предпочтительно по меньшей мере 0,9 см, а наиболее предпочтительно по меньшей мере 1,0 см. Предпочтительно, чтобы кратчайшее расстояние между источником света и фотоприемниками находилось в интервале 0,8-2 см, более предпочтительно по меньшей мере 0,9-1,5 см, а наиболее предпочтительно 0,95-1,2 см. Предпочтительно, чтобы наибольшее расстояние между источником света и фотоприемниками находилось в интервале 2-10 см, более предпочтительно 3-8 см, а наиболее предпочтительно 4-6 см.

Определенный алгоритм рассчитывает насыщение кислородом крови в ткани пациента на основе наклона кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником, как функции длины волны. Таким образом, алгоритм вычисляет уровень насыщения крови кислородом, используя мультидистанционный метод.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения встроенный в процессор алгоритм вычисляет относительное поглощение μ_a,λ на конкретной длине волны λ на основе следующего уравнения:

где μ_s,λ - эмпирически определенное значение, которое учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния в ткани пациента на конкретной длине волны λ; А_λ - ослабление на конкретной длине волны λ; d - среднее расстояние между источником света и фотоприемником; a - крутизна кривой зависимости ослабления от расстояния между источником света и фотоприемником.

Следует отметить, что по вышеприведенной формуле вычисляется относительное поглощение μ_а,λ которое равно абсолютному поглощению, умноженному на коэффициент k. Данный коэффициент может быть определен посредством калибровочных измерений. Использования относительного поглощения достаточно для вычисления относительных концентраций хромофоров. Поскольку насыщение кислородом крови, как было определено выше, это отношение концентрации HbO₂ к общей концентрации гемоглобина, то нет необходимости определять абсолютную концентрацию HbO₂ и Hb. Поэтому, нет необходимости определять коэффициент k, и коэффициент k в вышеприведенной формуле для μ_a,λ был опущен.

Тогда поглощение μ_a,λ может быть использовано для расчета концентраций HbO₂, Hb и прочих светопоглотителей по закону Ламберта-Бэра.

Приведенное светорассеяние μ_s,λ - это эмпирически определенная величина, которая учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния света в ткани пациента. Чтобы вычислить относительное поглощение μ_a,λ по вышеприведенной формуле, достаточно знать относительное приведенное светорассеяние μ_s,λ, которое определяется, как:

где h - параметр светорассеяния конкретной ткани. Параметр h светорассеяния может быть определен на основе данных измерения свойств светорассеяния ткани пациента. Например, h определяют, измеряя свойства светорассеяния брюшной полости ряда новорожденных детей. Согласно предпочтительному варианту осуществления изобретения, полагают, что параметр h находится в интервале 10^-4-10^-3 нм^-1, предпочтительно 2⋅10^-4-8⋅10^-4 нм^-1, более предпочтительно 5⋅10^-4-8⋅10^-4 нм^-1. В особо предпочтительном варианте параметр h полагают равным 6.4⋅10^-4 нм^-1. Установлено, что указанные значения точно учитывают светорассеяние в брюшной полости новорожденного ребенка.

Абсолютное приведенное светорассеяние может быть определено путем умножения μ_s,λ на коэффициент k, как было сказано выше. Однако, для настоящего изобретения нет необходимости в определении k.

Параметры h и k могут быть экспериментально определены путем измерений поглощения в частотной области, как это описано, например, в статье «Количественное определение спектров поглощения хромофоров в средах с сильным светорассеянием: метод с применением светодиодов» (Sergio Fantini, Maria Angela Franceschini, Joshua B. Fishkin, Beniamino Barbieri, and Enrico Gratton, "Quantitative determination of the absorption spectra of chromophores in strongly scattering media: a light-emitting-diode based technique," Appl. Opt. 33, 5204-5213 (1994)).

Согласно одному варианту осуществления, алгоритм вычисляет насыщение кислородом крови путем расчета относительных концентраций HbO₂ и Hb в соответствии со следующим уравнением:

где c_HbO2 и c_Hb - относительные концентрации соответственно оксигемоглобина и дезоксигемоглобина; μ_а,λn - поглощение, определенное для конкретной длины волны λn в соответствии с вышеприведенным уравнением; c_other - концентрация светопоглотителей иных нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, которые присутствуют в ткани пациента; и ε_x,λn - коэффициент ослабления света для светопоглощающих компонентов х на конкретной длине волны λn.

