JP2612866B2 - ヘモグロビン測定法 - Google Patents
ヘモグロビン測定法Info
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明はヘモグロビン測定法に関する。さらに詳し
くは近赤外領域の特定波長光を用いて生体血中のヘモグ
ロビン量変動を直接測定する方法に関する。
くは近赤外領域の特定波長光を用いて生体血中のヘモグ
ロビン量変動を直接測定する方法に関する。
（ロ）従来の技術 従来血液中のヘモグロビン（以下Hbと略す）を測定す
る方法としては、生体外に血液を取り出して測定する方
法と、生体外に血液を取り出さず測定する方法とがあ
る。このうち後者の方法には、皮膚を加温して動脈血化
しその部位に酸素電極を貼りつけて経皮的に測定する方
法、イヤーピースオキシメータやパルスオキシメータ等
のオキシメータを用いた光学的手法による方法、さらに
は反射光を用いてHbの酸素化型（オキシ）−脱酸素化型
（デオキシ）のスペクトル変化からヘモグロビン量の変
動を測定する方法などが知られている。
る方法としては、生体外に血液を取り出して測定する方
法と、生体外に血液を取り出さず測定する方法とがあ
る。このうち後者の方法には、皮膚を加温して動脈血化
しその部位に酸素電極を貼りつけて経皮的に測定する方
法、イヤーピースオキシメータやパルスオキシメータ等
のオキシメータを用いた光学的手法による方法、さらに
は反射光を用いてHbの酸素化型（オキシ）−脱酸素化型
（デオキシ）のスペクトル変化からヘモグロビン量の変
動を測定する方法などが知られている。
（ハ）発明が解決しようとする問題点 しかしながら、上記の経皮的に測定する方法では同一
箇所での長時間使用ができなく、得られる情報も末梢血
管のものだけであり、臓器や頭部などの主要組織におけ
る血液の状態を知ることはできない。
箇所での長時間使用ができなく、得られる情報も末梢血
管のものだけであり、臓器や頭部などの主要組織におけ
る血液の状態を知ることはできない。
一方オキシメータを用いる方法では、パルスオキシメ
ータが普及しているが、指先の動脈に関する測定しかで
きず、頭部や臓器等の生体主要組織における血液の直接
測定が不可能であり、さらに静脈に関する測定ができな
い。
ータが普及しているが、指先の動脈に関する測定しかで
きず、頭部や臓器等の生体主要組織における血液の直接
測定が不可能であり、さらに静脈に関する測定ができな
い。
また上記スペクトル変化による方法では、血液量変動
による吸光度変化が上記オキシ−デオキシによる吸光度
変化にオーバーラップしてくること、また主要組織こと
に頭部の測定においてはチトクロムaa3（cytaa3）の酸
化還元状態変化に伴うスペクトル変動がオーバーラップ
してくること、さらに、波長によって光路および光路長
が異なってくることからスペクトルに歪みを生ずるた
め、ヘモグロビン量に対応するパラメータを容易に測定
することができない等の問題点がある。
による吸光度変化が上記オキシ−デオキシによる吸光度
変化にオーバーラップしてくること、また主要組織こと
に頭部の測定においてはチトクロムaa3（cytaa3）の酸
化還元状態変化に伴うスペクトル変動がオーバーラップ
してくること、さらに、波長によって光路および光路長
が異なってくることからスペクトルに歪みを生ずるた
め、ヘモグロビン量に対応するパラメータを容易に測定
することができない等の問題点がある。
この発明はかかる状況に鑑みなされたものであり、頭
部や臓器等の生体主要組織における血液中のヘモグロビ
ン量変動を、光学的手法によって生体から直接かつ連続
的に測定することが可能なヘモグロビン測定法を提供し
ようとするものである。
部や臓器等の生体主要組織における血液中のヘモグロビ
ン量変動を、光学的手法によって生体から直接かつ連続
的に測定することが可能なヘモグロビン測定法を提供し
ようとするものである。
（ニ）問題点を解決するための手段 かくしてこの発明によれば、700〜780nmの波長領域に
おいてチトクロムの酸化還元変化に伴うスペクトル変動
を無視し得る実質的にヘモグロビンによる吸光度変化の
みが生ずる互いに異なる特定の波長を選択し、これらの
波長光を生体組織に直接照射して各波長についての動・
静脈を含めたヘモグロビンの変化に伴う吸光度変化を測
定し、この吸光度変化と、予め上記特定波長によって得
られた吸光係数とに基づいて、上記照射光路中の酸素化
型ヘモグロビン量変動、脱酸素化型ヘモグロビン量変動
および／または全ヘモグロビン量変動を測定することを
