JPH0155010B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血液中に注入された肝機能検査に用い
られるインドシアングリーン（ICG）の吸収スペ
クトルを皮膚の上から計測し波長走査法又は二波
長法によつて零点較正データを得ながら血中ICG
濃度の連続測定（記録）を経皮的方法（血管中に
採血針を入れることなく）により行うための光学
計測装置に関するものである。

一般に、肝機能検査では、一定量のICGを静脈
に注射し、直ちに採血し、更に一定時間後に採血
して、それらの血液中のICG濃度を測定し、この
濃度の減少速度の大小によつて肝機能を判定す
る。なお、時には正確を期するために、１、２、
３、５、20分後というように多数の時点で採血測
定を行うこともある。採血は１回でも患者に負担
をかけるもので、数回以上行うときの侵襲は非常
に大きくなるが、この回数を行つてもICGの減少
経過を十分に正確には知ることができない。これ
が皮膚の上から計測できるようになると、患者へ
の侵襲がないばかりでなく極めて頻繁に測定した
り、または連続的に計測記録することも可能にな
る。発明者はこの目的のために、今までに報告さ
れている種々の型の光学センサーを試用してみた
が、血中色素の検出精度が著しく悪く、実施不能
であることがわかつた。これらのセンサーは、複
数本のオプチカルフアイバーよりなり光源からの
光を被検物に導いて照射する照射用光路と、複数
本のオプチカルフアイバーよりなり被検物からの
散乱光を受けて検出系へへ導く受光用光路とを有
するものであるが、第３図Ａに示すように、被検
物（皮膚）に当接する計測端面において光照射用
フアイバー１７と受光用フアイバー１８がランダ
ムに（またはこれに近い形に）、配置されている
ものが大部分で、稀に同心円状に両者１７，１８
が区分してあるものもあるが、第３図Ｂに示すよ
うに、これは単に薄い隔壁により区分されている
にすぎない。

発明者は種々の試験の結果、照射用フアイバー
束と受光用フアイバー束との間に１mm以上、好ま
しくは２〜３mm程度の隔壁を設けると、血中色素
の測定精度が著しく増大（２mm隔壁で第３図Ａの
場合の約10倍）することを見出した。このような
厚い隔壁は光学センサーを著しく太いものにして
しまうためか、未だ試みられた例を見ない。

このように厚い隔壁の本発明のセンサー（第３
図Ｃ、第３図Ｄ、第３図Ｅ）が従来のランダム配
置のもの（第３図Ａ）や薄い隔壁のもの（第３図
Ｂ）よりも色素の検出感度が高い理由は次のよう
に考えられる。

第４図Ｂに示したように隔壁１９が大きいと照
射用フアイバー束１７からの照射量ｌが皮膚（ま
たは各種臓器）の深部まで入つて、血管内の情
報、即ち色素の吸収特性、を大きく含んだものが
受光フアイバー束１８により受光される。ところ
が、第４図Ａに示したように隔壁１９が薄く照射
用フアイバー束１７と受光用フアイバー束１８と
が接近していると、照射光ｌが深部に入らず、受
光フアイバー束１８により受光される光のうち大
半のものは血管内色素による吸収を殆んど受けな
い（即ち、血管内情報の極めて少ない）ものとな
る。しかもこのような光の強度が深部へ入つたビ
ームの強度に比して著しく大きいため、色素に対
する感度が殆んどないということになる。

以上のように考えると隔壁は厚いほどよいとい
うことになるが、皮膚その他の組織の中では光の
減衰が大きいので受光フアイバー束へ入る光が著
減するため測定が困難になる。試験の結果、隔壁
を６mm以上にすると従来の普通の検出法では、著
しくノイズが増加して測定が不可能であつた。す
なわち前述のように光遮断用の隔壁の厚さとして
は１〜５mmが多数の実験により高いSN比を与え
ることが判明した。この値はヒトの皮膚の光学特
性に由来すると考えられる。

