JPS61162934A

JPS61162934A - 血中色素の経皮測定センサ−及び経皮測定装置

Info

Publication number: JPS61162934A
Application number: JP60004739A
Authority: JP
Inventors: 萩原　文二
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1985-01-14
Filing date: 1985-01-14
Publication date: 1986-07-23

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】（産業上の利用分野〕この発明は血液中に注入された指示薬色素の血中濃度も
しくはスペクトルの変化を、皮膚の上にるものである。

〔従来の技術〕

従来より、肝機能（肝臓の解毒機能）や心拍出量等の測
定は、血液中に注入した指示薬色素の濃度変化を測定し
て行っている。以下、肝機能検査を例として従来技術を
説明する。

現在、肝機能の測定に最もよく用いられている方法は、
青色色素であるインドシアングリーン（以下ＩＣＧとい
う）を指示薬とする方法である。

この方法は、ＩＣＧを血液中に注入すると、ＩＣＧか肝
臓に吸収され、その血中濃度が減少していくので、その
減少の速度（濃度消失率）を測定して肝機能の良否を判
定するものである。この方法には、簡便法（１５分停滞
率測定法）と精密法（最大消失率測定法）とがある。簡
便法では、ＩＣＧ注入後一定時間（通常１６分）を経て
から採血して、血球を遠心分離で除いてから、上清（す
なわち血漿）のＩＣＧ濃度を分光光度計で測定する。精
密法では、ＩＣＧ　　を注入してから時間を追って（例
えば２、４．６．９．１２．１６分の６回）採血を行い
、上と同様に血漿ＩＣＧ濃度の測定を行う。そして、こ
の測定を種々のＩＣＧ投与量で行って、特殊な解析をす
る。いずれの場合も採血に手数がかかり患者に苦痛を与
えるだけでなく、採血に時間を要するため最も重要な注
入初期（注入後１分以内）の消失速度が測定できないと
いう難点をもつ。

また、血中ＩＣＧ１１度の変化が著しく速い心拍出量の
測定には、上述のような採血測定は不可能である。この
ため、光学センサーを心室または動脈内に留置するか、
動脈から光学センサ一部に連続的に出血させる方法がと
られており、いずれも患者に対する侵襲が著しく大きい
。

これらの問題点を解決するため、発明者はすでに、次の
発明を行った。すなわち、特願昭５８−８ｆｌ１２６８
号（萩原文二、米田研）および特願昭１５８−６２８４
７号（萩原文二）の発明である。

これらの発明は、皮膚の上から光を照射して、血管等を
含む組織内に入った光の散乱反射光を受光し、血中の指
示薬色素の濃度もしくはスペクトルの変化を測定するも
のである。これらに開示の装置は、光源からの光をセン
サーに導き皮ふを照射するための照射用ファイバー束と
、受光した散乱光を処理装置に導（ための受光用ファイ
バー束を備えたものである。

〔発明・が解決しようとする問題点〕

発明者による前述の先の発明は、指示薬色素注入初期の
濃度変化を測定できるばかりでなく、患者に対する侵襲
をなくするという大きな効果をもつものであった。しか
しながら、次のような問題点をもっていることが発明者
により明らかにされた。すなわち、比較的硬く湾曲しに
くい照射用と受光用の２束のファイバー束かセンサーに
接続されているため、センサーが２方向から拘束され、
センサーの皮膚面への適切なセツティングが困難である
。すなわち、センサーの位置や角度に自由度が少ないた
め、センサ一端面の全体を一様にしかも軽く皮膚に接触
させることが困難となって、外部光の影響を受は易くな
り、また照射光が直接に受光部に入り易くなる。これを
防ぐためセンサーを強く押しつけると、皮膚圧迫され皮
肉の血液量が減少し、かつ、血管内の血流を悪くするこ
とになりそれだけ散乱反射光に含まれる指示薬色素に関
する情報を少なくし、そのため測定値精度を低下させる
原因となる。

