JPS61203939A - 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー - Google Patents
肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサーInfo
- Publication number
- JPS61203939A JPS61203939A JP60045276A JP4527685A JPS61203939A JP S61203939 A JPS61203939 A JP S61203939A JP 60045276 A JP60045276 A JP 60045276A JP 4527685 A JP4527685 A JP 4527685A JP S61203939 A JPS61203939 A JP S61203939A
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- sensor
- laser
- absorption
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (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】
〔産業上の利用分野〕
この発明は、患者の血液中に注入された臓器機能診断用
の指示薬色素の血中濃度の変化を、皮膚の上においた光
学センサーによって測定する計測技術に関するものであ
る。
の指示薬色素の血中濃度の変化を、皮膚の上においた光
学センサーによって測定する計測技術に関するものであ
る。
従来より、肝機能（肝臓の解毒機能）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現在、肝機能
の測定に最もよＸ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。
に注入した指示薬色素の濃度変化を測定し現在、肝機能
の測定に最もよＸ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、ＩＣ。
Ｇが肝臓に吸収され、その血中濃度が減少していくので
、その減少率（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。
、その減少率（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注人後一定時間（通常１５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 、１２．１５分の６回）採血を行
い、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、特殊な解析をするものである
。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、採血に一定の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ＩＣＧ濃度の減少速度
の変化が速い場合には、上述のような採血法では正確な
測定ができないという難点もある。この２つの難点を解
決するためには、光学センサーを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連続的に測
定する方法もある。しかし、いずれも患者に対する侵襲
が著しく大きいので、実用的な測定を行うことができな
かった。
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 、１２．１５分の６回）採血を行
い、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、特殊な解析をするものである
。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、採血に一定の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ＩＣＧ濃度の減少速度
の変化が速い場合には、上述のような採血法では正確な
測定ができないという難点もある。この２つの難点を解
決するためには、光学センサーを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連続的に測
定する方法もある。しかし、いずれも患者に対する侵襲
が著しく大きいので、実用的な測定を行うことができな
かった。
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、特開ＦＦＢ５４−１２５８６
号（萩原文二、米田研）、特開昭５９−１８９８２８号
