JPH0657216B2 - 肝機能検査装置 - Google Patents
肝機能検査装置Info
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- JPH0657216B2 JPH0657216B2 JP63230790A JP23079088A JPH0657216B2 JP H0657216 B2 JPH0657216 B2 JP H0657216B2 JP 63230790 A JP63230790 A JP 63230790A JP 23079088 A JP23079088 A JP 23079088A JP H0657216 B2 JPH0657216 B2 JP H0657216B2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/42—Detecting, measuring or recording for evaluating the gastrointestinal, the endocrine or the exocrine systems
- A61B5/4222—Evaluating particular parts, e.g. particular organs
- A61B5/4244—Evaluating particular parts, e.g. particular organs liver
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
Description
【発明の詳細な説明】 ［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，排泄される特定色素を血液中に注入して、
その血漿消失率と停滞率とを測定し、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。
でのみ摂取，排泄される特定色素を血液中に注入して、
その血漿消失率と停滞率とを測定し、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。
［従来の技術］ 従来の血漿消失率と停滞率の測定法としては、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が用いられてい
た。
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が用いられてい
た。
これは、ＩＣＧを被検者に静注した後、注射後５分，１
０分，１５分の３回採血し、血餅の凝縮を待って血清を
分離し、分光光度計を用い、８０５ｎｍにおける吸光度
を測定し、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濃度を求め、この濃度変化から血漿消失率と
停滞率を算出するものである。
０分，１５分の３回採血し、血餅の凝縮を待って血清を
分離し、分光光度計を用い、８０５ｎｍにおける吸光度
を測定し、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濃度を求め、この濃度変化から血漿消失率と
停滞率を算出するものである。
さらに、この測定を、採血することなしに体表より光を
照射し、ＩＣＧの吸光感度の高い波長と感度のほとんど
ない波長の生体からの光量を測定し、この時間変化（色
素消失曲線）より血漿消失率と停滞率を求める方法が特
公昭６０−５８６４９号公報において提案されている。
照射し、ＩＣＧの吸光感度の高い波長と感度のほとんど
ない波長の生体からの光量を測定し、この時間変化（色
素消失曲線）より血漿消失率と停滞率を求める方法が特
公昭６０−５８６４９号公報において提案されている。
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、従来の方法である採血法は、注射後の採
血時間を正確に測定する必要があるが、実際の検査で
は、精度良く測定されておらず、測定操作も煩雑であっ
た。また、採血による被験者への精神的，肉体的負担が
大きかった。さらに、血漿消失率を、ＩＣＧ注入量を変
化させて数回測定して求めるＲＭＡＸ測定法は、最近盛
んに行なわれるようになり、この際の採血は１０数回に
も達し、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。
血時間を正確に測定する必要があるが、実際の検査で
は、精度良く測定されておらず、測定操作も煩雑であっ
た。また、採血による被験者への精神的，肉体的負担が
大きかった。さらに、血漿消失率を、ＩＣＧ注入量を変
化させて数回測定して求めるＲＭＡＸ測定法は、最近盛
んに行なわれるようになり、この際の採血は１０数回に
も達し、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。
また、前述の特公昭６０−５８６４９号公報や特開昭６
１−１６２９３４号公報に開示されている採血なしで測
定する方法では、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内の血流量の変化（たとえば、腕の
上下だけで血流量が変化する）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。
１−１６２９３４号公報に開示されている採血なしで測
定する方法では、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内の血流量の変化（たとえば、腕の
上下だけで血流量が変化する）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。
このため、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ができない。さらに、他の採血
なしで測定する方法として、特開昭５０−１２８３８７
