JPH07222723A - 循環血液量測定装置 - Google Patents
循環血液量測定装置Info
- Publication number
- JPH07222723A JPH07222723A JP6290994A JP29099494A JPH07222723A JP H07222723 A JPH07222723 A JP H07222723A JP 6290994 A JP6290994 A JP 6290994A JP 29099494 A JP29099494 A JP 29099494A JP H07222723 A JPH07222723 A JP H07222723A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- concentration
- blood
- dye
- time point
- section
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 127
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 127
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 49
- 230000004087 circulation Effects 0.000 claims abstract description 46
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 35
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 16
- 239000000049 pigment Substances 0.000 claims description 15
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 13
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 10
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 claims description 8
- 239000000975 dye Substances 0.000 abstract 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 18
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 16
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 16
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 7
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 4
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 4
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 4
- 238000001802 infusion Methods 0.000 description 3
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000008033 biological extinction Effects 0.000 description 2
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 2
- 210000000245 forearm Anatomy 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 2
- 230000003836 peripheral circulation Effects 0.000 description 2
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 2
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 2
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 1
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 description 1
- 238000010241 blood sampling Methods 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 239000013256 coordination polymer Substances 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 230000029142 excretion Effects 0.000 description 1
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 1
- WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N lead(0) Chemical compound [Pb] WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- ANRHNWWPFJCPAZ-UHFFFAOYSA-M thionine Chemical compound [Cl-].C1=CC(N)=CC2=[S+]C3=CC(N)=CC=C3N=C21 ANRHNWWPFJCPAZ-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 測定を頻繁に行なうことができ、かつ正確な
測定結果が得られる循環血液量測定装置を提供するこ
と。 【構成】 パルスオキシメトリの原理を用いて色素濃度
の対数と経過時間の関係を得てその直線部分の回帰直線
を求め、この回帰直線上で注入色素の初循環の平均循環
時間を与える時点の色素濃度を求め、この色素濃度から
循環血液量を求めるようにした。
測定結果が得られる循環血液量測定装置を提供するこ
と。 【構成】 パルスオキシメトリの原理を用いて色素濃度
の対数と経過時間の関係を得てその直線部分の回帰直線
を求め、この回帰直線上で注入色素の初循環の平均循環
時間を与える時点の色素濃度を求め、この色素濃度から
循環血液量を求めるようにした。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は循環血液量を測定する装
置の改良に関する。
置の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療において、循環血液量は診断上で重
要な生体情報である、循環血液量の従来の測定方法は、
血管外に排除される速度の遅い色素を注入して、全血液
中に均一に分布した時点で血液を採取して血中色素濃度
を測定し、これから循環血液量を算出するものであっ
た。
要な生体情報である、循環血液量の従来の測定方法は、
血管外に排除される速度の遅い色素を注入して、全血液
中に均一に分布した時点で血液を採取して血中色素濃度
を測定し、これから循環血液量を算出するものであっ
た。
【０００３】しかしこのような方法は１回の測定に多く
の手数と長時間を要し、かつ血中色素の残留により頻回
の測定ができないという欠点があった。もし色素として
血管外に排除される速度の早いものを用いた場合には、
色素注入後に頻回の血液採集とその血液の血中色素濃度
測定を行なうことが必要となり、しかも採血時点の精度
の測定頻度に影響するので、全く実用的でない方法とな
る。
の手数と長時間を要し、かつ血中色素の残留により頻回
の測定ができないという欠点があった。もし色素として
血管外に排除される速度の早いものを用いた場合には、
色素注入後に頻回の血液採集とその血液の血中色素濃度
測定を行なうことが必要となり、しかも採血時点の精度
の測定頻度に影響するので、全く実用的でない方法とな
る。
【０００４】最近の技術的進歩により、血中色素濃度を
無侵襲的かつ連続的に精度良く測定することが、パルス
オキシメトリの原理を応用することにより可能になっ
た。パルスオキシメトリの原理とは生体組織の透過光の
脈動に基づいて動脈血中の複数の光吸収物質の濃度の比
を求める方法である。これを血中色素濃度の測定に適用
してまずヘモグロビンと注入色素との濃度比を求め、別
に測定した血中ヘモグロビン濃度をその比に乗じれば動
脈血中の色素濃度の絶対値を求めることができる。この
色素濃度の絶対値の計時的変化すなわち色素希釈曲線を
片対数グラフによって表示するならば明瞭な直線部分が
現れる。この直線部分を色素注入時点に外挿すれば、も
し色素が血管外に排除されずに血中に均一に分布したな
ら実現するであろう血中色素濃度値が得られる。これを
初期濃度と名付ける。注入色素を初期濃度で割るならば
循環血液量が得られる。
無侵襲的かつ連続的に精度良く測定することが、パルス
オキシメトリの原理を応用することにより可能になっ
た。パルスオキシメトリの原理とは生体組織の透過光の
脈動に基づいて動脈血中の複数の光吸収物質の濃度の比
を求める方法である。これを血中色素濃度の測定に適用
してまずヘモグロビンと注入色素との濃度比を求め、別
に測定した血中ヘモグロビン濃度をその比に乗じれば動
脈血中の色素濃度の絶対値を求めることができる。この
色素濃度の絶対値の計時的変化すなわち色素希釈曲線を
片対数グラフによって表示するならば明瞭な直線部分が
現れる。この直線部分を色素注入時点に外挿すれば、も
し色素が血管外に排除されずに血中に均一に分布したな
ら実現するであろう血中色素濃度値が得られる。これを
初期濃度と名付ける。注入色素を初期濃度で割るならば
循環血液量が得られる。
【０００５】このような方法によれば血中に残留する時
間の短い色素を注入して頻回の繰り返し測定をすること
ができる。またこのような方法によれば使用する色素を
特異的に排出する臓器の排泄能力、あるいはその臓器の
血流量も測定できる。
間の短い色素を注入して頻回の繰り返し測定をすること
ができる。またこのような方法によれば使用する色素を
特異的に排出する臓器の排泄能力、あるいはその臓器の
血流量も測定できる。
【０００６】しかしこのパルスオキシメトリの原理によ
る方法では、生体組織の透過光を測定する必要があるた
め、測定部位が耳朶または指先など末梢部位になる場合
が多い。一方色素注入部位も多くの場合に前腕正中静脈
血管などの末梢部位になるので色素がその注入部位から
測定部位に到達するまでの時間が長い。もし大出血が生
じ循環血液量が減少した場合に特にその時間が長くな
る。このため、外挿点を上記のように注入時点とするな
らば実際の初期濃度とは大きく離れた初期濃度が測定さ
れ、測定誤差が大きくなる。この測定誤差をなくす目的
で、色素出現時点Ｔa に外挿する方法が1986年にHaneda
らにより提唱されている。この方法によれば、測定部位
の違いにおける色素注入時点Ｔ0 から色素出現時点Ｔa
にいたる時間経過の違いによる誤差を無くすことが可能
となる。ちなみに耳朶で測定した場合５〜１０秒の経過
時間で出現するのに対し、指先では１０秒から２分ぐら
いかかる場合がある。しかし、血液中に投与された色素
は血液と混ざり合い血流の色素注入部分の前方および後
方に拡散するため、生体の末梢に行くに従い、色素集団
の最も前方の色素は集団の中心から前方に離れて行くこ
ととなり、さらに末梢循環が悪い場合には特に顕著とな
り、指先での測定では３０秒以上も離れてしまうことが
ある。このように色素出現時点Ｔa に外挿しても大きな
誤差を生じることがあった。
る方法では、生体組織の透過光を測定する必要があるた
め、測定部位が耳朶または指先など末梢部位になる場合
