JPS63275326A - 診断装置 - Google Patents
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- JPS63275326A JPS63275326A JP62110464A JP11046487A JPS63275326A JP S63275326 A JPS63275326 A JP S63275326A JP 62110464 A JP62110464 A JP 62110464A JP 11046487 A JP11046487 A JP 11046487A JP S63275326 A JPS63275326 A JP S63275326A
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Landscapes
- 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〕
本発明は、人間あるいは動物の脳組織などの体内器官の
酸素量、血液量を渭1定する診断装置に関し、特に血液
中のヘモグロビンの酸素量、細胞内のチトクロムの酸素
量を近赤外光によって検出することで、体内器官の酸素
1、tri ;α星を測定する診断装置に関する。
酸素量、血液量を渭1定する診断装置に関し、特に血液
中のヘモグロビンの酸素量、細胞内のチトクロムの酸素
量を近赤外光によって検出することで、体内器官の酸素
1、tri ;α星を測定する診断装置に関する。
一般的に、脳組織等の体内器官の機能を診断する際に、
体内器官内の酸素量が十分なものであって適切に利用さ
れているか否かは、基本的かつ1(要なパラメータとな
る6体内器官への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の
生育力に欠くことかできないものであり、酸素の供給が
1・分でない場合には、胎児、新生児の死C率は高く、
また生存しえたとしても後遺症として体内器官に与える
影響は大きい。また酸素が欠乏することによって体内の
全ての器官が影響を受けるが、特に脳組織への損傷が大
きい。
体内器官内の酸素量が十分なものであって適切に利用さ
れているか否かは、基本的かつ1(要なパラメータとな
る6体内器官への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の
生育力に欠くことかできないものであり、酸素の供給が
1・分でない場合には、胎児、新生児の死C率は高く、
また生存しえたとしても後遺症として体内器官に与える
影響は大きい。また酸素が欠乏することによって体内の
全ての器官が影響を受けるが、特に脳組織への損傷が大
きい。
このような体内器官の酸素量を早期にかつ容易に診断す
るために、1981年8 Jl 4 Elに付与されな
米国特許第4.281,645号に開示されているよう
な診断装置が開発されている。この種の診断装置では、
血液中の酸素)!!!搬媒体であるヘモグロビンと、酸
1ヒ還元反応を行なう細胞中のチトクロノ、a、a3と
による近赤外光の吸収スペクトルに基づいて、体内器官
、特に脳の酸素量の変化を測定するようになっている。
るために、1981年8 Jl 4 Elに付与されな
米国特許第4.281,645号に開示されているよう
な診断装置が開発されている。この種の診断装置では、
血液中の酸素)!!!搬媒体であるヘモグロビンと、酸
1ヒ還元反応を行なう細胞中のチトクロノ、a、a3と
による近赤外光の吸収スペクトルに基づいて、体内器官
、特に脳の酸素量の変化を測定するようになっている。
すなわち、波長範囲が700乃至1300 n mの近
赤外光は、第7図(a)に示すように酸素と結合したヘ
モグロビン(HbO2)と酸素の取除かれたヘモグロビ
ン(Hb)とで責なる吸収スペクトルαHb02’αH
bを示し、また第7図(b)に示すように酸化されたチ
トクロムa、a (c、yo2)と還元されたチトク
17ムa 、 a3 (Cy )とで異なる吸収スペ
クトルαcyo2’α を呈する。このよ y うな近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側
から4種類の異なる波長λ1.λ2.λ3゜λ4(例え
ば775 n m * 800 n rn 、 825
rirn、850nm)の近赤外光を時分割で入射さ
せ、頭部を透過した光量を頭部の他方の側で順次に検出
し、これら4種類の検出結果に所定の演算処理を施すこ
とで、4つの未知数、すなわち、酸素と結合したヘモグ
ロビン(HbO2)、酸素の取除かれたヘモグロビン(
Hb)、a化されたチトクロノ、a、a3 (Cy0
2 )、還元されたチトクロムa 、 a3 (Cy
)のそれぞれの濃度変化基を算出し、これに基づいて
例えば脳の酸素量の変化を測定するようになっている。
赤外光は、第7図(a)に示すように酸素と結合したヘ
モグロビン(HbO2)と酸素の取除かれたヘモグロビ
ン(Hb)とで責なる吸収スペクトルαHb02’αH
bを示し、また第7図(b)に示すように酸化されたチ
トクロムa、a (c、yo2)と還元されたチトク
17ムa 、 a3 (Cy )とで異なる吸収スペ
クトルαcyo2’α を呈する。このよ y うな近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側
から4種類の異なる波長λ1.λ2.λ3゜λ4(例え
ば775 n m * 800 n rn 、 825
rirn、850nm)の近赤外光を時分割で入射さ
せ、頭部を透過した光量を頭部の他方の側で順次に検出
し、これら4種類の検出結果に所定の演算処理を施すこ
とで、4つの未知数、すなわち、酸素と結合したヘモグ
ロビン(HbO2)、酸素の取除かれたヘモグロビン(
Hb)、a化されたチトクロノ、a、a3 (Cy0
2 )、還元されたチトクロムa 、 a3 (Cy
)のそれぞれの濃度変化基を算出し、これに基づいて
例えば脳の酸素量の変化を測定するようになっている。
第8図はこのような診断装置の概略構成図である。第8
図において従来の診断装置は、4種類の異なる波長λ1
、λ2.λ3.λ4の近赤外光をそれぞれ出力するレー
ザダイオードなどの光源LDl乃至LD4と、光源LD
I乃至LD4の出力タイミングを制御する光源制御装置
55と、光源LDI乃至LD4から出力される近赤外光
を頭部60にそれぞれ照射させるための光ファイバ50
−1乃至50−4と、光ファイバ50−1乃至50−4
の端部を互いに束にして保持する照射側取付具51と、
照射用取付具51の取付けられる側とは反対側の頭部6
0の所定位置に取付けられる検出側取付共52と、検出
側取付共52に保持され頭部60を透過した近赤外光を
案内する光ファイバ53と、光ファイバ53によって案
内された近赤外光の光子数を31数し近赤外光の透過板
を測定する透過光検出装置511と、診断装置全体を制
御し、さらに近赤外光の透過量に基づき脳組織の酸素の
変化層を測定するコンピュータシステム56とからなっ
ている。
図において従来の診断装置は、4種類の異なる波長λ1
、λ2.λ3.λ4の近赤外光をそれぞれ出力するレー
ザダイオードなどの光源LDl乃至LD4と、光源LD
I乃至LD4の出力タイミングを制御する光源制御装置
55と、光源LDI乃至LD4から出力される近赤外光
を頭部60にそれぞれ照射させるための光ファイバ50
−1乃至50−4と、光ファイバ50−1乃至50−4
の端部を互いに束にして保持する照射側取付具51と、
照射用取付具51の取付けられる側とは反対側の頭部6
0の所定位置に取付けられる検出側取付共52と、検出
側取付共52に保持され頭部60を透過した近赤外光を
案内する光ファイバ53と、光ファイバ53によって案
内された近赤外光の光子数を31数し近赤外光の透過板
を測定する透過光検出装置511と、診断装置全体を制
御し、さらに近赤外光の透過量に基づき脳組織の酸素の
変化層を測定するコンピュータシステム56とからなっ
ている。
コンピュータシステム56は、プロセッサ62と、メモ
リ63と、ディスプレイ、プリンタなどの出力袋716
4と、キーボードなどの入力装置65とを備えており、
これらはシステムバス66によって互いに接続されてい
る6またコンピュータシステム56のシステムバス66
には、外部110として、光源制御装置55と、透過光
検出装置54とが接続されている。
リ63と、ディスプレイ、プリンタなどの出力袋716
4と、キーボードなどの入力装置65とを備えており、
これらはシステムバス66によって互いに接続されてい
る6またコンピュータシステム56のシステムバス66
には、外部110として、光源制御装置55と、透過光
検出装置54とが接続されている。
光源制御装re155は、コンピュータシステム56か
らの指示により、第9図(a)乃至(d)に示すような
駆動信号ACTl乃至ACT4で光源LDl乃至LD4
を駆動している。第9図(a)乃至(d)において1測
定期間M、(k=1.2.・・・・・・)は、N回のサ
イクルCYI乃至CYNからなっている。サイクル(、
Y 1乃至CYNのうちの任意のサイクルCYnのフェ
ーズφn 1では、いずれの光源LDI乃至LD4も駆
動されず、頭部60には光源LDI乃至LD4からの近
赤外光は照射されない、またフェーズφn2では、光源
LDIが駆動され、光源LDIから例えば775 n
mの近赤外光が出力される。同様にフェーズφn3では
光源LD2が駆動されて光源LD2から例えば800n
mの近赤外光が出力され、フェーズφn4では光源LD
3が駆動されて光源LD3から飼えば825nmの近赤
外光が出力され、フェーズφn 5では光源LD4が駆
動されて光源LD、1から例えば850 r目nの近赤
外光が出力される。このように光源制御装置55は、光
源LDI乃至LD4を時分割で順次に駆動するようにな
っている。
らの指示により、第9図(a)乃至(d)に示すような
駆動信号ACTl乃至ACT4で光源LDl乃至LD4
を駆動している。第9図(a)乃至(d)において1測
定期間M、(k=1.2.・・・・・・)は、N回のサ
イクルCYI乃至CYNからなっている。サイクル(、
Y 1乃至CYNのうちの任意のサイクルCYnのフェ
ーズφn 1では、いずれの光源LDI乃至LD4も駆
動されず、頭部60には光源LDI乃至LD4からの近
赤外光は照射されない、またフェーズφn2では、光源
LDIが駆動され、光源LDIから例えば775 n
mの近赤外光が出力される。同様にフェーズφn3では
光源LD2が駆動されて光源LD2から例えば800n
mの近赤外光が出力され、フェーズφn4では光源LD
3が駆動されて光源LD3から飼えば825nmの近赤
外光が出力され、フェーズφn 5では光源LD4が駆
動されて光源LD、1から例えば850 r目nの近赤
外光が出力される。このように光源制御装置55は、光
源LDI乃至LD4を時分割で順次に駆動するようにな
っている。
また透過光検出装置54は、光ファイバ53からの近赤
外光の光層を調節するフィルタ57と、レンズ70.7
1と、フィルタ57からの光をパルス電流に変換して出
力する光電子増倍管58と、光電子増倍管58からのパ
ルス電流を増幅する増幅器5つと、増幅器59からのパ
ルス電流のうらで所定の波高閾値以下のパルス電流を取
除く波高弁別器60と、ヂャンネルごとの光子数頻度を
検出するマlレチチャン′ネルフォトンカウン′タロ1
と、マルチチャンネルフォトンカウンタ61の検出期間
を制御する例えば検出制御器67と、光電子増倍管58
を収容しているクーラ6つの温度を調節する温度コント
ローラ68とを備えている。
外光の光層を調節するフィルタ57と、レンズ70.7
1と、フィルタ57からの光をパルス電流に変換して出
力する光電子増倍管58と、光電子増倍管58からのパ
ルス電流を増幅する増幅器5つと、増幅器59からのパ
ルス電流のうらで所定の波高閾値以下のパルス電流を取
除く波高弁別器60と、ヂャンネルごとの光子数頻度を
検出するマlレチチャン′ネルフォトンカウン′タロ1
と、マルチチャンネルフォトンカウンタ61の検出期間
を制御する例えば検出制御器67と、光電子増倍管58
を収容しているクーラ6つの温度を調節する温度コント
ローラ68とを備えている。
このような構成の詮所装置では、使用に際して、照射側
取付具51と検出側取付具52とを頭部60の所定位置
にテープなどによりしっかりと取付ける。次いで光源制
御装置55により光源LDl乃至LD4を第9図(a)
乃至(d)のようにそれぞれ駆動すると、光源LDI乃
至LD4からは4種類の異なる波長の近赤外光が時分割
で順次に出力され、光ファイバ50−1乃至50−4を
介して頭部60に入射する。頭部60の骨や柔らかな組
織は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤外光は
主に血液中のヘモグロビン、細胞内のチトクロムa、a
3に一部が吸収されて光ファイバ53に出力され、光フ
ァイバ53から透過光検出装置54に加わる。なお、光
源LDI乃至LD/1のいずれもが駆動されないフェー
ズφn1では透過光検出装置5/1には光源LDI乃至
LDt1からの透過光は入射せず、このときには透過光
検出装置54においてダーク光の検出が行なわれる。
取付具51と検出側取付具52とを頭部60の所定位置
にテープなどによりしっかりと取付ける。次いで光源制
御装置55により光源LDl乃至LD4を第9図(a)
乃至(d)のようにそれぞれ駆動すると、光源LDI乃
至LD4からは4種類の異なる波長の近赤外光が時分割
で順次に出力され、光ファイバ50−1乃至50−4を
介して頭部60に入射する。頭部60の骨や柔らかな組
織は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤外光は
主に血液中のヘモグロビン、細胞内のチトクロムa、a
3に一部が吸収されて光ファイバ53に出力され、光フ
ァイバ53から透過光検出装置54に加わる。なお、光
源LDI乃至LD/1のいずれもが駆動されないフェー
ズφn1では透過光検出装置5/1には光源LDI乃至
LDt1からの透過光は入射せず、このときには透過光
検出装置54においてダーク光の検出が行なわれる。
透過光検出装置54の光電子増倍管58は、盲感度、高
応答速度で動作するフォトンカウンディング用のもので
ある。光電子増倍管58の出力パルス電流は増幅器59
を介して波高弁別器60に入力する。波高弁別器60で
は、所定の波高閾値以下のノイズ成分を取除き信号パル
スだけをマルチチャンネルフォトンカウンタ61に入力
させるようになっている。マルチチャンネルフォトンカ
ウンタ61は、検出$制御器67からの第9図(e)に
示すような制御信号C’I’ Lにより、第9図(a)
乃至(d)に示すような光源LDI乃至LD4の駆動信
号A CT 1乃FI A C’l” 4に同期した期
間′r。
応答速度で動作するフォトンカウンディング用のもので
ある。光電子増倍管58の出力パルス電流は増幅器59
を介して波高弁別器60に入力する。波高弁別器60で
は、所定の波高閾値以下のノイズ成分を取除き信号パル
スだけをマルチチャンネルフォトンカウンタ61に入力
させるようになっている。マルチチャンネルフォトンカ
ウンタ61は、検出$制御器67からの第9図(e)に
示すような制御信号C’I’ Lにより、第9図(a)
乃至(d)に示すような光源LDI乃至LD4の駆動信
号A CT 1乃FI A C’l” 4に同期した期
間′r。
たけ光子数の検出を行ない、光ファイバ53から入射し
た光に対して各波長ごとの検出フォトン数をJl数する
。これにより近赤外光の各波長ごとの透過量データが求
められる。
た光に対して各波長ごとの検出フォトン数をJl数する
。これにより近赤外光の各波長ごとの透過量データが求
められる。
すなわち、第9図(a)乃至(e)に示すように、光源
制御装置55の1つのサイクルCY ri中、フェーズ
φn1では、光源LDI乃至LD4のいずれもか駆動さ
れないので、透過光検出装置54ではダーク光データd
か計数される。またフェーズφn 2乃至φn5では光
源LDI乃至LD4が時分割で順次に駆動されるので、
透過光検出装置54では、4つの異なった波長λ1.λ
2.λ3゜A4の近赤外光の透過量データt ””
、x2’λ1 L 、t が順次に31数される。
制御装置55の1つのサイクルCY ri中、フェーズ
φn1では、光源LDI乃至LD4のいずれもか駆動さ
れないので、透過光検出装置54ではダーク光データd
か計数される。またフェーズφn 2乃至φn5では光
源LDI乃至LD4が時分割で順次に駆動されるので、
透過光検出装置54では、4つの異なった波長λ1.λ
2.λ3゜A4の近赤外光の透過量データt ””
、x2’λ1 L 、t が順次に31数される。
A3 A4
このように、1つのサイクルCYn中に順次Ji数され
るダーク光データdおよび透過量データし 、j
、t、 、t は、8回のサイλ1 A2
A3 A4 クルCYI乃至CYNにわたって計数が続けられる。す
なわち8回のサイクルをもって、1測定期間Mk (k
=1.2.・・・・・・)とされる。具体的には、例え
ば1つのサイクルCYnが200μ秒でありNが100
00回であるとすると、1測定期間Mkは2秒となる。
るダーク光データdおよび透過量データし 、j
、t、 、t は、8回のサイλ1 A2
A3 A4 クルCYI乃至CYNにわたって計数が続けられる。す
なわち8回のサイクルをもって、1測定期間Mk (k
=1.2.・・・・・・)とされる。具体的には、例え
ば1つのサイクルCYnが200μ秒でありNが100
00回であるとすると、1測定期間Mkは2秒となる。
1測定HJI間M、が終了しな時点で、ダーク光データ
の31数結果 計数結果1’ 、 T 、 T 、 Tλ
1 A2 A3 A4 (−Σ Lλ、/CYn)がコンピュータシステn=1 ム56に転送され、メモリ63に記憶される。
の31数結果 計数結果1’ 、 T 、 T 、 Tλ
1 A2 A3 A4 (−Σ Lλ、/CYn)がコンピュータシステn=1 ム56に転送され、メモリ63に記憶される。
プロセッサ62は、1 a(ll定期間Mkにおいてメ
モリ63に記憶された透過量データ、ダーク光データ(
T 、i”よ2 ’ ””A3 ’ ”A4 ”
)A1 ヤ、と、測定開始時M。における透過量データ、ダーク
光データ(’I’ 、’F、′I’、。
モリ63に記憶された透過量データ、ダーク光データ(
T 、i”よ2 ’ ””A3 ’ ”A4 ”
)A1 ヤ、と、測定開始時M。における透過量データ、ダーク
光データ(’I’ 、’F、′I’、。
A1 A2 A3
T 、D> とから、ダーク減算を行ない、λ
4 MO しかる後に透過駄の変化率ΔT 、Δ′1′よ2゜λ
1 Δ′F 、Δ”’ A 4を算出する。すなわち透過
λ3 暖の変化率Δ1゛、Δ”’A2”Δ′I−え、 。
4 MO しかる後に透過駄の変化率ΔT 、Δ′1′よ2゜λ
1 Δ′F 、Δ”’ A 4を算出する。すなわち透過
λ3 暖の変化率Δ1゛、Δ”’A2”Δ′I−え、 。
λ1
Δ”’ A 4は、
ΔT、=ρO(+[(1’ −D) /λ
j λj Mk(T 、−D
) J(j=1乃至4)λJ、 MO ・・・・・・(1) として算出される。なお、Δ′!゛えjの算出において
対数をとっているのは、光学密度としての変化を表わす
ためである。
j λj Mk(T 、−D
) J(j=1乃至4)λJ、 MO ・・・・・・(1) として算出される。なお、Δ′!゛えjの算出において
対数をとっているのは、光学密度としての変化を表わす
ためである。
このようにして算出された透過数の変化率Δ′■゛、Δ
]゛、Δ′1゛、Δ′I゛λ4から、λ1 λ2
λ3 酸素と結合したヘモグロビン(HbO2)、酸素の取除
かれたヘモグロビン(Hb)、酸化されたチトクロムa
、a (Cy02 )、還元されたチト クロム ΔX ΔX 、ΔX をそれぞれ検出するこ11b
Icy02 cy とができる。すなわち各成分の濃度変化ΔX11,。2
。
]゛、Δ′1゛、Δ′I゛λ4から、λ1 λ2
λ3 酸素と結合したヘモグロビン(HbO2)、酸素の取除
かれたヘモグロビン(Hb)、酸化されたチトクロムa
、a (Cy02 )、還元されたチト クロム ΔX ΔX 、ΔX をそれぞれ検出するこ11b
Icy02 cy とができる。すなわち各成分の濃度変化ΔX11,。2
。
ΔXIlb=ΔXcy02・Cy
ΔX は、
・・・・・・(2)
として検出される.ここでα.,は、各波長λ6jJ
(λ1,λ2,λ3.λ4)におりる各成分l( H
b O 2 、 H b 、 C y O 2 、 C
y ) (’l吸収係数であり、第7図(a) 、
(b)から予め定まっている。
b O 2 、 H b 、 C y O 2 、 C
y ) (’l吸収係数であり、第7図(a) 、
(b)から予め定まっている。
またgは、近赤外光が進行する方向の頭部6oの長さで
ある。
ある。
このようにしてコンピュータシステム56において検出
された各成分の濃度変化ΔX1(、。2。
された各成分の濃度変化ΔX1(、。2。
ΔXIlb,Xcy02,ΔX,,は、換君ずれば、脳
内の酸素量の変化であるので、これらを出力装置64に
出力させることで、脳内の酸素量の変化を知り診断する
ことができる.また血液量はxlIb02 +xllb
として表わされ、血液量の変化はΔX11,。2+ΔX
11,として表わされるので、血液量の変化をも測定す
ることができる。
内の酸素量の変化であるので、これらを出力装置64に
出力させることで、脳内の酸素量の変化を知り診断する
ことができる.また血液量はxlIb02 +xllb
として表わされ、血液量の変化はΔX11,。2+ΔX
11,として表わされるので、血液量の変化をも測定す
ることができる。
上述したような従来の診断装置では、コンピュータシス
テム56には複雑なプロセス制御および演算処理を行な
う機能が備わっており、またコンピュータシステム56
の出力装置64には例えば高価なモニタテレビが用いら
れている。従来では、このような資源は単に酸素量、血
液量を測定するためにのみ利用されていたが、使用者に
とって、このような資源がさらに有効に利用されること
を望む場合がある。
テム56には複雑なプロセス制御および演算処理を行な
う機能が備わっており、またコンピュータシステム56
の出力装置64には例えば高価なモニタテレビが用いら
れている。従来では、このような資源は単に酸素量、血
液量を測定するためにのみ利用されていたが、使用者に
とって、このような資源がさらに有効に利用されること
を望む場合がある。
例えば、酸素量、血液量をこれらと相関がある心拍数、
血圧、呼吸数、体温などのパラメータと同時に監視した
り、あるいは酸素量、血液量をこれらのパラメータと所
定の相関演算を行ないその結果を表示したりすることに
より、診断装置の性能を大幅に改善したい場合がある。
血圧、呼吸数、体温などのパラメータと同時に監視した
り、あるいは酸素量、血液量をこれらのパラメータと所
定の相関演算を行ないその結果を表示したりすることに
より、診断装置の性能を大幅に改善したい場合がある。
また、酸素量、血液量をリアルタイムで測定していると
きに、酸素量、血?[itのデータに対して随時コメン
トを挿入しこれを記録したい場合がある。
きに、酸素量、血?[itのデータに対して随時コメン
トを挿入しこれを記録したい場合がある。
本発明は、患者の診断をより適格に行なうのに都合の良
い診断結果を容易に得ることの可能な診断装置を提供す
ることを目的としている。
い診断結果を容易に得ることの可能な診断装置を提供す
ることを目的としている。
本発明は、患者の所定の体内器官の酸素量および/また
は血液量の時間変化を測定する診断装置において、患者
の他の状態情報を得るための手段をさらに備え、該手段
によって得られた患者の他の状態情報を酸素量および/
または血液量の測定結果とともにリアルタイムで出力す
ることを特徴とする診断装置によって、上記従来技術の
問題点を改善しようとするものである。
は血液量の時間変化を測定する診断装置において、患者
の他の状態情報を得るための手段をさらに備え、該手段
によって得られた患者の他の状態情報を酸素量および/
または血液量の測定結果とともにリアルタイムで出力す
ることを特徴とする診断装置によって、上記従来技術の
問題点を改善しようとするものである。
〔作用〕 ゛
本発明では、患者の所定の体内器官の酸素量や取液1.
の時間変化を測定するための診断装置に、患者の他の状
態情報を得るための手段をさらに設けている.この手段
は、例えば、診断装置の端子に接続される経皮測定用の
センサであり、このセンサにより酸素量や血液量と相関
のある体内器官の酸素分圧や二酸化炭素分圧を患者の他
の状態情報として得ることができる.このようにして得
られた患者の状態情報は、酸索莱や血Wi醍の測定結果
とともにリアルタイムで例えばプリンタやディスプレイ
などに出力され、これにより酸素量や血液量のAll定
結果と他の状態情報との相関を調べることで患者の診断
をより適確に行なうことができる。
の時間変化を測定するための診断装置に、患者の他の状
態情報を得るための手段をさらに設けている.この手段
は、例えば、診断装置の端子に接続される経皮測定用の
センサであり、このセンサにより酸素量や血液量と相関
のある体内器官の酸素分圧や二酸化炭素分圧を患者の他
の状態情報として得ることができる.このようにして得
られた患者の状態情報は、酸索莱や血Wi醍の測定結果
とともにリアルタイムで例えばプリンタやディスプレイ
などに出力され、これにより酸素量や血液量のAll定
結果と他の状態情報との相関を調べることで患者の診断
をより適確に行なうことができる。
以下、本発明の実施例を図面に基ついて説明する。
第1図は本発明に係る詮所装置力実施例の構成図である
。第1図において、第8図と1iiJ採の箇所には同じ
符zlを付して説明を省略する。
。第1図において、第8図と1iiJ採の箇所には同じ
符zlを付して説明を省略する。
第1I21の診断装置1において照射側取付長2には、
光源LDI乃至LD4から出力される近赤外光を頭部6
0へ入射さぜる光ファイバ50−1乃至50−4の他に
、頭部60から反射された近赤外光を反射光モニタ11
に案内する光ファイバ3が保持されている。また光源L
DI乃至LD4から出力される近赤外光はそれぞれ光フ
ァイバ12−1乃至12−4を介して出力光モニタ13
に加わるようになっている。
光源LDI乃至LD4から出力される近赤外光を頭部6
0へ入射さぜる光ファイバ50−1乃至50−4の他に
、頭部60から反射された近赤外光を反射光モニタ11
に案内する光ファイバ3が保持されている。また光源L
DI乃至LD4から出力される近赤外光はそれぞれ光フ
ァイバ12−1乃至12−4を介して出力光モニタ13
に加わるようになっている。
反射光モニタ4および出力光モニタ13は、例えば、フ
ォトダイオードで構成されている。反射光モニタ4は、
頭部60からの反射光をアナログ電気信号に変換して反
射信号RFとして出力するものである一方、出力光モニ
タ13は、光源LDl乃至LD4からの出力光をアナロ
グ電気信号に変換して出力信号OTとして出力するもの
である。
ォトダイオードで構成されている。反射光モニタ4は、
頭部60からの反射光をアナログ電気信号に変換して反
射信号RFとして出力するものである一方、出力光モニ
タ13は、光源LDl乃至LD4からの出力光をアナロ
グ電気信号に変換して出力信号OTとして出力するもの
である。
反射光モニタ4からの反射GS ”;3’ RF、出力
光モニタ13からの出力信号O′Fはマルチプレクサ5
に力Uノンるようになっている。
光モニタ13からの出力信号O′Fはマルチプレクサ5
に力Uノンるようになっている。
なお、光フアイバ31反射光モニタ4を介してマルチプ
レクサ5に加わる反射信″;′3. RFt、お、1び
光ファイバ12−1乃至12−4.出力光モニタ13を
介してマルチプレクサ5に加わる出力11号OTは、詳
述しないが、前述の透過量データとともに酸素量や血液
量の変化をn1定するのにのみ用いられるものである。
レクサ5に加わる反射信″;′3. RFt、お、1び
光ファイバ12−1乃至12−4.出力光モニタ13を
介してマルチプレクサ5に加わる出力11号OTは、詳
述しないが、前述の透過量データとともに酸素量や血液
量の変化をn1定するのにのみ用いられるものである。
一方、第1図に示す診断装置1は、さらに経皮測定用の
センサなどの測定器を接続するための端子1’M 1
、 TM 2、−・−、”I″Mmを備えている。
センサなどの測定器を接続するための端子1’M 1
、 TM 2、−・−、”I″Mmを備えている。
端子1’M1乃至1’ M snはそれぞれマルチプレ
クサ15に接続されており、マルチプレクサ15は、端
子TMI乃至1’ M mからの信r3のうちのいずれ
かを選択し、これを外部借りEX′Vとして出力するよ
うになっている。
クサ15に接続されており、マルチプレクサ15は、端
子TMI乃至1’ M mからの信r3のうちのいずれ
かを選択し、これを外部借りEX′Vとして出力するよ
うになっている。
マルチプレクサ15からの外部信号EXTは、反射光モ
ニタ・1.出力光モ:ユタ13がらの反射信+; rt
ト′、出力信13−O′Fとともにマルチプレクサ5
に加わる。1うになっている。マルチプレクサ5は、コ
ンピュータシステム6がらの選択1;’、 ”5’ S
E Lにより、反射信+5 RF 、出力信号0′F
、外部イに号EX Tのいずれかを選択し、これらの信
号を時分割でA/D変換器1・1に加えるようになって
いる。
ニタ・1.出力光モ:ユタ13がらの反射信+; rt
ト′、出力信13−O′Fとともにマルチプレクサ5
に加わる。1うになっている。マルチプレクサ5は、コ
ンピュータシステム6がらの選択1;’、 ”5’ S
E Lにより、反射信+5 RF 、出力信号0′F
、外部イに号EX Tのいずれかを選択し、これらの信
号を時分割でA/D変換器1・1に加えるようになって
いる。
ずなわち外部借r3 E X ’rは、酸素量の変化や
血液量の変化を測定する信1ノとは異なるタイミングで
A/D変換器1・1を介してコンピュータシステム6に
加わるようになっている。
血液量の変化を測定する信1ノとは異なるタイミングで
A/D変換器1・1を介してコンピュータシステム6に
加わるようになっている。
なおこのタイミングは酸素酸や血液−イ、の変化のa1
1定期とトーチ1期させても良いし、非f7Jルjのも
のであっても良い。
1定期とトーチ1期させても良いし、非f7Jルjのも
のであっても良い。
コンピュータシステム6は、従来の診断装置のコンピュ
ータシステム56と同様に、プロセッサ7、メモリ8.
出力装置??9および入力装置1oがシスデムバス11
に互いに接続されている構成となっているが、コンピュ
ータシステム6では、酸素量、血液量を測定するだけで
なく、例えば血液中の酸素量と酸素分圧との関係、血液
量と血中の二酸化炭素分圧との関係などを測定すること
ができるようになっている。
ータシステム56と同様に、プロセッサ7、メモリ8.
出力装置??9および入力装置1oがシスデムバス11
に互いに接続されている構成となっているが、コンピュ
ータシステム6では、酸素量、血液量を測定するだけで
なく、例えば血液中の酸素量と酸素分圧との関係、血液
量と血中の二酸化炭素分圧との関係などを測定すること
ができるようになっている。
このような構成の診断装置1の動作を次に説明する。
診断装置1の端子1゛M1乃至’T” M ntのいず
れかに体内器官、例えば表皮付近のガス住方を測定する
センサ(図示せず)を接続する。このセンサは化学的な
方法で血中ガス圧力、例えば酸素量JF、、二酸化炭素
分圧を測定し、これを外部信号E X ’[’としてコ
ンピュータシステム6にグ・えられるようになっている
。
れかに体内器官、例えば表皮付近のガス住方を測定する
センサ(図示せず)を接続する。このセンサは化学的な
方法で血中ガス圧力、例えば酸素量JF、、二酸化炭素
分圧を測定し、これを外部信号E X ’[’としてコ
ンピュータシステム6にグ・えられるようになっている
。
第2図は、診断装置1によってn1定された酸素と結合
しているヘモグロビン(HbO2)の濃度X1lb02
、酸素と結合していないヘモグロビン(Hb)の濃度
X1lbの時間変化とともに、センサによって測定され
た酸素分圧’I’cPg2の時間変化を示している。第
2図から、酸素と結合しているヘモグロビン(HbO)
の濃度X 、酸素と結合2 11b02 していないヘモグロビン(Hb)の濃度Xl1bと、酸
素分圧’I’ c P o2とは強い相関があることが
わかる。すなわち、酸素と結合しているヘモグロビン(
)(bo )の濃度X1lb02は、酸素分圧’rc
Po2に追従して変動する一方、酸素と結合していない
ヘモグロビン(Hb)の濃度Xl1bは、酸素分圧′I
゛cp が増加すると減少し、酸素分圧′I’ CP
02が減少すると増加するようになっている。酸素濃
度x02は一般に、酸素と結合しているヘモグロビン(
HbO)の濃度XlIb02と、酸素と結合していない
ヘモグロビン(Hb)の濃度xllbと の差(Xll
b02−Xllb)で定められる。従って、第2図に示
すように測定された酸素と結合しているヘモグロビン(
HbO2)の濃度Xl1b02と、酸素と結合していな
いヘモグロビン(Hb)の濃度X1lbとから、酸素濃
度(XIIb02−XHb)をコンピュータシステム6
においてリアルタイムで求め、さらに酸素濃度(Xll
b02−XIIゎ)と、これと同時に測定された酸素分
圧TcPO2とにリアルタイムで所定の演算を行なって
時間因子を取除くことにより、酸素濃度(X−X)と酸
素分圧’I’ c P o2と11b02 11b の静特性関係を求めることができる。なお静特性関係を
求める上記演算処理と、上記濃度測定処理とは時分割で
行なわれる。
しているヘモグロビン(HbO2)の濃度X1lb02
、酸素と結合していないヘモグロビン(Hb)の濃度
X1lbの時間変化とともに、センサによって測定され
た酸素分圧’I’cPg2の時間変化を示している。第
2図から、酸素と結合しているヘモグロビン(HbO)
の濃度X 、酸素と結合2 11b02 していないヘモグロビン(Hb)の濃度Xl1bと、酸
素分圧’I’ c P o2とは強い相関があることが
わかる。すなわち、酸素と結合しているヘモグロビン(
)(bo )の濃度X1lb02は、酸素分圧’rc
Po2に追従して変動する一方、酸素と結合していない
ヘモグロビン(Hb)の濃度Xl1bは、酸素分圧′I
゛cp が増加すると減少し、酸素分圧′I’ CP
02が減少すると増加するようになっている。酸素濃
度x02は一般に、酸素と結合しているヘモグロビン(
HbO)の濃度XlIb02と、酸素と結合していない
ヘモグロビン(Hb)の濃度xllbと の差(Xll
b02−Xllb)で定められる。従って、第2図に示
すように測定された酸素と結合しているヘモグロビン(
HbO2)の濃度Xl1b02と、酸素と結合していな
いヘモグロビン(Hb)の濃度X1lbとから、酸素濃
度(XIIb02−XHb)をコンピュータシステム6
においてリアルタイムで求め、さらに酸素濃度(Xll
b02−XIIゎ)と、これと同時に測定された酸素分
圧TcPO2とにリアルタイムで所定の演算を行なって
時間因子を取除くことにより、酸素濃度(X−X)と酸
素分圧’I’ c P o2と11b02 11b の静特性関係を求めることができる。なお静特性関係を
求める上記演算処理と、上記濃度測定処理とは時分割で
行なわれる。
第3図は、このようにして実際に求めた酸素濃度(Xl
lb02 ” Ilb )と酸素分圧’r’ c P
o2との静特性関係を示している。なお第3図の実線
RLは、これらの測定データから予想される静特性曲線
である。
lb02 ” Ilb )と酸素分圧’r’ c P
o2との静特性関係を示している。なお第3図の実線
RLは、これらの測定データから予想される静特性曲線
である。
このようして、本実施例の診断装置】に経皮測定用のセ
ンサを接続することにより、酸素濃度(XIlb02
”1lb)と酸素分圧TCPo2との相関関係をも測
定結果として得ることができて、この相関関係に基づい
て血液の特性評価等のさらに進んだ診断を下すことがで
きる。
ンサを接続することにより、酸素濃度(XIlb02
”1lb)と酸素分圧TCPo2との相関関係をも測
定結果として得ることができて、この相関関係に基づい
て血液の特性評価等のさらに進んだ診断を下すことがで
きる。
また第4図は、診断装置1によって測定された血n −
t (X obo2+ X Ilb )の時間変化とと
もに、上記センサによって測定された血液中の二酸化炭
素分圧’f”cPo2の時間変化を示している。酸素濃
度(Xllb02−Xllb )と酸素分圧′rCPo
2との静特性関係を求めるのと同様の演算処理により、
血液量(XIIb02+X1lb )と血液中の二酸化
炭素分圧′1゛CP とから時間因子を取除き、血n
量(X +1bo2+X )と血液中の二酸化炭素分圧
’I’ c P o2との静++b 特性関係を得ることができる。
t (X obo2+ X Ilb )の時間変化とと
もに、上記センサによって測定された血液中の二酸化炭
素分圧’f”cPo2の時間変化を示している。酸素濃
度(Xllb02−Xllb )と酸素分圧′rCPo
2との静特性関係を求めるのと同様の演算処理により、
血液量(XIIb02+X1lb )と血液中の二酸化
炭素分圧′1゛CP とから時間因子を取除き、血n
量(X +1bo2+X )と血液中の二酸化炭素分圧
’I’ c P o2との静++b 特性関係を得ることができる。
第5図は、このようにして実際に求められた血液1(X
llb02+X1lb )と二酸化炭素分圧T c P
o2との静特性関係を示している。第5図の静特性関
係から、血液中の=酸1ヒ炭素濃度が増加すると、血管
が拡がり血液量が増加するという臨床的に裏付けされて
いる事実を、極めて明瞭かつ容易に確めることができる
。
llb02+X1lb )と二酸化炭素分圧T c P
o2との静特性関係を示している。第5図の静特性関
係から、血液中の=酸1ヒ炭素濃度が増加すると、血管
が拡がり血液量が増加するという臨床的に裏付けされて
いる事実を、極めて明瞭かつ容易に確めることができる
。
このように、本実施例によれば、経皮測定用のセンサか
らのガス分圧信号を端子から外部化りEX′rとしてコ
ンピュータシステム6にq、えることによって、診断装
置の付加的な機能を向上させることができる。
らのガス分圧信号を端子から外部化りEX′rとしてコ
ンピュータシステム6にq、えることによって、診断装
置の付加的な機能を向上させることができる。
また、使用者にとっては、プリンタ、ディスプレイなど
の出力装置9に出力される酸素量、血液量、酸素分圧、
二酸化炭素分圧などの測定結果に、例えば安静時、活発
に動いている時、激しく泣いている時などの患者の状態
を表わずコメント、あるいは輸血、酸素吸入、薬剤使用
などの患者の施された処置に関するコメントをリアルタ
イムで付して、測定結果との相関を見比べたい場合があ
る。
の出力装置9に出力される酸素量、血液量、酸素分圧、
二酸化炭素分圧などの測定結果に、例えば安静時、活発
に動いている時、激しく泣いている時などの患者の状態
を表わずコメント、あるいは輸血、酸素吸入、薬剤使用
などの患者の施された処置に関するコメントをリアルタ
イムで付して、測定結果との相関を見比べたい場合があ
る。
このような機能は臨床上極めて重要なものとなる。
このような機能を付加するため、本実施例の診断装置1
のコンピュータシステム6では、プロセッサ7は、入力
装置10からの割込みを最も優先度の高いものとして随
時受付け、入力yA置10h)ら入力されたコメントを
出力装置9に所定のフォーマットで出力し、リアルタイ
ムで出力されている測定結果とともにプリンタ用紙ある
いは表示両面上に記録させるようになっている。
のコンピュータシステム6では、プロセッサ7は、入力
装置10からの割込みを最も優先度の高いものとして随
時受付け、入力yA置10h)ら入力されたコメントを
出力装置9に所定のフォーマットで出力し、リアルタイ
ムで出力されている測定結果とともにプリンタ用紙ある
いは表示両面上に記録させるようになっている。
第6図はこのようにして測定結果とともに記録された:
1メントを示す図である。第6図のようにal!I定結
果にコメントを付ずことによって、患者に対して的確な
臨床的判断を下すことができる。
1メントを示す図である。第6図のようにal!I定結
果にコメントを付ずことによって、患者に対して的確な
臨床的判断を下すことができる。
以上の説明したように、本発明によれば、酸素量や血液
量の測定結果とともに患者の他の状態情報をリアルタイ
ムで出力するようにしているので、これらの出力結束に
基づいて患者の診断をより適確に行なうことができる。
量の測定結果とともに患者の他の状態情報をリアルタイ
ムで出力するようにしているので、これらの出力結束に
基づいて患者の診断をより適確に行なうことができる。
第1図は本発明に係る診断装置の実施例の柘成図、第2
図はヘモグロビンの濃度変化とともに経皮測定用のセン
サを接続したときに得られる酸素分圧の時間変化を示す
図、第3図は酸素濃度と酸素分圧との静特性関係を示す
図、第4図は血液量の時間変1ヒとともに経皮測定用の
センサを接続したときに得られる血液中の二酸化炭素分
圧の時間変化を示す図、第5図は血液量と二酸化炭素分
圧との静特性関係を示す図、第6図は測定結果とともに
記録されたコメントを示ず図、第7図(a)。 (b)はそれぞれヘモグロビン、チトクロムの吸収スペ
クトルを示す図、第8図は従来の診断装置の構成図、第
9図(a)乃至(d)はそれぞれ駆動信号AC’l’l
乃至A CT 4 ツタイムチャート、第9図(e)は
制御信号C7r’ Lのタイムチャー1・である。 1・・・診断装置、5.15・・・マルチプレクサ、7
・・・プロセッサ、9・・・出力装置、】0・・・入力
装置、TMI乃至T M rn・・・端子 特許出願人 浜松ホトニクス株式会社代理人 f
ryJl、士 植 本 雅 泊第6図 第7図 入1 λ2 ■ λ4 人1 93 手続補正書(岐) 7 昭和62年9月03FI
図はヘモグロビンの濃度変化とともに経皮測定用のセン
サを接続したときに得られる酸素分圧の時間変化を示す
図、第3図は酸素濃度と酸素分圧との静特性関係を示す
図、第4図は血液量の時間変1ヒとともに経皮測定用の
センサを接続したときに得られる血液中の二酸化炭素分
圧の時間変化を示す図、第5図は血液量と二酸化炭素分
圧との静特性関係を示す図、第6図は測定結果とともに
記録されたコメントを示ず図、第7図(a)。 (b)はそれぞれヘモグロビン、チトクロムの吸収スペ
クトルを示す図、第8図は従来の診断装置の構成図、第
9図(a)乃至(d)はそれぞれ駆動信号AC’l’l
乃至A CT 4 ツタイムチャート、第9図(e)は
制御信号C7r’ Lのタイムチャー1・である。 1・・・診断装置、5.15・・・マルチプレクサ、7
・・・プロセッサ、9・・・出力装置、】0・・・入力
装置、TMI乃至T M rn・・・端子 特許出願人 浜松ホトニクス株式会社代理人 f
ryJl、士 植 本 雅 泊第6図 第7図 入1 λ2 ■ λ4 人1 93 手続補正書(岐) 7 昭和62年9月03FI
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1)患者の所定の体内器官の酸素量および/または血液
量の時間変化を測定する診断装置において、患者の他の
状態情報を得るための手段をさらに備え、該手段によっ
て得られた患者の他の状態情報を酸素量および/または
血液量の測定結果とともにリアルタイムで出力すること
を特徴とする診断装置。 2)患者の他の状態情報は、前記診断装置の端子に接続
される所定の測定器によって得られることを特徴とする
特許請求の範囲第1項に記載の診断装置。 3)患者の他の状態情報は、オペレータにより随時入力
可能な入力装置によって得られることを特徴とする特許
請求の範囲第1項に記載の診断装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62110464A JPS63275326A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62110464A JPS63275326A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63275326A true JPS63275326A (ja) | 1988-11-14 |
Family
ID=14536371
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62110464A Pending JPS63275326A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS63275326A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2010044449A1 (ja) * | 2008-10-17 | 2010-04-22 | シスメックス株式会社 | 生体モニタリング装置 |
JP2013208215A (ja) * | 2012-03-30 | 2013-10-10 | Fukuda Denshi Co Ltd | 生体情報表示装置、治療器及び生体情報測定装置 |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5613457A (en) * | 1979-07-11 | 1981-02-09 | Tatsuro Kuratomi | Cubic system boron nitride bound body and its manufacture |
JPS56109645A (en) * | 1980-02-05 | 1981-08-31 | Sumitomo Electric Industries | Blood nonnvisual blood analyzer |
JPS5931220U (ja) * | 1982-08-20 | 1984-02-27 | 三洋電機株式会社 | コンデンサの取り付け構造 |
JPS6212304B2 (ja) * | 1980-05-09 | 1987-03-18 | Hitachi Ltd | |
JPS62217938A (ja) * | 1986-03-19 | 1987-09-25 | ミノルタ株式会社 | オキシメータ |
-
1987
- 1987-05-08 JP JP62110464A patent/JPS63275326A/ja active Pending
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5613457A (en) * | 1979-07-11 | 1981-02-09 | Tatsuro Kuratomi | Cubic system boron nitride bound body and its manufacture |
JPS56109645A (en) * | 1980-02-05 | 1981-08-31 | Sumitomo Electric Industries | Blood nonnvisual blood analyzer |
JPS6212304B2 (ja) * | 1980-05-09 | 1987-03-18 | Hitachi Ltd | |
JPS5931220U (ja) * | 1982-08-20 | 1984-02-27 | 三洋電機株式会社 | コンデンサの取り付け構造 |
JPS62217938A (ja) * | 1986-03-19 | 1987-09-25 | ミノルタ株式会社 | オキシメータ |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2010044449A1 (ja) * | 2008-10-17 | 2010-04-22 | シスメックス株式会社 | 生体モニタリング装置 |
JP5341906B2 (ja) * | 2008-10-17 | 2013-11-13 | シスメックス株式会社 | 生体モニタリング装置 |
JP2013208215A (ja) * | 2012-03-30 | 2013-10-10 | Fukuda Denshi Co Ltd | 生体情報表示装置、治療器及び生体情報測定装置 |
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