CN1042009A - 肝功能检查装置 - Google Patents
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Abstract
一种肝功能检查装置，在特定色素注入前，n次测量与通过生物体内规定光路后得到的脉波信号相对应的△logT1和△logT2。按算式logT1＝α0logT求出α0。根据光源发出的光的大小的辨别输出，在注入特定色素后，响应于从注入开始到规定时间为止生物体组织反射的第一及第二的光强，测出与脉波信号相对应的△logT1、△logT2。从α0和△logT1、△logT2中算出与血液中的特定色素浓度相对应的Cg，利用最小二乘法，求出特定色素的位置K和T分停滞率。
Description
本发明涉及肝功能检查装置。更具体地说本发明涉及把仅在肝脏被选择地吸收、排泄的特定色素注入到血液中，然后测量它的血浆消失率和停滞率，用于检查诊断肝功能的、自动地进行测量处理的肝功能检查装置。
以往的血浆消失率和停滞率的测量方法是把吲哚氰蓝绿（以下称为ICG）作为特定色素，通过取血来测量的方法。
检查者用注射器从被检查者的，例如肝静脉处把ICG静脉注射，在注射后5、10和15分钟取血三次，待血块凝缩之后分离血清，用分光光度计，测量在805nm处的吸光度，从予先得到的测量曲线（对应ICG血中浓度V，S，吸光度）求得5、10、15分钟后血清中的ICG浓度，从该浓度变化能计算出血浆消失率和停滞率。还有，ICG是被生理盐水等溶解的。
此外，在特许公开公报昭60-58649上提出了不用取血，而是把光照射在体表上，测定来自生物体的ICG吸光度高的波长和几乎没有吸光度的波长，通过时间变化（色素消失曲线）求得血浆消失率和停滞率的方法。
可是，以往的取血法必需准确地测量注射后的取血时间，但在实际的检查中，不能高精度地测量时间，且测量操作也是繁杂的。同时，采血还给被检查者精神和肉体上造成大的负担。而且，因为最近广泛采用了数次改变ICG注入量、测量血浆消失率，从而求得RMAX的测量方法，这时的取血达十几次，所以存在着进一步加重被检查者负担的问题。
另外，在上述特许公开公报昭60-58649号和特许公开公报昭61-162934号公开的不进行取血的测量方法中，实际上在把检测器装在生物体上的场合，由于压迫血管造成的血流障碍，以及作为被测量物的生物体的摇动，生物体内的脉动和生物体内血流量的变化（例如，只因手腕上下移动而使血流量发生变化）等的影响，检测输出发生变动，所以不能得到正确的色素消失曲线。
因此，根据此曲线得到的血浆消失率和停滞率也不能说是正确的。此外，作为其它不进行取血的测量方法，虽然在特开昭50-128387号公报中记载了光学式血测量装置，以及在特开昭53-88778号公报中记载了光电血氧计，利用脉波的二个波长的光量变化的峰值及峰值的幅度，来测量血液中的ICG浓度的方法，但是，由于生物体的摇动，不能正确测量出该光量变化幅度，因而不能得到正确的色素消失曲线。
因此，本发明的主要目的是提供一种肝功能检查装置，当检测器安装在生物体上时，该装置能去除血流障碍和生物体摇动，生物体内的脉动，生物体内的血流量变化等人为因素的影响，从而进行正确的测量。
简单地说，本发明是，在把特定色素注入之前，把由光源和光接收元件构成的检测器装在被检查者身上，n次测量与通过生物体组织内规定光路而得到的脉波信号相对应的△logT1和△logT2。对n个△logT1和logT2，用二变量统计计算，根据logT1＝α0logT2这个计算式可求得α0，响应于对各个来自光源的光的大小的辩别输出，在把特定色素注入之后，根据从注入开始到规定时间为止从生物体组织反射的第一及第二光的光强，测量出与脉波信号相对应的△logT1，△logT2。从α0和△logT1、△logT2中计算出与血液中特定色素波度相对应的Cg，利用最小二乘法，在该计算结果的时间变化下计算出模拟曲线的函数，根据这个函数输出特定色素的血浆消失率K和T分停滞率R%的计算结果。
