JP2020092736A - 濃度測定装置及び濃度測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求め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、被測定部位５１に測定光を入射する光入射部と、被測定部位５１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ヘモグロビン関連情報を求める演算部とを備える。演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。【選択図】図１

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。

特許文献１には、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及び方法に関する技術が記載されている。この文献に記載された装置は、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、酸素化ヘモグロビン濃度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ＣＰＵと、を備える。ＣＰＵは、胸骨圧迫の有無を判定する。

特開２０１３−１７０８８１号公報

生体内におけるヘモグロビン酸素飽和度といったヘモグロビン関連情報を、光を用いて測定する方法及び装置が知られている。この方法及び装置では、被測定部位の全体に光を照射するので、当該被測定部位における動脈および静脈を含む組織全体のヘモグロビン関連情報を求めることとなる。しかしながら、例えば被測定部位の酸素消費量を測定する際には、静脈のヘモグロビン関連情報を求めることが必要となる。従来、光を用いる方法では静脈のヘモグロビン関連情報を選択的に求めることは困難であり、静脈中にカテーテルを留置するといった侵襲的な方法を用いる必要がある。このような方法では被測定者の負担やリスクが大きく、特に新生児や小児への適用は難しい。また、カテーテルの血管内での向きや留置状態に応じて測定データが変動し易く、測定の安定性にも課題がある。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであり、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求め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、本発明の一態様による濃度測定装置は、被測定部位に測定光を入射する光入射部と、被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、を備える。演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。

本発明の一態様による濃度測定方法は、被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、を含む。演算ステップでは、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。

本発明の一態様による濃度測定装置及び濃度測定方法によれば、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。

本発明の一実施形態に係る濃度測定装置１の概念図である。 （ａ）プローブ２０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１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λ₁〜λ₃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。 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。 （ａ）（ｂ）フィルタ処理の概念を説明するための図である。 フィルタの通過帯域を概念的に示すグラフである。 或る体組織２の血管３と、プローブ４を備える濃度測定装置５とを模式的に示した図である。 （ａ）動脈系の毛細血管３ａの断面構造を示す斜視断面図である。（ｂ）静脈系の毛細血管３ｂの断面構造を示す斜視断面図である。 人工呼吸器を装着した心臓手術中の被測定者において実際に測定された、フィルタ処理前のΔＯ₂ＨｂおよびΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。 フィルタ処理後のΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。 グラフＧ２１，Ｇ２２から抽出された周期的な変動成分である静脈の酸素化ヘモグロビン濃度（ΔｖＯ₂Ｈｂ）及び静脈の脱酸素化ヘモグロビン濃度（ΔｖＨＨｂ）の和、すなわち静脈の総ヘモグロビン濃度（ΔｖｃＨｂ）と、ΔｖＯ₂Ｈｂとの相関を示す散布図である。 ＳｖＯ₂の時間変化を示すグラフである。 （ａ）（ｂ）表示部１５における表示画面の例である。

一実施形態に係る濃度測定装置は、被測定部位に測定光を入射する光入射部と、被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、を備える。演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。

一実施形態に係る濃度測定方法は、被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、を含む。演算ステップでは、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。

或る測定機会において、本発明者が酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＯ₂Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＨＨｂ）を詳細に観察していたところ、人工呼吸器による換気の周期と精度良く一致する周期的な変動を偶然見出した。人が呼吸をすると（或いは人工呼吸器による周期的な加圧を行うと）、それにより生じる胸腔内圧の変化が体内の他の部位にも波及し、各部位における体腔内圧に変化が生じる。その圧力は血管にも及ぼされるが、動脈の血管壁は厚く丈夫であるのに対し、静脈の血管壁は薄くしなやかであるため、圧力の影響は、動脈よりも静脈においてより大きくなる。上述した周期的な変動の要因は、このような圧力の影響により、静脈の血管壁が拡張・収縮を繰り返したことによるものと考えられる。従って、ΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂから呼吸に由来する周期的な変動成分のみを抽出すれば、静脈のΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂを選択的に求めることが可能となる。そして、このことは、理論上ΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂから算出される他のヘモグロビン関連情報（例えば総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ））についても同様である。

このような点に鑑み、上記の濃度測定装置及び濃度測定方法においては、被測定部位の内部を伝搬した測定光の検出結果に基づいてヘモグロビン関連情報を求める際に、演算部が（演算ステップにおいて）、検出信号、ヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。これにより、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を選択的に求めることができる。故に、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。

濃度測定装置は、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示部を更に備えてもよい。同様に、濃度測定方法は、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップを更に含んでもよい。これにより、測定者が静脈のヘモグロビン関連情報を容易に確認することができる。