が多い。一方色素注入部位も多くの場合に前腕正中静脈
血管などの末梢部位になるので色素がその注入部位から
測定部位に到達するまでの時間が長い。もし大出血が生
じ循環血液量が減少した場合に特にその時間が長くな
る。このため、外挿点を上記のように注入時点とするな
らば実際の初期濃度とは大きく離れた初期濃度が測定さ
れ、測定誤差が大きくなる。この測定誤差をなくす目的
で、色素出現時点Ｔa に外挿する方法が1986年にHaneda
らにより提唱されている。この方法によれば、測定部位
の違いにおける色素注入時点Ｔ0 から色素出現時点Ｔa
にいたる時間経過の違いによる誤差を無くすことが可能
となる。ちなみに耳朶で測定した場合５〜１０秒の経過
時間で出現するのに対し、指先では１０秒から２分ぐら
いかかる場合がある。しかし、血液中に投与された色素
は血液と混ざり合い血流の色素注入部分の前方および後
方に拡散するため、生体の末梢に行くに従い、色素集団
の最も前方の色素は集団の中心から前方に離れて行くこ
ととなり、さらに末梢循環が悪い場合には特に顕著とな
り、指先での測定では３０秒以上も離れてしまうことが
ある。このように色素出現時点Ｔa に外挿しても大きな
誤差を生じることがあった。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明が解決しようと
する課題は、上記したように、血管外に排除される速度
の早い色素を血管内に注入し、生体組織の透過光の脈動
の連続測定に基づいて血中色素濃度を連続測定し、この
血中色素濃度の時間的変化から循環血液量を算出するに
おいて、その指数関数的循環部分を外挿すべき時点を色
素注入時点あるいは色素出現時点とした場合に、測定誤
差を生ずる、という欠点を解決することである。
する課題は、上記したように、血管外に排除される速度
の早い色素を血管内に注入し、生体組織の透過光の脈動
の連続測定に基づいて血中色素濃度を連続測定し、この
血中色素濃度の時間的変化から循環血液量を算出するに
おいて、その指数関数的循環部分を外挿すべき時点を色
素注入時点あるいは色素出現時点とした場合に、測定誤
差を生ずる、という欠点を解決することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】請求項１に係る発明で
は、生体において、所定量の色素を血管内に注入し、生
体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて血中色素濃
度を連続測定し、この血中色素濃度から循環血液量を算
出する循環血液量測定装置において、血中色素濃度を連
続測定する血中色素濃度測定手段と、前記血中色素濃度
測定手段の測定結果から平均循環時点を求める平均循環
時点検出手段と、前記平均循環時点検出手段が求めた時
点から回帰直線計算用の区間を決定する区間決定手段
と、前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度を対数変
換する対数変換手段と、前記対数変換手段が求めた対数
値と測定時点の関係を示す曲線の回帰直線を前記区間決
定手段が求めた区間について求める回帰直線計算手段
と、前記回帰直線計算手段が求めた回帰直線を平均循環
時間の時点に外挿して初期色素濃度を求める初期濃度計
算手段と、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた
濃度で除して循環血液量を求める循環血液量計算手段
と、を具備する構成となっている。請求項２に係る発明
では、上記請求項１に係る発明において、平均循環時点
検出手段と初期濃度計算手段の代わりに、前記血中色素
濃度測定手段が測定した色素濃度が最高となる時点を求
める最高時点検出手段と、前記回帰直線計算手段が求め
た回帰直線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期
色素濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成と
なっている。請求項３に係る発明では、上記請求項１に
係る発明において、対数変換手段が無く、上記請求項１
に係る発明における区間決定手段、回帰直線計算手段、
初期濃度計算手段それぞれの代わりに、前記平均循環時
点検出手段が求めた時点から回帰指数曲線計算用の区間
を決定する区間決定手段、前記血中色素濃度測定手段が
測定した濃度と測定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲
線を前記区間決定手段が求めた区間について求める回帰
指数曲線計算手段、前記回帰指数曲線計算手段が求めた
回帰指数曲線を平均循環時間の時点に外挿して初期色素
濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成となっ
ている。請求項４に係る発明では、上記請求項１に係る
発明において、対数変換手段が無く、上記請求項１に係
る発明における平均循環時点検出手段、区間決定手段、
回帰直線計算手段、初期濃度計算手段それぞれの代わり
に、前記血中色素濃度測定手段が測定した色素濃度が最
高となる時点を求める最高時点検出手段、前記最高時点
検出手段が求めた時点から回帰指数曲線計算用の区間を
決定する区間決定手段、前記血中色素濃度測定手段が測
定した濃度と測定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲線
を前記区間決定手段が求めた区間について求める回帰指
数曲線計算手段、前記回帰指数曲線計算手段が求めた回
帰指数曲線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期
色素濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成と
なっている。
は、生体において、所定量の色素を血管内に注入し、生
体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて血中色素濃
度を連続測定し、この血中色素濃度から循環血液量を算
出する循環血液量測定装置において、血中色素濃度を連
続測定する血中色素濃度測定手段と、前記血中色素濃度
測定手段の測定結果から平均循環時点を求める平均循環
時点検出手段と、前記平均循環時点検出手段が求めた時
点から回帰直線計算用の区間を決定する区間決定手段
と、前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度を対数変
換する対数変換手段と、前記対数変換手段が求めた対数
値と測定時点の関係を示す曲線の回帰直線を前記区間決
定手段が求めた区間について求める回帰直線計算手段
と、前記回帰直線計算手段が求めた回帰直線を平均循環
時間の時点に外挿して初期色素濃度を求める初期濃度計
算手段と、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた
濃度で除して循環血液量を求める循環血液量計算手段
と、を具備する構成となっている。請求項２に係る発明
では、上記請求項１に係る発明において、平均循環時点
検出手段と初期濃度計算手段の代わりに、前記血中色素
濃度測定手段が測定した色素濃度が最高となる時点を求
める最高時点検出手段と、前記回帰直線計算手段が求め
た回帰直線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期
色素濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成と
なっている。請求項３に係る発明では、上記請求項１に
係る発明において、対数変換手段が無く、上記請求項１
に係る発明における区間決定手段、回帰直線計算手段、
初期濃度計算手段それぞれの代わりに、前記平均循環時
点検出手段が求めた時点から回帰指数曲線計算用の区間
を決定する区間決定手段、前記血中色素濃度測定手段が
測定した濃度と測定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲
線を前記区間決定手段が求めた区間について求める回帰
指数曲線計算手段、前記回帰指数曲線計算手段が求めた
回帰指数曲線を平均循環時間の時点に外挿して初期色素
濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成となっ
ている。請求項４に係る発明では、上記請求項１に係る
発明において、対数変換手段が無く、上記請求項１に係
る発明における平均循環時点検出手段、区間決定手段、
回帰直線計算手段、初期濃度計算手段それぞれの代わり
に、前記血中色素濃度測定手段が測定した色素濃度が最
高となる時点を求める最高時点検出手段、前記最高時点
検出手段が求めた時点から回帰指数曲線計算用の区間を
決定する区間決定手段、前記血中色素濃度測定手段が測
定した濃度と測定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲線
を前記区間決定手段が求めた区間について求める回帰指
数曲線計算手段、前記回帰指数曲線計算手段が求めた回
帰指数曲線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期
色素濃度を求める初期濃度計算手段、を具備する構成と
なっている。
【０００９】
【作用】請求項１に係る発明において、血中色素濃度測
定手段は注入された色素の濃度を連続測定する。その測
定結果から平均循環時点検出手段は平均循環時点を求め
る。区間決定手段は、平均循環時点検出手段が求めた時
点から回帰直線計算用の区間を決定する。回帰直線計算
手段は、対数変換手段が求めた色素濃度の対数値と測定
時点の関係を示す曲線の回帰直線を前記区間決定手段が
求めた区間について求める。初期濃度計算手段は回帰直
線計算手段が求めた回帰直線を平均循環時間の時点に外
挿して、色素注入時点Ｔ0 から色素の初循環部分の平均
循環時間（mean transit time ：以下ＭＴＴと称する）
が経過した時点すなわち平均循環時点Ｔm における血中
色素濃度を求める。ＭＴＴは、いずれかの箇所で注入さ
れた色素の注入時点からその色素の全体量の１／２が測
定部位を通過した時点までの時間である。循環血液量計
算手段は、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた
濃度で除して循環血液量を求める。請求項２に係る発明
において、血中色素濃度測定手段は注入された色素の濃
度を連続測定する。その測定結果から最高時点検出手段
は、測定した色素濃度が最高となる時点を求める。区間
決定手段は、最高時点検出手段が求めた時点から回帰直
線計算用の区間を決定する。回帰直線計算手段は、対数
変換手段が求めた対数値と測定時点の関係を示す曲線の
回帰直線を前記区間決定手段が求めた区間について求め
る。初期濃度計算手段は、回帰直線計算手段が求めた回
帰直線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期色素
濃度を求める。循環血液量計算手段は、注入色素量を初
期濃度計算手段が求めた濃度で除して循環血液量を求め
る。請求項３に係る発明において、血中色素濃度測定手
段は注入された色素の濃度を連続測定する。その測定結
果から平均循環時点検出手段は平均循環時点を求める。
区間決定手段は、平均循環時点検出手段が求めた時点か
ら回帰指数曲線計算用の区間を決定する。回帰指数曲線
計算手段は、血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測
定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲線を前記区間決定
手段が求めた区間について求める。初期濃度計算手段
は、回帰指数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を平均
循環時間の時点に外挿して初期色素濃度を求める。循環
血液量計算手段は、注入色素量を初期濃度計算手段が求
めた濃度で除して循環血液量を求める。請求項４に係る
発明において、血中色素濃度測定手段は注入された色素
の濃度を連続測定する。その測定結果から最高時点検出
手段は、測定した色素濃度が最高となる時点を求める。
区間決定手段は、最高時点検出手段が求めた時点から回
帰指数曲線計算用の区間を決定する。回帰指数曲線計算
手段は、血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測定時
点の関係を示す曲線の回帰指数曲線を区間決定手段が求
めた区間について求める。初期濃度計算手段は、回帰指
数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を色素濃度が最高
となる時点に外挿して初期色素濃度を求める。循環血液
量計算手段は、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求
めた濃度で除して循環血液量を求める。
定手段は注入された色素の濃度を連続測定する。その測
定結果から平均循環時点検出手段は平均循環時点を求め
る。区間決定手段は、平均循環時点検出手段が求めた時
点から回帰直線計算用の区間を決定する。回帰直線計算
手段は、対数変換手段が求めた色素濃度の対数値と測定
時点の関係を示す曲線の回帰直線を前記区間決定手段が
求めた区間について求める。初期濃度計算手段は回帰直
線計算手段が求めた回帰直線を平均循環時間の時点に外
挿して、色素注入時点Ｔ0 から色素の初循環部分の平均
循環時間（mean transit time ：以下ＭＴＴと称する）
が経過した時点すなわち平均循環時点Ｔm における血中
色素濃度を求める。ＭＴＴは、いずれかの箇所で注入さ
れた色素の注入時点からその色素の全体量の１／２が測
定部位を通過した時点までの時間である。循環血液量計
算手段は、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた
濃度で除して循環血液量を求める。請求項２に係る発明
において、血中色素濃度測定手段は注入された色素の濃
度を連続測定する。その測定結果から最高時点検出手段
は、測定した色素濃度が最高となる時点を求める。区間
決定手段は、最高時点検出手段が求めた時点から回帰直
線計算用の区間を決定する。回帰直線計算手段は、対数
変換手段が求めた対数値と測定時点の関係を示す曲線の
回帰直線を前記区間決定手段が求めた区間について求め
る。初期濃度計算手段は、回帰直線計算手段が求めた回
帰直線を色素濃度が最高となる時点に外挿して初期色素
濃度を求める。循環血液量計算手段は、注入色素量を初
期濃度計算手段が求めた濃度で除して循環血液量を求め
る。請求項３に係る発明において、血中色素濃度測定手
段は注入された色素の濃度を連続測定する。その測定結
果から平均循環時点検出手段は平均循環時点を求める。
区間決定手段は、平均循環時点検出手段が求めた時点か
ら回帰指数曲線計算用の区間を決定する。回帰指数曲線
計算手段は、血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測
定時点の関係を示す曲線の回帰指数曲線を前記区間決定
手段が求めた区間について求める。初期濃度計算手段
は、回帰指数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を平均
循環時間の時点に外挿して初期色素濃度を求める。循環
血液量計算手段は、注入色素量を初期濃度計算手段が求
めた濃度で除して循環血液量を求める。請求項４に係る
発明において、血中色素濃度測定手段は注入された色素
の濃度を連続測定する。その測定結果から最高時点検出
手段は、測定した色素濃度が最高となる時点を求める。
区間決定手段は、最高時点検出手段が求めた時点から回
帰指数曲線計算用の区間を決定する。回帰指数曲線計算
手段は、血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測定時
点の関係を示す曲線の回帰指数曲線を区間決定手段が求
めた区間について求める。初期濃度計算手段は、回帰指
数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を色素濃度が最高
となる時点に外挿して初期色素濃度を求める。循環血液
量計算手段は、注入色素量を前記初期濃度計算手段が求
めた濃度で除して循環血液量を求める。
【００１０】
【実施例】図２は本発明の第１の実施例の全体構成を示
すブロック図である。発光部１は相異なる２つの波長の
光を発生するＬＥＤ２，３とこれらを駆動する駆動回路
４から成る。ＬＥＤ２から発生する光の波長をλ1 、Ｌ
ＥＤ３から発生する光の波長をλ2 とする。受光部５
は，ＬＥＤ２およびＬＥＤ３に対向して配置されたフォ
トダイオード６とこのフォトダイオード６の出力電流を
電圧信号に変換する電流−電圧変換器７とアンプ８から
成る。マルチプレクサ９はアンプ８から与えられる信号
をフィルタ１０とフィルタ１１に交互に振り分ける回路
である。マルチプレクサ１２はフィルタ１０とフィルタ
１１の出力を交互にＡ／Ｄコンバータ１３に与える回路
である。Ａ／Ｄコンバータ１３はマルチプレクサ１２か
ら与えられるアナログ信号をディジタル信号に変換する
回路である。ＣＰＵ１４は駆動回路４、マルチプレクサ
９およびマルチプレクサ１２に制御信号を出力してそれ
らを制御すると共に、Ａ／Ｄコンバータ１３から与えら
れる信号に基づいて演算を行ない循環血液量を求める回
路である。メモリ１５は、図１に示すプログラムを格納
されており、またＣＰＵ１４から与えられるデータを記
憶する回路である。ＣＰＵ１４は、メモリ１５に格納さ
れたプログラムを実行するものである。表示部２２Ａは
ＣＰＵ１４から与えられるデータを表示するものであ
り、入力部２２Ｂは複数のスイッチ、複数のキーから成
り、それぞれは操作者の操作に応じた信号をＣＰＵ１４
に入力するものである。
すブロック図である。発光部１は相異なる２つの波長の
光を発生するＬＥＤ２，３とこれらを駆動する駆動回路
４から成る。ＬＥＤ２から発生する光の波長をλ1 、Ｌ
ＥＤ３から発生する光の波長をλ2 とする。受光部５
は，ＬＥＤ２およびＬＥＤ３に対向して配置されたフォ
トダイオード６とこのフォトダイオード６の出力電流を
電圧信号に変換する電流−電圧変換器７とアンプ８から
成る。マルチプレクサ９はアンプ８から与えられる信号
をフィルタ１０とフィルタ１１に交互に振り分ける回路
である。マルチプレクサ１２はフィルタ１０とフィルタ
１１の出力を交互にＡ／Ｄコンバータ１３に与える回路
である。Ａ／Ｄコンバータ１３はマルチプレクサ１２か
ら与えられるアナログ信号をディジタル信号に変換する
回路である。ＣＰＵ１４は駆動回路４、マルチプレクサ
９およびマルチプレクサ１２に制御信号を出力してそれ
らを制御すると共に、Ａ／Ｄコンバータ１３から与えら
れる信号に基づいて演算を行ない循環血液量を求める回
路である。メモリ１５は、図１に示すプログラムを格納
されており、またＣＰＵ１４から与えられるデータを記
憶する回路である。ＣＰＵ１４は、メモリ１５に格納さ
れたプログラムを実行するものである。表示部２２Ａは
ＣＰＵ１４から与えられるデータを表示するものであ
り、入力部２２Ｂは複数のスイッチ、複数のキーから成
り、それぞれは操作者の操作に応じた信号をＣＰＵ１４
に入力するものである。
【００１１】図３に本実施例装置の使用状態を示す。被
検者の耳朶２６には本装置のプローブ２０が装着されて
いる。このプローブ２０はクリップ２０Ａを有し。この
クリップ２０Ａの対向する挟持部の一方に図２に示した
ＬＥＤ２，３が設けられ、他方に図２に示したフォトダ
イオード６が設けられている。図２に示すようにＬＥＤ
２，３から発生した光は耳朶２６を透過してフォトダイ
オード６に至るようにされている。ＬＥＤ２，３とフォ
トダイオード６は図３に示すようにリード線２１を介し
て装置本体２２と接続されている。装置本体２２には前
述した表示部２２Ａと入力部２２Ｂが外側にあらわれて
いる。
検者の耳朶２６には本装置のプローブ２０が装着されて
いる。このプローブ２０はクリップ２０Ａを有し。この
クリップ２０Ａの対向する挟持部の一方に図２に示した
ＬＥＤ２，３が設けられ、他方に図２に示したフォトダ
イオード６が設けられている。図２に示すようにＬＥＤ
２，３から発生した光は耳朶２６を透過してフォトダイ
オード６に至るようにされている。ＬＥＤ２，３とフォ
トダイオード６は図３に示すようにリード線２１を介し
て装置本体２２と接続されている。装置本体２２には前
述した表示部２２Ａと入力部２２Ｂが外側にあらわれて
いる。
【００１２】次に本装置の動作を説明する。操作者のス
イッチ操作により電源オンになると、ＣＰＵ１４は駆動
回路４、マルチプレクサ９、１２にそれぞれ制御信号を
出力する。駆動回路４はＬＥＤ２とＬＥＤ３を所定時間
毎交互に点滅させる。マルチプレクサ９は、ＬＥＤ２が
点灯している間にアンプ８の出力をフィルタ１０に供給
するように動作し、かつ、ＬＥＤ３が点灯している間に
アンプ８の出力をフィルタ１１に供給するように動作す
る。フィルタ１０、フィルタ１１によって波長λ1 、λ
2 それぞれの光による信号のノイズは除去され、これら
はマルチプレクサ１２によって交互にＡ／Ｄコンバータ
１３に供給され、Ａ／Ｄコンバータ１３によってディジ
タル化されＣＰＵ１４に至る。操作者は図３に示すよう
にシリンジ２３から導管２４、カテーテル２５を介して
被検者の例えば前腕正中静脈に例えば色素ＩＣＧ（indo
cyanine green ）を注入する。色素の注入と同時に操作
者はスイッチを操作してＣＰＵ１４に注入開始時点を知
らせる。
イッチ操作により電源オンになると、ＣＰＵ１４は駆動
回路４、マルチプレクサ９、１２にそれぞれ制御信号を
出力する。駆動回路４はＬＥＤ２とＬＥＤ３を所定時間
毎交互に点滅させる。マルチプレクサ９は、ＬＥＤ２が
点灯している間にアンプ８の出力をフィルタ１０に供給
するように動作し、かつ、ＬＥＤ３が点灯している間に
アンプ８の出力をフィルタ１１に供給するように動作す
る。フィルタ１０、フィルタ１１によって波長λ1 、λ
2 それぞれの光による信号のノイズは除去され、これら
はマルチプレクサ１２によって交互にＡ／Ｄコンバータ
１３に供給され、Ａ／Ｄコンバータ１３によってディジ
タル化されＣＰＵ１４に至る。操作者は図３に示すよう
にシリンジ２３から導管２４、カテーテル２５を介して
被検者の例えば前腕正中静脈に例えば色素ＩＣＧ（indo
cyanine green ）を注入する。色素の注入と同時に操作
者はスイッチを操作してＣＰＵ１４に注入開始時点を知
らせる。
【００１３】以下図１のフローチャートに基づいて説明
する。ＣＰＵ１４はステップ１０１ａにおいてＡ／Ｄコ
ンバータ１３から与えられた信号に基づいて血中色素Ｉ
ＣＧの濃度Ｃg を計算する。この計算は次の（Ａ）式を
計算することにより行なう。 Ｃg ＝［｛ｌｏｇＩλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／｛ｌｏｇＩλ２／（Ｉ λ２−ΔＩλ２）｝−（Ｋ1 ／Ｋ2 ）］・（Ｋ2 ／Ｋ3 ）・Ｋ4 ……（Ａ） Ｉλ１、Ｉλ２はそれぞれ波長λ1 、λ2 の光の透過光
量であり、Ａ／Ｄコンバータ１３からＣＰＵ１４に与え
られる信号の値である。ΔＩλ１、ΔＩλ２はＩλ１、
Ｉλ２の変化から求められる値であり、ＣＰＵ１４が検
出する。Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 は予めＣＰＵ１４が保
持している値であり、キー入力により変更可能となって
いる。
する。ＣＰＵ１４はステップ１０１ａにおいてＡ／Ｄコ
ンバータ１３から与えられた信号に基づいて血中色素Ｉ
ＣＧの濃度Ｃg を計算する。この計算は次の（Ａ）式を
計算することにより行なう。 Ｃg ＝［｛ｌｏｇＩλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／｛ｌｏｇＩλ２／（Ｉ λ２−ΔＩλ２）｝−（Ｋ1 ／Ｋ2 ）］・（Ｋ2 ／Ｋ3 ）・Ｋ4 ……（Ａ） Ｉλ１、Ｉλ２はそれぞれ波長λ1 、λ2 の光の透過光
量であり、Ａ／Ｄコンバータ１３からＣＰＵ１４に与え
られる信号の値である。ΔＩλ１、ΔＩλ２はＩλ１、
Ｉλ２の変化から求められる値であり、ＣＰＵ１４が検
出する。Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 は予めＣＰＵ１４が保
持している値であり、キー入力により変更可能となって
いる。
【００１４】上記（Ａ）式が用いられた理由を以下に説
明する。まずランバートビアの法則により色素を含む物
質に光を照射した場合次式が成り立つ。 Ｅ・Ｃ・Ｄ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （１） Ｅ：色素の吸光係数，Ｃ：色素濃度，Ｄ：厚さ，Ｉｉ
ｎ：入射光量，Ｉ：透過光量 この関係は血液の様な光散乱性の物質においても近似的
に成立し、そこにおける誤差は本発明の主旨には影響し
ないので、これを前提として記すことにする。脈動する
血液を含む生体組織に光を透過させたときは次式が成立
つ（サフィックスｂは血液層を示し、サフィックスｔは
血液層を除く組織層を示す）。 Ｅb ・Ｃb ・Ｄb ＋Ｅt ・Ｃt ・Ｄt ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （２） 血液層の厚さＤb が脈動によりΔＤb 増加したときは透
過光量がΔＩ減少するから次式が成立つ。 Ｅb ・Ｃb ・（Ｄb ＋ΔＤb ）＋Ｅt ・Ｃt ・Ｄt ＝ｌｏｇ｛Ｉｉｎ／ （Ｉ−ΔＩ）｝ （３） （３）式−（２）式を求める。 Ｅb ・Ｃb ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （４） 血液中に注入色素が含まれている場合には次式が成立
つ。 Ｅb ・Ｃb ・ΔＤb ＋Ｅg ・Ｃg ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （５） Ｅb ：血液の吸光係数，Ｃb ：血中ヘモグロビン濃度
（血液の吸光は血中のヘモグロビンによる），Ｅg ：注
入色素の吸光係数，Ｃg ：注入色素の濃度
明する。まずランバートビアの法則により色素を含む物
質に光を照射した場合次式が成り立つ。 Ｅ・Ｃ・Ｄ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （１） Ｅ：色素の吸光係数，Ｃ：色素濃度，Ｄ：厚さ，Ｉｉ
ｎ：入射光量，Ｉ：透過光量 この関係は血液の様な光散乱性の物質においても近似的
に成立し、そこにおける誤差は本発明の主旨には影響し
ないので、これを前提として記すことにする。脈動する
血液を含む生体組織に光を透過させたときは次式が成立
つ（サフィックスｂは血液層を示し、サフィックスｔは
血液層を除く組織層を示す）。 Ｅb ・Ｃb ・Ｄb ＋Ｅt ・Ｃt ・Ｄt ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （２） 血液層の厚さＤb が脈動によりΔＤb 増加したときは透
過光量がΔＩ減少するから次式が成立つ。 Ｅb ・Ｃb ・（Ｄb ＋ΔＤb ）＋Ｅt ・Ｃt ・Ｄt ＝ｌｏｇ｛Ｉｉｎ／ （Ｉ−ΔＩ）｝ （３） （３）式−（２）式を求める。 Ｅb ・Ｃb ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （４） 血液中に注入色素が含まれている場合には次式が成立
つ。 Ｅb ・Ｃb ・ΔＤb ＋Ｅg ・Ｃg ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （５） Ｅb ：血液の吸光係数，Ｃb ：血中ヘモグロビン濃度
（血液の吸光は血中のヘモグロビンによる），Ｅg ：注
入色素の吸光係数，Ｃg ：注入色素の濃度
【００１５】血液、注入色素のいずれにも吸収される波
長λ1 （例えば８０５ｎｍ）の光を用いた場合、（５）
式は次のようになる。 Ｅb λ１・Ｃb ・ΔＤb ＋Ｅg λ１・Ｃg ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉ λ１−ΔＩλ１）｝ （６） 血液のみに吸収され、注入色素には吸収されない波長λ
2 （例えば９００ｎｍ）の光を用いた場合、（５）式は
次のようになる。 Ｅb λ２・Ｃb ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉλ２−ΔＩλ２）｝ （７） （６）式と（７）式から次式が成立つ。 （Ｅb λ１／Ｅb λ２）＋（Ｅg λ１／Ｅb λ２）・（Ｃg ／Ｃb ） ＝ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉλ２− ΔＩλ２）｝ （８） （８）式よりＣg は次式で表される。 Ｃg ＝［ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉ λ２−ΔＩλ２）｝−（Ｅb λ１／Ｅb λ２）］・（Ｅb λ２／Ｅg λ１） ・Ｃb （９） Ｃb は、注入色素の希釈曲線を測定する間はほとんど変
化しないから一定と考えられ、予め測定しておく。Ｅ
b λ１、Ｅb λ２は酸素飽和度の影響が無視できるので
酸素飽和度１００％の場合の値（既知）を用いる。Ｅ
g λ１は使用する色素について予め決めておくので既知
である。これらの値を記憶しておき、測定によって得ら
れるＩλ１、Ｉλ２からΔＩλ１、ΔＩλ２を求め、こ
れらの値を（９）式に代入すれば時々刻々変化するＣg
の値、すなわち色素希釈曲線を求めることができる。従
って（Ａ）式において、Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 はそれ
ぞれＥb λ１、Ｅb λ２、Ｅg λ１、Ｃb である。ＣＰ
Ｕ１４は各脈動毎にΔＩλ１、ΔＩλ２を求め、（Ａ）
式を計算する。このようにすれば連続したＣg の値すな
わち色素希釈曲線が得られる。なおＣＰＵ１４はまたＣ
g 値を得る毎にその対数値も計算して求める。これをス
テップ１０１ｂとする。そしてＣＰＵ１４はこのように
して求めた２種類の色素希釈曲線（Ｃg と時刻ｔの関係
曲線、ｌｏｇＣgと時刻ｔの関係曲線）のデータをメモ
リ１５に収納する。
長λ1 （例えば８０５ｎｍ）の光を用いた場合、（５）
式は次のようになる。 Ｅb λ１・Ｃb ・ΔＤb ＋Ｅg λ１・Ｃg ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉ λ１−ΔＩλ１）｝ （６） 血液のみに吸収され、注入色素には吸収されない波長λ
2 （例えば９００ｎｍ）の光を用いた場合、（５）式は
次のようになる。 Ｅb λ２・Ｃb ・ΔＤb ＝ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉλ２−ΔＩλ２）｝ （７） （６）式と（７）式から次式が成立つ。 （Ｅb λ１／Ｅb λ２）＋（Ｅg λ１／Ｅb λ２）・（Ｃg ／Ｃb ） ＝ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉλ２− ΔＩλ２）｝ （８） （８）式よりＣg は次式で表される。 Ｃg ＝［ｌｏｇ｛Ｉλ１／（Ｉλ１−ΔＩλ１）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ２／（Ｉ λ２−ΔＩλ２）｝−（Ｅb λ１／Ｅb λ２）］・（Ｅb λ２／Ｅg λ１） ・Ｃb （９） Ｃb は、注入色素の希釈曲線を測定する間はほとんど変
化しないから一定と考えられ、予め測定しておく。Ｅ
b λ１、Ｅb λ２は酸素飽和度の影響が無視できるので
酸素飽和度１００％の場合の値（既知）を用いる。Ｅ
g λ１は使用する色素について予め決めておくので既知
である。これらの値を記憶しておき、測定によって得ら
れるＩλ１、Ｉλ２からΔＩλ１、ΔＩλ２を求め、こ
れらの値を（９）式に代入すれば時々刻々変化するＣg
の値、すなわち色素希釈曲線を求めることができる。従
って（Ａ）式において、Ｋ1 、Ｋ2 、Ｋ3 、Ｋ4 はそれ
ぞれＥb λ１、Ｅb λ２、Ｅg λ１、Ｃb である。ＣＰ
Ｕ１４は各脈動毎にΔＩλ１、ΔＩλ２を求め、（Ａ）
式を計算する。このようにすれば連続したＣg の値すな
わち色素希釈曲線が得られる。なおＣＰＵ１４はまたＣ
g 値を得る毎にその対数値も計算して求める。これをス
テップ１０１ｂとする。そしてＣＰＵ１４はこのように
して求めた２種類の色素希釈曲線（Ｃg と時刻ｔの関係
曲線、ｌｏｇＣgと時刻ｔの関係曲線）のデータをメモ
リ１５に収納する。
【００１６】次にＣＰＵ１４はステップ１０２に進み、
ここで平均循環時間ＭＴＴを計算する。この計算は次の
手順で行なう。まずメモリ１５に収納されている図４に
示すＣg −ｔ曲線を用い、初循環曲線を求める。この曲
線を求めるには、まずＣg −ｔ曲線の最初のピーク値か
ら８０％、４０％降下した２点を求め、この２点を通過
する指数関数的減衰曲線を求める。Ｃg 値がゼロからピ
ーク値を経てそのピーク値の８０％となるまでのＣg −
ｔ曲線と、上記のようにして求めたエキスポネンシャル
曲線から初循環曲線を形成する。次に初循環曲線とｔ軸
で囲まれる全体の面積を求め、Ｃg 軸に平行な直線でこ
の面積を２等分した場合の直線とｔ軸との交点、すなわ
ちＭＴＴを求め、この時点を平均循環時点Ｔm とする。
ここで平均循環時間ＭＴＴを計算する。この計算は次の
手順で行なう。まずメモリ１５に収納されている図４に
示すＣg −ｔ曲線を用い、初循環曲線を求める。この曲
線を求めるには、まずＣg −ｔ曲線の最初のピーク値か
ら８０％、４０％降下した２点を求め、この２点を通過
する指数関数的減衰曲線を求める。Ｃg 値がゼロからピ
ーク値を経てそのピーク値の８０％となるまでのＣg −
ｔ曲線と、上記のようにして求めたエキスポネンシャル
曲線から初循環曲線を形成する。次に初循環曲線とｔ軸
で囲まれる全体の面積を求め、Ｃg 軸に平行な直線でこ
の面積を２等分した場合の直線とｔ軸との交点、すなわ
ちＭＴＴを求め、この時点を平均循環時点Ｔm とする。
【００１７】次にＣＰＵ１４はステップ１０３に進み、
ここでメモリ１５に収納した図５に示すようなｌｏｇＣ
g −ｔ曲線の回帰直線計算区間を決定する。この区間は
ステップ１０２で求めたＭＴＴから２．５分経過時点、
５．５分経過時点の間とする。すなわちＣＰＵ１４はＭ
ＴＴ＋２．５（分）、ＭＴＴ＋５．５（分）を計算し、
これらの結果を保持する。
ここでメモリ１５に収納した図５に示すようなｌｏｇＣ
g −ｔ曲線の回帰直線計算区間を決定する。この区間は
ステップ１０２で求めたＭＴＴから２．５分経過時点、
５．５分経過時点の間とする。すなわちＣＰＵ１４はＭ
ＴＴ＋２．５（分）、ＭＴＴ＋５．５（分）を計算し、
これらの結果を保持する。
【００１８】次にＣＰＵ１４はステップ１０４に進み、
前のステップ１０３で求めた区間のデータから回帰直線
を計算する。すなわち図５に示すように直線をｌｏｇＣ
g ＝ａｔ＋ｂとおいて最小２乗法により回帰係数ａ，ｂ
を求める。
前のステップ１０３で求めた区間のデータから回帰直線
を計算する。すなわち図５に示すように直線をｌｏｇＣ
g ＝ａｔ＋ｂとおいて最小２乗法により回帰係数ａ，ｂ
を求める。
【００１９】次にＣＰＵ１４はステップ１０５に進み、
初期色素濃度を計算する。すなわち図５に示すように、
ステップ１０４で求めた回帰直線を平均循環時点Ｔm に
外挿してその時点Ｔm におけるｌｏｇＣg の値ｌｏｇＣ
g0を求め、これよりＣg0を得る。
初期色素濃度を計算する。すなわち図５に示すように、
ステップ１０４で求めた回帰直線を平均循環時点Ｔm に
外挿してその時点Ｔm におけるｌｏｇＣg の値ｌｏｇＣ
g0を求め、これよりＣg0を得る。
【００２０】次にＣＰＵ１４はステップ１０６に進み、
循環血液量を計算する。すなわち注入色素量をステップ
１０５で求めたＣg0で割る処理を行なう。注入色素量は
予めＣＰＵ１４に与えられ、保持されている。この結
果、循環血液量が求められ、これは表示部２２Ａで表示
される。
循環血液量を計算する。すなわち注入色素量をステップ
１０５で求めたＣg0で割る処理を行なう。注入色素量は
予めＣＰＵ１４に与えられ、保持されている。この結
果、循環血液量が求められ、これは表示部２２Ａで表示
される。
【００２１】本実施例によればＭＴＴを初循環曲線の全
体の面積から求めるようにしたので正確なＭＴＴ値が得
られる。
体の面積から求めるようにしたので正確なＭＴＴ値が得
られる。
【００２２】本実施例では上記のようにしてＭＴＴを求
め、平均循環時点Ｔm で外挿して初期色素濃度を求め更
に循環血液量を求めた。このような方法によれば、平均
循環時点Ｔm を求めるために、平均循環時間ＭＴＴを正
しく求めなくてはならない。そのために色素の初循環部
分を色素濃度図上から正しく分離する必要があるが、末
梢循環が悪い場合には、注入された色素が前後に拡散さ
れてしまうため初循環と再循環の色素濃度波形が重なり
合い、計算上初循環の分離が困難となることがある。こ
のような場合には、平均循環時点Ｔm とほとんど同時点
である濃度最高時点Ｔp に外挿しても誤差の少ない初期
色素濃度を得ることができる。従って、第２の実施例と
して、色素希釈曲線がピーク値をとる時点、すなわち濃
度最高時点Ｔp を平均循環時点Ｔm とする装置を説明す
る。この場合の装置の構成は、第１の実施例の装置の構
成と概ね同じであるが、次の点で異なる。すなわち、Ｃ
ＰＵ１４は、図６に示す処理を行なう。ステップ１０１
ａ、ステップ１０１ｂ、ステップ１０６は、図１に示し
たフローチャートの各処理と同じであるのでそれらの説
明は省略する。ＣＰＵ１４は、ステップ１０２Ａでは、
メモリ１５に収納されているＣg ーｔ曲線からＣg のピ
ーク値をとる時点Ｔp を求め、ステップ１０３Ａでは、
時点Ｔp から予め定められた２つの時間が経過する２つ
の時点を求め区間を決定し、ステップ１０４Ａでは、ス
テップ１０３Ａで求めた区間についてｌｏｇＣg ーｔ曲
線の回帰直線を計算して求め、ステップ１０５Ａでは、
ステップ１０４Ａで求めた回帰直線を時点Ｔp に外挿
し、その時点Ｔp におけるｌｏｇＣg の値ｌｏｇＣg0を
求め、これよりＣg0を得る。このような装置は、上記実
施例装置よりも誤差は生じるが色素希釈曲線の初循環と
再循環を明瞭に区別できない場合にその代わりとなる。
め、平均循環時点Ｔm で外挿して初期色素濃度を求め更
に循環血液量を求めた。このような方法によれば、平均
循環時点Ｔm を求めるために、平均循環時間ＭＴＴを正
しく求めなくてはならない。そのために色素の初循環部
分を色素濃度図上から正しく分離する必要があるが、末
梢循環が悪い場合には、注入された色素が前後に拡散さ
れてしまうため初循環と再循環の色素濃度波形が重なり
合い、計算上初循環の分離が困難となることがある。こ
のような場合には、平均循環時点Ｔm とほとんど同時点
である濃度最高時点Ｔp に外挿しても誤差の少ない初期
色素濃度を得ることができる。従って、第２の実施例と
して、色素希釈曲線がピーク値をとる時点、すなわち濃
度最高時点Ｔp を平均循環時点Ｔm とする装置を説明す
る。この場合の装置の構成は、第１の実施例の装置の構
成と概ね同じであるが、次の点で異なる。すなわち、Ｃ
ＰＵ１４は、図６に示す処理を行なう。ステップ１０１
ａ、ステップ１０１ｂ、ステップ１０６は、図１に示し
たフローチャートの各処理と同じであるのでそれらの説
明は省略する。ＣＰＵ１４は、ステップ１０２Ａでは、
メモリ１５に収納されているＣg ーｔ曲線からＣg のピ
ーク値をとる時点Ｔp を求め、ステップ１０３Ａでは、
時点Ｔp から予め定められた２つの時間が経過する２つ
の時点を求め区間を決定し、ステップ１０４Ａでは、ス
テップ１０３Ａで求めた区間についてｌｏｇＣg ーｔ曲
線の回帰直線を計算して求め、ステップ１０５Ａでは、
ステップ１０４Ａで求めた回帰直線を時点Ｔp に外挿
し、その時点Ｔp におけるｌｏｇＣg の値ｌｏｇＣg0を
求め、これよりＣg0を得る。このような装置は、上記実
施例装置よりも誤差は生じるが色素希釈曲線の初循環と
再循環を明瞭に区別できない場合にその代わりとなる。
【００２３】上記２つの実施例においては血中色素濃度
を対数変換し、これに対して回帰直線を計算するとした
が、第３の実施例として、血中色素濃度を対数変換せ
ず、Ｃg ーｔ曲線から回帰指数曲線を計算し、これから
初期色素濃度Ｃg0を求め、このＣg0から循環血液量を求
める装置を説明する。この場合の装置の構成も、第１の
実施例の装置の構成と概ね同じであるが、次の点で異な
る。すなわち、ＣＰＵ１４は、図７に示す処理を行な
う。ステップ１０１ａ、ステップ１０６は、図１に示し
たフローチャートの各処理と同じであるのでそれらの説
明は省略する。この実施例ではＣg を対数変換しないの
で図１に示したステップ１０１ｂに相当するスッテプは
ない。ＣＰＵ１４は、ステップ１０２Ｂでは、平均循環
時点Ｔm を求め、ステップ１０３Ｂでは、時点Ｔm から
予め定められた２つの時間が経過する２つの時点を求め
区間を決定し、ステップ１０４Ｂでは、ステップ１０３
Ｂで求めた区間について上記Ｃg −ｔ曲線の回帰指数曲
線を計算して求め、ステップ１０５Ｂでは、ステップ１
０４Ｂで求めた回帰指数曲線を時点Ｔm に外挿し、その
時点Ｔm におけるＣg の値Ｃg0を求める。なお、上記ス
テップ１０２Ｂにおいて、図１に示したステップ１０２
のようにして指数関数的減衰曲線を求めてこれを初循環
曲線とするならば、その減衰曲線が回帰指数曲線と同様
のものであるのでステップ１０３Ｂ、ステップ１０４Ｂ
は不要となる。
を対数変換し、これに対して回帰直線を計算するとした
が、第３の実施例として、血中色素濃度を対数変換せ
ず、Ｃg ーｔ曲線から回帰指数曲線を計算し、これから
初期色素濃度Ｃg0を求め、このＣg0から循環血液量を求
める装置を説明する。この場合の装置の構成も、第１の
実施例の装置の構成と概ね同じであるが、次の点で異な
る。すなわち、ＣＰＵ１４は、図７に示す処理を行な
う。ステップ１０１ａ、ステップ１０６は、図１に示し
たフローチャートの各処理と同じであるのでそれらの説
明は省略する。この実施例ではＣg を対数変換しないの
で図１に示したステップ１０１ｂに相当するスッテプは
ない。ＣＰＵ１４は、ステップ１０２Ｂでは、平均循環
時点Ｔm を求め、ステップ１０３Ｂでは、時点Ｔm から
予め定められた２つの時間が経過する２つの時点を求め
区間を決定し、ステップ１０４Ｂでは、ステップ１０３
Ｂで求めた区間について上記Ｃg −ｔ曲線の回帰指数曲
線を計算して求め、ステップ１０５Ｂでは、ステップ１
０４Ｂで求めた回帰指数曲線を時点Ｔm に外挿し、その
時点Ｔm におけるＣg の値Ｃg0を求める。なお、上記ス
テップ１０２Ｂにおいて、図１に示したステップ１０２
のようにして指数関数的減衰曲線を求めてこれを初循環
曲線とするならば、その減衰曲線が回帰指数曲線と同様
のものであるのでステップ１０３Ｂ、ステップ１０４Ｂ
は不要となる。
【００２４】更に第４の実施例を説明する。この場合の
装置の構成も、第１の実施例の装置の構成と概ね同じで
あるが、次の点で異なる。すなわち、ＣＰＵ１４は、図
８に示す処理を行なう。ステップ１０１ａ、ステップ１
０６は、図１に示したフローチャートの各処理と同じで
あるのでそれらの説明は省略する。この実施例ではＣg
を対数変換しないので図１に示したステップ１０１ｂに
相当するステップはない。ＣＰＵ１４は、ステップ１０
２Ｃでは、メモリ１５に収納されているＣg −ｔ曲線か
らＣg のピーク値をとる時点Ｔp を求め、ステップ１０
３Ｃでは、時点Ｔp から予め定められた２つの時間が経
過する２つの時点を求め区間を決定し、ステップ１０４
Ｃでは、ステップ１０３Ｃで求めた区間について上記Ｃ
g −ｔ曲線の回帰指数曲線を計算して求め、ステップ１
０５Ｃでは、ステップ１０４Ｃで求めた回帰指数曲線を
時点Ｔp に外挿し、その時点Ｔp におけるＣg の値Ｃg0
を求める。
装置の構成も、第１の実施例の装置の構成と概ね同じで
あるが、次の点で異なる。すなわち、ＣＰＵ１４は、図
８に示す処理を行なう。ステップ１０１ａ、ステップ１
０６は、図１に示したフローチャートの各処理と同じで
あるのでそれらの説明は省略する。この実施例ではＣg
を対数変換しないので図１に示したステップ１０１ｂに
相当するステップはない。ＣＰＵ１４は、ステップ１０
２Ｃでは、メモリ１５に収納されているＣg −ｔ曲線か
らＣg のピーク値をとる時点Ｔp を求め、ステップ１０
３Ｃでは、時点Ｔp から予め定められた２つの時間が経
過する２つの時点を求め区間を決定し、ステップ１０４
Ｃでは、ステップ１０３Ｃで求めた区間について上記Ｃ
g −ｔ曲線の回帰指数曲線を計算して求め、ステップ１
０５Ｃでは、ステップ１０４Ｃで求めた回帰指数曲線を
時点Ｔp に外挿し、その時点Ｔp におけるＣg の値Ｃg0
を求める。
【００２５】以上の実施例では注入色素として肝臓で特
異的に排泄される色素ＩＣＧを用いた。しかし、他の内
臓（例えば腎臓）で特異的に排泄される色素を用いて同
様の処理を行なえば同様の効果が得られる。そしてそれ
ぞれの内臓の血流量は回帰直線から時定数（τ＝−１／
ａ）を求め、これで循環血液量を割れば求めることがで
きる。
異的に排泄される色素ＩＣＧを用いた。しかし、他の内
臓（例えば腎臓）で特異的に排泄される色素を用いて同
様の処理を行なえば同様の効果が得られる。そしてそれ
ぞれの内臓の血流量は回帰直線から時定数（τ＝−１／
ａ）を求め、これで循環血液量を割れば求めることがで
きる。
【００２６】
【発明の効果】請求項１に係る発明によれば、ＭＴＴが
経過した時点を測定部位における実質的な注入時点とし
ているので、正確な初期色素濃度が得られ、正確な循環
血液量が得らる。また、色素濃度の測定値は対数変換さ
れて用いられるので測定値の変動幅が大きい場合であっ
ても、正確な循環血液量が得られる。請求項２に係る発
明によれば、色素濃度が最高となった時点を測定部位に
おける実質的な注入時点としているので確実に初期色素
濃度が得られ、確実に循環血液量が得らる。また、色素
濃度の測定値は対数変換されて用いられるので測定値の
変動幅が大きい場合であっても、正確な循環血液量が得
られる。請求項３に係る発明によれば、ＭＴＴが経過し
た時点を測定部位における実質的な注入時点としている
ので、正確な初期色素濃度が得られ、正確な循環血液量
が得らる。また、対数変換手段が不要であるので、装置
全体の構成が簡単となる。請求項４に係る発明によれ
ば、色素濃度が最高となった時点を測定部位における実
質的な注入時点としているので確実に初期色素濃度が得
られ、確実に循環血液量が得られる。また、対数変換手
段が不要であるので、装置全体の構成が簡単となる。
経過した時点を測定部位における実質的な注入時点とし
ているので、正確な初期色素濃度が得られ、正確な循環
血液量が得らる。また、色素濃度の測定値は対数変換さ
れて用いられるので測定値の変動幅が大きい場合であっ
ても、正確な循環血液量が得られる。請求項２に係る発
明によれば、色素濃度が最高となった時点を測定部位に
おける実質的な注入時点としているので確実に初期色素
濃度が得られ、確実に循環血液量が得らる。また、色素
濃度の測定値は対数変換されて用いられるので測定値の
変動幅が大きい場合であっても、正確な循環血液量が得
られる。請求項３に係る発明によれば、ＭＴＴが経過し
た時点を測定部位における実質的な注入時点としている
ので、正確な初期色素濃度が得られ、正確な循環血液量
が得らる。また、対数変換手段が不要であるので、装置
全体の構成が簡単となる。請求項４に係る発明によれ
ば、色素濃度が最高となった時点を測定部位における実
質的な注入時点としているので確実に初期色素濃度が得
られ、確実に循環血液量が得られる。また、対数変換手
段が不要であるので、装置全体の構成が簡単となる。
【図１】本発明の第１の実施例の装置の動作を説明する
ためのフローチャート。
ためのフローチャート。
【図２】本発明の第１の実施例の装置の全体構成を示す
ブロック図。
ブロック図。
【図３】本発明の第１の実施例の装置の使用状態を示す
図。
図。
【図４】本発明の第１の実施例の装置により測定される
［色素濃度］と［時間］との関係を示す図。
［色素濃度］と［時間］との関係を示す図。
【図５】本発明の第１の実施例の装置により測定される
［色素濃度の対数］と［時間］との関係を示す図。
［色素濃度の対数］と［時間］との関係を示す図。
【図６】本発明の第２の実施例の装置の動作を説明する
ためのフローチャート。
ためのフローチャート。
【図７】本発明の第３の実施例の装置の動作を説明する
ためのフローチャート。
ためのフローチャート。
【図８】本発明の第４の実施例の装置の動作を説明する
ためのフローチャート。
ためのフローチャート。
１ 発光部 ５ 受光部 １４ ＣＰＵ １５ メモリ
Claims (4)
- 【請求項１】 生体において、所定量の色素を血管内に
注入し、生体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて
血中色素濃度を連続測定し、この血中色素濃度から循環
血液量を算出する循環血液量測定装置において、 血中色素濃度を連続測定する血中色素濃度測定手段と、 前記血中色素濃度測定手段の測定結果から平均循環時点
を求める平均循環時点検出手段と、 前記平均循環時点検出手段が求めた時点から回帰直線計
算用の区間を決定する区間決定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度を対数変換す
る対数変換手段と、 前記対数変換手段が求めた対数値と測定時点の関係を示
す曲線の回帰直線を前記区間決定手段が求めた区間につ
いて求める回帰直線計算手段と、 前記回帰直線計算手段が求めた回帰直線を平均循環時間
の時点に外挿して初期色素濃度を求める初期濃度計算手
段と、 注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた濃度で除し
て循環血液量を求める循環血液量計算手段と、を具備す
ることを特徴とする循環血液量測定装置。 - 【請求項２】 生体において、所定量の色素を血管内に
注入し、生体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて
血中色素濃度を連続測定し、この血中色素濃度から循環
血液量を算出する循環血液量測定装置において、 血中色素濃度を連続測定する血中色素濃度測定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した色素濃度が最高と
なる時点を求める最高時点検出手段と、 前記最高時点検出手段が求めた時点から回帰直線計算用
の区間を決定する区間決定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度を対数変換す
る対数変換手段と、 前記対数変換手段が求めた対数値と測定時点の関係を示
す曲線の回帰直線を前記区間決定手段が求めた区間につ
いて求める回帰直線計算手段と、 前記回帰直線計算手段が求めた回帰直線を色素濃度が最
高となる時点に外挿して初期色素濃度を求める初期濃度
計算手段と、 注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた濃度で除し
て循環血液量を求める循環血液量計算手段と、を具備す
ることを特徴とする循環血液量測定装置。 - 【請求項３】 生体において、所定量の色素を血管内に
注入し、生体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて
血中色素濃度を連続測定し、この血中色素濃度から循環
血液量を算出する循環血液量測定装置において、 血中色素濃度を連続測定する血中色素濃度測定手段と、 前記血中色素濃度測定手段の測定結果から平均循環時点
を求める平均循環時点検出手段と、 前記平均循環時点検出手段が求めた時点から回帰指数曲
線計算用の区間を決定する区間決定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測定時点の
関係を示す曲線の回帰指数曲線を前記区間決定手段が求
めた区間について求める回帰指数曲線計算手段と、 前
記回帰指数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を平均循
環時間の時点に外挿して初期色素濃度を求める初期濃度
計算手段と、 注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた濃度で除し
て循環血液量を求める循環血液量計算手段と、を具備す
ることを特徴とする循環血液量測定装置。 - 【請求項４】 生体において、所定量の色素を血管内に
注入し、生体組織の透過光の脈動の連続測定に基づいて
血中色素濃度を連続測定し、この血中色素濃度から循環
血液量を算出する循環血液量測定装置において、 血中色素濃度を連続測定する血中色素濃度測定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した色素濃度が最高と
なる時点を求める最高時点検出手段と、 前記最高時点検出手段が求めた時点から回帰指数曲線計
算用の区間を決定する区間決定手段と、 前記血中色素濃度測定手段が測定した濃度と測定時点の
関係を示す曲線の回帰指数曲線を前記区間決定手段が求
めた区間について求める回帰指数曲線計算手段と、 前記回帰指数曲線計算手段が求めた回帰指数曲線を色素
濃度が最高となる時点に外挿して初期色素濃度を求める
初期濃度計算手段と、 注入色素量を前記初期濃度計算手段が求めた濃度で除し
て循環血液量を求める循環血液量計算手段と、を具備す
ることを特徴とする循環血液量測定装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29099494A JP3275159B2 (ja) | 1993-12-17 | 1994-11-25 | 循環血液量測定装置 |
| US08/358,381 US5697371A (en) | 1993-12-17 | 1994-12-19 | Apparatus for measuring circulating blood volume |
| US08/916,295 US5999841A (en) | 1993-12-17 | 1997-08-22 | Apparatus for measuring circulating blood volume |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5-317636 | 1993-12-17 | ||
| JP31763693 | 1993-12-17 | ||
| JP29099494A JP3275159B2 (ja) | 1993-12-17 | 1994-11-25 | 循環血液量測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07222723A true JPH07222723A (ja) | 1995-08-22 |
| JP3275159B2 JP3275159B2 (ja) | 2002-04-15 |
Family
ID=26558343
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29099494A Expired - Lifetime JP3275159B2 (ja) | 1993-12-17 | 1994-11-25 | 循環血液量測定装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5697371A (ja) |
| JP (1) | JP3275159B2 (ja) |
Cited By (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005021452A (ja) * | 2003-07-03 | 2005-01-27 | Toshiba Corp | 脈波計測モジュール及び脈波計測方法 |
| JP2006192288A (ja) * | 2006-03-13 | 2006-07-27 | Toshiba Corp | 脈波計測モジュール |
| JP2007277576A (ja) * | 1997-03-13 | 2007-10-25 | Mallinckrodt Inc | 生理的機能の測定方法 |
| JP2011217792A (ja) * | 2010-04-05 | 2011-11-04 | Takeo Saito | 組織血流量測定装置及び組織血流量測定用プログラム |
| JP2015527100A (ja) * | 2012-06-21 | 2015-09-17 | ノバダック テクノロジーズ インコーポレイテッド | 血管造影及びかん流の定量化並びに解析手法 |
| JP2016187539A (ja) * | 2015-03-30 | 2016-11-04 | 日本光電工業株式会社 | 生体情報測定システム |
| US9610021B2 (en) | 2008-01-25 | 2017-04-04 | Novadaq Technologies Inc. | Method for evaluating blush in myocardial tissue |
| US9816930B2 (en) | 2014-09-29 | 2017-11-14 | Novadaq Technologies Inc. | Imaging a target fluorophore in a biological material in the presence of autofluorescence |
| US10041042B2 (en) | 2008-05-02 | 2018-08-07 | Novadaq Technologies ULC | Methods for production and use of substance-loaded erythrocytes (S-IEs) for observation and treatment of microvascular hemodynamics |
| JP2018198959A (ja) * | 2018-08-17 | 2018-12-20 | ノバダック テクノロジーズ ユーエルシー | 蛍光媒介光電式容積脈波記録法を用いた組織中の絶対血流の定量化 |
| US10219742B2 (en) | 2008-04-14 | 2019-03-05 | Novadaq Technologies ULC | Locating and analyzing perforator flaps for plastic and reconstructive surgery |
| US10265419B2 (en) | 2005-09-02 | 2019-04-23 | Novadaq Technologies ULC | Intraoperative determination of nerve location |
| US10434190B2 (en) | 2006-09-07 | 2019-10-08 | Novadaq Technologies ULC | Pre-and-intra-operative localization of penile sentinel nodes |
| US10492671B2 (en) | 2009-05-08 | 2019-12-03 | Novadaq Technologies ULC | Near infra red fluorescence imaging for visualization of blood vessels during endoscopic harvest |
| US10631746B2 (en) | 2014-10-09 | 2020-04-28 | Novadaq Technologies ULC | Quantification of absolute blood flow in tissue using fluorescence-mediated photoplethysmography |
| JP2020099705A (ja) * | 2020-02-06 | 2020-07-02 | ノバダック テクノロジーズ ユーエルシー | 蛍光媒介光電式容積脈波記録法を用いた組織中の絶対血流の定量化 |
| US10992848B2 (en) | 2017-02-10 | 2021-04-27 | Novadaq Technologies ULC | Open-field handheld fluorescence imaging systems and methods |
Families Citing this family (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3275159B2 (ja) * | 1993-12-17 | 2002-04-15 | 日本光電工業株式会社 | 循環血液量測定装置 |
| US6339714B1 (en) * | 1999-09-13 | 2002-01-15 | Bo Chen | Apparatus and method for measuring concentrations of a dye in a living organism |
| US6516214B1 (en) * | 2000-01-24 | 2003-02-04 | The General Hospital Corporation | Detection of stroke events using diffuse optical tomography |
| WO2002079776A2 (en) * | 2000-10-25 | 2002-10-10 | The John P. Robarts Research Institute | Method and apparatus for calculating blood flow parameters |
| US6554775B1 (en) * | 2000-11-21 | 2003-04-29 | Gholam Peyman | Analysis of blood flow |
| US8337444B2 (en) * | 2001-05-22 | 2012-12-25 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Measurement of cardiac output and blood volume by non-invasive detection of indicator dilution for hemodialysis |
| US7474906B2 (en) * | 2001-05-22 | 2009-01-06 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Method for dye injection for the transcutaneous measurement of cardiac output |
| US20080027298A1 (en) * | 2001-05-22 | 2008-01-31 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern Californ | System for Repetitive Measurements of Cardiac Output in Freely Moving Individuals |
| US6757554B2 (en) | 2001-05-22 | 2004-06-29 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Measurement of cardiac output and blood volume by non-invasive detection of indicator dilution |
| US8082016B2 (en) * | 2001-05-22 | 2011-12-20 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Measurement of cardiac output and blood volume by non-invasive detection of indicator dilution |
| DE10143995A1 (de) * | 2001-09-07 | 2003-04-03 | Pulsion Medical Sys Ag | System und Computerprogramm zur Bestimmung von Kreislaufgrößen eines Patienten |
| JP4352315B2 (ja) * | 2002-10-31 | 2009-10-28 | 日本光電工業株式会社 | 信号処理方法／装置及びそれを用いたパルスフォトメータ |
| DE10315574A1 (de) * | 2003-04-05 | 2004-10-28 | ETH Zürich | Vorrichtung zur Bestimmung des Blutflusses in einem Organ |
| US7455643B1 (en) | 2003-07-07 | 2008-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration |
| EP1860993B1 (en) | 2005-03-01 | 2019-01-23 | Masimo Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
| EP2476369B1 (en) | 2007-03-27 | 2014-10-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Multiple wavelength optical sensor |
| US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| US20100268090A1 (en) * | 2007-11-06 | 2010-10-21 | Rubinstein Eduardo H | Measurement of hematocrit and cardiac output from optical transmission and reflection changes |
| US20090326342A1 (en) * | 2008-06-27 | 2009-12-31 | The General Electric Company | Method, arrangement and sensor for non-invasively monitoring blood volume of a subject |
| US8249697B2 (en) * | 2008-10-07 | 2012-08-21 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California | Cardiac output monitor with compensation for tissue perfusion |
| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| GB2487882B (en) | 2009-12-04 | 2017-03-29 | Masimo Corp | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| GB201406126D0 (en) * | 2014-04-04 | 2014-05-21 | Attomarker Ltd | Systems and methods for medical data processing and analysis |
| WO2016036114A1 (en) | 2014-09-03 | 2016-03-10 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Electronic device and method for measuring vital signal |
| EP3731745A1 (en) * | 2017-12-27 | 2020-11-04 | Oregon Health & Science University | Device and method for blood volume measurement |
| CN112107305B (zh) * | 2020-09-22 | 2022-12-16 | 深圳市金迈得医疗科技有限公司 | 一种有效肝脏血流量的检测方法及检测装置、存储介质 |
| CN111973169B (zh) * | 2020-09-22 | 2023-06-09 | 深圳市金迈得医疗科技有限公司 | 一种有效肝血流指数的评估方法及检测装置、存储介质 |
| CN112120672A (zh) * | 2020-09-22 | 2020-12-25 | 深圳市金迈得医疗科技有限公司 | 一种有效肝功能的检测方法及检测装置、存储介质 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1095114A (en) * | 1963-12-09 | 1967-12-13 | Atlas Werke Ag | Apparatus for the measurement of dye dilution in blood |
| ES2035561T3 (es) * | 1988-06-07 | 1993-04-16 | Daxor Corporation | Analizador volumetrico de sangre multipunto, automatizado. |
| US5284137A (en) * | 1988-07-26 | 1994-02-08 | Manfred Kessler | Process and device for the determination of local dye concentrations and of scattering parameters in animal and human tissues |
| JP3275159B2 (ja) * | 1993-12-17 | 2002-04-15 | 日本光電工業株式会社 | 循環血液量測定装置 |
| US5458128A (en) * | 1994-06-17 | 1995-10-17 | Polanyi; Michael | Method and apparatus for noninvasively measuring concentration of a dye in arterial blood |
-
1994
- 1994-11-25 JP JP29099494A patent/JP3275159B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1994-12-19 US US08/358,381 patent/US5697371A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-08-22 US US08/916,295 patent/US5999841A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007277576A (ja) * | 1997-03-13 | 2007-10-25 | Mallinckrodt Inc | 生理的機能の測定方法 |
| JP2005021452A (ja) * | 2003-07-03 | 2005-01-27 | Toshiba Corp | 脈波計測モジュール及び脈波計測方法 |
| US10265419B2 (en) | 2005-09-02 | 2019-04-23 | Novadaq Technologies ULC | Intraoperative determination of nerve location |
| JP2006192288A (ja) * | 2006-03-13 | 2006-07-27 | Toshiba Corp | 脈波計測モジュール |
| US10434190B2 (en) | 2006-09-07 | 2019-10-08 | Novadaq Technologies ULC | Pre-and-intra-operative localization of penile sentinel nodes |
| US9610021B2 (en) | 2008-01-25 | 2017-04-04 | Novadaq Technologies Inc. | Method for evaluating blush in myocardial tissue |
| US10835138B2 (en) | 2008-01-25 | 2020-11-17 | Stryker European Operations Limited | Method for evaluating blush in myocardial tissue |
| US9936887B2 (en) | 2008-01-25 | 2018-04-10 | Novadaq Technologies ULC | Method for evaluating blush in myocardial tissue |
| US11564583B2 (en) | 2008-01-25 | 2023-01-31 | Stryker European Operations Limited | Method for evaluating blush in myocardial tissue |
| US10219742B2 (en) | 2008-04-14 | 2019-03-05 | Novadaq Technologies ULC | Locating and analyzing perforator flaps for plastic and reconstructive surgery |
| US10041042B2 (en) | 2008-05-02 | 2018-08-07 | Novadaq Technologies ULC | Methods for production and use of substance-loaded erythrocytes (S-IEs) for observation and treatment of microvascular hemodynamics |
| US10492671B2 (en) | 2009-05-08 | 2019-12-03 | Novadaq Technologies ULC | Near infra red fluorescence imaging for visualization of blood vessels during endoscopic harvest |
| JP2011217792A (ja) * | 2010-04-05 | 2011-11-04 | Takeo Saito | 組織血流量測定装置及び組織血流量測定用プログラム |
| JP2015527100A (ja) * | 2012-06-21 | 2015-09-17 | ノバダック テクノロジーズ インコーポレイテッド | 血管造影及びかん流の定量化並びに解析手法 |
| US10278585B2 (en) | 2012-06-21 | 2019-05-07 | Novadaq Technologies ULC | Quantification and analysis of angiography and perfusion |
| US11284801B2 (en) | 2012-06-21 | 2022-03-29 | Stryker European Operations Limited | Quantification and analysis of angiography and perfusion |
| US9816930B2 (en) | 2014-09-29 | 2017-11-14 | Novadaq Technologies Inc. | Imaging a target fluorophore in a biological material in the presence of autofluorescence |
| US10488340B2 (en) | 2014-09-29 | 2019-11-26 | Novadaq Technologies ULC | Imaging a target fluorophore in a biological material in the presence of autofluorescence |
| US10631746B2 (en) | 2014-10-09 | 2020-04-28 | Novadaq Technologies ULC | Quantification of absolute blood flow in tissue using fluorescence-mediated photoplethysmography |
| JP2016187539A (ja) * | 2015-03-30 | 2016-11-04 | 日本光電工業株式会社 | 生体情報測定システム |
| US10548493B2 (en) | 2015-03-30 | 2020-02-04 | Nihon Kohden Corporation | Biological information measurement system |
| US10992848B2 (en) | 2017-02-10 | 2021-04-27 | Novadaq Technologies ULC | Open-field handheld fluorescence imaging systems and methods |
| US11140305B2 (en) | 2017-02-10 | 2021-10-05 | Stryker European Operations Limited | Open-field handheld fluorescence imaging systems and methods |
| JP2018198959A (ja) * | 2018-08-17 | 2018-12-20 | ノバダック テクノロジーズ ユーエルシー | 蛍光媒介光電式容積脈波記録法を用いた組織中の絶対血流の定量化 |
| JP2020099705A (ja) * | 2020-02-06 | 2020-07-02 | ノバダック テクノロジーズ ユーエルシー | 蛍光媒介光電式容積脈波記録法を用いた組織中の絶対血流の定量化 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3275159B2 (ja) | 2002-04-15 |
| US5697371A (en) | 1997-12-16 |
| US5999841A (en) | 1999-12-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3275159B2 (ja) | 循環血液量測定装置 | |
| US5048524A (en) | Blood parameter measurement | |
| CA2319480C (en) | Method and apparatus for non-invasive blood constituent monitoring | |
| JP3364819B2 (ja) | 血中吸光物質濃度測定装置 | |
| JP3270917B2 (ja) | 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 | |
| US20080004513A1 (en) | VCSEL Tissue Spectrometer | |
| JPH11244267A (ja) | 血中成分濃度測定装置 | |
| US5154176A (en) | Liver function testing apparatus | |
| JP3753650B2 (ja) | 血流測定装置 | |
| JP2010088928A (ja) | 対象組織内の血液酸素飽和度を非侵襲的に決定する装置、及び近赤外分光光度センサを較正する装置、並びに対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を非侵襲的に決定する装置 | |
| JPH06254061A (ja) | 診断装置 | |
| Bernardi et al. | Measurement of skin blood flow by laser-Doppler flowmetry | |
| US5494031A (en) | Apparatus and method for measuring cardiac output | |
| JPH06277202A (ja) | 診断装置 | |
| Allen et al. | Photoplethysmography assessments in cardiovascular disease | |
| CN111973169B (zh) | 一种有效肝血流指数的评估方法及检测装置、存储介质 | |
| US6339714B1 (en) | Apparatus and method for measuring concentrations of a dye in a living organism | |
| CN112107305B (zh) | 一种有效肝脏血流量的检测方法及检测装置、存储介质 | |
| JP3896407B2 (ja) | 生体情報測定装置 | |
| Damianou | The wavelength dependence of the photoplethysmogram and its implication to pulse oximetry | |
| JP4272024B2 (ja) | 光生体計測装置 | |
| JP3893509B2 (ja) | 生体パラメータ計測装置 | |
| JP3885153B2 (ja) | 酸素運搬量測定装置 | |
| JP2006158611A (ja) | インドシアニングリーン定量カテーテルシステム | |
| Nandanwar et al. | Non-Invasive Sensor Technology for Hemoglobin Measurement in Blood |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20020108 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090208 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090208 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100208 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110208 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110208 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120208 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130208 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140208 Year of fee payment: 12 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |