JPH04297233A - 肝機能検査装置 - 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】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は肝機能検査装置に関し
、特に、選択的に肝臓でのみ摂取および排泄される特定
色素を血液中に注入して、血液中の酸素飽和度の変化の
影響を受けることなく、精度よく注入色素の濃度を測定
し、その色素の血漿消失率と停滞率とを算出して、肝機
能を検査診断するための測定処理を自動的に行なうよう
な肝機能検査装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】肝機能を検査診断するための従来の血漿
消失率と停滞率の測定法は、特定の色素としてインドシ
アニングリーン（以下、ＩＣＧと称する）を用いて採血
により測定する方法を用いていた。この方法によれば、
ＩＣＧを被験者に静注した後、注射後５分，１０分，１
５分の３回採血が行なわれ、血餅の擬縮を待って血清が
分離され、分光光度計を用い、波長８０５ｎｍにおける
吸光度が測定され、予め得ていた検量線（ＩＣＧ血中対
応濃度Ｖ，Ｓ，吸光度）より、５分，１０分，１５分後
の血清中のＩＣＧ濃度が求められ、この濃度変化から血
漿消失率と停滞率とが算出される。

【０００３】また、ＩＣＧ注入量を変化させて血漿消失
率を数回測定して肝細胞機能総量を表わす指標ＲＭＡＸ
　を求める測定法も最近さかんに行なわれるようになっ
た。 採血することなしに血漿消失率と停滞率を測定する方法
もまた特公昭６０−５８６４９号公報ですでに提案され
た。この提案された方法によれば、体表より光が照射さ
れ、ＩＣＧの吸光感度の高い波長の光と、ＩＣＧ吸光感
度のほとんどない波長の光が生体から透過され、それぞ
れの光量が測定され、その光量の時間変化（色素消失曲
線）より血漿消失率と停滞率とが求められる。

【０００４】採血することなく血中色素濃度を測定する
他の装置は、特開昭５０−１２８３８７号公報において
提案されている。この装置は、ＩＣＧに感応する波長と
、ほとんど感応せず主に血液に感応する波長の２種類の
光を用いて、血液の脈動に起因するそれぞれの吸光度の
変化分の比φを求め、その比φより一定値Ｋを差引いた
値が組織の存在にかかわらず、色素濃度Ｃｇに比例する
という事実に基づいて、血液中の色素の飽和度を求める
ものである。

【０００５】その他に、血中色素濃度を測定する装置と
して、特開昭５９−２００６４０号公報において提案さ
れている。この装置は、脈動する血液を含む生体によっ
て吸収および散乱を受けた互いに異なる３種類の波長の
光量変化をそれぞれ検出し、これらの交流成分の変化幅
を演算し、これら３つの演算結果の相互の差の絶対値の
より大なるもの２つに応じて選択された２つの演算式を
用いて血中色素量に関する情報を演算するものである。

【０００６】特開昭５３−８８７７５号公報においては
、３波長のオキシメータが提案されている。このオキシ
メータは、２波長は動脈血液中の吸収成分であるＨｂ（
還元ヘモグロビン）およびＨｂＯ２　（酸素ヘミグロビ
ン）を測定し、光の３波長および３チャネルを用いてさ
らにＨｂＣ（一酸化炭素ヘモグロビン）に第３の吸収成
分の濃度を測定するものである。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】最初に述べた従来の採
血法は、注射後の採血時間を正確に測定する必要がある
。しかしながら、実際の検査では、精度よく測定されて
おらず、測定操作も煩雑であった。また、採血により被
験者への精神的，肉体的負担が大きかった。さらに、Ｉ
ＣＧ注入量を変化させて血漿消失率を数回測定して求め
る指標ＲＭＡＸ　測定法は、十数回もの採血を必要とし
、被験者の負担はさらに大きくなるという問題点があっ
た。

【０００８】第２に述べた前述の特公昭６０−５８６４
９号公報に開示されている採血なしで測定する方法によ
れば、実際にセンサを生体に装着した場合、血管圧迫に
よる血流障害，被測定物である生体の揺動，生体内の脈
動や生体組織内の血液量の変化（たとえば、腕の上下だ
けで生体組織，血液量が変化する）などの影響により、
出力が変動し、正確な色素消失曲線を得ることができな
い。その結果、この曲線により得られる血漿消失率と停
滞率も正確なものということはできなかった。

【０００９】さらに、前述の特開昭５０−１２８３８７
号公報で開示されている装置は、以下のような問題点が
ある。すなわち、２波長（８０５ｍμ，９００ｍμ）の
光のうち、波長９００ｍμの光は、その吸光度が酸素飽
和度により変動するものであるにもかかわらず、本装置
においては、短い時間内では酸素飽和度があまり変化が
ないことを想定している。しかしながら、実際上は、酸
素飽和度の変化が無視できない時間、測定する場合があ
り、この場合はこの装置は適用できず、得られる色素濃
度の値は不正確なものであった。

【００１０】前述の特開昭５９−２００６４０号公報に
開示されている装置は、この装置の目的である全酸素濃
度にわたって色素濃度を測定することは、演算式の選択
によってある程度可能であるが、以下のような問題点が
あった。すなわち、選択された２つの演算式により、各
光に対する血液の吸収係数，総ヘモグロビン濃度および
血中色素の吸収係数から血中色素濃度を求めており、こ
れは演算式が選択によって定められている間は、結果的
に酸素飽和度は考慮されていないことを意味している。 したがって、この装置により得られる色素濃度の精度は
必ずしも満足できるものではなかった。

【００１１】さらに、特開昭５３−８８７７８号公報に
開示されている装置は、３波長の光を用いているが、Ｈ
ｂ（還元ヘモグロビン），ＨｂＯ２　（酸化ヘモグロビ
ン）およびＨｂＣ（一酸化炭素ヘモグロビン）を測定す
るものであって、この装置からは正確な血中色素濃度を
求めることはできない。

