JP6698422B2

JP6698422B2 - ヘマトクリット値測定装置および方法

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Publication number: JP6698422B2
Application number: JP2016098652A
Authority: JP
Inventors: 卓郎田島; 弘小泉; 倫子瀬山
Original assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Current assignee: Nippon Telegraph and Telephone Corp
Priority date: 2016-05-17
Filing date: 2016-05-17
Publication date: 2020-05-27
Anticipated expiration: 2036-05-17
Also published as: JP2017205204A

Description

本発明は、血管を流れる血液中の赤血球の体積割合をヘマトクリット値として測定するヘマトクリット値測定装置および方法に関する。

従来より、生体情報を検知するための装置としてウェアラブルセンサシステムが用いられている。このウェアラブルセンサシステムでは、様々なセンサをシャツや手首、上腕部などに装着して、時々刻々変化する生体情報をモニタリングできる。

図１５にウェアラブルセンサシステムの一例を示す。このウェアラブルセンサシステム１００は、手首に血流センサ１０１、衣類に電極を備える心電位センサ１０２、耳にヘマトクリット値センサ１０３を備えている。ヘマトクリット値センサ１０３は、血管を流れる血液中の赤血球の体積割合をヘマトクリット値として検出する。

ヘマトクリット値センサ１０３で検出されるヘマトクリット値でわかる有害事象として、日常生活では、熱中症による脱水症状（暑熱環境下における人の脱水症状）がもたらすヘマトクリット値の上昇、腎疾患による貧血がもたらすヘマトクリット値の低下が挙げられる。また、体外循環装置である人工透析装置では、除水による血圧低下によるヘマトクリット値の低下や、人工心臓では、血液抗凝固剤による出血によるヘマトクリット値の上昇が知られている。

このようなヘマトクリット値の測定には、通常では、ミクロヘマトクリット遠心分離法、血液ガス分析装置等を用いることが一般である。この一般的な方法では、検査に採血を伴うため、連続的な測定（モニタリング）が困難である。このような課題に対して、近赤外光を使って採血せずに血液状態を把握するセンサ技術が知られている。この近赤外光を使ったセンサ技術は、臨床上重要な知見を与えうるモニタリングに有効であり、水の吸光度がヘモグロビンの吸光度に比べ大きい波長、ヘモグロビンの吸光度が水の吸光度に比べ大きい波長の２つの波長を利用して推定する方法が利用される。

例えば、図１６に示すように、透析チューブ２０１に対する非観血ヘマトクリット測定として、２つの近赤外発光ダイオード（ＬＥＤ）２０２，２０３（光源）の異なる波長８１０ｎｍ、１３００ｎｍの散乱光をフォトダイオード２０４，２０５（光検出器）で検出して、赤血球と血漿の等吸収点からの差分により、血液２０６中のヘマトクリット値を推定する方法がある（例えば、非特許文献１参照）。ダイオード２０２，２０３やフォトダイオード２０４，２０５には、波長域に応じて、シリコン、GaAlAsやInGaAsP等の材料が用いられる。本方式では光が伝搬する光路長の定義がチューブの物理サイズから可能であることから、２点での計測結果から、所定の比例係数により、拡散反射光量とヘマトクリット値の関係式を求めることができる。

一方、生体組織への適用では、脈動による動脈の膨張（拡張）・収縮を利用して、所定の光波長における拡散透過光強度の平均値と山・谷の比を計測して、生体組織に関する信号を除外して動脈血と相間のある信号を計測することと、光が伝搬する光路長を正規化するために、異なる２波長の拡散透過光強度の比を取った上で、統計的に求めた所定の係数と拡散反射光強度比によって構成される多項式でヘマトクリット値を推定する方法が知られている（例えば、特許文献１参照）。

この特許文献１に示された方法では、組織水分量の変動が課題であり、生体組織に含まれている水分量の比率（組織水分比率）の変動の影響によって、測定されるヘマトクリット値の精度が低下する。このことから、前述の２波長に加えて、多波長で水分比率の差異に対応するヘマトクリット値を推定する手法が知られている（例えば、特許文献２参照）。また、皮膚温による水吸収特性がもたらす測定誤差を低減するために、皮膚の温度を制御してヘマトクリット値を推定する手法も知られている（例えば、特許文献３参照）。