号公報に記載されている光学式血液測定装置や、特開昭
５３−８８７７８号公報に記載されているオキシメータ
にて脈波による２波長の光量変化のピークとピークの幅
を用いて、血中のＩＣＧ濃度を測定する方法が開示され
ているが、この光量変化幅の測定は生体の揺動などによ
り、正確に測定できず、したがって正確な色素消失曲線
を得ることができなかった。
も正確なものということができない。さらに、他の採血
なしで測定する方法として、特開昭５０−１２８３８７
号公報に記載されている光学式血液測定装置や、特開昭
５３−８８７７８号公報に記載されているオキシメータ
にて脈波による２波長の光量変化のピークとピークの幅
を用いて、血中のＩＣＧ濃度を測定する方法が開示され
ているが、この光量変化幅の測定は生体の揺動などによ
り、正確に測定できず、したがって正確な色素消失曲線
を得ることができなかった。
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
体内の血流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。
着時における血流障害や生体の揺動，生体内の脈動，生
体内の血流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。
［課題を解決するための手段］ この発明は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のみ摂取，排泄される特定の色素
に大きく吸光される波長の第１の光パルスと、吸光され
ない波長の第２の光パルスを生体組織に照射する第１お
よび第２の光源と、生体組織の所定の光路内を通過した
第１および第２の光源からの光パルスを検知する受光素
子と、受光素子によって受光された信号に基づいて、第
１および第２の光源からのそれぞれの光パルスの大きさ
を判別する判別手段と、特定色素を注入する前に、第１
および第２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査
体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過した光パル
スの強さが所定の範囲内になるように、第１および第２
の光源から照射される第１および第２の光パルスのレベ
ルを設定する設定手段と、特定色素を注入する前に生体
組織の所定の光路内を通過した光パルスの強さＴ１，Ｔ
２を対数変換し、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，Δ
ｌｏｇＴ２のみを取出し、このΔｌｏｇＴ１，Δｌｏｇ
Ｔ２の最大最小幅を所定の範囲内になるように設定する
設定手段と、特定色素を注入するタイミングを知らせる
ための手段と、特定色素を注入する前に、第１および第
２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査体に装着
し、生体組織の所定の光路内を通過して得られた脈波信
号に対応するΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２をｎ回測定
し、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２のｎ個についての２変
数統計計算によりｌｏｇＴ１＝α０ｌｏｇＴ２の演算式
に基づいて、α０を求めておき、判別手段出力に基づい
て特定色素が注入された後に、注入時から所定時間まで
の生体組織を反映した第１および第２の光パルスの強さ
に基づいて、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，Δｌｏ
ｇＴ２を測定し、α０とΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２か
ら血中の特定色素濃度に対応するＣｇを演算し、最小二
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
特定色素の血漿消失率ｋとＴ分停滞率Ｒ％を求める演算
手段と、演算結果を出力する出力手段とを含んで構成さ
れる。
に投与されかつ肝臓でのみ摂取，排泄される特定の色素
に大きく吸光される波長の第１の光パルスと、吸光され
ない波長の第２の光パルスを生体組織に照射する第１お
よび第２の光源と、生体組織の所定の光路内を通過した
第１および第２の光源からの光パルスを検知する受光素
子と、受光素子によって受光された信号に基づいて、第
１および第２の光源からのそれぞれの光パルスの大きさ
を判別する判別手段と、特定色素を注入する前に、第１
および第２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査
体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過した光パル
スの強さが所定の範囲内になるように、第１および第２
の光源から照射される第１および第２の光パルスのレベ
ルを設定する設定手段と、特定色素を注入する前に生体
組織の所定の光路内を通過した光パルスの強さＴ１，Ｔ
２を対数変換し、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，Δ
ｌｏｇＴ２のみを取出し、このΔｌｏｇＴ１，Δｌｏｇ
Ｔ２の最大最小幅を所定の範囲内になるように設定する
設定手段と、特定色素を注入するタイミングを知らせる
ための手段と、特定色素を注入する前に、第１および第
２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査体に装着
し、生体組織の所定の光路内を通過して得られた脈波信
号に対応するΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２をｎ回測定
し、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２のｎ個についての２変
