WO2018051832A1 - 濃度測定装置及び濃度測定方法 - Google Patents

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鎌田　毅
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    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/27—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands using photo-electric detection ; circuits for computing concentration
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    • A61B2562/0257—Proximity sensors

Definitions

  • the present disclosure relates to a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method.
  • a device for noninvasively measuring hemoglobin concentration information in a living body for example, there are devices described in Patent Documents 1 to 3.
  • the hemoglobin oxygen saturation, the oxygenated hemoglobin (O 2 Hb), the deoxygenated hemoglobin (HHb), and the total hemoglobin (cHb) concentration change are 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, it is desirable to objectively determine whether or not chest compression is being performed appropriately based on, for example, the hemoglobin concentration of the head.
  • Embodiments are intended to provide a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method that can automatically determine an appropriate timing for starting measurement.
  • the embodiment of the present invention is a concentration measuring device.
  • the concentration measuring device is a concentration measuring device that measures a numerical value related to the hemoglobin concentration of the head, which fluctuates due to repeated chest compressions, according to the light source that outputs the measuring light and the intensity of the incident light
  • a probe having a light detection unit that generates a detection signal, and a sternum based on a detection signal corresponding to the intensity of the measurement light that is electrically connected to the probe and propagated through the inside of the head.
  • a calculation unit that calculates a numerical value related to the hemoglobin concentration of the head that fluctuates due to repeated compression, and an instruction unit that instructs the calculation unit to start calculation, the light detection unit from before the calculation start of the calculation unit A detection signal is continuously generated, and the instruction unit determines the calculation start based on the detection signal.
  • the embodiment of the present invention is a concentration measurement method.
  • the concentration measurement method is a hemoglobin of a head to which a probe having a light source that outputs measurement light and a light detection unit that generates a detection signal according to the intensity of incident light, which fluctuates due to repeated chest compressions.
  • a concentration measurement method for measuring a numerical value related to a concentration the step of starting generation of a detection signal in a light detection unit, and a hemoglobin concentration of a head that varies due to repeated chest compressions based on the detection signal.
  • the step of determining the start of calculation of the numerical value related to the step, the measurement light is output from the light source, and the numerical value related to the hemoglobin concentration is calculated based on the detection signal according to the intensity of the measurement light propagated through the inside of the head Steps.
  • the light detection unit continuously generates a detection signal before starting calculation of a numerical value related to the hemoglobin concentration. Then, based on the detection signal continuously generated before the calculation is started, the calculation start of the numerical value related to the hemoglobin concentration is determined.
  • the incident intensity of ambient light (environmental light) to the light detection unit is large.
  • the incident intensity of the ambient light decreases. Therefore, for example, based on a change in the detection signal due to such a change in the ambient light intensity (the detection signal is not more than a predetermined value) or the like, the probe is attached to the head, that is, calculation starts (measurement starts). ) Can be determined appropriately and automatically.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a specific configuration example of the concentration measuring apparatus.
  • FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the concentration measuring apparatus and the concentration measuring method.
  • FIG. 4 is a flowchart showing in detail the steps of calculating the hemoglobin concentration and the like.
  • FIG. 5 is a diagram showing the configuration of the concentration measuring apparatus according to the first modification.
  • FIG. 6 is a diagram showing the configuration of the concentration measuring apparatus according to the second modification.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring apparatus 1A according to an embodiment.
  • This concentration measuring apparatus 1A is mainly used in a lifesaving emergency site, and provides an objective judgment material as to whether or not chest compression (an arrow A in the figure) is properly performed on a cardiopulmonary arrest person 50. Therefore, the hemoglobin concentration of the head 51 or a numerical value related to the hemoglobin concentration, which varies due to repeated chest compressions, is measured. Then, the measurement result is displayed on the display unit 15 to notify a person who is performing chest compressions.
  • the “hemoglobin concentration” specifically refers to at least one of total hemoglobin (cHb) concentration, oxygenated hemoglobin (O 2 Hb) concentration, and deoxygenated hemoglobin (HHb) concentration.
  • “Numerical values related to hemoglobin concentration” means “hemoglobin concentration”, temporal variation from the initial amount at a certain reference time (relative change amount), measurement time of each of cHb, O 2 Hb, and HHb.
  • a numerical value related to hemoglobin concentration is referred to as “hemoglobin concentration or the like”.
  • the concentration measuring apparatus 1A enters measurement light having a predetermined wavelength at a predetermined light incident position from a probe 20 attached (for example, attached) to the head 51, and is emitted from the predetermined light detection position on the head 51.
  • a probe 20 attached (for example, attached) to the head 51 By detecting the intensity of the measurement light, the influence of oxygenated hemoglobin (O 2 Hb) and deoxygenated hemoglobin (HHb) on the measurement light is investigated, and based on this, oxygenated hemoglobin (O 2 Hb) Information such as the concentration of oxygenated hemoglobin (HHb) is repeatedly calculated.
  • 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.
  • FIG. 2 is a diagram showing a specific configuration example of the concentration measuring apparatus 1A.
  • the concentration measuring apparatus 1 ⁇ / b> A includes a main body 10 and a probe 20.
  • the probe 20 is fixed by, for example, an adhesive tape, a stretchable band, or the like near the forehead portion without hair or in the vicinity of the carotid artery.
  • the probe 20 includes a light source 21 and a light detection unit 22.
  • the light source 21 and the light detection unit 22 are arranged with a space therebetween and are substantially integrated by a flexible black silicone rubber holder 25.
  • the probe 20 is electrically connected to the main body 10. Specifically, the probe 20 is electrically connected to the connector 30b via the cable 32.
  • the connector 30b is detachably connected to the connector 30a on the main body 10 side.
  • the connector 30 a is electrically connected to the main body 10 via the cable 31.
  • the light source 21 receives the control signal transmitted from the main body 10 of the concentration measuring apparatus 1A and outputs measurement light having a predetermined wavelength.
  • the measurement light is incident on the skin layer of the head 51 substantially perpendicularly.
  • the light source 21 includes, for example, a laser diode, a light emitting diode (LED), or a super luminescent diode (SLD), and a driving circuit thereof.
  • the measurement light is, for example, near infrared light, and includes wavelength components of 735 nm, 810 nm, and 850 nm, for example.