特表平０９−５０８２９１号公報特表２００４−５２３３２０号公報特表２００３−５３３２６１号公報

江國翔太、山海嘉之、"キャリブレーションを必要としない光学的手法による非侵襲・連続的ヘマトクリット計測"、IEEJ Transactions on Electronics, Information and Systems、Vol.135, No.4, pp.387-395.

しかしながら、従来の生体組織に対するヘマトクリット値測定装置では、ヘマトクリット値や組織水分比率に対しても、光吸収と光散乱は依存することが知られており、特に光散乱は波長に依存するため、異なる２波長の比を取っても、組織水分量や光散乱による誤差を完全には除外することができず、ヘマトクリット値の測定精度を高めることが困難であるという課題があった。

本発明は、このような課題を解決するためになされたもので、その目的とするところは、ヘマトクリット値の測定精度をさらに高めることが可能なヘマトクリット値測定装置および方法を提供することにある。

このような目的を達成するために本発明は、血管(３０１)を流れる血液中の赤血球の体積割合をヘマトクリット値として測定するヘマトクリット値測定装置(１０)において、血管(３０１)を含む生体組織(３０３)に対して第１の波長(λＡ)の光を照射する第１の光源(１−１)と、血管(３０１)を含む生体組織(３０３)に対して第１の波長(λＡ)とは異なる第２の波長(λＢ)の光を照射する第２の光源(１−２)と、生体組織(３０３)内を拡散伝搬して外部へ出射される第１の波長(λＡ)の光および第２の波長(λＢ)の光の光量を拡散反射光量として検出する光検出器(２)とを備え、第１の波長(λＡ)の光および第２の波長(λＢ)の光のうち１つは、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光であることを特徴とする。

本発明では、第１の光源(１−１)から血管(３０１)を含む生体組織(３０３)に対して第１の波長(λＡ)の光を照射し、第２の光源(１−２)から血管(３０１)を含む生体組織(３０３)に対して第２の波長(λＢ)の光を照射する。この照射される第１の波長(λＡ)の光と第２の波長(λＢ)の光とは波長が異なっている。また、第１の波長(λＡ)の光および第２の波長(λＢ)の光のうち１つは、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光とされている。例えば、第１の波長(λＡ)の光をヘモグロビンに主要な吸収を呈する波長の光とし、第２の波長(λＢ)の光をヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光とする。なお、本発明において、ヘモグロビンの光吸収係数をμ_aHb、水の光吸収係数をμ_awとした場合、等しい光吸収係数とはμ_aHb≒μ_awのことを意味する。また、ヘモグロビンの光吸収係数を等価光吸収係数γμ_aHb、水の光吸収係数を等価光吸収係数ημ_awとした場合、γμ_aHb≒ημ_awのことを意味する。

本発明では、第１の波長(λＡ)の光および第２の波長(λＢ)の光のうち１つをヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光とするので、このヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光の拡散反射光量の変動から生体組織(３０３)に含まれている水分量の比率を組織水分比率として算出し、この算出した組織水分比率を用いて他方の波長の光の拡散反射光量の変動から算出されるヘマトクリット値を補正するようにして、生体組織(３０３)に含まれる水分量の影響を排除した真のヘマトクリット値を推定するようにし、ヘマトクリット値の測定精度をさらに高めることが可能となる。

なお、上記説明では、一例として、発明の構成要素に対応する図面上の構成要素を、括弧を付した参照符号によって示している。

以上説明したように、本発明によれば、第１の波長の光および第２の波長の光のうち１つをヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長とすることにより、光ヘマトクリット値の測定精度をさらに高めることが可能となる。

図１は、本発明の実施の形態に係るヘマトクリット値測定装置の要部の構成を示す図である。図２は、光源から皮膚に対して光（近赤外光）を照射した状態を示す図である。図３は、拍動による血管の拡張・収縮時の血球の光吸収変化および血中の水の光吸収変化を示す図である。図４は、ヘモグロビン(Hb)と水(water)の光級数係数の波長依存性(分光スペクトル)を示す図である。図５は、生体組織中の光路を模式的に示す図である。図６は、生体組織中の光路を模式的に示す図である。図７は、波長８００ｎｍの場合のヘマトクリット値Ｈおよび組織水分比率Ｆｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄの検出位置依存性を示す図である。図８は、波長１０００ｎｍの場合のヘマトクリット値Ｈおよび組織水分比率Ｆｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄの検出位置依存性を示す図である。図９は、波長８００ｎｍの検出位置３ｍｍにおけるヘマトクリット値Ｈに対する拡散反射光量差ΔＲｄを示す図である。図１０は、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の選択を説明するための図である。図１１は、波長１４００ｎｍの場合のヘマトクリット値Ｈおよび組織水分比率Ｆｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄの検出位置依存性を示す図である。図１２は、λ＝１２００〜１３００ｎｍ近傍における等価光吸収係数の波長依存性を模式的に表した図である。図１３は、波長１３００ｎｍの場合のヘマトクリット値Ｈおよび組織水分比率Ｆｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄの検出位置依存性を示す図である。図１４は、波長１３００ｎｍ近傍の検出位置３ｍｍにおけるＦｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄを示す図である。図１５は、ウェアラブルセンサシステムの一例を示す図である。図１６は、透析チューブに対する非観血ヘマトクリット測定を説明する図である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。

図１は本発明の実施の形態に係るヘマトクリット値測定装置の要部の構成を示す図である。このヘマトクリット値測定装置１０は、血管３０１を含む生体組織３０３に対して皮膚３０２側から第１の波長λＡの光（近赤外光）を照射する第１の光源１（１−１）と、血管３０１を含む生体組織３０３に対して皮膚３０２側から第１の波長λＡとは異なる第２の波長λＢの光（近赤外光）を照射する第２の光源１（１−２）と、生体組織３０３内を拡散伝搬して外部へ出射される第１の波長λＡの光および第２の波長λＢの光の光量を拡散反射光量として検出する光検出器２と、ヘマトクリット値算出処理部３とを備えている。

このヘマトクリット値測定装置１０において、第１の波長λＡの光はヘモグロビンに主要な吸収を呈する波長の光とされ、第２の波長λＢの光はヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光とされている。また、ヘマトクリット値算出処理部３は、第１の拡散反射光量変動観測部３１と、第２の拡散反射光量変動観測部３２と、ヘマトクリット値算出部３３と、組織水分比率算出部３４と、ヘマトリック値推定部３５とを備えおり、プロセッサや記憶装置からなるハードウェアと、これらのハードウェアと協働して各種機能を実現させるプログラムとによって実現される。

第１の拡散反射光量変動観測部３１は、血管３０１の拡張時と伸縮時の第１の波長λＡの光の拡散反射光量の変動ΔＲｄ(λＡ)を観測し、第２の拡散反射光量変動観測部３２は、血管３０１の拡張時と伸縮時の第２の波長λＢの光の拡散反射光量の変動ΔＲｄ(λＢ)を観測する。拡散反射光量の変動ΔＲｄについては後述する。

ヘマトクリット値算出部３３は、第１の拡散反射光量変動観測部３１によって観測された第１の波長λＡの光の拡散反射光量の変動ΔＲｄ(λＡ)より血管３０１を流れる血液のヘマトクリット値Ｈを算出する。組織水分比率算出部３４は、第２の拡散反射光量変動観測部３２によって観測された第２の波長λＢの光の拡散反射光量の変動ΔＲｄ(λＢ)より生体組織３０３に含まれている水分量の比率を組織水分比率Ｆｗとして算出する。ヘマトリック値推定部３５は、ヘマトクリット値算出部３３によって算出されたヘマトクリット値Ｈを組織水分比率算出部３４によって算出された組織水分比率Ｆｗを用いて補正することによって生体組織３０３に含まれる水分量の影響を排除した真のヘマトクリット値Ｈｃｔを推定する。

