WO2013125148A1 - 濃度測定装置および濃度測定方法 - Google Patents

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WO2013125148A1
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健夫 尾崎
鈴木　進
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    • G01N2021/3144—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths for oxymetry

Definitions

  • the present invention relates to a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method.
  • Patent Document 1 As an apparatus for noninvasively measuring the concentration information of hemoglobin in a living body, for example, there is one described in Patent Document 1.
  • this apparatus After light is incident on the living body, light scattered inside the living body is detected by each of the plurality of photodiodes. Based on the intensity of the detected light, the rate of change of the detected light quantity with respect to the distance direction from the light incident point is calculated. The hemoglobin oxygen saturation is calculated based on a predetermined relationship between the change rate of the detected light quantity and the light absorption coefficient.
  • each of oxygenated hemoglobin (O 2 Hb), deoxygenated hemoglobin (HHb), and total hemoglobin (cHb) A change in density is calculated.
  • the main target patients in the field of emergency lifesaving in recent years are cardiopulmonary arrest outside the hospital.
  • the number of cardiopulmonary arrest outside the hospital exceeds 100,000 per year, and the lifesaving of these patients is a great social demand.
  • An essential procedure for out-of-hospital cardiopulmonary arrest is chest compressions combined with mechanical ventilation.
  • Chest compression is an act of artificially pulsating a stopped heart by periodically compressing the lower half of the sternum with another person's hand.
  • the main purpose of chest compression is to supply blood oxygen to the brain of cardiopulmonary arrest. Therefore, whether or not chest compression is properly performed greatly affects the life and death of a cardiopulmonary arrest person. Therefore, a useful method and apparatus for objectively determining whether or not chest compression is appropriately performed is desired.
  • a phenomenon to be noted in such a case is a change in cerebral oxygen status due to interruption of chest compressions.
  • the oxygen state gradually decreases (deteriorates) due to oxygen consumption accompanying brain metabolism at the time of interruption.
  • the practitioner or the like can confirm the cerebral oxygen state when the chest compression is interrupted.
  • the present invention has been made in view of such problems, and provides a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method that enable an operator or the like to easily check the cerebral oxygen state when chest compression is interrupted. For the purpose.
  • the concentration measuring apparatus is a concentration measuring apparatus that measures a temporal relative change in the oxygenated hemoglobin concentration of the head, which varies due to repeated chest compressions. Based on the detection signal, a light incident part that makes the measurement light incident on the head, a detection part that detects the measurement light propagated inside the head and generates a detection signal according to the intensity of the measurement light, A calculation unit that performs a filter process for obtaining a temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration and removing a frequency component smaller than a predetermined frequency among the frequency components included in the relative change amount, and a filter of the oxygenated hemoglobin concentration A display unit that displays first time-series data indicating the amount of relative change after processing, and the calculation unit determines the presence or absence of chest compression based on the detection signal, and when chest compression is not performed for a predetermined time, display But characterized by a second time-series data indicating a temporal relative change amount of the oxygenated hemo
  • the concentration measurement method is a concentration measurement method for measuring a temporal relative change in the oxygenated hemoglobin concentration of the head, which varies due to repeated chest compressions, and the measurement light is applied to the head.
  • a light incident step for detecting the measurement light propagating through the inside of the head, and generating a detection signal corresponding to the intensity of the measurement light.
  • the oxygenated hemoglobin concentration A calculation step for obtaining a temporal relative change amount and performing a filter process for removing a frequency component smaller than a predetermined frequency among frequency components included in the relative change amount, and a relative change amount after the oxygenated hemoglobin concentration filter process are obtained.
  • the second time-series data indicating the temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration including a frequency component smaller than the predetermined frequency is displayed by switching from the first time-series data.
  • the relative change in the oxygenated hemoglobin concentration in the head is measured at a frequency sufficiently faster than the heartbeat frequency using a near-infrared light concentration measuring device, every time the sternum is compressed periodically during sternum compression, A certain change occurs in the internal (ie brain) oxygenated hemoglobin concentration.
  • This phenomenon is considered to be caused by fluctuations in blood flow in the brain due to chest compression, and can be an objective material for determining whether chest compression is performed appropriately.
  • the amplitude of the concentration change (for example, about 1 ⁇ mol) caused by such compression of the chest is a long-term change that occurs in a normal activity state of a healthy person or various treatments performed on a cardiopulmonary arrest person. It is negligible compared with the amplitude (usually several ⁇ mol or more). Therefore, if the value corresponding to the oxygenated hemoglobin concentration is simply measured, it is very difficult to observe the fluctuation due to chest compression.
  • the temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration is obtained in the calculation unit or calculation step, and the frequency component included in the relative change amount is smaller than a predetermined frequency.
  • the frequency component is removed.
  • the cycle of concentration change caused by chest compression (that is, a preferable compression cycle at the time of chest compression) is shorter than the cycle of main concentration change in a state where various treatments are performed on a cardiopulmonary arrest person. Therefore, as in the above-described concentration measuring apparatus and concentration measuring method, information on the concentration change caused by chest compression is preferably extracted by removing a small frequency component (that is, a long period component) from the measured relative change amount. can do. Then, based on this information, the enforcer can objectively determine whether or not chest compression is being performed appropriately. This enables the practitioner to perform or maintain more appropriate chest compressions.
  • the calculation unit first determines the presence or absence of chest compression based on the detection signal. Then, when chest compression is not performed for a predetermined time, the display unit shows the relative change amount from which the long-period component is removed (that is, shows the concentration fluctuation caused by chest compression) from the first time-series data. The second time-series data indicating the relative change amount including the long-cycle component (that is, mainly indicating the cerebral oxygen state) is displayed. Therefore, according to the concentration measuring apparatus and the concentration measuring method described above, the practitioner or the like can easily confirm the cerebral oxygen state when the chest compression is interrupted.
  • filter processing for removing frequency components smaller than a predetermined frequency means that the frequency component due to chest compression is sufficiently identified as the ratio of frequency components smaller than the predetermined frequency. This is a process of reducing the frequency until it appears as much as possible, and is not limited to a process that completely removes frequency components smaller than a predetermined frequency.
  • the practitioner or the like can easily check the cerebral oxygen state when the chest compression is interrupted.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring apparatus according to an embodiment.
  • 2A is a plan view showing the configuration of the probe
  • FIG. 2B is a side sectional view taken along line II-II in FIG.
  • FIG. 3 is a block diagram illustrating a configuration example of the concentration measuring apparatus.
  • FIG. 4 is a flowchart illustrating a concentration measurement method according to an embodiment.
  • FIG. 5 is a flowchart illustrating a concentration measurement method according to an embodiment.
  • 6A is a diagram showing the incident timing of laser beams having wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3
  • FIG. 6B is a diagram showing the output timing of a digital signal from the A / D conversion circuit.
  • FIG. 7 is a graph showing filter characteristics of the digital filter.
  • FIG. 7 is a graph showing filter characteristics of the digital filter.
  • FIG. 8 uses a digital filter having the characteristics shown in FIG. 7 to remove frequency components smaller than a predetermined frequency from frequency components included in the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of oxygenated hemoglobin, It is a graph which shows the result of having extracted the time fluctuation part resulting from the spontaneous heartbeat imitating repetition of chest compression.
  • FIG. 9 is a graph showing a spontaneous process in which frequency components smaller than a predetermined frequency are removed from frequency components included in a temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of total hemoglobin using filtering processing by smoothing, and simulated to repeat chest compressions. It is a graph which shows the result of having extracted the time fluctuation part resulting from a heartbeat.
  • FIG. 9 is a graph showing a spontaneous process in which frequency components smaller than a predetermined frequency are removed from frequency components included in a temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of total hemoglobin using filtering processing by smoothing, and simulated to repeat chest compressions. It is a graph which shows the result of having
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the concept of the filter processing for uniformly arranging the maximum and minimum portions of fluctuation.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating an example of time-series data displayed on the display unit.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating an example of the frequency characteristics of the bandpass filter.
  • FIG. 13 is a graph showing time-series data of the temporal relative change amount of the total hemoglobin concentration before performing the filter processing by the bandpass filter, and time-series data after the filter processing.
  • FIG. 14 is a graph showing compression time series data when chest compression is interrupted.
  • FIG. 15 is a graph showing interrupted time-series data displayed on the display unit as a modified example.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating frequency characteristics of the low-pass filter.
  • FIG. 17 is a graph schematically showing time-series data shown on the display unit.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating an example of a graph displayed on the display unit.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring apparatus 1 according to an embodiment of the present invention.
  • This concentration measuring apparatus 1 is caused by repeated chest compressions in order to provide an objective judgment material as to whether or not chest compressions (arrow A in the figure) are appropriately performed on the cardiopulmonary arrest person 50.
  • the measurement result is displayed on the display unit 15 to notify the person who is performing chest compressions.
  • the concentration measuring apparatus 1 makes light of a predetermined wavelength ( ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 ) incident on a predetermined light incident position from the probe 20 fixed to the head 51, and from the predetermined light detection position on the head 51. by detecting the intensity of the emitted light, examined by oxygenated hemoglobin (O 2 Hb) and deoxygenated hemoglobin (HHb) the influence on the light, oxygenated hemoglobin (O 2 Hb) and de based on this The temporal relative change amount of oxygenated hemoglobin (HHb) is repeatedly calculated. In addition, the time-series data that is the calculation result is filtered to remove low-frequency components, so that the short-term time fluctuations resulting from repeated chest compressions are extracted, and the time fluctuations are visible. Display. For example, near infrared light is used as the light having a predetermined wavelength.
  • FIG. 2A is a plan view showing the configuration of the probe 20.
  • FIG. 2B is a side sectional view taken along the line II-II in FIG.
  • the probe 20 has a light incident part 21 and a light detection part 22.
  • the light incident part 21 and the light detection part 22 are arranged with an interval of, for example, 5 cm, and are substantially integrated by a flexible black silicon rubber holder 23. It should be noted that this interval may be approximately 3 to 4 cm or more.
  • the light incident part 21 includes an optical fiber 24 and a prism 25, and has a structure in which measurement light transmitted from the main body part 10 of the concentration measuring apparatus 1 is incident substantially perpendicularly to the skin layer of the head.
  • the measurement light is, for example, pulsed laser light and is sent from the main body 10.
  • the light detection unit 22 detects the measurement light propagated inside the head and generates a detection signal corresponding to the intensity of the measurement light.
