JP6794219B2 - 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法 - Google Patents

医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法 Download PDF

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Description

本発明は、被検者の体内における吸光度が比較的低い物質の量を算出する医用フォトメータ、および当該物質の量を算出するための医用フォトメータの制御方法に関する。
医用フォトメータの一例であるパルスフォトメータは、フォトメトリの一例として被検者の血中吸光物質の濃度を算出する装置である。具体的には、当該血中吸光物質濃度によって血液の吸光係数の比が異なる複数の波長の光が、当該被検者の生体組織に照射される。当該生体組織を透過または反射した各波長の光量が検出される。各波長の光量は、当該被検者の血液の脈動に伴って変化する。したがって、脈動に起因する各波長の光量の経時変化が、脈波信号として取得される。各波長に係る脈波信号の振幅は、当該波長に係る減光度変化量に対応する。血中吸光物質濃度は、各波長に係る減光度変化量の比に基づいて算出される（例えば、特許文献１を参照）。
特許４１９６２０９号公報
上記のようなフォトメトリにおいては、被検者の規則的な体動が血液の脈動と認識されてしまう場合がある。よって、被検者の体動を正確に検出したいというニーズがある。
本発明は、フォトメトリの原理を用いつつも、当該フォトメトリを阻害する一因である生体の体動を正確に検出することを目的とする。
上記の目的を達成するための一態様は、医用フォトメータであって、
第一波長を含む第一の光を出射する第一発光部と、
第二波長を含む第二の光を出射する第二発光部と、
生体の組織を透過あるいは反射した前記第一の光の強度に対応する第一強度信号を出力し、当該組織を透過あるいは反射した前記第二の光の強度に対応する第二強度信号を出力する受光部と、
プロセッサと、
コンピュータが読み取り可能な命令を記憶するメモリと、
を備えている医用フォトメータであって、
前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、
前記第一強度信号と前記第二強度信号の一方の強度を取得し、
前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を取得し、
前記強度と前記強度比に基づいて、前記生体の体動を検出し、
前記第一の光と前記第二の光の双方は、赤外光または赤色光であり、
前記第一波長における第一吸光物質の第一吸光度と前記第二波長における前記第一吸光物質の第二吸光度の比率は１から乖離しており、
前記第一波長における第二吸光物質の第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
前記第二波長における前記第二吸光物質の第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる。
上記の目的を達成するための一態様は、医用フォトメータであって、
プロセッサと、
コンピュータが読み取り可能な命令を記憶するメモリと、
を備えている医用フォトメータであって、
前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、
生体の組織を透過あるいは反射した第一波長を含む第一の光の強度に対応する第一強度信号と、当該組織を透過あるいは反射した第二波長を含む第二の光の強度に対応する第二強度信号の一方の強度を取得し、
前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を取得し、
前記強度と前記強度比に基づいて、前記生体の体動を検出し、
前記第一波長における第一吸光物質の第一吸光度と前記第二波長における前記第一吸光物質の第二吸光度の比率は１から乖離しており、
前記第一波長における第二吸光物質の第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
前記第二波長における前記第二吸光物質の第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる。
上記の目的を達成するための一態様は、医用フォトメータの制御方法であって、
生体の組織を透過あるいは反射した第一波長を含む第一の光の強度に対応する第一強度信号と、当該組織を透過あるいは反射した第二波長を含む第二の光の強度に対応する第二強度信号の一方の強度を医用フォトメータに取得させ、
前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を前記医用フォトメータに取得させ、
前記強度と前記強度比に基づいて前記生体の体動を前記医用フォトメータに検出させ、
前記第一波長における第一吸光物質の第一吸光度と前記第二波長における前記第一吸光物質の第二吸光度の比率は１から乖離しており、
前記第一波長における第二吸光物質の第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
前記第二波長における前記第二吸光物質の第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる。
上記の各態様によれば、フォトメトリの原理を用いつつも、当該フォトメトリを阻害する一因である生体の体動を正確に検出できる。
第一実施形態に係る医用フォトメータの機能構成を示す図である。 図１の医用フォトメータの動作を示すフローチャートである。 図１の医用フォトメータの動作を説明するための図である。 第二実施形態に係る医用フォトメータの動作を示すフローチャートである。 第三実施形態に係る医用フォトメータの動作を示すフローチャートである。 図４および図５の医用フォトメータの動作を説明するための図である。 図５の医用フォトメータの動作を説明するための図である。
添付の図面を参照しつつ、実施形態の例を以下詳細に説明する。図１は、第一実施形態に係る医用フォトメータ１０の機能構成を示す図である。医用フォトメータ１０は、生体２０内に存在する体内低吸光物質の量を算出するための装置である。
医用フォトメータ１０は、第一発光部１１、第二発光部１２、受光部１４、インターフェース１５、および制御部１６を備えている。
第一発光部１１は、第一波長λ１を含む第一の光を出射するように構成されている。第二発光部１２は、第二波長λ２を含む第二の光を出射するように構成されている。第一波長λ１の例としては、８８０ｎｍが挙げられる。第二波長λ２の例としては、９４０ｎｍが挙げられる。すなわち、第一の光と第二の光の双方は、赤外光である。
第一発光部１１は、例えば、第一の光を出射可能な半導体発光素子である。第二発光部１２は、例えば、第二の光を出射可能な半導体発光素子である。半導体発光素子の例としては、発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザダイオード、有機ＥＬ素子などが挙げられる。
図１に示されるように、受光部１４は、生体２０の組織（被検者の手指や耳朶など）を透過あるいは反射した第一の光の強度Ｉ１に応じて、第一強度信号を出力するように構成されている。また、受光部１４は、当該生体２０を透過あるいは反射した第二の光の強度Ｉ２に応じて、第二強度信号を出力するように構成されている。受光部１４は、例えば、第一波長λ１と第二波長λ２に感度を有する光センサである。光センサの例としては、フォトダイオード、フォトトランジスタ、フォトレジスタなどが挙げられる。
第一発光部１１、第二発光部１２、および受光部１４は、インターフェース１５に接続される。インターフェース１５は、信号の通過を許容するコネクタである。接続は、有線接続でもよいし、無線接続でもよい。
制御部１６は、インターフェース１５を介して第一発光部１１、第二発光部１２、および受光部１４と通信可能に接続される。これにより、制御部１６は、インターフェース１５を介して第一発光部１１と第二発光部１２の動作を制御できる。また、制御部１６は、インターフェース１５を介して受光部１４から第一強度信号および第二強度信号を受信できる。
制御部１６は、プロセッサ６１とメモリ６２を備えている。
プロセッサ６１の例としては、ＣＰＵやＭＰＵが挙げられる。メモリ６２は、コンピュータが読み取り可能な命令を記憶するように構成されている。メモリ６２の例としては、各種の命令が記憶されたＲＯＭや、プロセッサ６１により実行される各種命令が記憶されるワークエリアを有するＲＡＭなどが挙げられる。
メモリ６２に記憶された命令がプロセッサ６１により実行されると、医用フォトメータ１０は、図２に示される処理を実行するように構成されている。
受光部１４より入力された第一強度信号に基づいて、生体２０を透過または反射したことによる第一の光の減光度（第一減光度）Ａ１が取得される（ステップＳ１１）。
第一発光部１１は制御部１６によって制御されるため、第一発光部１１から出射される第一の光の強度Ｉ０１は、制御部１６において既知である。よって、第一減光度Ａ１は、受光部１４において受光される第一の光の強度Ｉ１に基づいて、次式により取得される。