特徴とするヘモグロビン測定法が提供される。
おいてチトクロムの酸化還元変化に伴うスペクトル変動
を無視し得る実質的にヘモグロビンによる吸光度変化の
みが生ずる互いに異なる特定の波長を選択し、これらの
波長光を生体組織に直接照射して各波長についての動・
静脈を含めたヘモグロビンの変化に伴う吸光度変化を測
定し、この吸光度変化と、予め上記特定波長によって得
られた吸光係数とに基づいて、上記照射光路中の酸素化
型ヘモグロビン量変動、脱酸素化型ヘモグロビン量変動
および／または全ヘモグロビン量変動を測定することを
特徴とするヘモグロビン測定法が提供される。
この発明は生体組織に対して近赤外領域の波長を用い
る光学的手法において、700〜780nmの波長領域から実質
的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる異なる
特定の例えば２波長（λ1,λ２）を選択して用いること
により、チトクロムaa3（cytaa3）の酸化還元レベル変
化に伴う吸収スペクトル変動の影響を実質的に排除し、
生体主要組織ことに頭部等の血液中のヘモグロビン（H
b）量変動を、該組織への上記波長光の直接照射により
無侵襲にモニタできうる方法であることを特徴とする。
る光学的手法において、700〜780nmの波長領域から実質
的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる異なる
特定の例えば２波長（λ1,λ２）を選択して用いること
により、チトクロムaa3（cytaa3）の酸化還元レベル変
化に伴う吸収スペクトル変動の影響を実質的に排除し、
生体主要組織ことに頭部等の血液中のヘモグロビン（H
b）量変動を、該組織への上記波長光の直接照射により
無侵襲にモニタできうる方法であることを特徴とする。
この発明の方法に用いられる異なる特定の波長は、実
質的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる700
〜780nmが選定される。このことは後述する実施例の記
載が参照される。
質的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる700
〜780nmが選定される。このことは後述する実施例の記
載が参照される。
この発明の方法において上記波長範囲から選択される
２波長は、得られる吸光度の差が大きくかつ散乱等の影
響の少ない組合わせが選択され、例えば700nmと730nm、
750nmと780nmの組合わせ等が好ましいが、これらに限定
されない。
２波長は、得られる吸光度の差が大きくかつ散乱等の影
響の少ない組合わせが選択され、例えば700nmと730nm、
750nmと780nmの組合わせ等が好ましいが、これらに限定
されない。
この発明の方法において吸光度変化の測定は、当該分
野で通常用いられる分光光度計および検出器をそのまま
用いることができる。ただし光源から検出器までの測定
光路には、上記のごとく選択される特定の波長光を測定
対象の生体部位に直接照射できうるよう構成された測定
部が設定される。上記のごとき測定光路および測定部は
光ファイバ等を用いて構成することができる。
野で通常用いられる分光光度計および検出器をそのまま
用いることができる。ただし光源から検出器までの測定
光路には、上記のごとく選択される特定の波長光を測定
対象の生体部位に直接照射できうるよう構成された測定
部が設定される。上記のごとき測定光路および測定部は
光ファイバ等を用いて構成することができる。
この発明の方法は、ヘモグロビン量の変動と吸光度変
化との間に、ランベルト−ベールの法則が成立する生理
範囲内で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長
（λ1,λ２）による照射光路（光路長:d）中での求める
各量変動：酸素化型ヘモグロビン（HbO2）量変動、脱酸
素化型ヘモグロビン（Hb）量変動、全ヘモグロビン 量変動をそれぞれ順に△［HbO2］ｄ、△［Hb］ｄ、 とし、さらにその組織の上記特定波長の照射光による吸
光係数すなわち、波長λ１における酸素化型ヘモグロビ
ンの吸光係数:k2,同じく波長λ１における脱酸素化型ヘ
モグロビンの吸光係数:k1′，波長λ２における酸素化
型ヘモグロビンの吸光係数:k2,同じく波長λ２における
脱酸素化型ヘモグロビンの吸光係数:k2′とした場合、
各波長λ１またはλ２による経時吸光度変化量△A1また