Относительные концентрации, рассчитанные по данной формуле, равны абсолютным концентрациям, умноженным на коэффициент k. Однако, чтобы вычислить насыщение кислородом крови StO₂, достаточно использовать относительные концентрации и следующее уравнение:

Значения для ε_x,λn представляют данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями. Эти данные могут быть определены эмпирически путем измерения спектров поглощения, соответствующих светопоглотителей в изолированном состоянии.

Чтобы увеличить точность при измерении насыщения кислородом крови новорожденных детей, необходимо учитывать поглощение, вызванное меконием и переходным стулом.

Согласно одному конкретному варианту осуществления, значение ε_other,λn определяют путем измерения спектров поглощения изолированных образцов кала, переходного стула, мекония и/или биливердина. Согласно предпочтительному примеру, ε_other,λn определяют путем измерения спектров поглощения изолированных образцов мекония.

Меконий это самый ранний стул у детенышей млекопитающих. Меконий состоит из материалов, которые были усвоены в то время, пока детеныш находился в матке: кишечных эпителиальных клеток, лануго, слизи, околоплодной жидкости, желчи и воды. Установлено, что усредненные спектры поглощения образцов мекония, взятых у ряда разных пациентов, могут быть использованы в качестве источника данных поглощения для рассмотренных выше вычислений. Поэтому, согласно одному варианту осуществления изобретения, данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, включают в себя зависящие от длины волны коэффициенты ослабления образов мекония, взятых у новорожденных детей.

Переходный стул вырабатывается новорожденным ребенком в первые дни его жизни. Переходный стул отличается от мекония своим составом, и содержит большое количество биливердина. Поэтому, данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, в предпочтительном случае содержат зависящие от длины волны коэффициенты ослабления образцов переходного стула, взятых от новорожденных детей, предпочтительно в течение первых двух недель после рождения, более предпочтительно в течение первой недели после рождения, а наиболее предпочтительно в течение первых пяти дней после рождения.

Согласно другому предпочтительному варианту осуществления изобретения, данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, в связи с этим включают в себя зависящие от длины волны коэффициенты ослабления биливердина.

Согласно настоящему изобретению в другом его аспекте, предлагается способ неинвазивного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента, содержащий этапы, на которых:

- передают световой сигнал по меньшей мере от одного источника света в ткань пациента, и

- регистрируют световой сигнал после его прохождения через ткань пациента в одной или более точках обнаружения, и по меньшей мере при двух различных расстояниях между источником света и фотоприемниками,

отличающийся тем, что дополнительно содержит этапы, на которых:

- измеряют ослабление светового сигнала на трех или более отдельных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 3 мкм,

- определяют ослабление светового сигнала в зависимости от длины волны и расстояния от источника света до фотоприемника,

- вычисляют наклон кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником, как функции длины волны, и

- вычисляют насыщение кислородом крови в ткани пациента на основе данных наклона кривой ослабления светового сигнала и эмпирически определенных данных, которые учитывают ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, в ткани пациента, а также светорассеянием в ткани пациента.

Данный способ является особенно подходящим для определения насыщения кислородом крови в брюшной полости новорожденных детей, поскольку позволяет учитывать присутствие светопоглощающих компонентов, таких как меконий и переходный стул, и может обеспечить точное измерение насыщения крови кислородом. В связи с этим, в предпочтительном варианте осуществления изобретения способ выполняют на брюшной полости пациента. Пациентом предпочтительно является ребенок. Возраст ребенка предпочтительно составляет максимум один год, более предпочтительно максимум шесть месяцев, а наиболее предпочтительно максимум три месяца. Способ особенно полезен для неинвазивного измерения насыщения кислородом крови у недоношенных детей.

Расстояние между источником света и фотоприемником предпочтительно задавать так, как было рассмотрено выше в отношении соответствующего изобретению устройства.

Ослабление светового сигнала предпочтительно измерять на трех или более отдельных длинах волн, выбираемых из ряда: 695±5 нм, 712±5 нм, 733±5 нм, 743±5 нм, 762±5 нм, 783±5 нм, 790±5 нм, 805±5 нм, 880±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм. Предпочтительно длины волн выбрать из следующего ряда: 712±5 нм, 733±5 нм, 762±5 нм, 783±5 нм, 805±5 нм, 880±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм.

