JP2012223451A - 濃度測定装置及び濃度測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断することが可能な濃度測定装置及び濃度測定方法を提供する。
【解決手段】濃度測定装置１は、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の総ヘモグロビン濃度及び／又は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）を測定する装置であって、頭部に測定光を入射する光入射部２１と、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部２２と、この検出信号に基づいて、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）を求め、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分をフィルタ処理によって除去するＣＰＵ１４とを備える。
【選択図】図３

Description

本発明は、濃度測定装置及び濃度測定方法に関するものである。

生体内でのヘモグロビンの濃度情報を非侵襲的に測定する装置として、例えば特許文献１に記載されたものがある。この装置では、生体内に光が入射された後、複数のフォトダイオードのそれぞれにおいて生体内を散乱した光が検出される。そして、これらの検出光の強度に基づいて、光入射点からの距離方向に対する検出光量の変化率が演算される。この検出光量の変化率と光吸収係数との所定の関係に基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度が演算される。また、検出光量の変化率の時間変化と光吸収係数の時間変化との所定の関係に基づいて、酸素化ヘモグロビン（Ｏ_２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）及び総ヘモグロビン（ｃＨｂ）それぞれの濃度変化が算出される。

特開平７−２５５７０９号公報

鈴木進ほか、"Tissue oxygenation monitor using NIR spatially resolved spectroscopy"、Proceedings of SPIE 3597、pp.582-592

近年の救急救命分野における主要な対象患者は、病院外での心肺停止者である。病院外での心肺停止者は年間１０万人を超えており、これらの患者の救命は大きな社会的要請となっている。病院外での心肺停止者に対する必須の処置は、人工呼吸と併用して行われる胸骨圧迫である。胸骨圧迫とは、胸骨の下半分を他者の手で周期的に圧迫することにより、停止している心臓に人工的な拍動を与える行為である。胸骨圧迫の主要な目的は、心肺停止者の脳へ血液酸素を供給することである。したがって、胸骨圧迫が適切に行われているか否かは、心肺停止者の生死を大きく左右する。故に、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断するための有用な方法や装置が望まれている。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断することが可能な濃度測定装置及び濃度測定方法を提供することを目的とする。

上述した課題を解決するために、本発明による濃度測定装置は、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を測定する濃度測定装置であって、頭部に測定光を入射する光入射部と、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部と、検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算部とを備えることを特徴とする。

また、本発明による濃度測定方法は、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を測定する濃度測定方法であって、頭部に測定光を入射する光入射ステップと、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出ステップと、検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算ステップとを備えることを特徴とする。

本発明者は、頭部の総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量を、近赤外光による濃度測定装置を用いて、心拍周波数より十分速い周波数で測定した。その結果、胸骨圧迫において、胸骨を周期的に圧迫する毎に、頭部の内部（すなわち脳）の総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度に一定の変化が生じていることを見出した。この現象は、胸骨圧迫により脳内の血流が増加することに起因すると考えられ、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを判断するための客観的な材料になり得る。しかしながら、このような胸骨圧迫に起因する濃度変化の振幅（例えば１μｍｏｌ程度）は、健常者の通常活動状態あるいは心肺停止者に各種の処置が行われている状態において生じる、更に長周期の変化の振幅（通常、数μｍｏｌ以上）と比較してごく僅かである。したがって、総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度に相当する値を単純に測定したのでは、胸骨圧迫による変動を観察することが極めて難しくなる。

そこで、上述した濃度測定装置および濃度測定方法では、演算部若しくは演算ステップにおいて、総ヘモグロビン濃度及び／又は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求めるとともに、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去している。通常、胸骨圧迫に起因する濃度変化の周期（すなわち胸骨圧迫の際の好ましい圧迫周期）は、心肺停止者に各種の処置が行われている状態における主要な濃度変化の周期より短い。したがって、上述した濃度測定装置および濃度測定方法のように、測定された相対変化量から小さな周波数成分（すなわち長周期成分）を除去することにより、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。そして、この情報に基づいて、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを施行者が客観的に判断することができる。これにより、施行者がより適切な胸骨圧迫を施行若しくは維持することが可能となる。なお、上述した濃度測定装置および濃度測定方法において、「所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理」とは、所定周波数より小さい周波数成分の割合を、胸骨圧迫に起因する周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで小さくする処理をいい、所定周波数より小さい周波数成分を完全に除去するような処理に限られるものではない。