は△A2が △A1＝k1△［HbO2］ｄ＋k1′△［Hb］ｄ または △A2＝k2△［HbO2］ｄ＋k2′△［Hb］ｄ で表される直線関係が成立する生理範囲内であり、該範
囲としてはヘマトクリット（HCT）15〜40％が挙げられ
る。このことは後述する実施例により示される。
化との間に、ランベルト−ベールの法則が成立する生理
範囲内で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長
（λ1,λ２）による照射光路（光路長:d）中での求める
各量変動：酸素化型ヘモグロビン（HbO2）量変動、脱酸
素化型ヘモグロビン（Hb）量変動、全ヘモグロビン 量変動をそれぞれ順に△［HbO2］ｄ、△［Hb］ｄ、 とし、さらにその組織の上記特定波長の照射光による吸
光係数すなわち、波長λ１における酸素化型ヘモグロビ
ンの吸光係数:k2,同じく波長λ１における脱酸素化型ヘ
モグロビンの吸光係数:k1′，波長λ２における酸素化
型ヘモグロビンの吸光係数:k2,同じく波長λ２における
脱酸素化型ヘモグロビンの吸光係数:k2′とした場合、
各波長λ１またはλ２による経時吸光度変化量△A1また
は△A2が △A1＝k1△［HbO2］ｄ＋k1′△［Hb］ｄ または △A2＝k2△［HbO2］ｄ＋k2′△［Hb］ｄ で表される直線関係が成立する生理範囲内であり、該範
囲としてはヘマトクリット（HCT）15〜40％が挙げられ
る。このことは後述する実施例により示される。
従って上記２式から上記各量変動はそれぞれ、 △［HbO2］ｄ∝△A1−（ｋ′1/k′２）△A2 △［Hb］ｄ∝△A1−（k1/k′２）△A2 の関係で示すことができ、各量変動がλ１での経時吸光
度変化量△A1と、λ２での経時吸光度変化量△A2と、上
記各吸光係数とに基づいてモニタできうることとなる。
度変化量△A1と、λ２での経時吸光度変化量△A2と、上
記各吸光係数とに基づいてモニタできうることとなる。
上記各吸光係数は、通常ヘモグロビンを有する哺乳類
を用いた潅流実験から設定される。すなわちその１つの
モデルとしてはラットを選択し、かつ、このラットの頭
部潅流実験においてまず完全好気状態（100％O2吸入）
に保ち、これに上記範囲でHCTの異なる血液を潅流する
毎に前記異なる特定の２波長（λ1,λ２）についてそれ
ぞれ吸光度を測定することにより、k1およびk2が設定さ
れる。また、上記ラットを完全嫌気状態（例えば100％N
2吸入）に保って上記と同様の測定をすることにより、k
1′およびk2′が設定される。またこの発明の方法にお
いては上記の吸光係数は上記のごとき潅流実験以外に、
生体外で求めたものを用いることもできる。
を用いた潅流実験から設定される。すなわちその１つの
モデルとしてはラットを選択し、かつ、このラットの頭
部潅流実験においてまず完全好気状態（100％O2吸入）
に保ち、これに上記範囲でHCTの異なる血液を潅流する
毎に前記異なる特定の２波長（λ1,λ２）についてそれ
ぞれ吸光度を測定することにより、k1およびk2が設定さ
れる。また、上記ラットを完全嫌気状態（例えば100％N
2吸入）に保って上記と同様の測定をすることにより、k
1′およびk2′が設定される。またこの発明の方法にお
いては上記の吸光係数は上記のごとき潅流実験以外に、
生体外で求めたものを用いることもできる。
（ホ）作用 この発明によれば、700〜780nmの波長領域において実
質的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる異な
る特定の２波長を、直接生体組織に照射し、得られる各
波長光についての経時吸光度変化と、上記各波長によっ
て予め設定された酸素化型ヘモグロビンの吸光係数およ
び脱酸素化型ヘモグロビンの吸光係数とに基づいて、照
射光路中の酸素化型ヘモグロビン変動量、脱酸素化型ヘ
モグロビン変動量および／または全ヘモグロビン変動量
が測定されることとなる。
質的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる異な
る特定の２波長を、直接生体組織に照射し、得られる各
波長光についての経時吸光度変化と、上記各波長によっ
て予め設定された酸素化型ヘモグロビンの吸光係数およ
び脱酸素化型ヘモグロビンの吸光係数とに基づいて、照
射光路中の酸素化型ヘモグロビン変動量、脱酸素化型ヘ
モグロビン変動量および／または全ヘモグロビン変動量
が測定されることとなる。
以下実施例によりこの発明を詳細に説明するが、これ
によりこの発明は限定されるものではない。
によりこの発明は限定されるものではない。