Ａ１＝ｌｎ（Ｉ０１／Ｉ１）
（１）
次に、受光部１４より入力された第二強度信号に基づいて、生体２０を透過または反射したことによる第二の光の減光度（第二減光度）Ａ２が取得される（ステップＳ１２）。
第二発光部１２は制御部１６によって制御されるため、第二発光部１２から出射される第二の光の強度Ｉ０２は、制御部１６において既知である。よって、第二減光度Ａ２は、受光部１４において受光される第二の光の強度Ｉ２に基づいて、次式により取得される。

Ａ２＝ｌｎ（Ｉ０２／Ｉ２）
（２）
なお、ステップＳ１１とステップＳ１２は、並行して行なわれてもよいし、ステップＳ１２がステップＳ１１よりも先に行なわれてもよい。
続いて、上記のように取得された第一減光度Ａ１と第二減光度Ａ２に基づいて、第一の光と第二の光が透過または反射した生体２０の組織における体内低吸光物質の量が算出される（ステップＳ１３）。
図３において、実線は、水（第一吸光物質の一例）の吸光スペクトルを示している。破線は、脱酸化ヘモグロビンの吸光スペクトルを示している。一点鎖線は、酸化ヘモグロビン（第二吸光物質の一例）の吸光スペクトルを示している。水の吸光度は、汎用的な光センサが感度を有する波長の全域（例えば１９０ｎｍ〜１１００ｎｍ）に亘って、酸化ヘモグロビンのような血中吸光物質の吸光度よりも低い。本明細書では、このような物質を「体内低吸光物質」と呼ぶ。
同図から明らかなように、第一の光の第一波長λ１における水の吸光度（第一吸光度の一例）と第二の光の第二波長λ２における水の吸光度（第二吸光度の一例）は、相違している。換言すると、第一波長λ１における水の吸光度と第二の光の第二波長λ２における水の吸光度の比率は、１から乖離している。本明細書において「１から乖離している」とは、比率の値が２以上あるいは０．５以下であることを意味している。
第一の光の第一波長λ１におけるヘモグロビンの吸光度（第三吸光度の一例）は、当該波長における水の吸光度よりも高い。同様に、第二の光の第二波長λ２におけるヘモグロビンの吸光度（第四吸光度の一例）は、当該波長における水の吸光度よりも高い。換言すると、水の吸光度は、第一波長λ１と第二波長λ２においてヘモグロビンの吸光度よりも低い。すなわち、水は、体内低吸光物質の一例である。
他方、第一波長λ１におけるヘモグロビンの吸光度と第二波長λ２におけるヘモグロビンの吸光度は、実質的に等しい。換言すると、第一波長λ１におけるヘモグロビンの吸光度と第二波長λ２におけるヘモグロビンの吸光度の比率は、１で近似できる。本明細書において「１で近似できる」とは、比率の値が２未満かつ０．５倍より大きいことを意味している。
すなわち、本実施形態における第一波長λ１と第二波長λ２は、量を特定したい体内低吸光物質（第一吸光物質）の吸光度が実質的に相違し、当該体内低吸光物質よりも吸光度の高い吸光物質（第二吸光物質）の吸光度が実質的に等しくなるような二つの波長として選ばれている。
上述の第一減光度Ａ１は、第一波長λ１における第一吸光物質による減光度の寄与分と第二吸光物質による減光度の寄与分の和として次式のように表されうる。

Ａ１＝Ｅ１１Ｃ１Ｄ１＋Ｅ２１Ｃ２Ｄ２
（３）
ここで、Ｅ１１は第一波長λ１における第一吸光物質の吸光係数（Ｍ−１ｃｍ−１）を表している。Ｃ１は第一吸光物質の濃度（Ｍ）を表している。Ｄ１は第一吸光物質による吸光が行なわれる部分の光路長（ｃｍ）を表している。Ｅ２１は第一波長λ１における第二吸光物質の吸光係数（Ｍ−１ｃｍ−１）を表している。Ｃ２は第二吸光物質の濃度（Ｍ）を表している。Ｄ２は第二吸光物質による吸光が行なわれる部分の光路長（ｃｍ）を表している。
同様に、上述の第二減光度Ａ２は、第二波長λ２における第一吸光物質による減光度の寄与分と第二吸光物質による減光度の寄与分の和として次式のように表される。