  • the light detection unit 22 generates a detection signal corresponding to the intensity of incident light. In particular, when calculating the hemoglobin concentration or the like, the light detection unit 22 detects the measurement light propagated inside the head 51 and generates a detection signal according to the intensity of the measurement light.
  • the light detection unit 22 is, for example, a one-dimensional light sensor, and includes a plurality of light detectors arranged in the distance direction from the light source 21.
  • the light detection unit 22 of the present embodiment includes two light detectors such as a first light detector 22a and a second light detector 22b.
  • the first photodetector 22a is provided at a position away from the light source 21 by the first distance X1.
  • the second photodetector 22b is provided at a position away from the light source 21 by a second distance X2 (> X1).
  • the distance X1 is 3 cm, for example, and the distance X2 is 4 cm, for example.
  • the first photodetector 22a generates a first detection signal corresponding to the intensity of incident light.
  • the second photodetector 22b generates a second detection signal corresponding to the intensity of the incident light.
  • Each of the photodetectors 22a and 22b includes a semiconductor light receiving element such as a PD (photodiode) or an APD (avalanche photodiode) and a preamplifier that integrates and amplifies the current output from the semiconductor light receiving element. .
  • the photodetectors 22a and 22b can detect a weak current with high sensitivity to generate a detection signal, and transmit the detection signal to the main body 10 via the cables 31 and 32.
  • the light detection unit 22 may be a two-dimensional light sensor, and may be configured by a CCD image sensor or a CMOS image sensor, for example.
  • the main body unit (controller) 10 includes a control unit 11, a calculation unit 12 that calculates hemoglobin concentration, an instruction unit 13 that instructs the calculation start of the calculation unit 12, a detection unit 14, a display unit 15, a monitor unit 16, and a speaker 17. have.
  • the main body unit 10 includes an arithmetic circuit such as a CPU and a storage device such as a memory.
  • the main body 10 may be configured by a personal computer or a smart device such as a smartphone or a tablet terminal.
  • the main body unit 10 may be configured by a cloud server. In this case, at least one function of the control unit 11, the calculation unit 12, and the instruction unit 13 may be realized by the cloud server.
  • the control unit 11 is electrically connected to the probe 20 via the cables 31 and 32.
  • the control unit 11 performs light output control of the light source 21 and light detection control of the photodetectors 22a and 22b. That is, the output start and end of the measurement light from the light source 21 are performed based on the control signal from the control unit 11. Similarly, the start and end of measurement light detection in the photodetectors 22 a and 22 b are performed based on a control signal from the control unit 11.
  • the detection unit 14 detects that the connector 30a and the connector 30b are connected to each other.
  • the detection unit 14 may be a touch sensor built in the connector 30a, or may include a detection circuit that detects an electrical signal generated by the connection.
  • the control unit 11 of the present embodiment outputs a detection signal to the instruction unit 13.
  • the instruction unit 13 Upon receiving the detection signal, the instruction unit 13 causes the photodetectors 22a and 22b to start detecting measurement light (standby mode). This standby mode continues until the calculation unit 12 starts calculating the hemoglobin concentration or the like, and the calculation unit 12 does not perform the calculation of the hemoglobin concentration or the like in the standby mode.
  • the monitor unit 16 monitors changes in light intensity incident on the photodetectors 22a and 22b based on detection signals from the light detection unit 22 that are continuously generated before the calculation of the calculation unit 12, that is, in the standby mode. Observation). The monitor unit 16 continuously outputs the monitoring result to the instruction unit 13.
  • the instruction unit 13 determines the start of calculation of the hemoglobin concentration and the like based on the monitoring result obtained from the monitor unit 16, and instructs the calculation unit 12 to start the calculation (measurement mode).
  • the detection signals from the photodetectors 22a and 22b at the start of the standby mode are the light intensity before the probe 20 is attached to the head 51, that is, the ambient light in the measurement environment (for example, sunlight when outdoors, illumination light when indoors). The strength of is shown. And if the probe 20 is attached to the head 51, the intensity
  • the instructing unit 13 can know such a decrease in intensity based on whether or not the intensity of the measurement light detected by the photodetectors 22a and 22b has changed within a predetermined range. Therefore, the instruction unit 13 may determine the calculation start on the condition that the intensity of the measurement light detected by the photodetectors 22a and 22b is within a predetermined range.
  • the instruction unit 13 determines the start of calculation on the condition that the state where the intensity of the measurement light detected by the light detection unit 22 is within a predetermined range continues for a predetermined period (for example, 3 seconds). May be.
  • the instruction unit 13 may determine the start of calculation on the condition that the intensity change of the measurement light detected by the photodetectors 22a and 22b exceeds a predetermined width.
  • the instruction unit 13 may determine the calculation start based on the light intensity detected by the second photodetector 22b far from the light source among the two photodetectors 22a and 22b. Thereby, a change in incident light intensity (environment light intensity) can be captured with higher accuracy, and the timing at which the probe 20 is attached to the head 51 can be accurately detected.
  • the calculation unit 12 is a calculation processing circuit that is electrically connected to the probe 20 via the cables 31 and 32. Based on the detection signal from the light detection unit 22 according to the intensity of the measurement light propagated through the head 51, the calculation unit 12 calculates the hemoglobin concentration of the head 51 that varies due to repeated chest compressions. calculate. When receiving the instruction from the instruction unit 13 to be described later, the calculation unit 12 starts calculating the hemoglobin concentration and the like.
  • the calculation unit 12 is, for example, an SRS method (space-resolved spectroscopy), an MBL method (modified via Lambert method), a PRS method (phase-resolved spectroscopy), a TRS method (time-resolved spectroscopy), or a PMS method (phase modulation). Hemoglobin concentration and the like are calculated using near infrared spectroscopy such as spectroscopy.
  • the MBL method uses the fact that the amount of light detected varies depending on the hemoglobin concentration (oxygenated hemoglobin concentration and deoxygenated hemoglobin concentration) in the measurement target.
  • the MBL method uses the fact that the amount of light detected varies depending on the hemoglobin concentration (oxygenated hemoglobin concentration and deoxygenated hemoglobin concentration) in the measurement target.
  • the relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration, the relative change amount of the deoxygenated hemoglobin concentration, and the relative change amount of the total hemoglobin concentration can be obtained.