また、濃度測定装置及び濃度測定方法は、相対変化量の算出周期が０．２秒以下であることを特徴としてもよい。一般的に、胸骨圧迫の好適な周期は１分間に１００回程度（すなわち０．６秒に１回）もしくはそれ以上といわれている。そして、相対変化量の算出周期がその３分の１以下であれば、胸部圧迫に起因する濃度変化を検出することができる。すなわち、相対変化量の算出周期が０．２秒以下であることによって、胸部圧迫に起因する濃度変化を好適に検出することができる。

また、濃度測定装置及び濃度測定方法は、所定周波数が１．６６Ｈｚ以下であることを特徴としてもよい。これにより、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。

また、濃度測定装置は、演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、演算部が、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ２）との比（Ａ２／Ａ１）に関する第１の情報を求め、表示部が、第１の情報を表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ２）との比（Ａ２／Ａ１）に関する第１の情報を求め、第１の情報を表示することを特徴としてもよい。これらによって、表示された第１の情報を施行者が参照して、脳内に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率を知ることができ、人工呼吸の必要性を好適に判断することが可能となる。

また、濃度測定装置は、演算部が、比（Ａ２／Ａ１）が所定の閾値より小さい場合に、警告音の出力及び表示部に対する警告表示の指示のうち少なくとも一方を行うことを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、比（Ａ２／Ａ１）が所定の閾値より小さい場合に、警告音の出力及び警告表示のうち少なくとも一方を行うことを特徴としてもよい。これらによって、脳内に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率が低下していることをより確実に施行者に知らせることができる。

また、濃度測定装置は、演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、演算部は、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ１）、及び酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を求め、表示部は、積分値（Ｉ１）及び積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ１）、及び酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を求め、積分値（Ｉ１）及び積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を表示することを特徴としてもよい。これらによって、表示された値を施行者が参照して、胸骨の圧迫強度が適切か否かを判断することが可能となる。

また、濃度測定装置は、演算部が、積分値（Ｉ１）及び積分値（Ｉ２）の双方を求めたのち、積分値（Ｉ１）と積分値（Ｉ２）との比（Ｉ２／Ｉ１）に関する第２の情報を更に求め、表示部は、第２の情報を更に表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、積分値（Ｉ１）及び積分値（Ｉ２）の双方を求めたのち、積分値（Ｉ１）と積分値（Ｉ２）との比（Ｉ２／Ｉ１）に関する第２の情報を更に求め、第２の情報を更に表示することを特徴としてもよい。これらによって、表示された第２の情報を施行者が参照して、脳内に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率を知ることができ、人工呼吸の必要性を好適に判断することが可能となる。

また、濃度測定装置は、演算部が、比（Ｉ２／Ｉ１）が所定の閾値より小さい場合に、警告音の出力及び表示部に対する警告表示の指示のうち少なくとも一方を行うことを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、比（Ｉ２／Ｉ１）が所定の閾値より小さい場合に、警告音の出力及び警告表示のうち少なくとも一方を行うことを特徴としてもよい。これらによって、脳内に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率が低下していることをより確実に施行者に知らせることができる。

また、濃度測定装置は、演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、演算部が、フィルタ処理後における総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）を求め、表示部が、振幅（Ａ１）の数値を表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、フィルタ処理後における総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）を求め、振幅（Ａ１）の数値を表示することを特徴としてもよい。これらによって、表示された数値を施行者が参照して、脳内に送り込まれる血液量を知ることができ、胸骨の圧迫強度が十分か否かを好適に判断することが可能となる。

また、濃度測定装置は、演算部が、振幅（Ａ１）の数値が所定値以上となる毎に音を出力することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、振幅（Ａ１）の数値が所定値以上となる毎に音を出力することを特徴としてもよい。これらによって、脳内に送り込まれる血液量が不足していることをより確実に施行者に知らせることができる。

また、濃度測定装置は、演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、演算部が、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、表示部が、フィルタ処理後における、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、総ヘモグロビン濃度に含まれる脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを色分けしてグラフ表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、フィルタ処理後における、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、総ヘモグロビン濃度に含まれる脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを色分けしてグラフ表示することを特徴としてもよい。これらによって、表示された情報を施行者が参照して、脳内に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率を視覚的且つ直感的に認識することができ、人工呼吸の必要性をより素早く判断することができる。

また、濃度測定装置は、演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、演算部が、フィルタ処理後における相対変化量の変動周波数に関する第３の情報を算出し、表示部が、第３の情報を表示することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、フィルタ処理後の相対変化量の変動周波数に関する第３の情報を算出し、第３の情報を表示することを特徴としてもよい。これらによって、現在の胸骨圧迫の周波数（周期）を施行者に知らせて、適切な周波数（周期）に近づけるよう促すことができる。

