JP3260472B2 - 診断装置 - Google Patents
診断装置Info
- Publication number
- JP3260472B2 JP3260472B2 JP09215893A JP9215893A JP3260472B2 JP 3260472 B2 JP3260472 B2 JP 3260472B2 JP 09215893 A JP09215893 A JP 09215893A JP 9215893 A JP9215893 A JP 9215893A JP 3260472 B2 JP3260472 B2 JP 3260472B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- hemoglobin
- concentration
- blood flow
- blood
- change
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 claims description 87
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 claims description 87
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 50
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 39
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 39
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 35
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 25
- 239000002504 physiological saline solution Substances 0.000 claims description 17
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 13
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 13
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 13
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 11
- 239000007788 liquid Substances 0.000 claims description 10
- 239000012895 dilution Substances 0.000 claims description 6
- 238000010790 dilution Methods 0.000 claims description 6
- 238000007865 diluting Methods 0.000 claims description 4
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims description 4
- 230000003727 cerebral blood flow Effects 0.000 description 13
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 13
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 12
- 238000000034 method Methods 0.000 description 10
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 description 9
- 239000000700 radioactive tracer Substances 0.000 description 9
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 239000000975 dye Substances 0.000 description 3
- 241001522296 Erithacus rubecula Species 0.000 description 2
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 2
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 2
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 2
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 239000000941 radioactive substance Substances 0.000 description 2
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 239000002253 acid Substances 0.000 description 1
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 1
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 description 1
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Neurology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体に対する安全性が
確保された液体（例えば、生理食塩水）を血液中に注入
して血流、血液酸素飽和度及びヘモグロビン絶対濃度の
うちの少なくとも一つを測定するようにした診断装置に
関する。
確保された液体（例えば、生理食塩水）を血液中に注入
して血流、血液酸素飽和度及びヘモグロビン絶対濃度の
うちの少なくとも一つを測定するようにした診断装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】生体の各器官への血液供給は、生命維
持、生体の正常な活動にとって重要な因子の一つであ
り、特に、脳への血液供給は極めて重要である。脳がク
リティカルな状態に陥る危険性のある患者においては、
脳血流の測定は不可欠な診断項目である。従来提案され
ている血流測定方法に、放射性物質、例えば放射性キセ
ノン（Ｘｅ）をトレーサとして生体に注入し、頭部に付
けられたγ線センサによりトレーサの変化を測定し血流
を計算するものがある。また、トレーサとしてガーディ
オグリーン等の色素を注入し、外部から照射された光の
吸収変化により色素の流れをモニタし血流を計算する方
法も知られている。
持、生体の正常な活動にとって重要な因子の一つであ
り、特に、脳への血液供給は極めて重要である。脳がク
リティカルな状態に陥る危険性のある患者においては、
脳血流の測定は不可欠な診断項目である。従来提案され
ている血流測定方法に、放射性物質、例えば放射性キセ
ノン（Ｘｅ）をトレーサとして生体に注入し、頭部に付
けられたγ線センサによりトレーサの変化を測定し血流
を計算するものがある。また、トレーサとしてガーディ
オグリーン等の色素を注入し、外部から照射された光の