数統計計算によりｌｏｇＴ１＝α０ｌｏｇＴ２の演算式
に基づいて、α０を求めておき、判別手段出力に基づい
て特定色素が注入された後に、注入時から所定時間まで
の生体組織を反映した第１および第２の光パルスの強さ
に基づいて、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，Δｌｏ
ｇＴ２を測定し、α０とΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２か
ら血中の特定色素濃度に対応するＣｇを演算し、最小二
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
特定色素の血漿消失率ｋとＴ分停滞率Ｒ％を求める演算
手段と、演算結果を出力する出力手段とを含んで構成さ
れる。
より好ましくは、演算手段は生体組織の所定の光路内を
通過した第１および第２の光パルスの強さの脈波信号に
対応する値をΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２としたとき、
演算値Ｃｇ（ｔ）として、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２
をｍ回測定し、このｍ×２個について、ΔｌｏｇＴ１＝
α（ｔ）・ΔｌｏｇＴ２の２変数統計計算によりα
（ｔ）求め、Ｃｇ（ｔ）＝β（α（ｔ）−α０）を求め
る。
通過した第１および第２の光パルスの強さの脈波信号に
対応する値をΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２としたとき、
演算値Ｃｇ（ｔ）として、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２
をｍ回測定し、このｍ×２個について、ΔｌｏｇＴ１＝
α（ｔ）・ΔｌｏｇＴ２の２変数統計計算によりα
（ｔ）求め、Ｃｇ（ｔ）＝β（α（ｔ）−α０）を求め
る。
さらに、より好ましくは、演算されるシミュレーション
カーブの関数Ｃｇは、 Ｃｇ＝Ａ・ｅＢｔ （ただし、Ｃｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時
間（分）、Ａ，Ｂ：定数）であって、血漿消失率ｋ，Ｔ
分停滞率Ｒ％は、特定色素の肝臓への取込みを特徴的に
表わす注入後の経過時間をＴ分とすると、 ｋ＝−Ｂ，Ｒ％＝ｅＢＴ により求められる。
カーブの関数Ｃｇは、 Ｃｇ＝Ａ・ｅＢｔ （ただし、Ｃｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時
間（分）、Ａ，Ｂ：定数）であって、血漿消失率ｋ，Ｔ
分停滞率Ｒ％は、特定色素の肝臓への取込みを特徴的に
表わす注入後の経過時間をＴ分とすると、 ｋ＝−Ｂ，Ｒ％＝ｅＢＴ により求められる。
［作用］ この発明にかかる肝機能検査装置は、特定色素を注入す
る前に、第１および第２の光源と受光素子からなるセン
サを被検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過
して得られた脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１とΔｌｏ
ｇＴ２をｎ回測定し、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２のｎ
個についての２変数統計計算によりｌｏｇＴ１＝α０ｌ
ｏｇＴ２の演算式に基づいてα０を求めておき、第１お
よび第２の光源からのそれぞれの光パルスの大きさの判
別出力に基づいて、特定色素が注入された後に、注入時
から所定時間までの生体組織を反射した第１および第２
の光パルスの強さに基づいて、脈波信号に対応するΔｌ
ｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２を測定し、α０とΔｌｏｇ
Ｔ１，ΔｌｏｇＴ２から血中の特定色素濃度に対応する
Ｃｇを演算し、最小二乗法を用いて、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血漿消失率ｋとＴ分
停滞率Ｒ％を求めることができ、正確に特定色素の消失
曲線の時間管理が可能となり、正確なデータが得られ
る。
る前に、第１および第２の光源と受光素子からなるセン
サを被検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過
して得られた脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１とΔｌｏ
ｇＴ２をｎ回測定し、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２のｎ
個についての２変数統計計算によりｌｏｇＴ１＝α０ｌ
ｏｇＴ２の演算式に基づいてα０を求めておき、第１お
よび第２の光源からのそれぞれの光パルスの大きさの判
別出力に基づいて、特定色素が注入された後に、注入時
から所定時間までの生体組織を反射した第１および第２
の光パルスの強さに基づいて、脈波信号に対応するΔｌ
ｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２を測定し、α０とΔｌｏｇ
Ｔ１，ΔｌｏｇＴ２から血中の特定色素濃度に対応する
Ｃｇを演算し、最小二乗法を用いて、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血漿消失率ｋとＴ分
停滞率Ｒ％を求めることができ、正確に特定色素の消失
曲線の時間管理が可能となり、正確なデータが得られ
る。
［発明の実施例］ 第２図は生体組織に照射される入射光と透過光とを示す
図であり、第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図