  • the photodetection unit 22 is, for example, a one-dimensional photosensor, and includes N array photodetection elements 26 arranged in the distance direction from the light incident unit 21.
  • the light detection unit 22 further includes a preamplifier unit 27 that integrates and amplifies the photocurrent output from the light detection element 26. Thereby, a weak signal can be detected with high sensitivity to generate a detection signal, and this signal can be transmitted to the main body 10 via the cable 28.
  • the light detection unit 22 may be a two-dimensional light sensor, or may be configured by a charge coupled device (CCD).
  • the probe 20 is fixed to the forehead portion having no hair, for example, with an adhesive tape, a stretchable band, or the like.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration example of the concentration measuring apparatus 1.
  • the concentration measuring apparatus 1 shown in FIG. 3 includes a main body 10 in addition to the probe 20 described above.
  • the main body unit 10 includes a light emitting unit 11, a sample hold circuit 12, an A / D conversion circuit 13, a CPU 14, a display unit 15, a ROM 16, a RAM 17, and a data bus 18.
  • the light emitting unit 11 includes a laser diode and a circuit that drives the laser diode.
  • the light emitting unit 11 is electrically connected to the data bus 18 and receives an instruction signal for instructing driving of the laser diode from the CPU 14 also electrically connected to the data bus 18.
  • the instruction signal includes information such as the light intensity and wavelength (for example, any one of the wavelengths ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 3 ) of the laser light output from the laser diode.
  • the light emitting unit 11 drives the laser diode based on the instruction signal received from the CPU 14 and outputs laser light to the probe 20 via the optical fiber 24.
  • the light emitting element of the light emitting unit 11 may not be a laser diode as long as it can sequentially output light of a plurality of wavelengths in the near infrared region. Further, as the light incident part 21, a light emitting diode such as an LED built in the probe 20 may be used.
  • the sample hold circuit 12 and the A / D conversion circuit 13 receive the detection signal transmitted from the probe 20 via the cable 28, hold it, convert it into a digital signal, and output it to the CPU 14.
  • the sample hold circuit 12 simultaneously holds (holds) the values of the N detection signals.
  • the sample hold circuit 12 is electrically connected to the data bus 18, and receives a sample signal indicating the timing for holding the detection signal from the CPU 14 via the data bus 18.
  • the sample hold circuit 12 simultaneously holds the N detection signals input from the probe 20.
  • the sample hold circuit 12 is electrically connected to the A / D conversion circuit 13 and outputs each of the held N detection signals to the A / D conversion circuit 13.
  • the A / D conversion circuit 13 is means for converting the detection signal from an analog signal to a digital signal.
  • the A / D conversion circuit 13 sequentially converts the N detection signals received from the sample hold circuit 12 into digital signals.
  • the A / D conversion circuit 13 is electrically connected to the data bus 18 and outputs the converted detection signal to the CPU 14 via the data bus 18.
  • the CPU 14 is a calculation unit in the present embodiment, and calculates a temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration contained in the head based on the detection signal received from the A / D conversion circuit 13. Further, a necessary amount of the temporal relative change amount ( ⁇ HHb) of the deoxygenated hemoglobin concentration and the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of the total hemoglobin concentration, which is the sum of these, is calculated. Further, the CPU 14 performs a filtering process on these temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb), and removes frequency components smaller than the predetermined frequency f 0 from the frequency components included in these. Then, extract the time variation due to repeated chest compressions.
  • filter processing for removing frequency components smaller than the predetermined frequency f 0 means that the frequency components resulting from chest compression can be sufficiently identified as the ratio of the frequency components smaller than the predetermined frequency f 0. refers to a process for reducing to appear in extent, is not limited to processing as to completely remove the predetermined frequency f 0 is less than the frequency components.
  • the CPU 14 sets time-series data (first time-series data in the present embodiment. Hereinafter, compression of the oxygenated hemoglobin concentration) indicating the time-dependent change ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration after filtering. Time-series data) is sent to the display unit 15 via the data bus 18. Further, the CPU 14 sets time-series data (third time in the present embodiment) indicating the temporal change of at least one of the temporal relative change amounts ( ⁇ HHb, ⁇ cHb) of the deoxygenated hemoglobin concentration and the total hemoglobin concentration after filtering. Series data (hereinafter referred to as compression time-series data of deoxygenated hemoglobin concentration and total hemoglobin concentration) may be sent to the display unit 15 via the data bus 18.
  • the CPU 14 determines the presence or absence of chest compression based on the detection signal obtained via the data bus 18. For example, when the amplitude of any of the temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) of the hemoglobin concentration after the filter processing is reduced below a predetermined ratio and the state continues for a predetermined time, the CPU 14 It is determined that chest compression has not been performed (or has been interrupted).
  • a predetermined frequency f 0 is less than the frequency
  • Time-series data second time-series data in the present embodiment, hereinafter referred to as interrupted time-series data of oxygenated hemoglobin concentration
  • ⁇ O 2 Hb temporal relative change amount
  • the CPU 14 determines that the chest compression is not performed (interrupted)
  • the provision of the compression time-series data of the deoxygenated hemoglobin concentration and the total hemoglobin concentration to the display unit 15 is interrupted, and a predetermined frequency temporal relative change amount including f 0 is less than the frequency component ( ⁇ HHb, ⁇ cHb) fourth time-series data in the sequence data (the embodiment when showing the. following time during interruption of the deoxygenated hemoglobin concentration and total hemoglobin concentration Series data) is provided to the display unit 15.
  • the interruption time-series data is data indicating, for example, temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) before the filter processing.
  • the time-series data at the time of interruption is, for example, the amount of temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) after filtering is subtracted from the amount of temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) before filtering. It is data indicating the value.
  • the display unit 15 is electrically connected to the data bus 18 and displays time-series data sent from the CPU 14 via the data bus 18. That is, when chest compression is performed, the display unit 15 displays compression time series data indicating the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) provided from the CPU 14 after the filter processing. When the CPU 14 determines that chest compression is not performed (interrupted), the display unit 15 displays the temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) including frequency components smaller than the predetermined frequency f 0. The interruption time series data shown is switched from the compression time series data and displayed.
  • the display unit 15 displays the interruption time series obtained before the CPU 14 recognizes that the chest compression is not performed for a predetermined time when the interruption time series data is switched from the compression time series data and displayed.
  • the data may be displayed retroactively.
  • the CPU 14 calculates oxygenated hemoglobin concentration interruption time series data or data corresponding to the interruption time series data, and stores the data in the RAM 17 (in this embodiment). It is good to store it sequentially in the storage unit).
  • the light emitting unit 11 sequentially outputs laser beams having wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3 based on an instruction signal from the CPU 14. These laser beams propagate through the optical fiber 24, reach the light incident position of the forehead, and enter the head from the light incident position (light incident step, S11 in FIG. 4).
  • the laser light incident in the head is scattered in the head and propagated while being absorbed by the component to be measured, and a part of the light reaches the light detection position of the forehead.
  • the laser light that has reached the light detection position is detected by the N light detection elements 26 (light detection step, S12 in FIG. 4). Each photodetecting element 26 generates a photocurrent according to the intensity of the detected laser beam.
  • These photocurrents are converted into voltage signals (detection signals) by the preamplifier unit 27, and these voltage signals are sent to and held by the sample hold circuit 12 of the main body unit 10, and then digitalized by the A / D conversion circuit 13. Converted to a signal.
  • FIG. 6A is a diagram showing the incidence timing of the laser beams having wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3
  • FIG. 6B is a diagram showing the output timing of the digital signal from the A / D conversion circuit 13.
  • FIG. 6 As shown in FIG. 6, when the laser beam having the wavelength ⁇ 1 is incident, N digital signals D 1 (1) to D 1 (N) corresponding to the N photodetectors 26 are sequentially obtained. Subsequently, when the laser beam having the wavelength ⁇ 2 is incident, N digital signals D 2 (1) to D 2 (N) corresponding to the N photodetecting elements 26 are sequentially obtained. In this way, the A / D conversion circuit 13 outputs (3 ⁇ N) digital signals D 1 (1) to D 3 (N).
  • the CPU 14 calculates a hemoglobin oxygen saturation (TOI) based on the digital signals D (1) to D (N).
  • the CPU 14 calculates the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration using at least one digital signal among the digital signals D (1) to D (N), and is necessary.
  • the temporal relative change amount ( ⁇ HHb) of the deoxygenated hemoglobin concentration and the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of the total hemoglobin concentration, which is the sum of these, are calculated (calculation step, step S13).
  • the amount of change in detected light intensity at times T 0 to T 1 is expressed by the following equations (1) to (3).
  • ⁇ OD 1 (T 1 ) is a temporal change amount of the detection light intensity at the wavelength ⁇ 1
  • ⁇ OD 2 (T 1 ) is a change amount of the detection light intensity at the wavelength ⁇ 2
  • ⁇ OD 3 (T 1 ) is a temporal change amount of the detected light intensity at the wavelength ⁇ 3 .
  • the coefficients a11 to a23 are constants obtained from the extinction coefficients of O 2 Hb and HHb with respect to light of wavelengths ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 3 .
  • the temporal relative change amount ⁇ cHb (T 1 ) of the total hemoglobin concentration in the head can be obtained by the following equation (5).
  • the CPU 14 performs the above calculation for one detection signal in the N light detection positions, and each temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb,) of the oxygenated hemoglobin concentration, the deoxygenated hemoglobin concentration, and the total hemoglobin concentration. ⁇ HHb, ⁇ cHb) is calculated. Further, the CPU 14 performs, for example, any one of the following filter processes on the temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) calculated in this way.
  • X (n) be a data string related to temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) obtained in a predetermined cycle.
  • n is an integer.
  • a (0) 3/4
  • the delay operator of the data string X (n) is expressed by the following equation (6).
  • f is a time frequency (unit: 1 / sec).
  • ⁇ is an angular frequency
  • ⁇ 2 ⁇ f.
  • T is a period in which the data string X (n) is obtained, and is set to a period of, for example, 1/20 second in order to measure a fluctuation waveform up to about 150 times per minute (2.5 Hz).
  • the digital filter characteristic when the above-described filter coefficient A (n) is used is described by the following equation (7).
  • the digital filter is represented by a product-sum operation between the data string X (n) and each corresponding coefficient. Then, when the time frequency f in the equation (7) is converted into a time frequency F (unit: 1 / min) in every minute, the following equation (8) is obtained.