濃度測定装置は、フィルタの特性に関する情報を入力する入力部を更に備えてもよい。同様に、濃度測定方法は、フィルタの特性に関する情報を入力する入力ステップを更に含んでもよい。これにより、被測定者の呼吸数に応じた適切なフィルタ特性（中心周波数等）を容易に設定することができる。

上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、フィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ（beat per minute）以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれてもよい。一般的に、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０〜６０ｂｐｍであるのに対し、８０歳以上の高齢者は１０〜３０ｂｐｍである。従って、低域側及び高域側の各カットオフ周波数を上記のように設定する場合、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。

上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、フィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタであってもよい。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に設定することができる。濃度測定装置は、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択するための入力部を更に備えてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップの前に、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択するための入力ステップを更に含んでもよい。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に選択することができる。また、複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含んでもよい。上述したように、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０〜６０ｂｐｍであり、８０歳以上の高齢者は１０〜３０ｂｐｍである。従って、このような第１及び第２の通過帯域を選択可能とすることにより、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。

上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、併用される人工呼吸器の設定呼吸数がフィルタの通過帯域に含まれてもよい。一般的に、人工呼吸器の加圧の大きさは自発呼吸の減圧の大きさ（呼吸深度）よりも大きいので、人工呼吸器を使用している被測定者においては、呼吸に由来するヘモグロビン関連情報の周期的な変動が大きく現れる。また、自発呼吸とは異なり、人工呼吸器の換気の周期は殆ど変化せず、高い精度で一定に維持される。従って、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを精度良く抽出することが容易なので、静脈のヘモグロビン関連情報をより精度良く且つ容易に求めることができる。また、濃度測定装置は、人工呼吸器からの設定呼吸数に関する信号を受ける入力部を更に備え、演算部は、設定呼吸数に応じてフィルタの通過帯域を決定してもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップの前に、人工呼吸器からの設定呼吸数に関する信号を受ける入力ステップを更に含み、演算ステップでは、設定呼吸数に応じてフィルタの通過帯域を決定してもよい。これらの場合、人工呼吸器の設定呼吸数をフィルタの通過帯域に容易に含めることができる。

（実施の形態の詳細）
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。濃度測定装置１は、被測定者５０の被測定部位５１の静脈に関するヘモグロビン関連情報を測定し、表示部１５に表示して被測定者５０若しくは測定者に提示するものである。被測定部位５１は、例えば首から上のいずれかの部位であって、具体的には頭部（頭頂部、前頭部、額、後頭部、側頭部等の特に頭蓋内部）、及び／または顔付近（耳、鼻、眼瞼、口周部、顎部、頬等）である。また、ヘモグロビン関連情報には、酸素化ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔＯ_２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔＨＨｂ）、これらの和である総ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）、並びに、ΔＯ_２Ｈｂ及びΔＨＨｂから算出されるヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ₂）のうち少なくとも一つが含まれる。

濃度測定装置１は、被測定部位５１に固定されたプローブ２０から光入射位置に所定波長（λ₁、λ₂、λ₃）の光を入射し、被測定部位５１における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及び脱酸素化ヘモグロビンによる光への影響を調べ、これに基づいてヘモグロビン関連情報を繰り返し算出する。また、濃度測定装置１は、ヘモグロビン関連情報を算出する際に、光強度に関する検出信号、ヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値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呼吸に由来する成分を抽出する。そして、その周波数成分に基づいて静脈のヘモグロビン関連情報を求め、該情報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、被測定部位５１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、被測定部位５１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電気的な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（フォトダイオード等）であり、光入射部２１からの距離方向に並べられたＮ個（Ｎは２以上の整数）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（後述、図３参照）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、例えば前額部等の毛髪の無い部位に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定されてもよい。

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、演算部１４、表示部１５、入力部１６、及びデータバス１７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１７に電気的に接続されており、同じくデータバス１７に電気的に接続されている演算部１４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λ₁、λ₂、λ₃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、演算部１４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演算部１４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１７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演算部１４からデータバス１７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１７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１７を介して演算部１４へ出力する。

