JP5238087B1 - 濃度測定装置および濃度測定方法 - Google Patents

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Abstract

【課題】酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、演算の正確性や大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を評価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する光検出部とを有するプローブ２０と、酸素化ヘモグロビン濃度及び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、これら相対変化量の相関係数および回帰直線の傾きの極性を求める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（Ｏ２Ｈｂ）、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
近年の救急救命分野における主要な対象患者は、病院外での心肺停止者である。病院外での心肺停止者は年間１０万人を超えており、これらの患者の救命は大きな社会的要請となっている。病院外での心肺停止者に対する必須の処置は、人工呼吸と併用して行われる胸骨圧迫である。胸骨圧迫とは、胸骨の下半分を他者の手で周期的に圧迫することにより、停止している心臓に人工的な拍動を与える行為である。胸骨圧迫の主要な目的は、心肺停止者の脳へ血液酸素を供給することである。したがって、胸骨圧迫が適切に行われているか否かは、心肺停止者の生死を大きく左右する。故に、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断するための有用な方法や装置が望まれている。
例えば、頭部の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）の酸素化ヘモグロビン濃度や脱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増加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。
但し、近赤外光による酸素化ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度を用いた演算（例えば酸素飽和度の演算）の信頼性を高める為には、これらのヘモグロビン濃度が、胸骨圧迫のタイミングと同期して互いに同位相で変動することが重要である。しかしながら、本発明者の知見によれば、自発心拍では同位相で変動するが、心停止患者への胸骨圧迫においては必ずしも同位相で変動しない。自発心拍では、左右の心房と心室の系統的な収縮・拡張により逆流防止弁が機能的に働き、大静脈から大動脈へ一方向的に血液が送られるが、胸骨圧迫では、停止した心臓全体を押しつける形で血流を生じさせるため、大静脈からの逆方向の送血が生じ易く、これが頭部における酸素化ヘモグロビン濃度の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の位相とのずれの一因となるからである。
こうした状況では、酸素化ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度を用いた演算の正確性が損なわれてしまい、総ヘモグロビン濃度の振幅や酸素飽和度についても正しい数値を得ることができない。また、大静脈から脳への逆方向の送血そのものも好ましいものではない。しかしながら、従来の濃度測定装置には、これらの状況を評価し得るものが存在しなかった。
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、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、演算の正確性や大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を評価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、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度及び脱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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第１の相対変化量と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第２の相対変化量との相関係数、及び、第１の相対変化量と第２の相対変化量との回帰直線の傾きの極性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、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度及び脱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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第１の相対変化量と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第２の相対変化量との相関係数、及び、第１の相対変化量と第２の相対変化量との回帰直線の傾きの極性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および濃度測定方法では、演算部若しくは演算ステップにおいて、酸素化ヘモグロビン濃度及び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るとともに、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（第１の相対変化量）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（第２の相対変化量）との相関係数、及び、これらの相対変化量の回帰直線の傾きの極性を求めている。これらの相関係数および回帰直線の傾きの極性は、酸素化ヘモグロビン濃度の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の位相とのずれを的確に表す。すなわち、これらの位相ずれが０°〜９０°の間である場合には、回帰直線の傾きの極性が正であり、位相ずれが大きくなるほど相関係数の値が小さくなる。また、これらの位相ずれが９０°〜１８０°の間である場合には、回帰直線の傾きの極性が負であり、位相ずれが大きくなるほど相関係数の値が大きくなる。したがって、回帰直線の傾きの極性と相関係数の大きさとを併せて参照することによって、酸素化ヘモグロビン濃度の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の位相とのずれを正確に知ることができる。すなわち、上述した濃度測定装置および濃度測定方法によれば、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、総ヘモグロビン濃度の振幅や酸素飽和度の演算の正確性、及び大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を容易に評価することができる。
また、上述した濃度測定装置および濃度測定方法は、演算部が、第１及び第２の相対変化量に基づいて総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を更に求め、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、相関係数及び回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示部を更に備えることを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、第１及び第２の相対変化量に基づいて総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を更に求め、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、相関係数及び回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示ステップを更に備える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と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量の正確性を胸骨圧迫の施行者等が容易に確認することができる。この場合、表示部は又は表示ステップにおいて、相関係数を数字及びグラフのうち少なくとも一方により表示してもよい。
また、上述した濃度測定装置は、演算部が、第１及び第２の相対変化量に基づいて酸素飽和度を更に求め、酸素飽和度と、相関係数及び回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示部を更に備えることを特徴としてもよい。同様に、濃度測定方法は、演算ステップにおいて、第１及び第２の相対変化量に基づいて酸素飽和度を更に求め、酸素飽和度と、相関係数及び回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示ステップを更に備える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と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、酸素飽和度の正確性を胸骨圧迫の施行者等が容易に確認することができる。この場合、表示部は又は表示ステップにおいて、相関係数を数字及びグラフのうち少なくとも一方により表示してもよい。
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、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、演算の正確性や大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を評価することができる。
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変換回路からのデジタル信号の出力タイミングを示す図である。 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６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（ΔＯ２Ｈｂ）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）時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。 （ａ）時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。 （ａ）時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。 （ａ）時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。 （ａ）時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。 位相ずれ（位相差）が０°から１８０°まで３０°刻みで変化したときの、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）のリサージュ図形を示すグラフである。 （ａ）図９に示された時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）にノイズを混入させた時系列データを示すグラフである。（ｂ）（ａ）に対応する、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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、心肺停止者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するために、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部５１の総ヘモグロビン（ｃＨｂ）濃度、酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）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に表示して、胸骨圧迫を行っている者に知らせるものである。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（λ１、λ２、λ３）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（Ｏ２Ｈｂ）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（Ｏ２Ｈｂ）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、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、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（ΔＯ２Ｈｂ、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）を演算し、更に、必要に応じて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。更に、ＣＰＵ１４は、これらの時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、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。ＣＰＵ１４は、算出した時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す時系列データをデータバス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（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）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。
また、ＣＰＵ１４は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との相関係数を更に求める。また、ＣＰＵ１４は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との散布図における回帰直線の傾きの極性を更に求める。なお、これら相関係数や回帰直線の傾きの極性を演算する方法については後述する。表示部１５は、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す時系列データと、これら相関係数の値および回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する。或いは、表示部１５は、相関係数の値および回帰直線の傾きの極性に代えて、これらに相当する別の表示要素（たとえばグラフやアイコン等）を表示してもよい。特に、相関係数については数字及びグラフのうち少なくとも一方により表示することが好ましい。
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、ＣＰＵ１４が、デジタル信号Ｄ（１）〜Ｄ（Ｎ）に基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）を算出する。また、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（ΔＯ２Ｈｂ）、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、ステップＳ１３）。そして、これらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、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）。
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及びＳ１４における、ＣＰＵ１４による上記演算について詳細に説明する。