また、濃度測定装置は、演算部が、相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分をデジタルフィルタによって除去することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、時間的な相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分をデジタルフィルタによって除去することを特徴としてもよい。これらによって、測定された相対変化量から長周期成分を好適に除去し、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を精度良く抽出することができる。

また、濃度測定装置は、演算部が、相対変化量の時間変化を平滑化したデータを算出し、該データを相対変化量から差し引くことによって、相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、時間的な相対変化量の時間変化を平滑化したデータを算出し、該データを時間的な相対変化量から差し引くことによって、時間的な相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴としてもよい。これらによって、測定された相対変化量から長周期成分を好適に除去し、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を精度良く抽出することができる。

また、濃度測定装置は、演算部が、相対変化量の時間変化における極大値および極小値の少なくとも一方を求め、該極大値および該極小値の少なくとも一方に基づいて、相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、時間的な相対変化量の時間変化における極大値および極小値の少なくとも一方を求め、該極大値および該極小値の少なくとも一方に基づいて、時間的な相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴としてもよい。これらによって、測定された相対変化量から長周期成分を好適に除去し、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を精度良く抽出することができる。

本発明による濃度測定装置及び濃度測定方法によれば、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断することができる。

本発明の一実施形態に係る濃度測定装置の概念図である。 （ａ）プローブの構成を示す平面図である。（ｂ）（ａ）のII−II線に沿った側断面図である。 濃度測定装置の構成例を示すブロック図である。 一実施形態による濃度測定方法を示すフローチャートである。 （ａ）波長λ_１〜λ_３のレーザ光の入射タイミングを示す図である。（ｂ）Ａ／Ｄ変換回路からのデジタル信号の出力タイミングを示す図である。 デジタルフィルタのフィルタ特性を示すグラフである。 図６に示される特性を有するデジタルフィルタを用いて、酸素化ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。 平滑化によるフィルタ処理を用いて、総ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。 変動の極大部分や極小部分を一定に揃えるフィルタ処理の概念を説明するための図である。 表示部における表示画面の例を示す図である。

以下、添付図面を参照しながら本発明による濃度測定装置及び濃度測定方法の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。

図１は、本発明の一実施形態に係る濃度測定装置１の概念図である。この濃度測定装置１は、心肺停止者５０に対する胸骨圧迫（図中の矢印Ａ）が適正に行われているか否かについての客観的な判断材料を提供するために、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部５１の総ヘモグロビン（ｃＨｂ）濃度、酸素化ヘモグロビン（Ｏ_２Ｈｂ）濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）濃度それぞれの、初期量からの時間的な変動（相対変化量）を測定し、その測定結果を表示部１５に表示して、胸骨圧迫を行っている者に知らせるものである。濃度測定装置１は、頭部５１に固定されたプローブ２０から所定の光入射位置に所定波長（λ_１、λ_２、λ_３）の光を入射し、頭部５１における所定の光検出位置から出射される光の強度を検出することにより、酸素化ヘモグロビン（Ｏ_２Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）による光への影響を調べ、これに基づいて酸素化ヘモグロビン（Ｏ_２Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）の時間的な相対変化量を繰り返し算出する。また、その算出結果である時系列データに対してフィルタ処理を施し、低周波数成分を除去することによって、胸骨圧迫の繰り返しに起因する短周期の時間変動分を抽出し、その時間変動分を可視的に表示する。なお、所定波長の光としては、例えば近赤外光が用いられる。

図２（ａ）は、プローブ２０の構成を示す平面図である。また、図２（ｂ）は、図２（ａ）のII−II線に沿った側断面図である。プローブ２０は、光入射部２１と光検出部２２とを有している。光入射部２１と光検出部２２とは、互いに例えば５ｃｍの間隔をあけて配置され、柔軟な黒色のシリコンゴム製のホルダー２３によって実質的に一体化されている。なお、この間隔は、概略３〜４ｃｍ以上あれば良い。

光入射部２１は、光ファイバー２４とプリズム２５とから成り、濃度測定装置１の本体部１０から伝送される測定光を、頭部の皮層に対してほぼ垂直に入射する構造となっている。測定光は、例えばパルス状のレーザ光であり、本体部１０から送られる。