【００１２】それゆえに、この発明の主たる目的は、セ
ンサの生体装着時における血流障害や生体の揺動，生体
内の脈動，生体組織内の血液量の変化のアーチファクト
を除去でき、正確な測定が可能な肝機能検査装置を提供
することである。

【００１３】

【課題を解決するための手段】この発明は肝機能を検査
するための肝機能検査装置であって、生体組織の血液中
に投与されかつ肝臓で摂取および排泄される特定の色素
に吸光される波長の第１の光と、吸光されない波長の第
２の光と、特定の色素に吸光されかつ第１の光よりも吸
光の少ない波長の第３の光を生体組織に照射する光源手
段と、光源手段によって生体組織に照射され、生体組織
から得られる第１，第２および第３の光に対応する第１
，第２および第３の光電変換信号を出力する光電変換手
段と、光電変換信号をサンプリングするためのサンプリ
ング手段と、サンプリングされた第１，第２および第３
の光電変換信号に含まれる血液中の脈動変動成分と特定
色素の注入から予め定める時間を経過した所定の時間の
間におけるサンプリング信号とに基づいて、血液中の特
定色素濃度に相関する値を演算するように構成したもの
である。

【００１４】

【作用】この発明に係る肝機能検査装置は、生体組織の
血液中に投与されかつ肝臓で摂取および排泄される特定
の色素に吸光される波長の第１の光と、吸光されない波
長の第２の光と、吸光されかつ第１の光より吸光の少な
い波長の第３の光が生体組織に照射され、生体組織から
得られる第１，第２および第３の光に対応する第１，第
２および第３の光電変換信号がサンプリングされ、サン
プリングされた第１，第２および第３の光電変換信号に
含まれる血液中の脈動変動成分と特定色素の注入から予
め定める時間を経過した所定の時間の間におけるサンプ
リング信号とに基づいて、血液中の特定色素濃度に相関
する値が演算される。したがって、センサの生体装着時
における血流障害や生体の揺動や脈動などのアーチファ
クトを生体キャリブレーションにより除去しなくても特
定色素濃度に相関する値を演算することができる。それ
によって、正確な特定色素消失曲線の時間管理が可能と
なり、正確なデータが得られる。さらに、従来の採血法
による数点のサンプルではなく、消失曲線の多数のデー
タから血漿消失率や停滞率や肝細胞機能総量を表わす指
標などをより正確に表わすことが可能となり、データへ
の信頼性が向上する。

【００１５】

【発明の実施例】まず、この発明の実施例を説明するに
先立って、この発明に用いられるパルスオキシメータの
原理について説明する。血液の吸光は、そのほとんどが
ヘモグロビンによるものであり、ヘモグロビンの光吸光
係数は、酸素飽和度Ｓ（０〜１）および光波長によって
異なる。なお、酸素飽和度Ｓは、総ヘモグロビンすなわ
ちＨｂ（還元ヘモグロビン）と、ＨｂＯ２　（酸化ヘモ
グロビン）との和に対するＨｂＯ２　（酸化ヘモグロビ
ン）の比率を表わす。ヘモグロビンの光吸収係数Ｅは、
酸素飽和度Ｓとの間に次の関係を持つ。

【００１６】Ｅ＝Ｅｒ−Ｓ（Ｅｒ−Ｅ０　）ここで、Ｅ
ｒはＥ（Ｓ＝０），Ｅ０　はＥ（Ｓ＝１）である。

【００１７】もし、動脈血がほぼ均一に分布している生
体組織の部分に、適当な２つの波長（λ１　，λ２　）
の光を照射して、その脈動する透過光を求め、それによ
り次のような値を求める。サフィックス１，２は光波長
λ１　，λ２　を示す。

【００１８】Φ＝ΔｌｏｇＩ１　／ΔｌｏｇＩ２　Δｌ
ｏｇＩは透過光Ｉの吸光度変化ΔＡに相当し、脈動分の
吸光測定の原理から以下のようにして導かれる。

【００１９】厚みＤなる平行２平面の間に試料（色素を
含む液体）が満たされているとき、入射光Ｉ０　と透過
光Ｉとの間には、ビール（Ｂｅｅｒ）の法則により次の
式が成立する。

【００２０】Ａ＝ｌｏｇＩ０　／Ｉ＝ＥＣＤただし、Ｅ
は色素の光吸収係数，Ｃは色素の分布濃度である。

【００２１】もし、厚みがΔＤだけ増加して透過光がΔ
Ｉだけ減少したとすると、次の式が成立する。

【００２２】 Ａ＋ΔＡ＝ＥＣ（Ｄ＋ΔＤ） ＝−ｌｏｇ（Ｉ−ΔＩ）／Ｉ０　 ＝−ｌｏｇＩ／Ｉ０　−ｌｏｇ（Ｉ−ΔＩ）／Ｉしたが
って、 　　ΔＡ＝−ｌｏｇ（Ｉ−ΔＩ）／Ｉ＝ＥＣΔＤ＝Δｌ
ｏｇＩ上述の式は、試料の厚みが変化する場合には、透
過光の変化率を求めることによって、変化分に関する吸
光測定をすることができることを示すとともに、他の吸
収物がこれに重なっても、その影響を受けないことを示
す。

【００２３】次に、もし脈動血による光の減衰が吸収だ
けによるものだとすれば、次の式が成立する。

【００２４】 　　Φ＝ΔｌｏｇＩ１　／ΔｌｏｇＩ２　＝Ｅ１　／Ｅ
２　　　　　＝｛Ｅｒ１　−Ｓ（Ｅｒ１　−Ｅ０１）｝
／｛Ｅｒ２　−Ｓ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）｝したがって、
次の式により酸素飽和度Ｓを求めることができる。