（ヘ）実施例 実施例１ 第１図にこの発明のヘモグロビン測定法を実施する装
置の一例のブロック図を示す。この装置はラットを用い
て行なうモデル実験のブロック図である。図において
（１）はフローコントロール、（２）は加湿器、（３）
は人口呼吸装置、（４）は光源、（５）はモノクロメー
タ、（６）は光電子増倍管（PM）、（７）はLOG変換
器、（８）はアナログ／デジタル変換器、（９）はCP
U、（10）はハイボルテージ（HV）である。上記（１）
（２）（３）はラットの体内を好気状態から嫌気状態ま
でのいずれかの状態に調節するための機構であり、従っ
て（３）はラットの気管に接続されるよう構成されてい
る。また光源（４）から測定部（Ａ）を介して上記PM
（６）までは光ファイバによる光路（ａ）が形成されて
おり、上記測定部（Ａ）にはこの光路が中断されて照射
端部と受光端部が設定されている。そしてこのこれらの
照射端部と受光端部との間に、測定対象の生体組織を挟
んで直接測定できるように構成されている。モノクロメ
ータ（５）は測定部（Ａ）の後に位置しているが、前分
光にすることもできる。また通常のモノクロメータを使
ってもよいが、干渉フィルタを用いて意図する波長光の
みを選択してこれを交互に照射できるような構成にして
もよい。
置の一例のブロック図を示す。この装置はラットを用い
て行なうモデル実験のブロック図である。図において
（１）はフローコントロール、（２）は加湿器、（３）
は人口呼吸装置、（４）は光源、（５）はモノクロメー
タ、（６）は光電子増倍管（PM）、（７）はLOG変換
器、（８）はアナログ／デジタル変換器、（９）はCP
U、（10）はハイボルテージ（HV）である。上記（１）
（２）（３）はラットの体内を好気状態から嫌気状態ま
でのいずれかの状態に調節するための機構であり、従っ
て（３）はラットの気管に接続されるよう構成されてい
る。また光源（４）から測定部（Ａ）を介して上記PM
（６）までは光ファイバによる光路（ａ）が形成されて
おり、上記測定部（Ａ）にはこの光路が中断されて照射
端部と受光端部が設定されている。そしてこのこれらの
照射端部と受光端部との間に、測定対象の生体組織を挟
んで直接測定できるように構成されている。モノクロメ
ータ（５）は測定部（Ａ）の後に位置しているが、前分
光にすることもできる。また通常のモノクロメータを使
ってもよいが、干渉フィルタを用いて意図する波長光の
みを選択してこれを交互に照射できるような構成にして
もよい。
上記のごとく構成された装置を用いて得られるラット
頭部透過スペクトルにより、ヘモグロビン（以下Hbと略
す）の酸素飽和度を測定する場合について説明する。一
般に頭部においては近赤外領域に特徴的な吸収ピークを
もつ生体物質として、Hbとチトクロムaa3（以下cytaa3
と略す）が考えられる。そこでラットを好気状態（95％
O25％CO2吸入）にしてその吸収スペクトル（イ）を測定
し、その後嫌気状態（100％N2吸入）にして同じくその
吸収スペクトル（ロ）を測定し、これらの結果につい
て、吸収スペクトル（イ）をベースライン（）にと
り、さらにこれと吸収スペクトル（ロ）との差スペクト
ル（）をそれぞれ第２図（Ｂ）に示した。この結果
は、ラットから単離されたHbのみを同様に測定した結果
（第３図）とは若干異なっている。
頭部透過スペクトルにより、ヘモグロビン（以下Hbと略
す）の酸素飽和度を測定する場合について説明する。一
般に頭部においては近赤外領域に特徴的な吸収ピークを
もつ生体物質として、Hbとチトクロムaa3（以下cytaa3
と略す）が考えられる。そこでラットを好気状態（95％
O25％CO2吸入）にしてその吸収スペクトル（イ）を測定
し、その後嫌気状態（100％N2吸入）にして同じくその
吸収スペクトル（ロ）を測定し、これらの結果につい
て、吸収スペクトル（イ）をベースライン（）にと
り、さらにこれと吸収スペクトル（ロ）との差スペクト
ル（）をそれぞれ第２図（Ｂ）に示した。この結果
は、ラットから単離されたHbのみを同様に測定した結果
（第３図）とは若干異なっている。
また次に、ラットにフロロカーボン（人工血液）を潅
流してHbを置換させてHb freeの状態にし、これについ
て上記と同様のベースライン（）および差スペクトル
（）を測定し第２図（Ａ）に示す結果を得た。この第
２図（Ａ）における差スペクトル（）は、明らかにラ
ット頭部におけるcytaa3の酸素還元レベルの変動をその
まま示しているものであり、従って700〜780nmにおいて
はcytaa3の酸化還元レベルの変化に伴うスペクトルの変