Ａ２＝Ｅ１２Ｃ１Ｄ１＋Ｅ２２Ｃ２Ｄ２
（４）
ここで、Ｅ１２は第二波長λ２における第一吸光物質の吸光係数（Ｍ−１ｃｍ−１）を表している。Ｅ２２は第二波長λ２における第二吸光物質の吸光係数（Ｍ−１ｃｍ−１）を表している。
前述のように、第一波長λ１における第二吸光物質による減光度の寄与分と第二波長λ２における第二吸光物質による減光度の寄与分は実質的に等しい。よって、第一減光度Ａ１と第二減光度Ａ２の差分をとることにより、第二吸光物質による減光度の寄与分を無視でき、第一吸光物質による減光度の寄与分のみを抽出できる。
この事実を式（１）から式（４）を用いて表すと、

Ａ１−Ａ２＝（Ｅ１１Ｃ１Ｄ１＋Ｅ２１Ｃ２Ｄ２）
−（Ｅ１２Ｃ１Ｄ１＋Ｅ２２Ｃ２Ｄ２）
ｌｎ（Ｉ０１／Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ０２／Ｉ２）≒（Ｅ１１−Ｅ１２）Ｃ１Ｄ１
ｌｎ（Ｉ２／Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ０２／Ｉ０１）≒（Ｅ１１−Ｅ１２）Ｃ１Ｄ１
（５）
式（５）における左辺の第二項は、第一発光部１１から出射される第一の光の強度と第二発光部１２から出射される第二の光の強度の比となっている。前述したようにこれらの値は既知であるため、左辺の第二項は定数として扱える。他方、右辺におけるＥ１１およびＥ１２も定数である。したがって、受光部１４による第一の光の受光強度と第二の光の受光強度の比から、Ｃ１Ｄ１を特定できる。この値が、第一吸光物質すなわち体内低吸光物質の量に相当する。
すなわち、本実施形態の手法によれば、フォトメトリの原理を用いつつも、体内低吸光物質の量を算出できる。
本実施形態のように第二吸光物質としてヘモグロビンのような血中吸光物質が選ばれる場合、より具体的には、第一減光度Ａ１は、第一波長λ１における動脈血による減光度の寄与分、静脈血による減光度の寄与分、および血液以外の組織による減光度の寄与分の和として、次式のように表されうる。

Ａ１＝Ｅａ１ＨｂＤａ＋Ｅｖ１ＨｂＤｖ＋Σｔ１Ｄｔ
（６）
ここで、Ｅａ１は第一波長λ１における動脈血ヘモグロビンの吸光係数（dl g-1 cm-1）を表している。Ｈｂは、血中ヘモグロビン濃度（dl g-1）を表している。Ｄａは動脈血が流れる血管の厚み（ｃｍ）を表している。Ｅｖ１は第一波長λ１における静脈血ヘモグロビンの吸光係数（dl g-1 cm-1）を表している。Ｄｖは静脈血が流れる血管の厚み（ｃｍ）を表している。Σｔ１は第一波長λ１における血液以外の組織による減光率（ｃｍ−１）を表している。Ｄｔは、血液以外の組織の厚さすなわち組織厚（ｃｍ）を表している。
同様に、第二減光度Ａ２は、第二波長λ２における動脈血による減光度の寄与分、静脈血による減光度の寄与分、および血液以外の組織による減光度の寄与分の和として、次式のように表されうる。

Ａ２＝Ｅａ２ＨｂＤａ＋Ｅｖ２ＨｂＤｖ＋Σｔ２Ｄｔ
（７）
ここで、Ｅａ２は第二波長λ２における動脈血ヘモグロビンの吸光係数（dl g-1 cm-1）を表している。Ｅｖ２は第二波長λ２における静脈血ヘモグロビンの吸光係数（dl g-1 cm-1）を表している。第二波長λ２におけるΣｔ２は血液以外の組織による減光率（ｃｍ−１）を表している。
前述のように、第一波長λ１におけるヘモグロビンによる減光度の寄与分と第二波長λ２におけるヘモグロビンによる減光度の寄与分は実質的に等しい。よって、第一減光度Ａ１と第二減光度Ａ２の差分をとることにより、ヘモグロビンによる減光度の寄与分を無視でき、組織厚Ｄｔによる減光度の寄与分のみを抽出できる。
この事実を式（１）、（２）、（６）、および（７）を用いて表すと、