  • a detection signal from one of the photodetectors 22a and 22b is used.
  • the SRS method uses the fact that the amount of light detected changes according to the distance between the light source 21 and the photodetectors 22a and 22b.
  • the oxygen saturation (TOI) which is the ratio of the oxygenated hemoglobin concentration to the total hemoglobin concentration, and the relative value of the total hemoglobin concentration can be obtained.
  • TOI oxygen saturation
  • detection signals from both the photodetectors 22a and 22b are used.
  • the TRS method utilizes the fact that the time width of the input pulsed measurement light becomes longer due to the hemoglobin present in the measurement target. More specifically, the absolute value of the hemoglobin concentration is obtained by fitting simulation data based on the temporal spread of the pulsed measurement light and the temporal spread of the detected light.
  • modulated measurement light is incident on a measurement object, and the absolute value of the hemoglobin concentration is obtained by obtaining the phase difference between the measurement light before the incidence and the measurement light after the detection.
  • the calculation unit 12 performs a filtering process on the calculated time series data such as hemoglobin concentration, and removes frequency components smaller than a predetermined frequency from the frequency components included in the time series data, thereby reducing the chest compression. You may extract the time fluctuation part resulting from repetition. “Filter processing for removing frequency components smaller than a predetermined frequency” refers to a process for reducing the ratio of frequency components smaller than a predetermined frequency until the frequency components resulting from chest compression appear sufficiently distinguishable. However, the present invention is not limited to processing that completely removes frequency components smaller than the predetermined frequency.
  • the calculation cycle of the hemoglobin concentration or the like is preferably 0.2 seconds or less (5 Hz or more in terms of calculation frequency).
  • a suitable period of chest compression is about 100 times per minute (that is, once every 0.6 seconds) or more.
  • concentration change resulting from chest compression can be detected suitably.
  • the predetermined frequency mentioned above is 1.66 Hz or less.
  • the display unit 15 displays information related to the calculation result such as the hemoglobin concentration sent from the calculation unit 12.
  • the practitioner determines whether or not chest compression is appropriately performed while referring to the display on the display unit 15.
  • the speaker (sounding unit) 17 outputs information prompting a chest compression operator to change the speed of chest compression or change the strength of chest compression.
  • FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the concentration measuring apparatus 1A and the concentration measuring method according to this embodiment.
  • the hemoglobin concentration and the like hemoglobin concentration-related value of the head 51 that vary due to repeated chest compressions are measured.
  • the chest compression operator turns on the power of the concentration measuring apparatus 1A (step S11).
  • the detection part 14 starts the operation
  • the chest compression enforcer connects the connector 30a and the connector 30b.
  • the detection unit 14 detects that the connectors 30a and 30b are connected, and a detection signal is output from the detection unit 14 to the instruction unit 13 (step S12).
  • the instruction unit 13 instructs the control unit 11 and the calculation unit 12 to enter the standby mode S1.
  • the control unit 11 starts outputting measurement light from the light source 21 and generating a detection signal in the light detection unit 22 (step S13).
  • the monitor unit 16 starts monitoring the intensity of light incident on the photodetectors 22a and 22b.
  • step S12 the concentration measurement apparatus 1A may be automatically turned on when the detection unit 14 detects that the connectors 30a and 30b are connected. In this case, step S11 described above is not necessary. Moreover, said step S11 and S12 may be performed before an enforcer arrives at the place (emergency site) of a cardiopulmonary arrest person, and may be performed after arrival.
  • the enforcer attaches the probe 20 to the head of the cardiopulmonary arrest person (step S14).
  • the instruction unit 13 determines the start of calculation of the hemoglobin concentration and the like based on the monitoring result from the monitor unit 16 (step S15). That is, the instruction unit 13 instructs the measurement unit S2 to the control unit 11 and the calculation unit 12.
  • the calculation start may be determined on the condition that the intensity of the measurement light detected by the light detection unit 22 is within a predetermined range, or the detection is performed by the light detection unit 22.
  • the calculation start may be determined on the condition that the state where the intensity of the measured light is within a predetermined range continues for a predetermined period. Further, as described above, the calculation start may be determined based on the light intensity detected by the photodetector 22b far from the light source 21.
  • the control unit 11 starts outputting measurement light from the light source 21.
  • the light detection unit 22 continues from the standby mode S1 and generates a detection signal.
  • the calculating part 12 starts calculation of hemoglobin density etc. based on the detection signal according to the intensity
  • FIG. 4 is a flowchart showing in detail the steps for calculating the hemoglobin concentration and the like.
  • the light source 21 outputs measurement light having a predetermined wavelength based on a control signal from the control unit 11.
  • the measurement light enters the head from a predetermined light incident position (step S21).
  • the measurement light incident on 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 head.
  • the measurement light that has reached the light detection position is detected by the light detection unit 22 (step S22).
  • the light detection unit 22 generates a detection signal corresponding to the intensity of the detected measurement light.
  • the calculation unit 12 calculates the hemoglobin concentration and the like based on the detection signal (step S23).
  • various near-infrared spectroscopy methods such as the SRS method, the MBL method, the PRS method, and the TRS method can be used.
  • Information on the calculated hemoglobin concentration and the like is displayed on the display unit 15 (step S24). In the step of calculating the hemoglobin concentration and the like, steps S21 to S24 described above are repeated.
  • the concentration measuring apparatus 1A and the concentration measuring method of the present embodiment described above will be described. Recently, the effectiveness of measuring the hemoglobin concentration and the like of the head has been recognized in the evaluation of chest compressions. However, devices that can start measurement more easily are required from the field of lifesaving emergency. In the conventional apparatus, it is necessary to perform an operation for starting measurement before performing chest compression, and there is a demand for omitting the time required for the operation. In consideration of the storage of measurement data and the safety of light emitted from the light source 21, it is desirable to start measuring hemoglobin concentration and the like after the probe 20 is attached to the head.
  • the light detection unit 22 continuously generates detection signals before starting the calculation of the hemoglobin concentration and the like. Then, the start of calculation of the hemoglobin concentration or the like is determined based on the detection signal continuously generated before the start of calculation.
  • the incident intensity of ambient light environmentmental light
  • the incident intensity of ambient light is Decreases. Therefore, the probe 20 is attached to the head, that is, calculated on the basis of a change in the detection signal caused by such a change in the ambient light intensity (specifically, the detection signal is equal to or less than a predetermined value).
