JP2016000240A

JP2016000240A - ヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度測定装置

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Publication number: JP2016000240A
Application number: JP2015163242A
Authority: JP
Inventors: 晴雄山村; Haruo Yamamura; 忠彦塩崎; Tadahiko Shiozaki
Original assignee: FUJITA IKA KIKAI KK
Current assignee: FUJITA IKA KIKAI KK
Priority date: 2015-08-20
Filing date: 2015-08-20
Publication date: 2016-01-07
Anticipated expiration: 2033-03-21
Also published as: JP5917756B2

Abstract

【課題】ファントムによる測定値を測定開始時の基準として、頭蓋における左右の血流の差を評価でき、しかもその後のヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度の相対変化を測定できる酸素飽和度測定装置を提供する。【解決手段】酸素飽和度測定装置は、センサー部２と装置本体部３とからなり、センサー部には近赤外線を照射する光源１１，１２と、光源から一定の距離に配置されて光源からの透過光を受光する受光素子１１Ａ，１２Ａと、予めファントムによる透過光を測定して基準値として記録したＲＯＭ部とからなり、装置本体部は、センサー部の受光信号により実際の吸光度を算出し、基準値と比較してベアーランバートの法則に適応して生体の酸素状態を演算する演算処理部３４を備えている。【選択図】図１

Description

この発明は、近赤外線を用いて、無侵襲で、生体内のヘモグロビンの、相対濃度変化と酸素飽和度測定装置に関する。

生体としての人体への酸素の供給は、循環する血液によって運搬、交換が行われる。呼吸によって取り込まれた酸素は、肺胞におけるガス交換によって血液中のヘモグロビン（Ｈｂ）と結合する。血液に取り込まれた酸素は、動脈血によって全身に送られ、毛細血管によって細胞に取り込まれる。

血液中の酸素により各部の細胞が生存しているため、心臓等の手術の際には、頭蓋の特に大脳皮質の酸素状態をリアルタイムで計測して、脳細胞の状態を常時チェックすることが必要である。この大脳皮質の酸素状態を計測する方法として、組織透過性に優れた近赤外線を用いて無侵襲で計測する方法が知られている。

例えば、生体の血液中の情報及び自律神経系の生理指標を精度よく同時に測定する装置として、特開２０１０−１２５１４７号公報（特許文献１）記載の生体計測装置が知られている。この装置は、互いに異なる中心波長を有し、且つ互いに同時に入射しない検査光を、第２検査光の入射周期が第１検査光の入射周期より短くなるように生体に入射する光入射手段（ＬＥＤ）と、光入射手段による入射に伴い、それぞれに対応するデジタル信号を出力する光検出手段（フォトダイオード）と、前記デジタル信号（出力信号）に基づいてオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの濃度変化を算出し、デジタル信号に基づいて測定データを算出する演算部を備える。

また、異常部位の酸素残留量の変化をモニターすることが可能な装置として、特開２００１−２１２１１５号公報（特許文献２）記載の生体光計測装置がある。この装置は、光を生体に照射する光照射手段と、生体を透過した光を検出し、検出した光量に対応する電気信号を出力する光検出手段と、電気信号に基づき計測部位毎のヘモグロビン濃度を計算する信号処理手段と、前記信号処理手段の計算結果を表示する手段とを備えており、表示手段は、計測部位毎にヘモグロビン濃度の時間経過を表示する手段とを備えたことを特徴とする。

特開２０１０−１２５１４７号公報特開２００１−２１２１１５号公報

ところで、特許文献１記載の生体光計測装置では、入射する光として７３５ｎｍの中心波長を有する光と、８５０ｎｍの中心波長を有する光を用いているために主に酸素飽和度を測定することができるが、ヘモグロビンの量を比較することはできない。ヘモグロビンの量の変化を測定するには、中心波長が８００〜８１０ｎｍの光を使用しなければならないからである。

また、特許文献２では、計測点毎の血中酸化ヘモグロビン／脱酸化ヘモグロビン濃度の相対変化量を計算することは可能である。計測時点での相対変化量を時間軸に沿って算出することはできても、計測開始時を基準とするものであって計測時点での実際のヘモグロビン濃度は不明である。