光検出部２２は、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、測定光の強度に応じた検出信号を生成する。光検出部２２は、例えば一次元の光センサであり、光入射部２１からの距離方向に並べられたＮ個のアレイ状の光検出素子２６を有している。また、光検出部２２は、光検出素子２６から出力される光電流を積分し、増幅するプリアンプ部２７を更に有している。これにより、微弱な信号を感度良く検出して検出信号を生成し、この信号を本体部１０へケーブル２８を介して伝送することができる。なお、光検出部２２は二次元の光センサであってもよく、また、電荷結合素子（ＣＣＤ）によって構成されてもよい。プローブ２０は、例えば毛髪の無い前額部に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定される。

図３は、濃度測定装置１の構成例を示すブロック図である。図３に示された濃度測定装置１は、上述したプローブ２０に加えて、本体部１０を備えている。本体部１０は、発光部１１、サンプルホールド回路１２、Ａ／Ｄ変換回路１３、ＣＰＵ１４、表示部１５、ＲＯＭ１６、ＲＡＭ１７、及びデータバス１８を備えている。

発光部１１は、レーザダイオードおよび該レーザダイオードを駆動する回路によって構成されている。発光部１１は、データバス１８に電気的に接続されており、同じくデータバス１８に電気的に接続されているＣＰＵ１４からレーザダイオードの駆動を指示するための指示信号を受ける。指示信号には、レーザダイオードから出力されるレーザ光の光強度や波長（例えば波長λ_１、λ_２、λ_３のうちいずれかの波長）などの情報が含まれている。発光部１１は、ＣＰＵ１４から受けた指示信号に基づいてレーザダイオードを駆動し、光ファイバー２４を介してプローブ２０へレーザ光を出力する。なお、発光部１１の発光素子はレーザダイオードでなくてもよく、近赤外領域の複数波長の光を順次出力できるものであればよい。また、光入射部２１として、プローブ２０に内臓させたＬＥＤなどの発光ダイオードを用いてもよい。

サンプルホールド回路１２及びＡ／Ｄ変換回路１３は、プローブ２０からケーブル２８を介して伝送される検出信号を入力してこれを保持し、デジタル信号化を行ってＣＰＵ１４に出力する。サンプルホールド回路１２は、Ｎ個の検出信号の値を同時に保持（ホールド）する。サンプルホールド回路１２は、データバス１８に電気的に接続されており、検出信号を保持するタイミングを示すサンプル信号をＣＰＵ１４からデータバス１８を介して受け取る。サンプルホールド回路１２は、サンプル信号を受けると、プローブ２０から入力されたＮ個の検出信号を同時に保持する。サンプルホールド回路１２は、Ａ／Ｄ変換回路１３に電気的に接続されており、保持したＮ個の検出信号それぞれをＡ／Ｄ変換回路１３へ出力する。

Ａ／Ｄ変換回路１３は、検出信号をアナログ信号からデジタル信号に変換するための手段である。Ａ／Ｄ変換回路１３は、サンプルホールド回路１２から受けたＮ個の検出信号を順にデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄ変換回路１３は、データバス１８に電気的に接続されており、変換した検出信号をデータバス１８を介してＣＰＵ１４へ出力する。

ＣＰＵ１４は、本実施形態における演算部であり、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号に基づいて、頭部の内部に含まれる酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）、及びこれらの和である総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）のうち必要なものを演算する。更に、ＣＰＵ１４は、これらの時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に対してフィルタ処理を施し、これらに含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することにより、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を抽出する。ＣＰＵ１４は、このような処理を行ったのち、その結果をデータバス１８を介して表示部１５へ送る。なお、検出信号に基づく時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の演算方法やフィルタ処理の方法については後述する。表示部１５は、データバス１８に電気的に接続されており、データバス１８を介してＣＰＵ１４から送られた結果を表示する。

次に、濃度測定装置１の動作を説明する。併せて、本実施形態による濃度測定方法について説明する。図４は、本実施形態による濃度測定方法を示すフローチャートである。

まず、発光部１１は、ＣＰＵ１４からの指示信号に基づいて、波長λ_１〜λ_３のレーザ光を順次出力する。これらのレーザ光は、光ファイバ２４を伝搬して額部の光入射位置に達し、光入射位置から頭部内へ入射する（光入射ステップ、Ｓ１１）。頭部内に入射されたレーザ光は、頭部内において散乱するとともに被測定成分に吸収されながら伝搬し、一部の光が額部の光検出位置に達する。光検出位置に達したレーザ光は、Ｎ個の光検出素子２６によって検出される（光検出ステップ、Ｓ１２）。各光検出素子２６は、検出したレーザ光の強度に応じた光電流を生成する。これらの光電流は、プリアンプ部２７によって電圧信号（検出信号）に変換され、これらの電圧信号は本体部１０のサンプルホールド回路１２に送られて保持されたのち、Ａ／Ｄ変換回路１３によってデジタル信号に変換される。

ここで、図５（ａ）は、波長λ_１〜λ_３のレーザ光の入射タイミングを示す図であり、図５（ｂ）は、Ａ／Ｄ変換回路１３からのデジタル信号の出力タイミングを示す図である。図５に示されるように、波長λ_１のレーザ光が入射すると、Ｎ個の光検出素子２６に対応するＮ個のデジタル信号Ｄ_１（１）〜Ｄ_１（Ｎ）が順次得られる。続いて、波長λ_２のレーザ光が入射すると、Ｎ個の光検出素子２６に対応するＮ個のデジタル信号Ｄ_２（１）〜Ｄ_２（Ｎ）が順次得られる。このようにして、Ａ／Ｄ変換回路１３からは（５×Ｎ）個のデジタル信号Ｄ_１（１）〜Ｄ_５（Ｎ）が出力される。

続いて、演算部１４が、デジタル信号Ｄ（１）〜Ｄ（Ｎ）に基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）を算出する。また、演算部１４は、デジタル信号Ｄ（１）〜Ｄ（Ｎ）の中から少なくとも１つのデジタル信号を用いて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）、及びこれらの和である総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）を演算する（演算ステップ、ステップＳ１３）。そして、これらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に含まれる周波数成分のうち、所定周波数より小さい周波数成分をフィルタ処理によって除去する（演算ステップ、Ｓ１４）。フィルタ処理後のこれらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）は、表示部１５に表示される（ステップＳ１５）。本実施形態における濃度測定装置１および濃度測定方法では、上述したステップＳ１１〜Ｓ１５が繰り返される。

ここで、演算ステップＳ１３及びＳ１４における、演算部１４による上記演算について詳細に説明する。

或る光検出位置において、時刻Ｔ_０におけるレーザ光波長λ_１〜λ_３それぞれに応じた検出信号の値をＤ_λ１（Ｔ_０）〜Ｄ_λ３（Ｔ_０）、同じく時刻Ｔ_１における値をＤ_λ１（Ｔ_１）〜Ｄ_λ３（Ｔ_１）とすると、時刻Ｔ_０〜Ｔ_１における検出光強度の変化量は、次の（１）〜（３）式のように表される。



ただし、（１）〜（３）式において、ΔＯＤ_１（Ｔ_１）は波長λ_１の検出光強度の時間的変化量、ΔＯＤ_２（Ｔ_１）は波長λ_２の検出光強度の変化量、ΔＯＤ_３（Ｔ_１）は波長λ_３の検出光強度の時間的変化量である。

また、時刻Ｔ_０から時刻Ｔ_１までの間における酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の時間的相対変化量をそれぞれΔＯ_２Ｈｂ（Ｔ_１）及びΔＨＨｂ（Ｔ_１）とすると、これらは次の（４）式によって求めることができる。

ただし、（４）式において、係数ａ１１〜ａ２３は、波長λ_１、λ_２、及びλ_３の光に対するＯ_２Ｈｂ及びＨＨｂの吸光係数から求まる定数である。また、頭部内の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量ΔｃＨｂ（Ｔ_１）は、次の（５）式によって求めることができる。

ＣＰＵ１４は、Ｎ個の光検出位置の中の１つの検出信号について上記の演算を行い、酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、及び総ヘモグロビン濃度の各時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を算出する。更に、ＣＰＵ１４は、こうして算出した時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に対して、例えば以下に示される何れかのフィルタ処理を行う。

（１）デジタルフィルタによるフィルタ処理
所定の周期で得られた、時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に関するデータ列をＸ（ｎ）とする。但し、ｎは整数である。このデータ列Ｘ（ｎ）に対し、ｎ＝０を時間中心として、例えば以下のフィルタ係数Ａ（ｎ）を各データに乗ずることによって、非巡回型の線形位相デジタルフィルタが実現される。
Ａ（０）＝３／４
Ａ（３）＝Ａ（−３）＝−１／６
Ａ（６）＝Ａ（−６）＝−１／８
Ａ（９）＝Ａ（−９）＝−１／１２