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〜Ｔ１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変化量、ΔＯＤ２（Ｔ１）は波長λ２の検出光強度の変化量、ΔＯＤ３（Ｔ１）は波長λ３の検出光強度の時間的変化量である。
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、頭部内の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量ΔｃＨｂ（Ｔ１）は、次の（５）式によって求めることができる。
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（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を算出する。更に、ＣＰＵ１４は、こうして算出した時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）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ってもよい。
（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（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（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（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分間あたりの心拍数であり、縦軸はＲ（Ｆ）の値である。また、図７は、図６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（ΔＯ２Ｈｂ）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７において、グラフＧ３１はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示しており、グラフＧ３２はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）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（ΔＯ２Ｈｂ）を示している。図７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８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８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８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。
再び図４を参照すると、本実施形態の濃度測定装置１は、次の動作を行う。すなわち、上述した方法によって算出された酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との相関係数が、ＣＰＵ１４によって算出される。更に、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との散布図における回帰直線の傾きの極性（正又は負）が、ＣＰＵ１４によって算出される（演算ステップ、Ｓ１５）。その後、時間的相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データと、相関係数及び回帰直線の傾きの極性とが、表示部１５に併せて表示される（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。
ここで、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との相関係数、並びにこれらの散布図における回帰直線の傾きの極性の算出目的および算出方法について詳細に説明する。
図９（ａ）〜図１３（ａ）は、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の時系列データの実測値を示すグラフである。図９（ａ）〜図１３（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（ΔＯ２Ｈｂ）の時系列データを示しており、グラフＧ６２は脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）の時系列データを示している。また、図９（ａ）〜図１３（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。図９（ａ）〜図１３（ａ）における時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の位相ずれ（位相差）は、それぞれ０°、４５°、９０°、１３５°、及び１８０°である。
また、図９（ｂ）〜図１３（ｂ）それぞれは、図９（ａ）〜図１３（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（ΔＯ２Ｈｂ）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）の散布図を示している。図９（ｂ）〜図１３（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（ΔＯ２Ｈｂ、任意単位）を表し、横軸は脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ、任意単位）を表している。そして、図９（ｂ）〜図１３（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９（ｂ）〜図１３（ｂ）の散布図は、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）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。なお、後述する相関係数Ｒ２および回帰直線Ｂの傾きの極性を求める際には、少なくとも１周期分の時系列データがあればよい。
図９を参照すると、位相ずれ（位相差）が０°である場合には、相関係数Ｒ２は約０．８９といった高い数値を示し、且つ、回帰直線Ｂの傾き（約１．５６）の極性は正である。また、図１０を参照すると、位相ずれ（位相差）が４５°である場合には、相関係数Ｒ２は約０．３３といった比較的低い数値を示し、且つ、回帰直線Ｂの傾き（約０．９６）の極性は正である。そして、図１１を参照すると、位相ずれ（位相差）が９０°である場合には、相関係数Ｒ２はほぼゼロとなり、且つ、回帰直線Ｂの傾きの値もほぼゼロとなる。このように、位相ずれ（位相差）が０°〜９０°の間である場合には、回帰直線の傾きの極性が正であり、位相ずれが大きくなるほど相関係数の値が小さくなる。
そして、図１２を参照すると、位相ずれ（位相差）が１３５°である場合には、相関係数Ｒ２は約０．２９といった比較的低い数値を示し、且つ、回帰直線Ｂの傾き（約−０．８９）の極性は負である。また、図１３を参照すると、位相ずれ（位相差）が１８０°である場合には、相関係数Ｒ２は約０．８９といった高い数値を示し、且つ、回帰直線Ｂの傾き（約−１．５６）の極性は負である。
このように、相関係数および回帰直線の傾きの極性は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との位相ずれを的確に表す。なお、図１４は、位相ずれ（位相差）が０°から１８０°まで３０°刻みで変化したときの、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）のリサージュ図形を示すグラフである。図１４において、グラフＧ７１〜Ｇ７７は、位相ずれがそれぞれ０°、３０°、６０°、９０°、１２０°、１５０°、及び１８０°である場合を示している。位相ずれが０°から大きくなるにつれて楕円が膨らみ相関係数Ｒ２が減少していくが、位相ずれが９０°を超えると相関係数Ｒ２が再び増加し、１８０°（逆相）において０°と同じ状態になる。一方、回帰直線（楕円の長軸）の傾きの極性は、位相ずれが９０°より小さいときは正となるが、９０°を超えると負に変化する。