演算部１４は、ＣＰＵ１４１、ＲＯＭ１４２及びＲＡＭ１４３を含んで構成されているコンピュータである。演算部１４は、ＲＯＭ１４２に記憶されたプログラムをＣＰＵ１４１が読み出し、該プログラムに応じた動作をＣＰＵ１４１が行うことによって、以下に説明する機能を実現する。すなわち、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号に基づいて、被測定部位５１の内部におけるヘモグロビン関連情報のうち必要なものを演算する。このとき、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号、算出されたΔＯ₂Ｈｂ及び／またはΔＨＨｂ、若しくはΔＯ₂Ｈｂ及び／またはΔＨＨｂの算出過程に現れる数値に対してフィルタ処理を施すことによって、これらに含まれる周波数成分のうち呼吸数を含む周波数帯域を除く帯域の成分を除去若しくは低減する。演算部１４は、こうして算出したヘモグロビン関連情報を、データバス１７を介して表示部１５へ送る。なお、検出信号に基づくヘモグロビン関連情報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１７に電気的に接続されており、データバス１７を介して演算部１４から送られた結果を表示する。

入力部１６は、測定者の操作により、フィルタ特性に関する情報（中心周波数、カットオフ周波数等）を入力する。入力部１６は、例えばスイッチ若しくはキーボード等により構成され得る。入力部１６は、フィルタ特性に関する数値をそのまま入力する方式を有してもよく、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択する方式を有してもよい。或いは、人工呼吸器と有線若しくは無線を介して接続され、人工呼吸器から設定呼吸数に関する信号を受けてもよい。入力部１６は、データバス１７に電気的に接続されており、入力したフィルタ特性（カットオフ周波数、通過帯域、人工呼吸器の設定呼吸数等）の情報を、データバス１７を介して演算部１４へ出力する。

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、入力部１６において、フィルタ特性の入力（カットオフ周波数等の入力、通過帯域の選択、若しくは人工呼吸器の設定呼吸数の入力）を行う（入力ステップ、Ｓ１１）。なお、この入力ステップＳ１１は、後述する演算ステップＳ１４の前に行われれば足り、例えば後述する光入射ステップＳ１２及び光検出ステップＳ１３の後に行われてもよい。入力部１６は、得られた情報を演算部１４へ出力する。

続いて、発光部１１は、演算部１４からの指示信号に基づいて、波長λ₁〜λ₃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を伝搬して光入射位置に達し、光入射位置から被測定部位５１内へ入射する（光入射ステップＳ１２）。被測定部位５１内に入射されたレーザ光は、被測定部位５１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Ｓ１３）。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λ₁〜λ₃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λ₁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Ｄ₁（１）〜Ｄ₁（Ｎ）が順次得られる。続いて、波長λ₂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Ｄ₂（１）〜Ｄ₂（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Ｄ₁（１）〜Ｄ₃（Ｎ）が出力される。

続いて、演算部１４は、デジタル信号Ｄ₁（１）〜Ｄ₃（Ｎ）に基づいて、ΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂの一方または双方を算出する。更に、演算部１４は、得られたΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂに基づいて、ΔｃＨｂ及びＳｔＯ₂といった他のヘモグロビン関連情報を算出する。ＳｔＯ₂は、動脈及び静脈の双方を含むヘモグロビン酸素飽和度である。このとき、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号、算出されたヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値のいずれかに対してフィルタ処理を施す（フィルタ処理ステップＳ１４１）。このフィルタ処理では、入力ステップＳ１１において入力若しくは選択されたカットオフ周波数若しくは通過帯域、或いは人工呼吸器の設定呼吸数から決定される通過帯域に基づいて、ヘモグロビン関連情報に含まれる周波数成分のうち、呼吸数を含む周波数帯域を除く帯域の成分を除去若しくは低減する。これにより、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する成分が抽出される。算出されたヘモグロビン関連情報は、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Ｓ１２〜Ｓ１５が繰り返される。

ここで、演算ステップＳ１４における、演算部１４の演算内容について詳細に説明する。なお、以下の説明では一例として、まずヘモグロビン関連情報を算出したのち、ヘモグロビン関連情報に対してフィルタ処理を行っている。フィルタ処理のタイミングはこれに限られず、例えば演算前のデジタル信号Ｄ₁（１）〜Ｄ₃（Ｎ）に対して行ってもよいし、デジタル信号Ｄ₁（１）〜Ｄ₃（Ｎ）からヘモグロビン関連情報を算出する過程において現れる種々の数値のいずれかに対して行ってもよい。

或る光検出位置において、時刻Ｔ₀におけるレーザ光波長λ₁〜λ₃それぞれに応じた検出信号の値をＤλ₁（Ｔ₀）〜Ｄλ₃（Ｔ₀）、同じく時刻Ｔ₁における値をＤλ₁（Ｔ₁）〜Ｄλ₃（Ｔ₁）とすると、時刻Ｔ₀から時刻Ｔ₁までの間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、ΔＯＤ₁（Ｔ₁）は波長λ₁の検出光強度の時間的な相対変化量、ΔＯＤ₂（Ｔ₁）は波長λ₂の検出光強度の時間的な相対変化量、ΔＯＤ₃（Ｔ₁）は波長λ₃の検出光強度の時間的な相対変化量である。