従来、生体内のヘモグロビンを光（オキシ、デオキシヘモグロビンの等吸収係数の光８０５ｎｍ）の吸収度合いを測定し、その測定値を無名数で数値表示していた。特許文献１，２とも、相対変化量は測定開始時点を基準とした相対値である。従来の測定方法では、計測開始時を基準としてその後の変化を計測するために、測定開始時点での濃度に対する変化量は計測できても、測定開始時点の濃度は不明である。

また、脳血流は頭蓋の左右において必ずしも同一の値を示すものではないが、測定開始時点を基準とすると左右の値は同一となる。即ち、測定開始時点に脳の左右の血流に差があっても、その差についての評価はできなかった。

さらに、従来の測定装置では、センサーの信号はフォトダイオードで検出される。フォトダイオードは波長に係わらずその感度領域の光であれば信号として出力される。ところで、実際の測定は真っ暗な環境で測定することはない。従って、所望の光による信号だけを得たいと思っても、外部の光が生体を経由してフォトダイオードで検出されることになる。

この外部の光を取り除く方法は各種提案されている。例えば、信号を変調してその成分のみ取り出したり、フィルターを使用してカットする方法などが行われている。しかしながら必ずしも十分な精度で測定することはできなかった。

この発明は、このような点に鑑み、計測開始時点からヘモグロビンの濃度と、その後の時間的な相対変化を計測することができると共に、脳の左右の血流の差を評価することができるヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。また、この発明は、測定環境に左右されず、所望の光だけの信号を検出するヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。

この目的を達成するため、この発明の請求項１に係る近赤外線無侵襲生体計測装置は、センサー部と装置本体部とからなり、センサー部には近赤外線を照射する光源と、前記光源から一定の距離に配置されて光源からの透過光を受光する受光素子と、予めファントムによる透過光を測定して基準値として記録したＲＯＭ部とからなり、装置本体部は、前記センサー部の受光信号により実際の吸光度を算出し、前記基準値と比較してベアーランバートの法則に適応して生体の酸素状態を演算する演算処理部を備えていることを特徴とする。

また、別途形成したファントムとセンサー部及び装置本体部とを備えた測定装置とからなり、前記ファントムは、光を完全に遮断する材質で形成された箱型のケース内の最下層にクッション材を敷き、その上に反射板、散乱層、吸収板、散乱層、吸収板を順次積層して形成されており、前記センサー部は、光源と、この光源から一定の距離に配置した受光素子と、前記ファントムの受光信号を基準値として記録するＲＯＭとからなり、前記装置本体部は、前記センサー部の受光信号により実際の吸光度を算出し、前記基準値と比較してベアーランバートの法則に適応して生体の酸素状態を演算する演算処理部を備えている構成としてもよい。

センサー部はファントムを基準とした校正値を内蔵したＲＯＭを備え、或いは測定開始前にファントムからの受光信号を基準値として内蔵したＲＯＭを備えることによって、測定開始時の血液中のヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度を、前記基準値と比較して相対値として提供することができる。即ち、ファントムを基準とすることによって、測定開始時点を基準とした相対値ではなく絶対値を基準とした比較が可能になる。

また、ファントムによる絶対値を基準とすることにより、頭蓋における左右の血流の差が分かる。従来は、測定開始後の変化は評価することが可能であるものの、頭蓋における左右とも測定開始時点が基準となるので、左右の血流の差を評価することはできなかった。さらに、ファントムを基準とすることによりセンサーの誤差を修正することができる。個々のセンサーは、同一基準の測定値を示すように製造されているが、実際には僅かな誤差が見られる。そこで、個々のセンサーに誤差があってもファントムを基準とすることにより、全てのセンサーは誤差が修正されて同一レベルの基準値を設けることができる。

この発明に係る測定装置の構成を示すブロック図である。センサーのタイプ別構成を示す概略説明図である。ファントムの構成を示す縦断面図である。装置本体部のアンプ部における回路図である。

以下、この発明の実施形態を図面に基づいて説明する。まず、図１は本測定装置のブロック図を示し、測定装置１は、頭蓋の表面に装着されるセンサー部２と装置本体部３とからなる。センサー部２には、ＬＥＤによる光源１１、１２とフォトダイオードで形成された受光素子１１Ａ、１２Ａとによって構成されており、左側を測定する光源１１、受光素子１１Ａと、右側を測定する光源１２、受光素子１２Ａがそれぞれ対になって左右に配置されている。