因此，假如按照本发明，则正确的特定色素消失曲线的时间管理变得可能，并能得到正确的数据。另外，不是用从前的取血方法数点采样，而是由消失曲线的多个数据就能求出血浆消失率K和T分停滞率R%，从而提高了数据的可靠性。再者，与以往的改变ICG注入量，三次测量求出血浆消失率K和T分停滞率R%的检测方法相比较，能进一步简化测量方法。此外，也能去除以往存在的当检测器装在生物体上时，血流障碍、生物体的摇动、生物体内的脉动以及生物体内的血流量变化所引起的人为影响，使正确的测量变为可能。因此，是能有效的用于整个未浸入地测量生物体内色素的领域。
在本发明的最佳实施例中，当设通过生物体组织内规定光路的第一及第二光的光强的与脉波信号相对应的值为△logT1和△logT2时，设计算值为Cg（T），m次测量△logT1和△logT2，对这m×2个（数据），利用△logT1＝α（t）·△logT2的二变量统计计算求得α（t），Cg（t）＝β（α（t）-α0）也被求出。
另外，在本发明的最佳实施例中，被计算的模拟曲线的函数Cg的表达式是：Cg＝A·eBt
（这里，Cg：计算值，t：注入特定色素后经过的时间（分），A，B：常数），设用注入后经过的时间T分来特征地表示特定色素被肝脏的吸收，则可根据K＝-B，R%＝eBt，求出血浆消失率K和T分停滞率R%
图1是本发明的一个实施例的概略方框图。
图2表示了照射到生物体上的入射光和透射光。
图3表示了与脉波相对应的光量变化。
图4把△logT1和△logT2的变化表示在X，Y座标上。
图5和图6是说明本发明的一个实施例的具体动作的流程图。
图7是表示与脉波相对应的电压的波形图。
图8表示了ICG消失曲线的一个例子。
图2表示了照射到生物体组织上的入射光和透射光，图3表示了与脉波相对应的光量变化，图4把△logT1和△logT2的变化表示在X，Y座标上。
首先参看图2至图4，就本发明的原理进行说明。如图2所示，把入射光Iin照射到生物体上，设它的透射光为It时，吸光度A用A＝logIt/Iin来表示。这里，生物体如图2所示由组织层和血液层构成，而血液层由动脉和静脉构成。动脉层随着心脏的脉动（脉波），它的厚度只变化了△D0根据这一变化，透射光量It也发生变化，因而吸光度A也同样只变化△A。这里，设
△A＝△logIt……（1）
在此，设对特定色素吸收大的波长λ1和不吸收的波长λ2的脉波的吸光量变化分别为△A1，△A2，则：
△A1＝（E1B·CB+E1g·Cg）·△D……（2）
△A2＝E2B·CB·△D……（3）
这里，EiB：在波长λi下的血液吸光系数，
Eig：在波长λi下的ICG吸光系数，
CB：血液浓度
Cg：特定色素浓度
△D：血液层的厚度变化
这里，设血液的氧气饱和度是一定的，则
E1B·CB·△D＝α0（E2B·CB·△D）……（4）
因而上述第（2）式变为：
△A1＝K·△A2+E1 g·Cg·△D……（5）
根据此式则有：
Cg＝（△A1/△A2-α0）·E2B/E1g·EB……（6）
这里，E2B/E1g是已知的一个常量，CB作为血液浓度被认为是一定的。此外，因为在特定色素注入之前第（2）式被表示成
△A1＝E1B·CB·△D ……（7）
则K最好根据△A1和△A2的关系决定。
因此，假如求得特定色素注入后的△A1/△A2，就能求出血液中的特定色素浓度Cg。这里，设波长λ1和λ2的透射光量为T1，T2，设由于△D引起的变化分量为△T1，△T2，根据第（1）式则有：
△A1/△A2＝△logT1/△logT2＝α……（8）
因此，最好在特定色素注入前求出第（8）式作为α，特定色素注入后求出第（8）式，再根据第（6）式求出Cg。这里，在上述特开昭53-88778号公报记载的光电血氧计等中，对于△logT1和△logT2，如图3所示，用与脉波相对应的光量变化的峰值和峰值差作为△logT1。但是，实际上，这里只能对应于心跳周期取样，该△logT1是经数次测量，平均求出的。
可是，在本发明中，不是取峰值和峰值的差，而是如图4所示那样，把△logT1取在Y轴上，而把△logT2取在X轴上，移动座标，则各测量值的变化如图4所示，在特定特素注入之前，用具有斜率的直线a来表示。该斜率为第（6）式所表示的α0接下来，一旦注入特定色素，λ1的吸光发生变化，形成如a那样与脉波相对应的波形，斜率变化形成b那样的直线，该斜率α在第（6）式中即为△A1/△A2。