以下、このヘマトクリット値測定装置１０の構成に至るまでの経緯について説明する。
ヘマトクリット値Ｈの測定に際しては、図２に示すように光源１から皮膚３０２に対して光（近赤外光）を照射して、生体組織３０３内を拡散伝搬して皮膚３０２の外部へ出射される光の光量を拡散反射光量として光検出器２で検出する。

血管の収縮と拡張に応じた血液成分計測はパルスオキシメータでの酸化・還元ヘモグロビン測定で良く知られている。本実施の形態のヘマトクリット値測定装置１０でも、拍動による血管の拡張・収縮時の光吸収変化（図３参照）を利用する。図３において、Ｉは血球の光吸収変化を示し、IIは血中の水の光吸収変化を示す。

拡張・収縮時の拡散反射光量Ｉ_cmp，Ｉ_expは、媒質の光吸収係数μと光路長ｌから、ダランベール則に則り、次式で表すことができる。

ここで，Ｉ₀は入射した光量、μ_abは血液の光吸収係数、μ_atは組織の光吸収係数、ｌ_bcは光源１と光検出器２との間の血液中の平均光路長、ｌ_tcは光源１と光検出器２との間の組織中の平均光路長である。

図４に分光スペクトルを示すように、血管中の血液の光吸収は、酸化・還元ヘモグロビンが支配的な吸収を示す７００〜１０００［ｎｍ］の範囲ではヘマトクリット値に比例する。皮膚内の水分や血液中の血漿による光吸収は、組織水分量や血球成分による水体積排除に比例する。以上から、ヘモグロビンおよび水の光吸収係数をμ_aHb，μ_awとすると、光吸収係数μ_aHb，μ_awは次式で表すことができる。

ここで、Ｈはヘマトクリット値，Ｆｗは組織水分比率，βはタンパク質等による光学定数への影響を示す比例乗数，γ、ηは血液中ヘマトクリット値による光学定数への影響を示す比例乗数である。これらの定数は実際には、個人差，計測部位による変動の影響が大きく、絶対測定誤差を生じることが想定される。

次に，拍動による血管の拡張時と収縮時の波長λにおける拡散反射光量の変動ΔＲｄを求めることで生体組織３０３における背景吸収等を省略することができる。図５に模式的に示すように、光路長の一部Δｌ_bにおいて光吸収係数の変調が生じて、拡散反射光量が振幅変調される。実際にはΔｌ_bは生体内散乱により一意に定めることができない。Δｌ_bの等価的な光路長をΔｌ_dとすると、拡散反射光量の変動ΔＲｄは次式で表すことができる。

次に、酸素飽和度の影響が小さい波長８００ｎｍ（λ１）近傍におけるΔＲｄを求めると、μ_aHb＞＞μ_awを仮定することにより，式（５）を単純化して、下記の式（６）とすることができる。

ここで、Δｌ_d1は検出位置ｄにおける等価的な光路長である。式（６）からヘマトクリット値Ｈは、下記（７）式として表すことができる。

また、検出位置ｄに対して、近傍の△ｄ離れた位置でのΔＲｄとの差から、ヘマトクリット値Ｈ下記（８）式としても表すことができる。

式（７）に基づいて、ＨとΔＲｄの関係をモンテカルロ計算から求める。算定モデル式妥当性の調査には、モンテカルロ法による光散乱シミュレーションを用いた。複数の層で構成される組織に対する光の伝播（境界反射・拡散反射・吸収・透過）を再現することが可能である。拍動による血液層の拡張・収縮は、血液層の厚さを変化させて表現した。ヘマトクリット値Ｈと組織水分比率Ｆｗを変動させたときのヘマトクリット値を推定する。例えば、ヘマトクリット値Ｈ＝（０．２，０．４，０．６）、組織水分比率Ｆｗ＝（０．４，０．６，０．８）というように変動させてヘマトクリット値を推定する。