測定精度の一層の向上は、第２図に示すように
センサーに加熱機構Ｈを設けたことにより得られ
る。第２図は本発明のセンサーの実施例を示す図
であり、加熱機構Ｈ及びその近傍部については断
面表示してある。図示のとおり、加熱機構Ｈは、
ヒーター１０、サーミスタ１１、プラスチツク等
よりなるセンサー保持体１２、リン青銅等よりな
る熱伝導体１３、皮膚加熱板１４（人体接触部で
あるため、毒性の少ない、例えば厚さ0.1mm程度
のステンレス鋼板を適用）、前記ヒーター１０及
びサーミスタ１１へのリード線１６を具備した、
それ自体は公知の、温度制御可能な形式のもので
ある。図において、１７は照射用フアイバー束、
１８は受光用フアイバー束、１９は内部隔壁（例
えば厚さ１mm〜５mmの金属）、２０は外側壁であ
り、内部隔壁１９又は外側壁２０の何れかは熱良
導体にて作られている。３は光源（例えばハロゲ
ンランプ）、４は分光器、５は光検出器（例えば
光電子倍増管）、６はパタン解析装置（例えばＡ
−Ｄ変換器、対数変換器を含むもの）、７は記憶
装置、８は表示装置（例えばブラウン管、プロツ
ター）、１５は前記両フアイバー束１７，１８の
被検体への接触面（計測端面）、２３は結合ねじ
をそれぞれ示している。尚、結合ねじ２３は加熱
機構Ｈとセンサー部Ｓとを精度良く連結するため
のものであつて、本例では３本用いられている
（１本のみ図示）。このように加熱機構を持たせる
ことは、経皮的血中酸素測定電極や、経皮的血中
炭酸ガス測定電極に用いられていることである
が、皮膚を約42℃以上に加熱すると、真皮上層部
の微細血管が拡張して血流が増え、充血をおこし
て、皮内の血液量が数倍に増加する。このため、
光学センサーが血液中の色素の吸収を大きくとら
え得ることになり、Ｓ／Ｎ比が著しく改善され
る。

本発明の肝機能経皮測定装置を用いて血中色素
の測定を行うには、２つの様式、従つて２種の装
置がある。その１つは血中色素のスペクトル測定
法（装置）である第１図Ａ）。第１図Ａにおいて、
１は本発明の光学センサー、２は被検体を示し、
その他前述の第２図との対応部は全て同一符号を
用いて示してある。尚、加熱機構は図示省略して
ある。この装置では、色素注入前に、分光された
単色光が逐次波長を変えながら（これを波長走
査、スキヤニングという）皮膚を照射し、その各
波長での受光強度を記憶させる。

次に色素を注射してから15秒、30秒、１分、２
分、……というように適当な時間間隔で上と同じ
操作を行ない、色素注入前の値を差引かせると色
素のみの吸収スペクトルが得られることになる。
この測定は採血測定と異つて著しく短い時間間隔
で行ない得るので、連続計測に近いデータが種々
の波長に関して得られる。この方法による測定結
果の一例が後に詳述する第５図に示してある。
尚、吸収スペクトルを瞬間的に測定しなければな
らないときには（波長走査をせずに）白色光を照
射し、受光した光を分光して、多素子受光体（ホ
トセンサーアレイ、またはMCPD）を用いて検
出する方法も応用できる。

本発明の肝機能経皮測定装置のいま１つの応用
法（装置）は、２波長様式による連続測定法（装
置）である（第１図Ｂ）。第１図Ｂにおいて、受
光フアイバー束１８は信号検出系側が２本（１
８′，１８″）に分岐されてそれぞれ分光器４′，
４″に接続されている。両分光器４′，４″の出力
はそれぞれ光検出器５′，５″に入力され、これら
の検出器５′，５″の出力は何れも演算回路（差動
アンプまたは減算回路等の２つの入力信号の差を
得る回路）９に入力されている。演算回路９の出
力側は表示装置８に接続されている。その他第１
図Ａとの対応部は同一符号により示されている。
この第１図Ｂに示す場合には、照射用光フアイバ
ー束１７にICG色素の極大吸収波長（805nm）と
この波長に近くて吸収のほとんどない波長
（860nmまたは650nm）の２種の単色光を交互に
パルスとして送り、皮内の血中色素によつて吸収
された後の２波長光の吸収の強さの差（実際には
対数変換後の差）を記録する。この方法では、色
素注入前に適当な調整を行つておくと、血中にお
ける色素の量の変化が連続的に記録されることに
なる。尚、この２波長計測様式には、上のほか
に、白色光を照射し、散乱反射光を分光（通常は
干渉フイルターを使用）したり、２波長光を２個
の検出器に送る方法や、照射に２波長のレーザー
を用いる方法などもあるが、いづれの場合にも本
発明のセンサーが有効である。

第５図は、第２図の肝機能経皮測定装置を波長
走査式分光光度計に適用して、成人男子の肝機能
の試験のために、ICG注射後にスペクトルの経皮
測定を行つた結果を示す。

先づ、センサー（44℃）を上腕部内側にあて、
約20分間待つて充血させ、色素（ICG）注射前に
波長走査（走査範囲560nm〜860nm）を行つて、
各波長のシグナル（吸光度）を記憶装置に記憶さ
せる。続いて同様の走査を行つて前測定値（記憶
値）との差を記録させたのが第５図最下端のトレ
ースであるが、これは当然直線に近いものにな
る。次に体重１Kg当り５mgに相当するICGの蒸留
水溶液を腕の静脈に注射し、15秒後、30秒後、１
分後、……、５分後というように測定した吸光度
のスペクトルが下から上へ示されている。第５図
のスペクトルが示すように、本発明によつて十分
に正確な血中色素（ICG）濃度の変化が計測でき
る。この方法は既述のように無侵襲的に行なえる
上、測定回数（頻度）を従来の採血法よりも遥か
に多くすることができるので、非常に有力な臨床
検査法になり得るものと考えられる。