【００２５】 　　Ｓ＝（Ｅｒ１　−ΦＥｒ２　）／｛（Ｅｒ１　−Ｅ
０１）−Φ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）｝　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　…（１）上述の第（１）式がパルスオキシメータ
の原理である。 この原理によれば、試料の厚みの変化分だけを吸光測定
の対象とすることができるので、組織の色や厚み，静脈
血の共存などの影響を受けずに、動脈血だけを測定する
ことになる。

【００２６】次に、３波長の光を用いた場合について、
上述のパルスオキシメータの原理について説明する。特
定色素の量に依存する波長λ１　（特定色素がＩＣＧの
場合は、たとえば８０５ｎｍ），特定色素の量に依存し
ない波長λ２　（特定色素がＩＣＧの場合は、たとえば
８９０ｎｍ）および特定色素の量に依存するが波長λ１
　よりも依存の小さい波長λ３　（特定色素がＩＣＧの
場合は、たとえば６６５ｎｍ）のそれぞれの光を用いた
場合は、次の第（２）式で表わされる。

【００２７】 　　Ｓ０２＝（Ｅｒ３　−ΦＥｒ２　）／｛（Ｅｒ３　
−Ｅ０３）−Φ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）｝　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　…（２）特定色素を加えた場合について、３
波長の光を用いることによって酸素飽和度の影響を受け
ずに、特定色素の絶対濃度を求める式を以下に導く。特
定色素の濃度Ｃｇと酸素飽和度Ｓとの間には以下の第（
３）式〜第（５）式の連立方程式が成立する。

【００２８】 　　Φ１２＝ΔＡ１　／ΔＡ２　＝（Ｅｈ１　＋Ｅｄ１
　×Ｃｇ）／Ｅｈ２　　　　　　　…（３）　　Φ３２
＝ΔＡ３　／ΔＡ２　＝（Ｅｈ３　＋Ｅｄ３　×Ｃｇ）
／Ｅｈ２　　　　　　　…（４）　　Ｅｈ＝Ｅｒ−Ｓ（
Ｅｒ−Ｅ０　）　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　…（５）ここで、Ｅは吸
収係数であり、サフィックスｈ，ｄはそれぞれヘモグロ
ビンおよび特定色素を示す。また、サフィックスｒ，ｏ
はそれぞれ還元ヘモグロビンおよび酸化ヘモグロビンを
示す。上述の連立方程式において、未知数は特定色素の
濃度Ｃｇと酸素飽和度Ｓである。第（５）式を第（３）
式および第（４）式に代入して、ＣｇおよびＳについて
解く。

【００２９】上述の第（３）式は次の第（６）式で表わ
される。

【００３０】 　　Φ１２＝｛Ｅｒ１　−Ｓ（Ｅｒ１　−Ｅ０１）＋Ｅ
ｄ１　×Ｃｇ｝／｛Ｅｒ２　−Ｓ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）
｝　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　…（６）第（４）式は次の第（７）式で表わされる。

【００３１】 　　Φ３２＝｛Ｅｒ３　−Ｓ（Ｅｒ３　−Ｅ０３）＋Ｅ
ｄ３　×Ｃｇ｝／｛Ｅｒ２　−Ｓ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）
｝　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　…（７）第（６）式および第（７）式の分母を払い、
ＳとＣｇで括ると、 　　｛Ｅｒ２　−Ｓ（Ｅｒ２　−Ｅ０２）｝Φ１２＝Ｅ
ｒ１　−Ｓ（Ｅｒ１　−Ｅ０１）＋Ｅｄ１　×Ｃｇ　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　…（８）　　｛Ｅｒ２　−Ｓ（Ｅｒ２　−Ｅ０
２）｝Φ３２＝Ｅｒ３　−Ｓ（Ｅｒ３　−Ｅ０３）＋Ｅ
ｄ３　×Ｃｇ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　…（９）　　Ｅｒ２　Φ１２
−Ｅｒ１　−｛（Ｅｒ２　−Ｅ０２）Φ１２−（Ｅｒ１
　−Ｅ０１）｝Ｓ＝Ｅｄ１　×Ｃｇ　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１０）　　
Ｅｒ２　Φ３２−Ｅｒ３　−｛（Ｅｒ２　−Ｅ０２）Φ
３２−（Ｅｒ３　−Ｅ０３）｝Ｓ＝Ｅｄ３　×Ｃｇ　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
…（１１）上述の第（１０）式より次の第（１２）式が
得られる。

【００３２】 　　Ｓ＝（Ｅｒ２　Φ１２−Ｅｒ１　−Ｅｄ１　Ｃｇ）
／｛（Ｅｒ２　−Ｅ０２）Φ１２−（Ｅｒ１　−Ｅ０１
）｝　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
…（１２）第（１２）式を第（１１）式へ代入すると、
次の第（１３）式が得られる。

【００３３】 　　Ｅｒ２　Φ３２−Ｅｒ３　−［｛（Ｅｒ２　−Ｅ０
２）Φ３２−（Ｅｒ３　−Ｅ０３）｝（Ｅｒ２　Φ１２
−Ｅｒ１　−Ｅｄ１　Ｃｇ）／｛（Ｅｒ２　−Ｅ０２）
Φ１２−（Ｅｒ１　−Ｅ０１）］＝Ｅｄ３　Ｃｇ　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１３）
第（１３）式を整理すると、次の第（１４）式に示すＣ
ｇすなわち、ＩＣＧ相対濃度（ｍｇ／ｄｌ／Ｈｂ）が求
められる。