図６に示すように、光の入射位置をＸ＝０ｍｍとして、検出位置ｄに対して層上に構成された生体組織３０３内部を散乱して光検出器２に到達した光の拡散反射光量を求める。生体組織３０３には分光より求められた光吸収係数、光散乱係数を用いた。波長８００ｎｍにおいて、異なるＨ，Ｆｗに対して異なる検出位置ｄの拡散反射光量差（拡散反射光量の変動）ΔＲｄを図示したのが、図７である。異なるＨに対して、略直線の傾きは、γμ_aHbにも依存し、拡散反射光量差ΔＲｄが距離に従い減少しているが、組織水分比率Ｆｗに対しては傾きの影響が小さいことがわかる。

次に、波長１０００ｎｍ（λ２）近傍におけるΔＲｄを求めると、μ_aHb＞μ_awであるが，水の吸収係数を無視できないため，式（５）を次式で表せる。

同様に、波長１０００ｎｍにおいて、異なるＨ，Ｆｗに対して異なる検出位置の拡散反射光量差ΔＲｄ計算したのが、図８である。異なるＨに対して、略直線の傾きは、γμ_aHbとμ_awの両方に依存し、拡散反射光量差ΔＲｄが減少し、組織水分比率Ｆｗに対しても傾きの影響が生じていることがわかる。従って、組織水分の変化量が影響する可能性がある。

図９に、波長８００ｎｍの場合の検出位置（３ｍｍ）におけるヘマトクリット値Ｈに対する拡散反射光量差ΔＲｄを示す図である。図７では明確ではなかったが、組織水分比率Ｆｗを０．４〜０．８まで変化させた場合には、無視できない程度の拡散反射光量差ΔＲｄが変化して、Ｈの測定誤差が生じる。必ずしも組織水分比率Ｆｗの影響を無視できないため、Ｆｗの補正が必要である。

Ｆｗの補正においては、μ_aHb＜＜μ_awとなる波長を選択する方法が知られている。図１０に分光データを示すが、ヘモグロビンの吸収係数μ_aHbを無視できる波長１４００ｎｍ（λ４）を用いて，式（５）を次式で表せる。

波長１４００ｎｍにおいて、異なるＨ，Ｆｗに対して異なる検出位置の拡散反射光量差ΔＲｄを計算したのが、図１１である。式（１０）からも分かるように、組織水分比率Ｆｗに大きく依存するが、Ｈにも依存するため、Ｆｗの推定量にも誤差が生じうる。また、Δｌ_d1と比較して、Δｌ_d4は、吸収係数、散乱係数の媒質の差異から、大きく異なることが明らかであり、波長８００ｎｍにおけるＦｗの影響を排除するような補正を行うためには不適切である。

そこで、本実施の形態では、波長１４００ｎｍよりも波長が短くγμ_aHb≒ημ_awとなる波長λ３を選択することにより、Ｆｗをより精度よく推定するようにする。この場合、式（５）は、γＨμ_aHb≒ηＨμ_awとなることから、次のように表せる。

なお、この場合、実際のヘモグロビンの光吸収係数はμ_aHbであるが、比例定数ηを乗じた光吸収係数μ_aHb（等価光吸収係数γμ_aHb）をヘモグロビンの光吸収係数として扱う。また、実際の水の光吸収係数はμ_awであるが、比例定数ηを乗じた光吸収係数μ_aw（等価光吸収係数ημ_aw）を水の光吸収係数として扱う。

このような２波長(λ１，λ３)を選択することで、光散乱の差を小さく、伝播距離Δｌｄの差を小さくすることができる。本実施の形態では、８００ｎｍの波長λ１の第１の波長λＡとして用い、λ＝１２００〜１３００ｎｍ近傍における、光吸収係数γμ_aHb≒ημ_awとなる波長λ３を第２の波長λＢとして用いる。