動は殆ど無いと考えてよい。
流してHbを置換させてHb freeの状態にし、これについ
て上記と同様のベースライン（）および差スペクトル
（）を測定し第２図（Ａ）に示す結果を得た。この第
２図（Ａ）における差スペクトル（）は、明らかにラ
ット頭部におけるcytaa3の酸素還元レベルの変動をその
まま示しているものであり、従って700〜780nmにおいて
はcytaa3の酸化還元レベルの変化に伴うスペクトルの変
動は殆ど無いと考えてよい。
以上のことから、この波長域に測定波長を設定するこ
とにより得られるデータは、Hbの酸素化−脱酸素化のみ
に依存しているということができる。従って０％O2吸入
による完全嫌気状態下のラットでの測定によりHbO2濃度
の０点を設定し、一方100％O2吸入による完全好気状態
下での測定によりHbO2濃度のスパン点を設定することに
より、ヘモグロビンの酸素飽和度に関する定量が可能と
なる。
とにより得られるデータは、Hbの酸素化−脱酸素化のみ
に依存しているということができる。従って０％O2吸入
による完全嫌気状態下のラットでの測定によりHbO2濃度
の０点を設定し、一方100％O2吸入による完全好気状態
下での測定によりHbO2濃度のスパン点を設定することに
より、ヘモグロビンの酸素飽和度に関する定量が可能と
なる。
実施例２ 第１図に示した装置を用いてλ１＝700nm、λ２＝730
nmの２波長により上記と同様にラットの頭部透過スペク
トルを測定してヘモグロビン量変動をモニタする方法に
ついて説明する。
nmの２波長により上記と同様にラットの頭部透過スペク
トルを測定してヘモグロビン量変動をモニタする方法に
ついて説明する。
まず上記２波長を用いたラット頭部潅流実験におい
て、完全好気状態（100％O2）および完全嫌気状態（０
％O2）の状態下で、ヘマトクリット（HCT）15〜40％の
範囲における血液を潅流して吸光度変化を測定した結
果、第４図に示すごとくHCTの割合と吸光度変化との間
には、良好な直線性を有することが実証された（すなわ
ち上記範囲内で近似的にランベルト−ベールの法則が成
立する）。
て、完全好気状態（100％O2）および完全嫌気状態（０
％O2）の状態下で、ヘマトクリット（HCT）15〜40％の
範囲における血液を潅流して吸光度変化を測定した結
果、第４図に示すごとくHCTの割合と吸光度変化との間
には、良好な直線性を有することが実証された（すなわ
ち上記範囲内で近似的にランベルト−ベールの法則が成
立する）。
従って特定波長:700nmおよび730nmによる照射光路
（光路長:d）中での 酸素化型ヘモグロビン量変動 ：△［HbO2］d, 脱酸素化型ヘモグロビン量変動：△［Hb］d, について下記２式が成立することとなる。
（光路長:d）中での 酸素化型ヘモグロビン量変動 ：△［HbO2］d, 脱酸素化型ヘモグロビン量変動：△［Hb］d, について下記２式が成立することとなる。
△A700＝k1△［HbO2］ｄ＋k1′△［Hb］ｄ …… △A730＝k2△［HbO2］ｄ＋k2′△［Hb］ｄ …… k1:700nmにおけるHbO2の吸光係数 k1′:700nmにおけるHbの吸光係数 k2:730nmにおけるHbO2の吸光係数 k2′:730nmにおけるHbの吸光係数 ここでの吸光係数は、照射した頭部組織における散乱
および赤血球によるヘモグロビンの局在などの影響も含
めた吸光係数である。
および赤血球によるヘモグロビンの局在などの影響も含
めた吸光係数である。
上記より△［HbO2］ｄは、 △［HbO2］ｄ＝K1｛△A700−（ｋ′1/k′２）△A730｝
…… ただし、K1＝ｋ′2/（ｋ′1k2−k1k′２） として得られる。ここでk1′/k2′は、脱酸素化型ヘモ
グロビン（以下Hb）の700nmと730nmにおける吸光係数の
比である。この比の値は、完全嫌気化されたラット頭部
の吸光度変化の比により求めることができる。すなわち
第１図の装置におけるラットの完全嫌気状態（０％O2吸
入）下で、HCTの異なる血液を流しながら、その都度700
nmおよび730nmの波長光を交互に照射して得られる吸光
度をプロットし、HCTに基づく700nmの吸光度と730nmの
吸光度との相関グラフ（第５図）を作成し、得られるグ
ラフの勾配を測定することにより、k1′/k2′を求める
ことができる。この結果、上記比は1.20と得られた。そ
してK1は定数であることから、△［HbO2］ｄは、 △A700−1.2△A730 によりモニタできることとなる。