Согласно одному варианту осуществления ослабление светового сигнала измеряют на длинах волн: 712±5 нм, 736±5 нм, 762±5 нм, 784±5 нм, и 910±5 нм.

Согласно одному варианту осуществления ослабление светового сигнала измеряют на длинах волн: 712±5 нм, 736±5 нм, 762±5 нм, 784±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм.

Этап вычисления насыщения кислородом крови предпочтительно включает в себя те же операции, какие были рассмотрены выше в отношении алгоритма работы устройства, соответствующего настоящему изобретению.

Операция вычисления насыщения кислородом крови в ткани пациента предпочтительно включает в себя вычисление относительного поглощения μ_a,λ на конкретной длине волны λ на основе следующего уравнения:

где μ_s,λ - эмпирически определенное значение, которое учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния в ткани пациента на конкретной длине волны λ; А_λ - ослабление на конкретной длине волны λ; d - среднее расстояние между источником света и фотоприемником; a - крутизна кривой зависимости ослабления от расстояния между источником света и фотоприемником.

Предпочтительно величина μ_s,λ равна

где h полагают лежащим в интервале от 10^-4 нм^-1 до 10^-3 нм^-1.

Операция вычисления насыщения кислородом крови предпочтительно включает в себя операцию вычисления относительных концентраций оксигемоглобина и дезоксигемоглобина в ткани пациента в соответствии со следующим уравнением:

где c_HbO2 и c_Hb - относительные концентрации соответственно оксигемоглобина и дезоксигемоглобина; μ_а,λn - поглощение, определенное для конкретной длины волны λn в соответствии с вышеприведенным уравнением; c_other - концентрация светопоглотителей иных нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, которые присутствуют в ткани пациента; и ε_x,λn - коэффициент ослабления света для светопоглощающих компонентов х на конкретной длине волны λn.

Насыщение кислородом крови StO₂ предпочтительно вычисляют исходя из относительных концентраций HbO₂ и Hb согласно следующему уравнению:

Данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, предпочтительно содержат зависящие от длины волны коэффициенты ослабления одного или более образцов мекония, взятых от новорожденных детей, образцов переходного стула, взятых от новорожденных детей, и биливердина.

1. Устройство для неинвазивного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента, содержащее:

по меньшей мере один источник света для передачи светового сигнала в ткань пациента,

по меньшей мере один фотоприемник для обнаружения светового сигнала от источника света после его прохождения через ткань пациента,

причем указанные один или более источников света и один или более фотоприемников выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала при двух или более расстояниях между источником света и фотоприемником, и

процессор, соединенный с источниками света и с фотоприемниками, отличающееся тем, что

указанные один или более источников света и один или более фотоприемников выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на трех или более различных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 3 мкм, и

процессор содержит алгоритм для:

определения ослабления светового сигнала в зависимости от длины волны и расстояния между источником света и фотоприемником,

вычисления наклона кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником как функции длины волны и

вычисления насыщения кислородом крови в ткани пациента на основе указанного наклона кривой ослабления светового сигнала и эмпирически определнных данных, которые учитывают ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, в ткани пациента, а также светорассеянием в ткани пациента, причем данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, содержат зависящие от длины волны коэффициенты ослабления одного или более образцов мекония, взятых от новорожденных детей, образцов переходного стула, взятых от новорожденных детей, и биливердина.

2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что источник света и фотоприемники выполнены с возможностью измерения ослабления светового сигнала на трех или более отдельных длинах волн, выбираемых из следующих: 695±5 нм, 712±5 нм, 733±5 нм, 743±5 нм, 762±5 нм, 783±5 нм, 790±5 нм, 805±5 нм, 880±5 нм, 895±5 нм, и 910±5 нм.

3. Устройство по любому из предшествующих пунктов, отличающееся тем, что минимальное расстояние между источником света и фотоприемником составляет по меньшей мере 0,8 см.