Ａ１−Ａ２＝（Ｅａ１ＨｂＤａ＋Ｅｖ１ＨｂＤｖ＋Σｔ１Ｄｔ）
−（Ｅａ２ＨｂＤａ＋Ｅｖ２ＨｂＤｖ＋Σｔ２Ｄｔ）
ｌｎ（Ｉ０１／Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ０２／Ｉ２）≒（Σｔ１−Σｔ２）Ｄｔ
ｌｎ（Ｉ２／Ｉ１）−ｌｎ（Ｉ０２／Ｉ０１）≒（Σｔ１−Σｔ２）Ｄｔ
（８）
式（８）における左辺の第二項は、第一発光部１１から出射される第一の光の強度と第二発光部１２から出射される第二の光の強度の比となっている。前述したようにこれらの値は既知であるため、左辺の第二項は定数として扱える。他方、右辺におけるΣｔ１およびΣｔ２も定数である。したがって、受光部１４による第一の光の受光強度と第二の光の受光強度の比から、組織厚Ｄｔを特定できる。
血液の循環の度合いを示す指標として潅流指標（perfusion index）が知られている。しかしながら、フォトメトリを通じて潅流指標を取得する場合、同じ拡張率で血管が脈動している場合であっても、組織厚の相違によって異なる潅流指標が得られる場合がある。一般に、指が大きい（組織厚が大きい）被検者の場合、潅流指標の値が大きくなる傾向がある。すなわち、潅流指標の値が小さいという事実のみに着目すると、当該事実が血液の循環が十分でないことによりもたらされているのか、組織厚が小さいことによりもたらされているのかを正確に区別できない。
本実施形態の構成によれば、フォトメトリの原理を用いつつも生体２０の組織厚を特定できるため、潅流指標による不十分性を補完しうる情報を提供できる。したがって、生体２０の血液の循環の度合いをより正確に判断できる。
図１に破線で示されるように、医用フォトメータ１０は、第三発光部１３を備えうる。第三発光部１３は、第三波長λ３を含む第三の光を出射するように構成されている。図３に示されるように、第三波長λ３の例としては、６６０ｎｍが挙げられる。第三発光部１３は、例えば、第三の光を出射可能な半導体発光素子である。半導体発光素子の例としては、発光ダイオード（ＬＥＤ）、レーザダイオード、有機ＥＬ素子などが挙げられる。
なお、第三波長λ３は、以下の条件を満たすような波長として選ばれる。
・第一波長λ１における血液の吸光係数と第三波長λ３における当該血液の吸光係数の比率が、当該血液に含まれる対象吸光物質（本例においては酸化ヘモグロビン）の濃度に応じて変化する。
・第二波長λ２における血液の吸光係数と第三波長λ３における当該血液の吸光係数の比率が、当該血液に含まれる対象吸光物質（本例においては酸化ヘモグロビン）の濃度に応じて変化する。
この場合、受光部１４は、生体２０の組織を透過あるいは反射した第三の光の強度Ｉ３に応じて第三強度信号を出力するように構成される。
この場合、第三発光部１３は、インターフェース１５に接続される。接続は、有線接続でもよいし、無線接続でもよい。
この場合、制御部１６は、インターフェース１５を介して第三発光部１３と通信可能に接続される。これにより、制御部１６は、インターフェース１５を介して第三発光部１３の動作を制御できる。また、制御部１６は、インターフェース１５を介して受光部１４から第三強度信号を受信できる。
この場合、メモリ６２に記憶された命令がプロセッサ６１により実行されると、医用フォトメータ１０は、受光部１４より入力された第一強度信号および第二強度信号の少なくとも一方と第三強度信号に基づき、生体２０の組織（第一減光度Ａ１と第二減光度Ａ２を取得した箇所）における血液の脈動に伴う第三の光の減光度変化量ΔＡ３を取得する。そして、取得された第一の光の減光度変化量ΔＡ１および第二の光の減光度変化量ΔＡ２の少なくとも一方と第三の光の減光度変化量ΔＡ３に基づいて、動脈血中における酸素の運搬が可能なヘモグロビン量に対する酸化ヘモグロビンの割合すなわち動脈血酸素飽和度（第二吸光物質の濃度の一例）が算出される。パルスフォトメトリの原理を用いて動脈血酸素飽和度を算出する手法は周知であるため、詳細な説明は省略する。
このような構成によれば、第一の光と第二の光の少なくとも一方と第三の光を用いて、いわゆるパルスフォトメトリの原理により動脈血酸素飽和度を算出できる。すなわち、上述の体内低吸光度物質の量を特定するための構成を、従来のパルスフォトメトリに用いられるプローブに統合できる。すなわち、ユーザは、当該プローブを生体２０の組織に装着するのみで、容易に体内低吸光度物質の量と動脈血酸素飽和度を算出できる。
次に、図４を参照しつつ、図１に示された構成を有する医用フォトメータ１０によって実行されうる処理の第二の実施形態について説明する。
図２に示されるステップＳ１１と同様にして、受光部１４より入力された第一強度信号に基づいて、生体２０を透過または反射したことによる第一減光度Ａ１が取得される（ステップＳ２１）。
次に、図２に示されるステップＳ１２と同様にして、受光部１４より入力された第二強度信号に基づいて、生体２０を透過または反射したことによる第二減光度Ａ２が取得される（ステップＳ２２）。
なお、ステップＳ２１とステップＳ２２は、並行して行なわれてもよいし、ステップＳ２２がステップＳ２１よりも先に行なわれてもよい。
続いて、上記のように取得された第一減光度Ａ１と第二減光度Ａ２に基づいて、第一の光と第二の光が透過または反射した生体２０の組織の組織厚Ｄｔが算出される（ステップＳ２３）。組織厚Ｄｔの算出は、図２のステップＳ１３を参照して説明した式（６）から式（８）を用いて行なわれる。
続いて、ステップＳ２３で算出された組織厚Ｄｔの変化量ΔＤｔに基づいて生体２０の体動が検出される（ステップＳ２４）。
生体２０の体動により、注目している生体２０の組織厚Ｄｔは変化する。組織厚Ｄｔから（Ｄｔ＋ΔＤｔ）に変化した場合、組織厚Ｄｔを求める式（８）は、以下のように変形されうる。ここでは、式（８）における値（Ｉ２／Ｉ１）すなわち受光部１４により受光された第一の光と第二の光の強度比をＲと表記し、式（８）における値（Ｉ０２／Ｉ０１）すなわち第一発光部１１と第二発光部１２により出射された光の強度比をＲ０と表記する。この場合、生体２０の体動に伴い強度比Ｒの値が（Ｒ＋ΔＲ）に変化したとする。

ｌｎ（Ｒ）−ｌｎ（Ｒ０）≒（Σｔ１−Σｔ２）Ｄｔ
ｌｎ（Ｒ＋ΔＲ）−ｌｎ（Ｒ０）≒（Σｔ１−Σｔ２）（Ｄｔ＋ΔＤｔ）
ｌｎ（Ｒ＋ΔＲ）−ｌｎ（Ｒ）≒（Σｔ１−Σｔ２）（Ｄｔ＋ΔＤｔ）
−（Σｔ１−Σｔ２）Ｄｔ
ｌｎ［（Ｒ＋ΔＲ）／Ｒ］≒（Σｔ１−Σｔ２）ΔＤｔ