吸収変化により色素の流れをモニタし血流を計算する方
法も知られている。
【０００３】また、脳での血液酸素・血液濃度変化（脳
血流そのものではない）を測定する装置が提案されてい
る（米国特許第４２８１６４５号）。この装置は、生体
を比較的良く透過する近赤外光を光源に用いると共に、
光検出器には光電子増倍管などの非常に高感度なセンサ
を用いて、それまでは組織の薄い指先や耳たぶに限られ
ていた測定を頭部で可能にした。これにより頭部血液中
の酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）の濃度変化の測定が可能となり、臨床現場で
の頭部モニタに貢献している。
血流そのものではない）を測定する装置が提案されてい
る（米国特許第４２８１６４５号）。この装置は、生体
を比較的良く透過する近赤外光を光源に用いると共に、
光検出器には光電子増倍管などの非常に高感度なセンサ
を用いて、それまでは組織の薄い指先や耳たぶに限られ
ていた測定を頭部で可能にした。これにより頭部血液中
の酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）の濃度変化の測定が可能となり、臨床現場で
の頭部モニタに貢献している。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記した従来の装置に
は、次に述べるような問題点がある。まず、放射性物質
や色素等のトレーサは生体にとって好ましくなく、繰り
返し使用することができない。また、国や施設によって
は人体への使用を禁止している場合も多い。こうしたト
レーサによる血流測定は、超音波の波長シフトから血流
を測定するドップラ方式に比べると精度が高く安定な測
定が可能であるが、臨床現場での使用は事実上困難であ
るという問題がある。また、近赤外光による頭部血液酸
素・血液濃度変化装置（以下、近赤外モニタ装置）は酸
化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン
（Ｈｂ）の相対変化は与えるものの、その絶対値は得ら
れず、重要な脳血流に関する直接的な情報も得られな
い。
は、次に述べるような問題点がある。まず、放射性物質
や色素等のトレーサは生体にとって好ましくなく、繰り
返し使用することができない。また、国や施設によって
は人体への使用を禁止している場合も多い。こうしたト
レーサによる血流測定は、超音波の波長シフトから血流
を測定するドップラ方式に比べると精度が高く安定な測
定が可能であるが、臨床現場での使用は事実上困難であ
るという問題がある。また、近赤外光による頭部血液酸
素・血液濃度変化装置（以下、近赤外モニタ装置）は酸
化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン
（Ｈｂ）の相対変化は与えるものの、その絶対値は得ら
れず、重要な脳血流に関する直接的な情報も得られな
い。
【０００５】本発明は上記問題点を解決するためになさ
れたものであり、生体にとって無害な物質をトレーサと
して用い、血流に関する情報を与えることのできる診断
装置を提供することを目的とする。
れたものであり、生体にとって無害な物質をトレーサと
して用い、血流に関する情報を与えることのできる診断
装置を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に基づく診断装置は、生体の所定部位に光を
照射する照射手段と、生体から出射する光を検出する検
出手段と、検出した光を電気信号に変換する変換手段
と、第１の演算部と、第２の演算部とを備え、第１の演
算部は、生体の所定部位を血流が通過する通過時間Ｔと
血液希釈用液体を生体に注入することにより生ずる酸化
型ヘモグロビンの濃度変化の最大値ｈｘと還元型ヘモグ
ロビンの濃度変化の最大値ｈｙとを求める演算を行い、
第２の演算部は、血液量Ｖ＝Ｔ・ｈｘ＋Ｔ・ｈｙとして
血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算するか、又は、血流酸素飽和度Ｓ
Ｏ ２ ＝ｈｘ／（ｈｘ＋ｈｙ）を計算するか、又は、第１
回目の血流測定において酸化型ヘモグロビンの濃度変化
ｈｘ１と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈｙ１とを測定
し、第２回目の血流測定において酸化型ヘモグロビンの
濃度変化ｈｘ２と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈｙ２
とを測定し、第１回目、第２回目の血流測定における酸
化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビンのそれぞれの平
均濃度の差分ΔＨｂ、ΔＨｂＯ ２ を求め、酸化型ヘモグ
ロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ ＝｛ｈｘ１／（ｈｙ２・ｈ
ｘ１−ｈｙ１・ｈｘ２）｝・（ΔＨｂ・ｈｘ２−ΔＨｂ
Ｏ ２ ・ｈｙ ２ ）、還元型ヘモグロビンの絶対濃度ＡＨｂ
＝｛ｈｙ１／（ｈｙ２・ｈｘ１−ｈｙ１・ｈｘ２）｝・
（ΔＨｂ・ｈｘ２−ΔＨｂＯ ２ ・ｈｙ ２ ）を計算する。
に、本発明に基づく診断装置は、生体の所定部位に光を
照射する照射手段と、生体から出射する光を検出する検
出手段と、検出した光を電気信号に変換する変換手段
と、第１の演算部と、第２の演算部とを備え、第１の演
算部は、生体の所定部位を血流が通過する通過時間Ｔと
血液希釈用液体を生体に注入することにより生ずる酸化
型ヘモグロビンの濃度変化の最大値ｈｘと還元型ヘモグ
ロビンの濃度変化の最大値ｈｙとを求める演算を行い、
第２の演算部は、血液量Ｖ＝Ｔ・ｈｘ＋Ｔ・ｈｙとして
血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算するか、又は、血流酸素飽和度Ｓ
Ｏ ２ ＝ｈｘ／（ｈｘ＋ｈｙ）を計算するか、又は、第１
回目の血流測定において酸化型ヘモグロビンの濃度変化
ｈｘ１と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈｙ１とを測定
し、第２回目の血流測定において酸化型ヘモグロビンの
濃度変化ｈｘ２と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈｙ２
とを測定し、第１回目、第２回目の血流測定における酸
化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビンのそれぞれの平
均濃度の差分ΔＨｂ、ΔＨｂＯ ２ を求め、酸化型ヘモグ
ロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ ＝｛ｈｘ１／（ｈｙ２・ｈ
ｘ１−ｈｙ１・ｈｘ２）｝・（ΔＨｂ・ｈｘ２−ΔＨｂ
Ｏ ２ ・ｈｙ ２ ）、還元型ヘモグロビンの絶対濃度ＡＨｂ
＝｛ｈｙ１／（ｈｙ２・ｈｘ１−ｈｙ１・ｈｘ２）｝・
（ΔＨｂ・ｈｘ２−ΔＨｂＯ ２ ・ｈｙ ２ ）を計算する。
【０００７】更に、演算手段は、計算した酸化型ヘモグ
ロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ と還元型ヘモグロビンの絶
対濃度ＡＨｂとの和を血液量Ｖとして血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを
計算することにより、所定部位における血流Ｆを計算す
る。また、演算手段は、ヘモグロビンの濃度変化信号を