このように１精度よく測定を行うためには、皮膚に接触
させられるセンサーが必要以上の拘束を受けず、自由に
その角度や位置を決めうろことが重要である。にもかか
わらず、これらの先の発明は、上述のように、かかる要
求を必ずしも十分に満足するものではなかった。

この発明は、上記の問題点に鑑みてなされたもので、自
由度が高く皮膚に軽くかつ一様に接触することができる
精度の高いセンサーおよび装置を提供することを目的と
するものである。

〔問題点を解決するための手段〕

問題点を解決するため、この発明では、照射用の光源を
センサー内に設置し、散乱反射光を光ファイバー等の受
光用光導体で受ける構成とした。

また受光用光導体をできるだけ細くするために、光検出
に高感度のホトカウント法を採用した。

〔作用〕

照射用の光源がセンサー内に内臓されているため、光源
からの光は直接的に、被測定物へ照射される。従って、
従来のように光源の照射光をセンサーへ導くための照射
用光導体を、センサーから外部へ導出する必要がない。

センサーは、受光用光導体によってのみ拘束されるだけ
であり、その自由度は高い。

〔実施例〕

血中色素の経皮測定装置としては、濃度を測定するもの
と、スペクトルを測定するものの２つに分けられる。濃
度を測定する装置の測定動作を第１図および第８図に、
そのセンサ一部の構造を第２、第４図に示し、スペクト
ル測定の動作を第５図に示す。

まず、濃度を測定するものについて説明する。

第１図に、この発明による血中色素濃度の経皮測定装置
の一実施例を示す。この装置は、２波長測定法を応用し
て血液中のＩＣＧの濃度変化を測定するものである。図
において、センサー２は、皮膚４に向けて光を発し、照
射部位とは異った位置で窓６ａには光源保護用の透明部
材８ａがはめ込まれ、その内部には発光ダイオード（Ｌ
ＥＤ）１０ａが設けられている。このＬＥＤｌｏａは、
血液中のＩＣＧの吸収が大きい波長の光（以下高吸収光
という）を発するよう、その最大放射波長は、ＩＣＧの
吸収極大の波長８０５ｎｍと一致させている。第２の照
射窓６ｂには透明部材８ｂがはめ込まれ、その内部には
他のＬＥＤ　１０ｂが設けられている。このＬＥＤｌｏ
ｂは、ＩＣＧの吸収が上記の高吸収光に比べ十分に低い
波長の光（以下低吸収光という）を発するように、その
最大放射波長は、ＩＣＧの吸収の低い波長（８６０〜９
００　ｎｍ　または６００　ｎｍ　〜ＴＯＯｎｍ　）と
している。

なお、吸収特性がＩＣＧと異なる色素を用いる場合には
、ＬＥＤｌｏａ−１０ｂの最大放射波長を上記に準じて
選びなおす必要がある。ファイバー末端保護用の薄い透
明部材１２がはめ込まれ、皮膚４からの散乱反射光を受
ける受光口１４には、受光用光導体ｔコるファイバー束
１６の一端が導入されている。第１・第２の照射窓６ａ
・６ｂと受光口１４との間には、金属製隔壁１８が設け
らｎている。この隔壁１８内には、加熱手段たる微小ヒ
ーター２０および温度検出手段たるサーミスタ２２が内
蔵され、温度調整手段を構成している。なお、センサー
２の周囲は金属またはプラスチック等の保護管２４によ
って囲まれ保護されている。なお、２８ａおよび２８ｂ
はＬＥＤの２９および８１はヒーターおよびサーミスタ
ーのリード線である。

次に、第１図に基いて、この測定装置の動作を説明する
。パルス電源２６は、交互に出力を出す第１・第２の出
力端子をもち、これに接続されたリード線２８ａ・２８
ｂを介して、ＬＥＤｌｏａ　・１０ｂを交互に発光させ
る。その結果、高吸収光と低吸収光が透明部材８ａ、ま
たは８ｂをとおり皮膚４の内部に向って、交互に照射さ
れる。組織内の散乱反射光は、透明部材１２をとおって
ファイバー束１６へ入射する。