  • FIG. 7 is a graphical representation of this R (F), showing the filter characteristics of the digital filter.
  • the horizontal axis represents the heart rate per minute
  • the vertical axis represents the value of R (F).
  • FIG. 8 uses the digital filter shown in FIG. 7 to remove (reduce) frequency components smaller than a predetermined frequency among frequency components included in the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of oxygenated hemoglobin. It is a graph showing the result of extracting the time variation due to the spontaneous heartbeat that simulates repeated chest compressions.
  • ⁇ O 2 Hb temporal relative change amount
  • a graph G31 shows a relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) before the filter processing
  • a graph G32 shows a long-period component (predetermined frequency) included in the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) before the filter processing
  • the graph G33 shows the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) after the filtering process.
  • the above-described digital filter can suitably extract a time variation due to repetition of spontaneous heartbeat or chest compression.
  • a smooth component frequency component smaller than a predetermined frequency
  • FIG. 9 shows that the frequency component smaller than the predetermined frequency is removed (reduced) from the frequency components included in the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of the total hemoglobin by using such a filtering process, and the compression of the chest compression is repeated.
  • It is a graph which shows the result of having extracted the time fluctuation part resulting from the spontaneous heartbeat imitating in (5).
  • a graph G41 shows a relative change amount ( ⁇ cHb) before the filter processing
  • a graph G42 shows a long-period component (a frequency component smaller than a predetermined frequency) included in the relative change amount ( ⁇ cHb) before the filter processing.
  • the graph G43 shows the relative change amount ( ⁇ cHb) after the filter processing
  • the graph G44 shows the average amplitude for 5 seconds in the relative change amount ( ⁇ cHb) after the filter processing.
  • FIG. 10A and FIG. 10B are diagrams for explaining the concept of this filter processing.
  • this filter processing for example, a local maximum value in the time change of the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb) is obtained, and the local maximum value P1 of this time change graph G51 is constant as shown in FIG.
  • a frequency component smaller than a predetermined frequency included in the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb) is removed.
  • a minimum value in the time change of the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb) is obtained, and as shown in FIG.
  • the minimum value P2 of the time change graph G51 is regarded as a constant value.
  • frequency components smaller than the predetermined frequency included in the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb) are removed.
  • the maximum value P1 and / or the minimum value P2 close to a constant value it is possible to suitably extract the time fluctuation due to repeated chest compressions.
  • the concentration measurement method shown in FIG. 5 will be described.
  • the CPU 14 calculates the concentration of each hemoglobin calculated using the digital signals D (1) to D (N) shown in FIG. 6B. Based on at least one of the temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb), the presence or absence of chest compression is determined (step S21 in FIG. 5).
  • the CPU 14 determines that chest compression has not been performed (or has been interrupted). If it is not determined that the chest compression has been interrupted (step S22 in FIG. 5: NO), the display unit 15 provides the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) after the filtering process provided from the CPU 14. The display of the compression time-series data indicating “” is continued (step S23 in FIG. 5).
  • the display unit 15 displays a temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) including a frequency component smaller than the predetermined frequency f 0. , ⁇ CHb), the interruption time series data is displayed by switching from the compression time series data (step S24 in FIG. 5).
  • the CPU 14 also calculates the temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) of the respective hemoglobin concentrations calculated using the digital signals D (1) to D (N) shown in FIG. 6 (b). Based on at least one of them, the presence or absence of chest compression is determined (step S25 in FIG. 5). If it is determined by the CPU 14 that the chest compression has been resumed (step S26 in FIG. 5: YES), the display unit 15 performs compression indicating the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) after the filtering process. Display of time-series data is resumed (step S27 in FIG. 5).
  • the display unit 15 displays a temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, including a frequency component smaller than the predetermined frequency f 0 ).
  • the display of the interruption time series data indicating ⁇ cHb) is continued.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating an example of time-series data displayed on the display unit 15.
  • periods T1 and T3 are periods in which the CPU 14 determines that chest compression is being performed
  • a period T2 is a period in which the CPU 14 determines that chest compression is not being performed (interrupted).
  • Graph G21 is time-series data showing the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration
  • graph G22 is a time showing the temporal relative change amount ( ⁇ HHb) of the deoxygenated hemoglobin concentration. It is series data.
  • time-series data indicating the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) of each hemoglobin concentration after filtering is displayed on the display unit. 15 is displayed.
  • This time series data mainly includes periodic changes due to chest compressions.
  • time-series data indicating a temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) including a frequency component smaller than the predetermined frequency f 0 is displayed.
  • This time-series data shows changes in cerebral oxygen status in cardiopulmonary arrest (usually, the amplitude of this change is greater than the amplitude of the change caused by chest compression, and the period of this change is greater than the period of change caused by chest compression.
  • the time series data indicating the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) of each hemoglobin concentration after the filter processing is displayed again on the display unit 15.
  • the This time series data mainly includes periodic changes due to chest compressions.
  • a certain amount of noise is included in the temporal relative change amount of the hemoglobin concentration calculated using the digital signals D (1) to D (N).
  • filter processing is performed on the temporal relative change amount of the hemoglobin concentration. For example, using a bandpass filter having a frequency characteristic as shown in FIG. 12, the fundamental wave component (100 in the example) of the fluctuation of the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb) of the hemoglobin concentration due to chest compression. Only the frequency of times per minute and its frequency).
  • FIG. 13 shows time-series data (graph G11) of the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) of the total hemoglobin concentration before performing such filtering, and time-series data (graph G12) of ⁇ cHb after filtering. It is a graph to show.
  • the chest compression is not performed in the first half period T4, and the chest compression is resumed in the second half period T5.
  • the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) before the filtering process includes a lot of noise, and there is a possibility that the presence or absence of chest compression is erroneously determined.
  • the noise is effectively reduced in the temporal relative change amount ( ⁇ cHb) after the filtering process, and the fluctuation component (fundamental wave component) caused by the chest compression is more. Appear clearly.
  • the CPU 14 determines that there is chest compression when, for example, the amplitude of the fundamental wave component obtained by such filtering is equal to or greater than a predetermined value (0.1 in an example). Then, the CPU 14 determines that the chest compression is interrupted when a state where the amplitude of the fundamental wave component is smaller than a predetermined value continues for a predetermined time or more after the state where the chest compression is present. Further, the CPU 14 determines that the chest compression has been resumed when it is determined that the chest compression is once (or several times) after the chest compression is interrupted.
  • a predetermined value 0.1 in an example
  • the CPU 14 obtains a temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration, and a predetermined frequency among the frequency components included in the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb). Remove smaller frequency components.
  • the cycle of concentration change caused by chest compression that is, a preferable compression cycle at the time of chest compression
  • a small frequency component that is, a long period component
  • the measured relative change amount ⁇ O 2 Hb
  • the enforcer can objectively determine whether or not chest compression is being performed appropriately. This enables the practitioner to perform or maintain more appropriate chest compressions.
  • FIG. 14 is a graph showing compression time series data when chest compression is interrupted.
  • periods T1 and T3 are periods in which chest compression is performed
  • period T2 is a period in which chest compression is interrupted.
  • Graph G31 is time-series data showing the temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb) in the oxygenated hemoglobin concentration after filtering
  • graph G32 is the time relative relative in the deoxygenated hemoglobin concentration after filtering. This is time-series data indicating the amount of change ( ⁇ HHb).
  • the waveforms in the periods T1 and T3 accurately represent changes in temporal relative change amounts ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) due to chest compression by filtering.
  • the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) is extremely small even during the period T2 in which the chest compression is interrupted. Therefore, it is difficult for the practitioner or the like to confirm the cerebral oxygen state when the chest compression is interrupted.
  • the CPU 14 first determines whether or not chest compression is performed.
  • the display unit 15 indicates the relative change amount from which the long-period component is removed (that is, indicates the concentration variation caused by the chest compression).
  • the relative change amount including the long-cycle component is displayed (that is, the cerebral oxygen state is mainly shown), and the display is switched to the interruption time series data (see FIG. 11).
  • an operator etc. can confirm easily the cerebral oxygen state at the time of interruption of chest compression.
  • no change is observed in the temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb) in the oxygenated hemoglobin concentration when the chest compression is interrupted, there is a possibility that the brain metabolism is significantly reduced. Therefore, it provides valuable information in that sense.
  • the display unit 15 displays the interruption time series obtained before the CPU 14 recognizes that the chest compression is not performed for a predetermined time when the interruption time series data is switched from the compression time series data and displayed.
  • the data may be displayed retroactively.
  • the display unit 15 displays retroactive time series data obtained before recognizing that chest compression is not performed for a predetermined time. The practitioner or the like can easily check the cerebral oxygen state during recognition of the interruption from the interruption. More preferably, the time-series data at the time of interruption may be displayed retroactively to the point when it is first recognized that chest compression is not performed.
  • the CPU 14 performs the temporal relative change of at least one of the total hemoglobin concentration and the deoxygenated hemoglobin concentration in addition to the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration. It is preferable to further determine the amounts ( ⁇ cHb, ⁇ HHb). Then, processing similar to the temporal relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration is also performed on these relative change amounts ( ⁇ cHb, ⁇ HHb), and the time series data of these compressions is displayed on the display unit 15. In addition to displaying, when the chest compression is interrupted, it is preferable to switch to time-series data at the time of interruption and display it on the display unit 15. As a result, it is possible to more accurately determine whether or not the chest compression is properly performed, and confirm the cerebral oxygen state when the chest compression is interrupted.
  • FIG. 15 is a graph showing interruption time-series data displayed on the display unit 15 as a modification of the embodiment.
  • the interruption time-series data shown in FIG. 15 is data indicating an amount obtained by subtracting a temporal relative change amount after filtering from a temporal relative change amount before filtering (that is, a fluctuation component due to chest compression is removed). Data).
  • periods T1 and T3 are periods in which chest compression is performed, and period T2 is a period in which chest compression is interrupted.
  • Graph G41 is time-series data showing the temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration after filtering
  • graph G42 is the time relative relative of the deoxygenated hemoglobin concentration after filtering. This is time-series data indicating the amount of change ( ⁇ HHb).
  • the display unit 15 may display the data from which the fluctuation component due to the chest compression is removed as the interrupted time series data. Thereby, the cerebral oxygen state at the time of interruption of chest compression can be more effectively presented to the practitioner or the like.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating the frequency characteristics of the low-pass filter.