以上のことから、回帰直線Ｂの傾きの極性と相関係数Ｒ２の大きさとを併せて参照することによって、上記した位相ずれを正確に知ることができるので、ヘモグロビン濃度や酸素飽和度の演算の正確性や、大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を正確に評価することができる。
ここで、ｘ，ｙを変数とする散布図において、回帰直線の傾きｋ及び相関係数Ｒ２は、それぞれ次の数式（９）、（１０）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（１１）〜（１３）によって求められる。但し、ｘ０及びｙ０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（１４）〜（１６）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（例えば５秒間）に得られた酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）の時系列データをｘ１〜ｘｎとし、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）の時系列データをｙ１〜ｙｎとして、分散Ｓｘ及びＳｙ並びに共分散Ｓｘｙと、平均値ｘ０及びｙ０とを求めるとよい。そして、これらを上述した数式（９）及び（１０）に代入することによって、回帰直線の傾きｋ及び相関係数Ｒ２を求めることができる。
なお、酸素飽和度を求める場合は、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ｘ１〜ｘｎとし、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）の時系列データをｙ１〜ｙｎとして、上述した数式（９）により傾きｋを求めるとよい。酸素飽和度ＳＯ２は、ＳＯ２＝ｋ×１００（％）として算出される。
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、以下に説明する。
［発明が解決しようとする課題］欄で述べたように、近赤外光による酸素化ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度についての測定演算の信頼性を高める為には、これらのヘモグロビン濃度が、胸骨圧迫のタイミングと同期して互いに同位相で変動することが重要である。しかしながら、心停止患者への胸骨圧迫においては必ずしも同位相で変動しない。胸骨圧迫では、停止した心臓全体を押しつける形で血流を生じさせるため、大静脈からの逆方向の送血が生じ易く、これが頭部における酸素化ヘモグロビン濃度の位相と脱酸素化ヘモグロビン濃度の位相とのずれの一因となるからである。したがって、近赤外光による酸素化ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度についての測定演算の正確性が損なわれてしまい、これらに基づいて算出される総ヘモグロビン濃度の振幅や酸素飽和度についても正しい数値を得ることが困難となる。また、大静脈から脳への逆方向の送血そのものも好ましいものではない。
本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法では、酸素化ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を求めるとともに、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）との相関係数Ｒ２、及び、これらの相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図における回帰直線Ｂの傾きｋの極性（正又は負）を求めている。前述したように、これらの相関係数Ｒ２および回帰直線Ｂの傾きｋの極性は、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれを的確に表す。したがって、回帰直線Ｂの傾きｋの極性と相関係数Ｒ２の大きさとを併せて参照することによって、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれを正確に知ることができる。すなわち、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れば、ＣＰＵ１４が回帰直線Ｂの傾きｋの極性と相関係数Ｒ２の大きさとを求めることによって、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、総ヘモグロビン濃度の振幅や酸素飽和度の演算の正確性、及び大静脈から頭部への逆方向送血の可能性を容易に評価することができる。
ここで、図１５（ａ）は、図９（ａ）に示された時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）にノイズを混入させた時系列データを示すグラフである。グラフＧ８１は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）の時系列データを示しており、グラフＧ８２は脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）の時系列データを示している。また、図１５（ｂ）は、図１５（ａ）に対応する、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の散布図を示している。なお、図１５（ｂ）に描かれた直線Ｂは回帰直線を表している。図１５を参照すると、位相ずれ（位相差）が０°であっても、ノイズの混入によって、相関係数Ｒ２が約０．２２といった低い数値を示している。このように、本実施形態の濃度測定装置１および濃度測定方法によれば、酸素化ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）にノイズが混入した場合における演算の信頼性を評価することも可能である。
また、ＣＰＵ１４は、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に基づいて総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）を更に求め、表示部１５は、この時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）と、相関係数Ｒ２及び回帰直線Ｂの傾きｋの極性とを併せて表示してもよい。これにより、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の演算の正確性を胸骨圧迫の施行者等が容易に確認することができる。そして、この場合、表示部１５は、相関係数Ｒ２を例えば数字やグラフで表示するとよい。
また、ＣＰＵ１４は、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に基づいて酸素飽和度ＳＯ２を更に求め、表示部１５は、酸素飽和度ＳＯ２と、相関係数Ｒ２及び回帰直線Ｂの傾きｋの極性とを併せて表示してもよい。これにより、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく、酸素飽和度ＳＯ２の演算の正確性を胸骨圧迫の施行者等が容易に確認することができる。そして、この場合においても、表示部１５は、相関係数Ｒ２を例えば数字やグラフで表示するとよい。
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、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を求めているが、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、総ヘモグロビン濃度及び酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ）のうち少なくとも一方を求めることによって、胸骨圧迫が適切に行われているか否かに関する客観的な判断材料を提示することができる。
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、ΔＯ２Ｈｂ）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。
