JP2013169281A - 濃度測定装置および濃度測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】検出信号にノイズが混入しても酸素飽和度を精度良く算出することが可能な濃度測定装置および濃度測定方法を提供する。
【解決手段】濃度測定装置１は、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時間的な相対変化量を測定する。濃度測定装置１は、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を含むプローブ２０と、検出信号に基づいて、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の回帰直線の傾きから酸素飽和度を求めるＣＰＵ１４とを備える。
【選択図】図３

Description

本発明は、濃度測定装置およ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 ofSPIE 3597、pp.582-592

近年、例えば特許文献１に示されるように、生体内に近赤外光を入射し、生体内を散乱した光を検出することによって、酸素化ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、これらの値から総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量や酸素飽和度を求めることが行われている。このような装置では、酸素飽和度を、例えば総ヘモグロビン濃度と酸素化ヘモグロビン濃度との比を逐次的に演算することにより求めている。

一方、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すると、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る。この現象は、胸骨圧迫により脳内の血流が変動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、例えば胸骨圧迫の施行中といった状況等では、検出信号にノイズが混入し易くなる。そのため、算出される総ヘモグロビン濃度や酸素化ヘモグロビン濃度の値にもノイズが混入し、酸素飽和度を精度良く算出することが困難となる場合がある。特に、胸骨圧迫の施行中は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相とに位相差が生じる。したがって、総ヘモグロビン濃度の時間的な変化が安定せず、従来のように、総ヘモグロビン濃度と酸素化ヘモグロビン濃度との比に基づく方法では正確に酸素飽和度を求めることが困難であった。

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、検出信号にノイズが混入しても酸素飽和度を精度良く算出することが可能な濃度測定装置および濃度測定方法を提供することであり、特に、胸骨圧迫の施行中に正確な酸素飽和度を算出する濃度測定装置およ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、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の散布図における回帰直線の傾きから酸素飽和度を求める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、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の散布図における回帰直線の傾きから酸素飽和度を求める演算ステップとを備えることを特徴とする。

上述した濃度測定装置及び濃度測定方法では、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の散布図における回帰直線の傾きから酸素飽和度を求める。このような方式はノイズに強く、検出信号にノイズが多く混入した場合であっても、回帰直線の傾きの変化は小さい。したがって、上述した濃度測定装置及び濃度測定方法によれば、検出信号にノイズが混入しても酸素飽和度を精度良く算出することができる。

また、濃度測定装置は、回帰直線が、所定期間内に取得された複数の総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、所定期間内に取得された対応する複数の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とに基づくことを特徴としてもよい。これにより、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相とに位相差が生じている場合であっても、適切に酸素飽和度を算出することができる。また、この場合、所定期間内が０．６秒以上であることが好ましい。これにより、胸骨圧迫を施行している場合であっても適切に酸素飽和度を算出することができる。

本発明による濃度測定装置および濃度測定方法によれば、検出信号にノイズが混入しても酸素飽和度を精度良く算出することができる。

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。 総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）との散布図の一例を示すグラフである。 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７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。 （ａ）一例として、検出信号に含まれるノイズが小さい場合の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔｃＨｂ）の時系列データの実測値を示すグラフである。（ｂ）（ａ）に対応する、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）および総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の散布図を示している。 （ａ）図１０（ａ）に大きなノイズを付加した場合の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔｃＨｂ）の時系列データを示すグラフである。（ｂ）（ａ）に対応する、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）および総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の散布図を示している。

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、被検者５０の頭部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に表示するものである。なお、この濃度測定装置１は、例えば被検者５０が心肺停止者であるとき、被検者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してもよい。すなわち、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上記各ヘモグロビン（ｃＨｂ、Ｏ_２Ｈｂ、ＨＨｂ）の濃度の時間的相対変化量を測定し、その結果を胸骨圧迫の施行者に提示してもよい。

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、特に胸骨圧迫に起因して変動する上記各ヘモグロビン（ｃＨｂ、Ｏ_２Ｈｂ、ＨＨｂ）の濃度の時間的相対変化量を測定する場合は、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。これにより、胸骨圧迫の繰り返しに起因する短周期の時間変動分が抽出され、その後の必要な処理が行われる。また、その時間変動分をより見易く表示することができる。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、第１の相対変化量）および脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ、第２の相対変化量）を演算する。更に、ＣＰＵ１４は、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。