  • the start (measurement start) timing can be determined appropriately and automatically.
  • the calculation start may be determined on the condition that the intensity of the incident light to the light detection unit 22 is within a predetermined range.
  • the calculation start may be determined on condition that the state where the intensity of the incident light to the light detection unit 22 is within a predetermined range continues for a predetermined period. For example, by determining the start of calculation of the hemoglobin concentration or the like based on these conditions, the timing of the calculation start (measurement start) can be appropriately determined.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a configuration of a concentration measuring apparatus 1B according to a first modification of the embodiment.
  • the difference from the above embodiment is the connection means between the main body 10 and the probe 20.
  • the concentration measuring apparatus 1B according to this modification includes transmitters / receivers 18 and 23 as wireless means instead of the cables 31 and 32 and the connectors 30a and 30b of the above embodiment.
  • the transceiver 18 is built in the main body 10, and the transceiver 23 is built in the probe 20.
  • the transceiver 18 transmits a control signal from the control unit 11 and an instruction regarding the standby mode from the instruction unit 13 to the transceiver 23.
  • the transceiver 23 transmits the received control signal and instruction to the light source 21 and the light detection unit 22, respectively. Further, the transceiver 23 transmits the detection signal from the light detection unit 22 to the transceiver 18.
  • the transceiver 18 transmits the received detection signal to the calculation unit 12 and the instruction unit 13.
  • the connecting means between the main body 10 and the probe 20 is not limited to the above embodiment and the present modification, and various means can be applied.
  • FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a concentration measuring apparatus 1C according to a second modification of the embodiment.
  • the cable 32 extends from one end of the probe 20 (see FIG. 2), but the cable 32 may extend from the center of the probe 20 as in this modification.
  • the instruction unit 13 may determine the start of the calculation of the hemoglobin concentration or the like even when the incident light intensity does not change for a predetermined time (for example, 3 seconds) after the standby mode is started.
  • the concentration measuring device and the concentration measuring method are not limited to the above-described embodiments, and various other modifications are possible.
  • the above-described embodiments may be combined with each other according to the necessary purpose and effect.
  • the concentration measurement device is a concentration measurement device that measures a numerical value related to the hemoglobin concentration of the head, which varies due to repeated chest compressions, and includes a light source that outputs measurement light, and an incident light A detection unit that generates a detection signal corresponding to the intensity, a probe attached to the head, and a detection signal corresponding to the intensity of the measurement light that is electrically connected to the probe and propagates inside the head.
  • the light detection unit includes The detection signal is continuously generated before the calculation is started, and the instruction unit is configured to determine the calculation start based on the detection signal.
  • a probe having a light source that outputs measurement light and a light detection unit that generates a detection signal according to the intensity of incident light, which fluctuates due to repeated chest compressions.