【００３４】 　　Ｃｇ＝｛（Ｅ０２Ｅｒ３　−Ｅｒ２　Ｅ０３）Φ１
２＋（Ｅ０１Ｅｒ２　−Ｅｒ１　Ｅ０２）Φ３２−（Ｅ
０１Ｅｒ３　−Ｅｒ１　Ｅ０３）｝／｛（Ｅｒ２　−Ｅ
０２）（Ｅｄ１　Φ３２＋Ｅｄ３　Φ１２）−（Ｅｒ３
　−Ｅ０３）Ｅｄ１　−（Ｅｒ１　−Ｅ０１）Ｅｄ３　
　　　　　　　　…（１４）Ｃｇより絶対濃度Ｃへ換算
するには、次式によればよい。

【００３５】Ｃｇ＝（ｍｇ／ｄｌ／（ｇ／ｄｌ）よって
、Ｃを求めるには、Ｃｇ×ＣＨｂを演算すればよい。

【００３６】Ｈｂを求める理論の検討を行なうと、ヘモ
グロビンの吸光量Ｅ１　，Ｅ２　をパルスオキシメトリ
で求める。

【００３７】ΔＡ＝ＥＣΔｄ 波長λ１　については、 ｌｏｇΔＩ１　＝ΔＡ１　＝Ｅ１　ＣΔｄｌｏｇΔＩ１
　↓＝ΔＡ１　↓＝Ｅ１　Ｃ↓Δｄ（↓は反転記号を示
す） 波長λ２　については、 ΔＡ２　＝Ｅ２　ＣΔｄ ΔＡ２　↓＝Ｅ２　Ｃ↓Δｄ ΔＡ１　／ΔＡ１　↓＝Ｃ／Ｃ↓ 弾性キュベットで既知のヘモグロビン濃度とΔＡとの関
係を求めておき、ＩＣＧ相対濃度より、ＩＣＧ絶対濃度
が求まり、酸素飽和度の影響を受けないＩＣＧ測定が可
能となるとともに、ＳＯ２　も同時に測定することが可
能となる。

【００３８】上述の説明で、この発明に用いられる測定
方法について説明したので、以下には上述の方法を用い
るこの発明の実施例について述べる。

【００３９】図１はこの発明の一実施例の概略ブロック
図であり、図２は被測定物の所定の光路内を通過した後
における波長λ１　，λ２　，λ３　の光量を検出する
ためのタイミング図であり、図３は図１に示したＲＡＭ
に記憶されるデータを示す図である。

【００４０】図１において、肝機能検査装置は、センサ
部１０と測定処理部２０とから構成されている。センサ
部１０は第１の光源１１と第２の光源１２と第３の光源
１３と受光素子１４とプリアンプ１６とを含む。第１の
光源１１は特定色素の吸光度の大きい波長λ１　の光パ
ルスを発生し、第２の光源１２は特定色素の吸光度のな
い波長λ２　の光パルスを発生し、第３の光源１３は特
定色素に吸光されかつ波長λ１　の光よりも吸光の少な
い波長λ３　の光パルスを発生する。受光素子１４は光
源１１，１２および１３から生体組織１５に照射され、
所定の光路内を通過した光の脈動成分を受光する。なお
、光源１１，１２および１３は、それぞれ交互にパルス
動作で光を発光するように測定処理部２０によって駆動
される。

【００４１】測定処理部２０は演算手段として動作する
ＣＰＵ３４を含む。ＣＰＵ３４はＩ／Ｏポート３２を介
して、スタート信号を発振回路２４とタイミング回路２
３とに与える。発振回路２４は常時所定のクロック信号
を発振している。ＣＰＵ３４は、このクロック信号と前
記スタート信号とを用いて、タイミング回路２３とデコ
ーダ２２を介して定電流回路２１より第１の光源１１と
第２の光源１２と第３の光源１３とに定電流Ｉ１　とＩ
２　とＩ３　とを図２に示したタイミングＴＭ１１とＴ
Ｍ１２とＴＭ１３とで与える。

【００４２】第１の光源１１と第２の光源１２と第３の
光源１３とによって発光された光は、生体組織１５の所
定の光路内を通過して受光素子１４に入射される。受光
素子１４から発生した電流は、プリアンプ１６に与えら
れて電流−電圧変換されるとともに、脈動成分の変化量
が増幅されて測定処理部２０に与えられる。プリアンプ
１４の出力は測定処理部２０内に設けられたアンプ４５
によって所定の範囲のレベルに増幅され、図２に示した
ＶＰＤのような出力が得られる。サンプルホールド回路
２８はタイミング回路２３とデコーダ２５により発生さ
れた図２に示すタイミング信号ＴＭ２０に基づいて、ア
ンプ４５の出力をサンプルホールドする。

【００４３】サンプルホールドされた信号はマルチプレ
クサ２９によって選択され、Ａ／Ｄ変換器３０によって
デジタル信号に変換された後、データラッチ３１により
データラッチされる。このとき、マルチプレクサ２９と
Ａ／Ｄ変換器３０とデータラッチ３１とのタイミングは
、タイミング回路２３とデコーダ２６により制御される
。ラッチされたデータは、ＣＰＵ３４からＩ／Ｏポート
３２を介して出力されたセレクタ信号によりデコーダ２
７でタイミングがとられ、Ｌ１とＬ２　とＬ３　のデジ
タル信号としてＲＡＭ３５のエリア８ａ１〜８ａ３に記
憶される。また、Ｉ／Ｏポート３２には、ブザー３３が
接続され、このブザー３３は特定色素を注入するタイミ
ングを報知する。さらに、ＣＰＵ３４にはＲＡＭ３５と
ＲＯＭ３６と表示部３７とプリンタ３８と操作部３９と
が接続される。ＲＡＭ３５は図３に示すようなデータを
記憶し、ＲＯＭ３６は後述の図４〜図６に示すフロー図
に基づくプログラムを記憶する。表示部３７は後述の図
７および図８に示すようなデータを表示する。プリンタ
３８は肝機能検査結果を印字する。

【００４４】操作部３９はアラームＬＥＤ４０とスター
トキー４１とプリンタキー４２とを含む。アラームＬＥ
Ｄ４０は検査結果の信頼度が小さい場合に警報表示し、
スタートキー４１は測定モードの開始を指令し、プリン
タキー４２は計算結果のプリントアウトを指令する。

【００４５】なお、図１に示した構成例では、第１，第
２および第３の光源１１，１２および１３からそれぞれ
発光されかつ生体組織１５を所定の光路内を通過した光
を１つの受光素子１４によって受光するようにした。

【００４６】しかし、これに限ることなく、第１，第２
および第３の光源１１，１２および１３のそれぞれに対
応して受光素子を設け、それぞれの受光素子の出力をサ
ンプリングし、ＣＰＵ３４によって各サンプリング出力
を時分割的に読取るようにしてもよい。また、光源手段
として、特定の色素に吸光される波長λ１　と吸光され
ない波長λ２　と吸光されるが波長λ１　より小さい波
長λ３　との光を共通的に発光する１つの光源を設け、
各波長の光を個別的に透過させる３つのフィルタと各フ
ィルタのそれぞれに対応して受光素子を設けるようにし
てもよい。

【００４７】図４〜図６はこの発明の一実施例の具体的
な動作を説明するためのフロー図であり、図７および図
８は図１に示した表示部の表示例を示す図である。

【００４８】次に、図１〜図８を参照して、この発明の
一実施例の具体的な動作について説明する。この発明の
増幅の動作は、データサンプルモードと初期設定モード
および測定モードを含み、これらモードでの動作フロー
がそれぞれ図４，図５および図６に示されている。

【００４９】まず、図４に示したデータサンプルモード
は、後述の測定モードの中のサブルーチンとして実行さ
れる。ステップ（図示ではＳＰと略称する）ＳＰ１１な
いしＳＰ１８は、被測定物通過後の１組の波長λ１　，
λ２およびλ３　の光の光量をサンプルして、ＲＡＭ３
５に記憶するものである。すなわち、ＣＰＵ３４は、ス
テップＳＰ１１において、図１に示すＩ／Ｏポート３２
を介してスタート信号を出力する。このスタート信号に
より、前述のごとく、Ｌ１　，Ｌ２　．Ｌ３　の値がデ
ータラッチされる。ＣＰＵ３４はステップＳＰ１２にお
いてデータがラッチされるまで待機している。

【００５０】次に、ＣＰＵ３４はステップＳＰ１３にお
いて、図１に示したＩ／Ｏポート３２を介してセレクト
ラインにセレクト信号を出力し、ステップＳＰ１４にお
いてまずＬ１　のデータをＩ／Ｏポート３２を介して読
込み、図３に示したＲＡＭ３５記憶領域８ａ１に記憶す
る。同様にして、ＣＰＵ３４はステップＳＰ１５および
ＳＰ１６においてＬ２　のデータをＲＡＭ３５の記憶領
域８ａ２に記憶する。ＣＰＵ３４はステップＳＰ１７お
よびＳＰ１８において、Ｌ３　のデータをＲＡＭ３５の
記憶領域８ａ３に記憶する。上述のステップＳＰ１８に
おける演算を完了すると、ＣＰＵ３４は元のステップに
リターンする。これについては、図６において説明する
。

【００５１】次に、図５を参照して、初期設定動作につ
いて説明する。ＣＰＵ３４はステップＳＰ２３において
読込んだΔＬ１　，ΔＬ２　，ΔＬ３　がＲＡＭ３５の
記憶領域８ｂ１，８ｂ２に記憶されている基準光量デー
タΔＬＭＡＸ　とΔＬＭＩＮ　の範囲内に入るように定
電流回路２１を制御する。そして、ＣＰＵ３４は定電流
回路２１によって設定された電流の設定値ｉ１　，ｉ２
　．ｉ３　をＲＡＭ３５の記憶領域８ｄ１，８ｄ２，８
ｄ３に記憶する。以後、電流ｉ１　，ｉ２　，ｉ３　が
常時光源１１，１２，１３に流れる。より詳細に説明す
ると、前述のごとく、波長λ１　，λ２　，λ３　の光
の光量データΔＬ１　，ΔＬ２　，ΔＬ３はＲＡＭ３５
の記憶領域８ｂ１，８ｂ２，８ｂ３に記憶されている。 ＣＰＵ３４はステップＳＰ２４１において、光量データ
ΔＬ１　，ΔＬ２　，ΔＬ３　の値をＬＯλ１　，ＬＯ
λ２　，ＬＯλ３　として、ＲＡＭ３５の記憶領域８ｊ
１，８ｈ２，８ｈ３にそれぞれ記憶させる。そして、Ｃ
ＰＵ３４はステップＳＰ２４２ないしＳＰ２４９を実行
し、ＬＯλ１　，ＬＯλ２　，ＬＯλ３　がＲＡＭ３５
に記憶領域８ｂ１，８ｂ２に記憶されている光量データ
ＬＭＡＸ　とＬＭＩＮ　（ＬＭＡＸ　＞ＬＭＩＮ　）の
間に設定されるように、定電流回路２１から流れる電流
設定値を調整する。

【００５２】より具体的には、ステップＳＰ２４２では
、ＬＯλ１　がＬＭＡＸ　よりも大きい場合にはステッ
プＳＰ２４３に進み、電流設定値ｉ１　を小さな値に設
定して、再度ステップＳＰ２３およびＳＰ２４１を実行
し、ステップＳＰ２４２において再びＬＯλ１　がＬＭ
ＡＸ　よりも大きいか否かが判別される。ここで、ＬＭ
ＡＸ　よりＬＯλ１　が小さくなれば、ステップＳＰ２
４２に進み、ＬＯλ１　がＬＭＩＮ　よりも小さいか否
かが判別される。ＬＯλ１　がＬＭＩＮ　よりも小さい
場合には、ステップＳＰ２４５において電流設定値ｉ１
　の値を大きくして、前述のステップＳＰ２３に戻る。 この動作を繰返すことにより、ＬＯλ１　がＬＭＡＸ　
とＬＭＩＮ　の間に入るように電流設定値ｉ１　が設定
される。

