JPH0295262A - ヘモグロビン測定方法及び測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明はヘモグロビン測定方法とその装置に関し、詳し
くは近赤外領域の特定波長光を用いて生体血中のヘモグ
ロビン量変動を直接測定する方法とその装置に関するも
のである。

（従来の技術） 光学的にヘモグロビンの酸素動態を測定する方法として
は、ヘモグロビンの酸素飽和度を測定する方法が知られ
ている。酸素飽和度を測定するには、スペクトルを測定
する方法（特開昭６０−２０２３６２号公報参照）や、
動脈パルスを利用して動脈血酸素飽和度を測定する方法
（特開昭６０−１７６６２４号公報参照）がある。

（発明が解決しようとする課題） スペクトルを用いる方法は可視光領域を使用しているた
め、生体組織への光の透過性が悪く、反射光でしか測定
できないので、プローブの当て方によって測定値が変化
する問題がある。

動脈パルスを利用する方法では、血圧が下がったときに
は測定できなかったり、また動脈の情報しか得られない
問題がある。

しかも、それらの方法では脳や臓器などの主要組織を直
接モニタすることができない。

本発明は、上記の問題点を解決し、生体主要組織におけ
る血液中のヘモグロビン量変動を光学的手法を用いて、
直接、かつ、連続的に測定することのできる方法とその
装置を提供することを目的とするものである。

（課題を解決するための手段） 本発明の方法では、チトクロムａａ、の酸化還元状態変
化に伴うスペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸
素化に伴うスペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘ
モグロビンによる吸光度変化のみが生ずる波長領域にお
いて異なる特定の３波長λ１、λ２及びλ３を選択し、
これらの波長光を生体組織に直接照射して各波長につい
ての吸光度変化ΔＡ□、ΔＡ２及びΔＡ３を測定し、こ
れらの吸光度変化ΔＡ１、ΔＡ２及びΔＡ３と、予め前
記特定波長によって得られた吸光係数ｋ１、に２゜ｋ３
．　ｋ、’、　ｋ１、ｋ２、　ｋ、’とに基づいて、前
記照射光路中の酸素化型ヘモグロビン量変動Δ（ＨｂＯ
□〕、脱酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ〕及び全
ヘモグロビン量変動Δ（Ｔ　Ｈｂ　）をそれぞれΔ［ｏ
ｂｏ２）＝（Ｏｔニーｋ３′）ΔＡ、−（ｋｌ−に、）
ΔＡｔ　十（ｋｚ　−に、　）Δん）／Ｋ　・・・・・
・　（１）Δ（ｕｂ］＝（−（ｋｚ−に３）ΔＡよ＋（
ｋニーに、）ΔＡ２−（ｋニーに２）ΔＡ３）／Ｋ　　
・・・・・・　（２）Δ（７１（ｂ）　＝ ２ノ （（ｋｚ−ｋａ−ｋｚ”ｋｉ）ΔＡ工＋（ｋ、−に、−
に□十に、）ΔＡ２＋　（ｋよ−に２−に□＋に２）Δ
Ａ３）／Ｋ・・・・・・（３） として測定する。ただし、ｋｌ、　ｋ１、ｋ２、　ｋ３
はそれぞれ波長λ１、λ２．λ、における酸素化型ヘモ
グロビンの吸光係数、ｋユ′、に２′、に、′はそれぞ
れ波長λ１、λ２．λ３における脱酸素化型ヘモグロビ
ンの吸光係数、 Ｋ＝（ｋ□−に、　）　（ｋａ−ｋ３′）−（ｋｚ−に
３）　（ｋｘ　−ｋ３′ｌ　）である。

また、本発明の装置は上記の特定の３波長λ□。

λ２及びλ３の光を生体組織に照射し、これらの特定の
３波長における透過光又は反射光の強度を測定する測定
系と、生体組織の異なる時間における透過光又は反射光
の強度から前記特定の３波長での吸光度変化量ΔＡ□、
ΔＡ　２１　ΔＡ３を算出する吸光度変化量算出部と、
予め測定された吸光係数に工ｖ　ｋ２ｙ　１ｃ３ｔ　ｋ
ｌ　’　ｒ　ｋＺ　’　＋　ｋ３′が設定される吸光係
数設定部と、吸光度変化量算出部からの吸光度変化量Δ
Ａ１、ΔＡ２．ΔＡ３と吸光係数設定部からの吸光係数
に１．　ｋ、、　ｋｌ、　ｋよに２’、に、’とから上
記（１）〜（３）式によって酸素化型ヘモグロビン量変
動Δ（Ｈｂ　Ｏ２）、脱酸素化型ヘモグロビン量変動Δ
〔Ｈｂ〕及び全ヘモグロビン量変動Δ［ＴＨｂ］を算出
する演算部とを備えている。