  • a method for measuring a numerical value related to the hemoglobin concentration of the head wherein the step of starting the generation of a detection signal in the light detection unit, and based on the detection signal, varies due to repeated chest compressions Steps for determining the start of calculation of numerical values related to the hemoglobin concentration of the head, and output of measurement light from the light source, as well as related to hemoglobin concentration based on the detection signal according to the intensity of the measurement light propagated inside the head And a step of calculating a numerical value to be performed.
  • the calculation start may be determined on the condition that the intensity of the incident light is within a predetermined range in the step of determining the instruction unit or the calculation start.
  • the calculation is started on the condition that the state where the intensity of the incident light is within the predetermined range continues for a predetermined period in the step of determining the instruction unit or the calculation start. It is good also as a structure which determines.
  • the timing of the calculation start (measurement start) can be appropriately determined.
  • the light detection unit is separated from the light source by the first light detector that is separated from the light source by the first distance and by the second distance that is longer than the first distance.
  • the calculation start may be determined based on the intensity of the incident light to the second photodetector.
  • the change in the ambient light intensity can be captured with higher accuracy.
  • the embodiment can be used as a concentration measuring apparatus and a concentration measuring method that can automatically determine an appropriate timing for starting measurement.

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Abstract

濃度測定装置１Ａは、測定光を出力する光源２１と、入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部２２とを有しており頭部に取り付けられるプローブ２０と、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を算出する演算部１２と、演算部１２に算出開始を指示する指示部１３と、を備える。光検出部２２は、演算部１２の算出開始前から継続的に検出信号を生成する。指示部１３は、該検出信号に基づいて算出開始を決定する。これにより、測定開始の適切なタイミングを自動的に判断し得る濃度測定装置及び濃度測定方法が実現される。

Description

濃度測定装置及び濃度測定方法
　本開示は、濃度測定装置及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１～３に記載されたものがある。これらの装置では、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、ヘモグロビン酸素飽和度や、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２０１２－２２３４５１号公報 特開２０１３－１６９２８０号公報 特開２０１３－１７０８８１号公報
　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、例えば頭部のヘモグロビン濃度等に基づいて客観的に判断することが望まれる。
　しかしながら、心肺停止者への一刻を争う処置の中、頭部のヘモグロビン濃度等を測定するために測定装置の測定開始等の操作を行う余裕は殆どない。一方、測定装置では、測定開始のタイミングが適切でなければ正確な測定が困難になるおそれがある。
　実施形態は、測定開始の適切なタイミングを自動的に判断し得る濃度測定装置及び濃度測定方法を提供することを目的とする。
　本発明の実施形態は、濃度測定装置である。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、頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定装置であって、測定光を出力する光源と、入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有し、頭部に取り付けられるプローブと、プローブと電気的に接続され、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を算出する演算部と、演算部に算出開始を指示する指示部とを備え、光検出部が演算部の算出開始前から継続的に検出信号を生成し、指示部は、該検出信号に基づいて算出開始を決定する。
　本発明の実施形態は、濃度測定方法である。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、測定光を出力する光源と入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有するプローブが取り付けられた頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定方法であって、光検出部における検出信号の生成を開始するステップと、検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値の算出開始を決定するステップと、光源から測定光を出力するとともに、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づいてヘモグロビン濃度に関連する数値を算出するステップとを含む。
　上記の濃度測定装置及び濃度測定方法では、ヘモグロビン濃度に関連する数値の算出を開始する前から光検出部が継続的に検出信号を生成する。そして、算出開始前から継続的に生成される検出信号に基づいて、ヘモグロビン濃度に関連する数値の算出開始が決定される。プローブが頭部に取り付けられる前においては周囲の光（環境光）の光検出部への入射強度が大きいが、プローブが頭部に取り付けられると環境光の入射強度が低下する。従って、例えばこのような環境光強度の変化に起因する検出信号の変化（検出信号が所定値以下であること）等に基づいて、プローブが頭部に取り付けられたこと、すなわち算出開始（測定開始）のタイミングを適切に且つ自動的に判断することができる。
　実施形態によれば、測定開始の適切なタイミングを自動的に判断し得る濃度測定装置及び濃度測定方法を提供できる。
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、濃度測定装置の具体的構成例を示す図である。 図３は、濃度測定装置の動作及び濃度測定方法を示すフローチャートである。 図４は、ヘモグロビン濃度等を算出するステップを詳細に示すフローチャートである。 図５は、第１変形例に係る濃度測定装置の構成を示す図である。 図６は、第２変形例に係る濃度測定装置の構成を示す図である。