（萩原文二）および特願昭６０−４７８９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
射して血管等の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変化もしくはスペクトル変化
を測定するものである。これらには、次のような、２波
長吸光度差測定法に適したセンサーも開示されている。
発明を行った。すなわち、特開ＦＦＢ５４−１２５８６
号（萩原文二、米田研）、特開昭５９−１８９８２８号
（萩原文二）および特願昭６０−４７８９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
射して血管等の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変化もしくはスペクトル変化
を測定するものである。これらには、次のような、２波
長吸光度差測定法に適したセンサーも開示されている。
指示薬色素の吸収が大きい波長の光（以下高吸収光とい
う）と、そ訃に比べ吸収が十分に小さい波長の光（以下
低吸収光という）を２つの光源から交互に発し、その散
乱反射光を受光して、それぞれの散乱反射光の強度の差
をもって、指示薬色素の濃度を測定するセンサーが示さ
れている。高吸収光の中心波長は指示薬色素の吸収ピー
クの波長（例えばＩＣＧにおいて８０５ｎｍ）に一致す
るよう選ばれる。低段に光の中心波長は指示薬色素の吸
収が０に近い波長（例えばＩＣＧにおいて８６０ｎｍ）
に一致するよう選ばれる。そして、高吸収光と低吸収光
を発する光源として、２個の発光ダイオード等が用いら
れている。
う）と、そ訃に比べ吸収が十分に小さい波長の光（以下
低吸収光という）を２つの光源から交互に発し、その散
乱反射光を受光して、それぞれの散乱反射光の強度の差
をもって、指示薬色素の濃度を測定するセンサーが示さ
れている。高吸収光の中心波長は指示薬色素の吸収ピー
クの波長（例えばＩＣＧにおいて８０５ｎｍ）に一致す
るよう選ばれる。低段に光の中心波長は指示薬色素の吸
収が０に近い波長（例えばＩＣＧにおいて８６０ｎｍ）
に一致するよう選ばれる。そして、高吸収光と低吸収光
を発する光源として、２個の発光ダイオード等が用いら
れている。
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Ａ
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有することが発明者により
明らかにされた。たとえば、肝機能検査で通常用いられ
るＩＣＧの場合、吸収ピークの波長が８０５ｎｍであり
、これに近い所で吸収が０に近い波長は８６０ ｎｍで
ある。すなわち、周波長の差は５５ｎｍシかない。とこ
ろが、光源に用いられる発光ダイオードはそのスペクト
ル幅が１１００ｎ程度もあるので、２つの光源の光（高
吸収光と低吸収光）のスペクトルが重なって測定精度が
著しく悪くなるという問題点があった。
濃度変化を測定できるばかりでなく、患者に対する侵Ａ
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有することが発明者により
明らかにされた。たとえば、肝機能検査で通常用いられ
るＩＣＧの場合、吸収ピークの波長が８０５ｎｍであり
、これに近い所で吸収が０に近い波長は８６０ ｎｍで
ある。すなわち、周波長の差は５５ｎｍシかない。とこ
ろが、光源に用いられる発光ダイオードはそのスペクト
ル幅が１１００ｎ程度もあるので、２つの光源の光（高
吸収光と低吸収光）のスペクトルが重なって測定精度が
著しく悪くなるという問題点があった。
この発明では、照射口から皮膚に向けてレーザ−光源に
よる指示薬色素の高吸収波長の光（以下、高吸収レーザ
ー光という）ならびにレーザー光源による指示薬色素の
低吸収波長の光（以下、低吸収レーザー光という）を照
射し、その散乱反射光を受光するようにした。
よる指示薬色素の高吸収波長の光（以下、高吸収レーザ
ー光という）ならびにレーザー光源による指示薬色素の
低吸収波長の光（以下、低吸収レーザー光という）を照
射し、その散乱反射光を受光するようにした。
レーザー光のスペクトル幅はｌｎｍよりもはるかに小さ
な値である。したがって、高吸収レーザー光はほぼ指示
薬色素の吸収ピークの波長のみとなり、低吸収レーザー
光もほぼ指示薬色素の吸収が十分に低い波長のみとなる
。すなわち、高吸収レーザー光と低吸収レーザー光のス
ペクトルが重なり合うことがなく、指示薬色素の濃度情
報を十分に含んだ散乱反射光を得ることができる。
な値である。したがって、高吸収レーザー光はほぼ指示
薬色素の吸収ピークの波長のみとなり、低吸収レーザー
光もほぼ指示薬色素の吸収が十分に低い波長のみとなる
。すなわち、高吸収レーザー光と低吸収レーザー光のス
ペクトルが重なり合うことがなく、指示薬色素の濃度情
報を十分に含んだ散乱反射光を得ることができる。
第１図に、この発明によるセンサーを用いた血中色素濃
度の経皮的連続計測の概要を示す。センサー２の内部構
造の詳細は示されていないが、これは後述のように、（
１）半導体レーザー４ａ・４ｂをセンサー２の筐体内に
含むもの、（２）外部からのレーザー光を光導体でセン
サー２に導くもの、（３）光検出器６をセンサー２の筐
体内に含むもの、（４）光導ためである。
度の経皮的連続計測の概要を示す。センサー２の内部構
造の詳細は示されていないが、これは後述のように、（
１）半導体レーザー４ａ・４ｂをセンサー２の筐体内に
含むもの、（２）外部からのレーザー光を光導体でセン
サー２に導くもの、（３）光検出器６をセンサー２の筐
体内に含むもの、（４）光導ためである。
第１図に示す概念図に基づいて、この装置の動作を説明
する。パルス発振回路８の出力に基づ、きレーザ−１駆
動回路１０は、第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂ
を交互に発光させる。第１・第２の半導体レーザー４ａ
・４ｂは、それぞれ指示薬色素の高吸収レーザー光１２
ａ・低吸収レーザー光１２ｂを発する。この交互に発せ
られたレーザー光１２ａ・１２ｂはセンサー２の照射口
１４から皮膚１６に向けて照射される。１表皮１６ａの
下の真皮１６ｂ１皮下組織１６ｃには、毛細血管１６ｄ
、血管１６ｅが分布している。
する。パルス発振回路８の出力に基づ、きレーザ−１駆
動回路１０は、第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂ
を交互に発光させる。第１・第２の半導体レーザー４ａ
・４ｂは、それぞれ指示薬色素の高吸収レーザー光１２
ａ・低吸収レーザー光１２ｂを発する。この交互に発せ
られたレーザー光１２ａ・１２ｂはセンサー２の照射口
１４から皮膚１６に向けて照射される。１表皮１６ａの
下の真皮１６ｂ１皮下組織１６ｃには、毛細血管１６ｄ
、血管１６ｅが分布している。
高吸収レーザー光１２ａは血管１６ｄ・１６ｅ内の指示
薬色素に吸収されるので、低吸収レーザー光１２ｂに比
べ受光口１８で受光される散乱反射光２０の量が少ない
。散乱反射光２０は光検出器６によって電気信号に変換
された後、信号分離回路２２に入力される。
薬色素に吸収されるので、低吸収レーザー光１２ｂに比
べ受光口１８で受光される散乱反射光２０の量が少ない
。散乱反射光２０は光検出器６によって電気信号に変換
された後、信号分離回路２２に入力される。
信号分離回路２２では、パルス発振回路８の出力によっ
て、レーザー４ａ 、 ４ｂの発光と同期をとり、この
電気信号を、高吸収レーザー光１２ａに係るものと、低
吸収レーザー光１２ｂに係るものとに分離して吸光度演
算回路２４に与える。吸光度演算回路２４は、この出力
に基づき、高吸収レーザー光と低吸収レーザー光におけ
る吸光度の差を演算するものである。なお、吸光度差Ａ
Ａａ −ＡＡｂ （ここでＡλａおよびＡＡｂは波長ａ
ｎｍおよびｂｎｌｌ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。
て、レーザー４ａ 、 ４ｂの発光と同期をとり、この
電気信号を、高吸収レーザー光１２ａに係るものと、低
吸収レーザー光１２ｂに係るものとに分離して吸光度演
算回路２４に与える。吸光度演算回路２４は、この出力
に基づき、高吸収レーザー光と低吸収レーザー光におけ
る吸光度の差を演算するものである。なお、吸光度差Ａ
Ａａ −ＡＡｂ （ここでＡλａおよびＡＡｂは波長ａ
ｎｍおよびｂｎｌｌ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。
Ｉｂ
ｍｂ−／ｕａ＝１ｏｇＩｂ−ＪｏｇＩａ＝ｌｏｇ −・
・−（１）Ｉａ ここで、Ｉａ−Ｉｂはそれぞれ高吸収レーザー光および
低吸収レーザー光に対応する散乱反射光め光量である。
・−（１）Ｉａ ここで、Ｉａ−Ｉｂはそれぞれ高吸収レーザー光および
低吸収レーザー光に対応する散乱反射光め光量である。
このＩａとＩｂは血液に指示薬色素を注入すされる。
この実施例によれば、高吸収レーザー光、低吸収レーザ
ー光のためにそれぞれ光検出器を設ける必要がなく、光
検出器は１つでよい。すなわち、構造が簡素でかつ安価
である。
ー光のためにそれぞれ光検出器を設ける必要がなく、光
検出器は１つでよい。すなわち、構造が簡素でかつ安価
である。
第２図に、２個の光検出器を用いて測定する装置の概念
図を示す。第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂは連
続的に高吸収レーザー光１２ａ・低吸収レーザー光１２
ｂを発する。その散乱反射光２ｏは、第１のフィルター
２８ａを通過した光と、第２のフィルター２８ｂを通過
した光に分離される。第１のフィルター２８ａ（干渉フ
ィルターなど）は高吸収光のみを通過させ、第２のフィ
ルター２８ｂは低吸収光のみを通過させるものである。
図を示す。第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂは連
続的に高吸収レーザー光１２ａ・低吸収レーザー光１２
ｂを発する。その散乱反射光２ｏは、第１のフィルター
２８ａを通過した光と、第２のフィルター２８ｂを通過
した光に分離される。第１のフィルター２８ａ（干渉フ
ィルターなど）は高吸収光のみを通過させ、第２のフィ
ルター２８ｂは低吸収光のみを通過させるものである。
両フィルター２８ａ 、 ２８ｂの通過光は、それぞれ
第１・第２の光検出器６ａ・６ｂで電気信号に変換され
、吸光度演算回路２４に入力される。以下第１図の装置
と同様にして、吸光度差の時間的変化が表示手段２６に
表示される。
第１・第２の光検出器６ａ・６ｂで電気信号に変換され
、吸光度演算回路２４に入力される。以下第１図の装置
と同様にして、吸光度差の時間的変化が表示手段２６に
表示される。
この実施例によれば、低吸収レーザー光、高吸収レーザ
ー光による散乱反射光を連続的に測定でき、ノイズの影
響も少なく、高精度の測定を行うことができる。
ー光による散乱反射光を連続的に測定でき、ノイズの影
響も少なく、高精度の測定を行うことができる。
第８図ないし第６図に、第１図に示す濃度測定に用いら
れるセンサーの実施例を示す。
れるセンサーの実施例を示す。
第８図は、第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂなら
びに半導体光検出器６をセンサー２の筐体内に収納した
ものである。半導体光検出器６としては、光導電ゼル、
フォトダイオード、フォトトランジスタ、アバランシェ
フォトダイオードなどを用いることができる。第８図囚
は縦断面図、第８図（匂は底面図である。照射口１４は
照射窓１４ａと照射窓１４ｂからなりそれぞれには半導
体レーザー４ａ・４ｂを保護するために透明体８０ａ・
８０ｂ（ガラス、アクリル樹脂など）がはめられている
。受光口１８にも透明体８２がはめられ、半導体光検出
器６を保護している。皮膚と接触される接触面８は接触
によりなる隔壁８４の内部には、加温手段たる微小ヒー
ター８６および測温手段たるサーミスタ８８が設けられ
ている。ヒーター８６の加温はサーミスタ８８によって
制御され、隔壁８４は４８℃ないし４５°０（通常的４
４°Ｃ）に保、持される。これにより、皮膚１６を加熱
し、その中の血管１６ｄ・１６ｅ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。この実施例によれば、湾曲しにくいフ
ァイバー束（多数のファイバーを束ねたもの）による拘
束から解放され、センサー２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２を接触するこ
とができるので、外部光の影響や血管圧迫による血流阻
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。
びに半導体光検出器６をセンサー２の筐体内に収納した
ものである。半導体光検出器６としては、光導電ゼル、
フォトダイオード、フォトトランジスタ、アバランシェ
フォトダイオードなどを用いることができる。第８図囚
は縦断面図、第８図（匂は底面図である。照射口１４は
照射窓１４ａと照射窓１４ｂからなりそれぞれには半導
体レーザー４ａ・４ｂを保護するために透明体８０ａ・
８０ｂ（ガラス、アクリル樹脂など）がはめられている
。受光口１８にも透明体８２がはめられ、半導体光検出
器６を保護している。皮膚と接触される接触面８は接触
によりなる隔壁８４の内部には、加温手段たる微小ヒー
ター８６および測温手段たるサーミスタ８８が設けられ
ている。ヒーター８６の加温はサーミスタ８８によって
制御され、隔壁８４は４８℃ないし４５°０（通常的４
４°Ｃ）に保、持される。これにより、皮膚１６を加熱
し、その中の血管１６ｄ・１６ｅ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。この実施例によれば、湾曲しにくいフ
ァイバー束（多数のファイバーを束ねたもの）による拘
束から解放され、センサー２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２を接触するこ
とができるので、外部光の影響や血管圧迫による血流阻
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。
第４図は、第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂをセ
ンサー２の筐体内に収納し、受光口１８に受光用光導体