因而，如果增加△logT1、△logT2的测量次数，就能算出高精度的斜率K（t），因而能够不依赖心跳周期而快速地获得特定色素的浓度变化。
下面，说明这种方法的实施例。
图1是本发明的一个实施例的概略方框图。在图1中，肝功能检查装置由检测器30和测量处理部31构成。检测器30包含第一光源3，第二光源4和光接收元件6。第一光源3和第二光源4分别产生对特定色素吸光度大的波长为λ1的和没有吸光度的波长为λ2的光脉冲。光接收元件6接收由光源3、4发出的照射生物组织5，并通过规定光路内的光。另外，为使光源3，4各自以脉冲动作轮流地发光，根据来自测量处理部31中的CPU1的指令，由计时电路2控制。
测量处理部31包含作为计算手段的CPU1。如前所述，CPU1通过计时电路2给光源3、4规定的脉冲。第一光源3和第二光源4发出的光通过生物体组织5中规定的光路，入射到光接收元件6上。从光接收元件6中产生的电流通过放大器7进行电流-电压转换及放大。放大了的信号被送到对数转换器8中并进行对数转换（log转换），然后被送到采样保持电路9中，并被分离成波长λ1和λ2信号。分离了的波长λ1和λ2信号被分别送到高通滤波器10、11中。这些信号具有脉波成份，以及包含静脉血等的血流量变化的很大的蛇行成份。因此，用高通滤波器10、11除去这些成份并只输出脉动成份，然后通过放大器12、13送到A/D转换器14中。放大器12、13根据来自CPU1的控制信号来控制改变它的放大率。A/D转换器14把输入的信号转换成数字信号后送给CPU1。CPU1把这个数字信号存储在RAM16中。
另外，CPU1与ROM15、RAM16、显示部17、打印部18和操作部19相连接。ROM15存储下述图5和图6流程图所示的程序。操作部19包含起动键20和打印键21。起动键20给出测量模式开始的指令，打印键21给出把检查结果打印输出到打印部件18上的指令。
图5和图6是说明本发明的一个实施例的具体动作流程图，图7表示与脉波相对应的电压的波形图，图8表示用ICG作为特定色素时ICG消失曲线的一个例子。
下面，参照图1，图5至图8，说明本发明的一个实施例的具体动作。在把ICG作为特定色素的情况下进行叙述。首先，在图5所示的步骤（图中简写为SP）SP1中，装置起动后，进行光亮调整。也就是说，CPU1把指令送到计时电路2，分别调整光源3、4的驱动电流，调整到光接收元件6的输出达到规定的水平。
由光源3、4发出的光通过生物体组织5内规室的光路入射到光接收元件6上，由光接收元件6产生的电流利用放大器7进行电流-电压转换并同时被放大，成为图7所示的VPD那样的输出。此信号被送给对数转换器8进行log转换，并利用采样保持电路9分离成波长λ1和λ2的信号。这些信号分别成为图7所示的logT1和lolT2信号。这些信号具有脉波成分以及包含静脉血等的血液量变化的很大的蛇形成份，此蛇形成分被高通滤波器10、11除去，如图7所示的△logT1、△logT2那样，仅有脉动成分被取出。
接下来，在步骤SP2中，CPU1控制放大器12、13的放大率，将与图7所示的△logT1，△logT2的脉波相对应的电压峰值和峰值的幅度放大到某一水平。然后在步骤SP3中，CPU1计算出α0。具体的SP3如图6所示，在步骤SP31中，对△logT1和△logT2信号n次取样之后，在步骤SP32中，利用2×n个数据和计算式△logT1（i）＝α·logT2（i），就i＝1～n进行回归分析并计算出α，把这个α作为α0存储在RAM16中。
接着，在步骤SP4中，CPU1在显示部17上显示例如“ICG注入”那样的指示画面。这时，操作者进行把ICG注入到生物体静脉中的准备，在ICG注入的同时按下操作部19上的起动键20。这里，在步骤SP5中，CPU1等待起动键20的输入，一旦起动键20被操作，就进行T分钟间的血液中ICG浓度Cg的计算。这里计算血液中ICG浓度Cg，是根据上述图6所示的流程图，求出某一时间t的α，把这个α作为△A1/△A2，从上述第（6）式中求出Cg。这个Cg数据描绘了如图8所示的ICG消失曲线，这些数据中，对于时间T1～T2（0＜T1＜T2＜T）之间的数据。
通过Cg（I）＝AeBt，t＝TS/（n-1）（分）的模拟曲线，利用最小二乘法就能求出常量A，B。