また、時刻Ｔ₀から時刻Ｔ₁までの間における酸素化ヘモグロビン（Ｏ₂Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）の濃度の時間的な相対変化量をそれぞれΔＯ₂Ｈｂ（Ｔ₁）及びΔＨＨｂ（Ｔ₁）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λ₁、λ₂、及びλ₃の光に対するＯ₂Ｈｂ及びＨＨｂの吸光係数から求まる定数である。また、被測定部位５１内の総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量ΔｃＨｂ（Ｔ₁）は次の（５）式によって求めることができる。

更に、演算部１４は、こうして算出したΔＯ₂Ｈｂ、ΔＨＨｂ、及びΔｃＨｂの少なくとも一つに対して、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ΔＯ₂Ｈｂ、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）を各データに乗じ、その結果を加算することによって、非巡回型の線形位相デジタルフィルタが実現される。以下の数値は、標準的な人工呼吸器の換気周波数である１０ｂｐｍの成分を抽出するフィルタの例である。
Ａ（０）＝０．２１３
Ａ（１）＝Ａ（−１）＝０．１６４
Ａ（２）＝Ａ（−２）＝０．０６４
Ａ（３）＝Ａ（−３）＝−０．０３９
Ａ（４）＝Ａ（−４）＝−０．０９８
Ａ（５）＝Ａ（−５）＝−０．０９６
Ａ（６）＝Ａ（−６）＝−０．０６４
Ａ（７）＝Ａ（−７）＝−０．０２９
Ａ（８）＝Ａ（−８）＝−０．００９

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１５回（０．２５Ｈｚ）程度までの変動波形を測定する為に、例えば０．５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分間あたりの呼吸数（単位：ｂｐｍ）であり、縦軸はＲ（Ｆ）の値である。周期Ｔを０．５秒とする場合、このフィルタは１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）付近に通過ピークを有するバンドパスフィルタとなる。このようなデジタルフィルタによって、呼吸に由来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３０秒間、５呼吸分）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（カットオフ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、時間的な相対変化量に含まれる周波数成分のうち低域側のカットオフ周波数より小さい周波数成分を除去し、呼吸に由来する時間変動分を分離・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７（ａ）及び図７（ｂ）は、この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ΔＯ₂Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂの極大値を求め、図７（ａ）に示されるように、その時間変化グラフＧ１１の極大値Ｐ１を一定値と見なすことにより、ΔＯ₂Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂに含まれる低域側のカットオフ周波数より小さい周波数成分を除去する。或いは、例えばΔＯ₂Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂの極小値を求め、図７（ｂ）に示されるように、この時間変化グラフＧ１１の極小値Ｐ２を一定値と見なすことにより、ΔＯ₂Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂに含まれる低域側のカットオフ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、呼吸に由来する時間変動分を好適に抽出することができる。

ここで、フィルタ処理ステップＳ１４１において設定されるフィルタ特性の詳細について説明する。下記の表１は、安静時の健康な人の平均的な呼吸数を示す表である。なお、人工呼吸器の換気数は、下記の範囲外の値に設定されてもよい。

本実施形態の演算部１４及びフィルタ処理ステップＳ１４１では、この安静時の呼吸数を基に、フィルタの通過帯域が設定される。図８は、フィルタの通過帯域を概念的に示すグラフであって、横軸は周波数（単位：ｂｐｍ）、縦軸は利得（単位：ｄＢ）を表す。図８の波形Ａ１に示されるように、例えば被測定者が成人である場合、理想的には、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以下に設定され、高域側のカットオフ周波数は２０ｂｐｍ以上に設定されるとよい。また、図８の波形Ａ２に示されるように、例えば被測定者が新生児である場合、理想的には、低域側のカットオフ周波数は４０ｂｐｍ以下に設定され、高域側のカットオフ周波数は５０ｂｐｍ以上に設定されるとよい。

但し、測定精度等の観点から、フィルタの通過帯域を上記の表１に記載された年齢層毎に細かく区分する必要がない場合もある。そのような場合には、例えば低域側のカットオフ周波数を１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）以上３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以下の範囲内とし、高域側のカットオフ周波数を３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以上６０ｂｐｍ（１．０Ｈｚ）以下の範囲内としてもよい。表１から明らかなように、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０〜６０ｂｐｍであるのに対し、８０歳以上の高齢者は１０〜３０ｂｐｍである。従って、低域側及び高域側の各カットオフ周波数をこのように設定することにより、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。