【００５３】次に、ステップＳＰ２４６ないしＳＰ２４
９では、ステップＳＰ２４２ないしＳＰ２４５と同様に
して、ＬＯλ２　がＬＭＡＸ　とＬＭＩＮ　の間に入る
ように、電流設定値ｉ２　が設定される。ステップＳＰ
２５０〜ＳＰ２５３では、ステップＳＰ２４２ないしＳ
Ｐ２４５と同様にして、ＬＯλ３　がＬＭＡＸ　とＬＭ
ＩＮ　の間に入るように、電流設定値ｉ３　が設定され
る。このようにして、ステップＳＰ２３ないしＳＰ２５
３で最終的に設定された電流設定値ｉ１，ｉ２　，ｉ３
　がＲＡＭ３５の記憶領域８ｄ１，８ｄ２，８ｄ３に記
憶される。

【００５４】次に、図６を参照して、測定モードについ
て説明する。ステップＳＰ４１において、ＣＰＵ３４は
表示部３７に特定色素を注入するための表示を行なう。 この表示に従って、測定者は特定色素を被験者に注入す
るための準備を行なう。次にＣＰＵ３４はステップＳＰ
４２において、スタートキー４１が操作されるまで待機
する。ＣＰＵ３４がスタートキー４１が操作されたこと
を判別すると、ステップＳＰ４３において値特定色素の
注入すべきタイミングを表示するとともに、ブザー３３
によって警報音を報知させる。測定者はこの音や表示が
発生したとき、特定色素の注入を行なう。ＣＰＵ３４は
ステップＳＰ４４において、タイマの初期値として“０
”を設定する。

【００５５】次に、ＣＰＵ３４はＳＰ４５において、前
述の図４で説明したサブルーチンであるデータサンプル
プログラムを実行する。すると、サンプルデータがＲＡ
Ｍ３５の記憶領域８ａ１ないし８ａ３にＬ１　ないしＬ
３　としてそれぞれ記憶される。ＣＰＵ３４はステップ
ＳＰ４６において、次の演算式に基づく演算を行なって
、Ｃｇ（Ｉ）をＲＡＭ３５の記憶領域８ｉ１に記憶する
。

【００５６】 　　Ｃｇ＝｛（Ｅ０２Ｅｒ３　−Ｅｒ２　Ｅ０３）Φ１
２＋（Ｅ０１Ｅｒ２　−Ｅｒ１　Ｅ０２）Φ３２−（Ｅ
０１Ｅｒ３　−Ｅｒ１　Ｅ０３）｝／｛（Ｅｒ２　−Ｅ
０２）（Ｅｄ１　Φ３２＋Ｅｄ３　Φ１２）−（Ｅｒ３
　−Ｅ０３）Ｅｄ１　−（Ｅｒ１　−Ｅ０１）Ｅｄ３　
｝このＣｇ（Ｉ）の値はステップＳＰ４６において、た
とえば第７図に示すような態様で表示部３７に表示され
る。図７において、横軸は特定色素注入後からの経過時
間を示し、縦軸はＣｇ（Ｉ）の値である。ここで、特定
色素の消失曲線のサンプリング数をｍとすると、Ｉは１
ないしｍの整数であり、消失曲線の測定時間をＴｓとす
ると、１回のサンプリングタイムはＩＴＭ＝Ｔｓ／（ｍ
−１）である。もちろん、Ｉ＝１の場合は、特定色素の
注入時に一致する。ステップＳＰ４７において、ＣＰＵ
３４はこのサンプリングタイムＩＴＭの間待機する。

【００５７】この待機時間を経過すると、ＣＰＵ３４は
ステップＳＰ４８において、ｉがｍよりも大きいか否か
を判別する。ｉがｍよりも大きい場合はステップＳＰ４
９に進むが、小さい場合には再びステップＳＰ４５に戻
り、繰返しサンプリングを行なう。ここでＲＡＭ３５の
記憶領域８ｉ１〜８ｉｍに記憶されているデータＣｇ（
Ｉ）は、たとえば図６に示すような特定色素の消失曲線
を描くが、ＣＰＵ３４はこの立上り点を検出し、ステッ
プＳＰ４９において、その前のデータをベースラインと
して、各Ｃｇ（Ｉ）より減算して、再度記憶領域８ｉ１
ないし８ｉｍに記憶する。もちろん、測定精度を高める
ために、ステップＳＰ４５のＬ１　ないしＬ３　はｋ回
の平均値であってもよい。

【００５８】次に、ＣＰＵ３４はステップＳＰ５１にお
いて、記憶領域８ｉ１ないし８ｉｍに記憶されたＣｇ（
Ｉ）のデータのうち、時間Ｔ１　ないしＴ２　（０＜Ｔ
１　＜Ｔ２　＜Ｔｓ）の間のデータについて、Ｃｇ（Ｉ
）＝ＡｅＢｔ Ｉ＝Ｔｓ／（ｍ−１）（分） シミュレーションカーブにて最小２乗法を用いて定数Ａ
，Ｂを求める。

【００５９】次に、ＣＰＵ３４は、ステップＳＰ５２に
おいて、血漿消失率ｋ＝−Ｂ，Ｔ分の停滞率Ｒ％＝ＥＢ
ｔの演算を行なって、ｋ，Ｒを求める。そして、ＣＰＵ
３４は求めたｋ，ＲをＲＡＭ３５の記憶領域８ｇ１，８
ｇ２にそれぞれ記憶させる。このとき、ＣＰＵ３４は最
小２乗法での相関係数ｒ２を演算して、演算した相関係
数ｒ２　をＲＡＭ３５の記憶領域８ｇ３に記憶させる。 また、ＣＰＵ３４は、このときにブザー３３から終了の
ブザー音を発生させる。

【００６０】さらに、ＣＰＵ３４はｋの値とＲ％の値を
たとえば、図７に示すような態様で表示部３７に表示さ
せる。次に、ＣＰＵ３４はステップＳＰ５３において、
相関係数ｒ２　がたとえば０．９５よりも小さいか否か
を判別する。これは相関係数ｒ２　が−１に近いほど相
関がよいため、その相関度をチェックするものである。 ただし、−０．９５という値は、０ないし−１の間の値
であって、暫定的であり、もちろん−１に近ければ近い
ほど装置の信頼性が向上する。ここで、ＣＰＵ３４は相
関係数ｒ２　が、たとえば０．９５よりも大きい場合に
は、信頼度が小さいものと判別して、ステップＳＰ５４
においてアラームＬＥＤ４０を点灯し、ステップＳＰ５
３において相関係数ｒ２　がたとえば−０．９５よりも
小さく、測定に信頼があることを判別した場合には、ア
ラームＬＥＤ４０を点滅することなくステップＳＰ５５
に進む。 そして、ＣＰＵ３４はステップＳＰ５５において、プリ
ントキー４２が操作されているか否かを判別し、操作さ
れていれば、プリンタ３８によってｋの値とＲ％の値を
印字させる。

【００６１】次に、肝細胞機能総量を表わす指標ＲＭＡ
Ｘ　を測定する実施例について説明する。

【００６２】図９は指標ＲＭＡＸ　を測定するための装
置に設けられるＲＡＭに記憶されるデータを示す図であ
る。 指標ＲＭＡＸ　を測定するための装置の構成は前述の図
１と同じであり、ＲＡＭ３５には、前述の図３に示した
記憶領域８ｇ１ないし８ｇ３に代えて、図９に示すよう
な記憶領域８ｋ１ないし８ｋ６および８ｌ１，８ｌ２が
設けられる。

【００６３】図１０および図１１は指標ＲＭＡＸ　を測
定するための測定モードを説明するためのフロー図であ
り、図１２，図１３および図１４は指標ＲＭＡＸ　を測
定する動作を説明するための図である。

【００６４】なお、指標ＲＭＡＸ　を測定する場合にお
けるデータサンプルモードは前述の図４と同じであり、
初期設定動作は図５と同じである。さら、図１０および
図１１に示した測定モードの動作のうち、ステップＳＰ
４１ないしＳＰ５１およびステップＳＰ５３ないしＳＰ
５６までは前述の図６と同じであるため、その部分の説
明は省略する。

【００６５】指標ＲＭＡＸ　を測定する場合には、図１
２に示すように、少なくとも２以上の区間において、最
小２乗法を用いて、その演算結果の時間変化におけるシ
ミュレーションカーブの関数を演算し、その関数に基づ
いて、特定色素の係数ｋを区間について求める必要があ
る。そこで、ＣＰＵ３４はステップＳＰ５１において、
特定色素を注入し、特定色素が血液中に一様に分布した
時間のうち、時間Ｔ１　ないしＴ２　の区間における定
数Ａ１　，Ｂ１　を演算する。ステップＳＰ５７におい
て、ＣＰＵ３４はｋ１　＝−Ｐ１よりｋ１　を求めると
ともに、相関係数Ｒｇ１を求め、ＲＡＭ３５の記憶領域
８ｋ１，８ｋ２に記憶する。同様にして、ＣＰＵ３４は
ステップＳＰ５８において、時間Ｔ３　とＴ４　の区間
における定数Ａ２　，Ｂ２　を求め、ステップＳＰ５９
において、係数Ｋ２　と相関係数Ｒｇ２を求めて記憶領
域８ｋ３，８ｋ４に記憶する。さらに、ＣＰＵ３４はス
テップＳＰ６０において、定数Ａ３　，Ｂ３　を演算し
、ステップＳＰ６１において、係数ｋ３　と相関係数Ｒ
ｇ３を求めて記憶領域８ｋ５，８ｋ６に記憶する。そし
て、ＣＰＵ３４はステップＳＰ６２において指標ＲＭＡ
Ｘ　を演算する。

【００６６】ここで、時間Ｔ１　ないしＴ６　と係数ｋ
１ないしｋ３　の関係は図１３に示すように対応付けら
れる。 そして、ＣＰＵ３４は時間Ｔ１　，Ｔ３　，Ｔ５　にお
ける特定色素濃度に対応する値をＣｇ１　，Ｃｇ２　，
Ｃｇ３とし、図１４に示すグラフを表示する。図１４に
おいて、横軸は１／Ｃｇで示され、縦軸は１／ｋで示さ
れる。これらのデータに基づいて、ＣＰＵ３４は次の演
算式により、最小２乗法を用いてａ，ｂを演算する。

【００６７】１／ｋｉ　＝ａ（１／Ｃｉ　）＋ｂ（ｉ＝
１，２…ｍ，ｍ≧２，ｉ＝１は第１の区間）次に、ＣＰ
Ｕ３４は次の演算式に従って、指標ＲＭＡＸ　とｒＭＡ
Ｘ　を演算してＲＡＭ３５の記憶領域８ｌ１，８ｌ２に
記憶して表示または印字する。

【００６８】ＲＭＡＸ　＝１／ｂ なお、上述の説明では、時間の区間を３つとしたが、こ
れは２回以上であれば何回でもよく、時間区間の多いほ
ど精度が向上する。

【００６９】ここで、図１３において、横軸に１／Ｃｇ
１　，１／Ｃｇ２　，１／Ｃｇ３　をプロットしたが、
これは簡易型であり、次に示す演算式に基づいて、係数
Ａ１　を求め、この係数Ａ１　を係数Ｃ０１とし、同様
にして係数Ｃ０２，Ｃ０３を求め、図１２に示すような
データを作成すればより正確に指標ＲＭＡＸ　を測定で
きる。この際、Ｔ１　＝５分として、ＩＣＧの注入量を
Ｄ１　ｍｇ／ｋｇとすれば、Ｃ０１はＤ１　に対応し、
Ｄ２　＝Ｄ１　・Ｃ０２／Ｃ０１，Ｄ３　＝Ｄ１　・Ｃ
０３／Ｃ０１とすればよい。Ｄ１　は装置特有の値とし
て、たとえば２ｍｇ／ｋｇとして予め設定しておくか、
あるいはＣＰＵ３４に入力手段を接続して入力するよう
にすればよい。

【００７０】

【発明の効果】以上のように、この発明によれば、生体
組織の血液中に投与されかつ肝臓で摂取および排泄され
る特定の色素に吸光される波長の第１の光と、吸光され
ない波長の第２の光と、吸光されるが第１の光よりも吸
光の少ない波長の第３の光を生体組織に照射し、生体組
織から得られる第１，第２および第３の光に対応する第
１，第２および第３の光電変換信号をサンプリングし、
サンプリングした光電変換信号に含まれる血液中の脈動
変動成分と特定色素の注入から予め定める時間を経過し
た所定の時間の間におけるサンプリング信号に基づいて
、血液中の特定色素濃度に相関する値を演算することが
できる。したがって、センサの生体装着時における血流
障害や生体の揺動や脈動などのアーチファクトを生体キ
ャリブレーションにより除去しなくても、特定色素濃度
に相関する値を演算することができる。それによって、
正確な特定色素の消失曲線の時間管理が可能となり、正
確なデータが得られる。さらに、従来の採血法による数
点のサンプルではなく、消失曲線の多数のデータから血
漿消失率や停滞率や肝細胞機能総量を表わす指標などを
より正確に表わすことが可能となり、データの信頼性が
向上する。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の一実施例の概略ブロック図である。

【図２】被測定物の所定の光路内を通過した後における
波長λ１　，λ２　，λ３　の光量を検出するためのタ
イミング図である。

【図３】図１に示したＲＡＭに記憶されるデータを示す
図である。

【図４】この発明の一実施例の動作を説明するためのフ
ロー図であってデータサンプルモードを示す。

【図５】この発明の一実施例の動作を説明するためのフ
ロー図であり、初期設定モード示す。

【図６】この発明の一実施例の動作を説明するためのフ
ロー図であり、測定モードを示す。

【図７】図１に示した表示部の表示例を示す図であり、
特定色素の消失曲線を表示した例を示す図である。

【図８】図１に示した表示部の表示例を示す図である。

【図９】指標ＲＭＡＸ　を測定するための装置に設けら
れるＲＡＭに記憶されるデータを示す図であ。

【図１０】指標ＲＭＡＸ　を測定するための測定モード
を説明するためのフロー図である。

【図１１】指標ＲＭＡＸ　を測定するための測定モード
を説明するためのフロー図である。

【図１２】指標ＲＭＡＸ　を測定する動作を説明するた
めの図であり、血漿消失曲線の時間変化を示した図であ
る。

【図１３】指標ＲＭＡＸ　を測定する方法を説明するた
めの図である。

【図１４】指標ＲＭＡＸ　を測定する方法を説明するた
めの図である。

【符号の説明】

１０　　センサ部 １１，１２，１３　　光源 １４　　受光素子 ２０　　測定処理部 ２１　　定電流回路 ２２，２５，２６，２７　　デコーダ ２３　　タイミング回路 ２４　　発振回路 ２８　　サンプルホールド回路 ２９　　マルチプレクサ ３０　　Ａ／Ｄ変換器 ３１　　データラッチ ３２　　Ｉ／Ｏポート ３４　　ＣＰＵ ３５　　ＲＡＭ ３６　　ＲＯＭ ３７　　表示部 ３８　　プリンタ ３９　　操作部 ４０　　アラームＬＥＤ ４１　　スタートキー ４２　　プリントキー

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　肝機能を検査するための肝機能検査装
   置であって、生体組織の血液中に投与されかつ肝臓で摂
   取および排泄される特定の色素に吸光される波長の第１
   の光と、吸光されない波長の第２の光と、前記特定の色
   素に吸光されかつ前記第１の光よりも吸光の少ない波長
   の第３の光とを前記生体組織に照射する光源手段、前記
   光源手段によって前記生体組織に照射され、前記生体組
   織から得られる前記第１，第２および第３の光に対応す
   る第１，第２および第３の光電変換信号を出力する光電
   変換手段、前記光電変換手段からの前記第１，第２およ
   び第３の光電変換出力をサンプリングするためのサンプ
   リング手段、前記サンプリング手段によってサンプリン
   グされた前記第１，第２および第３の光電変換信号に含
   まれる血液中の変動成分と、前記特定色素の注入から所
   定の時間の間における前記サンプリング手段のサンプリ
   ング信号とに基づいて、前記血液中の特定色素濃度に相
   関する値を演算する演算手段を備えた、肝機能検査装置
   。
2. 【請求項２】　　前記演算手段によって演算された前記
   特定色素濃度に相関する値に基づいて、最小２乗法を用
   いて、時間の関数としてのシミュレーション関数の係数
   を求め、その係数に基づいて前記特定色素の血漿消失率
   を求めるための手段を含む、請求項１の肝機能検査装置
   。