また、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。そして、フィルタ処理が施された、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）とから算出される酸素飽和度ＳＯ２を演算する。ＣＰＵ１４は、算出した時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す時系列データと、酸素飽和度ＳＯ２を示す時系列データとを、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）及び酸素飽和度ＳＯ２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（３×Ｎ）個のデジタル信号Ｄ_１（１）〜Ｄ_３（Ｎ）が出力される。

続いて、ＣＰＵ１４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、Ｓ１３）。続いて、ＣＰＵ１４は、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）。そして、ＣＰＵ１４は、フィルタ処理された、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）と総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）とに基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度（ＳＯ２）を算出する（演算ステップ、Ｓ１５）。本実施形態のＣＰＵ１４は、一定時間にわたる、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）との散布図における回帰直線の傾きを算出し、この傾きの値から酸素飽和度を求める。なお、ヘモグロビン酸素飽和度の具体的な算出方法については後述する。

そして、これらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データ及びヘモグロビン酸素飽和度を示す時系列データは、表示部１５に表示される（表示ステップ、Ｓ１６）。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〜Ｓ１６が繰り返される。

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。

ここで、演算ステップＳ１３における、ＣＰＵ１４による時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の演算方法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。

また、演算ステップＳ１５における、ＣＰＵ１４によるヘモグロビン酸素飽和度の演算方法は、次の通りである。本実施形態では、ＣＰＵ１４が、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）との散布図における回帰直線の傾きから、ヘモグロビン酸素飽和度を算出する。

図６は、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）との散布図の一例を示すグラフである。縦軸は一定時間にわたる酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）を表しており、横軸は一定時間にわたる総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）を表している。そして、図６に示される直線Ｂは、この散布図における回帰直線を示している。ＣＰＵ１４は、例えば図６に示されるような散布図において回帰直線Ｂの傾きを算出し、その傾きの値をヘモグロビン酸素飽和度として出力する。

ここで、回帰直線Ｂの傾きを算出する方法の例について説明する。ｘ，ｙを変数とする散布図において、回帰直線の傾きｋは、次の数式（６）によって求めることができる。

但し、Ｓｘはｘの分散であり、Ｓｙはｙの分散であり、Ｓｘｙはｘとｙの共分散である。なお、分散Ｓｘ及びＳｙ、並びに共分散Ｓｘｙは、それぞれ次の数式（７）〜（９）によって求められる。但し、ｘ_０及びｙ_０は、それぞれｘ及びｙの平均値である。また、ｎはサンプル数である。

なお、濃度測定装置１では、演算処理の高速化のため、以下に示す方法によって分散Ｓｘ及びＳｙ並びに共分散Ｓｘｙを求めてもよい。すなわち、分散Ｓｘ及びＳｙ、並びに共分散Ｓｘｙは、それぞれ次の数式（１０）〜（１２）によっても好適に求められる。

したがって、例えば一定時間に得られた複数の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時系列データをｘ_１〜ｘ_ｎとし、それらに対応する酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）の時系列データをｙ_１〜ｙ_ｎとして関連付けて記憶する。そして、所定の時間における、複数の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時系列データであるｘ_１〜ｘ_ｎおよび複数の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）の時系列データであるｙ_１〜ｙ_ｎに基づいて、分散Ｓｘ及びＳｙ並びに共分散Ｓｘｙと、平均値ｘ_０及びｙ_０とを求めるとよい。これらを上述した数式（６）に代入することによって、回帰直線の傾きｋを求めることができる。そして、ヘモグロビン酸素飽和度ＳＯ２は、ＳＯ２＝ｋ×１００（％）として算出される。なお、ヘモグロビン酸素飽和度ＳＯ２を求めるためには、一定時間（所定の時間）は、少なくとも胸骨圧迫の一回の変動時間より長いことが好ましく、例えば、０．６秒以上あればよい。また、胸骨圧迫の程度が安定していることが好ましいため、一定時間（所定の時間）は、５秒以下であることが好ましい。