或いは、入力部１６及び入力ステップＳ１１において、予め設定された複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能である場合、該複数の通過帯域には、小人、成人若しくは高齢者に対応する、１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）以上３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以下の範囲内に含まれる第１の通過帯域と、新生児及び乳幼児に対応する、３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以上６０ｂｐｍ（１．０Ｈｚ）以下の範囲内に含まれる第２の通過帯域とが含まれてもよい。複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能であることによって、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に設定することができる。そして、複数の通過帯域に上記第１及び第２の通過帯域が含まれることによって、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。なお、選択対象である複数の通過帯域は、予めＲＯＭ１４２等に記憶される。

或いは、被測定者に人工呼吸器が取り付けられている場合には、その人工呼吸器の設定呼吸数がフィルタの通過帯域に含まれるように、フィルタの通過帯域を設定してもよい。その場合、人工呼吸器の設定呼吸数が通過帯域の中心周波数（ピーク周波数）となるようにフィルタ特性を設定してもよく、設定呼吸数に対して高域側及び低域側に所定の周波数の余裕をもって通過帯域を設定してもよい。一般的に、人工呼吸器の加圧の大きさは自発呼吸の減圧の大きさ（呼吸深度）よりも大きいので、人工呼吸器を使用している被測定者においては、呼吸に由来するヘモグロビン関連情報の周期的な変動が大きく現れる。また、自発呼吸とは異なり、人工呼吸器の換気の周期は殆ど変化せず、高い精度で一定に維持される。従って、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを精度良く抽出することは容易なので、静脈のヘモグロビン関連情報をより精度良く且つ容易に求めることができる。特に、入力部１６及び入力ステップＳ１１において人工呼吸器から設定呼吸数に関する信号が提供される場合には、その設定呼吸数に応じて（フィルタの通過帯域に含まれるように）、演算部１４及びフィルタ処理ステップＳ１４１において通過帯域を手動で入力するか、または自動的に決定してもよい。これにより、人工呼吸器の設定呼吸数をフィルタの通過帯域に容易に含めることができる。

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説明する。或る測定機会において、本発明者がヘモグロビン関連情報の測定結果を詳細に観察していたところ、明らかに周期的な変動波形を偶然見出した。この変動は心拍と測定周波数（２Ｈｚ）とのビート成分であるとも考えられたが、変動周期が６秒（０．１６６Ｈｚ）で被測定者の心拍が毎分７０前後（１．１６Ｈｚ）であったためその可能性は低く、また周期が極めて安定していたことから、生理現象に起因する変動とは考え難かった。その後、この変動の周期が人工呼吸器の換気周期と精度良く一致することが確認された。この測定の際、プローブは被測定者の前額部に固定されていた。従って、この変動は気管、肺、胸郭などの機械的な動きに由来するものではなく、換気圧による脳血管の拡張・収縮に由来するものと考えられる。また、光を用いた濃度測定装置によって測定されるのは、主に毛細血管中の血液におけるヘモグロビン関連情報である。従って、この変動は、脳組織中の毛細血管の拡張・収縮に由来するものといえる。

図９は、或る体組織２の血管３と、プローブ４を備える濃度測定装置５とを模式的に示した図である。体組織２の内部では、動脈系の毛細血管３ａと静脈系の毛細血管３ｂとが混在している。通常、濃度測定装置５によって測定されるヘモグロビン関連情報には、動脈系及び静脈系の毛細血管３ａ，３ｂ双方における情報が含まれている。図１０の（ａ）は動脈系の毛細血管３ａの断面構造を示す斜視断面図であり、図１０の（ｂ）は静脈系の毛細血管３ｂの断面構造を示す斜視断面図である。毛細血管３ａ，３ｂは、内膜（内皮）３１と、内膜３１を覆う弾性膜３２と、弾性膜３２を覆う中膜（平滑筋）３３と、中膜３３を覆う栄養血管３４と、栄養血管３４を覆う外膜３５とを有する。また、動脈系の毛細血管３ａは、中膜３３と栄養血管３４との間に別の弾性膜３６を更に有する。図１０の（ａ）に示されるように、動脈系の毛細血管３ａは、心拍による大きな血圧変動に耐えて送血機能を維持するために、血管壁（中膜３３及び外膜３５）が厚く、丈夫な構造を有している。これに対し、静脈系の毛細血管３ｂでは血圧が低く変動もほとんど無いので、図１０の（ｂ）に示されるように、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁（中膜３３及び外膜３５）は動脈系の毛細血管３ａと比較して極めて薄く、しなやかな構造を有している。

人が呼吸をすると（或いは人工呼吸器による周期的な換気を行うと）、それにより生じる胸腔内圧の変化が体内の他の部位にも波及し、各部位における体腔内圧に変化が生じる。その圧力は各部位の毛細血管にも及ぼされるが、上述したように動脈系の毛細血管３ａの血管壁は厚く丈夫であるのに対し、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁は薄くしなやかであるため、圧力の影響は、動脈系の毛細血管３ａよりも静脈系の毛細血管３ｂにおいてより大きくなる。このため、呼吸による胸腔内圧の変動は、ほぼ静脈系の毛細血管３ｂにのみ拡張・収縮を誘発し、静脈血液のヘモグロビン関連情報を特異的に変動させると考えられる。上述したヘモグロビン関連情報の周期的な変動の要因は、このような圧力の影響により、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁が拡張・収縮を繰り返したことによるものである。

なお、濃度測定装置５において測定されるヘモグロビン関連情報には、心拍に起因する変動も生じる。しかし、この変動は動脈系の毛細血管３ａにおいて生じるものであり、その変動周期は心拍周期と一致し、例えば毎分約９０回といった程度である。これに対し、呼吸に由来する変動の周期は例えば毎分１０〜６０回程度であり、心拍に起因する変動の周期とは明らかに異なる。このことから、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを抽出すれば、静脈系の毛細血管３ｂのヘモグロビン関連情報を選択的に求めることができるといえる。

このような点に鑑み、本実施形態においては、被測定部位５１の内部を伝搬した測定光の検出結果に基づいてヘモグロビン関連情報を求める際に、演算部１４が（演算ステップＳ３において）、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行うことにより、被測定部位５１の静脈におけるヘモグロビン関連情報を選択的に求める。これにより、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。

なお、従来の濃度測定装置において測定されるヘモグロビン酸素飽和度（ＳｔＯ₂やＴＯＩ）は、動脈及び静脈の双方を含む組織全体の平均的な値であり、次の数式（９）で示される。但し、ＳａＯ₂は動脈のヘモグロビン酸素飽和度であり、Ｒは毛細血管全体に占める動脈の体積比率であり、（１−Ｒ）は静脈の体積比率である。

組織代謝を直接反映するパラメータはＳｖＯ₂であるが、Ｒは未知であり、被測定者毎及び症例毎に異なる。従って、従来の方式では、ＳｔＯ₂から静脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ₂）を求めることはできない。これに対し、本実施形態では、ＳｖＯ₂を、静脈のΔＯ₂ＨｂであるΔｖＯ₂Ｈｂ、及び静脈のΔＨＨｂであるΔｖＨＨｂに基づいて、次の数式（１０）により算出することができる。なお、この演算はＯ₂Ｈｂ及びＨＨｂの変化量の比に基づいているので、被測定部位５１の形状やプローブ２０の装着状態などの影響が少ない、安定したＳｖＯ₂の測定が可能となる。

図１１は、人工呼吸器を装着した心臓手術中の被測定者において実際に測定された、フィルタ処理前のΔＯ₂ＨｂおよびΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。また、図１２は、フィルタ処理後のΔＯ₂Ｈｂ及びΔＨＨｂ（つまりΔｖＯ₂Ｈｂ及びΔｖＨＨｂ）の時間変化の一部を拡大して示すグラフである。図１１及び図１２において、グラフＧ２１はΔＯ₂Ｈｂを示し、グラフＧ２２はΔＨＨｂを示す。縦軸は変化量（任意単位）を表し、横軸は時間（単位：分）を表す。グラフＧ２１，Ｇ２２を参照すると、呼吸に由来する毎分１０回程度の周期的な変動が観察される。図１３は、グラフＧ２１，Ｇ２２から抽出された周期的な変動成分であるΔｖＯ₂Ｈｂ及びΔｖＨＨｂの和、すなわち静脈の総ヘモグロビン濃度の変動成分（ΔｖｃＨｂ）と、ΔｖＯ₂Ｈｂとの相関を示す散布図である。この図によれば、ΔｖｃＨｂとΔｖＯ₂Ｈｂとは高い相関でもって互いに比例しており（相関係数Ｒの二乗値Ｒ²＝０．９９９）、その比例係数（この例では０．７７６すなわち７７．６％）が静脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ₂）に相当する。図１４は、ＳｖＯ₂の時間変化を示すグラフである。縦軸はＳｖＯ₂（単位：％）を表し、横軸は時間（単位：分）を表す。このように、呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行うことによって、ＳｖＯ₂等のヘモグロビン関連情報を好適に算出することができる。特に被測定部位５１が脳である場合、ＳｖＯ₂は脳での酸素消費を反映する量であり、脳代謝を示す臨床上重要なパラメータである。

また、上述したように本実施形態では呼吸に由来する変動をヘモグロビン関連情報から抽出するが、「呼吸」は、自発呼吸であってもよく、人工呼吸器による換気であってもよい。これらのいずれであっても、上述した作用を期待できるからである。但し、人工呼吸器による換気は一般的に自発呼吸よりも深く、また周期が正確に一定なので、変動成分の抽出精度が高くなる傾向がある。従って、人工呼吸器を使用している場合には、そうでない場合と比較して静脈のヘモグロビン関連情報の測定精度が高くなる。人工呼吸器は主に手術中の患者や集中治療室（ＩＣＵ）の患者に対して使われるので、それらの患者を被測定者とする場合に本実施形態の濃度測定装置１及び濃度測定方法はより有効となる。

また、動脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳａＯ₂）は、心拍に同期して変動するΔＯ₂ＨｂとΔＨＨｂとの比率から容易に求めることができる。このＳａＯ₂と、本実施形態によって測定されるＳｖＯ₂との差（ＳａＯ₂−ＳｖＯ₂）を算出することによって、被測定部位の酸素消費に関する、より直接的な評価が可能となる。そこで、例えば被測定部位を脳として、濃度測定装置１において脳組織のＳａＯ₂及びＳｖＯ₂の双方を同時に測定し、演算部１４及び演算ステップＳ１４において酸素消費量を算出すれば、１台の装置で非侵襲・連続的に脳の酸素消費状態をモニタすることが可能となり、特にＩＣＵ患者や手術中患者にとって大変有効な機能となる。

なお、本実施形態において、「呼吸に由来する周波数成分を抽出するフィルタ処理」とは、呼吸の周波数（呼吸数）を含む或る範囲内の周波数成分を抽出することをいい、呼吸の周波数成分のみを抽出する場合に限られない。また、「周波数成分の抽出」とは、当該周波数成分を含む周波数範囲を除く他の周波数範囲の成分の大きさを、当該周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで低減する処理をいい、他の周波数範囲の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、本実施形態において「静脈の」ヘモグロビン関連情報を求めるとは、ヘモグロビン関連情報が主に静脈における情報を含んでいることを意味し、動脈におけるヘモグロビン関連情報を全く含まないことを意図しない。すなわち、本実施形態の濃度測定装置１及び濃度測定方法により求められるヘモグロビン関連情報は、動脈の寄与分を僅かに（例えば数％程度）含んでいてもよい。そのような場合であっても、静脈のヘモグロビン関連情報として有効に利用することができ、実用上問題は無い。

本実施形態のように、濃度測定装置１は、フィルタ特性を入力する入力部１６を備えてもよい。同様に、本実施形態の濃度測定方法は、演算ステップＳ１４の前に、フィルタ特性を入力する入力ステップＳ１１を含んでもよい。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切なフィルタ特性を容易に設定することができる。

本実施形態のように、濃度測定装置１は、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示部１５を備えてもよい。同様に、本実施形態の濃度測定方法は、演算ステップＳ１４の後に、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップＳ１５を含んでもよい。この場合、静脈のヘモグロビン関連情報を測定者に容易に示すことができる。

ここで、表示部１５における画面表示について説明する。図１５（ａ）及び図１５（ｂ）は、表示部１５における表示画面の例である。図１５（ａ）に示される表示画面では、フィルタ処理後のΔＯ_２Ｈｂ及びΔＨＨｂが、それぞれ個別のグラフＧ３１及びＧ３２として表示されている。一実施例では、グラフＧ３１及びＧ３２の横軸は時間を示し、縦軸は変化量を示す。また、図１５（ｂ）に示される表示画面では、フィルタ処理後のΔｃＨｂを表すグラフＧ４１が示されており、更に、そのグラフＧ４１の振幅のうち、ΔＯ_２Ｈｂが占める領域Ｂ２２と、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Ｇ４１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り、表示された情報を医師等が参照して、被測定部位の静脈における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、手術中患者若しくはＩＣＵ患者の状態を素早く判断することができる。

また、表示部１５は、ΔｃＨｂの時間変化の振幅（図１５（ｂ）に示される振幅Ｃ１）と、ΔＯ_２Ｈｂの時間変化の振幅（図１５（ｂ）に示されるＣ２）との比（Ｃ２／Ｃ１）に関する数値等の情報を表示してもよい。或いは、表示部１５は、ΔｃＨｂの時間変化の積分値Ｄ１（図１５（ｂ）に示される領域Ｂ２２及び領域Ｂ２３の面積の和）と、ΔＯ_２Ｈｂの時間変化の積分値Ｄ２（図１５（ｂ）に示される領域Ｂ２２の面積）との比（Ｄ２／Ｄ１）に関する数値等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、表示された情報を医師等が参照して、被測定部位５１の静脈における酸素化ヘモグロビンの比率を知ることができ、手術中患者若しくはＩＣＵ患者の状態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、演算部１４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。

本実施形態のように、ヘモグロビン関連情報の算出周期は０．５秒以下（周波数にすると、１０Ｈｚ以下）であってもよい。一般的に、呼吸数は１分間に１０〜６０回程度である（表１を参照）。ヘモグロビン関連情報の算出周期が０．５秒以下であれば、呼吸に由来する周波数成分を好適に抽出することができる。なお、呼吸数（若しくはフィルタの通過帯域）に応じてヘモグロビン関連情報の算出周期を変更可能としてもよい。その場合、ヘモグロビン関連情報の算出周期を入力する入力部を濃度測定装置が更に備えてもよく、演算部が呼吸数（若しくはフィルタの通過帯域）に応じてヘモグロビン関連情報の算出周期を自動的に変更してもよい。

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、算出する静脈のヘモグロビン関連情報としてΔＯ_２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ、及びＳｖＯ₂を例示しているが、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、他の静脈のヘモグロビン関連情報を算出してもよい。

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、所定の周波数成分を抽出することが可能なフィルタ処理であれば、どのような処理であってもよい。また、フィルタ処理は、ソフトウェアによる処理、ハードウェアによる処理のいずれであってもよい。

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…Ａ／Ｄ変換回路、１４…演算部、１５…表示部、１４１…ＣＰＵ、１４２…ＲＯＭ、１４３…ＲＡＭ、１６…入力部、１７…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…被測定者、５１…被測定部位。

Claims (18)

1. 被測定部位に測定光を入射する光入射部と、
   前記被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、
   を備え、
   前記演算部は、前記被測定部位の静脈における前記ヘモグロビン関連情報を求めるために、前記検出信号、前記ヘモグロビン関連情報若しくは前記ヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う、濃度測定装置。
2. 静脈の前記ヘモグロビン関連情報を表示する表示部を更に備える、請求項１に記載の濃度測定装置。
3. 前記フィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力部を更に備える、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
4. 前記フィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれる、請求項１〜３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
5. 前記フィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタである、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
6. 前記複数の通過帯域の中から前記一の通過帯域を選択するための入力部を更に備える、請求項５に記載の濃度測定装置。
7. 前記複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含む、請求項５または６に記載の濃度測定装置。
8. 併用される人工呼吸器の設定呼吸数が前記フィルタの通過帯域に含まれる、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
9. 前記人工呼吸器からの前記設定呼吸数に関する信号を受ける入力部を更に備え、
   前記演算部は、前記設定呼吸数に応じて前記フィルタの通過帯域を決定する、請求項８に記載の濃度測定装置。
10. 被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、
    前記被測定部位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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、
    を含み、
    前記演算ステップでは、前記被測定部位の静脈における前記ヘモグロビン関連情報を求めるために、前記検出信号、前記ヘモグロビン関連情報若しくは前記ヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う、濃度測定方法。
11. 前記演算ステップの後に、静脈の前記ヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップを更に含む、請求項１０に記載の濃度測定方法。
12. 前記演算ステップの前に、前記フィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力ステップを更に含む、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
13. 前記フィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれる、請求項１０〜１２のいずれか一項に記載の濃度測定方法。
14. 前記フィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタである、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
15. 前記演算ステップの前に、前記複数の通過帯域の中から前記一の通過帯域を選択するための入力ステップを更に含む、請求項１４に記載の濃度測定方法。
16. 前記複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含む、請求項１４または１５に記載の濃度測定方法。
17. 併用される人工呼吸器の設定呼吸数が前記フィルタの通過帯域に含まれる、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
18. 前記演算ステップの前に、前記人工呼吸器からの前記設定呼吸数に関する信号を受ける入力ステップを更に含み、
    前記演算ステップでは、前記設定呼吸数に応じて前記フィルタの通過帯域を決定する、請求項１７に記載の濃度測定方法。

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