ここでΔＲがＲよりも十分小さいとすると、次式を得る。

ΔＲ／Ｒ≒（Σｔ１−Σｔ２）ΔＤｔ
（９）
強度比の変化率（ΔＲ／Ｒ）は、組織厚の変化量ΔＤｔに比例していることがわかる。
すなわち、制御部１６は、受光部１４により受光された第一の光と第二の光の強度比Ｒの経時変化を監視することにより、組織厚Ｄｔの経時変化を監視している。強度比Ｒに変化量ΔＲが生じた場合、組織厚ＤｔにもΔＤｔが生じたとみなせる。
図６における左下のグラフは、受光部１４により受光された第一の光の強度Ｉ１の経時変化を示している。当該グラフの左半分は安静状態を、右半分は意図的に大きな体動を起こした状態を示している。安静時においても強度Ｉ１が周期的に変化していることがわかる。この周期的変化は、生体２０の脈動に起因している。
当該グラフにおいては極端に大きな体動が示されているが、単に第一の光あるいは第二の光の受光強度を監視することによっては、比較的小さな体動により生じる（特に規則的な体動により生じる）受光強度の変化を、脈動による受光強度の変化と区別しにくい場合がある。
他方、図６における左上のグラフは、受光部１４により受光された第一の光と第二の光の強度比Ｒの経時変化を示している。当該グラフの左半分は安静状態を、右半分は意図的に大きな体動を起こした状態を示している。左下のグラフと比較すると、安静時において脈動による強度比の周期的変化が抑制されていることがわかる。
すなわち、組織厚Ｄｔの経時変化に対応する受光部１４により受光された第一の光と第二の光の強度比Ｒの経時変化を検出することにより、脈動による受光強度の変化を相殺し、体動による受光強度の変化をより明確に抽出できる。脈動は、組織厚Ｄｔに実質的な影響を及ぼさないからである。
したがって、本実施形態の構成によれば、フォトメトリの原理を用いつつ生体の組織厚を算出できるだけでなく、当該フォトメトリを阻害する一因である当該生体の体動を正確に検出できる。
体動の検出処理が終了すると、全体の処理を終了するかが判断される（ステップＳ２５）。終了すると判定されると（ステップＳ２５においてＹＥＳ）、全体の処理が終了する。終了しないと判定されると（ステップＳ２５においてＮＯ）、体動の検出処理（ステップＳ２４）が繰り返される。
図１に破線で示されるように、本実施形態に係る医用フォトメータ１０は、報知部１７を備えうる。報知部１７は、検出された体動の大きさが所定値を上回ると報知を行なうように構成されている。報知は、視覚的報知と聴覚的報知の少なくとも一方を通じてなされうる。
具体的には、メモリ６２に記憶された命令がプロセッサ６１により実行されると、医用フォトメータ１０は、図４に破線で示される処理を実行するように構成されている。
ステップＳ２４において体動が検出された場合、当該体動の大きさが所定値を上回るかが判断される（ステップＳ２６）。所定値は、ユーザにより適宜に調節可能とされうる。具体的には、図６における左上のグラフに示される強度比Ｒの変化率が所定値を上回るかが判断される。当該条件の成立が所定時間継続することが条件として付加されてもよい。
検出された体動の大きさが所定値を上回ると判断されると（ステップＳ２６においてＹＥＳ）、報知が実行される（ステップＳ２７）。前述の通り、報知は、視覚的報知と聴覚的報知の少なくとも一方を通じてなされうる。報知の実行後、処理はステップＳ２５に移行し、前述の処理が繰り返される。
検出された体動の大きさが所定値以下であると判断されると（ステップＳ２６においてＮＯ）、処理はステップＳ２５に移行し、前述の処理が繰り返される。
このような構成によれば、医用フォトメータ１０の運用に支障を来たす生体２０の体動をユーザに報知することにより、適切な処置を行なわせることができる。また、所定値を適宜に設定することにより、真に処置が必要な事態のみを報知することが可能であり、ユーザの作業効率低下を防止できる。
第一実施形態を参照して説明したように、第一発光部１１、第二発光部１２、及び受光部１４は、第三発光部１３を備えた従来のパルスフォトメトリプローブに統合されうる。
従来のパルスフォトメトリにおいては、動脈血酸素飽和度の算出結果に体動が悪影響を及ぼす事態を回避するために、体動を検出するための独立したセンサ（加速度センサなど）を生体に装着する必要があった。しかしながら、この場合、動脈血酸素飽和度を算出するためのプローブに組織厚を算出するための構成を統合できるだけでなく、当該プローブを用いて体動の検出も行なえる。よって、独立したセンサを追加することなく動脈血酸素飽和度の算出結果に体動が悪影響を及ぼす事態を回避できる。
次に、図５を参照しつつ、図１に示された構成を有する医用フォトメータ１０によって実行されうる処理の第三の実施形態について説明する。
第一発光部１１から出射され受光部１４に入射した第一の光の強度Ｉ１に対応する第一強度信号の強度が取得される（ステップＳ３１）。
次に、第二発光部１２から出射され受光部１４に入射した第二の光の強度Ｉ２に対応する第二強度信号の強度が取得される（ステップＳ３２）。
なお、ステップＳ３１とステップＳ３２は、並行して行なわれてもよいし、ステップＳ３２がステップＳ３１よりも先に行なわれてもよい。
続いて、ステップＳ３１で取得された第一強度信号の強度と、ステップＳ３２で取得された第二強度信号の強度の比である強度比が取得される（ステップＳ３３）。この強度比は、第二実施形態を参照して説明した強度比Ｒ（＝Ｉ１／Ｉ２）に対応する値である。
したがって、第一強度信号と第二強度信号の強度比の経時変化を監視することにより、生体２０の体動が検出されうる（ステップＳ３４）。このとき、第一波長λ１と第二波長λ２は、組織厚Ｄｔを算出可能に選ばれたものである必要があるが、第二実施形態を参照して説明した組織厚Ｄｔの算出は必須でない。