であり、第４図はΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の変化を
ｘ，ｙ座標上に示した図である。
図であり、第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図
であり、第４図はΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の変化を
ｘ，ｙ座標上に示した図である。
まず、第２図ないし第４図を参照して、この発明の原理
について説明する。第２図に示すように、生体に入射光
Ｉｉｎを照射し、その透過光量をＩｔとしたとき、吸光
度ＡはＡ＝ｌｏｇＩｔ／Ｉｉｎで表示される。ここで、
生体は第２図に示すように組織層と血液層で構成される
が、血液層は動脈と静脈とによって構成されている。動
脈層は心臓の拍動（脈波）に応じて、その厚みがΔＤだ
け変化する。この変化に応じて、透過光量Ｉｔが変化す
る。したがって、吸光度Ａも同様にして、ΔＡだけ変化
している。ここで、 ΔＡ＝ΔｌｏｇＩｔ ……
（１） となる。ここで、特定色素の大きく吸収される波長λ１
と吸収されない波長λ２の脈波による吸光量の変化をΔ
Ａ１，ΔＡ２とすると、 ΔＡ１＝（ＥＢ １・ＣＢ＋Ｅｇ １・Ｃｇ） ・ΔＤ ……（２） ΔＡ２＝ＥＢ ２・ＣＢ・ΔＤ ……（３） ただし、ＥＢ ｉ・波長λｉにおける血液の吸光係数 Ｅｇ ｉ・波長λｉにおけるＩＣＧの吸光係数 ＣＢ：血液濃度 Ｃｇ：特定色素濃度 ΔＤ：血液層の厚さ変化 ここで、血液の酸素飽和度が一定すると、 ＥＢ １・ＣＢ・ΔＤ ＝α０（ＥＢ ２・ＣＢ・ΔＤ） ……（４） と表わせるので、上述の第（２）式は、 ΔＡ１＝Ｋ・ΔＡ２＋Ｅｇ １・Ｃｇ・ΔＤ ……（５） となる。これにより、 Ｃｇ＝（ΔＡ１／ΔＡ２−α０）・ＥＢ ２／ Ｅｇ １・ＥＢ ……（６） と表わされる。
について説明する。第２図に示すように、生体に入射光
Ｉｉｎを照射し、その透過光量をＩｔとしたとき、吸光
度ＡはＡ＝ｌｏｇＩｔ／Ｉｉｎで表示される。ここで、
生体は第２図に示すように組織層と血液層で構成される
が、血液層は動脈と静脈とによって構成されている。動
脈層は心臓の拍動（脈波）に応じて、その厚みがΔＤだ
け変化する。この変化に応じて、透過光量Ｉｔが変化す
る。したがって、吸光度Ａも同様にして、ΔＡだけ変化
している。ここで、 ΔＡ＝ΔｌｏｇＩｔ ……
（１） となる。ここで、特定色素の大きく吸収される波長λ１
と吸収されない波長λ２の脈波による吸光量の変化をΔ
Ａ１，ΔＡ２とすると、 ΔＡ１＝（ＥＢ １・ＣＢ＋Ｅｇ １・Ｃｇ） ・ΔＤ ……（２） ΔＡ２＝ＥＢ ２・ＣＢ・ΔＤ ……（３） ただし、ＥＢ ｉ・波長λｉにおける血液の吸光係数 Ｅｇ ｉ・波長λｉにおけるＩＣＧの吸光係数 ＣＢ：血液濃度 Ｃｇ：特定色素濃度 ΔＤ：血液層の厚さ変化 ここで、血液の酸素飽和度が一定すると、 ＥＢ １・ＣＢ・ΔＤ ＝α０（ＥＢ ２・ＣＢ・ΔＤ） ……（４） と表わせるので、上述の第（２）式は、 ΔＡ１＝Ｋ・ΔＡ２＋Ｅｇ １・Ｃｇ・ΔＤ ……（５） となる。これにより、 Ｃｇ＝（ΔＡ１／ΔＡ２−α０）・ＥＢ ２／ Ｅｇ １・ＥＢ ……（６） と表わされる。
ここで、ＥＢ ２／Ｅｇ １は既知の一定量であり、ＣＢは
血液濃度として一定と考えられる。また、Ｋは特定色素
注入前に第（２）式が ΔＡ１＝ＥＢ １・ＣＢ・ΔＤ ……（７） と表わされるので、ΔＡ１とΔＡ２の関係より決定すれ
ばよい。
血液濃度として一定と考えられる。また、Ｋは特定色素
注入前に第（２）式が ΔＡ１＝ＥＢ １・ＣＢ・ΔＤ ……（７） と表わされるので、ΔＡ１とΔＡ２の関係より決定すれ
ばよい。
ゆえに、特定色素注入後のΔＡ１／ΔＡ２を求めれば、
血中の特定色素濃度Ｃｇが求められる。ここで、波長λ
１とλ２の透過光量をＴ１，Ｔ２とし、そのΔＤによる
変化分をΔＴ１，ΔＴ２とすると、第（１）式より、 ΔＡ１／ΔＡ２＝ΔｌｏｇＴ１／ΔｌｏｇＴ２ ＝α ……（８） となる。
血中の特定色素濃度Ｃｇが求められる。ここで、波長λ
１とλ２の透過光量をＴ１，Ｔ２とし、そのΔＤによる
変化分をΔＴ１，ΔＴ２とすると、第（１）式より、 ΔＡ１／ΔＡ２＝ΔｌｏｇＴ１／ΔｌｏｇＴ２ ＝α ……（８） となる。
ゆえに、特定色素注入前に第（８）式を求めαとして、
特定色素注入後に第（８）式を求め、第（６）式により
Ｃｇを求めればよい。ここで、先に示した特開昭５３−
８８７７８号公報に記載されたオキシメータなどでは、
ΔｌｏｇＴ１やΔｌｏｇＴ２として、第３図に示すよう
に、脈波に対応する光量変化のピークとピークの差をも
ってΔｌｏｇＴ１としてきた。しかし、これでは心拍の
周期に対応したサンプルしかできず、このΔｌｏｇＴ１
は数回測定し、平均して求めるというのが実情であっ
た。
特定色素注入後に第（８）式を求め、第（６）式により
Ｃｇを求めればよい。ここで、先に示した特開昭５３−
８８７７８号公報に記載されたオキシメータなどでは、
ΔｌｏｇＴ１やΔｌｏｇＴ２として、第３図に示すよう
に、脈波に対応する光量変化のピークとピークの差をも
ってΔｌｏｇＴ１としてきた。しかし、これでは心拍の
周期に対応したサンプルしかできず、このΔｌｏｇＴ１
は数回測定し、平均して求めるというのが実情であっ
た。
そこで、この発明においては、ピークとピークの差をと
るのではなく、たとえば第４図に示すように、Δｌｏｇ
Ｔ１をｙ軸にとり、ΔｌｏｇＴ２をｘ軸にとると測定値
の変化はそれぞれ第４図に示すようになり、特定色素注
入前にはａの直線で表わされるような傾きをもって座標
を動く。この傾きが第（６）式に示すα０となる。次
に、特定色素が注入されると、λ１の吸光が変化し、ａ
のような脈波に対応した波形となり、傾きが変化してａ
のような直線となる。この傾きαが第（６）式中におけ
るΔＡ１／ΔＡ２となる。
るのではなく、たとえば第４図に示すように、Δｌｏｇ
Ｔ１をｙ軸にとり、ΔｌｏｇＴ２をｘ軸にとると測定値
の変化はそれぞれ第４図に示すようになり、特定色素注
入前にはａの直線で表わされるような傾きをもって座標