高吸収光の方は皮肉の各種血管４ｄ内のＩＣＧに強く吸
収されるが低吸収光の方は吸収率が小さい。したがって
、高吸収光と低吸収光の散乱反射光の吸収率の差は血中
のＩＣＧ濃度が高いほど大きくなるので、これを測定す
ることにより血中のＩＣＧ濃度を知ることができるわけ
であるが、その計測法および計算法は後述する。この実
施例では、微小ヒータ２０とサーミスタ２２により隔壁
１８が約４４℃に加熱される。これＫよって表皮４ａ・
真皮４ｂ・皮下組織４ｃ等を加熱して、その中の血管４
ｄ（毛細管、小動脈、小静脈、動脈、静脈等）を拡張し
て皮肉の血液量を増加させる（加熱による充血現象）。

その結果、血中のＩＣＧの吸光度が増大して測定の感度
および精度が著しく増大する。

ファイバー束１６の他端は光検出器８０に結合している
。光検出器８０からは、ファイバー束１６で送られた皮
膚よりの散乱反射光に比例した電気信号が出される。こ
の電気信号は信号分離手段３２において、Ｌ　Ｅ　Ｄ　
１０ａとＬＥＤｌｏｂの照射期間に対応する第１・第２
のパルス信号に分離される。演算手段３４は、これらの
パルス信号に基き、高吸収光と低吸収光における吸光度
の差を演算するものである。

なお、吸光度差ＡＡａ−Ａλｂ（ＡλａおよびＡＡｂは
波長ａｎｍおよびｂｎｍにおける吸光度）は、ベールの
法則に従い、下式によって算出される。

ＩｂＡＡｂ−ＡＡａ＝ｌｏｇＩｂ−１ｏｇｌａ＝ｋｌ　　　
　　　　　　　　−（１）Ｉａここで、Ｉａ・Ｉｂはそれぞれ高吸収光および低吸収光
に対応する散乱反射光の光量であるが、色素注入前には
Ｉａ＝ＩｂｓすなわちＡＡｂ−ＡλＢ＝Ｑに調節してお
けば、この計算値が直ちに色素濃度を示すことになる。

算出された吸光度差の大きさは、出力手段たるディスプ
レイ族ｙ！Ｌ３６で表示しつつ調節を行い、その時間的
変化は記録装置３８の記録紙上に記録される。また、こ
の実施例では、記憶装置４０を備え、吸光度差の時間的
変化のパターンを記憶できるようにもしている。

上記実施例では、照射窓６ａ・６ｂにガラス等の透明部
材を設けた。これらは、それぞれＬＥＤの先端およびフ
ァイバー束の末端を損傷や汚染から保護するためのもの
であるが、他の機能をあわせて持たせることもある。た
とえば、照射波長幅を狭くして色素に対する検出を鋭く
するため、波長幅制限フィルターとして干渉フィルター
をこの透明部材の代りに設けることもできる。あるいは
、透明部材に重ねて干渉フィルターを設けることもでき
る。

さらに、電源２６をもセンサー２に内蔵し、センサー２
の自由度を更に高くすることも可能である。

照射窓６ａ、　６ｂと受光窓１４の距離を長くし、皮膚
４内の光路を深くとれば、色素に対する情報を多く含ん
だ散乱反射光を得ることができ、測定精度の向上が図れ
る。しかしこの場合には減光率が著しく大きくなるので
、発光手段として光量が小さいＬＥＤを使用する場合に
は、散乱反射光が著しく弱くなる。したがって、かかる
場合は光検出器８゜としてＷ感度の高い光電子倍増管や
フォトンカウンタ（光量子計数装置）を用いることが妥
当である。特にフォトンカウンタを用いた場合には、隔
壁を厚くして吸光度６〜８に減衰した深部からの散乱反
射光をも検出できることが明らかとなった。

逆に光が強く十分な散乱反射光を得られる場合には、フ
ォトトランジスタ等の半導体検出器を用いることもでき
る。

第８図に、測定センサーおよび装置の他の実施例を示す
。センサー２は発光手段として、白色光源たる一個の白
熱ランプ４４を備えている。照射口６からは白色光が皮
膚に照射され、その散乱反射が受光口１４でとらえられ
ファイバー束１６に入射される。ファイバー束１６は、
第１・第２の出力端１６ａ・１６ｂに分割され、それぞ
れ第１・第２のフィルター４２ａ・４２ｂに結合される
。これらのフィルター４２ａ・４２ｂはセンサー２内に
設けることもできる。第１のフィルター４２ａは高吸収
光のみを、第２のフィルター４２ｂは低吸収光のみを通
過させる。第一１・第２のフィルター４２ａ・４２ｂを
通った光は、第１・第２の光検出器８０ａ・８０ｂにお
いて電気信号に変換される。演算手段８４は、前述の（
０式に基き、吸光度差（Ａ＾ａ−ＡＡｂ）を演算するも
のである。

第４図に、第８図の測定装置に用いることのできるセン
サー２の他の実施例を示す。第１・第２の受光窓１４ａ
・１４ｂには、第１・第２のフィルター４２ａ・４２ｂ
が設けられている。第１のフィルター４２ａは高吸収光
のみを、第２のフィルター４２ｂは低吸収光のみを通過
させる。第１の受光窓１４ａには第１のファイバー束１
６１が、第２の受光窓１４ｂには第２のファイバー束１
６２が結合されている。このセンサー２を、第４図の装
置に適用する場合は、ファイバー束１６１・１６２のそ
れぞれの出力端１６ａ・１６ｂには、フィルター４２ａ
　・４２ｂを設ける必要はない。

以上、第１図から第４図を用いて、血中色素濃度の経皮
測定センサーならびに装置についての実施例を示した。

次に、血中色素の吸収スペクトルを測定する場合の実施
例について説明する。第５図は、血中色素スペクトルの
経皮測定装置を示している。白色光源である白熱ランプ
４４からの照射光は、照射口６にはめられた透明部材８
をとおって皮膚を照射し散乱反射光として受光口１４で
受光され、ファイバー束１６を介して分光器４６に結合
されている。白熱ランプの発熱量が大きすぎる場合には
透明部材８の内側に熱線吸収フィルター８ｃを設けても
よい。分光器４６はファイバー束１６からの光を、複数
の単波長成分の光に分離して、多チャ出器４８からの各
単波長成分の光強度に対応する電気信号を受け、吸収ス
ペクトルとして演算する。

吸収スペクトルは、ディスプレイ装置８６で表示され、
記録装置８８で記録されるとともに記憶装置４０に記憶
される。

第６図に、第５図の測定装置に用いることのできるセン
サー２の他の実施例を示す。白色光の照外側に薄い円筒
状に配置されている。この実施例によれば、受光口１４
が照射口６をとりまくように形成されているので、第５
図に示すセンサー２に比べて受光量がはるかに大きくな
るという効果をもつ。したがって、白色光源４４や分光
器４６の光量が少ない場合や、多素子光検出器４８の感
度が低い場合に有効である。これに対し、第５図に示す
構造のセンサー２は、照射口６と受光口１４の距離を大
きくとる場合に有利である。該距離を同じものとした場
合、第５図の実施例は第６図の実施例に比べ、センサー
２を小型にできるからである。

第６図のように周囲に受光口１４を設ける場合には、第
７図に示すように、白熱ランプ４４をセンサー２の上部
に置くことができる。照射口６の内壁７を反射面とし、
透明部材たる光導棒８を挿入している。

なお、第６図・第７図に示す構造は、２波長測定法に用
いるセンサー（第１図から第４図に示すもの）にも適用
できることはいうまでもない。

次Ｋ、第８図に示す血中色素濃度の経皮測定装置による
測定の実験結果を、第８図に示す。８０才の健康な男子
（体重ＴＯｋｇ）の左上腕部内側１７ｃ４４℃に加熱し
たセンサーを置き、右前吋静脈から８５〜のＩＣＧを含
む水溶液（体重１　ｋｇあたり０．５ｑ）を注射した。

この図は第１のフィルター４２ａおよび第２のフィルタ
ー４２ｂにそれぞｎ８００ｎｍおよび８７０ｎｍに透過
ピークをもつ干渉フィルターを用いた場合の吸光度差（
Ａ８００ｎｍ　−Ａ８７０ｎｍ　）の時間的な経過を示
している。この図から明らかなように、ＩＣＱ注人後数
秒で血中ＩＣＧ濃度か急速に上昇し、約１６秒で最大濃
度となり、その後約１５秒間で急速に濃度が低下し、そ
れ以後は、徐々に低下している。実施例装置によればこ
のように、かなり精度の高い測定を行えることが明らか
になったが、このような測定は第１図の装置によっても
同様に可能であった。

第９図には、第５図に示す血中色素スペクトルの経皮測
定装置を用い、吸収スペクトルの時間的変化を測定した
実験、結果を示す。被験者、ＩＣＧ注入量等の条件は、
第８図の実験の場合と同じである。この実験では色素注
入前にスペクトルを測定し、それを基準曲線として、こ
れを差引いた差スペクトルを記録した。この図、の一番
下に示されている０秒の線は、色素注入直前の差スペク
トルであり、本来なら横軸に平行な直線となるべきもの
である。しかし、被験者の皮膚組織の光学的性質が安定
でないため、多少のノイズが出ている。

次に色素を注射し、その４秒後に記録した差スペクトル
が示されている。これは０秒の線とほとんど同じである
ので、まだ色素が測定部位の皮ふ組織内の血液中に混入
していないことを示す。次に色素注入後１５秒を経た時
の差スペクトルが示されている。これは典型的なＩＣＧ
の吸収スペクトルの形をしており、８０５　ｎｍに極大
吸収をもち、６５０ｎｍ以下および８６０ｎｍ以上の波
長領域では吸収が著しく低い。次に３０秒後の差スペク
トルは、１５秒後の差スペクトルの１／２以下の吸収を
示し、この間に急激なＩＣＧの減少があったことを示し
ている。その後の４５秒後、６０秒後以後では、変化が
ゆるやかになっている。特に２分後より後では、変化が
著しく少なくなっている事がわかる。なお、この図の各
時間の差スペクトルについて８０５ｎｍの吸光度と８７
０　ｎｍの吸光度との差をとると、第８図の濃度変化曲
線とまったく同じ傾向を示す事がわかった。

〔発明の効果」この発明によれば、センサーに発光手段を内蔵している
ので、従来のように受光用ファイバーと照射用ファイバ
ーの両方を設けなくともよい。したがって、湾曲しにく
いファイバーによる拘束が、受光用ファイバーによるも
のだけになり、センサーの自由度が高くなる。すなわち
、皮膚に軽く、かつ一様にセンサーを接触することがで
きるので、外部光の影響や血管圧拍による血流阻害とい
う問題を生じることなく、精度の高い測定を行うことが
できる。さらに、この発明では光源とファイバー間の連
結やファイバー内の伝送による光量の損失がないので光
の照射効率が上昇する。

【図面の簡単な説明】

第１図は２個のＬＥＤ光源を用いる２波長測定法による
血中色素濃度の経皮測定装置の実施例を示す図、第２図
は第１図のセンサーの詳細を示す斜°視図、第３図は白
色光源を用いる２波長測定法による測定装置の他の実施
例を示す図、第４図は第８図の装置に用いるセンサーの
他の実施例を示す図、第５図は血中色素スペクトルの経
皮測定装置の実施例を示す図、第６図および第７図は経
皮測定センサーのさらに他の実施例を示す図、第８図は
第８図の測定装置を用いて血中色素濃度を測定した実験
結果を示す図、第９図は第５図に示す装定測置を用いて
血中色素スペクトルを測定した実験結果を示す図である
。２・・・センサー、６・・・照射口、６ａ・・・第１の
照射窓、６ｂ・・第２の照射窓、１０ａ　−Ｌ　Ｅ　Ｄ
ｌｌｏｂ　−＝　Ｌ　Ｅ　Ｄ。器、３２・・・信号分離手段、３４・・・演算手段、８
６・・・ディスプレイ妻＃装置、４０・・・記憶袋ｍ１
１４２ａ・・・第１のパターン解析装置なお、各図中同一符号は同一相当部分を示す。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）センサーの筐体内に設けられた発光手段、発光手
段が発する光を被測定色素を含んだ血液の流れる被測定
物へ照射するため被測定物表面に接触させられる照射口
、照射口から被測定物へ照射された光の散乱反射口を受光
するため被測定物表面に接触させられる受光口、照射口と受光口を分離し、発光手段からの光が直接受光
口へ入射するのを防ぐための隔壁、一端が受光口に設け
られ、他端に受光口で受光した前記散乱反射光を伝達す
るための少なくとも１本以上の受光用光導体、を備えたことを特徴とする血中色素濃度の経皮測定セン
サー。
（２）発光手段は、被測定色素の高吸収光を発する第１の発光ダイオード、前記高吸収光に比べ被測定色素の吸収が十分に低い低吸
収光を発する第２の発光ダイオード、を備えたものであ
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の血中色
素濃度の経皮測定センサー。
（３）照射口は、前記高吸収光のスペクトル幅を狭くするための第１の波
長幅制限フィルターを有する第１の照射窓と、前記低吸収光のスペクトル幅を狭くするための第２の波
長幅制限フィルターを有する第２の照射窓、を備えたものであることを特徴とする特許請求の範囲第
２項に記載の血中色素濃度の経皮測定センサー。
（４）発光手段は、白色光を発する白色光源を有し、受光用光導体の他端は、被測定色素の高吸収光のみを通す第１のフィルターに接
続される第１の出力端と、低吸収光のみを通す第２のフ
ィルターに接続される第２の出力端とに分離されたもの
であること、を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の血中色素濃度
の経皮測定センサー。
（５）照射口は中心部に設けられ、隔壁は照射口をとり囲むように設けられ、受光口は隔壁の外周に設けられていること、を特徴とす
る特許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれか一つに
記載の血中色素濃度の経皮測定センサー。
（６）隔壁は、その内部に、温度調整手段を有すること
を特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第５項のいず
れか一つに記載の血中色素濃度の経皮測定センサー。
（７）白色光を発する白色光源、前記白色光を、被測定色素を含んだ被測定物へ照射する
ため被測定物表面に接触させられる照射口、照射口から被測定物へ照射された前記白色光の散乱反射
光を受光するため被測定物表面に接触させられる受光口
、照射口と受光口を分離し、発光手段からの光が直接受光
口へ入射するのを防ぐための隔壁、一端が受光口に設け
られ、受光した散乱反射光を他端に伝達するための少な
くとも１本以上の受光用光導体、を備えたことを特徴とする血中色素スペクトルの経皮測
定センサー。
（８）照射口は中心部に設けられ、隔壁は照射口をとり囲むように設けられ、受光口は隔壁の外周に設けられていること、を特徴とす
る特許請求の範囲第７項に記載の血中色素スペクトルの
経皮測定センサー。
（９）隔壁は、その内部に、温度調整手段を有すること
を特徴とする特許請求の範囲第７項または第８項に記載
の血中色素スペクトルの経皮測定センサー。
（１０）センサーの筐体内に設けられた発光手段、発光
手段が発する光を被測定色素を含んだ被測定物へ照射す
るため被測定物表面に接触させられる照射口、照射口から被測定物へ照射された光の散乱反射光を受光
するため被測定物表面に接触させられる受光口、照射口と受光口を分離し、発光手段からの光が直接受光
口へ入射するのを防ぐための隔壁、一端が受光口に設け
られ、他端に受光口で受光した前記散乱反射光を伝達す
るための少なくとも１本以上の受光用光導体、受光用光導体の他端に直接またはフィルターもしくは分
光器を介して結合されたフォトンカウンタ、を備えたことを特徴とする血中色素の経皮測定装置。