4. Устройство по любому из предшествующих пунктов, отличающееся тем, что указанный алгоритм содержит операцию вычисления относительного поглощения μ_a,λ на конкретной длине волны λ на основе следующего уравнения:

,

где μ_s,λ - эмпирически определенное значение, которое учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния света в ткани пациента на конкретной длине волны λ; А_λ - ослабление на конкретной длине волны λ; d - среднее расстояние между источником света и фотоприемником; а - крутизна кривой зависимости ослабления от расстояния между источником света и фотоприемником.

5. Устройство по п. 4, отличающееся тем, что величина равна

,

где h предположительно лежит в интервале от 10^-4 нм^-1 до 10^-3 нм^-1.

6. Устройство по п. 4 или 5, отличающееся тем, что указанный алгоритм содержит операцию вычисления относительных концентраций оксигемоглобина и дезоксигемоглобина в ткани пациента в соответствии со следующим уравнением:

,

где c_HbO2 и c_Hb - относительные концентрации соответственно оксигемоглобина и дезоксигемоглобина; μ_а,λn - поглощение, определенное для конкретной длины волны λn в соответствии с вышеприведенным уравнением; c_other - концентрация светопоглотителей иных, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, которые присутствуют в ткани пациента; и ε_х,λn - коэффициент ослабления света для светопоглощающих компонентов х на конкретной длине волны λn.

7. Способ неинвазивного определения насыщения кислородом крови в ткани пациента, содержащий этапы, на которых:

передают световой сигнал по меньшей мере от одного источника света в ткань пациента и

регистрируют световой сигнал после его прохождения через ткань пациента в одной или более точках обнаружения и по меньшей мере при двух различных расстояниях между источником света и фотоприемником,

отличающийся тем, что дополнительно содержит этапы, на которых:

измеряют ослабление светового сигнала на трех или более отдельных длинах волн в диапазоне от 650 нм до 3 мкм,

определяют ослабление светового сигнала в зависимости от длины волны и расстояния от источника света до фотоприемника,

вычисляют наклон кривой зависимости ослабления светового сигнала от расстояния между источником света и фотоприемником как функции длины волны и

вычисляют насыщение кислородом крови в ткани пациента на основе указанного наклона кривой ослабления светового сигнала и эмпирически определенных данных, которые учитывают ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями иными, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, в ткани пациента, а также светорассеянием в ткани пациента, причем данные, учитывающие ослабление светового сигнала, вызванное светопоглотителями, содержат зависящие от длины волны коэффициенты ослабления одного или более образцов мекония, взятых от новорожденных детей, образцов переходного стула, взятых от новорожденных детей, и биливердина.

8. Способ по п. 7 отличающийся тем, что тканью пациента является ткань брюшной полости пациента.

9. Способ по п. 7 или 8, отличающийся тем, что пациентом является ребенок возрастом не более одного года.

10. Способ по любому из пп. 7-9, отличающийся тем, что минимальное расстояние между источником света и фотоприемником задают равным по меньшей мере 0,8 см.

11. Способ по любому из пп. 7-10, отличающийся тем, что этап вычисления насыщения кислородом крови в ткани пациента включает в себя вычисление относительного поглощения μ_a,λ на конкретной длине волны λ на основе следующего уравнения:

,

где μ_s,λ - эмпирически определенное значение, которое учитывает ослабление светового сигнала из-за рассеяния в ткани пациента на конкретной длине волны λ; А_λ - ослабление на конкретной длине волны λ; d - среднее расстояние между источником света и фотоприемником; а - крутизна кривой зависимости ослабления от расстояния между источником света и фотоприемником.

12. Способ по п. 11, отличающийся тем, что величина μ_s,λ равна

где h полагают лежащим в интервале от 10^-4 нм^-1 до 10^-3 нм^-1.

13. Способ по п. 11 или 12, отличающийся тем, что этап вычисления насыщения кислородом крови в ткани пациента включает в себя операцию вычисления относительных концентраций оксигемоглобина и дезоксигемоглобина в ткани пациента в соответствии со следующим уравнением:

где c_HbO2 и c_Hb - относительные концентрации соответственно оксигемоглобина и дезоксигемоглобина; μ_а,λn - поглощение, определенное для конкретной длины волны λn в соответствии с вышеприведенным уравнением; c_other - концентрация светопоглотителей иных, нежели гемоглобин и дезоксигемоглобин, которые присутствуют в ткани пациента; и ε_х,λn - коэффициент ослабления света для светопоглощающих компонентов х на конкретной длине волны λn.