　以下、添付図面を参照しながら、濃度測定装置及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。
　（実施の形態）
　図１は、一実施形態に係る濃度測定装置１Ａの概念図である。この濃度測定装置１Ａは、主に救命救急現場などで用いられ、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のヘモグロビン濃度またはヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する。そして、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。
　ここで、「ヘモグロビン濃度」とは、具体的には総ヘモグロビン（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）濃度のうち少なくとも一つを指す。また、「ヘモグロビン濃度に関連する数値」とは、「ヘモグロビン濃度」、或る基準時刻時点での初期量からの時間的な変動（相対変化量）、ｃＨｂ、Ｏ２Ｈｂ、ＨＨｂそれぞれの測定時刻における濃度（絶対量）、若しくはｃＨｂ、Ｏ２Ｈｂ、ＨＨｂ相互間での濃度や濃度変化量の比率、または酸素飽和度、「ヘモグロビン濃度」の時間的変化の周期等のパラメータを指す。以下の説明では、「ヘモグロビン濃度に関連する数値」を「ヘモグロビン濃度等」という。
　濃度測定装置１Ａは、頭部５１に取り付けられた（例えば貼り付けられた）プローブ２０から所定の光入射位置に所定波長の測定光を入射し、頭部５１における所定の光検出位置から出射される測定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）による測定光への影響を調べ、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）の濃度等の情報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。
　図２は、濃度測定装置１Ａの具体的構成例を示す図である。濃度測定装置１Ａは、本体部１０と、プローブ２０とを備えている。プローブ２０は、例えば毛髪の無い前額部や頸動脈付近に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定される。プローブ２０は、光源２１及び光検出部２２を有している。光源２１と光検出部２２とは、互いに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２５によって実質的に一体化されている。
　プローブ２０は、本体部１０と電気的に接続されている。具体的には、プローブ２０はケーブル３２を介してコネクタ３０ｂと電気的に接続されている。コネクタ３０ｂは本体部１０側のコネクタ３０ａと着脱可能に接続される。コネクタ３０ａはケーブル３１を介して本体部１０と電気的に接続されている。
　光源２１は、濃度測定装置１Ａの本体部１０から伝達される制御信号を受けて、所定波長の測定光を出力する。測定光は、頭部５１の皮層に対してほぼ垂直に入射する。光源２１は、例えばレーザダイオード、発光ダイオード（ＬＥＤ）、若しくはスーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）と、その駆動回路とを有する。測定光は例えば近赤外光であり、一例では７３５ｎｍ、８１０ｎｍ、及び８５０ｎｍの波長成分を含む。
　光検出部２２は、入射光の強度に応じた検出信号を生成する。特にヘモグロビン濃度等を算出する際には、光検出部２２は、頭部５１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、光源２１からの距離方向に並べられた複数の光検出器を有している。本実施形態の光検出部２２は、第１の光検出器２２ａ及び第２の光検出器２２ｂといった２つの光検出器を有している。第１の光検出器２２ａは、光源２１から第１の距離Ｘ１だけ離れた位置に設けられている。第２の光検出器２２ｂは、光源２１から第２の距離Ｘ２（＞Ｘ１）だけ離れた位置に設けられている。距離Ｘ１は例えば３ｃｍであり、距離Ｘ２は例えば４ｃｍである。
　第１の光検出器２２ａは、入射光の強度に応じた第１の検出信号を生成する。第２の光検出器２２ｂは、入射光の強度に応じた第２の検出信号を生成する。これらの光検出器２２ａ，２２ｂは、ＰＤ（フォトダイオード）やＡＰＤ（アバランシェフォイトダイオード）といった半導体受光素子と、半導体受光素子から出力される電流を積分し、増幅するプリアンプとを各々有している。これにより、光検出器２２ａ，２２ｂは、微弱な電流を感度良く検出して検出信号を生成し、この検出信号を本体部１０へケーブル３１，３２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、例えば、ＣＣＤイメージセンサまたはＣＭＯＳイメージセンサによって構成されてもよい。
　本体部（コントローラ）１０は、制御部１１、ヘモグロビン濃度等を算出する演算部１２、演算部１２の算出開始を指示する指示部１３、検知部１４、表示部１５、モニタ部１６、及びスピーカー１７を有している。本体部１０は、ＣＰＵなどの演算回路及びメモリなどの記憶装置を備える。本体部１０は、パーソナルコンピュータ、或いはスマートフォンまたはタブレット端末などのスマートデバイスによって構成されてもよい。また、本体部１０は、クラウドサーバによって構成されてもよく、この場合、制御部１１、演算部１２及び指示部１３のうち少なくとも１つの機能がクラウドサーバによって実現されてもよい。
　制御部１１は、ケーブル３１，３２を介してプローブ２０と電気的に接続される。制御部１１は、光源２１の光出力制御、及び光検出器２２ａ，２２ｂの光検出制御を行う。すなわち、光源２１における測定光の出力開始及び終了は、制御部１１からの制御信号に基づいて行われる。同様に、光検出器２２ａ，２２ｂにおける測定光の検出開始及び終了は、制御部１１からの制御信号に基づいて行われる。
　検知部１４は、コネクタ３０ａとコネクタ３０ｂとが互いに接続されたことを検知する。検知部１４は、コネクタ３０ａに内蔵されたタッチセンサであってもよいし、接続によって生じる電気信号を検知する検知回路を有してもよい。本実施形態の制御部１１は、コネクタ３０ａとコネクタ３０ｂとが互いに接続されたことを検知部１４が検知すると、指示部１３に検知信号を出力する。指示部１３は、検知信号を受けると、光検出器２２ａ，２２ｂに測定光の検出を開始させる（スタンバイモード）。このスタンバイモードは、演算部１２がヘモグロビン濃度等の算出を開始するまで継続し、演算部１２は、スタンバイモードにおいてはヘモグロビン濃度等の演算を行わない。
　モニタ部１６は、演算部１２の算出開始前すなわちスタンバイモードにおいて継続的に生成される光検出部２２からの検出信号に基づいて、光検出器２２ａ，２２ｂに入射する光強度の変化のモニタリング（観察）を行う。モニタ部１６は、そのモニタ結果を指示部１３へ継続的に出力する。
　指示部１３は、モニタ部１６から得られるモニタ結果に基づいて、ヘモグロビン濃度等の算出開始を決定し、算出開始を演算部１２に指示する（測定モード）。スタンバイモード開始時における光検出器２２ａ，２２ｂからの検出信号は、プローブ２０が頭部５１に取り付けられる前の光強度、すなわち測定環境における環境光（例えば、屋外なら太陽光、屋内なら照明光）の強度を示す。そして、プローブ２０が頭部５１に取り付けられると、環境光の強度は、取り付け前に対して所定の割合（例えば、１０％）以下に低下する。指示部１３は、このような強度低下を、光検出器２２ａ，２２ｂにおいて検出される測定光の強度が所定の範囲内へ変化したか否かによって知ることができる。従って、指示部１３は、光検出器２２ａ，２２ｂにおいて検出される測定光の強度が所定の範囲内にあることを条件として、算出開始を決定するとよい。
　なお、プローブ２０が頭部に取り付けられる前であっても、プローブ２０を施行者が扱う際に、光検出部２２を手で覆う等により環境光の検出強度が低下する場合がある。従って、指示部１３は、光検出部２２において検出される測定光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間（例えば３秒）継続していることを条件として、算出開始を決定してもよい。
　或いは、指示部１３は、光検出器２２ａ，２２ｂにおいて検出される測定光の強度変化が所定の幅を超えたことを条件として、算出開始を決定してもよい。
　また、指示部１３は、２つの光検出器２２ａ，２２ｂのうち光源から遠い第２の光検出器２２ｂにおいて検出された光強度に基づいて、算出開始を決定してもよい。これにより、入射光強度（環境光強度）の変化をより精度良く捉えることができ、プローブ２０が頭部５１に取り付けられるタイミングを的確に検知することができる。