チトクロムａａ３の酸化還元状態変化に伴うスペクトル
変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴うスペクト
ル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビンによる吸
光度変化のみが生ずる波長領域は例えば７００ｎｍ以上
の長波長領域である。

特定の３波長は得られる吸光度の差が大きく、かつ、散
乱などの波長依存性の少ない組み合わせが好ましい。

測定装置における測定系には３波長の光を生体組織に直
接照射するために、それぞれの波長のレーザダイオード
を備えて順次発振させたり、分光光度計によって特定の
３波長を選択して使用することができる。また、光源か
ら検出器までの測定光路には測定対象である生体部位に
直接光照射できるように、例えば光ファイバ束などを用
いることができる。

（作用） 本発明の方法は、ヘモグロビン量の変動と吸光度変化と
の間にランベルト−ベールの法則が成立する生理範囲内
で用いられる。すなわち、生体組織への特定波長λ□、
λ２．λ３による照射光路（光路長ｄ）中での酸素化型
ヘモグロビン（Ｈｂ　Ｏ□）量変動をΔ〔ＨｂＯ２〕、
脱酸素化型ヘモグロビン〔Ｈｂ〕量変動をΔ〔Ｈｂ〕、
全ヘモグロビン〔ＴＨｂ〕量変動をΔ［ＴＨｂ］とし、
波長λ□、λ２．λ。

における酸素化型ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれに
□ｌ　ｋ２）　ｋ、、波長λ１、λ２．λ３における脱
酸素化型ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれにユ　１Ｌ
ｌｋ３′とすると、各波長λ１、λ２゜λ３における経
時吸光度変化量ΔＡ□、ΔＡ２゜ΔＡ３は ΔＡ１＝に、Δ〔Ｈｂｏ２）＋に１’１Ｈｂ）＋ＡＳ、
　　−−−−（４）ΔＡ２＝に、Δ（）ＩｂＯ，）　＋
　ｋ２’Δ（ｏｂ）十Δｓ２−・・１５）ΔＡ、＝に、
Δ（ＨｂＯ□）＋に、’Δ〔Ｈｂ〕＋ΔＳ、　・・・・
・・（６）として表わされる直線関係が成立する。ここ
で、ΔＳ　１１ΔＳ２１ΔＳ３はそれぞれ波長λ１．λ
２゜λ３における散乱光強度変化分である。

波長λ１、λ２．λ□を互いに比較的近い値に設定すれ
ば、ΔＳ１＝ΔＳ２＝ΔＳ＝ΔＳと近似することができ
る。その結果、各変動量Δ（Ｈｂ　Ｏ２）。

Δ〔Ｈｂ〕、Δ〔ＴＨｂ〕は（１）〜（３）式により算
出することができる。

（実施例） 第１図は一実施例の測定装置を表わす。

２−１〜２−３はそれぞれ特定の波長λ１．λ２゜λ３
のレーザ光を発振するレーザダイオードであり、それぞ
れの出力は例えば３０ｍＷである。発振波長（λ１、λ
２．λ３）は７００ｎｍ以上に設定することが好ましく
、その組合わせは例えば（７８０ｎｍ、８０５ｎｍ、８
３０ｎｍ）、（７００ｎｍ、７３０ｎｍ、７５０ｎｍ）
であるが、これらの波長に限定されず、任意に設定する
ことができる。レーザダイオード２−１〜２−３は駆動
回路４によって順次切り替えて発振させられる。

駆動回路４はＣＰＵ６によって制御される。８は測定対
象としての生体組織であり、レーザダイオード２−１〜
２−３からのレーザビームが照射用光ガイド１０によっ
て生体組織８に導かれる。光ガイド１０は例えば直径５
ｍｍの光ファイバ束である。１２は検出器である光電子
増倍管であり、生体組織８による透過光又は反射光が検
出用光ガイド１４によって光電子増倍管１２に導かれる
。

光ガイド１４も例えば直径が５　ｍ　ｍの光ファイバ束
である。

１６は光電子増倍管１２の出力信号を増幅するプリアン
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器、２２は増幅された信号電圧
を周波数に変換するＶ／Ｆ変換器であり、Ｖ／Ｆ変換器
２２の出力信号がＣＰＵ６に入力されてカウントされる
。

ＣＰＵ６はレーザダイオード２−１〜２−３の発振を制
御するとともに、各波長λ１．λ２．λ３でのデータを
取り込み、経時吸光度変化量ΔＡ工。

ΔＡ２．ΔＡ、を算出する。その算出した経時吸光度変
化景ΔＡ□、ΔＡ２．ΔＡ３と予め測定されて設定され
た吸光係数に工ＨＬＨｋ３１　ｋｌｋ２　、に３’とか
ら酸素化型ヘモグロビン量変動Δ（Ｈｂ　Ｏ２）、脱酸
素化型ヘモグロビン量変動Δ［Ｈｂ）及び全ヘモグロビ
ン量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出する。

ＣＰＵ６は第２図に示されるような機能を果たしている
。２６は吸光度変化量算出部であり、透過光又は反射光
の強度を入力し、ダーク補正をした後、対数値に変換し
、異なる時間における特定の３波長での吸光度変化量Δ
Ａ１．ΔＡ２．ΔＡ。

を算出する９２８は予め測定された吸光係数に工。

ｋ２．　ｋ３．　ｋエ　、ｋｚ、に３’が設定される吸
光係数設定部、３０は吸光度変化量算出部２６からの吸
光度変化量ΔＡ１、ΔＡ　２　ｇΔＡ、と吸光係数設定
部２８からの吸光係数ｋｚＨｋ２１に３１に□’＋　ｋ
２　、　ｋ、ｐとから（１）〜（３）式により酸素化型
ヘモグロビン量変動Δ（ＨｂＯ２）、脱酸素化型ヘモグ
ロビン量変動Δ［Ｈｂ］及び全ヘモグロビン量変動Δ［
ＴＨｂ）を算出する演算部である。

測定系２４は第１図で鎖線で囲まれた部分に該当する。

第１図においてＣＰＵ６には入出力部３２を介して、こ
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４、測定値などを表示する液晶デイスプレィ３６．
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４０などが接続されている。

次に１本実施例の動作について説明する。

第３図はＣＰＵ６が測定値を取り込み、ダーク補正をす
るまでのタイムチャートである。Ａ、Ｂ。

Ｃはそれぞれ波長λ１．λ２．λ、のレーザダイオード
２−１〜２−３の駆動パルス、Ｄは積分パルス、Ｅはサ
ンプリングパルス、Ｆはリセットパルス、Ｇは光電子増
倍管１２の出力信号、Ｈは波長λ、のチャネルのサンプ
ルホールド前の出力信号である。他のチャネルについて
も同様の出力信号Ｈが得られる。Ｓλ、は信号レベル、
Ｄλ１はダークレベルである。■はＳλ、−Ｄλ１であ
り、これによって真の信号レベルを得ることができる。

第４図のフローチャートにしたがって動作を説明する。

レーザダイオード２−１〜２−３をオフにするなど、測
定装置の初期設定を行ない（ステップＳ１）、光電子増
倍管１２の負高圧値や出力パラメータなどの条件設定を
行なう（ステップＳ２）。

ダークレベルを検出するために、レーザダイオード２−
１〜２−３がオフの状態で各波長λ、。

λ２．λ３のチャネルについて所定の時間だけ検出値を
積分する（ステップ８３〜８６）。これらの積分値Ｄλ
１１　Ｄλ２．Ｄλ３をダークレベルのデータとして読
み込み、記憶する（ステップＳ７）。

これらのダークレベルＤλ□、Ｄλ２．Ｄλ３が設定値
よりも小さければ、信号レベルの測定に移行し、大きけ
ればアラームを点灯してダークレベルの測定から繰り返
す（ステップＳ８，８９）。

信号の検出においては、レーザダイオード２−１〜２−
３をオンにして各波長λ□、λ２．λ、のチャネルにつ
いて所定の時間だけ検出値を積分する（ステップＳＩＯ
〜５１３）。これらの積分値Ｓλ１１　Ｓλ２９　Ｓλ
３を信号データとして読み込み、記憶する（ステップ５
１４）。これらの信号Ｓλ□、Ｓλ２＋　Ｓλ、が設定
範囲になければ、アラームを点灯し、ステップＳ２に戻
って負高圧値を変更してダークレベルから測定を繰り返
す（ステップＳ１５．Ｓ１６．Ｓ１７．８１８）。

信号Ｓλ□、Ｓλ２．Ｓλ、が設定範囲にあれば真の信
号レベルを出すために、Ｓλ、−Ｄλ、。

Ｓλ２−Ｄλ２ｙ　Ｓλ、−Ｄλ３を算出する（ステッ
プ５１９）。算出された値を対数値に変換しくステップ
５２０）、データとして記憶しておく（ステップ５２１
）。

そのｍ、（１）〜（３）式により酸素化型ヘモグロビン
量変動Δ［Ｈｂ　Ｏ□］、脱酸素化型ヘモグロビン量変
動Δ［Ｈｂ］及び全ヘモグロビン量変動Δ（ＴＨｂｌを
算出する（ステップ５２２）、算出された値が妥当なも
のであれば、出力しくステップ８２３，５２５）、妥当
でなければアラームを点灯し、ステップＳ２に戻ってダ
ークレベルの測定から繰り返す（ステップＳ２３，５２
４）。

実施例の装置を用い、ラット頭部における酸素動態をモ
ニタした例を第５図に示す。

測定を行なう３波長としてλ１＝７００ｎｍ。

λ２＝７３０　ｎ　ｍ　、λ、＝７５０ｎｍを用い、ラ
ットの頭皮上から光を照射し１口内上向きに固定した光
ガイドで受光して吸入酸素濃度（％）を第５図の上端に
示すように徐々に下げていったときの変化を示している
。酸素濃度減少により段階的に酸素化型ヘモグロビンが
減少し、脱酸素化型ヘモグロビンが増加することがうま
くモニタされている。また、窒息させた後（このときの
酸素飽和度二〇）顕静脈を切断してみると、酸素化型ヘ
モグロビン量は変化しないが、脱酸素化型ヘモグロビン
量は極端に減少していることがわかる。このことから、
本発明により脳内血液中ヘモグロビン量が定量的に測定
されていることがわかる。

（４）〜（６）式における散乱光強度によるバックグラ
ウンド補正項ΔＳ　Ｌ　ｔΔＳ　２　ｔΔＳ、に波長依
存の係数をかけてａΔｓ１．ｂΔＳ２．　ｃΔＳ。

とすれば、さらに精度がよくなる。

実施例ではＣＰＵ６がヘモグロビン量変動の演算だけで
なく、ダークレベル補正、対数変換も行なっているが、
例えば対数増幅器を用いて対数変換したデータをＣＰＵ
に取り込んで演算するようにしてもよい。

また、３波長を選択するために３種類のレーザダイオー
ドを用いているが１分光光度計を用いて３波長でのデー
タを得るようにしてもよい。

本発明では３波長で測定しているが、４波長以上を用い
てヘモグロビン容量の変動Δ（Ｈｂ　Ｏ２）。

Δ〔Ｈｂ〕、Δ〔ＴＨｂ〕を測定すればさらに精度を上
げることができる。

（発明の効果） 本発明によれば、照射光路内の酸素化型ヘモグロビン量
変動Δ［Ｈｂ　Ｏ２］、脱酸素化型ヘモグロビン量変動
Δ［Ｈｂ］及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕（す
なわち血液量）の経時変化を、バックグラウンドの変化
に伴う吸光度変化を補正しながらモニタすることができ
る。例えば、血圧の低下などにより組織自体の光の散乱
状態が変わったときなど、誤差を最小限に抑えることが
できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は一実施例を示すブロック図、第２図は一実施例
におけるＣＰＵの機能を示すブロック図、第３図は一実
施例の検出動作を示すタイムチャート、第４図は一実施
例の動作を示すフローチャート、第５図は一実施例の装
置を用いた測定例を示す図である。 ２４・・・・・・測定系、２６・・・・・・吸光度変化
量算出部、２８・・・・・・吸光係数設定部、３０・・
・・・・演算部。 第５図 一暁入酵＄４Ｐ４＜２） 特許出願人　株式会社島津製作所

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）チトクロムａａ＿３の酸化還元状態変化に伴うス
   ペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う
   スペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビン
   による吸光度変化のみが生ずる波長領域において異なる
   特定の３波長λ＿１、λ＿２及びλ＿３を選択し、これ
   らの波長光を生体組織に直接照射して各波長についての
   吸光度変化ΔＡ＿１、ΔＡ＿２及びΔＡ＿３を測定し、
   これらの吸光度変化ΔＡ＿１、ΔＡ＿２及びΔＡ＿３と
   、予め前記特定波長によって得られた吸光係数ｋ＿１、
   ｋ＿２、ｋ＿３、ｋ＿１′、ｋ＿２′、ｋ＿３′とに基
   づいて、前記照射光路中の酸素化型ヘモグロビン量変動
   Δ〔ＨｂＯ＿２〕、脱酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔
   Ｈｂ〕及び全ヘモグロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕をそれぞ
   れ Δ〔ＨｂＯ＿２〕＝｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′）ΔＡ＿１
   −（ｋ＿１′−ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（ｋ＿１′−ｋ＿
   ２′）ΔＡ＿３｝／ＫΔ〔Ｈｂ〕＝（−（ｋ＿２−ｋ＿
   ３）ΔＡ＿１＋（ｋ＿１−ｋ＿３）ΔＡ＿２−（ｋ＿１
   −ｋ＿２）ΔＡ＿３｝／ＫΔ〔ＴＨｂ〕＝ ｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′−ｋ＿２＋ｋ＿３）ΔＡ＿１＋
   （ｋ＿１−ｋ＿３−ｋ＿１′＋ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（
   ｋ＿１′−ｋ＿２′−ｋ＿１＋ｋ＿２）ΔＡ＿３｝／Ｋ
   として測定するヘモグロビン測定方法。 ただし、ｋ＿１、ｋ＿２、ｋ＿３はそれぞれ波長λ＿１
   、λ＿２、λ＿３における酸素化型ヘモグロビンの吸光
   係数、ｋ＿１′、ｋ＿２′、ｋ＿３′はそれぞれ波長λ
   ＿１、λ＿２、λ＿３における脱酸素化型ヘモグロビン
   の吸光係数、Ｋ＝（ｋ＿１−ｋ＿３）（ｋ＿２′−ｋ＿
   ３′）−（ｋ＿２−ｋ＿３）（ｋ＿１′−ｋ＿３′）で
   ある。
2. （２）チトクロムａａ＿３の酸化還元状態変化に伴うス
   ペクトル変動がヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う
   スペクトル変動に比べ無視し得る実質的にヘモグロビン
   による吸光度変化のみが生ずる波長領域において異なる
   特定の３波長λ＿１、λ＿２及びλ＿３の光を生体組織
   に照射し、前記特定の３波長における透過光又は反射光
   の強度を測定する測定系と、生体組織の異なる時間にお
   ける透過光又は反射光の強度から前記特定の３波長での
   吸光度変化量ΔＡ＿１、ΔＡ＿２、ΔＡ＿３を算出する
   吸光度変化量算出部と、予め測定された吸光係数ｋ＿１
   、ｋ＿２、ｋ＿３、ｋ＿１′、ｋ＿２′、ｋ＿３′が設
   定される吸光係数設定部と、吸光度変化量算出部からの
   吸光度変化量ΔＡ＿１、ΔＡ＿２、ΔＡ＿３と吸光係数
   設定部からの吸光係数ｋ＿１、ｋ＿２、ｋ＿３、ｋ＿１
   ′、ｋ＿２′、ｋ＿３′とから Δ〔ＨｂＯ＿２〕＝｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′）ΔＡ＿１
   −（ｋ＿１′−ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（ｋ＿１′−ｋ＿
   ２′）ΔＡ＿３｝／ＫΔ〔Ｈｂ〕＝｛−（ｋ＿２−ｋ＿
   ３）ΔＡ＿１＋（ｋ＿１−ｋ＿３）ΔＡ＿２−（ｋ＿１
   −ｋ＿２）ΔＡ＿３｝／ＫΔ〔ＴＨｂ〕＝ ｛（ｋ＿２′−ｋ＿３′−ｋ＿２＋ｋ＿３）ΔＡ＿１＋
   （ｋ＿１−ｋ＿３−ｋ＿１′＋ｋ＿３′）ΔＡ＿２＋（
   ｋ＿１′−ｋ＿２′−ｋ＿１＋ｋ＿２）ΔＡ＿３｝／Ｋ
   により酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔ＨｂＯ＿２〕、
   脱酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔Ｈｂ〕及び全ヘモグ
   ロビン量変動Δ〔ＴＨｂ〕を算出する演算部とを備えた
   ヘモグロビン測定装置。