更に詳細に説明すると、データ列Ｘ（ｎ）の遅延演算子は、次の（６）式によって表される。なお、ｆは時間周波数である（単位は１／ｓｅｃ）。また、ωは角周波数であり、ω＝２πｆである。なお、Ｔはデータ列Ｘ（ｎ）が得られる周期であり、毎分１５０回（２．５Ｈｚ）程度までの変動波形を測定する為に、例えば１／２０秒といった周期に設定される。

このとき、上述したフィルタ係数Ａ（ｎ）を用いた場合のデジタルフィルタ特性は、次の（７）式によって記述される。

このように、デジタルフィルタは、データ列Ｘ（ｎ）と対応する各係数との積和演算によって表される。そして、この（７）式の時間周波数ｆを、毎分での時間周波数Ｆ（単位は１／ｍｉｎ）に変換すると、次の（８）式が求められる。

図６は、このＲ（Ｆ）をグラフ表示したものであり、デジタルフィルタのフィルタ特性を示している。図６において、横軸は１分間あたりの心拍数であり、縦軸はＲ（Ｆ）の値である。また、図７は、図６に示されるデジタルフィルタを用いて、酸素化ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し（低減し）、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。なお、図７において、グラフＧ３１はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）を示しており、グラフＧ３２はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）に含まれる長周期成分（所定周波数より小さい周波数成分）を示しており、グラフＧ３３はフィルタ処理後の相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）を示している。図７に示されるように、上述したデジタルフィルタによって、自発心拍や胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。

（２）平滑演算（最小２乗誤差カーブフィッティング）によるフィルタ処理
上述したデータ列Ｘ（ｎ）においてｎ＝０を時間中心とし、その前後の所定時間（例えば３秒間、５拍分）の間に得られたデータ列Ｘ（ｎ）に対して、高次関数（例えば４次関数）を用いた最小２乗誤差カーブフィッティングを行う。そして、得られた高次関数の定数項を、ｎ＝０における平滑成分（所定周波数より小さい周波数成分）と見なす。すなわち、この平滑化された周波数成分を元のデータＸ（０）から差し引くことによって、相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を分離・抽出することができる。

図８は、このようなフィルタ処理を用いて、総ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し（低減し）、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。なお、図８において、グラフＧ４１はフィルタ処理前の相対変化量（ΔｃＨｂ）を示しており、グラフＧ４２はフィルタ処理前の相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる長周期成分（所定周波数より小さい周波数成分）を示しており、グラフＧ４３はフィルタ処理後の相対変化量（ΔｃＨｂ）を示しており、グラフＧ４４はフィルタ処理後の相対変化量（ΔｃＨｂ）における５秒間の平均振幅を示している。図８に示されるように、上述した平滑演算によるフィルタ処理によって、自発心拍や胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。

（３）変動の極大部分や極小部分を一定に揃えるフィルタ処理
図９（ａ）及び図９（ｂ）は、本フィルタ処理の概念を説明するための図である。このフィルタ処理では、例えば相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）の時間変化における極大値を求め、図９（ａ）に示されるように、この時間変化グラフＧ５１の極大値Ｐ１を一定値と見なすことにより、相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）に含まれる所定周波数より小さい周波数成分を除去する。或いは、例えば相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）の時間変化における極小値を求め、図９（ｂ）に示されるように、この時間変化グラフＧ５１の極小値Ｐ２を一定値と見なすことにより、相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）に含まれる所定周波数より小さい周波数成分を除去する。このように、極大値Ｐ１及び／又は極小値Ｐ２を一定値に近づけることによって、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。

以上の構成を備える本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法による効果について、以下に説明する。先述した解決課題に鑑み、本発明者は、頭部の総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）を、近赤外光による濃度測定装置を用いて、心拍周波数より十分速い周波数で測定した。その結果、胸骨圧迫において、胸骨を周期的に圧迫する毎に、頭部の内部（すなわち脳）の総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度に一定の変化が生じていることを見出した。この現象は、胸骨圧迫により脳内の血流が増加することに起因すると考えられ、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを判断するための客観的な材料になり得る。しかしながら、このような胸骨圧迫に起因する濃度変化の振幅（例えば１μｍｏｌ程度）は、健常者の通常の活動状態あるいは心肺停止者に各種の処置が行われている状態において生じる、更に長周期の変化の振幅（通常、数μｍｏｌ以上）と比較してごく僅かである。したがって、総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度に相当する値を単純に測定したのでは、胸骨圧迫による変動を観察することが極めて難しくなる。