接着，在步骤SP7中，CPU1进行血浆消失率K＝-B，T分停滞率R%＝eBT的计算以求出K，R。
然后，在步骤SP8中，CPU1在显示部17上显示如图8所示那样的消失曲线和K，R值的同时，在打印部18上打印输出。
进而，用根据本发明得到的K值，也可以扩展到求得各种ICG投入量下的K值，用以测量Rmax的装置。
如上所述，按照本发明的实施例，用规定的电平把对特定色素吸收大的波长的光脉冲和不被吸收的波长的光脉冲照射到生物体组织上，检测通过生物体组织内规定光路的光脉冲，在根据该输出注入特定色素后，根据从注入开始到规定时间为止的光接受输出，用规定的计算式求出特定色素的血浆消失率和停滞率，然后输出，因此，使正确的特定色素消失曲线的时间管理变得可能并且能得到正确的数据。
而且，与以往的改变ICG注入量，进行数次测量以求出血浆消失率和停滞率的检查方法相比较，可更加简化测量方法。
同时，也能去除以往存在的问题-当检测器装在生物体上时，由于血流障碍，生物体的摇动，生物体内的脉动及生物体内的血流路的变化所造成的人为影响，使正确的测量变为可能。因此，是能有效的用于全部未侵入地测量生物体内色素的领域。
此外，本发明不仅能适用于肝功能检查装置，而且也能应用于利用脉波测量生物体内的色素浓度变化的装置，例如脉冲光电血氧计等。
Claims (3)
1、一种用于检查肝功能的肝功能检查装置，它包括：
把被特定色素吸光的第一波长的光和不被吸收的第二波长的光照射到生物体组织上的光源手段(3，4)，所说的特定色素被注入到生物体组织的血液中并且在肝脏被吸收及排泄；
探测所说光源手段发出的通过所说生物体组织内规定光路的光的光接收手段(6)；
响应于被所说的光接收手段接收的信号，辨别来自所说的光源手段的第一及第二种光的大小的辩别手段(SP1)；
在把所说特定色素注入之前，由所说的光源手段和所说的光接收手段构成的检测器被安装在被检查者身体上，为使通过所说的生物体组织内规定光路的光强在规定的范围内，设定由所说光源手段发射的第一及第二种光的水平的设定手段(SP1)；
在所说的特定色素注入之前，把通过所说生物体组织内规定光路的光的光强T1、T2进行对数转换，并只取出与脉波信号相对应的△logT1，△logT2，把这个△logT1、△logT2的最大最小幅度设定在规定的范围内的设定手段(SP2)；
用于告知注入所说的特定色素的计时的手段(SP4)；
在把所说的特定色素注入之前，把由所说的光源手段和所说的光接收手段构成的检测器安装在被检查者身体上，n次测量与通过所说生物体组织内规定光路后得到的脉波信号相对应的△logT1和△logT2，利用对△logT1和△logT2的n个数据进行的变量统计计算，基于logT1=a0logT2的计算式求出a0，以响应于所说辨别手段的输出，在所说特定色素被注入后，根据从注入开始到规定时间为止所说生物体组织反射的第一及第二光的光强，测量与脉波信号相对应的△logT1、△logT2，从所说的a0和△logT1，△logT2中计算出与血液中特定色素浓度相对应的Cg，在它的计算结果的时间变化中利用最小二乘法计算出模拟曲线的函数，根据该函数求出所说特定色素的血浆消失率K和T分停滞率R%的计算手段(SP3～SP8)；以及
输出所说计算手段的计算结果的输出手段(17、18)
2、按照权利要求1所述的肝功能检查装置，其中所说的计算手段包括：
把要通过所说生物体组织内规定光路的第一及第二光的光强的与脉波信号相对应的值定为△logT1和△logT2时，设计算值为Cg（t），m次测量△logT1和△logT2，就这m×2个数据，根据△logT1＝α（t）·△logT2的二变量统计计算，求出α（t），最后求出Cg（t）＝β（α（t）-α0）（这里β为常数）的手段。
3、按照权利要求1所述的肝功能检查装置，它包括：
由所说计算手段算出的模拟曲线的函数Cg
Cg＝A·eBt
（这里：Cg：计算值，t：注入特定色素后所经过的时间（分），A，B：常量）
设用注入后经过的时间T分钟来特征地表示特定色素被肝脏的吸收，根据
K＝-B，R%＝eBt求出血浆消失率K及T分停滞率的手段。
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