　演算部１２は、ケーブル３１，３２を介してプローブ２０と電気的に接続される演算処理回路である。演算部１２は、頭部５１の内部を伝搬した測定光の強度に応じた光検出部２２からの検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部５１のヘモグロビン濃度等を算出する。演算部１２は、後述する指示部１３からの指示を受けると、ヘモグロビン濃度等の算出を開始する。
　演算部１２は、例えば、ＳＲＳ法（空間分解分光法）やＭＢＬ法（モディファイド・ビア・ランバート法）、ＰＲＳ法（位相分解分光法）、ＴＲＳ法（時間分解分光法）、ＰＭＳ法（位相変調分光法）などの近赤外分光法を用いて、ヘモグロビン濃度等を算出する。
　ＭＢＬ法は、測定対象中のヘモグロビン濃度（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）により、検出される光量が変化することを利用する。ＭＢＬ法により、酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の相対変化量、総ヘモグロビン濃度の相対変化量を求めることができる。ＭＢＬ法では、光検出器２２ａ，２２ｂのいずれか一方からの検出信号が用いられる。
　ＳＲＳ法は、光源２１と光検出器２２ａ，２２ｂとの距離に応じて、検出される光量が変化することを利用する。ＳＲＳ法により、総ヘモグロビン濃度に対する酸素化ヘモグロビン濃度の割合である酸素飽和度（ＴＯＩ）、及び総ヘモグロビン濃度の相対値を求めることができる。ＳＲＳ法では、光検出器２２ａ，２２ｂ双方からの検出信号が用いられる。
　ＴＲＳ法は、入力されたパルス状の測定光の時間幅が、測定対象に存在するヘモグロビンによって長くなることを利用する。より具体的には、パルス状測定光の時間的な広がりに基づくシミュレーションデータと、検出された光の時間的な広がりとをフィッティングすることにより、ヘモグロビン濃度の絶対値を求める。
　ＰＲＳ法は、変調した測定光を測定対象に入射し、入射前の測定光と検出後の測定光との位相差を求めることにより、ヘモグロビン濃度の絶対値を求める。
　また、演算部１２は、算出したヘモグロビン濃度等の時系列データに対してフィルタ処理を施し、該時系列データ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してもよい。なお、「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、ヘモグロビン濃度等の算出周期は０．２秒以下（算出周波数にすると、５Ｈｚ以上）であることが好ましい。一般的に、胸骨圧迫の好適な周期は１分間に１００回程度（すなわち０．６秒に１回）もしくはそれ以上といわれている。そして、相対変化量の算出周期がその３分の１以下であれば、胸部圧迫に起因する濃度変化を好適に検出することができる。また、上述した所定周波数は、１．６６Ｈｚ以下であることが好ましい。これにより、１分間に１００回程度もしくはそれ以上の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。
　表示部１５は、演算部１２から送られたヘモグロビン濃度等の算出結果に関する情報を表示する。施行者は、表示部１５の表示を参照しながら、胸骨圧迫が適切に行われているか否かを判断する。また、スピーカー（喚起部）１７は、胸骨圧迫の施行者に対し、胸骨圧迫の速度の変化や胸骨圧迫の強度の変化を促す情報を音声で出力する。
　続いて、濃度測定装置１Ａの動作とともに、本実施形態による濃度測定方法について説明する。図３は、本実施形態の濃度測定装置１Ａの動作及び濃度測定方法を示すフローチャートである。この濃度測定方法では、濃度測定装置１Ａと同様に、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部５１のヘモグロビン濃度等（ヘモグロビン濃度関連値）を測定する。
　まず、胸骨圧迫の施行者は、濃度測定装置１Ａの電源を入れる（ステップＳ１１）。これにより、検知部１４は、コネクタ３０ａ及び３０ｂが接続したことを検知するための動作を開始する。
　次に、胸骨圧迫の施行者は、コネクタ３０ａとコネクタ３０ｂとを接続する。これにより、本体部１０とプローブ２０とが互いに電気的に接続される。このとき、コネクタ３０ａ及び３０ｂが接続したことを検知部１４が検知し、検知部１４から指示部１３に検知信号が出力される（ステップＳ１２）。指示部１３は、制御部１１及び演算部１２にスタンバイモードＳ１を指示する。制御部１１は、光源２１からの測定光の出力、及び光検出部２２における検出信号の生成を開始する（ステップＳ１３）。また、モニタ部１６は、光検出器２２ａ，２２ｂに入射する光強度のモニタリングを開始する。
　なお、ステップＳ１２において、コネクタ３０ａ及び３０ｂが接続したことを検知部１４が検知したことにより、濃度測定装置１Ａの電源が自動的に入ってもよい。この場合、上記のステップＳ１１は不要である。また、上記のステップＳ１１及びＳ１２は、施行者が心肺停止者の所（救急現場）に到着する前に行われてもよく、到着後に行われてもよい。
　続いて、施行者は、心肺停止者の頭部にプローブ２０を取り付ける（ステップＳ１４）。このとき、光検出部２２に入射する環境光の強度が低下するので、モニタ部１６からのモニタ結果に基づいて、指示部１３がヘモグロビン濃度等の算出開始を決定する（ステップＳ１５）。すなわち、指示部１３は、制御部１１及び演算部１２に測定モードＳ２を指示する。前述したように、このステップにおいては、光検出部２２において検出される測定光の強度が所定の範囲内にあることを条件として算出開始を決定してもよく、或いは、光検出部２２において検出される測定光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間継続していることを条件として算出開始を決定してもよい。また、前述したように、光源２１から遠い光検出器２２ｂにおいて検出された光強度に基づいて算出開始を決定するとよい。
　続いて、指示部１３からの指示により、制御部１１は、光源２１からの測定光の出力を開始する。このとき、光検出部２２はスタンバイモードＳ１から継続して、検出信号を生成する。また、演算部１２は、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づくヘモグロビン濃度等の算出を開始する（ステップＳ１６）。その後、施行者からの入力により、測定が終了する（ステップＳ１７）。
　図４は、ヘモグロビン濃度等を算出するステップを詳細に示すフローチャートである。まず、光源２１は、制御部１１からの制御信号に基づいて、所定波長の測定光を出力する。測定光は、所定の光入射位置から頭部内へ入射する（ステップＳ２１）。頭部内に入射された測定光は、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、一部の光が頭部の光検出位置に達する。光検出位置に達した測定光は、光検出部２２によって検出される（ステップＳ２２）。光検出部２２は、検出した測定光の強度に応じた検出信号を生成する。
　続いて、演算部１２が、検出信号に基づいてヘモグロビン濃度等を算出する（ステップＳ２３）。算出方法としては、前述したように、ＳＲＳ法、ＭＢＬ法、ＰＲＳ法、ＴＲＳ法などの様々な近赤外分光法を用いることができる。算出されたヘモグロビン濃度等に関する情報は、表示部１５に表示される（ステップＳ２４）。ヘモグロビン濃度等を算出するステップでは、上述したステップＳ２１～Ｓ２４が繰り返される。
　以上に説明した本実施形態の濃度測定装置１Ａ及び濃度測定方法によって得られる効果について説明する。最近、胸骨圧迫の評価において、頭部のヘモグロビン濃度等を測定することの有効性が認められつつある。しかし、救命救急の現場からは、より簡単に測定を開始できる装置が求められている。従来の装置では、胸骨圧迫を実施する前に測定開始のための操作を行う必要があり、その操作に要する時間も省略したいという要望がある。また、測定データの保存や、光源２１から出射される光の安全性を考慮すると、頭部にプローブ２０が取り付けられてからヘモグロビン濃度等の測定を開始することが望ましい。
　本実施形態では、ヘモグロビン濃度等の算出を開始する前から光検出部２２が継続的に検出信号を生成する。そして、算出開始前から継続的に生成される検出信号に基づいて、ヘモグロビン濃度等の算出開始が決定される。前述したように、プローブ２０が頭部に取り付けられる前においては周囲の光（環境光）の光検出部２２への入射強度が大きいが、プローブ２０が頭部に取り付けられると環境光の入射強度が低下する。従って、このような環境光強度の変化に起因する検出信号の変化（具体的には検出信号が所定値以下であること）等に基づいて、プローブ２０が頭部に取り付けられたこと、すなわち算出開始（測定開始）のタイミングを適切に且つ自動的に判断することができる。
　また、本実施形態のように、指示部１３若しくはステップＳ１５においては、光検出部２２への入射光の強度が所定の範囲内にあることを条件として算出開始を決定してもよい。或いは、光検出部２２への入射光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間継続していることを条件として算出開始を決定してもよい。例えばこれらの条件に基づいてヘモグロビン濃度等の算出開始を決定することにより、算出開始（測定開始）のタイミングを適切に判断することができる。