たる受光用ファイバー束４０の一端を導入したものであ
る。受光用ファイバー束４０の他端はセンサ−２外部に
設けられた光検出器６に結合される。この実施例では、
光検出器６がセンサー２ものを用いることができる。し
たがって、照射口１４ａ・１４ｂと受光口１８ｂの距離
を大きくとって、皮膚内部で長い光路を経た散乱反射光
を得て高精度の測定を行う場合に効果が大きい。なぜな
ら、かかる距離を大きくとれば、色素濃度に対する情報
量は増大するが、散乱反射光の強度そのものは弱くなる
ので、高感度の光検出器が必要となるからである。
ンサー２の筐体内に収納し、受光口１８に受光用光導体
たる受光用ファイバー束４０の一端を導入したものであ
る。受光用ファイバー束４０の他端はセンサ−２外部に
設けられた光検出器６に結合される。この実施例では、
光検出器６がセンサー２ものを用いることができる。し
たがって、照射口１４ａ・１４ｂと受光口１８ｂの距離
を大きくとって、皮膚内部で長い光路を経た散乱反射光
を得て高精度の測定を行う場合に効果が大きい。なぜな
ら、かかる距離を大きくとれば、色素濃度に対する情報
量は増大するが、散乱反射光の強度そのものは弱くなる
ので、高感度の光検出器が必要となるからである。
第５図は、第１・第２の半導体レーザー４ａ・４ｂをセ
ンサ−２外部に設け、これに接続された高吸収光用ファ
イバー４２ａと低吸収光用ファイバー４２ｂの一端を照
射口１４に導入している。また、半導体光検出器６はセ
ンサー２内に設けられている。
ンサ−２外部に設け、これに接続された高吸収光用ファ
イバー４２ａと低吸収光用ファイバー４２ｂの一端を照
射口１４に導入している。また、半導体光検出器６はセ
ンサー２内に設けられている。
ファイバー４２ａ・４２ｂはそれぞれ１本の細いファイ
バーであるので湾曲しやすくセンサー２の自由度は高い
。この実施例によれば、高吸収レーザー光と、低吸収レ
ーザー光の皮膚への照射位置をほとんど一致させる事が
できる効果がある。
バーであるので湾曲しやすくセンサー２の自由度は高い
。この実施例によれば、高吸収レーザー光と、低吸収レ
ーザー光の皮膚への照射位置をほとんど一致させる事が
できる効果がある。
第６図は、さらに光検出器６をセンサー２の外部に設け
たものである。
たものである。
以上第１図に示す濃度測定に用いられるセンサーの実施
例を示したが、次に第２図に示す測定装置に用いられる
センサーの実施例を第７図ないし第８図に示す。
例を示したが、次に第２図に示す測定装置に用いられる
センサーの実施例を第７図ないし第８図に示す。
第７図は、第１・第２の半導体光検出器６ａ・６ｂをセ
ンサー２に内臓したものである。第７図（４）は縦断面
図、第７図の）は底面図を示す。第１・第２のフィルタ
ー２８ａ・２８ｂ（干渉フィルター等）を、第１・第２
の受光窓１８ａ・１８Ｂにはめ込んでいる。
ンサー２に内臓したものである。第７図（４）は縦断面
図、第７図の）は底面図を示す。第１・第２のフィルタ
ー２８ａ・２８ｂ（干渉フィルター等）を、第１・第２
の受光窓１８ａ・１８Ｂにはめ込んでいる。
第８図は、受光口１８に透明部材８２をはめ込み受光用
ファイバー束４０の一端を導入したものである。
ファイバー束４０の一端を導入したものである。
ファイバー束４０の他端は第１・第２の出力端４０ａ・
４０ｂに分離され、それぞれ第１・第２のフィルター２
８ａ・２８ｂに結合されている。
４０ｂに分離され、それぞれ第１・第２のフィルター２
８ａ・２８ｂに結合されている。
なお、第７図、第８図に示す実施例においては、半導体
レーザー４ａ・４ｂがセンサー２に内臓されているが、
第５図、第６図のように外部に設けることも可能である
。
レーザー４ａ・４ｂがセンサー２に内臓されているが、
第５図、第６図のように外部に設けることも可能である
。
また、本発明によるセンサーは心拍出量の測定や、血液
中の天然色素であるヘモグロビンの酸素飽和度の測定に
も用いることができる。
中の天然色素であるヘモグロビンの酸素飽和度の測定に
も用いることができる。
次に、第５図に示すセンサー２を用いて、血中色素濃度
を連続的に測定した実験結果を第９図に示す。
を連続的に測定した実験結果を第９図に示す。
８０才の健康な男子（体重ｒｏｈ ）の左上腕部内側に
４４゛Ｃに加熱したセンサーを置き、右前肘静脈から８
５ｍｇのＩＣＧを含む水溶液（体重１々あたり０．５ｍ
ｐ）を注射した。半導体レーザー４ａ・４ｂの最大放射
波長をそれぞれ８００ｎｍ および８７０ｎｍとした場
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、Ｉ
Ｃｑ注人後数秒で血中ＩＣＧ濃度が急速に上昇し、約１
５秒で最大濃度となり、その後約１６秒間で急速に濃度
が低下している。それ以後は、徐々に濃度が低下してい
る。実施例装置によればこのように、かなり精度の高い
測定を行うことができた。なお、第８図から第８図に示
す他の実施例によるセンサーを用いてもほぼ同様の結果
が得られ、いずれも実用性をもつことが確認されている
。
４４゛Ｃに加熱したセンサーを置き、右前肘静脈から８
５ｍｇのＩＣＧを含む水溶液（体重１々あたり０．５ｍ
ｐ）を注射した。半導体レーザー４ａ・４ｂの最大放射
波長をそれぞれ８００ｎｍ および８７０ｎｍとした場
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、Ｉ
Ｃｑ注人後数秒で血中ＩＣＧ濃度が急速に上昇し、約１
５秒で最大濃度となり、その後約１６秒間で急速に濃度
が低下している。それ以後は、徐々に濃度が低下してい
る。実施例装置によればこのように、かなり精度の高い
測定を行うことができた。なお、第８図から第８図に示
す他の実施例によるセンサーを用いてもほぼ同様の結果
が得られ、いずれも実用性をもつことが確認されている
。
この発明は、光源としてスペクトル幅の極めてα呻
狭い半導体レーザーを用いているので、高吸収光と低吸
収光の波長が接近している場合でも、両者のスペクトル
が重なり合うことがなく精度の高い測定を行うことがで
きる。
収光の波長が接近している場合でも、両者のスペクトル
が重なり合うことがなく精度の高い測定を行うことがで
きる。
また、レーザー光源は光強度が強く、レーザー光源をセ
ンサー外部に設ける場合には、光導体２本を用いるだけ
で光源とセンサーを結合できる。
ンサー外部に設ける場合には、光導体２本を用いるだけ
で光源とセンサーを結合できる。
したがって、従来の発光ダイオード等を用いてファイバ
ー束によって光源とセンサーを結合していたものに比べ
、格段にセンサーの自由度が高くなる。すなわち、皮膚
を圧迫することなく、センサーを皮膚に密着させること
ができ、圧迫による血流阻害、外部光の影響を排除して
精密な測定を行うことができる。
ー束によって光源とセンサーを結合していたものに比べ
、格段にセンサーの自由度が高くなる。すなわち、皮膚
を圧迫することなく、センサーを皮膚に密着させること
ができ、圧迫による血流阻害、外部光の影響を排除して
精密な測定を行うことができる。
第１図はこの発明のセンサーを用いた血中色素濃度の連
続測定装置を示す図、第２図は２個の先光検出器を用い
た測定装置を示す図、第８図（８）の）第４図（４）（
Ｂ）第６図囚（Ｂ）第６図囚（Ｂ）は第１図に示す測定
装置に適したセンサーの実□流側を示す図、第に） ７図（５）（賜第８図囚（Ｂ）は第２図に示す測定装置
に適したセンサーの実施例を示す図、第９図は測定実験
結果のグラフを示す図である。 ２・・・センサー、４ａ・・・第１の半導体レーザー、
４ｂ・・・第２の半導体レーザー、６・・・光検出器、
６ａ・・・第１の光検出器、６ｂ・・・第２の光検出器
、１４・・・照射口、１８・・・受光口 なお、各図中同一符号は同−又は相当部分を示す。 代理人 弁理士 東 息 隆つ台 第３１１（Ａ） 第３図（Ｂ） ４ｂ 第４図（Ａ、） 第４図（Ｂ） ４ｂ 第５図（Ａ） ｒＩ 第６図（Ａ） 第６１Ｉ（３） 第７図（Ａ） 第７図（Ｂ） １４ｂ １８ｂ ・ 第８図（Ｂ）
続測定装置を示す図、第２図は２個の先光検出器を用い
た測定装置を示す図、第８図（８）の）第４図（４）（
Ｂ）第６図囚（Ｂ）第６図囚（Ｂ）は第１図に示す測定
装置に適したセンサーの実□流側を示す図、第に） ７図（５）（賜第８図囚（Ｂ）は第２図に示す測定装置
に適したセンサーの実施例を示す図、第９図は測定実験
結果のグラフを示す図である。 ２・・・センサー、４ａ・・・第１の半導体レーザー、
４ｂ・・・第２の半導体レーザー、６・・・光検出器、
６ａ・・・第１の光検出器、６ｂ・・・第２の光検出器
、１４・・・照射口、１８・・・受光口 なお、各図中同一符号は同−又は相当部分を示す。 代理人 弁理士 東 息 隆つ台 第３１１（Ａ） 第３図（Ｂ） ４ｂ 第４図（Ａ、） 第４図（Ｂ） ４ｂ 第５図（Ａ） ｒＩ 第６図（Ａ） 第６１Ｉ（３） 第７図（Ａ） 第７図（Ｂ） １４ｂ １８ｂ ・ 第８図（Ｂ）
Claims (8)
- （１）皮膚に接触される接触面、 接触面に設けられた照射口を有し、該照射口から皮膚に
向けて血中の肝機能検査用指示薬色素の吸収が大きい波
長の高吸収レーザー光 ならびに吸収 が小さい波長の低吸収レーザー光を照射するための照射
手段、 前記照射口から皮膚へ照射された前記レーザー光の散乱
反射光を受光するため接触面に設けられた受光口を有す
る受光手段、 照射口と受光口を分離する隔壁、 を備えたことを特徴とする肝機能検査用皮膚レーザーセ
ンサー。 - （２）前記照射手段は、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の高吸収レーザー
光を発する第１のレーザー光源、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の低吸収レーザー
光を発する第２のレーザー光源、 を備えたものであり、 前記受光手段は、 センサー筐体内に設けられた半導体光検出器、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
の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （３）前記照射手段は、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の高吸収レーザー
光を発する第１のレーザー光源、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の低吸収レーザー
光を発する第２のレーザー光源、 を備えたものであり、 前記受光手段は、 受光した前記散乱反射光をセンサー筐体外に伝達するた
め一端が受光口に設けられた少なくとも１本以上の受光
用光導体、 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項記載の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （４）前記照射手段は、 センサー筐体外に設けられた第１のレーザー光源が発す
る指示薬色素の高吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の高吸収光用光電体
、 センサー筐体外に設けられた第２のレーザー光源が発す
る指示薬色素の低吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の低吸収光用光導体
、 を備えたものであり 前記受光手段は、 センサー筐体内に設けられた半導体光検出器、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
の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （５）前記照射手段は、 センサー筐体外に設けられた第１のレーザー光源が発す
る指示薬色素の高吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の高吸収光用光電体
、 センサー筐体外に設けられた第２のレーザー光源が発す
る指示薬色素の低吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の低吸収光用光導体
、 を備えたものであり 前記受光手段は、 受光した前記散乱反射光をセンサー筐体外に伝達するた
め一端が受光口に設けられた少なくとも１本以上の受光
用半導体、 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項記載の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （６）前記照射手段は、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の高吸収レーザー
光を発する第１のレーザー光源、 センサー筐体内に設けられ指示薬色素の低吸収レーザー
光を発する第２のレーザー光源、 を備えたものであり、 前記受光手段は、 受光口の第１の受光窓に設けられた高吸収光のみを通過
させる第１のフィルター、 受光口の第２の受光窓に設けられた低吸収光のみを通過
させる第２のフィルター、 第１のフィルターを通過した散乱反射光を受けるためセ
ンサー筐体内に設けられた第１の半導体検出器、 第２のフィルターを通過した散乱反射光を受けるためセ
ンサー筐体内に設けられた第２の半導体検出器、 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項記載の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （７）前記照射手段は、 センサー筐体外に設けられた第１のレーザー光源が発す
る指示薬色素の高吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の高吸収光用光導体
、 センサー筐体外に設けられた第２のレーザー光源が発す
る指示薬色素の低吸収レーザー光を照射口から照射する
ため一端が照射口に設けられた１本の低吸収光用光導体
、 を備えたものであり 前記受光手段は、 受光口の第１の受光窓に設けられた高吸収光のみを通過
させる第１のフィルター、 受光口の第２の受光窓に設けられた低吸収光のみを通過
させる第２のフィルター、 第１のフィルターを通過した散乱反射光を受けるためセ
ンサー筐体内に設けられた第１の半導体検出器、 第２のフィルターを通過した散乱反射光を受けるためセ
ンサー筐体内に設けられた第２の半導体検出器、 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項記載の肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。 - （８）前記隔壁は、 熱伝導の良い金属からなり、内部に感熱素子と加熱素子
が設けられ、４３℃ないし４５℃の間のいずれかの温度
に保持されるものであること、 を特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第７項記載の
肝機能検査用皮膚レーザーセンサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60045276A JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60045276A JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61203939A true JPS61203939A (ja) | 1986-09-09 |
| JPH0331053B2 JPH0331053B2 (ja) | 1991-05-02 |
Family
ID=12714787
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60045276A Granted JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61203939A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988003386A1 (en) * | 1986-11-05 | 1988-05-19 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Liver function inspection apparatus |
| JPS63177834A (ja) * | 1987-01-16 | 1988-07-22 | 熊谷 博彰 | 生物組織の診断装置及びそれを用いた治療装置 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57124239A (en) * | 1981-01-26 | 1982-08-03 | Aloka Co Ltd | Biochemical component analysis apparatus by laser beam |
| JPS59189828A (ja) * | 1983-04-08 | 1984-10-27 | 萩原 文二 | 肝機能経皮測定装置 |
-
1985
- 1985-03-07 JP JP60045276A patent/JPS61203939A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57124239A (en) * | 1981-01-26 | 1982-08-03 | Aloka Co Ltd | Biochemical component analysis apparatus by laser beam |
| JPS59189828A (ja) * | 1983-04-08 | 1984-10-27 | 萩原 文二 | 肝機能経皮測定装置 |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1988003386A1 (en) * | 1986-11-05 | 1988-05-19 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Liver function inspection apparatus |
| US4905703A (en) * | 1986-11-05 | 1990-03-06 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Liver function testing apparatus and method |
| JPS63177834A (ja) * | 1987-01-16 | 1988-07-22 | 熊谷 博彰 | 生物組織の診断装置及びそれを用いた治療装置 |
| JPH0326966B2 (ja) * | 1987-01-16 | 1991-04-12 | Hiroaki Kumagai |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0331053B2 (ja) | 1991-05-02 |
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