尚、本発明の肝機能経皮測定装置を用いる２波
長連続計測法（装置）については、結果の表示を
省略するが、第５図の場合とほぼ同様に信頼性の
高い測定ができる。

尚、以下に本発明の肝機能経皮測定装置の実施
例につき、それらの計測端面を示す第３図Ｃ、第
３図Ｄ、第３図Ｅに基いて説明を加える。

第３図Ｃ：中心束をなす照射用光フアイバー束
１７と、この周囲に同心円状に配された受光用フ
アイバー束１８との間に、例えば熱良導体の金属
でなる内部隔壁１９（厚さ１mm〜５mm）が設けら
れている。受光用フアイバー束１８の外周は、例
えば熱良導体の金属でなる外側壁２０で覆われて
いる。内部隔壁１９及び外側壁２０は第２図にお
ける加熱機構Ｈにより温度制御され得る。尚前記
両フアイバー束１７，１８はそれらの配置を入れ
かえてもよい。

第３図Ｄ：内部隔壁１９と外側壁２０との間に
両者を継ぐ熱伝導体２１が設けられている。その
他の事項は第３図Ｃ同様であるが、本例では特に
フアイバーの中心束の位置決めが容易且つ確実で
ある。

第３図Ｅ：上述の内部隔壁１９、外側壁２０及
び熱伝導体２１の作用を兼ねる多孔形の金属板２
２が設けられ、製作容易である。

【図面の簡単な説明】

第１図Ａは血中色素経皮スペクトル測定法に適
用する本発明の実施例の装置を示す系統図、第１
図Ｂは二波長様式による血中色素の経皮連続計測
法に適用する本発明の実施例の装置を示す系統
図、第２図は本発明の血中色素の経皮測定センサ
ーの実施例を示す図、第３図Ａ及び第３図Ｂは従
来のセンサーの計測端面を示す図、第３図Ｃ、第
３図Ｄ及び第３図Ｅはそれぞれ本発明の実施例の
センサーの計測端面を示す図、第４図Ａは従来の
センサーの問題点の説明に供する図、第４図Ｂは
本発明の効果の説明に供する図、第５図は第１図
Ａの実施例の装置と第２図のセンサーとを用い
て、成人男子の肝機能の試験のために、ICG注射
後にスペクトルの経皮測定を行つた結果を示す図
である。 １…光学センサー（血中色素の経皮測定センサ
ー）、２…被検体、３…光源、４，４′，４″…分
光器、５，５′，５″…光検出器、６…パタン解析
装置、７…記憶装置、８…表示装置、９…演算回
路、１０…ヒーター、１１…サーミスタ、１２…
センサー保持体、１３…熱伝導体、１４…皮膚加
熱板、１５…計測端面、１６…リード線、１７…
照射用フアイバー束、１８…受光用フアイバー
束、１９…内部隔壁、２０…外側壁、２１…熱伝
導体、２２…金属板、２３…結合ねじ、Ｈ…加熱
機構、Ｓ…センサー部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 肝機能検査用色素の吸収波長を含む波長範囲
   において時間的に波長を変化する光を出力する光
   照射手段と、 検出光を受光して上記時間的な波長に対応して
   解析する受光解析手段と、 上記光照射手段からの出力光を被験者の皮膚に
   照射するとともに皮膚の他の場所から出て来た光
   を検出光として受光する光学センサーとを具備
   し、 前記光学センサーは、複数本の素オプチカルフ
   アイバーを断面円形の同心円状の束に被覆体で束
   ねて固定した導光手段を有し、その導光手段の一
   端側である皮膚当接端面において、その内側部の
   オプチカルフアイバーを被観測物へ前記光照射手
   段からの照射光を導き照射するための照射用光路
   とし、その外側部のオプチカルフアイバーを被観
   測物からの散乱光を前記受光解析手段へ導くため
   の受光用光路とし、導光手段の他端側のオプチカ
   ルフアイバーを照射用光路のものと受光用光路の
   ものとに分けて、照射用光路のオプチカルフアイ
   バーを前記光照射手段の出力部に連結し、受光用
   光路のオプチカルフアイバーを前記受光解析手段
   の検出光の入力端に連結したものであり、さらに
   前記皮膚に当接する端面の前記内側部の照射用オ
   プチカルフアイバー束と前記外側部の受光用オプ
   チカルフアイバー束との間に１mmから５mmの厚さ
   の光遮断隔壁を備え、この光遮断隔壁又はフアイ
   バー束全体を囲む外側壁の少なくとも一方が熱良
   導体で作られ、この２つの壁の少なくとも一方は
   42℃乃至46℃の範囲内の所定の温度に保つ加熱手
   段と導熱的に構成され、 皮内を充血させながら血中に注入された肝機能
   検査用色素の血中濃度変化を継続的に経皮的に観
   測することを特徴とする肝機能経皮測定装置。