よって、本実施形態の構成によれば、フォトメトリの原理を用いつつも、当該フォトメトリを阻害する一因である当該生体の体動を正確に検出できる。
体動の検出処理が終了すると、全体の処理を終了するかが判断される（ステップＳ３５）。終了すると判定されると（ステップＳ３５においてＹＥＳ）、全体の処理が終了する。終了しないと判定されると（ステップＳ３５においてＮＯ）、体動の検出処理（ステップＳ３４）が繰り返される。
体動を検出する手法の一例として、図６の右半分に示される座標平面Ｐ１（第一座標平面の一例）が使用される。座標平面Ｐ１の横軸（第一の軸の一例）は、第一強度信号または第二強度信号の強度の変化率である。すなわち、座標平面Ｐ１の横軸は、受光部１４に入射した第一の光の強度Ｉ１または第二の光の強度Ｉ２の変化率に対応している（図示の例は、第一の光の強度Ｉ１の変化率に対応している）。座標平面Ｐ１の縦軸（第二の軸の一例）は、第一強度信号と第二強度信号の強度比の変化率である。すなわち、座標平面Ｐ１の縦軸は、受光部１４に入射した第一の光と第二の光の強度比Ｒの変化率に対応している。
本例においては、座標平面Ｐ１における点の経時変化、すなわち当該点が描く軌跡（リサジュー図形）の形状に基づいて生体２０の体動が検出されうる。
図６における右上のグラフは、安静状態におけるリサジュー図形Ｌ１ａを示している。体動が存在しないため、リサジュー図形Ｌ１ａは、縦軸方向に実質的な幅を有していない。脈動に伴う第一強度信号の経時変化のみが反映され、リサジュー図形Ｌ１ａは、横軸方向に沿う向きにのみ実質的な幅を有している。
図６における右下のグラフは、意図的に大きな体動を起こした状態におけるリサジュー図形Ｌ１ｂを示している。体動に伴って第一の光と第二の光の強度比Ｒが大きく変動するため、リサジュー図形Ｌ１ｂは、縦軸方向に実質的な幅を有している。すなわち、座標平面Ｐ１上のリサジュー図形が縦軸方向に実質的な幅を有する事実が、生体２０の体動の存在を示唆している。
このような座標平面Ｐ１上のリサジュー図形は、図示しない表示部に表示されうる。図６の左半分に示されるような単純な強度あるいは強度比の経時変化表示と比較すると、ユーザは、より直観的に体動の存在を認識できる。
図５に破線で示されるように、メモリ６２に記憶された命令がプロセッサ６１により実行されると、医用フォトメータ１０は、取得された信号から体動成分を除去する処理を実行しうる（ステップＳ３６）。
具体的には、図７の（Ａ）に示されるように、座標平面Ｐ１から座標平面Ｐ２（第二座標平面）への座標変換が行なわれる。座標平面Ｐ２の横軸（第三の軸の一例）は、取得された強度信号（本例においては第一強度信号）における生体２０の脈動が寄与する成分（信号成分）Ｓである。座標平面Ｐ２の縦軸（第四の軸の一例）は、取得された当該強度信号における生体２０の体動が寄与する成分Ｎ（ノイズ成分）である。
体動に伴って形成されるリサジュー図形Ｌ１ｂは、横軸方向と縦軸方向の双方に実質的な幅を有する。したがって、リサジュー図形Ｌ１ｂは、座標平面Ｐ１上において横軸に対する傾きΨを有する。換言すると、傾きΨは、リサジュー図形Ｌ１ｂのノイズ成分に対応するＮ軸が横軸となす角度である。
上記の座標変換は、この傾きΨの方向が座標平面Ｐ２における縦軸と一致するように行なわれる。これにより、座標平面Ｐ２上にはリサジュー図形Ｌ２が得られる。このリサジュー図形Ｌ２においては、取得された第一強度信号における脈動寄与成分と体動寄与成分が明確に分離されている。したがって、リサジュー図形Ｌ２の横軸に沿う軌跡のみ抽出すれば、第一強度信号から体動寄与成分を除去し、脈動寄与成分のみを抽出できる。
図６に示されるように、実際のリサジュー図形Ｌ１ｂは、図７の（Ａ）に示されるような簡潔な形状を呈していない。したがって、座標平面Ｐ１における傾きΨは、その値を０からπ／２まで変化させつつ、座標平面Ｐ２におけるＳ軸方向のノルムが最小になる値を特定することによって決定される。
座標平面の横軸として第二強度信号の強度を選んで同様の処理を行なうことにより、取得された第二強度信号について脈動寄与成分のみを抽出できる。
図７の（Ｂ）は、比較例として従来のパルスオキシメータで用いられている体動成分除去法を模式的に示している。当該手法においては、座標平面Ｐ０が用いられる。座標平面Ｐ０の横軸は、受光部に入射する第一の光の強度の変化率に対応している。座標平面Ｐ０の縦軸は、受光部に入射する第二の光の強度の変化率に対応している。なお、ここで用いられている第一の光と第二の光は血中吸光物質濃度を算出するためのものであり、体内低吸光物質の量を算出するための実施形態に係る第一の光および第二の光とは異なる。
このような座標平面Ｐ０上においては、リサジュー図形Ｌ０が形成される。同図から明らかなように、リサジュー図形Ｌ０においては、脈動寄与成分（信号成分）に対応するＳ軸と体動寄与成分（ノイズ成分）に対応するＮ軸が定義されうる。したがって、最終的にＳ軸とＮ軸により形成される座標平面Ｐ２におけるリサジュー図形Ｌ２を得るためには、座標平面Ｐ０におけるＳ軸を座標平面Ｐ２における横軸に一致させる座標変換と、座標平面Ｐ０におけるＮ軸を座標平面Ｐ２における縦軸に一致させる座標変換の双方を考慮する必要がある。
座標平面Ｐ０におけるＳ軸を座標平面Ｐ２における横軸に一致させるためには、座標平面Ｐ０においてＳ軸が横軸に対してなす角度φを特定する必要がある。角度φの特定には、血中吸光物質濃度の情報が必要である。血中吸光度物質濃度は第一の光と第二の光の吸光度比の関数として表され、当該吸光度比は角度φの関数として表されるからである。