…… ただし、K1＝ｋ′2/（ｋ′1k2−k1k′２） として得られる。ここでk1′/k2′は、脱酸素化型ヘモ
グロビン（以下Hb）の700nmと730nmにおける吸光係数の
比である。この比の値は、完全嫌気化されたラット頭部
の吸光度変化の比により求めることができる。すなわち
第１図の装置におけるラットの完全嫌気状態（０％O2吸
入）下で、HCTの異なる血液を流しながら、その都度700
nmおよび730nmの波長光を交互に照射して得られる吸光
度をプロットし、HCTに基づく700nmの吸光度と730nmの
吸光度との相関グラフ（第５図）を作成し、得られるグ
ラフの勾配を測定することにより、k1′/k2′を求める
ことができる。この結果、上記比は1.20と得られた。そ
してK1は定数であることから、△［HbO2］ｄは、 △A700−1.2△A730 によりモニタできることとなる。
同様にして前記式，より、△［Hb］ｄは、 △［Hb］ｄ＝K2｛△A1−（k1/k2）△A2｝ ただし、K2＝k2/（ｋ′1k2−k1k′２） として得られ、ここでk1/k2は、酸素化型ヘモグロビン
（以下HbO2）の700nmと730nmにおける吸光係数の比であ
り、完全好気状態での上記と同様のラット頭部吸光度変
化を測定しかつ同様の相関グラフを作成することによ
り、その値は0.94であることがわかった。そしてK2は定
数であることから、△［Hb］ｄは、 △A700−0.94△A730 によりモニタできることとなる。
（以下HbO2）の700nmと730nmにおける吸光係数の比であ
り、完全好気状態での上記と同様のラット頭部吸光度変
化を測定しかつ同様の相関グラフを作成することによ
り、その値は0.94であることがわかった。そしてK2は定
数であることから、△［Hb］ｄは、 △A700−0.94△A730 によりモニタできることとなる。
さらに については、△［HbO2］と△［Hb］）の和であるので、 ただし、K3＝（ｋ′２−k2）／（ｋ′1k2−k1k′２） として得られる。ここで（k1′−k1）／（ｋ′２−k2）
は、嫌気状態から好気状態に変化したときの各波長の吸
光度変化量の比で求めることができる。すなわち第１図
の装置におけるラットについて、吸入ガスを第６図に示
すごとき段階で95％O2から０％O2まで順次変化させ、そ
の都度700nmおよび730nmの波長光を交互に照射して得ら
れる吸光度をプロットし、以下上記と同様の方法により
相関グラフを作成してその勾配を測定することにより、
（k1′−k1）／（k2′−k2）の値を求めたところ、1.52
として得られた。そしてK3は定数であることから、 △A700−1.52△A730 によりモニタできることとなる。
は、嫌気状態から好気状態に変化したときの各波長の吸
光度変化量の比で求めることができる。すなわち第１図
の装置におけるラットについて、吸入ガスを第６図に示
すごとき段階で95％O2から０％O2まで順次変化させ、そ
の都度700nmおよび730nmの波長光を交互に照射して得ら
れる吸光度をプロットし、以下上記と同様の方法により
相関グラフを作成してその勾配を測定することにより、
（k1′−k1）／（k2′−k2）の値を求めたところ、1.52
として得られた。そしてK3は定数であることから、 △A700−1.52△A730 によりモニタできることとなる。
次に上記のごとく得られた演算式により実際に酸素化
型ヘモグロビン量および全ヘモグロビン量の各変動をモ
ニタしていることをグラフにより説明する。第７図に
は、空気吸入から窒素吸入に変化させさらに頚静脈切断
後までのラットに関して、酸素化型ヘモグロビン量変動
（△［HbO2］ｄ）および全ヘモグロビン量変動 を上記方法によりモニタしたグラフ図を示している。こ
の図によれば酸素吸入から窒素吸入に切り替えたときに
△［HbO2］ｄが大幅に減少する様子（ハ部）を示してお
り、頚静脈切断時（図中矢印部）には の大幅な減少（ニ部）により、血液量の大幅な減少が良
好にモニタされている。またこのときは完全嫌気状態な
ので酸素化型ヘモグロビンが殆どないわけであるが、こ
のことは頚静脈切断時に△［HbO2］ｄが変動していない
ことによりモニタされている。
型ヘモグロビン量および全ヘモグロビン量の各変動をモ
ニタしていることをグラフにより説明する。第７図に
は、空気吸入から窒素吸入に変化させさらに頚静脈切断
後までのラットに関して、酸素化型ヘモグロビン量変動
（△［HbO2］ｄ）および全ヘモグロビン量変動 を上記方法によりモニタしたグラフ図を示している。こ
の図によれば酸素吸入から窒素吸入に切り替えたときに
△［HbO2］ｄが大幅に減少する様子（ハ部）を示してお
り、頚静脈切断時（図中矢印部）には の大幅な減少（ニ部）により、血液量の大幅な減少が良
好にモニタされている。またこのときは完全嫌気状態な
ので酸素化型ヘモグロビンが殆どないわけであるが、こ
のことは頚静脈切断時に△［HbO2］ｄが変動していない
ことによりモニタされている。
以上のことからこの発明の方法によれば、照射光路内
の生体組織の酸素化型ヘモグロビン量変動、脱酸素化型
ヘモグロビン量変動および全ヘモグロビン量変動の経時
変化をモニタすることができる。
の生体組織の酸素化型ヘモグロビン量変動、脱酸素化型
ヘモグロビン量変動および全ヘモグロビン量変動の経時
変化をモニタすることができる。
（ト）発明の効果 この発明によれば、700〜780nmの特定波長を選択する
ことにより容易にチトクロムaa3の妨害を除去してヘモ
グロビン量の測定ができる。また生体主要組織に対して
直接かつ無侵襲に測定することができる。さらに連続測
定が可能である。さらにまた静脈成分の情況もモニタす
ることができる。
ことにより容易にチトクロムaa3の妨害を除去してヘモ
グロビン量の測定ができる。また生体主要組織に対して
直接かつ無侵襲に測定することができる。さらに連続測
定が可能である。さらにまた静脈成分の情況もモニタす
ることができる。
第１図はこの発明のヘモグロビン測定法を実施する装置
の一例のブロック図、第２図はラットの頭部潅流下での
透過スペクトルについて、好気状態下の吸収スペクトル
をベースラインとして嫌気状態下の吸収スペクトルとの
差スペクトルを示すグラフ図、第３図はラットの遊離さ
れたヘモグロビンについての第２図相当図、第４図はHC
Tと吸光度変化との関係を示すグラフ図、第５図はHCTに
対する700nmと730nmとの波長による吸光度変化の相関を
示す相関図、第６図はラットの吸入状態を好気状態から
嫌気状態まで段階的に変化させたときの透過光強度の変
化を示すグラフ図、第７図はヘモグロビン量変動の情況
を説明するグラフ図である。 （１）……フローコントロール、 （２）……加湿器、（３）……人口呼吸装置、 （４）……光源、（５）……モノクロメータ、 （６）……光電子増倍管、（７）……LOG変換器、 （８）……アナログ／デジタル変換器、 （９）……CPU、（Ａ）……測定部。
の一例のブロック図、第２図はラットの頭部潅流下での
透過スペクトルについて、好気状態下の吸収スペクトル
をベースラインとして嫌気状態下の吸収スペクトルとの
差スペクトルを示すグラフ図、第３図はラットの遊離さ
れたヘモグロビンについての第２図相当図、第４図はHC
Tと吸光度変化との関係を示すグラフ図、第５図はHCTに
対する700nmと730nmとの波長による吸光度変化の相関を
示す相関図、第６図はラットの吸入状態を好気状態から
嫌気状態まで段階的に変化させたときの透過光強度の変
化を示すグラフ図、第７図はヘモグロビン量変動の情況
を説明するグラフ図である。 （１）……フローコントロール、 （２）……加湿器、（３）……人口呼吸装置、 （４）……光源、（５）……モノクロメータ、 （６）……光電子増倍管、（７）……LOG変換器、 （８）……アナログ／デジタル変換器、 （９）……CPU、（Ａ）……測定部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 櫨木 修 北海道札幌市北区新琴似９―２ 丸増麻 生ハイツ516 (56)参考文献 特開 昭56−104646（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−41639（ＪＰ，Ａ) 特公 昭61−11097（ＪＰ，Ｂ２)
Claims (1)
- 【請求項１】700〜780nmの波長領域においてチトクロム
の酸化還元変化に伴うスペクトル変動を無視し得る実質
的にヘモグロビンによる吸光度変化のみが生ずる互いに
異なる特定の波長を選択し、これらの波長光を生体組織
に直接照射して各波長についての動・静脈を含めたヘモ
グロビンの変化に伴う吸光度変化を測定し、この吸光度
変化と、予め上記特定波長によって得られた吸光係数と
に基づいて、上記照射光路中の酸素化型ヘモグロビン量
変動、脱酸素化型ヘモグロビン量変動および／または全
ヘモグロビン量変動を測定することを特徴とするヘモグ