次に、波長選択方法について説明する。図１２は、λ＝１２００〜１３００ｎｍ近傍における等価光吸収係数の波長依存性を模式的に表した図である。図４からも分かるように、波長が大きくなるに従ってヘモグロビンの光吸収係数γμ_aHbは減少する一方、水の光吸収係数ημ_awは増加する傾向を示す。ここで波長を掃引しながら、観測した拡散反射光量差ΔＲｄの極大値となる波長を求めることで、(５)式における（１−ηＨ−Ｆｗ−β）μ_awとγＨμ_aHbの大よその等価光吸収波長λｅ１を求めることができる。図１２に示す通り、光吸収係数γμ_aHb≒ημ_awとなる波長はその等価光吸収波長λｅ１よりも長波長であると考えられる。または、γ＝ηとして、μ_aHb≒μ_awとなる波長λｅ２を吸収係数μ_aHb，μ_awに関する分光データより実験的に求めても良い。

実験的に求めた波長１３００ｎｍ近傍において、異なるＨ，Ｆｗに対して異なる検出位置の拡散反射光量差ΔＲｄ計算したのが、図１３である。Ｆｗに大きく依存するが、Ｈにも依存するため、Ｆｗの推定量の精度を上げることができる。図１４に示したのが、検出位置（３ｍｍ）におけるＦｗに対する拡散反射光量差ΔＲｄを示す図である。図１３では明確ではなかったが、Ｈを０．２〜０．６まで変化させた場合でも、拡散反射光量差ΔＲｄの変化は無視できる。

波長１３００ｎｍ(λ３)の光を用いた場合において、すなわち第２の波長λＢの光として波長１３００ｎｍの光を用いた場合において、β、μ_aw(λ３)、Δｌ_d3と計測したΔＲｄ(λ３，ｄ)からＨの影響を排除して、次式からＦｗを推定できる。

以上から、波長８００ｎｍ(λ１（λＡ）)，波長１３００ｎｍ(λ３)近傍の波長（λＢ）の光を用いた場合において、上記(１２)式からＦｗを推定することにより、γ、μ_aHb(γ１)、Δｌ_d1と計測したΔＲｄ(λ１，ｄ)から、下記の(１３)式によって、組織水分比率Ｆｗの影響を排除した真のＨ(Ｈｃｔ)を推定できる。なお、(１３)式において、αはＦｗのＨ換算係数である。

実際の測定では、事前に生体に疑似的な光散乱を生ずる標準試料や血液を用いて、図９、図１４の検量カーブ（線形式）を求めた上で二つの波長でのΔＲｄを測定して、真のヘマトクリット値Ｈ(Ｈｃｔ)を推定する。より精度を高めるためには、測定開始時点において、採血による実測ヘマトクリット値Ｈ₀によりパラメータ値の調整を行っても良い。

以上のように、本実施の形態は、ヘモグロビンに主要な吸収を呈する波長λＡと、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数μ_aHb≒μ_aw(γμ_aHb≒ημ_aw)を呈する波長λＢの二つの光を用いて、拡散反射光量ΔＲｄの変動を測定することにより、予め作成した検量カーブに基づき、組織水分比率Ｆｗの影響を排除した真のヘマトクリット値Ｈ(Ｈｃｔ)を推定できる。

〔実施の形態の拡張〕
以上、実施の形態を参照して本実施の形態を説明したが、本実施の形態は上記の実施の形態に限定されるものではない。本実施の形態の構成や詳細には、本実施の形態の技術思想の範囲内で当業者が理解し得る様々な変更をすることができる。

１(１−１)…第１の光源、１(１−２)…第２の光源、２…光検出器、３…ヘマトクリット値算出処理部、１０…ヘマトクリット値測定装置、３１…第１の拡散反射光量変動観測部、３２…第２の拡散反射光量変動観測部、３３…ヘマトクリット値算出部、３４…組織水分比率算出部、３５…ヘマトリック値推定部、３０１…血管、３０２…皮膚、３０３…生体組織。