モニタしながら、注入された血液希釈用液体の所定部位
における通過時間Ｔを計算により求め、少なくとも、求
めた通過時間Ｔを用いて血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算する。更
に、演算手段が、酸化型ヘモグロビンの濃度変化信号と
還元型ヘモグロビンの濃度変化信号を出力するように照
射手段が少なくとも２種類の波長を有する光を生体の所
定部位に交互に照射するように構成させている。血液希
釈用液体としては生理食塩水を用いるのが好ましい。
ロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ と還元型ヘモグロビンの絶
対濃度ＡＨｂとの和を血液量Ｖとして血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを
計算することにより、所定部位における血流Ｆを計算す
る。また、演算手段は、ヘモグロビンの濃度変化信号を
モニタしながら、注入された血液希釈用液体の所定部位
における通過時間Ｔを計算により求め、少なくとも、求
めた通過時間Ｔを用いて血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算する。更
に、演算手段が、酸化型ヘモグロビンの濃度変化信号と
還元型ヘモグロビンの濃度変化信号を出力するように照
射手段が少なくとも２種類の波長を有する光を生体の所
定部位に交互に照射するように構成させている。血液希
釈用液体としては生理食塩水を用いるのが好ましい。
【０００８】
【作用】生体の所定部位、例えば、頭部に光を照射し、
生体から出射する光を検出し、検出した光を電気信号に
変換する。演算手段は、この電気信号に第１の演算処理
を施すことにより生体の所定部位でのヘモグロビンの濃
度変化信号を出力する。トレーサとして生理食塩水等の
血液希釈用液体を生体に注入し、ヘモグロビンの濃度変
化信号をもとめ、この信号に演算処理を施し、例えば、
血流を計算する。血流を計算するために、ヘモグロビン
の濃度変化信号より、注入された生理食塩水の所定部位
での通過時間が計算される。
生体から出射する光を検出し、検出した光を電気信号に
変換する。演算手段は、この電気信号に第１の演算処理
を施すことにより生体の所定部位でのヘモグロビンの濃
度変化信号を出力する。トレーサとして生理食塩水等の
血液希釈用液体を生体に注入し、ヘモグロビンの濃度変
化信号をもとめ、この信号に演算処理を施し、例えば、
血流を計算する。血流を計算するために、ヘモグロビン
の濃度変化信号より、注入された生理食塩水の所定部位
での通過時間が計算される。
【０００９】
【実施例】図１は本発明の実施例に基づく診断装置の概
略構成図を示したものである。図１において、中央演算
装置（以下、「ＣＰＵ」という）１にはレーザドライバ
２を介して光源３が接続されている。光源３からは２種
類の異なる波長λ1及びλ2を有するレーザ光１と２が出
力される。これらレーザ光の波長λ1とλ2はそれぞれ７
７５及び８２５ｎｍであり、ＣＰＵ１の制御に基づきこ
れらの波長のレーザ光が交互に出力される。波長λ1と
λ2のレーザ光１と２は、酸化型ヘモグロビン（Ｈｂ
Ｏ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度を測定する
ためのものである。
略構成図を示したものである。図１において、中央演算
装置（以下、「ＣＰＵ」という）１にはレーザドライバ
２を介して光源３が接続されている。光源３からは２種
類の異なる波長λ1及びλ2を有するレーザ光１と２が出
力される。これらレーザ光の波長λ1とλ2はそれぞれ７
７５及び８２５ｎｍであり、ＣＰＵ１の制御に基づきこ
れらの波長のレーザ光が交互に出力される。波長λ1と
λ2のレーザ光１と２は、酸化型ヘモグロビン（Ｈｂ
Ｏ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度を測定する
ためのものである。
【００１０】光源３から出力されるレーザ光を被検体の
頭部４に照射するために、照射用取付具５Ａが被検体の
頭部４に取り付けられる。照射用取付具５Ａは、レーザ
光を導く光ファイバの端部を束ねて保持するものであ
り、照射用取付具５Ａと所定間隔（５〜６cm）をおいて
検出用取付具５Ｂが取り付けられる。照射用取付具５Ａ
と検出用取付具５Ｂ間距離が光路長となる。検出用取付
具５Ｂが検出したレーザ光は光ファイバにより光電子増
倍管６に導かれる。光電子増倍管６の出力はＡ／Ｄコン
バータ７でＡ／Ｄ変換された後、所定のタイミングでメ
モリ８に取り込まれる。メモリ８には０．５秒間信号を
蓄積し、ＣＰＵ１は０．５秒毎に酸化型ヘモグロビンの
濃度変化ΔＨｂＯ2、還元型ヘモグロビンの濃度変化Δ
Ｈｂ、及び総ヘモグロビン（ＨｂＴ＝ＨｂＯ2＋Ｈｂ）
の濃度変化ΔＨｂＴを出力装置９に表示出力する。ま
た、メモリ８には、ＣＰＵ１が各種演算を行う上で必要
なパラメータとＣＰＵ１を駆動するためのプログラムが
格納されている。開始スイッチ１０はＣＰＵ１に対して
血流測定の開始を知らせるためのものである。
頭部４に照射するために、照射用取付具５Ａが被検体の
頭部４に取り付けられる。照射用取付具５Ａは、レーザ
光を導く光ファイバの端部を束ねて保持するものであ
り、照射用取付具５Ａと所定間隔（５〜６cm）をおいて
検出用取付具５Ｂが取り付けられる。照射用取付具５Ａ
と検出用取付具５Ｂ間距離が光路長となる。検出用取付
具５Ｂが検出したレーザ光は光ファイバにより光電子増
倍管６に導かれる。光電子増倍管６の出力はＡ／Ｄコン
バータ７でＡ／Ｄ変換された後、所定のタイミングでメ
モリ８に取り込まれる。メモリ８には０．５秒間信号を
蓄積し、ＣＰＵ１は０．５秒毎に酸化型ヘモグロビンの
濃度変化ΔＨｂＯ2、還元型ヘモグロビンの濃度変化Δ
Ｈｂ、及び総ヘモグロビン（ＨｂＴ＝ＨｂＯ2＋Ｈｂ）
の濃度変化ΔＨｂＴを出力装置９に表示出力する。ま
た、メモリ８には、ＣＰＵ１が各種演算を行う上で必要
なパラメータとＣＰＵ１を駆動するためのプログラムが
格納されている。開始スイッチ１０はＣＰＵ１に対して
血流測定の開始を知らせるためのものである。
【００１１】本実施例では、生理食塩水をトレーサとし
て用い脳血流（Ｆ）と脳血流酸素飽和度（ＳＯ2）の絶
対値、更に酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘ
モグロビン（Ｈｂ）の絶対濃度を同時に測定する。ここ
で、トレーサとして使用する生理食塩水は体液そのもの
であるので人体には全く無害である。生理食塩水以外の
液体であっても、使用するレーザ光の波長帯域において
ヘモグロビンに比べ無視できる程度の吸収係数を有して
おり、かつ、生体に対する安全性が確保されていればこ
れを血液希釈用に用いることができる。
て用い脳血流（Ｆ）と脳血流酸素飽和度（ＳＯ2）の絶
対値、更に酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘ
モグロビン（Ｈｂ）の絶対濃度を同時に測定する。ここ
で、トレーサとして使用する生理食塩水は体液そのもの
であるので人体には全く無害である。生理食塩水以外の
液体であっても、使用するレーザ光の波長帯域において
ヘモグロビンに比べ無視できる程度の吸収係数を有して
おり、かつ、生体に対する安全性が確保されていればこ
れを血液希釈用に用いることができる。
【００１２】（１）脳血流の測定 脳血流Ｆは単位時間に脳を流れる血液量であり、脳血液
量Ｖとこれが脳を通過する通過時間Ｔが与えられればＦ