そこで、本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法では、演算ステップＳ１３において、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）をＣＰＵ１４が求めるとともに、該相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去する。通常、胸骨圧迫に起因する濃度変化の周期（すなわち胸骨圧迫の際の好ましい圧迫周期）は、心肺停止者に各種の処置が行われている状態における主要な濃度変化の周期より短い。したがって、本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法のように、測定された相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）から小さな周波数成分（すなわち長周期成分）を除去することにより、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。そして、この情報に基づいて、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを施行者が客観的に判断することができる。これにより、施行者がより適切な胸骨圧迫を施行若しくは維持することが可能となる。

なお、本実施形態において、「所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理」とは、所定周波数より小さい周波数成分の割合を、胸骨圧迫に起因する周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで小さくする処理をいい、所定周波数より小さい周波数成分を完全に除去するような処理に限られるものではない。

また、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の算出周期は０．２秒以下（算出周波数にすると、５Ｈｚ以上）であることが好ましい。一般的に、胸骨圧迫の好適な周期は１分間に１００回程度（すなわち０．６秒に１回）もしくはそれ以上といわれている。そして、相対変化量の算出周期がその３分の１以下であれば、胸部圧迫に起因する濃度変化を好適に検出することができる。

また、前述したフィルタ処理では、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去することによって、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を抽出する。この所定周波数は、１．６６Ｈｚ以下であることが好ましい。これにより、１分間に１００回程度もしくはそれ以上の胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。

ここで、表示部１５における画面表示について説明する。図１０（ａ）及び図１０（ｂ）は、表示部１５における表示画面の例である。図１０（ａ）に示される表示画面では、フィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）、及びフィルタ処理後の脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）が、それぞれ個別のグラフＧ１１及びＧ１２として表示されている。一実施例では、グラフＧ１１及びＧ１２の横軸は時間を示し、縦軸は変化量を示す。

また、図１０（ｂ）に示される表示画面では、フィルタ処理後の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）を表すグラフＧ２１が示されており、更に、そのグラフＧ２１の振幅のうち、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）が占める領域Ｂ２２と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）が占める領域Ｂ２３とが色分けして表示されている。一実施例では、グラフＧ２１の横軸は時間を示し、縦軸は変化量を示す。このように、領域Ｂ２２と領域Ｂ２３とが色分けして表示されることによって、表示された情報を胸骨圧迫の施行者が参照して、頭部に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率を視覚的且つ直感的に認識することができ、人工呼吸の必要性を素早く判断することができる。

また、表示部１５は、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時間変化の振幅（図１０（ｂ）に示される振幅Ａ１）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）の時間変化の振幅（図１０（ｂ）に示されるＡ２）との比（Ａ２／Ａ１）に関する数値等の情報（第１の情報）を表示してもよい。或いは、表示部１５は、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時間変化の積分値Ｉ１（図１０（ｂ）に示される領域Ｂ２２及び領域Ｂ２３の面積の和）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）の時間変化の積分値Ｉ２（図１０（ｂ）に示される領域Ｂ２２の面積）との比（Ｉ２／Ｉ１）に関する数値等の情報（第２の情報）を表示してもよい。これらのうち何れか、或いは双方を表示することによって、表示された情報を胸骨圧迫の施行者が参照して、頭部に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率を知ることができ、人工呼吸の必要性を好適に判断することが可能となる。なお、これらの情報は、ＣＰＵ１４において演算され、表示部１５に送られる。また、これらの情報は、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。

更に、ＣＰＵ１４は、算出された比（Ａ２／Ａ１）や比（Ｉ２／Ｉ１）の値が所定の閾値（例えば９０％）より小さい場合には、胸骨圧迫の施行者に対して警告を行ってもよい。これによって、頭部に送り込まれる血液中の酸素化ヘモグロビンの比率が低下していることを、胸骨圧迫の施行者に対して更に確実に知らせることができる。このような警告の方法としては、例えば警告音の出力や、表示部１５に対する警告表示の指示が好適である。

また、表示部１５は、フィルタ処理を行った後の総ヘモグロビン濃度及び／又は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）の変動周波数に関する情報（第３の情報）を表示してもよい。これらによって、現在の胸骨圧迫の周波数（周期）を施行者に知らせて、例えば毎分１００回といった適切な周波数（周期）に近づけるよう促すことができる。なお、この情報は、ＣＰＵ１４において演算され、表示部１５に送られる。また、この情報は、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。