ロビン測定法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62248590A JP2612866B2 (ja) | 1987-09-30 | 1987-09-30 | ヘモグロビン測定法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62248590A JP2612866B2 (ja) | 1987-09-30 | 1987-09-30 | ヘモグロビン測定法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6488340A JPS6488340A (en) | 1989-04-03 |
| JP2612866B2 true JP2612866B2 (ja) | 1997-05-21 |
Family
ID=17180384
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62248590A Expired - Lifetime JP2612866B2 (ja) | 1987-09-30 | 1987-09-30 | ヘモグロビン測定法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2612866B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5148022A (en) * | 1989-02-15 | 1992-09-15 | Hitachi, Ltd. | Method for optically inspecting human body and apparatus for the same |
| JPH02305555A (ja) * | 1989-05-18 | 1990-12-19 | Nec San-Ei Instr Co Ltd | 血液酸素飽和度・血圧同時測定装置 |
| CA2008831C (en) * | 1990-01-29 | 1996-03-26 | Patrick T.T. Wong | Method of detecting the presence of anomalies in biological tissues and cells in natural and cultured form by infrared spectroscopy |
| US5015856A (en) * | 1990-03-28 | 1991-05-14 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Automated process for permeability determinations of barrier resins |
| JP3433498B2 (ja) * | 1993-06-02 | 2003-08-04 | 浜松ホトニクス株式会社 | 散乱吸収体の内部情報計測方法及び装置 |
| US7687272B1 (en) * | 1998-01-12 | 2010-03-30 | Henry Buchwald | Method and apparatus for determining blood oxygen transport |
| US6806091B1 (en) | 1999-01-12 | 2004-10-19 | Henry Buchwald | Method and apparatus for determining blood oxygen transport |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56104646A (en) * | 1980-01-25 | 1981-08-20 | Minolta Camera Kk | Optical analyzer for forming ratio of element contained in organism |
| JPS6111097A (ja) * | 1984-06-27 | 1986-01-18 | 三洋電機株式会社 | 洗濯機 |
| JPS6241639A (ja) * | 1985-08-19 | 1987-02-23 | 株式会社 ユニソク | 近赤外生体分光測定装置 |
-
1987
- 1987-09-30 JP JP62248590A patent/JP2612866B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6488340A (en) | 1989-04-03 |
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