図示する実施形態では、左右が対になったダブルタイプを示しているが、中央部で分割して左側の光源１１、受光素子１１Ａと、右側の光源１２、受光素子１２Ａに分離したシングルタイプとすることもできる（図２参照）。シングルタイプの場合には、それぞれ個別に左右に装着すればよい。

前記光源１１、１２はＬＥＤで構成されており、近赤外線をモニター部位に１波長あたり毎秒１０回、０．２ｍＳｅｃのパルスを投射し、受光素子１１Ａ，１２Ａのフォトダイオードがオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビン及びそれらのクロスポイントに対応した各波長の近赤外線を検知し、その信号を増幅して測定値が計算される。例えば、光源１１、１２の波長は、近赤外線の吸収スペクトルの特性において、酸素ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光度が略一致する８０５ｎｍと、それより小さい７７０ｎｍ及びそれより大きい８７０ｎｍに設定されている。

頭蓋の表面に近赤外線の光源１１、１２と受光素子１１Ａ、１２Ａとを装着すると、光源１１から受光素子１１Ａ及び光源１２から受光素子１２Ａまでの距離が遠くなるほど、その距離ｄの２乗に反比例して減少する。また、光の強度が弱いとその光は頭蓋の頭皮や頭蓋骨の付近の浅い所を通過し、強度が強いほどその光は深い所の大脳皮質にまで達する。そして、距離が同一であれば光源１１、１２の強さに比例した受光信号が得られる。

そこで、センサー２の光源１１と受光素子１２の距離と、光が通過する深度（モニター深度）との関係を示すと、図２と表１のようになる。

図２（ａ）は、光源１１、受光素子１１Ａとからなるシングルタイプを示し、図２（ｂ）は、光源１１、受光素子１１Ａ及び光源１２、受光素子１２Ａとを対にして配置したダブルタイプを示している。光源と受光素子との距離は、成人用、中人（子供〜成人）用、小児用等頭蓋の大きさによって決定される。

図１において、センサー部２におけるＲＯＭ４は、図３に示すファントム５にセンサー２を接触させて反射光を測定してその信号を読み込み、校正データとして記録保存するものであり、装置本体部３の起動時に読み込まれて測定開始時点の基準値となる。センサー部２は、光の熱が血流でウォッシュアウトされるように出力と時間が制御されているので、測定前の校正は必要ない。

次に、測定開始時点の基準値を示すと共に、校正データとなるファントム５の構成を図３に基づいて説明する。ファントム５は、光を完全に遮断する材質で形成された箱型のケース５１内に散乱板等が積層されて形成されている。さらに、詳述すると、最下層にクッション材５２としてスポンジゴムシートを敷き、その上に反射板５３としてアルミ板を載せ、さらに散乱層５４として厚さ２ｍｍのアクリル板を５枚積層し、続いて、吸収板５５として厚さ０．４ｍｍのグレイの塩ビ板と、散乱層５４として厚さ２ｍｍのアクリル板を６枚とを積層し、最上面に吸収板５５として厚さ０．４ｍｍのグレイの塩ビ板を積層することによって形成されている。

上記構成のファントム５は、中間に積層する吸収板５５の位置を調整することによって生体と同一の吸収特性が得られる。センサーの受光特性と塩ビ板の吸収特性は波長によって異なるが、受光素子の距離４０ｍｍでは深さ２０ｍｍでほぼ平坦になることから、実施形態のファントム５の厚さは約２３ｍｍに形成されている。

オキシ，デオキシヘモグロビンで吸光係数が等しい波長（805nm）で吸光度を求めれば、酸素飽和度の値の如何に関わらず、吸光量はヘモグロビン量の変化と相関しているので、これをヘモグロビンインデックス（ＨｂＩ）として表示する。ヘモグロビンインデックスは無名数で、相対値である。従来の装置では測定開始または測定中のある時点が基準で変化を比較していたが、ファントム５が基準になるので測定開始時から相対変化の比較が可能になる。