また、演算ステップＳ１４における、ＣＰＵ１４による時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に対するフィルタ処理としては、以下の（１）〜（２）のうちいずれかの方法が好適である。

（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（１３）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（１４）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（１５）式が求められる。

図７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７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８は、図７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８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８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９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９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９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。

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は、次のとおりである。本実施形態による濃度測定装置１及び濃度測定方法では、ＣＰＵ１４が、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）との散布図における回帰直線Ｂの傾きｋから、ヘモグロビン酸素飽和度を求めている。このような方式はノイズに強く、検出信号にノイズが多く混入した場合であっても、回帰直線Ｂの傾きｋの変化は小さい。

ここで、図１０（ａ）は、一例として、検出信号に含まれるノイズが小さい場合の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔｃＨｂ）の時系列データの実測値を示すグラフである。また、図１１（ａ）は、図１０（ａ）に大きなノイズを付加した場合の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔｃＨｂ）の時系列データを示すグラフである。図１０（ａ）及び図１１（ａ）において、グラフＧ６１は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）の時系列データを示しており、グラフＧ６２は総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時系列データを示している。また、図１０（ａ）及び図１１（ａ）において、横軸は時間（単位：秒）を表し、縦軸は時間的相対変化量の振幅（任意単位）を表している。

また、図１０（ｂ）及び図１１（ｂ）それぞれは、図１０（ａ）及び図１１（ａ）それぞれに対応する、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）および総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の散布図を示している。図１０（ｂ）及び図１１（ｂ）において、縦軸は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、任意単位）を表し、横軸は総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ、任意単位）を表している。そして、図１０（ｂ）及び図１１（ｂ）に描かれた直線Ｂは、これらの散布図における回帰直線を表している。なお、図１０（ｂ）及び図１１（ｂ）の散布図は、時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ、ΔｃＨｂ）のサンプリングレートを２０回／秒として５秒間測定したものであり、１００個のプロットを有する。

上述した回帰直線の傾き算出方法を用いて図１０（ｂ）の回帰直線Ｂの傾きを算出した結果、０．６３であった。一方、同様にして図１１（ｂ）の回帰直線Ｂの傾きを算出した結果、０．６０であった。このように、回帰直線の傾きはノイズの強弱による変動が小さいので、検出信号にノイズが多く混入した場合であっても、回帰直線Ｂの傾きｋの変化が効果的に抑えられる。したがって、本実施形態の濃度測定装置１及び濃度測定方法によれば、検出信号にノイズが混入してもヘモグロビン酸素飽和度を精度良く算出することができる。

また、本実施形態のように、回帰直線は、所定期間内に取得された複数の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と、所定期間内に取得された対応する複数の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）とに基づくことが好ましい。これにより、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な変化の位相とに位相差が生じている場合であっても、適切に酸素飽和度（ＳＯ２）を算出することができる。また、この場合、所定期間内が０．６秒以上であることが好ましい。これにより、胸骨圧迫を施行している場合であっても適切に酸素飽和度（ＳＯ２）を算出することができる。

また、本実施形態のように、ＣＰＵ１４（演算部）は、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（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するフィルタ処理手段（フィルタ処理ステップ）を備えることが好ましい。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。

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、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法における回帰直線の傾きの算出方法は、上記実施形態に限られず、様々な方法を用いることができる。

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。

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…ＣＰＵ、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…被検者、５１…頭部、Ｂ…回帰直線。

Claims (4)

1. 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の回帰直線の傾きから酸素飽和度を求める演算部と
   を備えることを特徴とする、濃度測定装置。
2. 前記回帰直線が、所定期間内に取得された複数の総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、前記所定期間内に取得された対応する複数の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量とに基づくことを特徴とする、請求項１に記載の濃度測定装置。
3. 前記所定期間内が０．６秒以上であることを特徴とする、請求項２に記載の濃度測定装置。
4. 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の回帰直線の傾きから酸素飽和度を求める演算ステップと
   を備えることを特徴とする、濃度測定方法。