　（第１変形例）
　図５は、上記実施形態の第１変形例に係る濃度測定装置１Ｂの構成を示す図である。上記実施形態との相違点は、本体部１０とプローブ２０との接続手段である。本変形例に係る濃度測定装置１Ｂは、上記実施形態のケーブル３１，３２及びコネクタ３０ａ，３０ｂに代えて、無線手段としての送受信器１８及び２３を備えている。送受信器１８は本体部１０に内蔵され、送受信器２３はプローブ２０に内蔵される。送受信器１８は、制御部１１からの制御信号、及び指示部１３からのスタンバイモードに関する指示を送受信器２３へ送信する。送受信器２３は、受信した制御信号及び指示をそれぞれ光源２１及び光検出部２２に伝える。また、送受信器２３は、光検出部２２からの検出信号を送受信器１８へ送信する。送受信器１８は、受信した検出信号を演算部１２及び指示部１３に伝える。
　本変形例の構成であっても、上記実施形態と同様の効果を好適に奏することができる。本体部１０とプローブ２０との接続手段としては、上記実施形態や本変形例に限らず、様々な手段を適用することができる。
　（第２変形例）
　図６は、上記実施形態の第２変形例に係る濃度測定装置１Ｃの構成を示す図である。上記実施形態ではケーブル３２はプローブ２０の一端から延びているが（図２を参照）、本変形例のように、ケーブル３２はプローブ２０の中央部から延びてもよい。
　（第３変形例）
　上記実施形態では施行者がコネクタ３０ａ，３０ｂを接続してから心肺停止者の頭部にプローブ２０を取り付ける場合について説明したが、頭部にプローブ２０を取り付けてからコネクタ３０ａ，３０ｂを接続する場合も想定される。この場合、光検出部２２に入射する環境光は既に低下した状態であるため、入射光強度の変化が生じない。そこで、指示部１３は、スタンバイモードを開始してから入射光強度の変化が所定時間（例えば、３秒）生じなかったような場合にも、ヘモグロビン濃度等の算出開始を決定してもよい。
　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、上述した各実施形態を、必要な目的及び効果に応じて互いに組み合わせてもよい。
　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、頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定装置であって、測定光を出力する光源と、入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有し、頭部に取り付けられるプローブと、プローブと電気的に接続され、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を算出する演算部と、演算部に算出開始を指示する指示部とを備え、光検出部が演算部の算出開始前から継続的に検出信号を生成し、指示部は、該検出信号に基づいて算出開始を決定する構成としている。
　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、測定光を出力する光源と入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有するプローブが貼り付けられた頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定方法であって、光検出部における検出信号の生成を開始するステップと、検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値の算出開始を決定するステップと、光源から測定光を出力するとともに、頭部の内部を伝搬した測定光の強度に応じた検出信号に基づいてヘモグロビン濃度に関連する数値を算出するステップとを含む構成としている。
　上記の濃度測定装置及び濃度測定方法では、指示部若しくは算出開始を決定するステップにおいて、入射光の強度が所定の範囲内にあることを条件として算出開始を決定する構成としてもよい。
　また、上記の濃度測定装置及び濃度測定方法では、指示部若しくは算出開始を決定するステップにおいて、入射光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間継続していることを条件として算出開始を決定する構成としてもよい。
　例えば、これらの条件に基づいてヘモグロビン濃度に関連する数値の算出開始を決定することにより、算出開始（測定開始）のタイミングを適切に判断することができる。
　また、上記の濃度測定装置及び濃度測定方法では、光検出部が、光源から第１の距離だけ離れた第１の光検出器と、第１の距離よりも長い第２の距離だけ光源から離れた第２の光検出器とを含んで構成され、指示部若しくは算出開始を決定するステップにおいて、第２の光検出器への入射光の強度に基づいて算出開始を決定する構成としてもよい。
　このように、光源から遠い光検出器において検出された測定光の強度に基づいて算出開始を決定することにより、環境光強度の変化をより精度良く捉えることができる。
　実施形態は、測定開始の適切なタイミングを自動的に判断し得る濃度測定装置及び濃度測定方法として利用可能である。
　１Ａ，１Ｂ，１Ｃ…濃度測定装置、１０…本体部、１１…制御部、１２…演算部、１３…指示部、１４…検知部、１５…表示部、１６…モニタ部、１７…スピーカー、１８，２３…送受信器、２０…プローブ、２１…光源、２２…光検出部、２２ａ…第１の光検出器、２２ｂ…第２の光検出器、２５…ホルダー、３０ａ，３０ｂ…コネクタ、３１，３２…ケーブル、５０…心肺停止者、５１…頭部。

Claims (8)

  1. 　胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する、頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定装置であって、
    　測定光を出力する光源と、入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有し、頭部に取り付けられるプローブと、
    　前記プローブと電気的に接続され、頭部の内部を伝搬した前記測定光の強度に応じた前記検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部の前記ヘモグロビン濃度に関連する数値を算出する演算部と、
    　前記演算部に算出開始を指示する指示部と、を備え、
    　前記光検出部が前記演算部の算出開始前から継続的に前記検出信号を生成し、前記指示部は、該検出信号に基づいて算出開始を決定する、濃度測定装置。
  2. 　前記指示部は、前記入射光の強度が所定の範囲内にあることを条件として算出開始を決定する、請求項１に記載の濃度測定装置。
  3. 　前記指示部は、前記入射光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間継続していることを条件として算出開始を決定する、請求項１に記載の濃度測定装置。
  4. 　前記光検出部は、前記光源から第１の距離だけ離れた第１の光検出器と、前記第１の距離よりも長い第２の距離だけ前記光源から離れた第２の光検出器とを含んで構成され、
    　前記指示部は、前記第２の光検出器への前記入射光の強度に基づいて算出開始を決定する、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、測定光を出力する光源と、入射光の強度に応じた検出信号を生成する光検出部とを有するプローブが取り付けられた頭部のヘモグロビン濃度に関連する数値を測定する濃度測定方法であって、
    　前記光検出部における前記検出信号の生成を開始するステップと、
    　前記検出信号に基づいて、胸骨圧迫の繰り返しに起因して変動する頭部の前記ヘモグロビン濃度に関連する数値の算出開始を決定するステップと、
    　前記光源から前記測定光を出力するとともに、頭部の内部を伝搬した前記測定光の強度に応じた前記検出信号に基づいて前記ヘモグロビン濃度に関連する数値を算出するステップとを含む、濃度測定方法。
  6. 　前記算出開始を決定するステップでは、前記入射光の強度が所定の範囲内にあることを条件として算出開始を決定する、請求項５に記載の濃度測定方法。
  7. 　前記算出開始を決定するステップでは、前記入射光の強度が所定の範囲内にある状態が所定の期間継続していることを条件として算出開始を決定する、請求項５に記載の濃度測定方法。
  8. 　前記光検出部は、前記光源から第１の距離だけ離れた第１の光検出器と、前記第１の距離よりも長い第２の距離だけ前記光源から離れた第２の光検出器とを含んで構成され、
    　前記算出開始を決定するステップでは、前記第２の光検出器への前記入射光の強度に基づいて算出開始を決定する、請求項５～７のいずれか一項に記載の濃度測定方法。
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