センサーの信号は受光素子１１Ａ，１２Ａ（フォトダイオード）で検出される。フォトダイオードは波長に関わらず、その感度領域の光であれば信号として出力する。
実際の測定では真っ暗な環境で測定することはないので、所望の光による信号だけを得たいと思っても、外部の光が生体を経由してフォトダイオードで検出されることになる。

この外部の光を取り除く方法は各種提案されている。例えば、信号を変調してその成分のみを取り出したり、フィルターを使用してカットしたりしている。この発明では、所望の波長の光が点灯していない無光（ブランク）の期間を設けて、無光時（周りの光だけ）のフォトダイオードの出力を測定して（サンプルホールド）保持し、電子回路で所望の光が点灯した時に所望の光と周りの光の合計として検出される光の値から、周りの光だけの値を差し引くことによって、所望の光だけの信号をデータとして得ることとした。

上記のような計算方法とすることによって、従来のような煩雑な信号処理が不要で、周りの環境が明るくても暗くても、所望の光が光った時の測定値がベースラインの増加分として測定ができるので、周りの環境に左右されない測定が可能となる。

図１及び図２のセンサー部２は、前額部に装着されるので、センサーの周りの皮膚や頭蓋骨などを通過した周りの光が影響するが、周りの光による信号のレベルは受光素子が飽和するようなレベルにはならないので、回りの光の影響は無視することができる。

さらに、ファントムを使用することにより、次のような効果が得られる。即ち、各センサーは同一の性能を保つように製造されているものの、実際の製品には僅かな誤差がある。従来のセンサーは全て測定開始時点を基準とするために誤差は修正されることはなかった。この発明では測定開始時点の基準をファントムから得ることとしたから、それぞれのセンサーが基準となることができる。

ファントムを基準とした校正値を内蔵した測定センサーを使用すれば、ファントム上で測定値を、酸素飽和度が５０％、ヘモグロビン量が１．０になる。このセンサーで、例えばＡさんを測定した場合に、酸素飽和度は左が６３％、右が６２％、ヘモグロビン量は左が１．２、右が０．８のようになる場合がある。従来の測定法ではヘモグロビンは測定開始が基準で１．０なので、左右とも１．０となって左右は差として認識することができなかった。

次に、装置本体部３の構成について説明する。装置本体部３は、センサー部２に回路接続しており、電源ユニット３１、前記電源ユニット３１の電圧を制御する電源制御部３１ａ、測定データを増幅するアンプ部３２、データを計算できるようにデジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ部３３、データを計算する演算処理部３４、データを表示する画面表示部３５、データを記録するメモリー部３６、センサー部の光源１１，１２のＬＥＤを駆動制御するＬＥＤ駆動部３７、信号の同期を取るためのクロック部３８、外部で操作するための入力部３９、外部にデータを出力するＵＳＢ出力部３４ａによって構成されている。

装置本体３は、電源ユニット３１をスイッチ操作すると、演算処理部３４によりＬＥＤ駆動部３８に発光と受光を指示する。そして、センサー部２の２個の光源１１，１２から所定の波長の光を、強度を強、弱に変化して出力し、この光の透過光を２個の受光素子１１Ａ，１２Ａでそれぞれ受光する。

受光素子１１Ａ，１２Ａによる受光信号は、アンプ部３２で増幅し、増幅した信号をＡ／Ｄコンバータ部３３によりデジタル信号に変換して演算処理部３４に入力する。演算処理部３４は、これら発光信号、受光信号等によりベアーランバートの法則で酸素飽和度ｒＳＯ２等をリアルタイムで演算し、それをメモリー部３６に記憶し、且つ画面表示部３５に表示する。

上記構成の測定装置を使用する場合について説明する。まず、センサー部２の２個の光源１１，１２と受光素子１１Ａ，１２Ａを、頭蓋の表面に接して装着する。その後、光源１１，１２に光の信号を出力して頭蓋の内部に照射する。そして、頭蓋において透過した光を受光素子１１Ａ，１２Ａでそれぞれ受光信号を得る。その血液の主としてヘモグロビンにより散乱、反射することによる受光信号が高い精度で求められる。その後、演算処理部で演算処理が行われる。