＝Ｖ／Ｔの関係式より求めることができる。脳血液量Ｖ
は、例えば、近赤外線モニタ装置を用いて測定すること
ができる。したがって、通過時間Ｔを求めれば脳血流Ｆ
が求まる。なお、近赤外モニタ装置を用いて測定される
脳血液量Ｖの単位は（ml／100g脳）またはヘモグロビン
濃度で表した（μmol／liter）である。通過時間Ｔを秒
で表せば脳血流量Ｆの単位はml／100g脳／秒またはμmo
l／liter／秒となる。
量Ｖとこれが脳を通過する通過時間Ｔが与えられればＦ
＝Ｖ／Ｔの関係式より求めることができる。脳血液量Ｖ
は、例えば、近赤外線モニタ装置を用いて測定すること
ができる。したがって、通過時間Ｔを求めれば脳血流Ｆ
が求まる。なお、近赤外モニタ装置を用いて測定される
脳血液量Ｖの単位は（ml／100g脳）またはヘモグロビン
濃度で表した（μmol／liter）である。通過時間Ｔを秒
で表せば脳血流量Ｆの単位はml／100g脳／秒またはμmo
l／liter／秒となる。
【００１３】以下、通過時間Ｔの測定方法について説明
する。生理食塩水を動脈に注入すると、注入された部分
の血液がわずかに希釈され、この状態をほぼ保ちながら
頭部に至る。この後、毛細血管を通り静脈に入り頭部か
ら出ていく。頭部に近赤外線モニタ装置を装着し、脳内
のヘモグロビン（ＨｂＯ2、Ｈｂ）の変化をモニタす
る。数ccの生理食塩水を短時間に注入すると、頭部では
μmol／literオーダのヘモグロビン濃度変化（ヘモグロ
ビンの希釈）が数秒から１０数秒にわたり観察される。
図２はヘモグロビンの濃度変化を示したグラフであり、
図２の（ａ）は酸化型ヘモグロビンの濃度変化ΔＨｂＯ
2、（ｂ）は還元型ヘモグロビンの濃度変化ΔＨｂ、
（ｃ）はヘモグロビン総量の濃度変化Δ（ＨｂＯ2＋Ｈ
ｂ）を示したものである。
する。生理食塩水を動脈に注入すると、注入された部分
の血液がわずかに希釈され、この状態をほぼ保ちながら
頭部に至る。この後、毛細血管を通り静脈に入り頭部か
ら出ていく。頭部に近赤外線モニタ装置を装着し、脳内
のヘモグロビン（ＨｂＯ2、Ｈｂ）の変化をモニタす
る。数ccの生理食塩水を短時間に注入すると、頭部では
μmol／literオーダのヘモグロビン濃度変化（ヘモグロ
ビンの希釈）が数秒から１０数秒にわたり観察される。
図２はヘモグロビンの濃度変化を示したグラフであり、
図２の（ａ）は酸化型ヘモグロビンの濃度変化ΔＨｂＯ
2、（ｂ）は還元型ヘモグロビンの濃度変化ΔＨｂ、
（ｃ）はヘモグロビン総量の濃度変化Δ（ＨｂＯ2＋Ｈ
ｂ）を示したものである。
【００１４】動脈に注入した生理食塩水が脳の測定部位
を通過する通過時間Ｔは、血液の濃度変化の積分値Ｓを
濃度変化の最大量ｈで割った値で与えられる（Ｔ＝Ｓ／
ｈ）。血液中に生理食塩水を注入すると、血液が希釈さ
れヘモグロビン（ＨｂＯ2＋Ｈｂ）の濃度が減少する。
そこで、所定時間毎にヘモグロビンの濃度変化を測定し
て測定値の総計（Ｓ）と濃度変化の最大量（ｈ）を求
め、通過時間Ｔを得る。
を通過する通過時間Ｔは、血液の濃度変化の積分値Ｓを
濃度変化の最大量ｈで割った値で与えられる（Ｔ＝Ｓ／
ｈ）。血液中に生理食塩水を注入すると、血液が希釈さ
れヘモグロビン（ＨｂＯ2＋Ｈｂ）の濃度が減少する。
そこで、所定時間毎にヘモグロビンの濃度変化を測定し
て測定値の総計（Ｓ）と濃度変化の最大量（ｈ）を求
め、通過時間Ｔを得る。
【００１５】生理食塩水の注入に伴い酸化型ヘモグロビ
ン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）は同程度
に希釈されるのでそれぞれの濃度変化の形は同じであ
る。従って、図２の（ａ）乃至（ｃ）のいずれのカーブ
を用いても、変化部分面積を最大変化量で割った値は同
じになる（Ｔ＝Ｓｘ／ｈｘ＝Ｓｙ／ｈｙ＝（Ｓｘ＋Ｓ
ｙ）／（ｈｘ＋ｈｙ））。
ン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）は同程度
に希釈されるのでそれぞれの濃度変化の形は同じであ
る。従って、図２の（ａ）乃至（ｃ）のいずれのカーブ
を用いても、変化部分面積を最大変化量で割った値は同
じになる（Ｔ＝Ｓｘ／ｈｘ＝Ｓｙ／ｈｙ＝（Ｓｘ＋Ｓ
ｙ）／（ｈｘ＋ｈｙ））。
【００１６】通過時間Ｔは、測定したヘモグロビン濃度
の相対値を縦軸にとったグラフを基に求めても良い。即
ち、通過時間Ｔは、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）若
しくは還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化の形だけ
が与えられれば通過時間Ｔを求めることができる。
の相対値を縦軸にとったグラフを基に求めても良い。即
ち、通過時間Ｔは、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）若
しくは還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化の形だけ
が与えられれば通過時間Ｔを求めることができる。
【００１７】通過時間Ｔの具体的求め方を図４及び５を
参照しながら説明する。本実施例では、酸化型ヘモグロ
ビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）それぞ
れの変化量を求め、全ヘモグロビン（ＨｂＴ＝ＨｂＯ2
＋Ｈｂ）の変化量に基づいて通過時間Ｔを求める。全ヘ
モグロビンの変化量が酸化型ヘモグロビン若しくは還元
型ヘモグロビンの変化量よりも大きいからである。
参照しながら説明する。本実施例では、酸化型ヘモグロ
ビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）それぞ
れの変化量を求め、全ヘモグロビン（ＨｂＴ＝ＨｂＯ2
＋Ｈｂ）の変化量に基づいて通過時間Ｔを求める。全ヘ
モグロビンの変化量が酸化型ヘモグロビン若しくは還元
型ヘモグロビンの変化量よりも大きいからである。
【００１８】操作者は開始スイッチ１０を押し、所定量
の生理食塩水を生体に注入する。ＣＰＵ１は開始スイッ
チ１０からの出力信号を受け、パラメータｋとｈの初期
化を行う（ステップ１）。この後、注入された生理食塩
水によりΔＨｂＴが減少を始める時点Ｔ0を検出する。
これは、図４（ａ）に示されているように、開始スイッ
チ１０が押された時点（Ｔo）での値ΔＨｂＴ（Ｔo）を
基準とし、これより濃度がａ（μmol）以上減少する時
刻（Ｔk）を検出することである（ステップ２及び
３）。ａの値は得られる信号のノイズ量により異なる
が、結果として測定される最大減少量の１／１０程度が
望ましい。Ｔkが検出されたら、ＴoからＴk-1までのΔ
ＨｂＴの平均量を計算し、これを基準レベル［ＨｂＴ］
aveとする。Ｔk以後、生理食塩水が通過する間、ΔＨｂ
Ｔは［ＨｂＴ］aveより小さい値を示す。これが再び
［ＨｂＴ］aveより大きくなる時点Ｔk+hを検出する（ス
テップ５）。更に、ＨｂＴの最小値ＨｂＴminを検出す
る（ステップ７）。この時点でデータ取り組みを終了
し、以後必要な数値の計算を行う。
の生理食塩水を生体に注入する。ＣＰＵ１は開始スイッ
チ１０からの出力信号を受け、パラメータｋとｈの初期
化を行う（ステップ１）。この後、注入された生理食塩
水によりΔＨｂＴが減少を始める時点Ｔ0を検出する。
これは、図４（ａ）に示されているように、開始スイッ
チ１０が押された時点（Ｔo）での値ΔＨｂＴ（Ｔo）を
基準とし、これより濃度がａ（μmol）以上減少する時
刻（Ｔk）を検出することである（ステップ２及び