を動く。この傾きが第（６）式に示すα０となる。次
に、特定色素が注入されると、λ１の吸光が変化し、ａ
のような脈波に対応した波形となり、傾きが変化してａ
のような直線となる。この傾きαが第（６）式中におけ
るΔＡ１／ΔＡ２となる。
ゆえに、ΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２の測定サンプル数
を増やせば、傾きＫ（ｔ）を精度良く算出できることと
なり、心拍の周期に依存することなく高速に特定色素の
濃度変化をとらえることが可能となる。
を増やせば、傾きＫ（ｔ）を精度良く算出できることと
なり、心拍の周期に依存することなく高速に特定色素の
濃度変化をとらえることが可能となる。
以下、この方法による実施例について説明する。
第１図はこの発明の一実施例の概略ブロック図である。
第１図において、肝機能検査装置はセンサ部３０と測定
処理部３１とから構成されている。センサ部３０は第１
の光源３と第２の光源４と受光素子６とを含む。第１の
光源３と第２の光源４は、特定色素の吸光度の大きい波
長λ１と吸光度のない波長λ２の光パルスをそれぞれ発
生する。受光素子６は光源３，４から生体組織５に照謝
され、所定の光路内を通過した光を受光する。なお、光
源３，４はそれぞれ交互にパルス動作で光を発するよう
に、測定処理部３１のＣＰＵ１からの指令に基づいて、
タイミング回路２によって制御される。
第１図において、肝機能検査装置はセンサ部３０と測定
処理部３１とから構成されている。センサ部３０は第１
の光源３と第２の光源４と受光素子６とを含む。第１の
光源３と第２の光源４は、特定色素の吸光度の大きい波
長λ１と吸光度のない波長λ２の光パルスをそれぞれ発
生する。受光素子６は光源３，４から生体組織５に照謝
され、所定の光路内を通過した光を受光する。なお、光
源３，４はそれぞれ交互にパルス動作で光を発するよう
に、測定処理部３１のＣＰＵ１からの指令に基づいて、
タイミング回路２によって制御される。
測定処理部３１は演算手段としてのＣＰＵ１を含む。Ｃ
ＰＵ１は前述のごとく光源３，４に、タイミング回路２
を介して所定のパルスを与える。第１の光源３と第２の
光源４により発光された光は生体組織５の所定の光路内
を通過して受光素子６に入射される。受光素子６から発
生した電流はアンプ７により電流−電圧変換と増幅を受
ける。増幅された信号は対数変換器８に与えられて対数
変換（ｌｏｇ変換）され、サンプルホールド回路９に与
えられて、波長λ１とλ２の信号に分離される。分離さ
れた波長λ１とλ２のそれぞれの信号はハイパスフィル
タ１０，１１に与えられる。これらの信号は脈波による
成分とともに静脈血などの血液量変化を含んで大きな蛇
行成分を持っている。そこで、ハイパスフィルタ１０，
１１により、これらの成分が除去されて、脈動成分のみ
が出力され、アンプ１２，１３を介してＡ／Ｄ変換器１
４に与えられる。アンプ１２，１３はＣＰＵ１からの制
御信号に応じて、その増幅率が変化するように制御され
る。Ａ／Ｄ変換器１４は入力された信号をディジタル信
号に変換してＣＰＵ１に与える。ＣＰＵ１はそのディジ
タル信号をＲＡＭ１６に記憶させる。
ＰＵ１は前述のごとく光源３，４に、タイミング回路２
を介して所定のパルスを与える。第１の光源３と第２の
光源４により発光された光は生体組織５の所定の光路内
を通過して受光素子６に入射される。受光素子６から発
生した電流はアンプ７により電流−電圧変換と増幅を受
ける。増幅された信号は対数変換器８に与えられて対数
変換（ｌｏｇ変換）され、サンプルホールド回路９に与
えられて、波長λ１とλ２の信号に分離される。分離さ
れた波長λ１とλ２のそれぞれの信号はハイパスフィル
タ１０，１１に与えられる。これらの信号は脈波による
成分とともに静脈血などの血液量変化を含んで大きな蛇
行成分を持っている。そこで、ハイパスフィルタ１０，
１１により、これらの成分が除去されて、脈動成分のみ
が出力され、アンプ１２，１３を介してＡ／Ｄ変換器１
４に与えられる。アンプ１２，１３はＣＰＵ１からの制
御信号に応じて、その増幅率が変化するように制御され
る。Ａ／Ｄ変換器１４は入力された信号をディジタル信
号に変換してＣＰＵ１に与える。ＣＰＵ１はそのディジ
タル信号をＲＡＭ１６に記憶させる。
また、ＣＰＵ１には、ＲＯＭ１５とＲＡＭ１６と表示部
１７と印字部１８と操作部１９とが接続されている。Ｒ
ＯＭ１５は後述の第５図および第６図に示すフロー図に
基づくプログラムを記憶している。操作部１９はスター
トキー２０とプリントキー２１とを含む。スタートキー
２０は測定モードの開始を指令し、プリントキー２１は
検査結果を印字部１８にプリントアウトするための指令
を与えるものである。
１７と印字部１８と操作部１９とが接続されている。Ｒ
ＯＭ１５は後述の第５図および第６図に示すフロー図に
基づくプログラムを記憶している。操作部１９はスター
トキー２０とプリントキー２１とを含む。スタートキー
２０は測定モードの開始を指令し、プリントキー２１は
検査結果を印字部１８にプリントアウトするための指令
を与えるものである。
第５図および第６図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であり、第７図は脈波対応電
圧を示す波形図であり、第８図は特定色素としてＩＣＧ
を利用したときのＩＣＧ消失曲線の一例を示す図であ
る。
作を説明するためのフローであり、第７図は脈波対応電
圧を示す波形図であり、第８図は特定色素としてＩＣＧ
を利用したときのＩＣＧ消失曲線の一例を示す図であ
る。
次に、第１図，第５図ないし第８図を参照して、この発
明の一実施例の具体的な動作について説明する。特定色
素としてＩＣＧを用いた場合について述べる。まず、第
５図に示したステップ（図示ではＳＰと略称する）ＳＰ
１において、装置のパワーがオンされた後、光量調整が
行なわれる。すなわち、ＣＰＵ１はタイミング回路２に
指令を与えて、光源３，４の駆動電流をそれぞれ調整
し、受光素子６からの出力が所定のレベルに達するよう
に調整する。
明の一実施例の具体的な動作について説明する。特定色
素としてＩＣＧを用いた場合について述べる。まず、第
５図に示したステップ（図示ではＳＰと略称する）ＳＰ
１において、装置のパワーがオンされた後、光量調整が
行なわれる。すなわち、ＣＰＵ１はタイミング回路２に
指令を与えて、光源３，４の駆動電流をそれぞれ調整
し、受光素子６からの出力が所定のレベルに達するよう
に調整する。
光源３，４により発光された光は生体組織５の所定の光
路内を通過して受光素子６に入射され、受光素子６から
発生した電流はアンプ７により電流−電圧変換されると
ともに増幅され、第７図に示すＶＰＤのような出力とな
る。この信号は対数変換器８に与えられて、ｌｏｇ変換
され、サンプルホールド回路９により波長λ１とλ２の
信号に分離される。これらの信号はそれぞれ第７図に示
すｌｏｇＴ１とｌｏｇＴ２の信号のようになる。これら
の信号は脈波による成分とともに静脈血などの血液量変
化を含んで大きな蛇行成分を持っており、この蛇行成分
がハイパスフィルタ１０，１１によって除去され、第７
図に示すΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２のように脈動成分
のみが取出される。
路内を通過して受光素子６に入射され、受光素子６から
発生した電流はアンプ７により電流−電圧変換されると
ともに増幅され、第７図に示すＶＰＤのような出力とな
る。この信号は対数変換器８に与えられて、ｌｏｇ変換
され、サンプルホールド回路９により波長λ１とλ２の
信号に分離される。これらの信号はそれぞれ第７図に示
すｌｏｇＴ１とｌｏｇＴ２の信号のようになる。これら
の信号は脈波による成分とともに静脈血などの血液量変
化を含んで大きな蛇行成分を持っており、この蛇行成分
がハイパスフィルタ１０，１１によって除去され、第７
図に示すΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２のように脈動成分
のみが取出される。
次に、ＣＰＵ１はステップＳＰ２において、アンプ１
２，１３の増幅率を制御し、第７図に示すΔｌｏｇ
Ｔ１，ΔｌｏｇＴ２の脈波対応電圧のピークとピークの
幅が或るレベルに達するまで増幅する。次に、ＣＰＵ１
はステップＳＰ３において、α０を算出する。このステ
ップＳＰ３は、具体的には、第６図に示すように、ステ
ップＳＰ３１において、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の
信号をｎ回サンプリングした後、ステップＳＰ３２にお
いて、２×ｎ個のデータを用いて、ΔｌｏｇＴ１（ｉ）
＝α・ΔｌｏｇＴ２（ｉ）の演算式を用いて、ｉ＝１〜
ｎについて回帰分析を行ない、αを算出し、これをα０
としてＲＡＭ１６に記憶させる。
２，１３の増幅率を制御し、第７図に示すΔｌｏｇ
Ｔ１，ΔｌｏｇＴ２の脈波対応電圧のピークとピークの
幅が或るレベルに達するまで増幅する。次に、ＣＰＵ１
はステップＳＰ３において、α０を算出する。このステ
ップＳＰ３は、具体的には、第６図に示すように、ステ
ップＳＰ３１において、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の
信号をｎ回サンプリングした後、ステップＳＰ３２にお
いて、２×ｎ個のデータを用いて、ΔｌｏｇＴ１（ｉ）
＝α・ΔｌｏｇＴ２（ｉ）の演算式を用いて、ｉ＝１〜
ｎについて回帰分析を行ない、αを算出し、これをα０
としてＲＡＭ１６に記憶させる。
次に、ＣＰＵ１はステップＳＰ４において、表示部１７
にたとえば“ＩＣＧ注入”というような指示画面を表示
させる。ここで、操作者はＩＣＧを生体の静脈に注入す
る準備を行ない、ＩＣＧ注入と同時に操作部１９のスタ
ートキー２０をオンする。ここで、ＣＰＵ１はステップ
ＳＰ５において、スタートキー２０の入力を待ってい
て、スタートキー２０が操作されると、Ｔ分間の血中Ｉ
ＣＧ濃度Ｃｇの演算を行なう。ここで、血中ＩＣＧ濃度
Ｃｇの計算は、前述の第６図に示したフロー図に従っ
て、或る時間ｔのαを求め、このαをΔＡ１／ΔＡ２と
して前述の第（６）式よりＣｇが求められる。このＣｇ
のデータは、たとえば第８図に示すように、ＩＣＧの消
失曲線を描くが、これらのデータのうち、時間Ｔ１〜Ｔ
２（０＜Ｔ１＜Ｔ２＜Ｔ）の間のデータについて、 Ｃｇ（Ｉ）＝Ａ・ｅＢｔ ｔ＝Ｔｓ／（ｎ−１）分 のシミュレーションカーブにて最小二乗法を用いて定数
Ａ，Ｂが求められる。
にたとえば“ＩＣＧ注入”というような指示画面を表示
させる。ここで、操作者はＩＣＧを生体の静脈に注入す
る準備を行ない、ＩＣＧ注入と同時に操作部１９のスタ
ートキー２０をオンする。ここで、ＣＰＵ１はステップ
ＳＰ５において、スタートキー２０の入力を待ってい
て、スタートキー２０が操作されると、Ｔ分間の血中Ｉ
ＣＧ濃度Ｃｇの演算を行なう。ここで、血中ＩＣＧ濃度
Ｃｇの計算は、前述の第６図に示したフロー図に従っ
て、或る時間ｔのαを求め、このαをΔＡ１／ΔＡ２と
して前述の第（６）式よりＣｇが求められる。このＣｇ
のデータは、たとえば第８図に示すように、ＩＣＧの消
失曲線を描くが、これらのデータのうち、時間Ｔ１〜Ｔ
２（０＜Ｔ１＜Ｔ２＜Ｔ）の間のデータについて、 Ｃｇ（Ｉ）＝Ａ・ｅＢｔ ｔ＝Ｔｓ／（ｎ−１）分 のシミュレーションカーブにて最小二乗法を用いて定数
Ａ，Ｂが求められる。
次に、ＣＰＵ１はステップＳＰ７において、血漿消失率
ｋ＝−Ｂ，Ｔ分停滞率Ｒ％＝ｅＢＴの演算を行なって、
ｋ，Ｒを求める。
ｋ＝−Ｂ，Ｔ分停滞率Ｒ％＝ｅＢＴの演算を行なって、
ｋ，Ｒを求める。
次に、ＣＰＵ１はステップＳＰ８において、第８図に示
したような消失曲線とｋ，Ｒの値を表示部１７に表示す
るとともに、印字部１８に出力してプリントアウトさせ
る。
したような消失曲線とｋ，Ｒの値を表示部１７に表示す
るとともに、印字部１８に出力してプリントアウトさせ
る。
なお、この発明によって得られたｋの値を利用して、種
々のＩＣＧ投与量のｋの値を求めて算出するＲＭＡＸを
測定する装置にも拡張することができる。
々のＩＣＧ投与量のｋの値を求めて算出するＲＭＡＸを
測定する装置にも拡張することができる。
［発明の効果］ 以上のように、この発明によれば、特定色素に大きく吸
収される波長の光パルスと吸収されない波長の光パルス
を所定のレベルで生体組織に照射し、生体組織の所定の
光路内を通過した光パルスを検知し、その出力に基づい
て特定色素が注入された後に、注入時から所定時間まで
の受光出力に基づいて、所定の演算式に従って特定色素
の血漿消失率と停滞率を求めて出力するようにしたの
で、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。
収される波長の光パルスと吸収されない波長の光パルス
を所定のレベルで生体組織に照射し、生体組織の所定の
光路内を通過した光パルスを検知し、その出力に基づい
て特定色素が注入された後に、注入時から所定時間まで
の受光出力に基づいて、所定の演算式に従って特定色素
の血漿消失率と停滞率を求めて出力するようにしたの
で、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を求め
ることができ、データの信頼性が向上する。
消失曲線の多数のデータから血漿消失率や停滞率を求め
ることができ、データの信頼性が向上する。
さらに、従来のＩＣＧ注入量を変化させて、数回測定し
て血漿消失率や停滞率を求める検査法に比べて、より測
定法を省略化できる。
て血漿消失率や停滞率を求める検査法に比べて、より測
定法を省略化できる。
また、従来問題となっていたセンサの生体装着時におけ
る血流障害や生体の動揺や生体内の脈動や生体内の血流
路の変化のアーチファクトも除去でき、正確な測定が可
能となった。このため、無浸襲に生体内の色素を測定す
る分野全般に利用すると効果的である。
る血流障害や生体の動揺や生体内の脈動や生体内の血流
路の変化のアーチファクトも除去でき、正確な測定が可
能となった。このため、無浸襲に生体内の色素を測定す
る分野全般に利用すると効果的である。
なお、この発明は単に肝機能検査装置に適用できるだけ
でなく、脈波を利用して生体内の色素の濃度変化を測定
する装置、たとえばパルスオキシメータなどにも応用で
きる。
でなく、脈波を利用して生体内の色素の濃度変化を測定
する装置、たとえばパルスオキシメータなどにも応用で
きる。
第１図はこの発明の一実施例の概略ブロック図である。
第２図は生体に照射される入射光と透過光とを示す図で
ある。第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図であ
る。第４図はΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の変化をｘ，
ｙ座標上に示した図である。第５図および第６図はこの
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
図である。第７図は脈波対応電圧を示す波形図である。
第８図はＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である。 図において、１はＣＰＵ、２はタイミング回路、３は第
１の光源、４は第２の光源、６は受光素子、７，１２，
１３はアンプ、８は対数変換器、９はサンプルホールド
回路、１０，１１はハイパスフィルタ、１４はＡ／Ｄ変
換器、１５はＲＯＭ、１６はＲＡＭ、１７は表示部、１
８は印字部、１９は操作部、２０はスタートキー、２１
はプリントキーを示す。
第２図は生体に照射される入射光と透過光とを示す図で
ある。第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図であ
る。第４図はΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２の変化をｘ，
ｙ座標上に示した図である。第５図および第６図はこの
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
図である。第７図は脈波対応電圧を示す波形図である。
第８図はＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である。 図において、１はＣＰＵ、２はタイミング回路、３は第
１の光源、４は第２の光源、６は受光素子、７，１２，
１３はアンプ、８は対数変換器、９はサンプルホールド
回路、１０，１１はハイパスフィルタ、１４はＡ／Ｄ変
換器、１５はＲＯＭ、１６はＲＡＭ、１７は表示部、１
８は印字部、１９は操作部、２０はスタートキー、２１
はプリントキーを示す。
Claims (3)
- 【請求項１】生体組織の血液中に投与されかつ肝臓での
み摂取，排泄される特定の色素に大きく吸光される波長
の第１の光パルスと、吸光されない波長の第２の光パル
スを前記生体組織に照射する第１，第２の光源、 前記生体組織の所定の光路内を通過した前記第１，第２
の光源からの光パルスを検知する受光素子、 前記受光素子によって受光された信号に基づいて、前記
第１，第２の光源からのそれぞれ光パルスの大きさを判
別する判別手段、 前記特定色素を注入する前に、前記第１，第２の光源と
受光素子からなるセンサを被検査体に装着し、生体組織
の所定の光路内を通過した光パルスの強さが所定の範囲
内になるように、前記第１，第２の光源から照射される
第１，第２の光パルスのレベルを設定する設定手段、 前記特定色素を注入する前に、前記生体組織の所定の光
路内を通過した光パルスの強さＴ１，Ｔ２を対数変換
し、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２の
みを取出し、このΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２の最大最
小幅を所定の範囲内に設定する設定手段、 前記特定色素を注入するタイミングを知らせるための手
段、 前記特定色素を注入する前に、前記第１，第２の光源と
受光素子からなるセンサを被検査体に装着し、生体組織
の所定の光路内を通過して得られた脈波信号に対応する
ΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２をｎ回測定し、ΔｌｏｇＴ
１とΔｌｏｇＴ２のｎ個についての変数統計計算によ
り、ｌｏｇＴ１＝α０ｌｏｇＴ２の演算式に基づいて、
α０を求めておき、前記判別手段出力に基づいて、前記
特定色素が注入された後に、注入時から所定時間までの
前記生体組織を反射した第１，第２の光パルスの強さに
基づいて、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ１，Δｌｏｇ
Ｔ２を測定し、前記α０とΔｌｏｇＴ１，ΔｌｏｇＴ２
から血中の特定色素濃度に対応するＣｇを演算し、最小
二乗法を用いて、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、前記特定色素の血漿消失率ｋとＴ分停滞率Ｒ％を求
める演算手段、および 前記演算手段による演算結果を出力する出力手段を備え
た、肝機能検査装置。 - 【請求項２】前記演算手段は、前記生体組織の所定の光
路内を通過した第１，第２の光パルスの強さの脈波信号
に対応する値をΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２としたと
き、演算値Ｃｇ（ｔ）として、ΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇ
Ｔ２をｍ回測定し、このｍ×２個についてΔｌｏｇＴ１
＝α（ｔ）・ΔｌｏｇＴ２の２変数統計計算により、α
（ｔ）を求め、 Ｃｇ（ｔ）＝β（α（ｔ）−α０） （但し、βは定数） を求めるようにした、請求項１項記載の肝機能検査装
置。 - 【請求項３】前記演算手段によって演算されるシミュレ
ーションカーブの関数Ｃｇは、 Ｃｇ＝Ａ・ｅＢｔ （但し、Ｃｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時間
（分）、Ａ，Ｂ：定数）であって、 前記血漿消失率ｋ，Ｔ分停滞率Ｒ％は、特定色素の肝臓
への取込みを特徴的に表わす注入後の通過時間をＴ分と
すると、 ｋ＝−Ｂ，Ｒ％＝ｅＢＴ により求めるようにした、請求項１項記載の肝機能検査
装置。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63230790A JPH0657216B2 (ja) | 1988-09-14 | 1988-09-14 | 肝機能検査装置 |
| KR1019890013315A KR910008650B1 (ko) | 1988-09-14 | 1989-09-12 | 간 기능검사 장치 |
| EP89116878A EP0359206B1 (en) | 1988-09-14 | 1989-09-12 | Liver function testing apparatus |
| DE68921947T DE68921947T2 (de) | 1988-09-14 | 1989-09-12 | Vorrichtung zum Untersuchen der Leberfunktion. |
| CA000611306A CA1333097C (en) | 1988-09-14 | 1989-09-13 | Liver function testing apparatus |
| SU894742057A RU2074634C1 (ru) | 1988-09-14 | 1989-09-13 | Устройство для проверки функции печени |
| CN89107771A CN1022513C (zh) | 1988-09-14 | 1989-09-14 | 肝功能检查装置 |
| US07/800,865 US5154176A (en) | 1988-09-14 | 1991-11-26 | Liver function testing apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63230790A JPH0657216B2 (ja) | 1988-09-14 | 1988-09-14 | 肝機能検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0280036A JPH0280036A (ja) | 1990-03-20 |
| JPH0657216B2 true JPH0657216B2 (ja) | 1994-08-03 |
Family
ID=16913306
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63230790A Expired - Lifetime JPH0657216B2 (ja) | 1988-09-14 | 1988-09-14 | 肝機能検査装置 |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5154176A (ja) |
| EP (1) | EP0359206B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0657216B2 (ja) |
| KR (1) | KR910008650B1 (ja) |
| CN (1) | CN1022513C (ja) |
| CA (1) | CA1333097C (ja) |
| DE (1) | DE68921947T2 (ja) |
| RU (1) | RU2074634C1 (ja) |
Families Citing this family (23)
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