Claims

血管を流れる血液中の赤血球の体積割合をヘマトクリット値として測定するヘマトクリット値測定装置において、
前記血管を含む生体組織に対して第１の波長の光を照射する第１の光源と、
前記血管を含む生体組織に対して前記第１の波長とは異なる第２の波長の光を照射する第２の光源と、
前記生体組織内を拡散伝搬して外部へ出射される前記第１の波長の光および前記第２の波長の光の光量を拡散反射光量として検出する光検出器とを備え、
前記第１の波長の光および前記第２の波長の光のうち１つは、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光であり、
前記血管の拡張時と伸縮時の前記第１の波長の光の前記拡散反射光量の変動を観測する第１の拡散反射光量変動観測手段と、
前記血管の拡張時と伸縮時の前記第２の波長の光の前記拡散反射光量の変動を観測する第２の拡散反射光量変動観測手段と、
前記第１の拡散反射光量変動観測手段によって観測された前記第１の波長の光の拡散反射光量の変動より前記血管を流れる血液のヘマトクリット値を算出するヘマトクリット値算出手段と、
前記第２の拡散反射光量変動観測手段によって観測された前記第２の波長の光の拡散反射光量の変動より前記生体組織に含まれている水分量の比率を組織水分比率として算出する組織水分比率算出手段と、
前記ヘマトクリット値算出手段によって算出されたヘマトクリット値を前記組織水分比率算出手段によって算出された組織水分比率を用いて補正することによって前記生体組織に含まれる水分量の影響を排除した真のヘマトクリット値を推定するヘマトクリット値推定手段と
を備える
ことを特徴とするヘマトクリット値測定装置。
請求項１に記載されたヘマトクリット値測定装置において、
前記第１の波長の光は、ヘモグロビンに主要な吸収を呈する波長の光であり、
前記第２の波長の光は、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光である
ことを特徴とするヘマトクリット値測定装置。
ヘマトクリット値測定装置の作動方法であって、
前記ヘマトクリット値測定装置は、第１の光源と、第２の光源と、光検出器と、第１の拡散反射光量変動観測部と、第２の拡散反射光量変動観測部と、ヘマトクリット値算出部と、組織水分比率算出部と、ヘマトクリット値推定部とからなり、
前記第１の光源が、血管を含む生体組織に対して第１の波長の光を出射する第１ステップと、
前記第２の光源が、血管を含む生体組織に対して前記第１の波長とは異なる第２の波長の光を出射する第２ステップと、
前記光検出器が、前記生体組織内を拡散伝搬して外部へ出射される前記第１の波長の光および前記第２の波長の光の光量を拡散反射光量として検出する第３ステップとを備え、
前記第１の波長の光および前記第２の波長の光のうち１つは、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光であり、
前記第１の拡散反射光量変動観測部が、前記血管の拡張時と伸縮時の前記第１の波長の光の前記拡散反射光量の変動を観測する第４ステップと、
前記第２の拡散反射光量変動観測部が、前記血管の拡張時と伸縮時の前記第２の波長の光の前記拡散反射光量の変動を観測する第５ステップと、
前記ヘマトクリット値算出部が、前記第４ステップによって観測された前記第１の波長の光の拡散反射光量の変動より前記血管を流れる血液のヘマトクリット値を算出する第６ステップと、
前記組織水分比率算出部が、前記第５ステップによって観測された前記第２の波長の光の拡散反射光量の変動より前記生体組織に含まれている水分量の比率を組織水分比率として算出する第７ステップと、
前記ヘマトクリット値推定部が、前記第６ステップによって算出されたヘマトクリット値を前記第７ステップによって算出された組織水分比率を用いて補正することによって前記生体組織に含まれる水分量の影響を排除した真のヘマトクリット値を推定する第８ステップと
を備える
ことを特徴とするヘマトクリット値測定装置の作動方法。
請求項３に記載されたヘマトクリット値測定装置の作動方法において、
前記第１の波長の光は、ヘモグロビンに主要な吸収を呈する波長の光であり、
前記第２の波長の光は、ヘモグロビンと水とで等しい光吸収係数を呈する波長の光であ
る
ことを特徴とするヘマトクリット値測定装置の作動方法。