JPS59189828A - 肝機能経皮測定装置 - Google Patents
肝機能経皮測定装置Info
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- JPS59189828A JPS59189828A JP58062847A JP6284783A JPS59189828A JP S59189828 A JPS59189828 A JP S59189828A JP 58062847 A JP58062847 A JP 58062847A JP 6284783 A JP6284783 A JP 6284783A JP S59189828 A JPS59189828 A JP S59189828A
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- irradiation
- optical path
- fiber bundle
- optical
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は血液中の色素、特に肝機能検査などによく用い
られるインドレアングリーン（ＩＣＧ）（７）吸収スペ
クトルを皮膚の上から計測したり、二波長法によって血
中ＩＣＧ濃度の連続測定（記録）を皮膚の上から行うた
めの光学センサー及びこのセンサーを適用した計測装置
に関するものである。
られるインドレアングリーン（ＩＣＧ）（７）吸収スペ
クトルを皮膚の上から計測したり、二波長法によって血
中ＩＣＧ濃度の連続測定（記録）を皮膚の上から行うた
めの光学センサー及びこのセンサーを適用した計測装置
に関するものである。
なお、本発明のセンサー及び装置はＩＣＧの経皮計測を
主たる目的とするものであるが、これ以外の色素や皮膚
以外の各種臓器に適用することも可能である。
主たる目的とするものであるが、これ以外の色素や皮膚
以外の各種臓器に適用することも可能である。
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
大小によっ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、この回数を行っても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。
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
大小によっ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、この回数を行っても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った。
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った。
これらのセンサーは、複数本のオプチカルファイバーよ
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ァイバーよりなり被検物か
らの散乱光を受けて検出系へ導く受光用光路とを有する
ものであるが、第８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ァイバー１
７と受光用ファイバー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が区分しであるものもあるが、第
８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。
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ァイバーよりなり被検物か
らの散乱光を受けて検出系へ導く受光用光路とを有する
ものであるが、第８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ァイバー１
７と受光用ファイバー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が区分しであるものもあるが、第
８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、照射用ファイバー束と受光
用ファイバー束との間に１絹以上、できれば２，８朋程
度の隔壁を設けると、血中色素の測定精度が著しく増大
（２闘隔壁で第８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ｔこめか、未だ試みらトた例を見な
い。
用ファイバー束との間に１絹以上、できれば２，８朋程
度の隔壁を設けると、血中色素の測定精度が著しく増大
（２闘隔壁で第８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ｔこめか、未だ試みらトた例を見な
い。
このように厚い隔壁の本発明のセンサー（第８図（Ｃ）
、第８図（Ｄ）、第８図（Ｅ））が従来のランダム配置
のもの（第８図（Ａ））や薄い隔壁のもの（第８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８図（Ｄ）、第８図（Ｅ））が従来のランダム配置
のもの（第８図（Ａ））や薄い隔壁のもの（第８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が大きも）と照射
用ファイバー束１７からの照射量ｌが皮膚（または各種
臓器）の深部まで人って、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ァイバー束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が薄く照射用ファイバー束１７と受光用ファ
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、受光ファイノ（−束１８により受光される光のう
ち大半のものは血管肉色素による吸収を殆んど受けない
（即ち、血管白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っ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。
用ファイバー束１７からの照射量ｌが皮膚（または各種
臓器）の深部まで人って、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ァイバー束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が薄く照射用ファイバー束１７と受光用ファ
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、受光ファイノ（−束１８により受光される光のう
ち大半のものは血管肉色素による吸収を殆んど受けない
（即ち、血管白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っ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
で受光ファイバー束へ入る光が著滅するため測定が困難
になる。試験の結果、隔壁を６ｆ１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
能であった。
なるが、皮膚その他の組織の中では光の減衰が大きいの
で受光ファイバー束へ入る光が著滅するため測定が困難
になる。試験の結果、隔壁を６ｆ１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
能であった。
次に、本発明のいま一つの改良点は、第２図に示すよう
にセンサーに加熱機構Ｈを設けたことである。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である。図示のと
おり、加熱機構Ｈは、ヒーター１０．サーミスタ１１．
プラスチッ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１８．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０．１闘程度の
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、１
７は照射用ファイバー束、 １８は受光用ファイバー束
、 １９は内部隔壁（例えば厚さ１朋〜６廟の金属）。
にセンサーに加熱機構Ｈを設けたことである。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である。図示のと
おり、加熱機構Ｈは、ヒーター１０．サーミスタ１１．
プラスチッ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１８．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０．１闘程度の
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、１
７は照射用ファイバー束、 １８は受光用ファイバー束
、 １９は内部隔壁（例えば厚さ１朋〜６廟の金属）。
２０は外側壁、８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はバタン解析装置（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、プロッター）、１５は前記両ファイバー束１
７．１８の被検体への接触面（計測端面）、２８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とセンサ一部Ｓとを精度良く連結するためのもので
あって、本例では８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、皮肉の血液量が数倍に増加する。
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、プロッター）、１５は前記両ファイバー束１
７．１８の被検体への接触面（計測端面）、２８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とセンサ一部Ｓとを精度良く連結するためのもので
あって、本例では８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、皮肉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、鍾比が著しく改善される。
とらえ得ることになり、鍾比が著しく改善される。
本発明の光学センサー を用いて血中色素の測定を行う
には、２つの様式、従って２種の装置がある。この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である。尚、加熱機構
は図示省略しである。この装置では、色素注入前に、分
光された単色光が遂次波長を変えながら（これを波長走
査、スキャニングという）皮膚を照射し、その各波長で
の受光１強度を記憶させる。
には、２つの様式、従って２種の装置がある。この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である。尚、加熱機構
は図示省略しである。この装置では、色素注入前に、分
光された単色光が遂次波長を変えながら（これを波長走
査、スキャニングという）皮膚を照射し、その各波長で
の受光１強度を記憶させる。
次に色素を注射してから１５秒、８０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。
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っ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図に示しである。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。
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図に示しである。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。
本発明の光学センサーのいま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、受光ファイバー束１８
は信号検出系側が２本（１８’、 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／、
Ｐ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。その細筒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、皮肉の血中色素によって吸収された後の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
。
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、受光ファイバー束１８
は信号検出系側が２本（１８’、 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／、
Ｐ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。その細筒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、皮肉の血中色素によって吸収された後の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っておくと
、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（通常は干渉フィル
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。
、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（通常は干渉フィル
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図の光学センサーを波長走査Ｘ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、■
ＣＧ注射後にスペクトルの経皮測定を行った結果を示す
。
度計に適用して、成人男子の肝機能の試験のために、■
ＣＧ注射後にスペクトルの経皮測定を行った結果を示す
。
先づ、センサー（４４℃）を上腕部内側にあて、約２０
分間待って充血させ、色素（ＩＣＧ）注射前に波長走査
（走査範囲５６０ ｎｍ〜８６０ｎｍ ）を行って、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って前測定値（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。
分間待って充血させ、色素（ＩＣＧ）注射前に波長走査
（走査範囲５６０ ｎｍ〜８６０ｎｍ ）を行って、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って前測定値（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５■に相当するＩＣＧの蒸留水溶液
を腕の静脈に注射し、１５秒後、８７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、本発明によって十分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。
を腕の静脈に注射し、１５秒後、８７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、本発明によって十分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、本発明の光学センサーを用いる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。
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。
以上図面を用いてその原理及び実施例につき詳述した本
発明の要旨及び実施態様を列挙しておく。
発明の要旨及び実施態様を列挙しておく。
去 複数呆の素オプチカルファイバーを被覆チューブで
束ねて固定し、一部を被観測物へ光源（３）からの照射
光を導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測
物からの散乱光を計測機器へ導くための受光用光路とし
、両者を束ねた一端を被観測物に密着して使用し、他端
側を照射用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を
光源（３）に、受光用光路を吸収スペクトル測定装置（
第１図（Ａ） ； ５＋６＋７＋８ ）または二波長吸
光度連続測定装置（第１図（Ｂ） ； ４’＋ ４’＋
５’＋５’＋９ ＋ ７ ＋ ８ ）に連結して使用す
る光学センサーにおいて、被検体（被観測物）と接する
端面（計測端面、第２図；１５）において、照射用オプ
チカルファイバー束αカと受光用オプチカルファイバー
束（ト）との間に１朋乃至５１１１１１１の厚さの隔Ｗ
（第２図、第８図（Ｃ）、第８図（Ｄ）、第８図（Ｅ）
；１９）を設けることを特徴とする血中色素の経皮測定
センサー。
束ねて固定し、一部を被観測物へ光源（３）からの照射
光を導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測
物からの散乱光を計測機器へ導くための受光用光路とし
、両者を束ねた一端を被観測物に密着して使用し、他端
側を照射用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を
光源（３）に、受光用光路を吸収スペクトル測定装置（
第１図（Ａ） ； ５＋６＋７＋８ ）または二波長吸
光度連続測定装置（第１図（Ｂ） ； ４’＋ ４’＋
５’＋５’＋９ ＋ ７ ＋ ８ ）に連結して使用す
る光学センサーにおいて、被検体（被観測物）と接する
端面（計測端面、第２図；１５）において、照射用オプ
チカルファイバー束αカと受光用オプチカルファイバー
束（ト）との間に１朋乃至５１１１１１１の厚さの隔Ｗ
（第２図、第８図（Ｃ）、第８図（Ｄ）、第８図（Ｅ）
；１９）を設けることを特徴とする血中色素の経皮測定
センサー。
冬 前記計測端面において、照射用オプチカルファイバ
ー束αカと受光用オプチカルファイバー束（至）とが同
心円状に配置された上記第１項記載の血中色素の経皮測
定センサー（第８図（Ｃ））。
ー束αカと受光用オプチカルファイバー束（至）とが同
心円状に配置された上記第１項記載の血中色素の経皮測
定センサー（第８図（Ｃ））。
杢 複数本の素オプチカルファイバーを被覆チューブで
束ねて固定し、一部を被観測物へ光源（３）からの照射
光を導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測
物からの散乱光を計測機器へ導くための受光用光路とし
、両者を束ねた一端を被観測物に密着して使用し、他端
側を照射用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を
光源（３）に、受光用光路を吸収スペクトル測定装置、
（第１図（Ａ）； ５＋６＋７＋８）または二波長吸収
光度連続測定装置（第１図（Ｂ） ｉ ４’＋ ４’＋
５’＋５’＋９＋７＋８）に連結して使用する光学セン
サーにおいて、被検体（被観測物）と接する端面（計測
端面、第２図；１５）付近の照射用オプチカルファイバ
ー束αカと受光用オプチカルファイバー束（ト）との間
に設けた隔壁ＤＩ及びファイバー束全体を囲む外側壁に
）の両者を熱良導体の金属で作り、この２つの金属壁（
１９，２０）の両方または何れか一方を加熱手段（Ｈ）
により４２°Ｃ乃至４６°Ｃの範囲内の何れかの温度に
保つことによって皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し
、充血させながら観測すること−を可能にしたことを特
徴とする血中色素の経皮測定センサー（第２図。
束ねて固定し、一部を被観測物へ光源（３）からの照射
光を導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測
物からの散乱光を計測機器へ導くための受光用光路とし
、両者を束ねた一端を被観測物に密着して使用し、他端
側を照射用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を
光源（３）に、受光用光路を吸収スペクトル測定装置、
（第１図（Ａ）； ５＋６＋７＋８）または二波長吸収
光度連続測定装置（第１図（Ｂ） ｉ ４’＋ ４’＋
５’＋５’＋９＋７＋８）に連結して使用する光学セン
サーにおいて、被検体（被観測物）と接する端面（計測
端面、第２図；１５）付近の照射用オプチカルファイバ
ー束αカと受光用オプチカルファイバー束（ト）との間
に設けた隔壁ＤＩ及びファイバー束全体を囲む外側壁に
）の両者を熱良導体の金属で作り、この２つの金属壁（
１９，２０）の両方または何れか一方を加熱手段（Ｈ）
により４２°Ｃ乃至４６°Ｃの範囲内の何れかの温度に
保つことによって皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し
、充血させながら観測すること−を可能にしたことを特
徴とする血中色素の経皮測定センサー（第２図。
第８図（Ｃ）、第８図（Ｄ）、第８図（Ｅ））。
Ｓ 光照射手段（３）と、光学センサー（１）と、受光
解析手段（５，６，７，８）とを具備した血中色素の経
皮測定装置において、前記光学センサー（１）は、複数
本の素オプチカルファイバーを被覆チューブで束ねて固
定し、−一部を被観測物（２）へ前記光照射手段（３）
からの照射光を導き照射するための照射用光路とし、残
りを被観測物からの散乱光を前記受光解析手段（５，６
，７，８）へ導くための受光用光路とし、両者を束ねた
一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照射用光路
と受光用光路とに分けて、照射用光路を前記光照射手段
（３）に、受光用光路を前記受光解析手段（５，６゜７
．８）に連結して使用する光学センサーであって、被検
体（被観測物）と接する端面（計測端面、第２図；１５
）付近の照射用オプチカルファイバー束ａ力と受光用オ
プチカルファイバー束（至）との間に設けた隔壁α時及
びファイバー束全体を囲む外側壁（ホ）の両者を熱良導
体の金属で作り、この２つの金属壁（１９，２０）の両
方または何れか−−ｈを加熱手段（第２図；Ｈ）により
４２°Ｃ乃至４６℃の範囲内の何れかの温度に保つこと
によって皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し、充血さ
せながら観測することが可能になされたセンサーであり
、この光学センサーと前記光照射手段及び受光解析手段
を共働させて血液中の色素の吸、収スペクトルを経皮的
に測定するようになされたことを特徴とする血中色素の
経皮測定装置。
解析手段（５，６，７，８）とを具備した血中色素の経
皮測定装置において、前記光学センサー（１）は、複数
本の素オプチカルファイバーを被覆チューブで束ねて固
定し、−一部を被観測物（２）へ前記光照射手段（３）
からの照射光を導き照射するための照射用光路とし、残
りを被観測物からの散乱光を前記受光解析手段（５，６
，７，８）へ導くための受光用光路とし、両者を束ねた
一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照射用光路
と受光用光路とに分けて、照射用光路を前記光照射手段
（３）に、受光用光路を前記受光解析手段（５，６゜７
．８）に連結して使用する光学センサーであって、被検
体（被観測物）と接する端面（計測端面、第２図；１５
）付近の照射用オプチカルファイバー束ａ力と受光用オ
プチカルファイバー束（至）との間に設けた隔壁α時及
びファイバー束全体を囲む外側壁（ホ）の両者を熱良導
体の金属で作り、この２つの金属壁（１９，２０）の両
方または何れか−−ｈを加熱手段（第２図；Ｈ）により
４２°Ｃ乃至４６℃の範囲内の何れかの温度に保つこと
によって皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し、充血さ
せながら観測することが可能になされたセンサーであり
、この光学センサーと前記光照射手段及び受光解析手段
を共働させて血液中の色素の吸、収スペクトルを経皮的
に測定するようになされたことを特徴とする血中色素の
経皮測定装置。
昼 光照射手段（３）と、光学センサー（１）と、受光
解析手段（４’ｔ ４’＋ ５’ｅ ５’ｓ ９＋ Ｔ
ｏ ８ ） とを具備した血中色素の経皮測定装置にお
いて、前記光学センサー（１）は、複数本の素オプチカ
ルファイバーを被覆、チューブで束ねて固定し、一部を
被観測物（２）へ前記光照射手段（３）からの照射光を
導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測物か
らの散乱光を前記受光解析手段（４’、 ４’、 ５’
、 ５’。
解析手段（４’ｔ ４’＋ ５’ｅ ５’ｓ ９＋ Ｔ
ｏ ８ ） とを具備した血中色素の経皮測定装置にお
いて、前記光学センサー（１）は、複数本の素オプチカ
ルファイバーを被覆、チューブで束ねて固定し、一部を
被観測物（２）へ前記光照射手段（３）からの照射光を
導き照射するための照射用光路とし、残りを被観測物か
らの散乱光を前記受光解析手段（４’、 ４’、 ５’
、 ５’。
９、７．８）へ導くための受光用光路とし、両者を束ね
た一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照射用光
路と受光用光路とに分けて、照射用光路を前記光照射用
手段（３）に、受光用光路を前記受光解析手段に連結し
て使用する光学センサーであって、被検体（被観測物）
と接する端面（計測端面、第２図；１５）付近の照射用
オプチカルファイバー束（１７）と受光用オプチカルフ
ァイバー束に）との同に設けた隔壁Ｈ及びファイバー束
全体を囲む外側壁（１）の両者を熱良導体の金属で作り
、この２つの金ＲＷ（１９，２０）の両方または一方を
加熱手段（第２図；Ｈ）により４２℃乃至４６°Ｃの範
囲内の何れかの温度に保つことによって皮膚の被測定部
位を所定温度に加熱し、充血させながら観測することが
可能になされたセンサーであり、この光学センサーと前
記光照射手段及び受光解析手段を共働させて所定の２揮
類の波長の光によって血液中の色素濃度を連続測定する
ようになされたことを特徴とする血中色素の経皮測定装
置。
た一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照射用光
路と受光用光路とに分けて、照射用光路を前記光照射用
手段（３）に、受光用光路を前記受光解析手段に連結し
て使用する光学センサーであって、被検体（被観測物）
と接する端面（計測端面、第２図；１５）付近の照射用
オプチカルファイバー束（１７）と受光用オプチカルフ
ァイバー束に）との同に設けた隔壁Ｈ及びファイバー束
全体を囲む外側壁（１）の両者を熱良導体の金属で作り
、この２つの金ＲＷ（１９，２０）の両方または一方を
加熱手段（第２図；Ｈ）により４２℃乃至４６°Ｃの範
囲内の何れかの温度に保つことによって皮膚の被測定部
位を所定温度に加熱し、充血させながら観測することが
可能になされたセンサーであり、この光学センサーと前
記光照射手段及び受光解析手段を共働させて所定の２揮
類の波長の光によって血液中の色素濃度を連続測定する
ようになされたことを特徴とする血中色素の経皮測定装
置。
尚、以下に本発明のセンサーの実施例につき、それらの
計測端面を示す第８図（Ｃ）、第８図（Ｄ）。
計測端面を示す第８図（Ｃ）、第８図（Ｄ）。
第８図（Ｅ）に基いて説明を加える。
第８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ァイバー束
１８との間に、例えば熱良導体の金属でなる内部隔壁１
９（厚さ１間〜５問）が設けられている。受光用ファイ
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で覆オ）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。
と、この周囲に同心円状に配された受光用ファイバー束
１８との間に、例えば熱良導体の金属でなる内部隔壁１
９（厚さ１間〜５問）が設けられている。受光用ファイ
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で覆オ）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。
尚前記両ファイバー束１７．１８はそれらの配置を入れ
かえてもよい。
かえてもよい。
第８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８図（Ｃ）同様であるが、本例では特にファイバーの
中心束の位置決めが容易且つ確実である。
を継ぐ熱伝導体２１が設けられている。その他の事項は
第８図（Ｃ）同様であるが、本例では特にファイバーの
中心束の位置決めが容易且つ確実である。
第８図（Ｅ）：上述の内部隔Ｗ１９．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２２が設けら
れ、製作容易である。
伝導体２１の作用を兼ねる多孔形の金属板２２が設けら
れ、製作容易である。
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（月）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ｓ
ｍ （Ａ）及び第８図（Ｂ）は従来のセンサーの計測端
面を示す図、第８図（Ｃ）。 第８図（Ｄ）及び第８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
本発明の詳細な説明に供する図、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
の経皮測定を行った結果を示す図で偽る。 １・・・光学センサー（血中色素の経皮測定センサー）
、２・・・被検体、８・・・光源１．４．４’、 ４’
・・・分光器、５、５’、 ５’・・・光検出器、６・
・・バタン解析装置、７・・・記憶装置、８・・・表示
装置、９・・・演算回路、１ｏ・・・ヒーター、１１・
・・サーミスタ、１２・・・センサー保持体、１８・・
・熱伝導体、１４・・・皮膚加熱板、１５・・・計測端
面、１６・・・リード線、１７・・・照射用ファイバー
束、１８・・・受光用ファイバー束、１９・・・内部隔
壁、２０・・・外側壁、２１・・・熱伝導体、２２・・
・金属板、２８・・・結合ねじ、Ｈ・・・加熱機構、Ｓ
・・・センサ一部代理人 弁理士 東 島 隆 治 第２ＩＩＩ ら 第３図（Ａ） 第３図（Ｂ） ７ 第３図（Ｃ） 第３図（Ｄ） 第３図（Ｅ）第４図
（Ａ） −−−−う一；反−ｒｋＬｎｍＪ 手続補正書（方式） ％式％ １、事件の表示 昭和、琴、年 特許 願第６２８４７ 号２、発−？
名称 ３、補止・をする者″
る本発明の実施例の装置を示す系統図、第１図（月）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ｓ
ｍ （Ａ）及び第８図（Ｂ）は従来のセンサーの計測端
面を示す図、第８図（Ｃ）。 第８図（Ｄ）及び第８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
本発明の詳細な説明に供する図、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
の経皮測定を行った結果を示す図で偽る。 １・・・光学センサー（血中色素の経皮測定センサー）
、２・・・被検体、８・・・光源１．４．４’、 ４’
・・・分光器、５、５’、 ５’・・・光検出器、６・
・・バタン解析装置、７・・・記憶装置、８・・・表示
装置、９・・・演算回路、１ｏ・・・ヒーター、１１・
・・サーミスタ、１２・・・センサー保持体、１８・・
・熱伝導体、１４・・・皮膚加熱板、１５・・・計測端
面、１６・・・リード線、１７・・・照射用ファイバー
束、１８・・・受光用ファイバー束、１９・・・内部隔
壁、２０・・・外側壁、２１・・・熱伝導体、２２・・
・金属板、２８・・・結合ねじ、Ｈ・・・加熱機構、Ｓ
・・・センサ一部代理人 弁理士 東 島 隆 治 第２ＩＩＩ ら 第３図（Ａ） 第３図（Ｂ） ７ 第３図（Ｃ） 第３図（Ｄ） 第３図（Ｅ）第４図
（Ａ） −−−−う一；反−ｒｋＬｎｍＪ 手続補正書（方式） ％式％ １、事件の表示 昭和、琴、年 特許 願第６２８４７ 号２、発−？
名称 ３、補止・をする者″
Claims (5)
- （１）複数本の素オプチカルファイバーを被覆体で束ね
て固定し、一部を被観測物へ光源からの照射光を導き照
射するための照射用光路とし、残りを被観測物からの散
乱光を計測機器へ導（ための受、光用光路とし、両者を
束ねた一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照射
用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を光源に、
受光用光路を吸収スペクトル測定装置または三波長吸光
度連続測定装置に連結して使用する光学センサーにおい
て、被検体（被観測物）と接する端面（計測端面）にお
いて、照射用オプチカルファイバー束と受光用オプチカ
ルファイバー束との間に１朋乃至５闘や厚さの隔壁を設
けることを特徴とする血中色素の経皮測定センサ０ - （２）前記計測端面において、照射用オプチカルファイ
バー束と受光用オプチカルファイ／＜−束とが同心円状
に配置された特許請求の範囲第１項記載の血中色素の経
皮測定センサー。 - （３）複数本の素オプチカルファイノく−を被覆体で束
ねて固定し、一部を被観測物へ光源からの照射光を導き
照射するための照射用光路とし、残りを被観測物からの
散乱光を計測機器へ導くための受光用光路とし、両者を
束ねｔコ一端を被観測物に密着して使用し、他端側を照
射用光路と受光用光路とに分けて、照射用光路を光源に
、受光用光路を吸収スペクトル測定装置または三波長吸
収光度連続測定装置に連結して使用する光学センサーに
おいて、被検体（被観測物）と接する端面（計測端面）
付会の照射用オプチカルファイバー束と受光用オプチカ
ルファイバー束との間に設けた隔壁及びファイバー束全
体を囲む外側壁の少なくとも一方を熱良導体で作り、こ
の２つの壁の少なくとも何れか一方を加熱手段により４
２°Ｃ乃至４６°Ｃの範囲内の何れかの温度に保つこと
によって皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し、皮肉を
充血させながら観測することを可能にしたことを特徴と
する血中色素の経皮測定センサー。 - （４）光照射手段と、光学センサーと、受光解析手段と
を具備した血中色素の経皮測定装置において、前記光学
センサーは、複数本の素オプチカルファイバーを被覆体
で束ねて固定し、一部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、残りを
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、両者を束ねた一端を被観測物に密着し
て使用し、他端側を照射用光路と受光用光路とに分けて
、照射用光路を前記光照射手段に、受光用光路を前記受
光解析手段に連結して使用する光学センサーであって、
被検体（被観測物）と接する端面（計測端面）付近の照
射用オプチカルファイバー束と受光用オプチカルファイ
バー束との間に設けた隔壁及びファイバー束、全体を囲
む外側壁の少なくとも一方を熱良導体で作り、この２つ
の壁の少なくとも何れか一方を加熱手段により４２°Ｃ
乃至４６°Ｃの範囲内の何れかの温度に保つことによっ
て皮膚の被測定部位を所定温度に加熱し、皮肉を充血さ
せながら観測することが可能になされたセンサーであり
、この光学センサーと前記光照射手段及び受光解析手段
を共働させて血液中の色素の吸収スペクトルを経皮的に
測定するようになされたことを特徴とする血中色素の経
皮測定装置。 - （５）光照射手段と、光学センサーと、受光解析手段と
を具備した血中色素の経皮測定装置において、前記光学
センサーは、複数本の素オプチカルファイバーを被覆体
で束ねて固定し、一部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、残りを
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、両者を束ねた一端を被観測物に密着し
て使用し、他端側を照射用光路と受光用光路とに分けて
、照射用光路を前記光照射手段に、受光用光路を前記受
光解析手段に連結して使用する光学センサーであって、
被検体（被観測物）と接する端面（計測端面）付近の照
射用オプチカルファイバー束と受光用オプチカルファイ
バー束との間に設けた隔壁及びファイバー束全体を囲む
外側壁の少なくとも一方を熱良導体で作り、この２つの
壁の少なくとも一方を加熱手段によす４２°Ｃ乃至４６
°Ｃの範囲内の何れかの温度に保つことによって皮膚の
被測定部位を所定温度に加熱し、皮肉を充血させながら
観測することが可能になされたセンサーであり、この光
学センサーと前記光照射手段及び受光解析手段を共働さ
せて所定の２種類の波長の光によって血液中の色素濃度
を連続測定するようになされたことを特徴とする血中色
素の経皮測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58062847A JPS59189828A (ja) | 1983-04-08 | 1983-04-08 | 肝機能経皮測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58062847A JPS59189828A (ja) | 1983-04-08 | 1983-04-08 | 肝機能経皮測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59189828A true JPS59189828A (ja) | 1984-10-27 |
| JPH0155010B2 JPH0155010B2 (ja) | 1989-11-22 |
Family
ID=13212102
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58062847A Granted JPS59189828A (ja) | 1983-04-08 | 1983-04-08 | 肝機能経皮測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59189828A (ja) |
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61162934A (ja) * | 1985-01-14 | 1986-07-23 | 萩原 文二 | 血中色素の経皮測定センサ−及び経皮測定装置 |
| JPS61203939A (ja) * | 1985-03-07 | 1986-09-09 | 萩原 文二 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
| JPS6241639A (ja) * | 1985-08-19 | 1987-02-23 | 株式会社 ユニソク | 近赤外生体分光測定装置 |
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| WO1988003386A1 (en) * | 1986-11-05 | 1988-05-19 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Liver function inspection apparatus |
| JPH02111345A (ja) * | 1988-10-21 | 1990-04-24 | Koorin Denshi Kk | 反射型オキシメータ |
| JPH0323846A (ja) * | 1989-06-22 | 1991-01-31 | Koorin Denshi Kk | パルスオキシメータ |
| JP2007063721A (ja) * | 2005-09-01 | 2007-03-15 | Yumiko Nakamura | 空気清浄機能を有する室内装飾物 |
| JP2010533055A (ja) * | 2007-07-13 | 2010-10-21 | オール プロテクト，リミティド ライアビリティ カンパニー | 検体に対する非侵襲的分光計測装置およびその方法 |
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| JPS5477491A (en) * | 1977-12-01 | 1979-06-20 | Aroozu Kk | Nonnobservation bloor oximeter |
-
1983
- 1983-04-08 JP JP58062847A patent/JPS59189828A/ja active Granted
Patent Citations (3)
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|---|---|---|---|---|
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|---|---|---|---|---|
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| US4905703A (en) * | 1986-11-05 | 1990-03-06 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Liver function testing apparatus and method |
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| JP2007063721A (ja) * | 2005-09-01 | 2007-03-15 | Yumiko Nakamura | 空気清浄機能を有する室内装飾物 |
| JP2010533055A (ja) * | 2007-07-13 | 2010-10-21 | オール プロテクト，リミティド ライアビリティ カンパニー | 検体に対する非侵襲的分光計測装置およびその方法 |
| JP2019164169A (ja) * | 2013-06-06 | 2019-09-26 | プロフサ，インコーポレイテッド | 埋込センサからの光信号を検出する装置及び方法 |
| US11504035B2 (en) | 2013-06-06 | 2022-11-22 | Profusa, Inc. | Apparatus and methods for detecting optical signals from implanted sensors |
| JP2018536516A (ja) * | 2015-10-26 | 2018-12-13 | リビール・バイオセンサーズ・インコーポレイテッドＲｅｖｅａｌ Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ， Ｉｎｃ． | 光学生理的センサおよび方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0155010B2 (ja) | 1989-11-22 |
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