３）。ａの値は得られる信号のノイズ量により異なる
が、結果として測定される最大減少量の１／１０程度が
望ましい。Ｔkが検出されたら、ＴoからＴk-1までのΔ
ＨｂＴの平均量を計算し、これを基準レベル［ＨｂＴ］
aveとする。Ｔk以後、生理食塩水が通過する間、ΔＨｂ
Ｔは［ＨｂＴ］aveより小さい値を示す。これが再び
［ＨｂＴ］aveより大きくなる時点Ｔk+hを検出する（ス
テップ５）。更に、ＨｂＴの最小値ＨｂＴminを検出す
る（ステップ７）。この時点でデータ取り組みを終了
し、以後必要な数値の計算を行う。
【００１９】まず、時刻ＴkからＴk+hまでの期間におけ
るＨｂＴとＨｂＯ2の濃度変化量の総和をそれぞれ求め
る（ステップ８）。即ち、図４の（ａ）、（ｂ）の斜線
部分の面積ＳHbTとＳHbO2を求め、酸素飽和度ＳＯ2を計
算し、その結果を出力装置９に表示する（ステップ
９）。酸素飽和度ＳＯ2は、ＨｂＯ2とＨｂＴの濃度変化
量の総和の比で与えられる。次に、通過時間Ｔを計算し
その結果を出力装置９に表示する（ステップ１０）。通
過時間Ｔは、ＨｂＴの濃度変化の総和ＳHbTとＨｂＴの
濃度変化の最大値に基づいて計算される。ＨｂＴの濃度
変化の最大値は、ステップＳ４で決定したＨｂＴの基準
レベル［ＨｂＴ］aveとステップ７で検出したＨｂＴの
最小値ＨｂＴminの差であるから、通過時間Ｔは、Ｔ＝
ＳHbT／｛［ＨｂＴ］ave − ＨｂＴmin｝で求めること
ができる。以上で、通過時間の演算アルゴリズムは終了
する。
るＨｂＴとＨｂＯ2の濃度変化量の総和をそれぞれ求め
る（ステップ８）。即ち、図４の（ａ）、（ｂ）の斜線
部分の面積ＳHbTとＳHbO2を求め、酸素飽和度ＳＯ2を計
算し、その結果を出力装置９に表示する（ステップ
９）。酸素飽和度ＳＯ2は、ＨｂＯ2とＨｂＴの濃度変化
量の総和の比で与えられる。次に、通過時間Ｔを計算し
その結果を出力装置９に表示する（ステップ１０）。通
過時間Ｔは、ＨｂＴの濃度変化の総和ＳHbTとＨｂＴの
濃度変化の最大値に基づいて計算される。ＨｂＴの濃度
変化の最大値は、ステップＳ４で決定したＨｂＴの基準
レベル［ＨｂＴ］aveとステップ７で検出したＨｂＴの
最小値ＨｂＴminの差であるから、通過時間Ｔは、Ｔ＝
ＳHbT／｛［ＨｂＴ］ave − ＨｂＴmin｝で求めること
ができる。以上で、通過時間の演算アルゴリズムは終了
する。
【００２０】脳血流（Ｆ）は、上記演算により得られた
通過時間Ｔと別途測定された脳血液量Ｖ（cc／cm3又は
μmol）に基づき、Ｆ＝Ｖ／Ｔの計算をすることで求め
られる。この計算もＣＰＵ１により行われ、その結果は
出力装置９に表示される。尚、脳血液量（Ｖ）の測定法
については、１９９０年版アメリカ生理学会誌１０８６
−１０９１頁に説明されている。
通過時間Ｔと別途測定された脳血液量Ｖ（cc／cm3又は
μmol）に基づき、Ｆ＝Ｖ／Ｔの計算をすることで求め
られる。この計算もＣＰＵ１により行われ、その結果は
出力装置９に表示される。尚、脳血液量（Ｖ）の測定法
については、１９９０年版アメリカ生理学会誌１０８６
−１０９１頁に説明されている。
【００２１】（２）脳血流酸素飽和度（ＳＯ2）の絶対
値の測定 脳血流酸素飽和度（ＳＯ2）の絶対値は、図５のステッ
プ９において求めたようにＳHbTに対するＳHbO2の比を
計算することで求まるが、これは総ヘモグロビンと酸化
型ヘモグロビンの対応する変化量の比と等価である。例
えば、酸化ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの濃度変
化の最大値ｈｘとｈｙより、脳血流酸素飽和度は、ＳＯ
2＝ｈｘ／（ｈｘ＋ｈｙ）より求まる。前述の通り、生
理食塩水の注入に伴い、酸化型ヘモグロビンと還元型ヘ
モグロビンは同様に希釈されるため、それぞれの変化量
は濃度そのものに比例する。図２において、ｈｘ：ｈｙ
＝３：１であればＨｂＯ2とＨｂの濃度比も３：１であ
り、ヘモグロビン酸素飽和度の絶対値は７５％となる。
この計算においても、必要なものは酸化型ヘモグロビン
（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化
量の総和（Ｓｘ，Ｓｙ）若しくは濃度変化の最大値（ｈ
ｘとｈｙ）である。従って、変化の形さえ分かればよく
図２における縦軸は濃度変化の相対値でもかまわない。
これは、濃度変化を定量する上で、光の平均飛行距離
（光路長）を仮定する必要のある近赤外モニタ装置の弱
点とは関係なく測定ができることを意味する。
値の測定 脳血流酸素飽和度（ＳＯ2）の絶対値は、図５のステッ
プ９において求めたようにＳHbTに対するＳHbO2の比を
計算することで求まるが、これは総ヘモグロビンと酸化
型ヘモグロビンの対応する変化量の比と等価である。例
えば、酸化ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの濃度変
化の最大値ｈｘとｈｙより、脳血流酸素飽和度は、ＳＯ
2＝ｈｘ／（ｈｘ＋ｈｙ）より求まる。前述の通り、生
理食塩水の注入に伴い、酸化型ヘモグロビンと還元型ヘ
モグロビンは同様に希釈されるため、それぞれの変化量
は濃度そのものに比例する。図２において、ｈｘ：ｈｙ
＝３：１であればＨｂＯ2とＨｂの濃度比も３：１であ
り、ヘモグロビン酸素飽和度の絶対値は７５％となる。
この計算においても、必要なものは酸化型ヘモグロビン
（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈｂ）の濃度変化
量の総和（Ｓｘ，Ｓｙ）若しくは濃度変化の最大値（ｈ
ｘとｈｙ）である。従って、変化の形さえ分かればよく
図２における縦軸は濃度変化の相対値でもかまわない。
これは、濃度変化を定量する上で、光の平均飛行距離
（光路長）を仮定する必要のある近赤外モニタ装置の弱
点とは関係なく測定ができることを意味する。
【００２２】（３）ＨｂＯ2とＨｂの絶対濃度の測定 ヘモグロビン濃度が異なる少なくとも２つの時点で酸化
型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈ
ｂ）の濃度変化を測定すればこれらの絶対濃度を求める
ことが可能になる。図３に示すように、期間（Ａ）で行
う第１回目の血流測定において、酸化型ヘモグロビンと
還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈx1、ｈy1を測定し、期
間（Ｂ）で行う第２回目の血流測定でも同様に酸化型ヘ
モグロビンと還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈx2、ｈy2
を測定する。更に、第１回目と第２回目の血流測定にお
ける酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンそれぞれ
の平均濃度の差分を求めておく。期間（Ａ）における酸
化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの絶対濃度をそ
れぞれＡＨｂＯ2，ＡＨｂとすると次の関係式が成立す
る。
型ヘモグロビン（ＨｂＯ2）と還元型ヘモグロビン（Ｈ
ｂ）の濃度変化を測定すればこれらの絶対濃度を求める
ことが可能になる。図３に示すように、期間（Ａ）で行
う第１回目の血流測定において、酸化型ヘモグロビンと
還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈx1、ｈy1を測定し、期
間（Ｂ）で行う第２回目の血流測定でも同様に酸化型ヘ
モグロビンと還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈx2、ｈy2
を測定する。更に、第１回目と第２回目の血流測定にお
ける酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンそれぞれ
の平均濃度の差分を求めておく。期間（Ａ）における酸
化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの絶対濃度をそ
れぞれＡＨｂＯ2，ＡＨｂとすると次の関係式が成立す
る。
【００２３】ＡＨｂＯ2：ＡＨｂ＝ｈx1：ｈy1 （ＡＨｂＯ2＋ΔＨｂＯ2）：（ＡＨｂ＋ΔＨｂ）＝ｈx
2：ｈy2 上記２式より、 ＡＨｂＯ2＝｛ｈx1／（ｈy2・ｈx1−ｈy1・ｈx2）｝・
（ΔＨｂ・ｈx2−ΔＨｂＯ2・ｈy2） ＡＨｂ＝｛ｈy1／（ｈy2・ｈx1−ｈy1・ｈx2）｝・（Δ
Ｈｂ・ｈx2−ΔＨｂＯ2・ｈy2）
2：ｈy2 上記２式より、 ＡＨｂＯ2＝｛ｈx1／（ｈy2・ｈx1−ｈy1・ｈx2）｝・
（ΔＨｂ・ｈx2−ΔＨｂＯ2・ｈy2） ＡＨｂ＝｛ｈy1／（ｈy2・ｈx1−ｈy1・ｈx2）｝・（Δ
Ｈｂ・ｈx2−ΔＨｂＯ2・ｈy2）
【００２４】上記方法で求めたＡＨｂＯ2とＡＨｂの和
を改めて脳血液量Ｖとし、これを改めて血流計算に用い
ることもできる。この際、第２回目の血流測定を行う際
に、第１回目の測定（図５の処理・演算）が終了した
後、ＣＰＵ１は現在のデータΔＨｂＯ2(t)、ΔＨｂ(t)
が第１回目の測定の値［ＨｂＯ2］ave/1、［Ｈｂ］ave/
1からそれぞれどれだけ変化したかをモニターし、これ
が所定量Ｍ以上の場合、表示を行い、第２回目の測定が
可能であることを知らせる。所定量Ｍは、測定値に含ま
れるノイズの量にもよるが、通常５μmol程度に設定す
る。この表示を受けて、操作者は第２回目の測定（図５
の処理・演算）を行い、ＣＰＵ１により第２回目の結果
が計算される。これら第１回、第２回目の結果により演
算部は脳血液量Ｖ、即ち、総ヘモグロビンの絶対濃度Ａ
ＨｂＴ（μmol）を求める。ここで求められた脳血液量
Ｖに基づき、改めて脳血流量が計算される。
を改めて脳血液量Ｖとし、これを改めて血流計算に用い
ることもできる。この際、第２回目の血流測定を行う際
に、第１回目の測定（図５の処理・演算）が終了した
後、ＣＰＵ１は現在のデータΔＨｂＯ2(t)、ΔＨｂ(t)
が第１回目の測定の値［ＨｂＯ2］ave/1、［Ｈｂ］ave/
1からそれぞれどれだけ変化したかをモニターし、これ
が所定量Ｍ以上の場合、表示を行い、第２回目の測定が
可能であることを知らせる。所定量Ｍは、測定値に含ま
れるノイズの量にもよるが、通常５μmol程度に設定す
る。この表示を受けて、操作者は第２回目の測定（図５
の処理・演算）を行い、ＣＰＵ１により第２回目の結果
が計算される。これら第１回、第２回目の結果により演
算部は脳血液量Ｖ、即ち、総ヘモグロビンの絶対濃度Ａ
ＨｂＴ（μmol）を求める。ここで求められた脳血液量
Ｖに基づき、改めて脳血流量が計算される。
【００２５】上記実施例では脳血流を求める場合につい
て説明したが、本発明はこれに限定されるものではな
く、脳以外の他の器官における血流を同様の方法により
求めることができる。
て説明したが、本発明はこれに限定されるものではな
く、脳以外の他の器官における血流を同様の方法により
求めることができる。
【００２６】
【発明の効果】以上説明した通り、本発明によれば、生
体に全く無害な血液希釈用液体（例えば、生理食塩水）
をトレーサとして用いているから、血流測定を安全にし
かも繰り返し行うことができる。また、従来の近赤外モ
ニタ装置では不可能であった血液の酸素飽和度の絶対値
測定とヘモグロビン濃度の絶対値測定が可能となり、併
せてヘモグロビン濃度で表された血液量に基づく血流の
測定もできるので、臨床上特に脳の診断に資するところ
が大きい。
体に全く無害な血液希釈用液体（例えば、生理食塩水）
をトレーサとして用いているから、血流測定を安全にし
かも繰り返し行うことができる。また、従来の近赤外モ
ニタ装置では不可能であった血液の酸素飽和度の絶対値
測定とヘモグロビン濃度の絶対値測定が可能となり、併
せてヘモグロビン濃度で表された血液量に基づく血流の
測定もできるので、臨床上特に脳の診断に資するところ
が大きい。
【図１】本発明の実施例に基づく診断装置の概略ブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】ヘモグロビンの濃度変化を表したグラフであ
る。
る。
【図３】複数回にわたり測定したヘモグロビンの濃度変
化を表したグラフである。
化を表したグラフである。
【図４】血液中に注入した生理食塩水の通過時間の求め
方を説明するためのヘモグロビンの濃度変化を表したグ
ラフである。
方を説明するためのヘモグロビンの濃度変化を表したグ
ラフである。
【図５】通過時間を求めるための手順を示したフローチ
ャートである。
ャートである。
１ 中央演算装置（ＣＰＵ） ２ レーザドライバ ３ 光源 ４ 頭部（被検体） ５Ａ 照射用取付具 ５Ｂ 検出用取付具 ６ 光電子増倍管 ７ アナログ・デジタル変換器 ８ メモリ ９ 出力装置 １０ 開始スイッチ
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 A61B 5/026 - 5/0295
Claims (5)
- 【請求項１】 生体の所定部位に光を照射する照射手段
と、 生体から出射する光を検出する検出手段と、 検出した光を電気信号に変換する変換手段と、第１の演算部と第２の演算部とを有する演算手段を備
え、 前記第１の演算部は、生体の所定部位を血流が通過する
通過時間Ｔと血液希釈用液体を生体に注入することによ
り生ずる酸化型ヘモグロビンの濃度変化の最大値ｈｘと
還元型ヘモグロビンの濃度変化の最大値ｈｙとを求める
演算を行い、 前記第２の演算部は、血液量Ｖ＝Ｔ・ｈｘ＋Ｔ・ｈｙと
して血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算するか、又は、血流酸素飽和
度ＳＯ ２ ＝ｈｘ／（ｈｘ＋ｈｙ）を計算するか、又は、
第１回目の血流測定において酸化型ヘモグロビンの濃度
変化ｈｘ１と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈｙ１とを
測定し、第２回目の血流測定において酸化型ヘモグロビ
ンの濃度変化ｈｘ２と還元型ヘモグロビンの濃度変化ｈ
ｙ２とを測定し、第１回目、第２回目の血流測定におけ
る酸化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビンのそれぞれ
の平均濃度の差分ΔＨｂ、ΔＨｂＯ ２ を求め、酸化型ヘ
モグロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ ＝｛ｈｘ１／（ｈｙ２
・ｈｘ１−ｈｙ１・ｈｘ２）｝・（ΔＨｂ・ｈｘ２−Δ
ＨｂＯ ２ ・ｈｙ ２ ）、還元型ヘモグロビンの絶対濃度Ａ
Ｈｂ＝｛ｈｙ１／（ｈｙ２・ｈｘ１−ｈｙ１・ｈｘ
２）｝・（ΔＨｂ・ｈｘ２−ΔＨｂＯ ２ ・ｈｙ ２ ）を計
算する ことを特徴とする診断装置。 - 【請求項２】 前記演算手段は、前記計算した酸化型ヘ
モグロビンの絶対濃度ＡＨｂＯ ２ と還元型ヘモグロビン
の絶対濃度ＡＨｂとの和を血液量Ｖとして血流Ｆ＝Ｖ／
Ｔを計算することにより、所定部位における血流Ｆを計
算するようにしたことを特徴とする請求項１に記載の診
断装置。 - 【請求項３】 前記演算手段は、ヘモグロビンの濃度変
化信号をモニタしながら、注入された血液希釈用液体の
所定部位における通過時間Ｔを計算により求め、少なく
とも、求めた通過時間Ｔを用いて血流Ｆ＝Ｖ／Ｔを計算
するようにしたことを特徴とする請求項１若しくは２に
記載の診断装置。 - 【請求項４】 前記演算手段が酸化型ヘモグロビンの濃
度変化信号と還元型ヘモグロビンの濃度変化信号を出力
するように、前記照射手段が少なくとも２種類の波長を
有する光を生体の所定部位に交互に照射するようにした
ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の診
断装置。 - 【請求項５】 前記血液希釈用液体として生理食塩水を
用いたことを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記
載の診断装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09215893A JP3260472B2 (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 診断装置 |
| US08/219,294 US5564418A (en) | 1993-03-26 | 1994-03-28 | Diagnostic device for measuring information on blood in a living object |
| EP94302186A EP0616791B1 (en) | 1993-03-26 | 1994-03-28 | Device for measuring information on blood in a living object |
| DE69419442T DE69419442T2 (de) | 1993-03-26 | 1994-03-28 | Gerät zur Messung von Blutinformation bei einem Lebewesen |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP09215893A JP3260472B2 (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06277202A JPH06277202A (ja) | 1994-10-04 |
| JP3260472B2 true JP3260472B2 (ja) | 2002-02-25 |
Family
ID=14046625
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09215893A Expired - Fee Related JP3260472B2 (ja) | 1993-03-26 | 1993-03-26 | 診断装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5564418A (ja) |
| EP (1) | EP0616791B1 (ja) |
| JP (1) | JP3260472B2 (ja) |
| DE (1) | DE69419442T2 (ja) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09512444A (ja) * | 1994-05-13 | 1997-12-16 | シェーリング アクチェンゲゼルシャフト | Ｘ線診断において放射線障害を防止する方法 |
| DE19635038A1 (de) * | 1996-08-29 | 1998-03-12 | Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co | Verfahren zur nicht invasiven Bestimmung des zerebralen Blutflusses mittels Nah-Infrarot-Spektroskopie |
| US6712802B1 (en) * | 1997-11-04 | 2004-03-30 | Charles B. Cairns | Metabolic therapy directed at electron transport |
| US6187592B1 (en) * | 1998-12-23 | 2001-02-13 | Sandia Corporation | Method for determining properties of red blood cells |
| JP4031438B2 (ja) * | 2002-02-14 | 2008-01-09 | 俊徳 加藤 | 生体機能診断装置 |
| JP3916985B2 (ja) * | 2002-03-26 | 2007-05-23 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置 |
| US7011631B2 (en) * | 2003-01-21 | 2006-03-14 | Hemonix, Inc. | Noninvasive method of measuring blood density and hematocrit |
| DE10315574A1 (de) * | 2003-04-05 | 2004-10-28 | ETH Zürich | Vorrichtung zur Bestimmung des Blutflusses in einem Organ |
| EP2347708A4 (en) * | 2008-10-17 | 2013-12-18 | Sysmex Corp | MONITORING DEVICE FOR LIVING BODY |
| US8821397B2 (en) | 2010-09-28 | 2014-09-02 | Masimo Corporation | Depth of consciousness monitor including oximeter |
| US9775545B2 (en) | 2010-09-28 | 2017-10-03 | Masimo Corporation | Magnetic electrical connector for patient monitors |
| JP5244988B1 (ja) * | 2012-02-20 | 2013-07-24 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置および濃度測定方法 |
| JP5238087B1 (ja) | 2012-02-20 | 2013-07-17 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置および濃度測定方法 |
| US10154815B2 (en) | 2014-10-07 | 2018-12-18 | Masimo Corporation | Modular physiological sensors |
| JP6449069B2 (ja) * | 2015-03-24 | 2019-01-09 | 国立大学法人弘前大学 | 輸液監視装置 |
| US10105090B2 (en) * | 2016-10-13 | 2018-10-23 | Photon Migration Technologies Corp. | Method for representations of network-dependent features of the hemoglobin signal in living tissues for detection of breast cancer and other applications |
| JP6949329B2 (ja) * | 2017-10-25 | 2021-10-13 | 国立研究開発法人国立循環器病研究センター | 脳血流量の測定装置の作動方法及び測定装置 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4281645A (en) * | 1977-06-28 | 1981-08-04 | Duke University, Inc. | Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs |
| US5103829A (en) * | 1987-05-08 | 1992-04-14 | Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha | Examination apparatus for measuring oxygenation in body organs |
| US5101825A (en) * | 1988-10-28 | 1992-04-07 | Blackbox, Inc. | Method for noninvasive intermittent and/or continuous hemoglobin, arterial oxygen content, and hematocrit determination |
| CA2034285A1 (en) * | 1990-02-09 | 1991-08-10 | Masao Yafuso | Method and system for monitoring of blood constituents in vivo |
| JPH0693886B2 (ja) * | 1990-10-31 | 1994-11-24 | 日本光電工業株式会社 | 心機能測定装置 |
| EP0502270B1 (en) * | 1991-03-07 | 1997-01-02 | Hamamatsu Photonics K.K. | Tissue oxygen measuring system |
| US5282467A (en) * | 1992-08-13 | 1994-02-01 | Duke University | Non-invasive method for detecting deep venous thrombosis in the human body |
| EP0615723A1 (en) * | 1993-03-04 | 1994-09-21 | Hamamatsu Photonics K.K. | Method and apparatus for measuring blood flow |
-
1993
- 1993-03-26 JP JP09215893A patent/JP3260472B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-03-28 US US08/219,294 patent/US5564418A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-28 EP EP94302186A patent/EP0616791B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1994-03-28 DE DE69419442T patent/DE69419442T2/de not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69419442T2 (de) | 1999-10-28 |
| DE69419442D1 (de) | 1999-08-19 |
| EP0616791A3 (en) | 1995-07-26 |
| US5564418A (en) | 1996-10-15 |
| EP0616791B1 (en) | 1999-07-14 |
| EP0616791A2 (en) | 1994-09-28 |
| JPH06277202A (ja) | 1994-10-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3260472B2 (ja) | 診断装置 | |
| JPH06254061A (ja) | 診断装置 | |
| JP3275159B2 (ja) | 循環血液量測定装置 | |
| US7590437B2 (en) | Measurement of cardiac output and blood volume by non-invasive detection of indicator dilution | |
| US6223069B1 (en) | Process and device for non-invasively determining cerebral blood flow by near-infrared spectroscopy | |
| JP2640412B2 (ja) | 診断装置 | |
| US6542769B2 (en) | Imaging system for obtaining quantative perfusion indices | |
| JP3753650B2 (ja) | 血流測定装置 | |
| JPH1052408A (ja) | 患者の灌流指数を生成する方法及び装置 | |
| JPH11244267A (ja) | 血中成分濃度測定装置 | |
| US20140073900A1 (en) | System and method for measuring cardiac output | |
| JP3096331B2 (ja) | 診断装置 | |
| JP4856477B2 (ja) | 生体光計測装置 | |
| US6339714B1 (en) | Apparatus and method for measuring concentrations of a dye in a living organism | |
| JP3325145B2 (ja) | 生体光計測装置 | |
| Wood | Speculations concerning present and future developments in indicator-dilution technics | |
| JP3825459B2 (ja) | 生体光計測装置 | |
| JP2822227B2 (ja) | 筋肉酸素代謝測定装置 | |
| JP3893509B2 (ja) | 生体パラメータ計測装置 | |
| JP2006158611A (ja) | インドシアニングリーン定量カテーテルシステム | |
| JP2005087405A (ja) | 光生体計測装置 | |
| US20200305731A1 (en) | Cerebral blood flow measurement method and measurement device | |
| JP2002372491A (ja) | 生体光計測装置の信号表示方法 | |
| JP2001321363A (ja) | 生体パラメータ計測装置 | |
| JPH0628655B2 (ja) | 酸素飽和度測定装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |