JPS61257629A - 血液モニタ - Google Patents
血液モニタInfo
- Publication number
- JPS61257629A JPS61257629A JP60099348A JP9934885A JPS61257629A JP S61257629 A JPS61257629 A JP S61257629A JP 60099348 A JP60099348 A JP 60099348A JP 9934885 A JP9934885 A JP 9934885A JP S61257629 A JPS61257629 A JP S61257629A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- wavelength
- light receiving
- absorbance
- transmitting
- 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.)
- Pending
Links
Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- 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】
（産業上の利用分野）
本発明は光ファイバを用い、白色光を照射してその反射
光スペクトルを分析することにより、血液中の酸素飽和
度を示すパラメータの経時変化を監視可能とした血液モ
ニタに関する。
光スペクトルを分析することにより、血液中の酸素飽和
度を示すパラメータの経時変化を監視可能とした血液モ
ニタに関する。
（従来技術とその問題点）
生体組織の血流中における酸素飽和度（Ｓｏ□：ヘモグ
ロビンの全量に対する酸化ヘモグロビンの割合）の経時
変化を長時間にわたり連続測定することは、例えば皮膚
移植において移植された皮膚が生きているか否かの判定
に用いる等、医学上程々の用途に利用可能である。
ロビンの全量に対する酸化ヘモグロビンの割合）の経時
変化を長時間にわたり連続測定することは、例えば皮膚
移植において移植された皮膚が生きているか否かの判定
に用いる等、医学上程々の用途に利用可能である。
従来、血流中の酸素飽和度を求める方法としては１例え
ば生体組織に白色光を当て、その透過光を分光器により
異った波長に分け、第５図に示すごトく、ヘモグロビン
の吸収スペクトル図を利用して、ＳＯ□が１００チの場
合（図示実線）と０チの場合（図示破線）とで吸光度が
大きく変わる波長とはｙ変らない波長とにおける吸光度
を光電変換し、これを電気的に処理することにより血流
中の酸素飽和度の変化を連続測定する方法は公知である
。
ば生体組織に白色光を当て、その透過光を分光器により
異った波長に分け、第５図に示すごトく、ヘモグロビン
の吸収スペクトル図を利用して、ＳＯ□が１００チの場
合（図示実線）と０チの場合（図示破線）とで吸光度が
大きく変わる波長とはｙ変らない波長とにおける吸光度
を光電変換し、これを電気的に処理することにより血流
中の酸素飽和度の変化を連続測定する方法は公知である
。
〜しかしながら、上記従来の方法は生体組織表面した透
過光を利用するものであるため、生体組織表面から測定
を行うことができず、また異った波長における吸光度？
検出するに分光器を利用するものであるため、装置が複
雑でかつ高価となる欠点がある。
過光を利用するものであるため、生体組織表面から測定
を行うことができず、また異った波長における吸光度？
検出するに分光器を利用するものであるため、装置が複
雑でかつ高価となる欠点がある。
（問題点を解決するための手段）
本発明は上記従来の欠点を除去すべくなされたものであ
って、このため本発明による血液モニタは、装置本体と
該装置本体にコネクタ接続される測定プローブとからな
り：該測定プローブは１つの送光用ファイバと２つの受
光用ファイバとを含み、その一端は該送受光用ファイバ
χ束ねたヘッド部とされかつ他端は該送受光用ファイバ
を分岐されたコネクタ部とされ：核装置本体は送光用の
白色光源と、前記２つの受光用ファイバよりそれぞれ透
過波長の異なるフィルタを介して光ヲ受ける受光素子と
、該受光素子からの出力信号受ける信号処理部とを含み
、前記フィルタの波長は血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度に対し吸光度が大きく変わる１つの波長と吸光度が
ほとんど変化しない１つの波長とからなり、信号処理部
により該２つの波長における受光量から血液中の酸素飽
和度？示すパラメータ測定することを特徴とする。
って、このため本発明による血液モニタは、装置本体と
該装置本体にコネクタ接続される測定プローブとからな
り：該測定プローブは１つの送光用ファイバと２つの受
光用ファイバとを含み、その一端は該送受光用ファイバ
χ束ねたヘッド部とされかつ他端は該送受光用ファイバ
を分岐されたコネクタ部とされ：核装置本体は送光用の
白色光源と、前記２つの受光用ファイバよりそれぞれ透
過波長の異なるフィルタを介して光ヲ受ける受光素子と
、該受光素子からの出力信号受ける信号処理部とを含み
、前記フィルタの波長は血液中のヘモグロビンの酸素飽
和度に対し吸光度が大きく変わる１つの波長と吸光度が
ほとんど変化しない１つの波長とからなり、信号処理部
により該２つの波長における受光量から血液中の酸素飽
和度？示すパラメータ測定することを特徴とする。
（作用）
生体組織への測定光の照射とその反射光の受光とは、生
体組織表面におかれた測定プローブのヘツ、ド部を介し
て行われ、生体組織表面からの測定が可能である。ヘッ
ド部より受光された光は２つの受光用ファイバに分離さ
れてコネクタ部に送られ、それぞれ装置本体内の異なる
透過波長のフィルタ？通されることにより２つの異なる
波長における吸光度が得られる。該２つの異なる波長は
。
体組織表面におかれた測定プローブのヘツ、ド部を介し
て行われ、生体組織表面からの測定が可能である。ヘッ
ド部より受光された光は２つの受光用ファイバに分離さ
れてコネクタ部に送られ、それぞれ装置本体内の異なる
透過波長のフィルタ？通されることにより２つの異なる
波長における吸光度が得られる。該２つの異なる波長は
。
血液中のヘモグロビンの酸素飽和度に対し吸光度が大き
く変わる１つの波長と吸光度がほとんど変化しない１つ
の波長とからなる。各フィルタからの透過光ｔそれぞれ
受光素子にて光電変換し、信号処理部にて該光電変換さ
れた出力信号を処理することにより、すなわち上記２つ
の波長における吸光度より酸素飽和度？示すパラメータ
請求める計算処理を行うことにより、その都度の血流中
における酸素飽和度を検出することができる。本発明に
よる血液モニタは、生体組織表面から測定可能であるの
で、測定部位によっては経皮的、非侵襲的に測定するこ
とができる。また、２つの異なる波長における吸光度を
得るに１分光器を使用することなく、分離されたファイ
バとフィルタとの組合わせを利用しているので装置構成
？簡略化して安価に製造することができる。
く変わる１つの波長と吸光度がほとんど変化しない１つ
の波長とからなる。各フィルタからの透過光ｔそれぞれ
受光素子にて光電変換し、信号処理部にて該光電変換さ
れた出力信号を処理することにより、すなわち上記２つ
の波長における吸光度より酸素飽和度？示すパラメータ
請求める計算処理を行うことにより、その都度の血流中
における酸素飽和度を検出することができる。本発明に
よる血液モニタは、生体組織表面から測定可能であるの
で、測定部位によっては経皮的、非侵襲的に測定するこ
とができる。また、２つの異なる波長における吸光度を
得るに１分光器を使用することなく、分離されたファイ
バとフィルタとの組合わせを利用しているので装置構成
？簡略化して安価に製造することができる。
（実施例）
以下、添附図に沿って本発明の好適な実施例につき説明
する。
する。
第１図乃至第６図は本発明を生体組織内の酸素飽和度と
ヘモグロビン量とを同時に測定し得る経皮血液モニタに
適用した場合を示しており、該モニタは装置本体１と該
装置本体１にコネクタ接続される測定プローブ３とから
なる。
ヘモグロビン量とを同時に測定し得る経皮血液モニタに
適用した場合を示しており、該モニタは装置本体１と該
装置本体１にコネクタ接続される測定プローブ３とから
なる。
測定プローブ６は、図示のように、１束の送光用ファイ
バ５と６束の受光用ファイバ７と乞束ねたファイバ束よ
り構成され、その一端はこれらファイバ５・７を束ねて
先端面を面一に保持するヘッド部９とされ、またその他
端は各ファイバ５゜７馨分離して保持するコネクタ部１
１とされている。
バ５と６束の受光用ファイバ７と乞束ねたファイバ束よ
り構成され、その一端はこれらファイバ５・７を束ねて
先端面を面一に保持するヘッド部９とされ、またその他
端は各ファイバ５゜７馨分離して保持するコネクタ部１
１とされている。
装置本体１は、第２図に示すように、送光ファイバ５に
合わせられた白色光源１３と、各受光ファイバ７よりそ
れぞれ異なる透過波長のフィルタ１５？介して受光する
フォトダイオード等の受光素子１７と、各受光素子から
の出力を増幅する増幅器１９と、各増（嘔器からの出力
を順次切換出力せしめるアナログスイッチ２１と、該ア
ナログスイッチからの出力信号’ｋＬＯＧ変換するＬＯ
Ｇ変゛′ 換器２６と、該ＬＯＧ変換器から
の出力Ｙ：Ａ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器２５と、該Ａ／
Ｄ変換器からのディジタル信号を処理してディスプレイ
２７およびトッドプリンタ２９に血液中のヘモグロビン
量および酸素飽和度？示すパラメータ？表示させるマイ
クロプロセッサ３１とを含む。
合わせられた白色光源１３と、各受光ファイバ７よりそ
れぞれ異なる透過波長のフィルタ１５？介して受光する
フォトダイオード等の受光素子１７と、各受光素子から
の出力を増幅する増幅器１９と、各増（嘔器からの出力
を順次切換出力せしめるアナログスイッチ２１と、該ア
ナログスイッチからの出力信号’ｋＬＯＧ変換するＬＯ
Ｇ変゛′ 換器２６と、該ＬＯＧ変換器から
の出力Ｙ：Ａ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器２５と、該Ａ／
Ｄ変換器からのディジタル信号を処理してディスプレイ
２７およびトッドプリンタ２９に血液中のヘモグロビン
量および酸素飽和度？示すパラメータ？表示させるマイ
クロプロセッサ３１とを含む。
マイクロプロセッサ６１によって０Ｎ１０ＦＦコントロ
ールされる白色光源１６の光は送光ファイバ５のソケッ
ト端より入射され、測定プローブ６内の送光ファイバを
通ってヘッド９先端に導かれ。
ールされる白色光源１６の光は送光ファイバ５のソケッ
ト端より入射され、測定プローブ６内の送光ファイバを
通ってヘッド９先端に導かれ。
該ヘッド９を貼り付けた測定対象となる生体組織表面に
照射される。生体組織表面からの情報？含んだ反射光は
ヘッド？先端より各受光ファイバ７に入射し、測定プロ
ーブ６乞介してコネクタ部１１０３つの分離した端部に
まで導かれ、それぞれ特定波長のみを透過させるフィル
タ１５ｖ通って受光素子１７に受光されて電気信号に変
換される。
照射される。生体組織表面からの情報？含んだ反射光は
ヘッド？先端より各受光ファイバ７に入射し、測定プロ
ーブ６乞介してコネクタ部１１０３つの分離した端部に
まで導かれ、それぞれ特定波長のみを透過させるフィル
タ１５ｖ通って受光素子１７に受光されて電気信号に変
換される。
各受光素子からの出力信号は増幅器１９χ経た後。
アナログスイッチ２１により出力順を切換えられて順次
ＬＯＧ変換とＡ／Ｄ変換がなされ、ディジまれる。マイ
クロプロセッサ５１は６つの信号レベルの差から酸素飽
和度を示すパラメータＩｓｏ、２トヘモグロビン量乞示
すパラメータＩＨｂとを第４図に示す計算式に従って求
め、これら？ディスプレー２７にディジタル表示させる
とともにドツトプリンタ２９にアナログ表示させる。
ＬＯＧ変換とＡ／Ｄ変換がなされ、ディジまれる。マイ
クロプロセッサ５１は６つの信号レベルの差から酸素飽
和度を示すパラメータＩｓｏ、２トヘモグロビン量乞示
すパラメータＩＨｂとを第４図に示す計算式に従って求
め、これら？ディスプレー２７にディジタル表示させる
とともにドツトプリンタ２９にアナログ表示させる。
すなわち１本装置ではフィルタ１５の透過波長？血液中
の酸素飽和度ＳＯ□が０憾と１００％とで吸光度（なお
、こ−で吸光度とは反射光強度の対数値に負符号？付し
たものを意味する）がほとんど変化しない２つの波長λ
ｌ―λ３と、吸光度が大きく変化する波長λ２０３つの
波長に選んである。
の酸素飽和度ＳＯ□が０憾と１００％とで吸光度（なお
、こ−で吸光度とは反射光強度の対数値に負符号？付し
たものを意味する）がほとんど変化しない２つの波長λ
ｌ―λ３と、吸光度が大きく変化する波長λ２０３つの
波長に選んである。
λｌとλ３ における吸光度の差α＝Ａ（λ１）−人（
λ３）はＳＯ□ によって影響されず血液中の全ヘモグ
ロビンの含量に比例して変化する。従って。
λ３）はＳＯ□ によって影響されず血液中の全ヘモグ
ロビンの含量に比例して変化する。従って。
パラメータＩＨｂ はα＝Ａ（λｔ） Ａ（λ３）
に正規化係数ＣＨｂ ′％：掛げることによって求め
られる。
に正規化係数ＣＨｂ ′％：掛げることによって求め
られる。
二′（図示β）はＳ０２ に応じて変化す、る。従って
、一方、ＡＣλＫ）とＡ（λ３）の平均とＡ（λ２）の
差ｌ５ｏ２（ｆｉはβｔαで割ってこれに正規化係数Ｃ
５ｏ２ｔＩＩＩＩｒケることによって求められる。波長
としては例えば、λ□＝ ５８０ ｍμ、λ２＝７００
ｍμ・λ３＝８００ ｍμ を選ぶことができる。
、一方、ＡＣλＫ）とＡ（λ３）の平均とＡ（λ２）の
差ｌ５ｏ２（ｆｉはβｔαで割ってこれに正規化係数Ｃ
５ｏ２ｔＩＩＩＩｒケることによって求められる。波長
としては例えば、λ□＝ ５８０ ｍμ、λ２＝７００
ｍμ・λ３＝８００ ｍμ を選ぶことができる。
なお、上記実施例はとくに酸素飽和を示すパラメータと
ヘモグロビン量を示すパラメータト’ａ’同時に測定し
得る血液モニタについて述べたが１本発明は酸素飽和度
を示すパラメータのみを測定する血液モニタとしても使
用し得る。この場合、酸素飽和度を示すパラメータＩ
３０２は、上述したように６つの波長における吸光度よ
り求めることができるばかりではなく、血液中のヘモグ
ロビンの酸素飽和度が１００チと０チとで吸光度が大き
く変おる波長（例えば第４図のλ２＝７００μｍ）と吸
光度がほとんど変化しない波長（例えば第４図のλａ”
８００μｍ）との２つの波長における吸光度の差より求
めることもできる。後者の場合血液モニタは、第６図に
示すように、測定プローブ３が２本の受光用ファイバ７
Ｙ含み、フィルタ１５として上記２つの波長を選択する
２つのフィルタを使用すればよい。
ヘモグロビン量を示すパラメータト’ａ’同時に測定し
得る血液モニタについて述べたが１本発明は酸素飽和度
を示すパラメータのみを測定する血液モニタとしても使
用し得る。この場合、酸素飽和度を示すパラメータＩ
３０２は、上述したように６つの波長における吸光度よ
り求めることができるばかりではなく、血液中のヘモグ
ロビンの酸素飽和度が１００チと０チとで吸光度が大き
く変おる波長（例えば第４図のλ２＝７００μｍ）と吸
光度がほとんど変化しない波長（例えば第４図のλａ”
８００μｍ）との２つの波長における吸光度の差より求
めることもできる。後者の場合血液モニタは、第６図に
示すように、測定プローブ３が２本の受光用ファイバ７
Ｙ含み、フィルタ１５として上記２つの波長を選択する
２つのフィルタを使用すればよい。
（考案の効果）
以上のように、本発明によれば生体組織の血液中の酸素
飽和度？示すパラメータの経時変化を生体組織表面から
測定し得る構造簡単で安価に製造可能な血液そニタχ提
供することができる。
飽和度？示すパラメータの経時変化を生体組織表面から
測定し得る構造簡単で安価に製造可能な血液そニタχ提
供することができる。
第１図は本発明装置の一実施例を示す外観図。
第２図は本発明装置の構成図、第３図は測定プローブを
示すもので同図（ａ）は斜視図、同図＋ｂｌはヘッドの
底面図、同図（ｃｌはコネクタの端面図、第４図は本発
明によるパラメータ算出方法を示すための説明的図、第
５図はヘモグロビンの吸収スペクトル？示すグラフ、第
６図は本発明装置の他の実施例？示す構成図である。 １・・・装置本体、 ３・・・測定プローブ、 ５・・
・送光ファイバ、 ７・・・受光ファイバ、 ９・・・
ヘッド部、 １１・・・コネクタ部、 １６・・・
白色光源。 １５・・・フィルタ、１７・・・受光素子１．３１・・
・マイクロプロセッサ。 ２７：ディスプレイ ２９：ドットプリンタ 第３図 （ｂ） ９：ヘッド １１：コネクタ 第４図 第５図 一波長 λ（ｍμ）
示すもので同図（ａ）は斜視図、同図＋ｂｌはヘッドの
底面図、同図（ｃｌはコネクタの端面図、第４図は本発
明によるパラメータ算出方法を示すための説明的図、第
５図はヘモグロビンの吸収スペクトル？示すグラフ、第
６図は本発明装置の他の実施例？示す構成図である。 １・・・装置本体、 ３・・・測定プローブ、 ５・・
・送光ファイバ、 ７・・・受光ファイバ、 ９・・・
ヘッド部、 １１・・・コネクタ部、 １６・・・
白色光源。 １５・・・フィルタ、１７・・・受光素子１．３１・・
・マイクロプロセッサ。 ２７：ディスプレイ ２９：ドットプリンタ 第３図 （ｂ） ９：ヘッド １１：コネクタ 第４図 第５図 一波長 λ（ｍμ）
Claims (4)
- （１）装置本体と該装置本体にコネクタ接続される測定
プローブとからなり；該測定プローブは１つの送光用フ
ァイバと２つの受光用ファイバとを含み、その一端は該
送、受光用ファイバを束ねたヘッド部とされかつ他端は
該送、受光用ファイバを分岐されたコネクタ部とされ；
該装置本体は送光用の白色光源と、前記２つの受光用フ
ァイバよりそれぞれ透過波長の異なるフィルタを介して
光を受ける受光素子と、該受光素子からの出力信号受け
る信号処理部とを含み、前記フィルタの波長は血液中の
ヘモグロビンの酸素飽和度に対し吸光度が大きく変わる
１つの波長と吸光度がほとんど変化しない１つの波長と
からなり、信号処理部により該２つの波長における受光
量から血液中の酸素飽和度を示すパラメータを測定する
ことを特徴とした血液モニタ。 - （２）前記吸光度が大きく変わる波長がλ＝７００ｍμ
付近であり、かつ吸光度がほとんど変化しない波長がλ
＝８００ｍμ付近である特許請求の範囲１の血液モニタ
。 - （３）装置本体と該装置本体にコネクタ接続される測定
プローブとからなり；該測定プローブは１つの送光用フ
ァイバと３つの受光用ファイバとを含み、その一端は該
送、受光用ファイバを束ねたヘッド部とされかつ他端は
該送、受光用ファイバを分岐されたコネクタ部とされ；
該装置本体は送光用の白色光源と、前記３つの受光用フ
ァイバよりそれぞれ透過波長の異なるフィルタを介して
光を受ける受光素子と、該受光素子からの出力信号受け
る信号処理部とを含み、前記フィルタの波長は血液中の
ヘモグロビンの酸素飽和度に対し吸光度が大きく変わる
１つの波長と吸光度がほとんど変化しない２つの波長と
からなり、信号処理部により該３つの波長における受光
量から血液中のヘモグロビンの量および酸素飽和度を示
すパラメータを測定することを特徴とした血液モニタ。 - （４）前記吸光度が大きく変わる波長がλ＝７００ｍμ
付近であり、かつ吸光度がほとんど変化しない波長がλ
＝５８０ｍμ付近およびλ＝８００ｍμ付近である特許
請求の範囲３の血液モニタ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60099348A JPS61257629A (ja) | 1985-05-10 | 1985-05-10 | 血液モニタ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60099348A JPS61257629A (ja) | 1985-05-10 | 1985-05-10 | 血液モニタ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61257629A true JPS61257629A (ja) | 1986-11-15 |
Family
ID=14245108
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60099348A Pending JPS61257629A (ja) | 1985-05-10 | 1985-05-10 | 血液モニタ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61257629A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006329900A (ja) * | 2005-05-30 | 2006-12-07 | Hitachi Ltd | 生体分子相互作用測定装置及び測定方法 |
| WO2013099509A1 (ja) * | 2011-12-29 | 2013-07-04 | ソニー株式会社 | 信号処理装置、および信号処理方法 |
-
1985
- 1985-05-10 JP JP60099348A patent/JPS61257629A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006329900A (ja) * | 2005-05-30 | 2006-12-07 | Hitachi Ltd | 生体分子相互作用測定装置及び測定方法 |
| JP4640797B2 (ja) * | 2005-05-30 | 2011-03-02 | 株式会社日立製作所 | 生体分子相互作用測定装置及び測定方法 |
| WO2013099509A1 (ja) * | 2011-12-29 | 2013-07-04 | ソニー株式会社 | 信号処理装置、および信号処理方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EP3094251B1 (en) | Near-infrared spectroscopy and diffuse correlation spectroscopy device and methods | |
| US7047055B2 (en) | Fetal pulse oximetry | |
| Zourabian et al. | Trans-abdominal monitoring of fetal arterial blood oxygenation using pulse oximetry | |
| JP5175179B2 (ja) | 改良された分光測光による血液酸素化モニタリング方法 | |
| US6842635B1 (en) | Optical device | |
| US8078250B2 (en) | Method for spectrophotometric blood oxygenation monitoring | |
| US4509522A (en) | Infrared optical measurement of blood gas concentrations and fiber optic catheter | |
| EP0352923A1 (en) | Spectrophotometric apparatus and method for monitoring oxygen saturation | |
| US9173603B2 (en) | Non-invasive device and method for measuring bilirubin levels | |
| US5353791A (en) | Optical organism measuring apparatus | |
| JPH05261088A (ja) | 哺乳動物における血液酸素濃度を測定する方法及び酸素濃度計 | |
| WO1999029231A1 (en) | Apparatus and method for improved photoplethysmographic monitoring of multiple hemoglobin species using emitters having optimized center wavelengths | |
| Mignani et al. | In-vivo biomedical monitoring by fiber-optic systems | |
| EP0555553A2 (en) | Improved arterial blood monitoring system | |
| RU2040912C1 (ru) | Оптический способ определения оксигенации крови и устройство для его осуществления | |
| EP0290278A1 (en) | Examination apparatus for measuring oxygenation | |
| EP0631756A1 (en) | Monitoring apparatus | |
| JPS61257629A (ja) | 血液モニタ | |
| KR19990029222A (ko) | 혈중성분 농도의 무혈측정 방법 및 장치 | |
| JP3682809B2 (ja) | 生体計測装置 | |
| JPH0464690B2 (ja) | ||
| JP2004077217A (ja) | う蝕歯診断方法および装置 | |
| JP2848857B2 (ja) | 光診断装置 | |
| JPH03118035A (ja) | 筋肉酸素代謝測定装置 | |
| JPH10234737A (ja) | 代謝情報測定用プローブ |