  • the interruption time series data may be created by extracting a fluctuation component in a low frequency range using a low pass filter as shown in FIG. Note that the cut-off frequency of the low-pass filter is smaller than the general chest compression repetition frequency (in one example, 100 times / minute).
  • FIGS. 17A and 17B are graphs schematically showing time-series data shown on the display unit 15.
  • graph G51 is time-series data showing the temporal relative change ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration
  • graph G52 is the deoxygenated hemoglobin concentration. It is time series data which shows temporal relative change amount ((DELTA) HHb).
  • FIG. 17A shows display contents on the display unit 15 of the above embodiment. That is, the compression time series data is displayed in the period T1 during which the chest compression is performed, and the interruption time series data is displayed in the period T2 in which the chest compression is interrupted without displaying the compression time series data. Then, when the chest compression is resumed in the period T3, the display of the interruption time series data is stopped and the compression time series data is displayed again.
  • FIG. 17B shows a modification of the display content on the display unit 15 of the above embodiment.
  • the time series data for compression is displayed in the period T1 during which the chest compression is performed, and the time series data for interruption is displayed without displaying the time series data for compression in the period T2 in which the chest compression is interrupted.
  • the interruption time series data and the compression time series data are displayed in an overlapping manner without stopping the interruption time series data display.
  • the display unit 15 performs such display, it is possible to easily confirm the recovery state of the cerebral oxygen state after the chest compression is resumed.
  • the concentration measuring apparatus and the concentration measuring method according to the present invention are not limited to the above-described embodiments, and various other modifications are possible.
  • the relative change amounts ( ⁇ cHb, ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) of the total hemoglobin concentration, the oxygenated hemoglobin concentration, and the deoxygenated hemoglobin concentration are obtained.
  • whether or not the chest compression is appropriately performed by determining at least the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration, and the chest compression Objective judgment material regarding the transition of the cerebral oxygen state at the time of interruption can be presented.
  • the filtering process in the concentration measuring apparatus and the concentration measuring method according to the present invention is not limited to the one exemplified in the above embodiment, and a frequency component smaller than the predetermined frequency f 0 is removed from the relative change amount ( ⁇ cHb, ⁇ O 2 Hb). Any filter processing that can be used is preferably used in the present invention.
  • the degree of hemoglobin oxygen saturation obtained by near-infrared spectroscopy as well as the relative changes ( ⁇ cHb, ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb) of the total hemoglobin concentration, oxygenated hemoglobin concentration, and deoxygenated hemoglobin concentration (TOI) may also be displayed on the display unit together with these as a graph or a numerical value.
  • the TOI may be an average value for a predetermined time (for example, 5 seconds).
  • the display unit the time series data of a predetermined frequency f 0 is less than the frequency component by the filter processing has been removed (graph G61, G62 ) and the time-series data (graph G71, G72 comprising the frequency components less than a predetermined frequency f 0) and may be shown together.
  • graphs G61 and G71 indicate the relative change amount ( ⁇ O 2 Hb) of the oxygenated hemoglobin concentration
  • graphs G62 and G72 indicate the relative change amount ( ⁇ HHb) of the deoxygenated hemoglobin concentration.
  • a warning display may be performed on the display unit or a warning sound may be generated.
  • the display unit includes time-series data in which frequency components smaller than the predetermined frequency f 0 are removed by the filtering process regardless of the presence or absence of chest compression, and the predetermined frequency f.
  • a function of manually switching and displaying time-series data including frequency components smaller than 0 may be provided.
  • the display unit displays the cumulative number of chest compressions since the start of measurement and the period when there is no chest compressions for a predetermined time or longer (for example, 4 seconds or longer).
  • a predetermined time or longer for example, 4 seconds or longer.
  • display of the accumulated time, display of the time at the start of measurement and the TOI value at that time, the elapsed time from the start of measurement, and the like may be further performed.
  • the concentration measurement device is a concentration measurement device that measures a temporal relative change in the oxygenated hemoglobin concentration of the head, which fluctuates due to repeated chest compressions.
  • An incident light incident part, a light detection part that detects measurement light propagating through the inside of the head and generates a detection signal according to the intensity of the measurement light, and a time of oxygenated hemoglobin concentration based on the detection signal A calculation unit that performs a filtering process to obtain a relative amount of relative change and removes a frequency component that is smaller than a predetermined frequency among the frequency components included in the relative amount of change, and a relative change amount after the oxygenated hemoglobin concentration is filtered
  • a display unit that displays first time-series data, and when the calculation unit determines whether or not chest compression is performed based on the detection signal and the chest compression is not performed for a predetermined time, the display unit is smaller than a predetermined frequency.
  • the concentration measurement method is a concentration measurement method for measuring a temporal relative change in the oxygenated hemoglobin concentration of the head, which varies due to repeated chest compressions, and is measured on the head.
  • a light incident step for entering light, a light detection step for detecting measurement light propagating through the inside of the head and generating a detection signal according to the intensity of the measurement light, and an oxygenated hemoglobin concentration based on the detection signal A calculation step of performing a filtering process for obtaining a temporal relative change amount of the frequency component and removing a frequency component smaller than a predetermined frequency among frequency components included in the relative change amount, and a relative change amount after the oxygenated hemoglobin concentration filtering process
  • a display step for displaying first time-series data indicating the presence or absence of chest compression in the calculation step based on the detection signal, and the chest compression is performed for a predetermined time. If not, the second time-series data indicating the temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration including a frequency component smaller than the predetermined frequency
  • filter processing for removing frequency components smaller than a predetermined frequency means that the frequency component due to chest compression is sufficiently identified as the ratio of frequency components smaller than the predetermined frequency. This is a process of reducing the frequency until it appears as much as possible, and is not limited to a process that completely removes a frequency component smaller than a predetermined frequency.
  • the concentration measuring device further includes a storage unit that stores the second time series data or data corresponding to the second time series data, and the display unit stores the second time series data in the first time series.
  • a storage unit that stores the second time series data or data corresponding to the second time series data
  • the display unit stores the second time series data in the first time series.
  • the display unit displays the second time-series data obtained before recognizing that chest compression has not been performed for a predetermined time, so that the interruption is recognized from the interruption of chest compression.
  • the practitioner or the like can easily check the cerebral oxygen state during the period.
  • the calculation unit further obtains a temporal relative change amount of at least one of the total hemoglobin concentration and the deoxygenated hemoglobin concentration based on the detection signal, and the frequency component included in the relative change amount Filter processing is further performed to remove frequency components smaller than the predetermined frequency, and the display unit displays third time-series data indicating a relative change amount after filtering of at least one of the total hemoglobin concentration and the deoxygenated hemoglobin concentration.
  • the display unit displays a temporal relative change amount of at least one of the total hemoglobin concentration and the deoxygenated hemoglobin concentration including a frequency component smaller than the predetermined frequency.
  • the fourth time series data shown may be displayed by switching from the third time series data.
  • the display unit displays not only the oxygenated hemoglobin concentration but also the total hemoglobin concentration and the deoxygenated hemoglobin concentration, so that it is possible to determine whether or not the chest compression is performed properly and at the time of interruption of the chest compression. Brain oxygen status can be confirmed more accurately.
  • the second time series data is an amount obtained by subtracting a temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration after filtering from the temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration before filtering. It is good also as composition which is data which shows. Thereby, the cerebral oxygen state at the time of interruption of chest compression can be more effectively presented to the practitioner or the like.
  • the present invention can be used as a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method that enable an operator or the like to easily check the cerebral oxygen state when chest compression is interrupted.
  • DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Concentration measuring apparatus, 10 ... Main-body part, 11 ... Light emission part, 12 ... Sample hold circuit, 13 ... Conversion circuit, 14 ... Calculation part, 15 ... Display part, 18 ... Data bus, 20 ... Probe, 21 ... Light incidence Part, 22 ... light detection part, 23 ... holder, 24 ... optical fiber, 25 ... prism, 26 ... light detection element, 27 ... preamplifier part, 28 ... cable.