また、本発明では、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）と同様に近赤外分光分析によって求められるヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）についても、グラフ若しくは数値としてこれらと共に表示部に表示してもよい。これにより、胸骨圧迫による脳酸素状態の改善を確認することができ、施行者のモチベーションを維持することができる。なお、このＴＯＩは、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。
なお、以上に説明した濃度測定装置及び濃度測定方法では、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれに基づく演算の正確性等を、相関係数及び回帰直線の傾きの極性によって評価する。しかしながら、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれそのものを算出することでも、演算の正確性等を評価することが可能である。酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相ずれは、例えば以下の第１及び第２の方法のうちいずれかによって好適に算出される。
（第１の方法）
まず、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相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の振幅ＡΔＯ２Ｈｂ、ＡΔＨＨｂ、及びＡΔｃＨｂを求める。ここで、酸素化ヘモグロビン濃度と脱酸素化ヘモグロビン濃度との位相差をθとすると
ＡΔｃＨｂ ２＝ＡΔＯ２Ｈｂ ２＋ＡΔＨＨｂ ２＋２ＡΔＯ２ＨｂＡΔＨＨｂＣＯＳθ
であるから、位相差は、次の演算式
θ＝ＣＯＳ−１｛（ＡΔｃＨｂ−ＡΔＯ２Ｈｂ−ＡΔＨＨｂ）／２ＡΔＯ２ＨｂＡΔＨＨｂ｝
により算出される。したがって、例えば、過去５秒間における各相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の平均振幅から位相差θを求め、この位相差θを例えば１秒毎に更新して表示部に表示するとよい。また、位相差θのおおよその目安を示すパラメータとして、ＡΔｃＨｂと（ＡΔＯ２Ｈｂ＋ＡΔＨＨｂ）との比であるＡΔｃＨｂ／（ＡΔＯ２Ｈｂ＋ＡΔＨＨｂ）を表示してもよい。ΔＯ２ＨｂとΔＨＨｂとが互いに同位相のときこの値は１となり、位相差が大きくなるに従い減少する。
（第２の方法）
まず、数式（１７）に示される酸素化ヘモグロビン濃度Ｏ２Ｈｂ（ｔ）と脱酸素化ヘモグロビン濃度ＨＨｂ（ｔ）との相互相関関数ｚ（τ）を、注目している１回のデータ解析範囲Ｔ（例えば５秒間）に亘って（ｔ＝０〜Ｔ）演算する。この時、τを０から測定周期（例えば１／２０秒）の刻みで変化させ、少なくとも変動周期（ｔ０）に亘ってＺ（τ）を計算する。

次に、相互相関関数ｚ（τ）がピークとなる時間（τ＝Ｔ０）を求める。そして、関係式θ＝３６０×（Ｔ０／ｔ０）を用いて、位相差θを算出する。例えば、過去５秒間における酸素化ヘモグロビン濃度Ｏ２Ｈｂ（ｔ）と脱酸素化ヘモグロビン濃度ＨＨｂ（ｔ）を用いて時間Ｔ０及び位相差θを求め、これらを例えば１秒毎に更新して表示部に表示するとよい。
なお、表示部において位相差θを表示する際、例えば酸素化ヘモグロビン濃度Ｏ２Ｈｂ（ｔ）と脱酸素化ヘモグロビン濃度ＨＨｂ（ｔ）の実波形を表示する方法や、位相差θを数字（０°、２０°など）で表示する方法等がある。また、位相差θが所定値を超えた場合には、総ヘモグロビン濃度の振幅値や酸素飽和度値の表示と併せて注意表示を行うとよい。例えば、位相差θが３０°以上（ＣＯＳθ＜０．８６）ずれた時には数字を黄色で点滅させ、６０°以上（ＣＯＳθ＜０．５０）ずれた時には数字を赤色で点滅させるとよい。
また、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度及び脱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および濃度測定方法において、演算部は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第１の相対変化量と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第２の相対変化量の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。
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…演算部、１５…表示部、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、５１…頭部、Ｂ…回帰直線。

Claims (8)

  1. 胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度及び脱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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第１の相対変化量と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第２の相対変化量との相関係数、及び、前記第１の相対変化量と前記第２の相対変化量との回帰直線の傾きの極性を求める演算部と
    を備えることを特徴とする、濃度測定装置。
  2. 前記演算部が、前記第１及び第２の相対変化量に基づいて総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を更に求め、
    前記総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、前記相関係数及び前記回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示部を更に備えることを特徴とする、請求項１に記載の濃度測定装置。
  3. 前記演算部が、前記第１及び第２の相対変化量に基づいて酸素飽和度を更に求め、
    前記酸素飽和度と、前記相関係数及び前記回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示部を更に備えることを特徴とする、請求項１に記載の濃度測定装置。
  4. 前記表示部が、前記相関係数を数字及びグラフのうち少なくとも一方により表示することを特徴とする、請求項２または３に記載の濃度測定装置。
  5. 胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度及び脱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、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第１の相対変化量と、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な第２の相対変化量との相関係数、及び、前記第１の相対変化量と前記第２の相対変化量との回帰直線の傾きの極性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。
  6. 前記演算ステップにおいて、前記第１及び第２の相対変化量に基づいて総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を更に求め、
    前記総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量と、前記相関係数及び前記回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示ステップを更に備えることを特徴とする、請求項５に記載の濃度測定方法。
  7. 前記演算ステップにおいて、前記第１及び第２の相対変化量に基づいて酸素飽和度を更に求め、
    前記酸素飽和度と、前記相関係数及び前記回帰直線の傾きの極性とを併せて表示する表示ステップを更に備えることを特徴とする、請求項５に記載の濃度測定方法。
  8. 前記表示ステップにおいて、前記相関係数を数字及びグラフのうち少なくとも一方により表示することを特徴とする、請求項６または７に記載の濃度測定方法。
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