座標平面Ｐ０におけるＮ軸を座標平面Ｐ２における縦軸に一致させるためには、座標平面Ｐ０においてＳ軸とＮ軸がなす角度θを特定する必要がある。座標平面Ｐ０においてＮ軸が横軸に対してなす角度Ψは、θは、その値を−φから（π／２−φ）まで変化させつつ、座標平面Ｐ２におけるＳ軸方向のノルムが最小になる値として特定される。
このようにして特定されたφとθの値を用いて、座標平面Ｐ０からＰ２への座標変換がなされる。この技術は特許文献１に詳しく記載されているため、ここではより詳細な説明を割愛する。
図７の（Ａ）に示される本実施形態の手法によれば、座標変換を行なうために血中吸光物質濃度を事前に取得する必要もなく、リサジュー図形Ｌ１ｂにおけるノイズ成分に対応するＮ軸の座標変換のみを考慮すればよい。したがって、より簡易な構成かつ低い制御負荷で体動の影響を除去できる。
図１に破線で示されるように、本実施形態に係る医用フォトメータ１０は、報知部１７を備えうる。報知部１７は、検出された体動の大きさが所定値を上回ると報知を行なうように構成されている。報知は、視覚的報知と聴覚的報知の少なくとも一方を通じてなされうる。
具体的には、メモリ６２に記憶された命令がプロセッサ６１により実行されると、医用フォトメータ１０は、図５に破線で示される処理を実行するように構成されている。
ステップＳ３４において体動が検出された場合、当該体動の大きさが所定値を上回るかが判断される（ステップＳ３７）。所定値は、ユーザにより適宜に調節可能とされうる。具体的には、図６に示されるリサジュー図形Ｌ１ｂの縦軸に沿う方向の幅が所定値を上回るかが判断される。当該条件の成立が所定時間継続することが条件として付加されてもよい。
検出された体動の大きさが所定値を上回ると判断されると（ステップＳ３７においてＹＥＳ）、報知が実行される（ステップＳ３８）。前述の通り、報知は、視覚的報知と聴覚的報知の少なくとも一方を通じてなされうる。報知の実行後、処理はステップＳ３５に移行し、前述の処理が繰り返される。
検出された体動の大きさが所定値以下であると判断されると（ステップＳ３７においてＮＯ）、処理はステップＳ３６に移行し、前述の処理が繰り返される。
このような構成によれば、医用フォトメータ１０の運用に支障を来たす生体２０の体動をユーザに報知することにより、適切な処置を行なわせることができる。また、所定値を適宜に設定することにより、真に処置が必要な事態のみを報知することが可能であり、ユーザの作業効率低下を防止できる。
第一実施形態を参照して説明したように、第一発光部１１、第二発光部１２、及び受光部１４は、第三発光部１３を備えた従来のパルスフォトメトリプローブに統合されうる。
従来のパルスフォトメトリにおいては、動脈血酸素飽和度の算出結果に体動が悪影響を及ぼす事態を回避するために、体動を検出するための独立したセンサ（加速度センサなど）を生体に装着する必要があった。しかしながら、この場合、動脈血酸素飽和度を算出するためのプローブに組織厚を算出するための構成を統合できるだけでなく、当該プローブを用いて体動の検出も行なえる。よって、独立したセンサを追加することなく動脈血酸素飽和度の算出結果に体動が悪影響を及ぼす事態を回避できる。
上記の各実施形態は、本発明の理解を容易にするための例示にすぎない。上記の各実施形態に係る構成は、本発明の趣旨を逸脱しなければ、適宜に変更・改良されうる。また、等価物が本発明の技術的範囲に含まれることは明らかである。
上記の各実施形態においては、第一発光部１１から出射される第一の光と第二発光部１２から出射される第二の光の双方が赤外光である。しかしながら、第一の光と第二の光の双方が赤色光である構成も採用されうる。この場合、第一の光に含まれる第一波長λ１における体内低吸光物質の吸光度と第二の光に含まれる第二波長λ２における当該体内低吸光物質の吸光度が実質的に相違していること、当該体内低吸光物質よりも吸光度の高い物質に対しては第一波長λ１における吸光度と第二波長λ２における吸光度が実質的に等しいことが条件となる。図３に示される水とヘモグロビンの場合、７００ｎｍと７３０ｎｍが第一の光と第二の光として選ばれうる。
上記の各実施形態においては、血中吸光物質濃度の一例として動脈血酸素飽和度が挙げられている。しかしながら、本発明は、他の血中吸光物質の濃度を算出する構成にも適用可能である。他の血中吸光物質の例としては、一酸化炭素ヘモグロビン、Ｍｅｔヘモグロビン、血液に注入された色素などが挙げられる。その場合、各光の波長は、一方の波長における血液の吸光係数と他方の波長における当該血液の吸光係数の比率が、当該血液に含まれる対象吸光物質の濃度に応じて変化するように選ばれる。
図６と図７を参照して説明した第三の実施形態においては、座標平面Ｐ１の横軸として第一強度信号または第二強度信号の強度の変化率（Ｉ１またはＩ２）が選ばれ、縦軸として第一強度信号と第二強度信号の強度比の変化率（Ｒ）が選ばれている。座標平面Ｐ１からの座標変換後の座標平面Ｐ２においては、横軸が信号成分（Ｓ）を表し、縦軸がノイズ成分（Ｎ）を表している。しかしながら、座標平面Ｐ１の縦軸として第一強度信号または第二強度信号の強度の変化率（Ｉ１またはＩ２）が選ばれ、横軸として第一強度信号と第二強度信号の強度比の変化率（Ｒ）が選ばれてもよい。この場合、座標変換後の座標平面Ｐ２においては、縦軸が信号成分（Ｓ）を表し、横軸がノイズ成分（Ｎ）を表す。
１０：医用フォトメータ、１１：第一発光部、１２：第二発光部、１３：第三発光部、１４：受光部、１６：制御部、１７：報知部、２０：生体、６１：プロセッサ、６２：メモリ、λ１：第一波長、λ２：第二波長、λ３：第三波長

Claims (7)

  1. 第一波長を含む第一の光を出射する第一発光部と、
    前記第一波長と異なる第二波長を含む第二の光を出射する第二発光部と、
    生体の組織を透過あるいは反射した前記第一の光の強度に対応する第一強度信号を出力し、当該組織を透過あるいは反射した前記第二の光の強度に対応する第二強度信号を出力する受光部と、
    プロセッサと、
    コンピュータが読み取り可能な命令を記憶するメモリと、
    を備えている医用フォトメータであって、
    前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、
    前記第一強度信号と前記第二強度信号の一方の強度を取得し、
    前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を取得し、
    前記強度と前記強度比に基づいて、前記生体の体動を検出し、
    前記第一の光と前記第二の光の双方は、赤外光または赤色光であり、
    前記組織に含まれる第一吸光物質の前記第一波長における第一吸光度と前記第一吸光物質の前記第二波長における第二吸光度の比率は１から乖離しており、
    前記組織に含まれるとともに前記第一吸光物質と異なる第二吸光物質の前記第一波長における第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
    前記第二吸光物質の前記第二波長における第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
    前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる、
    医用フォトメータ。
  2. 前記体動は、前記強度を第一の軸とし、前記強度比を第二の軸とする第一座標平面における点の経時変化に基づいて検出される、
    請求項１に記載の医用フォトメータ。
  3. 前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、前記第一座標平面から、信号成分を第三の軸とし、体動成分を第四の軸とする第二座標平面への座標変換を通じて前記第一強度信号と前記第二強度信号に重畳した前記体動に由来するノイズを除去する、
    請求項２に記載の医用フォトメータ。
  4. 検出された前記体動の大きさが所定値を上回ると報知を行なう報知部を備えている、
    請求項１から３のいずれか一項に記載の医用フォトメータ。
  5. 前記第一波長および前記第二波長の各々と異なる第三波長を含む第三の光を出射する第三発光部を備えており、
    前記第一波長における血液の吸光係数と前記第三波長における当該血液の吸光係数の比率が、当該血液に含まれる前記第二吸光物質の濃度に応じて変化し、
    前記第二波長における血液の吸光係数と前記第三波長における当該血液の吸光係数の比率が、当該血液に含まれる前記第二吸光物質の濃度に応じて変化し、
    前記受光部は、前記組織を透過あるいは反射した前記第三の光の強度に対応する第三強度信号を出力し、
    前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、
    前記第一強度信号と前記第二強度信号の少なくとも一方に基づいて、前記組織における血液の脈動に伴う前記第一の光の減光度変化量と前記第二の光の減光度変化量の少なくとも一方を取得し、
    前記第三強度信号に基づいて当該脈動に伴う前記第三の光の減光度変化量を取得し、
    前記第一の光の減光度変化量と前記第二の光の減光度変化量の少なくとも一方と、前記第三の光の減光度変化量に基づいて、前記血液における前記第二吸光物質の濃度を算出する、
    請求項１から４のいずれか一項に記載の医用フォトメータ。
  6. プロセッサと、
    コンピュータが読み取り可能な命令を記憶するメモリと、
    を備えている医用フォトメータであって、
    前記命令が前記プロセッサにより実行されると、前記医用フォトメータは、
    生体の組織を透過あるいは反射した第一波長を含む第一の光の強度に対応する第一強度信号と、当該組織を透過あるいは反射した前記第一波長と異なる第二波長を含む第二の光の強度に対応する第二強度信号の一方の強度を取得し、
    前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を取得し、
    前記強度と前記強度比に基づいて、前記生体の体動を検出し、
    前記組織に含まれる第一吸光物質の前記第一波長における第一吸光度と前記第一吸光物質の前記第二波長における第二吸光度の比率は１から乖離しており、
    前記組織に含まれるとともに前記第一吸光物質と異なる第二吸光物質の前記第一波長における第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
    前記第二吸光物質の前記第二波長における第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
    前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる、
    医用フォトメータ。
  7. 生体の組織を透過あるいは反射した第一波長を含む第一の光の強度に対応する第一強度信号と、当該組織を透過あるいは反射した前記第一波長と異なる第二波長を含む第二の光の強度に対応する第二強度信号の一方の強度を医用フォトメータに取得させ、
    前記第一強度信号と前記第二強度信号の強度比を前記医用フォトメータに取得させ、
    前記強度と前記強度比に基づいて前記生体の体動を前記医用フォトメータに検出させ、
    前記組織に含まれる第一吸光物質の前記第一波長における第一吸光度と前記第一吸光物質の前記第二波長における第二吸光度の比率は１から乖離しており、
    前記組織に含まれるとともに前記第一吸光物質と異なる第二吸光物質の前記第一波長における第三吸光度は、前記第一吸光度よりも高く、
    前記第二吸光物質の前記第二波長における第四吸光度は、前記第二吸光度よりも高く、
    前記第三吸光度と前記第四吸光度の比率は１で近似できる、
    医用フォトメータの制御方法。
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