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Abstract

　濃度測定装置は、頭部に測定光を入射する光入射部と、頭部の内部を伝搬した測定光を検出する光検出部とを有するプローブ（２０）と、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行うＣＰＵ（１４）と、フィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示部（１５）とを備える。ＣＰＵ（１４）は、胸骨圧迫の有無を判定する。胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示部（１５）は、所定周波数より小さい周波数成分を含む相対変化量を示す第２の時系列データを、第１の時系列データから切り替えて表示する。

Description

濃度測定装置および濃度測定方法
　本発明は、濃度測定装置および濃度測定方法に関するものである。
　生体内でのヘモグロビンの濃度情報を非侵襲的に測定する装置として、例えば特許文献１に記載されたものがある。この装置では、生体内に光が入射された後、複数のフォトダイオードのそれぞれにおいて生体内を散乱した光が検出される。そして、これらの検出光の強度に基づいて、光入射点からの距離方向に対する検出光量の変化率が演算される。この検出光量の変化率と光吸収係数との所定の関係に基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度が演算される。また、検出光量の変化率の時間変化と光吸収係数の時間変化との所定の関係に基づいて、酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）及び総ヘモグロビン（ｃＨｂ）それぞれの濃度変化が算出される。
特開平７－２５５７０９号公報
鈴木進ほか、"Tissue oxygenation monitor using NIR spatially resolved spectroscopy"、Proceedings of SPIE 3597、pp.582-592
　近年の救急救命分野における主要な対象患者は、病院外での心肺停止者である。病院外での心肺停止者は年間１０万人を超えており、これらの患者の救命は大きな社会的要請となっている。病院外での心肺停止者に対する必須の処置は、人工呼吸と併用して行われる胸骨圧迫である。胸骨圧迫とは、胸骨の下半分を他者の手で周期的に圧迫することにより、停止している心臓に人工的な拍動を与える行為である。胸骨圧迫の主要な目的は、心肺停止者の脳へ血液酸素を供給することである。したがって、胸骨圧迫が適切に行われているか否かは、心肺停止者の生死を大きく左右する。故に、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを客観的に判断するための有用な方法や装置が望まれている。
　また、胸骨圧迫は連続して行うことが望まれるが、必要な処置や施行者の交代等のやむを得ない事情により中断せざるを得ないときもある。このようなときに注意すべき現象は、胸骨圧迫の中断による脳酸素状態の変化である。例えば、中断時の脳代謝に伴う酸素消費によって、酸素状態は次第に低下（悪化）する。或いは、胸骨圧迫を中断しても脳酸素状態に殆ど変化がなければ、脳代謝が著しく低下している可能性も考えられる。したがって、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、施行者等が確認し得ることが望まれる。
　本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を施行者等が容易に確認することが可能な濃度測定装置および濃度測定方法を提供することを目的とする。
　上述した課題を解決するために、本発明による濃度測定装置は、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定装置であって、頭部に測定光を入射する光入射部と、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部と、検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算部と、酸素化ヘモグロビン濃度のフィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示部とを備え、演算部が胸骨圧迫の有無を検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示部が、所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、第１の時系列データから切り替えて表示することを特徴とする。
　また、本発明による濃度測定方法は、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定方法であって、頭部に測定光を入射する光入射ステップと、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出ステップと、検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算ステップと、酸素化ヘモグロビン濃度のフィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示ステップとを備え、演算ステップにおいて胸骨圧迫の有無を検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示ステップにおいて、所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、第１の時系列データから切り替えて表示することを特徴とする。
　頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量を、近赤外光による濃度測定装置を用いて心拍周波数より十分速い周波数で測定すると、胸骨圧迫において胸骨を周期的に圧迫する毎に、頭部の内部（すなわち脳）の酸素化ヘモグロビン濃度に一定の変化が生じる。この現象は、胸骨圧迫により脳内の血流が変動することに起因すると考えられ、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを判断するための客観的な材料になり得る。しかしながら、このような胸骨圧迫に起因する濃度変化の振幅（例えば１μｍｏｌ程度）は、健常者の通常活動状態あるいは心肺停止者に各種の処置が行われている状態において生じる、更に長周期の変化の振幅（通常、数μｍｏｌ以上）と比較してごく僅かである。したがって、酸素化ヘモグロビン濃度に相当する値を単純に測定したのでは、胸骨圧迫による変動を観察することが極めて難しくなる。
　そこで、上述した濃度測定装置および濃度測定方法では、演算部若しくは演算ステップにおいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求めるとともに、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去している。通常、胸骨圧迫に起因する濃度変化の周期（すなわち胸骨圧迫の際の好ましい圧迫周期）は、心肺停止者に各種の処置が行われている状態における主要な濃度変化の周期より短い。したがって、上述した濃度測定装置および濃度測定方法のように、測定された相対変化量から小さな周波数成分（すなわち長周期成分）を除去することにより、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。そして、この情報に基づいて、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを施行者が客観的に判断することができる。これにより、施行者がより適切な胸骨圧迫を施行若しくは維持することが可能となる。
　また、前述したように、胸骨圧迫が中断した際には、脳酸素状態を施行者等が確認し得ることが望ましい。そこで、上述した濃度測定装置および濃度測定方法では、まず演算部が胸骨圧迫の有無を検出信号に基づいて判定する。そして、胸骨圧迫が所定時間行われない場合には、表示部が、長周期成分が除去された相対変化量を示す（すなわち、胸骨圧迫に起因する濃度変動を示す）第１の時系列データから、長周期成分を含む相対変化量を示す（すなわち、脳酸素状態を主に示す）第２の時系列データに切り替えて表示する。したがって、上述した濃度測定装置および濃度測定方法によれば、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、施行者等が容易に確認することができる。
　なお、上述した濃度測定装置および濃度測定方法において、「所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理」とは、所定周波数より小さい周波数成分の割合を、胸骨圧迫に起因する周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで小さくする処理をいい、所定周波数より小さい周波数成分を完全に除去するような処理に限られるものではない。
　本発明による濃度測定装置および濃度測定方法によれば、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を施行者等が容易に確認することができる。
図１は、一実施形態に係る濃度測定装置の概念図である。 図２は、（ａ）プローブの構成を示す平面図、及び（ｂ）（ａ）のII－II線に沿った側断面図である。 図３は、濃度測定装置の構成例を示すブロック図である。 図４は、一実施形態による濃度測定方法を示すフローチャートである。 図５は、一実施形態による濃度測定方法を示すフローチャートである。 図６は、（ａ）波長λ１～λ３のレーザ光の入射タイミングを示す図、及び（ｂ）Ａ／Ｄ変換回路からのデジタル信号の出力タイミングを示す図である。 図７は、デジタルフィルタのフィルタ特性を示すグラフである。 図８は、図７に示される特性を有するデジタルフィルタを用いて、酸素化ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。 図９は、平滑化によるフィルタ処理を用いて、総ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。 図１０は、変動の極大部分や極小部分を一定に揃えるフィルタ処理の概念を説明するための図である。 図１１は、表示部において表示される時系列データの一例を示す図である。 図１２は、バンドパスフィルタの周波数特性の一例を示す図である。 図１３は、バンドパスフィルタによるフィルタ処理を行う前の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量の時系列データと、フィルタ処理後の時系列データとを示すグラフである。 図１４は、胸骨圧迫が中断した際の圧迫時時系列データを示すグラフである。 図１５は、一変形例として、表示部に表示される中断時時系列データを示すグラフである。 図１６は、低域通過フィルタの周波数特性を示す図である。 図１７は、表示部に示される時系列データを概略的に示すグラフである。 図１８は、表示部に示されるグラフの例を示す図である。
　以下、添付図面を参照しながら本発明による濃度測定装置および濃度測定方法の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
　図１は、本発明の一実施形態に係る濃度測定装置１の概念図である。この濃度測定装置１は、心肺停止者５０に対する胸骨圧迫（図中の矢印Ａ）が適正に行われているか否かについての客観的な判断材料を提供するために、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部５１の総ヘモグロビン（ｃＨｂ）濃度、酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）濃度それぞれの、初期量からの時間的な変動（相対変化量）を測定し、その測定結果を表示部１５に表示して、胸骨圧迫を行っている者に知らせるものである。
　濃度測定装置１は、頭部５１に固定されたプローブ２０から所定の光入射位置に所定波長（λ１、λ２、λ３）の光を入射し、頭部５１における所定の光検出位置から出射される光の強度を検出することにより、酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）による光への影響を調べ、これに基づいて酸素化ヘモグロビン（Ｏ２Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）の時間的な相対変化量を繰り返し算出する。また、その算出結果である時系列データに対してフィルタ処理を施し、低周波数成分を除去することによって、胸骨圧迫の繰り返しに起因する短周期の時間変動分を抽出し、その時間変動分を可視的に表示する。なお、所定波長の光としては、例えば近赤外光が用いられる。
　図２（ａ）は、プローブ２０の構成を示す平面図である。また、図２（ｂ）は、図２（ａ）のII－II線に沿った側断面図である。プローブ２０は、光入射部２１と光検出部２２とを有している。光入射部２１と光検出部２２とは、互いに例えば５ｃｍの間隔をあけて配置され、柔軟な黒色のシリコンゴム製のホルダー２３によって実質的に一体化されている。なお、この間隔は、概略３～４ｃｍ以上あれば良い。
　光入射部２１は、光ファイバー２４とプリズム２５とから成り、濃度測定装置１の本体部１０から伝送される測定光を、頭部の皮層に対してほぼ垂直に入射する構造となっている。測定光は、例えばパルス状のレーザ光であり、本体部１０から送られる。
　光検出部２２は、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、測定光の強度に応じた検出信号を生成する。光検出部２２は、例えば一次元の光センサであり、光入射部２１からの距離方向に並べられたＮ個のアレイ状の光検出素子２６を有している。また、光検出部２２は、光検出素子２６から出力される光電流を積分し、増幅するプリアンプ部２７を更に有している。これにより、微弱な信号を感度良く検出して検出信号を生成し、この信号を本体部１０へケーブル２８を介して伝送することができる。なお、光検出部２２は二次元の光センサであってもよく、また、電荷結合素子（ＣＣＤ）によって構成されてもよい。プローブ２０は、例えば毛髪の無い前額部に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定される。
　図３は、濃度測定装置１の構成例を示すブロック図である。図３に示された濃度測定装置１は、上述したプローブ２０に加えて、本体部１０を備えている。本体部１０は、発光部１１、サンプルホールド回路１２、Ａ／Ｄ変換回路１３、ＣＰＵ１４、表示部１５、ＲＯＭ１６、ＲＡＭ１７、及びデータバス１８を備えている。
　発光部１１は、レーザダイオードおよび該レーザダイオードを駆動する回路によって構成されている。発光部１１は、データバス１８に電気的に接続されており、同じくデータバス１８に電気的に接続されているＣＰＵ１４からレーザダイオードの駆動を指示するための指示信号を受ける。指示信号には、レーザダイオードから出力されるレーザ光の光強度や波長（例えば波長λ１、λ２、λ３のうちいずれかの波長）などの情報が含まれている。発光部１１は、ＣＰＵ１４から受けた指示信号に基づいてレーザダイオードを駆動し、光ファイバー２４を介してプローブ２０へレーザ光を出力する。なお、発光部１１の発光素子はレーザダイオードでなくてもよく、近赤外領域の複数波長の光を順次出力できるものであればよい。また、光入射部２１として、プローブ２０に内臓させたＬＥＤなどの発光ダイオードを用いてもよい。