また、表示部１５は、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（図１０（ｂ）に示されるＡ１）の数値を表示してもよい。これによって、表示された数値を胸骨圧迫の施行者が参照して、脳内に送り込まれる血液量を知ることができ、胸骨の圧迫強度が十分か否かを好適に判断することができる。なお、この数値は、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。また、本体部１０は、この振幅の数値が所定値以上となる毎に音（例えばピッ、ピッ、という擬パルス音）を出力してもよい。これによって、脳内に適切な血液量が送り込まれているか否かをより確実に施行者に知らせることができる。

本発明による濃度測定装置及び濃度測定方法は、上述した実施形態に限られるものではなく、他に様々な変形が可能である。例えば、上述した実施形態に係る濃度測定装置１および濃度測定方法では、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を求めているが、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）のうち少なくとも一方を求めることによって、胸骨圧迫が適切に行われているか否かに関する客観的な判断材料を提示することができる。

また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法におけるフィルタ処理は、上記実施形態に例示したものに限られず、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ）から所定周波数より小さい周波数成分を除去することが可能なフィルタ処理であれば、本発明において好適に用いられる。

また、本発明では、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）と同様に近赤外分光分析によって求められるヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）についても、グラフ若しくは数値としてこれらと共に表示部に表示してもよい。これにより、胸骨圧迫による脳酸素状態の改善を確認することができ、施行者のモチベーションを維持することができる。なお、このＴＯＩは、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。

１…濃度測定装置、１０…本体部、１１…発光部、１２…サンプルホールド回路、１３…変換回路、１４…演算部、１５…表示部、１６…ＲＯＭ、１７…ＲＡＭ、１８…データバス、２０…プローブ、２１…光入射部、２２…光検出部、２３…ホルダー、２４…光ファイバ、２５…プリズム、２６…光検出素子、２７…プリアンプ部、２８…ケーブル、５０…心肺停止者、５１…頭部、Ｐ１…極大値、Ｐ２…極小値。

Claims (12)

1. 胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を測定する濃度測定装置であって、
   前記頭部に測定光を入射する光入射部と、
   前記頭部の内部を伝搬した前記測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部と、
   前記検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算部と
   を備えることを特徴とする、濃度測定装置。
2. 前記相対変化量の算出周期が０．２秒以下であることを特徴とする、請求項１に記載の濃度測定装置。
3. 前記所定周波数が１．６６Ｈｚ以下であることを特徴とする、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
4. 前記演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、
   前記演算部は、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、前記フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ２）との比（Ａ２／Ａ１）に関する第１の情報を求め、
   前記表示部は、前記第１の情報を表示することを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
5. 前記演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、
   前記演算部は、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、前記フィルタ処理後における、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ１）、及び酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を求め、
   前記表示部は、前記積分値（Ｉ１）及び前記積分値（Ｉ２）のうち少なくとも一方を表示することを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
6. 前記演算部は、前記積分値（Ｉ１）及び前記積分値（Ｉ２）の双方を求めたのち、前記積分値（Ｉ１）と前記積分値（Ｉ２）との比（Ｉ２／Ｉ１）に関する第２の情報を更に求め、
   前記表示部は、前記第２の情報を更に表示することを特徴とする、請求項５に記載の濃度測定装置。
7. 前記演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、
   前記演算部は、前記フィルタ処理後における総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の時間変化の振幅（Ａ１）を求め、
   前記表示部は、前記振幅（Ａ１）の数値を表示することを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
8. 前記演算部による演算結果を表示する表示部を更に備え、
   前記演算部は、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを求め、
   前記表示部は、前記フィルタ処理後における、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、総ヘモグロビン濃度に含まれる脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とを色分けしてグラフ表示することを特徴とする、請求項１〜３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
9. 前記演算部は、前記相対変化量に含まれる周波数成分のうち前記所定周波数より小さい周波数成分をデジタルフィルタによって除去することを特徴とする、請求項１〜８のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
10. 前記演算部は、前記相対変化量の時間変化を平滑化したデータを算出し、該データを前記相対変化量から差し引くことによって、前記相対変化量に含まれる周波数成分のうち前記所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴とする、請求項１〜８のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
11. 前記演算部は、前記相対変化量の時間変化における極大値および極小値の少なくとも一方を求め、該極大値および該極小値の少なくとも一方に基づいて、前記相対変化量に含まれる周波数成分のうち前記所定周波数より小さい周波数成分を除去することを特徴とする、請求項１〜８のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
12. 胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を測定する濃度測定方法であって、
    前記頭部に測定光を入射する光入射ステップと、
    前記頭部の内部を伝搬した前記測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出ステップと、
    前記検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算ステップと
    を備えることを特徴とする、濃度測定方法。