測定装置１は、近赤外線の光を頭蓋に照射し、吸収される光の量は入射光と溶質の濃度に比例するという、「ランバートベールの法則」によって脳内局所でのヘモグロビンの酸素飽和度と濃度の変化を測定する。オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとの光の吸収スペクトルの差を利用し、異なる波長（７７０ｎｍ、８７０ｎｍ）で頭蓋内を通過して受光素子で検出された光から吸光度を求め、局所の酸素飽和度（ｒＳＯ２）を計算する。

上記演算処理部３４では、酸素飽和度は次のようにして計算される。オキシヘモグロビンの吸光度をＫＨｂＯ２、デオキシヘモグロビンの吸光度をＫＨｂ、酸素飽和度をｒＳＯ２＝ＨｂＯ２／（ＨｂＯ２＋Ｈｂ）、光路長をｄ、溶質の濃度をＣ、とすれば、ある波長でのセンサー直下の吸光度Ｋは、重ね合わせの理が成り立つので、以下の数１のようになる。

２つの波長（仮にＲ７７０nm 及びＩＲ８７０nm とする）での検出信号から吸光度を計算し、その比は数２で求められる。

このＲ／ＩＲは酸素飽和度と相関しているので、試験管内の血液サンプルの酸素飽和度とヘモグロビン量を予め測定して既知のものとし、その血液サンプルのＲ／ＩＲを測定する。この測定して得られたＲ／ＩＲの値と、測定装置１で測定したその血液の酸素飽和度を基にＲ／ＩＲと酸素飽和度の関係を示す校正曲線を作成しておき、未知の血液の測定された吸光比Ｒ／ＩＲから酸素飽和度（ｒＳＯ２）を計算し表示する。

次に、図４に基づいて装置本体部３のアンプ部３２の回路図について説明する。図４において、Ｕ５のピン番号２にフォトダイオード（ＰＤ）で検出されたアナログ信号が入力されている。
Ｕ９，Ｕ１２，Ｕ１３，Ｕ１６，Ｕ１７，Ｕ２０，Ｕ２１のピン番号8番に各々の信号をホールドするタイミングクロックが入力され、クロック部３７のクロックに同期してフォトダイオード（ＰＤ）で検出された発光波長別の信号が保持されてピン番号５番にＤＣ電圧で出力される。

出力されたＤＣ電圧はＡ／Ｄコンバータ部３３でデジタル信号に変換され、演算処理部３４で演算処理され、各々酸素飽和度、ヘモグロビン量の情報として提供される。上記の回路の特徴は、差動アンプＵ８の基準ピン２に光のない時の信号レベルがＵ２０で保持され印加されているので、Ｕ８の出力は入力信号との差が出力される。

以上詳述したように、外部の明るさを排除した測定値が得られるので、手術室等の屋内の使用に限らず、災害現場や昼夜等測定環境に影響されずに使用することができる。

１：測定装置
２：センサー部
３：装置本体部
５：ファントム
１１，１２：光源
１１Ａ，１２Ａ：受光素子
３１：電源ユニット
３２：アンプ部
３３：Ａ／Ｄコンバータ部
３４：演算処理部
３５：画面表示部
３６：メモリー部
３７：クロック部
３８：ＬＥＤ駆動部
３９：入力部

Claims

センサー部と装置本体部とからなり、センサー部には近赤外線を照射する光源と、前記光源から一定の距離に配置されて光源からの透過光を受光する受光素子と、予めファントムによる透過光を測定して基準値として記録したＲＯＭ部とからなり、装置本体部は、前記センサー部の受光信号により実際の吸光度を算出し、前記基準値と比較してベアーランバートの法則に適応して生体の酸素状態を演算する演算処理部を備えていることを特徴とするヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度測定装置。
ファントムとセンサー部及び装置本体部とを備えた測定装置とからなり、前記ファントムは、光を完全に遮断する材質で形成された箱型のケース内の最下層にクッション材を敷き、その上に反射板、散乱層、吸収板、散乱層、吸収板を順次積層して形成されており、前記センサー部は、光源と、この光源から一定の距離に配置した受光素子と、前記ファントムの受光信号を基準値として記録するＲＯＭとからなり、前記装置本体部は、前記センサー部の受光信号により実際の吸光度を算出し、前記基準値と比較してベアーランバートの法則に適応して生体の酸素状態を演算する演算処理部を備えていることを特徴とするヘモグロビンの相対濃度変化と酸素飽和度測定装置。