　サンプルホールド回路１２及びＡ／Ｄ変換回路１３は、プローブ２０からケーブル２８を介して伝送される検出信号を入力してこれを保持し、デジタル信号化を行ってＣＰＵ１４に出力する。サンプルホールド回路１２は、Ｎ個の検出信号の値を同時に保持（ホールド）する。サンプルホールド回路１２は、データバス１８に電気的に接続されており、検出信号を保持するタイミングを示すサンプル信号をＣＰＵ１４からデータバス１８を介して受け取る。サンプルホールド回路１２は、サンプル信号を受けると、プローブ２０から入力されたＮ個の検出信号を同時に保持する。サンプルホールド回路１２は、Ａ／Ｄ変換回路１３に電気的に接続されており、保持したＮ個の検出信号それぞれをＡ／Ｄ変換回路１３へ出力する。
　Ａ／Ｄ変換回路１３は、検出信号をアナログ信号からデジタル信号に変換するための手段である。Ａ／Ｄ変換回路１３は、サンプルホールド回路１２から受けたＮ個の検出信号を順にデジタル信号に変換する。Ａ／Ｄ変換回路１３は、データバス１８に電気的に接続されており、変換した検出信号をデータバス１８を介してＣＰＵ１４へ出力する。
　ＣＰＵ１４は、本実施形態における演算部であり、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号に基づいて、頭部の内部に含まれる酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を演算し、更に、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）、及びこれらの和である総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）のうち必要なものを演算する。更に、ＣＰＵ１４は、これらの時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に対してフィルタ処理を施し、これらに含まれる周波数成分のうち所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を除去することにより、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を抽出する。
　なお、本実施形態において、「所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理」とは、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分の割合を、胸骨圧迫に起因する周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで小さくする処理をいい、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を完全に除去するような処理に限られるものではない。
　ＣＰＵ１４は、フィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）の経時変化を示す時系列データ（本実施形態における第１の時系列データ。以下、酸素化ヘモグロビン濃度の圧迫時時系列データという）を、データバス１８を介して表示部１５へ送る。更に、ＣＰＵ１４は、フィルタ処理後の脱酸素化ヘモグロビン濃度及び総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）のうち少なくとも一方の経時変化を示す時系列データ（本実施形態における第３の時系列データ。以下、脱酸素化ヘモグロビン濃度及び総ヘモグロビン濃度の圧迫時時系列データという）を、データバス１８を介して表示部１５へ送ってもよい。
　なお、検出信号に基づく時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の演算方法やフィルタ処理の方法については後述する。
　また、ＣＰＵ１４は、データバス１８を介して得られた検出信号に基づいて、胸骨圧迫の有無を判定する。例えば、ＣＰＵ１４は、フィルタ処理後のヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）のうちいずれかの振幅が所定割合よりも低下し、且つその状態が所定時間継続した場合に、胸骨圧迫が行われていない（若しくは中断した）と判断する。
　ＣＰＵ１４が胸骨圧迫が行われていない（中断した）と判断したときは、酸素化ヘモグロビン濃度に関する圧迫時時系列データの表示部１５への提供が中断され、代わりに、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示す時系列データ（本実施形態における第２の時系列データ。以下、酸素化ヘモグロビン濃度の中断時時系列データという）が表示部１５へ提供される。同様に、ＣＰＵ１４が胸骨圧迫が行われていない（中断した）と判断したときは、脱酸素化ヘモグロビン濃度及び総ヘモグロビン濃度の圧迫時時系列データの表示部１５への提供が中断され、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す時系列データ（本実施形態における第４の時系列データ。以下、脱酸素化ヘモグロビン濃度及び総ヘモグロビン濃度の中断時時系列データという）が表示部１５へ提供される。
　ここで、中断時時系列データは、例えばフィルタ処理前の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示すデータである。或いは、中断時時系列データは、例えばフィルタ処理前の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）から、フィルタ処理後の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を差し引いた値を示すデータである。
　表示部１５は、データバス１８に電気的に接続されており、データバス１８を介してＣＰＵ１４から送られた時系列データを表示する。すなわち、胸骨圧迫が行われているときには、表示部１５は、ＣＰＵ１４から提供されたフィルタ処理後の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す圧迫時時系列データを表示する。そして、胸骨圧迫が行われていない（中断した）とＣＰＵ１４が判断したときには、表示部１５は、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す中断時時系列データを、圧迫時時系列データから切り替えて表示する。
　また、表示部１５は、中断時時系列データを圧迫時時系列データから切り替えて表示する際に、胸骨圧迫が所定時間行われていないことをＣＰＵ１４が認識する前に得られた中断時時系列データに遡って表示してもよい。この場合、胸骨圧迫が行われている間もＣＰＵ１４が酸素化ヘモグロビン濃度の中断時時系列データ又はこの中断時時系列データに相当するデータを算出しておき、そのデータをＲＡＭ１７（本実施形態における記憶部に相当）に逐次記憶させておくとよい。
　次に、濃度測定装置１の動作を説明する。併せて、本実施形態による濃度測定方法について説明する。図４及び図５は、本実施形態による濃度測定方法を示すフローチャートである。
　まず、発光部１１は、ＣＰＵ１４からの指示信号に基づいて、波長λ１～λ３のレーザ光を順次出力する。これらのレーザ光は、光ファイバ２４を伝搬して額部の光入射位置に達し、光入射位置から頭部内へ入射する（光入射ステップ、図４のＳ１１）。頭部内に入射されたレーザ光は、頭部内において散乱するとともに被測定成分に吸収されながら伝搬し、一部の光が額部の光検出位置に達する。光検出位置に達したレーザ光は、Ｎ個の光検出素子２６によって検出される（光検出ステップ、図４のＳ１２）。各光検出素子２６は、検出したレーザ光の強度に応じた光電流を生成する。これらの光電流は、プリアンプ部２７によって電圧信号（検出信号）に変換され、これらの電圧信号は本体部１０のサンプルホールド回路１２に送られて保持されたのち、Ａ／Ｄ変換回路１３によってデジタル信号に変換される。
　ここで、図６（ａ）は、波長λ１～λ３のレーザ光の入射タイミングを示す図であり、図６（ｂ）は、Ａ／Ｄ変換回路１３からのデジタル信号の出力タイミングを示す図である。図６に示されるように、波長λ１のレーザ光が入射すると、Ｎ個の光検出素子２６に対応するＮ個のデジタル信号Ｄ１（１）～Ｄ１（Ｎ）が順次得られる。続いて、波長λ２のレーザ光が入射すると、Ｎ個の光検出素子２６に対応するＮ個のデジタル信号Ｄ２（１）～Ｄ２（Ｎ）が順次得られる。このようにして、Ａ／Ｄ変換回路１３からは（３×Ｎ）個のデジタル信号Ｄ１（１）～Ｄ３（Ｎ）が出力される。
　続いて、ＣＰＵ１４が、デジタル信号Ｄ（１）～Ｄ（Ｎ）に基づいて、ヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）を算出する。また、ＣＰＵ１４は、デジタル信号Ｄ（１）～Ｄ（Ｎ）の中から少なくとも１つのデジタル信号を用いて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を算出し、また、必要に応じて、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）及びこれらの和である総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の一方又は双方を演算する（演算ステップ、ステップＳ１３）。そして、これらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）に含まれる周波数成分のうち、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分をフィルタ処理によって除去する（演算ステップ、図４のＳ１４）。フィルタ処理後のこれらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データ（圧迫時時系列データ）は、表示部１５に表示される（図４のステップＳ１５）。
　ここで、演算ステップＳ１３及びＳ１４における、ＣＰＵ１４による上記演算について詳細に説明する。
　或る光検出位置において、時刻Ｔ０におけるレーザ光波長λ１～λ３それぞれに応じた検出信号の値をＤλ１（Ｔ０）～Ｄλ３（Ｔ０）、同じく時刻Ｔ１における値をＤλ１（Ｔ１）～Ｄλ３（Ｔ１）とすると、時刻Ｔ０～Ｔ１における検出光強度の変化量は、次の（１）～（３）式のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 ただし、（１）～（３）式において、ΔＯＤ１（Ｔ１）は波長λ１の検出光強度の時間的変化量、ΔＯＤ２（Ｔ１）は波長λ２の検出光強度の変化量、ΔＯＤ３（Ｔ１）は波長λ３の検出光強度の時間的変化量である。
　また、時刻Ｔ０から時刻Ｔ１までの間における酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度の時間的相対変化量をそれぞれΔＯ２Ｈｂ（Ｔ１）及びΔＨＨｂ（Ｔ１）とすると、これらは次の（４）式によって求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　ただし、（４）式において、係数ａ１１～ａ２３は、波長λ１、λ２、及びλ３の光に対するＯ２Ｈｂ及びＨＨｂの吸光係数から求まる定数である。また、頭部内の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量ΔｃＨｂ（Ｔ１）は、次の（５）式によって求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　ＣＰＵ１４は、Ｎ個の光検出位置の中の１つの検出信号について上記の演算を行い、酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、及び総ヘモグロビン濃度の各時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を算出する。更に、ＣＰＵ１４は、こうして算出した時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に対して、例えば以下に示される何れかのフィルタ処理を行う。
　（１）デジタルフィルタによるフィルタ処理
　所定の周期で得られた、時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）に関するデータ列をＸ（ｎ）とする。但し、ｎは整数である。このデータ列Ｘ（ｎ）に対し、ｎ＝０を時間中心として、例えば以下のフィルタ係数Ａ（ｎ）を各データに乗ずることによって、非巡回型の線形位相デジタルフィルタが実現される。
　Ａ（０）＝３／４
　Ａ（３）＝Ａ（－３）＝－１／６
　Ａ（６）＝Ａ（－６）＝－１／８
　Ａ（９）＝Ａ（－９）＝－１／１２
　更に詳細に説明すると、データ列Ｘ（ｎ）の遅延演算子は、次の（６）式によって表される。なお、ｆは時間周波数である（単位は１／ｓｅｃ）。また、ωは角周波数であり、ω＝２πｆである。なお、Ｔはデータ列Ｘ（ｎ）が得られる周期であり、毎分１５０回（２．５Ｈｚ）程度までの変動波形を測定する為に、例えば１／２０秒といった周期に設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 このとき、上述したフィルタ係数Ａ（ｎ）を用いた場合のデジタルフィルタ特性は、次の（７）式によって記述される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 このように、デジタルフィルタは、データ列Ｘ（ｎ）と対応する各係数との積和演算によって表される。そして、この（７）式の時間周波数ｆを、毎分での時間周波数Ｆ（単位は１／ｍｉｎ）に変換すると、次の（８）式が求められる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　図７は、このＲ（Ｆ）をグラフ表示したものであり、デジタルフィルタのフィルタ特性を示している。図７において、横軸は１分間あたりの心拍数であり、縦軸はＲ（Ｆ）の値である。また、図８は、図７に示されるデジタルフィルタを用いて、酸素化ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し（低減し）、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。なお、図８において、グラフＧ３１はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示しており、グラフＧ３２はフィルタ処理前の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に含まれる長周期成分（所定周波数より小さい周波数成分）を示しており、グラフＧ３３はフィルタ処理後の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示している。図８に示されるように、上述したデジタルフィルタによって、自発心拍や胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。
　（２）平滑演算（最小２乗誤差カーブフィッティング）によるフィルタ処理
　上述したデータ列Ｘ（ｎ）においてｎ＝０を時間中心とし、その前後の所定時間（例えば３秒間、５拍分）の間に得られたデータ列Ｘ（ｎ）に対して、高次関数（例えば４次関数）を用いた最小２乗誤差カーブフィッティングを行う。そして、得られた高次関数の定数項を、ｎ＝０における平滑成分（所定周波数より小さい周波数成分）と見なす。すなわち、この平滑化された周波数成分を元のデータＸ（０）から差し引くことによって、相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を分離・抽出することができる。
　図９は、このようなフィルタ処理を用いて、総ヘモグロビンの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去し（低減し）、胸骨圧迫の繰り返しに疑似する自発心拍に起因する時間変動分を抽出した結果を示すグラフである。なお、図９において、グラフＧ４１はフィルタ処理前の相対変化量（ΔｃＨｂ）を示しており、グラフＧ４２はフィルタ処理前の相対変化量（ΔｃＨｂ）に含まれる長周期成分（所定周波数より小さい周波数成分）を示しており、グラフＧ４３はフィルタ処理後の相対変化量（ΔｃＨｂ）を示しており、グラフＧ４４はフィルタ処理後の相対変化量（ΔｃＨｂ）における５秒間の平均振幅を示している。図９に示されるように、上述した平滑演算によるフィルタ処理によって、自発心拍や胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。
　（３）変動の極大部分や極小部分を一定に揃えるフィルタ処理
　図１０（ａ）及び図１０（ｂ）は、本フィルタ処理の概念を説明するための図である。このフィルタ処理では、例えば相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）の時間変化における極大値を求め、図１０（ａ）に示されるように、この時間変化グラフＧ５１の極大値Ｐ１を一定値と見なすことにより、相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）に含まれる所定周波数より小さい周波数成分を除去する。或いは、例えば相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）の時間変化における極小値を求め、図１０（ｂ）に示されるように、この時間変化グラフＧ５１の極小値Ｐ２を一定値と見なすことにより、相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂ）に含まれる所定周波数より小さい周波数成分を除去する。このように、極大値Ｐ１及び／又は極小値Ｐ２を一定値に近づけることによって、胸骨圧迫の繰り返しに起因する時間変動分を好適に抽出することができる。
　続いて、図５に示される濃度測定方法について説明する。本実施形態では、図４に示された演算ステップＳ１４内において、ＣＰＵ１４が、図６（ｂ）に示されたデジタル信号Ｄ（１）～Ｄ（Ｎ）を用いて算出される各ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）のうち少なくとも一つに基づいて、胸骨圧迫の有無を判定する（図５のステップＳ２１）。例えば、ＣＰＵ１４は、フィルタ処理後のヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）のうちいずれかの振幅が所定割合よりも低下し、且つその状態が所定時間継続した場合に、胸骨圧迫が行われていない（若しくは中断した）と判断する。なお、胸骨圧迫が中断したと判定されない場合は（図５のステップＳ２２：ＮＯ）、表示部１５において、ＣＰＵ１４から提供されたフィルタ処理後の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す圧迫時時系列データの表示が継続される（図５のステップＳ２３）。
　また、ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が中断したと判定されると（図５のステップＳ２２：ＹＥＳ）、表示部１５において、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す中断時時系列データが、圧迫時時系列データから切り替えて表示される（図５のステップＳ２４）。
　その後も、ＣＰＵ１４は、図６（ｂ）に示されたデジタル信号Ｄ（１）～Ｄ（Ｎ）を用いて算出される各ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）のうち少なくとも一つに基づいて、胸骨圧迫の有無を判定する（図５のステップＳ２５）。そして、ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が再開したと判定されると（図５のステップＳ２６：ＹＥＳ）、表示部１５において、フィルタ処理後の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す圧迫時時系列データの表示が再開される（図５のステップＳ２７）。なお、ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が再開したと判定されない限り（図５のステップＳ２６：ＮＯ）、表示部１５では、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）を示す中断時時系列データの表示が継続される。
　図１１は、表示部１５において表示される時系列データの一例を示す図である。図１１において、期間Ｔ１及びＴ３は、胸骨圧迫が行われているとＣＰＵ１４が判断した期間であり、期間Ｔ２は、胸骨圧迫が行われていない（中断された）とＣＰＵ１４が判断した期間である。また、グラフＧ２１は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示す時系列データであり、グラフＧ２２は、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）を示す時系列データである。
　図１１に示されるように、ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が中断したと判定されない期間Ｔ１では、フィルタ処理後の各ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データが表示部１５に表示される。この時系列データは、胸骨圧迫に起因する周期的な変化を主に含む。
　ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が中断したと判定された後の期間Ｔ２では、所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を含む時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データが表示される。この時系列データは、心肺停止者の脳酸素状態の変化（通常、この変化の振幅は胸骨圧迫に起因する変化の振幅よりも大きく、この変化の周期は胸骨圧迫に起因する変化の周期よりも長い）に起因する変化を主に含む。
　ＣＰＵ１４において胸骨圧迫が再開したと判定された後の期間Ｔ３では、フィルタ処理後の各ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を示す時系列データが表示部１５において再び表示される。この時系列データは、胸骨圧迫に起因する周期的な変化を主に含む。
　ここで、ＣＰＵ１４における胸骨圧迫の中断および再開を判定する方法の一例について説明する。通常、デジタル信号Ｄ（１）～Ｄ（Ｎ）を用いて算出されるヘモグロビン濃度の時間的相対変化量には、或る程度のノイズが含まれる。このノイズによって胸骨圧迫の有無を誤って判定する確率を低減する為に、ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量に対してフィルタ処理を行う。例えば、図１２に示されるような周波数特性を有するバンドパスフィルタを用いて、胸骨圧迫によるヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ）の変動の基本波成分（一例では１００回／分及びその前後の周波数）のみを取り出す。
　図１３は、このようなフィルタ処理を行う前の総ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）の時系列データ（グラフＧ１１）と、フィルタ処理後のΔｃＨｂの時系列データ（グラフＧ１２）とを示すグラフである。図１３において、前半の期間Ｔ４では胸骨圧迫が行われておらず、後半の期間Ｔ５では胸骨圧迫が再開されている。グラフＧ１１に示されるように、フィルタ処理を行う前の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）には多くのノイズが含まれており、胸骨圧迫の有無を誤って判定するおそれがある。これに対し、グラフＧ１２に示されるように、フィルタ処理を行った後の時間的相対変化量（ΔｃＨｂ）ではノイズが効果的に低減され、胸骨圧迫に起因する変動成分（基本波成分）がより明確に現れる。
　ＣＰＵ１４は、例えばこのようなフィルタ処理によって得られた基本波成分の振幅が所定値（一例では０．１）以上であるときに、胸骨圧迫有りと判定する。そして、ＣＰＵ１４は、胸骨圧迫有りの状態ののち、基本波成分の振幅が所定値より小さい状態が所定時間以上続いたときに、胸骨圧迫が中断したと判断する。更に、ＣＰＵ１４は、胸骨圧迫が中断した状態ののち、一度（または数度にわたって）胸骨圧迫有りと判定したときに、胸骨圧迫が再開されたと判断する。
　以上の構成を備える本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法による効果について、以下に説明する。濃度測定装置１および濃度測定方法では、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）をＣＰＵ１４が求めるとともに、該相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去する。通常、胸骨圧迫に起因する濃度変化の周期（すなわち胸骨圧迫の際の好ましい圧迫周期）は、心肺停止者に各種の処置が行われている状態における主要な濃度変化の周期より短い。
　したがって、本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法のように、測定された相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）から小さな周波数成分（すなわち長周期成分）を除去することにより、胸骨圧迫に起因する濃度変化に関する情報を好適に抽出することができる。そして、この情報に基づいて、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを施行者が客観的に判断することができる。これにより、施行者がより適切な胸骨圧迫を施行若しくは維持することが可能となる。
　また、前述したように、胸骨圧迫は連続して行うことが望まれるが、必要な処置や施行者の交代等のやむを得ない事情により中断せざるを得ないときもある。このようなとき、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、施行者等が確認し得ることが望まれる。ここで、図１４は、胸骨圧迫が中断した際における圧迫時時系列データを示すグラフである。図１４において、期間Ｔ１及びＴ３は胸骨圧迫が行われている期間であり、期間Ｔ２は胸骨圧迫が中断されている期間である。また、グラフＧ３１は、フィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示す時系列データであり、グラフＧ３２は、フィルタ処理後の脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）を示す時系列データである。
　図１４に示されるように、フィルタ処理によって、期間Ｔ１及びＴ３における波形は、胸骨圧迫に起因する時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の変化を的確に表す。しかし、脳酸素状態を表す長周期の濃度変化の成分が除去されているので、胸骨圧迫が中断されている期間Ｔ２においても時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）の変動は極めて小さい。したがって、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、施行者等が確認し難い。
　そこで、本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法では、まずＣＰＵ１４が胸骨圧迫の有無を判定する。そして、胸骨圧迫が所定時間行われない場合には、表示部１５が、長周期成分が除去された相対変化量を示す（すなわち、胸骨圧迫に起因する濃度変動を示す）圧迫時時系列データから、長周期成分を含む相対変化量を示す（すなわち、脳酸素状態を主に示す）中断時時系列データに切り替えて表示する（図１１を参照）。これにより、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、施行者等が容易に確認することができる。また、胸骨圧迫の中断時に、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に変化が認められない場合、脳代謝が著しく低下している可能性もある。したがって、その意味においても貴重な情報提供となる。
　また、表示部１５は、中断時時系列データを圧迫時時系列データから切り替えて表示する際に、胸骨圧迫が所定時間行われていないことをＣＰＵ１４が認識する前に得られた中断時時系列データに遡って表示してもよい。本実施形態による濃度測定装置１および濃度測定方法では、胸骨圧迫が所定時間行われないことをもって胸骨圧迫が中断したものと判断する。したがって、その判断を行う時点では、胸骨圧迫が中断してから既に或る程度の時間が経過していることとなるが、その間の脳酸素状態も施行者等が確認し得ることが好ましい。上述した濃度測定装置１および濃度測定方法では、表示部１５が、胸骨圧迫が所定時間行われていないことを認識する前に得られた中断時時系列データに遡って表示するので、胸骨圧迫の中断から該中断を認識する間における脳酸素状態を施行者等が容易に確認することができる。なお、より好適には、胸骨圧迫が行われていないことを最初に認識した時点まで遡って中断時時系列データを表示するとよい。
　また、本実施形態のように、ＣＰＵ１４は、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）に加えて、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＨＨｂ）を更に求めることが好ましい。そして、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）と同様の処理をこれらの相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＨＨｂ）に対しても行い、これらの圧迫時時系列データを表示部１５に表示するとともに、胸骨圧迫が中断したときには中断時時系列データに切り替えて表示部１５に表示するとよい。これにより、胸骨圧迫が適切に行われているか否かの判断や、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態の確認をより正確に行うことができる。
　図１５は、上記実施形態の一変形例として、表示部１５に表示される中断時時系列データを示すグラフである。図１５に示される中断時時系列データは、フィルタ処理前の時間的相対変化量からフィルタ処理後の時間的相対変化量を差し引いた量を示すデータ（すなわち、胸骨圧迫による変動成分が除去されたデータ）である。図１５において、期間Ｔ１及びＴ３は胸骨圧迫が行われている期間であり、期間Ｔ２は胸骨圧迫が中断されている期間である。また、グラフＧ４１は、フィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示す時系列データであり、グラフＧ４２は、フィルタ処理後の脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）を示す時系列データである。
　胸骨圧迫が中断されたとき、表示部１５は、このような胸骨圧迫による変動成分が除去されたデータを中断時時系列データとして表示してもよい。これにより、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、より効果的に施行者等に提示することができる。
　図１６は、低域通過フィルタの周波数特性を示す図である。中断時時系列データは、例えば同図に示されるような低域通過フィルタを用いて低周波数域の変動成分を取り出すことによって作成されてもよい。なお、この低域通過フィルタのカットオフ周波数は、一般的な胸骨圧迫の繰り返し周波数（一例では１００回／分）よりも小さい。
　図１７（ａ）及び図１７（ｂ）は、表示部１５に示される時系列データを概略的に示すグラフである。なお、図１７（ａ）及び図１７（ｂ）において、グラフＧ５１は酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示す時系列データであり、グラフＧ５２は脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的相対変化量（ΔＨＨｂ）を示す時系列データである。
　図１７（ａ）は、上記実施形態の表示部１５における表示内容を示している。すなわち、胸骨圧迫が行われている期間Ｔ１では圧迫時時系列データを表示し、胸骨圧迫が中断された期間Ｔ２では圧迫時時系列データを表示せずに中断時時系列データを表示する。そして、期間Ｔ３において胸骨圧迫が再開されると、中断時時系列データの表示を中止し、再び圧迫時時系列データを表示する。
　一方、図１７（ｂ）は、上記実施形態の表示部１５における表示内容の変形例を示している。この変形例において、胸骨圧迫が行われている期間Ｔ１では圧迫時時系列データを表示し、胸骨圧迫が中断された期間Ｔ２では圧迫時時系列データを表示せずに中断時時系列データを表示する点は図１７（ａ）と同様である。しかし、期間Ｔ３において胸骨圧迫が再開されると、中断時時系列データの表示を中止せずに、中断時時系列データと圧迫時時系列データとを重ねて表示する。表示部１５がこのような表示を行うことによって、胸骨圧迫が再開された後における脳酸素状態の回復具合を容易に確認することができる。
　本発明による濃度測定装置及び濃度測定方法は、上述した実施形態に限られるものではなく、他に様々な変形が可能である。例えば、上述した実施形態に係る濃度測定装置１および濃度測定方法では、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）を求めているが、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、少なくとも酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を求めることによって、胸骨圧迫が適切に行われているか否か、及び胸骨圧迫が中断したときの脳酸素状態の推移に関する客観的な判断材料を提示することができる。
　また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法におけるフィルタ処理は、上記実施形態に例示したものに限られず、相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ）から所定周波数ｆ０より小さい周波数成分を除去することが可能なフィルタ処理であれば、本発明において好適に用いられる。
　また、本発明では、総ヘモグロビン濃度、酸素化ヘモグロビン濃度、及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の各相対変化量（ΔｃＨｂ、ΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ）と同様に近赤外分光分析によって求められるヘモグロビン酸素飽和度（ＴＯＩ）についても、グラフ若しくは数値としてこれらと共に表示部に表示してもよい。これにより、胸骨圧迫による脳酸素状態の改善を確認することができ、施行者のモチベーションを維持することができる。なお、このＴＯＩは、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。
　また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、図１８に示されるように、表示部が、フィルタ処理によって所定周波数ｆ０より小さい周波数成分が除去された時系列データ（グラフＧ６１，Ｇ６２）と、所定周波数ｆ０よりも小さい周波数成分を含む時系列データ（グラフＧ７１，Ｇ７２）とを併せて示しても良い。なお、図１８において、グラフＧ６１及びＧ７１は酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）を示しており、グラフＧ６２及びＧ７２は脱酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量（ΔＨＨｂ）を示している。
　また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、胸骨圧迫が中断されたと演算部が判断したときに、表示部において警告表示を行ってもよく、或いは警告音を発しても良い。
　また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、表示部が、胸骨圧迫の有無にかかわらず、フィルタ処理によって所定周波数ｆ０より小さい周波数成分が除去された時系列データと、所定周波数ｆ０よりも小さい周波数成分を含む時系列データとを手動によって切り替えて表示する機能を備えても良い。
　また、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、表示部が、測定を開始してからの胸骨圧迫の累計回数の表示や、所定時間以上（例えば４秒以上）胸骨圧迫が無かった期間の累計時間の表示、測定開始時の時刻とその時のＴＯＩ値、および測定開始からの経過時間の表示等を更に行っても良い。
　上記実施形態による濃度測定装置では、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定装置であって、頭部に測定光を入射する光入射部と、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部と、検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算部と、酸素化ヘモグロビン濃度のフィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示部とを備え、演算部が胸骨圧迫の有無を検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示部が、所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、第１の時系列データから切り替えて表示する構成としている。
　また、上記実施形態による濃度測定方法では、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定方法であって、頭部に測定光を入射する光入射ステップと、頭部の内部を伝搬した測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出ステップと、検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算ステップと、酸素化ヘモグロビン濃度のフィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示ステップとを備え、演算ステップにおいて胸骨圧迫の有無を検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示ステップにおいて、所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、第１の時系列データから切り替えて表示する構成としている。
　なお、上述した濃度測定装置および濃度測定方法において、「所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理」とは、所定周波数より小さい周波数成分の割合を、胸骨圧迫に起因する周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで小さくする処理をいい、所定周波数より小さい周波数成分を完全に除去するような処理に限られるものではない。
　また、濃度測定装置は、第２の時系列データ、又は第２の時系列データに相当するデータを記憶する記憶部を更に備え、表示部が、第２の時系列データを第１の時系列データから切り替えて表示する際に、胸骨圧迫が所定時間行われていないことを認識する前に得られた第２の時系列データに遡って表示する構成としてもよい。上述した濃度測定装置では、胸骨圧迫が所定時間行われないことをもって胸骨圧迫が中断したと認識する。したがって、その判断を行う時点では、胸骨圧迫が中断してから既に或る程度の時間が経過していることとなるが、その間の脳酸素状態も施行者等が確認し得ることが好ましい。この濃度測定装置では、表示部が、胸骨圧迫が所定時間行われていないことを認識する前に得られた第２の時系列データに遡って表示するので、胸骨圧迫の中断から該中断を認識する間における脳酸素状態を施行者等が容易に確認することができる。
　また、濃度測定装置は、演算部が、検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を更に求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を更に行い、表示部が、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方のフィルタ処理後の相対変化量を示す第３の時系列データを更に表示し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、表示部が、所定周波数より小さい周波数成分を含む、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を示す第４の時系列データを、第３の時系列データから切り替えて表示する構成としてもよい。このように、酸素化ヘモグロビン濃度だけでなく総ヘモグロビン濃度や脱酸素化ヘモグロビン濃度を表示部が表示することにより、胸骨圧迫が適切に行われているか否かの判断や、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態の確認をより正確に行うことができる。
　また、濃度測定装置は、第２の時系列データは、フィルタ処理前の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量からフィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を差し引いた量を示すデータである構成としてもよい。これにより、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を、より効果的に施行者等に提示することができる。
　本発明は、胸骨圧迫の中断時における脳酸素状態を施行者等が容易に確認することが可能な濃度測定装置および濃度測定方法として利用可能である。
　１…濃度測定装置、１０…本体部、１１…発光部、１２…サンプルホールド回路、１３…変換回路、１４…演算部、１５…表示部、１８…データバス、２０…プローブ、２１…光入射部、２２…光検出部、２３…ホルダー、２４…光ファイバ、２５…プリズム、２６…光検出素子、２７…プリアンプ部、２８…ケーブル。

Claims (5)

  1. 　胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定装置であって、
    　前記頭部に測定光を入射する光入射部と、
    　前記頭部の内部を伝搬した前記測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部と、
    　前記検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算部と、
    　酸素化ヘモグロビン濃度の前記フィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示部と
    を備え、
    　前記演算部が胸骨圧迫の有無を前記検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、前記表示部が、前記所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、前記第１の時系列データから切り替えて表示することを特徴とする、濃度測定装置。
  2. 　前記第２の時系列データ、又は前記第２の時系列データに相当するデータを記憶する記憶部を更に備え、
    　前記表示部は、前記第２の時系列データを前記第１の時系列データから切り替えて表示する際に、胸骨圧迫が所定時間行われていないことを認識する前に得られた前記第２の時系列データに遡って表示することを特徴とする、請求項１に記載の濃度測定装置。
  3. 　前記演算部は、前記検出信号に基づいて、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を更に求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち前記所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を更に行い、
    　前記表示部は、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の前記フィルタ処理後の相対変化量を示す第３の時系列データを更に表示し、
    　胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、前記表示部は、前記所定周波数より小さい周波数成分を含む、総ヘモグロビン濃度及び脱酸素化ヘモグロビン濃度のうち少なくとも一方の時間的な相対変化量を示す第４の時系列データを、前記第３の時系列データから切り替えて表示することを特徴とする、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
  4. 　前記第２の時系列データは、前記フィルタ処理前の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量から前記フィルタ処理後の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を差し引いた量を示すデータであることを特徴とする、請求項１～３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
  5. 　胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部の酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を測定する濃度測定方法であって、
    　前記頭部に測定光を入射する光入射ステップと、
    　前記頭部の内部を伝搬した前記測定光を検出し、該測定光の強度に応じた検出信号を生成する光検出ステップと、
    　前記検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を求め、該相対変化量に含まれる周波数成分のうち所定周波数より小さい周波数成分を除去するフィルタ処理を行う演算ステップと、
    　酸素化ヘモグロビン濃度の前記フィルタ処理後の相対変化量を示す第１の時系列データを表示する表示ステップと
    を備え、
    　前記演算ステップにおいて胸骨圧迫の有無を前記検出信号に基づいて判定し、胸骨圧迫が所定時間行われない場合に、前記表示ステップにおいて、前記所定周波数より小さい周波数成分を含む酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量を示す第２の時系列データを、前記第１の時系列データから切り替えて表示することを特徴とする、濃度測定方法。
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