WO2020121675A1 - 濃度測定装置及び濃度測定方法 - Google Patents

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健夫 尾崎
航 加茂
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浜松ホトニクス株式会社
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    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/0816—Measuring devices for examining respiratory frequency

Definitions

  • the present disclosure relates to a concentration measuring device and a concentration measuring method.
  • Patent Document 1 describes a technique relating to an apparatus and method for non-invasively measuring the concentration information of hemoglobin in a living body.
  • the device described in this document detects a light incident part for injecting the measurement light to the head and a light detection part for detecting the measurement light propagating inside the head and generating a detection signal according to the intensity of the measurement light.
  • a CPU for performing a filtering process for obtaining a relative amount of change in oxygenated hemoglobin concentration over time and removing frequency components smaller than a predetermined frequency among frequency components included in the relative amount of change.
  • the CPU determines whether or not there is chest compression.
  • a method and device for measuring hemoglobin-related information such as hemoglobin oxygen saturation in vivo using light are known.
  • this method and apparatus since light is applied to the entire measurement site, the hemoglobin-related information of the entire tissue including the artery and vein at the measurement site is obtained.
  • the hemoglobin-related information of the vein is obtained.
  • the embodiment aims to provide a concentration measuring device and a concentration measuring method capable of non-invasively obtaining vein hemoglobin-related information using light.
  • the embodiment is a concentration measuring device.
  • the concentration measuring device a light incident section for injecting the measurement light to the measurement site, and a light detection section for detecting the measurement light propagating inside the measurement site and generating a detection signal according to the intensity of the measurement light.
  • a calculation unit that obtains hemoglobin-related information including at least one, and the calculation unit appears in the calculation process of the detection signal, hemoglobin-related information, or hemoglobin-related information in order to obtain the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site.
  • Filter processing is performed to extract a component derived from respiration among frequency components included in the numerical value.
  • the embodiment is a concentration measuring method.
  • the concentration measuring method comprises a light incident step of injecting the measurement light to the measurement site, and a light detection step of detecting the measurement light propagating inside the measurement site and generating a detection signal according to the intensity of the measurement light.
  • a calculation step for obtaining hemoglobin-related information including at least one, wherein in the calculation step, in order to obtain the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site, a detection signal appears in the calculation process of the hemoglobin-related information or the hemoglobin-related information.
  • Filter processing is performed to extract a component derived from respiration among frequency components included in the numerical value.
  • the concentration measuring device and the concentration measuring method of the embodiment it is possible to non-invasively obtain the hemoglobin-related information of the vein by using light.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring device according to an embodiment.
  • 2A is a plan view showing the configuration of the probe
  • FIG. 2B is a side sectional view taken along the line II-II of FIG.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration example of the concentration measuring device.
  • FIG. 4 is a flowchart showing a concentration measuring method according to one embodiment.
  • FIG. 5A is a diagram showing an incident timing of laser light having wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3 and
  • FIG. 5B is a diagram showing an output timing of a digital signal from the A/D conversion circuit.
  • FIG. 6 is a graph showing R(F) and showing the filter characteristics of the digital filter.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the concept of (a) and (b) filter processing.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring device according to an embodiment.
  • 2A is a plan view showing the configuration of the probe
  • FIG. 2B is a side sectional view taken
  • FIG. 8 is a graph conceptually showing the pass band of the filter.
  • FIG. 9 is a diagram schematically showing a blood vessel of a certain body tissue and a concentration measuring device including a probe.
  • 10A is a perspective sectional view showing a sectional structure of an arterial capillary vessel
  • FIG. 10B is a perspective sectional view showing a sectional structure of a venous capillary vessel.
  • FIG. 11 is a graph enlarging a part of the time change of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb before filtering, which is actually measured in a subject who has undergone cardiac surgery with a ventilator.
  • FIG. 12 is an enlarged graph showing a part of the time change of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb after the filter processing.
  • FIG. 13 is a sum of the venous oxygenated hemoglobin concentration ( ⁇ vO 2 Hb) and the venous deoxygenated hemoglobin concentration ( ⁇ vHHb), which are periodic fluctuation components extracted from the graphs G21 and G22, that is, the total venous hemoglobin concentration. and ( ⁇ vcHb), a scatter diagram showing a correlation between Delta] VO 2 Hb.
  • FIG. 14 is a graph showing changes with time of SvO 2 .
  • FIG. 15 is an example of a display screen on the display units (a) and (b).
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a concentration measuring device 1 according to an embodiment.
  • the concentration measuring device 1 measures the hemoglobin-related information regarding the veins of the measurement site 51 of the measurement subject 50, displays the information on the display unit 15, and presents it to the measurement subject 50 or the measurement subject.
  • the measurement site 51 is, for example, any site above the neck, and specifically, the head (especially inside the skull such as the crown, the frontal region, the forehead, the occipital region, and the temporal region), and/or Near the face (ears, nose, eyelids, mouth, jaw, cheeks, etc.).
  • the hemoglobin-related information includes a temporal relative change amount of the oxygenated hemoglobin concentration from the initial amount ( ⁇ O 2 Hb), a temporal relative change amount of the deoxygenated hemoglobin concentration from the initial amount ( ⁇ HHb), and the like. At least one of the amount of relative change in time ( ⁇ cHb) from the initial amount of the total hemoglobin concentration, which is the sum of the above, and the hemoglobin oxygen saturation (SvO 2 ) calculated from ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb.
  • the concentration measuring device 1 In the concentration measuring device 1, light of a predetermined wavelength ( ⁇ 1 , ⁇ 2 , ⁇ 3 ) enters the light incident position from the probe 20 fixed to the measured region 51, and is emitted from the light detection position in the measured region 51. The effect of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin on light is examined by detecting the intensity of light that is emitted, and hemoglobin-related information is repeatedly calculated based on this. Further, when calculating the hemoglobin-related information, the concentration measuring device 1 performs a filtering process on the detection signal regarding the light intensity, the hemoglobin-related information, or the numerical value appearing in the calculation process of the hemoglobin-related information, and the frequency included in these values. A component derived from respiration is extracted from the components. Then, the hemoglobin-related information of the vein is obtained based on the frequency component, and the information is visually displayed. As the light having the predetermined wavelength, for example, near infrared light is used.
  • FIG. 2A is a plan view showing the configuration of the probe 20.
  • 2B is a side sectional view taken along the line II-II of FIG.
  • the probe 20 has a light incident portion 21 and a light detection portion 22.
  • the light incident portion 21 and the light detecting portion 22 are arranged at a distance of, for example, 5 cm from each other, and are substantially integrated by a flexible black silicon rubber holder 23. The distance may be approximately 3 to 4 cm or more.
  • the light incident part 21 is composed of an optical fiber 24 and a prism 25, and has a structure in which the measurement light transmitted from the main body part 10 of the concentration measuring device 1 is made incident substantially perpendicularly to the skin layer of the measurement site 51. There is.
  • the measurement light is, for example, pulsed laser light, and is sent from the main body 10 (see FIG. 3).
  • the light detection unit 22 detects the measurement light propagating inside the measurement target portion 51 and generates an electrical detection signal according to the intensity of the measurement light.
  • the photodetection unit 22 is, for example, a one-dimensional photosensor (photodiode or the like), and N (N is an integer of 2 or more) array-shaped photodetection elements 26 arranged in the distance direction from the light incident unit 21. have.
  • the photodetector unit 22 further includes a preamplifier unit 27 that integrates and amplifies the photocurrent output from the photodetector element 26. As a result, a weak signal can be detected with high sensitivity to generate a detection signal, and this signal can be transmitted to the main body unit 10 (described later, see FIG. 3) via the cable 28.
  • the photodetector 22 may be a two-dimensional photosensor or may be a charge coupled device (CCD).
  • the probe 20 may be fixed to a hairless portion such as a forehead portion by an adhesive tape, a stretchable band, or the like.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration example of the concentration measuring device 1.
  • the concentration measuring device 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, an arithmetic unit 14, a display unit 15, an input unit 16, and a data bus 17.
  • the light emitting unit 11 is composed of a laser diode and a circuit for driving the laser diode.
  • the light emitting unit 11 is electrically connected to the data bus 17, and receives an instruction signal for instructing the driving of the laser diode from the arithmetic unit 14 which is also electrically connected to the data bus 17.
  • the instruction signal includes information such as the light intensity and wavelength of the laser light output from the laser diode (for example, one of the wavelengths ⁇ 1 , ⁇ 2 , and ⁇ 3 ).
  • the light emitting unit 11 drives the laser diode based on the instruction signal received from the arithmetic unit 14, and outputs the laser light to the probe 20 via the optical fiber 24.
  • the light emitting element of the light emitting unit 11 does not have to 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 input the detection signal transmitted from the probe 20 via the cable 28, hold it, digitize it, and output it to the arithmetic unit 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 17, and receives the sample signal indicating the timing for holding the detection signal from the arithmetic unit 14 via the data bus 17.
  • 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 N held detection signals to the A/D conversion circuit 13.
  • the A/D conversion circuit 13 is means for converting a 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 17, and outputs the converted detection signal to the arithmetic unit 14 via the data bus 17.
  • the calculation unit 14 is a computer including a CPU 141, a ROM 142, and a RAM 143.
  • the CPU 141 reads out the program stored in the ROM 142, and the CPU 141 performs an operation according to the program, thereby realizing the functions described below.
  • the arithmetic unit 14 may be configured by a microcomputer, FPGA (Field Programmable Gate Array), or the like.
  • the calculation unit 14 calculates the necessary one of the hemoglobin-related information inside the measured site 51 based on the detection signal received from the A/D conversion circuit 13. At this time, the calculation unit 14 determines a predetermined value for the detection signal received from the A/D conversion circuit 13, the calculated ⁇ O 2 Hb and/or ⁇ HHb, or the numerical value appearing in the calculation process of ⁇ O 2 Hb and/or ⁇ HHb.
  • the filter of (1) By performing the filtering process by the filter of (1), the frequency components included in these components are removed or reduced in the band components other than the frequency band containing the respiratory rate.
  • the calculation unit 14 sends the hemoglobin-related information calculated in this way to the display unit 15 via the data bus 17. A method of calculating hemoglobin-related information based on the detection signal and a method of filtering will be described later.
  • the display unit 15 is electrically connected to the data bus 17 and displays the result sent from the arithmetic unit 14 via the data bus 17.
  • the input unit 16 inputs information about the filter characteristics (center frequency, cutoff frequency, etc.) by the operation of the measurer.
  • the input unit 16 can be composed of, for example, a switch or a keyboard.
  • the input unit 16 may have a method of directly inputting a numerical value relating to the filter characteristic or a method of selecting one pass band from a plurality of pass bands.
  • the ventilator may be connected to the ventilator via a wire or wirelessly to receive a signal regarding the set respiratory rate from the ventilator.
  • the input unit 16 is electrically connected to the data bus 17, and the information of the input filter characteristics (cutoff frequency, pass band, set respiratory rate of the respirator, etc.) is input via the data bus 17 to the calculation unit. Output to 14.
  • FIG. 4 is a flowchart showing the concentration measuring method according to the present embodiment.
  • the input unit 16 inputs the filter characteristics (input of cutoff frequency, selection of pass band, or input of set respiration rate of artificial respirator) (input step S11).
  • the input step S11 may be performed before the calculation step S14 described later, and may be performed after the light incident step S12 and the light detection step S13 described later, for example.
  • the input unit 16 outputs the obtained information to the calculation unit 14.
  • the light emitting unit 11 sequentially outputs the laser beams of wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3 based on the instruction signal from the calculation unit 14. These laser lights propagate through the optical fiber 24, reach the light incident position, and enter the measurement site 51 from the light incident position (light incident step S12). The laser light incident on the measured portion 51 propagates while being scattered within the measured portion 51 and being absorbed by the measured component, and a part of the light reaches the light detection position.
  • the laser light reaching the light detection position is detected by the N light detection elements 26 (light detection step S13).
  • Each photodetector element 26 generates a photocurrent according to the intensity of the detected laser light.
  • These photocurrents are converted into voltage signals (detection signals) by the preamplifier section 27, and these voltage signals are sent to and held in the sample hold circuit 12 of the main body section 10 and then digitally converted by the A/D conversion circuit 13. Converted to a signal.
  • FIG. 5A is a diagram showing the incident timing of the laser light having the wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3
  • FIG. 5B is a diagram showing the output timing of the digital signal from the A/D conversion circuit 13. .
  • N digital signals D 1 (1) to D 1 (N) corresponding to N photodetecting elements 26 are sequentially obtained.
  • N digital signals D 2 (1) to D 2 (N) corresponding to the N photodetecting elements 26 are sequentially obtained.
  • the A/D conversion circuit 13 outputs (3 ⁇ N) digital signals D 1 (1) to D 3 (N).
  • the calculation unit 14 calculates one or both of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb based on the digital signals D 1 (1) to D 3 (N). Further, the calculation unit 14 calculates other hemoglobin-related information such as ⁇ cHb and StO 2 based on the obtained ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb (calculation step S14).
  • StO 2 is the hemoglobin oxygen saturation including both arteries and veins.
  • the calculation unit 14 performs a filter process on either the detection signal received from the A/D conversion circuit 13, the calculated hemoglobin-related information, or the numerical value appearing in the process of calculating the hemoglobin-related information (filtering process).
  • Step S14a In this filter processing, among the frequency components included in the hemoglobin-related information, based on the cutoff frequency or pass band input or selected in the input step S11 or the pass band determined from the set respiration rate of the ventilator, A component in a band other than the frequency band including the respiratory rate is removed or reduced. As a result, a component derived from respiration is extracted from the hemoglobin-related information.
  • the calculated hemoglobin-related information is displayed on the display unit 15 (step S15).
  • steps S12 to S15 described above are repeated.
  • the hemoglobin-related information is first calculated, and then the hemoglobin-related information is filtered.
  • the timing of the filter processing is not limited to this, and may be performed, for example, on the digital signals D 1 (1) to D 3 (N) before calculation, or from the digital signals D 1 (1) to D 3 (N). It may be performed for any of various numerical values that appear in the process of calculating the hemoglobin-related information.
  • the values of the detection signals corresponding to the laser light wavelengths ⁇ 1 to ⁇ 3 at time T 0 are D ⁇ 1 (T 0 ) to D ⁇ 3 (T 0 ), and the values at time T 1 are also D ⁇ .
  • the amount of change in the detected light intensity from time T 0 to time T 1 is expressed by the following equations (1) to (3). ..
  • ⁇ OD 1 (T 1 ) is the relative amount of time change of the detected light intensity of wavelength ⁇ 1
  • ⁇ OD 2 (T 1 ) is the time of the detected light intensity of wavelength ⁇ 2.
  • Relative change amount, ⁇ OD 3 (T 1 ) is a relative change amount of the detected light intensity of the wavelength ⁇ 3 with time.
  • the coefficients a 11 to a 23 are constants obtained from the absorption coefficients of O 2 Hb and HHb with respect to the light of wavelengths ⁇ 1 , ⁇ 2 and ⁇ 3 .
  • the temporal relative change amount ⁇ cHb(T 1 ) of the total hemoglobin concentration in the measurement site 51 can be calculated by the following equation (5).
  • calculation unit 14 performs, for example, one of the following filter processes on at least one of ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, and ⁇ cHb calculated in this way.
  • X(n) be a data string relating to ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, and ⁇ cHb obtained in a predetermined cycle.
  • n is an integer.
  • the following numerical values are examples of filters that extract a component of 10 bpm (beat per minute), which is the ventilation frequency of a standard ventilator.
  • the delay operator of the data string X(n) is represented by the following expression (6).
  • f is a time frequency (unit is 1/sec).
  • T is a cycle in which the data string X(n) is obtained, and is set to a cycle of, for example, 0.5 seconds in order to measure a fluctuation waveform up to about 15 times (0.25 Hz) per minute.
  • the digital filter characteristic when the above-mentioned filter coefficient A(n) is used is described by the following equation (7).
  • the digital filter is represented by the product-sum operation of the data string X(n) and the corresponding coefficients.
  • FIG. 6 is a graphical representation of this R(F), showing the filter characteristics of the digital filter.
  • the horizontal axis is the respiratory rate per minute (unit: bpm), and the vertical axis is the value of R(F).
  • this filter is a bandpass filter having a pass peak near 10 bpm (0.17 Hz). With such a digital filter, a time-variable amount derived from respiration can be preferably extracted.
  • FIG. 7A and FIG. 7B are diagrams for explaining the concept of this filter processing.
  • this filter processing for example, the maximum value of ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb is obtained, and as shown in FIG. 7A, the maximum value P1 of the time change graph G11 is regarded as a constant value, so that ⁇ O 2 A frequency component smaller than the cutoff frequency on the low frequency side included in Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb is removed.
  • the minimum value of ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb by obtaining the minimum value of ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, or ⁇ cHb, and considering the minimum value P2 of this time change graph G12 as a constant value as shown in FIG.
  • Table 1 is a table showing the average respiratory rate of a healthy person at rest.
  • the ventilation rate of the ventilator may be set to a value outside the following range.
  • the pass band of the filter is set based on the resting breathing rate.
  • FIG. 8 is a graph conceptually showing the pass band of the filter, where the horizontal axis represents frequency (unit: bpm) and the vertical axis represents gain (unit: dB).
  • the waveform A1 in FIG. 8 when the subject is an adult, ideally, the cutoff frequency on the low frequency side is set to 10 bpm or less and the cutoff frequency on the high frequency side is 20 bpm or more. Should be set to.
  • the cutoff frequency on the low frequency side is set to 40 bpm or less, and the cutoff frequency on the high frequency side is It may be set to 50 bpm or more.
  • the cutoff frequency on the low frequency side is set within the range of 10 bpm (0.17 Hz) to 30 bpm (0.5 Hz) and the cutoff frequency on the high frequency side is 30 bpm (0.5 Hz) or more. It may be in the range of 60 bpm (1.0 Hz) or less.
  • the plurality of pass bands correspond to a dwarf, an adult or an elderly person.
  • the first pass band included within the range of 10 bpm (0.17 Hz) or more and 30 bpm (0.5 Hz) or less, and 30 bpm (0.5 Hz) or more and 60 bpm (1.0 Hz) or less corresponding to newborns and infants
  • the plurality of pass bands may include a first pass band including a range of at least 10 bpm to 20 bpm and a second pass band including a range of at least 40 bpm to 50 bpm.
  • the plurality of pass bands to be selected are stored in the ROM 142 or the like in advance.
  • the pass band of the filter may be set so that the set respiratory rate of the ventilator is included in the pass band of the filter.
  • the filter characteristics may be set so that the set respiration rate of the ventilator becomes the center frequency (peak frequency) of the pass band, and the predetermined frequency is set on the high-frequency side and the low-frequency side of the set respiration rate.
  • the pass band may be set with some margin.
  • the magnitude of pressurization of the ventilator is larger than the magnitude of the decompression of spontaneous breathing (breathing depth). Therefore, in the subject using the ventilator, hemoglobin-related Large periodic fluctuations of information appear. Further, unlike spontaneous breathing, the ventilation cycle of the ventilator hardly changes and is maintained constant with high accuracy. Therefore, since it is easy to accurately extract only the periodic fluctuation component derived from respiration from the hemoglobin-related information, it is possible to more accurately and easily obtain the hemoglobin-related information of the vein.
  • the calculation unit 14 and The pass band may be manually input or automatically determined in the filtering step S14a. This allows the set respiratory rate of the ventilator to be easily included in the pass band of the filter.
  • the present inventor observed the measurement result of the hemoglobin-related information in detail, and as a result, he apparently found a periodic fluctuation waveform. It was thought that this fluctuation was a beat component between the heartbeat and the measurement frequency (2 Hz), but the fluctuation cycle was 6 seconds (0.166 Hz) and the heartbeat of the subject was around 70 (1.16 Hz) per minute. Therefore, the possibility was low, and the cycle was extremely stable, so it was unlikely that the fluctuation was due to physiological phenomena. After that, it was confirmed that the cycle of this fluctuation coincided with the ventilation cycle of the ventilator with good accuracy.
  • FIG. 9 is a diagram schematically showing a blood vessel 3 of a certain body tissue 2 and a concentration measuring device 5 including a probe 4. Inside the body tissue 2, arterial capillaries 3 a and venous capillaries 3 b are mixed. Usually, the hemoglobin-related information measured by the concentration measuring device 5 includes information on both arterial and venous capillaries 3a and 3b.
  • FIG. 10A is a perspective sectional view showing a sectional structure of an arterial capillary 3a
  • FIG. 10B is a perspective sectional view showing a sectional structure of a venous capillary 3b.
  • the capillaries 3a and 3b include an intima (endothelium) 31, an elastic film 32 covering the intima 31, a media (smooth muscle) 33 covering the elastic film 32, a nutritional blood vessel 34 covering the media 33, and nutrition. And an adventitia 35 covering the blood vessel 34.
  • the arterial capillary blood vessel 3 a further has another elastic film 36 between the media 33 and the feeding blood vessel 34.
  • the blood vessel wall (media 33 and adventitia 35) is thick in order to endure large blood pressure fluctuations due to heartbeat and maintain the blood sending function. It has a sturdy structure.
  • the blood pressure in the venous capillaries 3b is low and hardly fluctuates. Therefore, as shown in FIG. 10B, the vascular walls (media 33 and adventitia 35) of the venous capillaries 3b are It is extremely thin and has a supple structure as compared with the capillaries 3a of the arterial system.
  • the change of the intrathoracic pressure due to respiration induces the expansion/contraction of only the capillaries 3b of the venous system, and the hemoglobin-related information of the venous blood is specifically changed.
  • the cause of the periodic fluctuation of the hemoglobin-related information is that the blood vessel wall of the venous capillary blood vessel 3b repeatedly expands and contracts due to the influence of such pressure.
  • the hemoglobin-related information measured by the concentration measuring device 5 also varies due to the heartbeat.
  • this fluctuation occurs in the capillaries 3a of the arterial system, and the fluctuation cycle thereof coincides with the heartbeat cycle, and is about 90 times per minute, for example.
  • the cycle of fluctuation caused by respiration is about 10 to 60 times per minute, which is clearly different from the cycle of fluctuation caused by heartbeat. From this, it can be said that the hemoglobin-related information of the capillaries 3b of the venous system can be selectively obtained by extracting only the periodic fluctuation component derived from respiration from the hemoglobin-related information.
  • the calculation unit 14 when the hemoglobin-related information is obtained based on the detection result of the measurement light propagating inside the measurement target site 51, the calculation unit 14 (in the calculation step S14) performs the detection.
  • the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site 51 is selectively performed by performing a filtering process of extracting a component derived from respiration among frequency components included in the signal, the hemoglobin-related information, or the numerical components appearing in the calculation process of the hemoglobin-related information. Ask for. Thereby, the hemoglobin-related information of the vein can be obtained non-invasively using light.
  • the hemoglobin oxygen saturation (StO 2 or TOI) measured by the conventional concentration measuring device is an average value of the entire tissue including both arteries and veins, and is represented by the following mathematical expression (9).
  • SaO 2 is the hemoglobin oxygen saturation of the artery
  • R is the volume ratio of the artery to the whole capillaries
  • (1-R) is the volume ratio of the vein.
  • the parameter that directly reflects the tissue metabolism is SvO 2 , but R is unknown and different for each subject and each case. Therefore, in the conventional method, it is impossible to determine the venous hemoglobin oxygen saturation from StO 2 (SvO 2).
  • SvO 2 can be calculated by the following formula (10) based on ⁇ vO 2 Hb which is ⁇ O 2 Hb of the vein and ⁇ vHHb which is ⁇ HHb of the vein. Since this calculation is based on the ratio of the amounts of change of O 2 Hb and HHb, stable SvO 2 measurement is possible with little influence of the shape of the measurement site 51 or the mounting state of the probe 20.
  • FIG. 11 is a graph enlarging a part of the time change of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb before filtering, which is actually measured in a subject who has undergone cardiac surgery with a ventilator.
  • FIG. 12 is a graph showing a part of the time change of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb after filtering (that is, ⁇ vO 2 Hb and ⁇ vHHb) in an enlarged manner.
  • the graph G21 shows ⁇ O 2 Hb and the graph G22 shows ⁇ HHb.
  • the vertical axis represents the amount of change (arbitrary unit), and the horizontal axis represents time (unit: minutes). Referring to the graphs G21 and G22, a periodic fluctuation of about 10 times per minute due to respiration is observed.
  • FIG. 14 is a graph showing changes with time of SvO 2 .
  • the vertical axis represents SvO 2 (unit: %), and the horizontal axis represents time (unit: minutes).
  • the hemoglobin-related information such as SvO 2 can be appropriately calculated by performing the filter processing for extracting the component derived from respiration.
  • SvO 2 is an amount that reflects oxygen consumption in the brain and is a clinically important parameter that indicates cerebral metabolism.
  • the fluctuation derived from respiration is extracted from the hemoglobin-related information, but “respiration” may be spontaneous respiration or ventilation by a respirator. This is because any of these can expect the above-mentioned effects.
  • ventilation using a ventilator is generally deeper than spontaneous breathing and the cycle is accurately constant, the extraction accuracy of the fluctuation component tends to be high. Therefore, when the ventilator is used, the measurement accuracy of the hemoglobin-related information of the vein is higher than that when it is not used. Since the ventilator is mainly used for patients undergoing surgery and patients in the intensive care unit (ICU), the concentration measuring apparatus 1 and the concentration measuring method of the present embodiment are not applicable when these patients are the subjects. It will be more effective.
  • the arterial hemoglobin oxygen saturation (SaO 2 ) can be easily obtained from the ratio of ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb that fluctuates in synchronization with the heartbeat.
  • This SaO 2 by calculating the difference between the SvO 2 measured by the present embodiment (SaO 2 -SvO 2), relates to the oxygen consumption of the measurement site, thereby enabling a more direct evaluation.
  • the target part as the brain measured both SaO 2 and SvO 2 of brain tissue in the concentration measuring apparatus 1 simultaneously, by calculating the oxygen consumption in the arithmetic unit 14 and the calculating step S14, a single device
  • This makes it possible to monitor the state of oxygen consumption in the brain non-invasively and continuously, which is a very effective function especially for ICU patients and patients undergoing surgery.
  • the “filtering process for extracting frequency components derived from respiration” means extracting frequency components within a certain range including the frequency of respiration (respiration rate). It is not limited to extracting only. Further, “extraction of frequency component” refers to a process of reducing the size of components in other frequency ranges excluding the frequency range including the frequency component until the frequency component appears sufficiently identifiable, The process is not limited to the process of completely removing the components in other frequency ranges.
  • obtaining “venous” hemoglobin-related information means that the hemoglobin-related information mainly includes information on the vein, and does not intend to include no hemoglobin-related information on the artery. That is, the hemoglobin-related information obtained by the concentration measuring device 1 and the concentration measuring method of the present embodiment may include a small amount (for example, about several%) of the contribution of arteries. Even in such a case, it can be effectively used as the hemoglobin-related information of the vein, and there is no practical problem.
  • the concentration measuring device 1 may include an input unit 16 for inputting filter characteristics.
  • the concentration measuring method of the present embodiment may include an input step S11 for inputting the filter characteristic before the calculation step S14. In this case, it is possible to easily set an appropriate filter characteristic according to the breathing rate of the measurement subject.
  • the concentration measuring device 1 may include a display unit 15 that displays vein hemoglobin-related information.
  • the concentration measuring method of the present embodiment may include a display step S15 for displaying the hemoglobin-related information of the vein after the calculation step S14. In this case, the hemoglobin-related information of the vein can be easily shown to the measurer.
  • 15A and 15B are examples of display screens on the display unit 15.
  • the filtered ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb are displayed as individual graphs G31 and G32.
  • the horizontal axes of the graphs G31 and G32 represent time, and the vertical axes thereof represent the amount of change.
  • a graph G41 showing ⁇ cHb after filtering is shown, and further, in the amplitude of the graph G41, a region B22 occupied by ⁇ O 2 Hb and ⁇ HHb are shown.
  • the occupied area B23 is displayed in different colors.
  • the horizontal axis of the graph G41 represents time and the vertical axis represents the amount of change.
  • the doctor or the like refers to the displayed information to visually and intuitively determine the ratio of oxygenated hemoglobin in the veins of the measurement site. It is possible to recognize and quickly determine the condition of the patient during surgery or ICU patient.
  • the display unit 15 displays the ratio of the time-varying amplitude of ⁇ cHb (amplitude C1 shown in FIG. 15B) and the time-varying amplitude of ⁇ O 2 Hb (C2 shown in FIG. 15B) ( Information such as numerical values regarding C2/C1) may be displayed.
  • the display unit 15 displays the integrated value D1 of the time change of ⁇ cHb (the sum of the areas of the regions B22 and B23 shown in FIG. 15B) and the integrated value D2 of the time change of ⁇ O 2 Hb (see FIG. Information such as a numerical value regarding the ratio (D2/D1) to the area B22 shown in b) may be displayed.
  • a doctor or the like can refer to the displayed information to know the ratio of oxygenated hemoglobin in the veins of the site to be measured 51. It becomes possible to suitably judge the state of.
  • these pieces of information are calculated by the calculation unit 14 and sent to the display unit 15. Further, these pieces of information may be average values for a predetermined time (for example, 5 seconds).
  • the calculation cycle of the hemoglobin-related information may be 0.5 seconds or less (10 Hz or less at the frequency).
  • the respiratory rate is about 10 to 60 times per minute (see Table 1).
  • the calculation cycle of the hemoglobin-related information may be changeable according to the respiratory rate (or the pass band of the filter).
  • the concentration measuring device may further include an input unit for inputting the calculation period of the hemoglobin-related information, and the calculation unit automatically calculates the calculation period of the hemoglobin-related information according to the respiratory rate (or the pass band of the filter). You may change it.
  • the concentration measuring device and the concentration measuring method according to the present invention are not limited to the above-described embodiments and configuration examples, and various modifications can be made.
  • ⁇ O 2 Hb, ⁇ HHb, ⁇ cHb, and SvO 2 are exemplified as the vein hemoglobin-related information to be calculated.
  • the device and the concentration measuring method may calculate hemoglobin-related information of other veins.
  • the filter processing in the concentration measuring device and the concentration measuring method according to the present invention is not limited to those exemplified in the above embodiment, and any filter can be used as long as it is a filter processing capable of extracting a predetermined frequency component. May be used.
  • the filtering process may be either a software process or a hardware process.
  • the concentration measuring device detects the light incident portion that makes the measurement light incident on the measurement site and the measurement light that propagates inside the measurement site, and generates a detection signal according to the intensity of the measurement light. Based on the photodetector and the detection signal, the temporal relative change of the total hemoglobin concentration, the temporal relative change of the oxygenated hemoglobin concentration, the temporal relative change of the deoxygenated hemoglobin concentration, and hemoglobin oxygen Comprising a calculation unit for obtaining hemoglobin-related information including at least one of the saturation, the calculation unit, in order to obtain the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site, the detection signal, hemoglobin-related information or hemoglobin-related information
  • the filter processing is performed to extract a component derived from respiration among frequency components included in the numerical values appearing in the calculation process.
  • the concentration measuring method the light incidence step of injecting the measurement light into the measurement site, and the measurement light propagating inside the measurement site is generated, and a detection signal corresponding to the intensity of the measurement light is generated.
  • the temporal relative change in total hemoglobin concentration, the temporal relative change in oxygenated hemoglobin concentration, the temporal relative change in deoxygenated hemoglobin concentration, and hemoglobin oxygen Computation step for obtaining hemoglobin-related information containing at least one of the saturation, and, in the calculation step, in order to obtain the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site, the detection signal, hemoglobin-related information or hemoglobin-related information
  • the filter processing is performed to extract a component derived from respiration among frequency components included in the numerical values appearing in the calculation process.
  • the present inventor observed in detail the relative change in oxygenated hemoglobin concentration over time ( ⁇ O 2 Hb) and the relative change in deoxygenated hemoglobin concentration over time ( ⁇ HHb). , We accidentally found a periodic fluctuation that coincides with the ventilation cycle of a ventilator with good precision. When a person breathes (or cyclically pressurizes by a ventilator), the change in intrathoracic pressure caused thereby spreads to other parts of the body, and changes in the intracavitary pressure occur at each part. Although the pressure is exerted on blood vessels, the effect of pressure is greater in veins than arteries because the blood vessel walls of arteries are thick and tough, whereas the blood vessel walls of veins are thin and supple.
  • the calculation unit when obtaining the hemoglobin-related information based on the detection result of the measurement light propagating inside the measurement site, the calculation unit (in the calculation step ), a detection signal, hemoglobin-related information, or a filtering process for extracting a component derived from respiration among frequency components included in a numerical value that appears in a calculation process of hemoglobin-related information.
  • the hemoglobin-related information in the vein of the measurement site can be selectively obtained. Therefore, the hemoglobin-related information of the vein can be obtained non-invasively using light.
  • the above-mentioned concentration measuring device may be configured to further include a display unit that displays the hemoglobin-related information of the vein.
  • the above-mentioned concentration measuring method may be configured to further include a display step of displaying vein hemoglobin-related information after the calculation step. This allows the measurer to easily confirm the hemoglobin-related information of the vein.
  • the above-mentioned concentration measuring device may be configured to further include an input unit for inputting information regarding the filter characteristics of the filter in the filter processing. Further, the above-described concentration measuring method may further include an input step of inputting information regarding the filter characteristics of the filter in the filter processing before the calculation step. Accordingly, it is possible to easily set an appropriate filter characteristic (center frequency or the like) according to the breathing rate of the measurement subject.
  • the filter in the filter processing is a bandpass filter, and the cutoff frequency on the low frequency side is included in the range of 10 bpm (beat per minute) to 30 bpm and lower, and The cutoff frequency may be included in the range of 30 bpm to 60 bpm.
  • the respiratory rate of humans decreases with age, and the respiratory rate of newborns is 30 to 60 bpm, while that of elderly people over 80 is 10 to 30 bpm. Therefore, when the cut-off frequencies on the low-frequency side and the high-frequency side are set as described above, it is possible to deal with subjects of various ages, from newborn to elderly.
  • the filter in the filtering process may be a bandpass filter capable of selecting one passband from a plurality of passbands. In this case, it is possible to easily set an appropriate pass band according to the breathing rate of the measurement subject.
  • the above concentration measuring device may be configured to further include an input unit for selecting one pass band from a plurality of pass bands.
  • the concentration measuring method may further include an input step for selecting one passband from a plurality of passbands before the calculation step. In this case, it is possible to easily select an appropriate pass band according to the breathing rate of the measurement subject.
  • the plurality of pass bands include a first pass band including at least a range of 10 bpm to 20 bpm and a second pass band including a range of at least 40 bpm to 50 bpm. May be included.
  • the respiratory rate of humans decreases with aging
  • the respiratory rate of newborns is 30 to 60 bpm
  • that of elderly persons over 80 is 10 to 30 bpm. Therefore, by making the first and second passbands selectable as described above, it is possible to deal with persons to be measured of various ages, from newborn to elderly.
  • the set respiratory rate of the ventilator used in combination may be included in the pass band of the filter in the filtering process.
  • the magnitude of pressurization of the ventilator is larger than the magnitude of the decompression of spontaneous breathing (breathing depth). Therefore, in the subject using the ventilator, hemoglobin-related Large periodic fluctuations of information appear. Further, unlike spontaneous breathing, the ventilation cycle of the ventilator hardly changes and is maintained constant with high accuracy. Therefore, it is easy to accurately extract only the periodic fluctuation component derived from respiration from the hemoglobin-related information, so that the hemoglobin-related information of the vein can be more accurately and easily obtained.
  • the concentration measuring apparatus may further include an input unit that receives a signal related to the set respiration rate from the ventilator, and the calculation unit may be configured to determine the pass band of the filter in the filtering process according to the set respiration rate. good.
  • the above-described concentration measuring method further includes an input step of receiving a signal relating to a set respiration rate from the ventilator before the calculation step, and in the calculation step, the pass band of the filter in the filter processing according to the set respiration rate. It may be configured to determine. In these cases, the set respiratory rate of the ventilator can be easily included in the pass band of the filter.
  • the embodiment can be used as a concentration measuring device and a concentration measuring method capable of non-invasively obtaining vein hemoglobin-related information using light.
  • SYMBOLS 1 Concentration measuring device, 10... Main body part, 11... Light emission part, 12... Sample hold circuit, 13... A/D conversion circuit, 14... Arithmetic part, 15... Display part, 141... CPU, 142... ROM, 143... RAM, 16... Input section, 17... Data bus, 20... Probe, 21... Light incident section, 22... Photodetection section, 23... Holder, 24... Optical fiber, 25... Prism, 26... Photodetection element, 27... Preamplifier Part, 28... Cable, 50... Person to be measured, 51... Site to be measured.

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Abstract

濃度測定装置１は、被測定部位５１に測定光を入射する光入射部と、被測定部位５１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ヘモグロビン関連情報を求める演算部とを備える。演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。これにより、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることが可能な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。
　特許文献１には、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及び方法に関する技術が記載されている。この文献に記載された装置は、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、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と、を備える。ＣＰＵは、胸骨圧迫の有無を判定する。
特開２０１３－１７０８８１号公報
　生体内におけるヘモグロビン酸素飽和度といったヘモグロビン関連情報を、光を用いて測定する方法及び装置が知られている。この方法及び装置では、被測定部位の全体に光を照射するので、当該被測定部位における動脈および静脈を含む組織全体のヘモグロビン関連情報を求めることとなる。しかしながら、例えば被測定部位の酸素消費量を測定する際には、静脈のヘモグロビン関連情報を求めることが必要となる。
　従来、光を用いる方法では静脈のヘモグロビン関連情報を選択的に求めることは困難であり、静脈中にカテーテルを留置するといった侵襲的な方法を用いる必要がある。このような方法では被測定者の負担やリスクが大きく、特に新生児や小児への適用は難しい。また、カテーテルの血管内での向きや留置状態に応じて測定データが変動し易く、測定の安定性にも課題がある。
　実施形態は、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることが可能な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。
　実施形態は、濃度測定装置である。濃度測定装置は、被測定部位に測定光を入射する光入射部と、被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、を備え、演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。
　実施形態は、濃度測定方法である。濃度測定方法は、被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、を含み、演算ステップでは、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。
　実施形態の濃度測定装置及び濃度測定方法によれば、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。
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、（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６は、Ｒ（Ｆ）をグラフ表示して、デジタルフィルタのフィルタ特性を示す図である。 図７は、（ａ）、（ｂ）フィルタ処理の概念を説明するための図である。 図８は、フィルタの通過帯域を概念的に示すグラフである。 図９は、或る体組織の血管と、プローブを備える濃度測定装置とを模式的に示した図である。 図１０は、（ａ）動脈系の毛細血管の断面構造を示す斜視断面図、及び（ｂ）静脈系の毛細血管の断面構造を示す斜視断面図である。 図１１は、人工呼吸器を装着した心臓手術中の被測定者において実際に測定された、フィルタ処理前のΔＯ2ＨｂおよびΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。 図１２は、フィルタ処理後のΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。 図１３は、グラフＧ２１，Ｇ２２から抽出された周期的な変動成分である静脈の酸素化ヘモグロビン濃度（ΔｖＯ2Ｈｂ）及び静脈の脱酸素化ヘモグロビン濃度（ΔｖＨＨｂ）の和、すなわち静脈の総ヘモグロビン濃度（ΔｖｃＨｂ）と、ΔｖＯ2Ｈｂとの相関を示す散布図である。 図１４は、ＳｖＯ2の時間変化を示すグラフである。 図１５は、（ａ）、（ｂ）表示部における表示画面の例である。
　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。
　図１は、一実施形態に係る濃度測定装置１の概念図である。濃度測定装置１は、被測定者５０の被測定部位５１の静脈に関するヘモグロビン関連情報を測定し、表示部１５に表示して被測定者５０若しくは測定者に提示するものである。被測定部位５１は、例えば首から上のいずれかの部位であって、具体的には頭部（頭頂部、前頭部、額、後頭部、側頭部等の特に頭蓋内部）、及び／または顔付近（耳、鼻、眼瞼、口周部、顎部、頬等）である。
　また、ヘモグロビン関連情報には、酸素化ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔＯ２Ｈｂ）、脱酸素化ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔＨＨｂ）、これらの和である総ヘモグロビン濃度の初期量からの時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ）、並びに、ΔＯ２Ｈｂ及びΔＨＨｂから算出されるヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ2）のうち少なくとも一つが含まれる。
　濃度測定装置１は、被測定部位５１に固定されたプローブ２０から光入射位置に所定波長（λ1、λ2、λ3）の光を入射し、被測定部位５１における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及び脱酸素化ヘモグロビンによる光への影響を調べ、これに基づいてヘモグロビン関連情報を繰り返し算出する。また、濃度測定装置１は、ヘモグロビン関連情報を算出する際に、光強度に関する検出信号、ヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値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呼吸に由来する成分を抽出する。そして、その周波数成分に基づいて静脈のヘモグロビン関連情報を求め、該情報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、被測定部位５１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（図３参照）から送られる。
　光検出部２２は、被測定部位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電気的な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（フォトダイオード等）であり、光入射部２１からの距離方向に並べられたＮ個（Ｎは２以上の整数）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（後述、図３参照）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、例えば前額部等の毛髪の無い部位に、粘着テープや伸縮性のバンド等によって固定されてもよい。
　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、演算部１４、表示部１５、入力部１６、及びデータバス１７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１７に電気的に接続されており、同じくデータバス１７に電気的に接続されている演算部１４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、演算部１４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演算部１４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１７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演算部１４からデータバス１７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１７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１７を介して演算部１４へ出力する。
　演算部１４は、ＣＰＵ１４１、ＲＯＭ１４２及びＲＡＭ１４３を含んで構成されているコンピュータである。演算部１４は、ＲＯＭ１４２に記憶されたプログラムをＣＰＵ１４１が読み出し、該プログラムに応じた動作をＣＰＵ１４１が行うことによって、以下に説明する機能を実現する。なお、演算部１４は、マイコンやＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等によって構成されていてもよい。
　すなわち、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号に基づいて、被測定部位５１の内部におけるヘモグロビン関連情報のうち必要なものを演算する。このとき、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号、算出されたΔＯ2Ｈｂ及び／またはΔＨＨｂ、若しくはΔＯ2Ｈｂ及び／またはΔＨＨｂの算出過程に現れる数値に対して、所定のフィルタによるフィルタ処理を施すことによって、これらに含まれる周波数成分のうち呼吸数を含む周波数帯域を除く帯域の成分を除去若しくは低減する。
　演算部１４は、こうして算出したヘモグロビン関連情報を、データバス１７を介して表示部１５へ送る。なお、検出信号に基づくヘモグロビン関連情報の演算方法やフィルタ処理の方法については後述する。表示部１５は、データバス１７に電気的に接続されており、データバス１７を介して演算部１４から送られた結果を表示する。
　入力部１６は、測定者の操作により、フィルタ特性に関する情報（中心周波数、カットオフ周波数等）を入力する。入力部１６は、例えばスイッチ若しくはキーボード等により構成され得る。入力部１６は、フィルタ特性に関する数値をそのまま入力する方式を有してもよく、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択する方式を有してもよい。また、人工呼吸器と有線若しくは無線を介して接続され、人工呼吸器から設定呼吸数に関する信号を受けてもよい。入力部１６は、データバス１７に電気的に接続されており、入力したフィルタ特性（カットオフ周波数、通過帯域、人工呼吸器の設定呼吸数等）の情報を、データバス１７を介して演算部１４へ出力する。
　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、入力部１６において、フィルタ特性の入力（カットオフ周波数等の入力、通過帯域の選択、若しくは人工呼吸器の設定呼吸数の入力）を行う（入力ステップＳ１１）。なお、この入力ステップＳ１１は、後述する演算ステップＳ１４の前に行われれば足り、例えば、後述する光入射ステップＳ１２及び光検出ステップＳ１３の後に行われてもよい。入力部１６は、得られた情報を演算部１４へ出力する。
　続いて、発光部１１は、演算部１４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を伝搬して光入射位置に達し、光入射位置から被測定部位５１内へ入射する（光入射ステップＳ１２）。被測定部位５１内に入射されたレーザ光は、被測定部位５１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Ｓ１３）。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。
　図５（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５（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５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、演算部１４は、デジタル信号Ｄ1（１）～Ｄ3（Ｎ）に基づいて、ΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂの一方または双方を算出する。更に、演算部１４は、得られたΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂに基づいて、ΔｃＨｂ及びＳｔＯ2といった他のヘモグロビン関連情報を算出する（演算ステップＳ１４）。ＳｔＯ2は、動脈及び静脈の双方を含むヘモグロビン酸素飽和度である。
　このとき、演算部１４は、Ａ／Ｄ変換回路１３から受けた検出信号、算出されたヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値のいずれかに対してフィルタ処理を施す（フィルタ処理ステップＳ１４ａ）。このフィルタ処理では、入力ステップＳ１１において入力若しくは選択されたカットオフ周波数若しくは通過帯域、或いは人工呼吸器の設定呼吸数から決定される通過帯域に基づいて、ヘモグロビン関連情報に含まれる周波数成分のうち、呼吸数を含む周波数帯域を除く帯域の成分を除去若しくは低減する。これにより、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する成分が抽出される。
　算出されたヘモグロビン関連情報は、表示部１５に表示される（ステップＳ１５）。本実施形態における濃度測定装置１および濃度測定方法では、上述したステップＳ１２～Ｓ１５が繰り返される。
　ここで、演算ステップＳ１４における、演算部１４の演算内容について詳細に説明する。なお、以下の説明では一例として、まずヘモグロビン関連情報を算出したのち、ヘモグロビン関連情報に対してフィルタ処理を行っている。フィルタ処理のタイミングはこれに限られず、例えば演算前のデジタル信号Ｄ1（１）～Ｄ3（Ｎ）に対して行ってもよいし、デジタル信号Ｄ1（１）～Ｄ3（Ｎ）からヘモグロビン関連情報を算出する過程において現れる種々の数値のいずれかに対して行ってもよい。
　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から時刻Ｔ1までの間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な相対変化量、ΔＯＤ2（Ｔ1）は波長λ2の検出光強度の時間的な相対変化量、ΔＯＤ3（Ｔ1）は波長λ3の検出光強度の時間的な相対変化量である。
　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（Ｏ2Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン（ＨＨｂ）の濃度の時間的な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、被測定部位５１内の総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量ΔｃＨｂ（Ｔ1）は次の（５）式によって求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　更に、演算部１４は、こうして算出したΔＯ2Ｈｂ、ΔＨＨｂ、及びΔｃＨｂの少なくとも一つに対して、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）を各データに乗じ、その結果を加算することによって、非巡回型の線形位相デジタルフィルタが実現される。以下の数値は、標準的な人工呼吸器の換気周波数である１０ｂｐｍ（beat per minute）の成分を抽出するフィルタの例である。
　　Ａ（０）＝０．２１３
　　Ａ（１）＝Ａ（－１）＝０．１６４
　　Ａ（２）＝Ａ（－２）＝０．０６４
　　Ａ（３）＝Ａ（－３）＝－０．０３９
　　Ａ（４）＝Ａ（－４）＝－０．０９８
　　Ａ（５）＝Ａ（－５）＝－０．０９６
　　Ａ（６）＝Ａ（－６）＝－０．０６４
　　Ａ（７）＝Ａ（－７）＝－０．０２９
　　Ａ（８）＝Ａ（－８）＝－０．００９
　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。また、Ｔはデータ列Ｘ（ｎ）が得られる周期であり、毎分１５回（０．２５Ｈｚ）程度までの変動波形を測定する為に、例えば０．５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６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６において、横軸は１分間あたりの呼吸数（単位：ｂｐｍ）であり、縦軸はＲ（Ｆ）の値である。周期Ｔを０．５秒とする場合、このフィルタは１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）付近に通過ピークを有するバンドパスフィルタとなる。このようなデジタルフィルタによって、呼吸に由来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３０秒間、５呼吸分）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（カットオフ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、時間的な相対変化量に含まれる周波数成分のうち低域側のカットオフ周波数より小さい周波数成分を除去し、呼吸に由来する時間変動分を分離・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７（ａ）及び図７（ｂ）は、この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ΔＯ2Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂの極大値を求め、図７（ａ）に示されるように、その時間変化グラフＧ１１の極大値Ｐ１を一定値と見なすことにより、ΔＯ2Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂに含まれる低域側のカットオフ周波数より小さい周波数成分を除去する。或いは、例えばΔＯ2Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂの極小値を求め、図７（ｂ）に示されるように、この時間変化グラフＧ１２の極小値Ｐ２を一定値と見なすことにより、ΔＯ2Ｈｂ、ΔＨＨｂ、またはΔｃＨｂに含まれる低域側のカットオフ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、呼吸に由来する時間変動分を好適に抽出することができる。
　ここで、フィルタ処理ステップＳ１４ａにおいて設定されるフィルタ特性の詳細について説明する。下記の表１は、安静時の健康な人の平均的な呼吸数を示す表である。なお、人工呼吸器の換気数は、下記の範囲外の値に設定されてもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000009
　本実施形態の演算部１４及びフィルタ処理ステップＳ１４ａでは、この安静時の呼吸数を基に、フィルタの通過帯域が設定される。図８は、フィルタの通過帯域を概念的に示すグラフであって、横軸は周波数（単位：ｂｐｍ）、縦軸は利得（単位：ｄＢ）を表す。図８の波形Ａ１に示されるように、例えば被測定者が成人である場合、理想的には、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以下に設定され、高域側のカットオフ周波数は２０ｂｐｍ以上に設定されるとよい。また、図８の波形Ａ２に示されるように、例えば被測定者が新生児である場合、理想的には、低域側のカットオフ周波数は４０ｂｐｍ以下に設定され、高域側のカットオフ周波数は５０ｂｐｍ以上に設定されるとよい。
　また、測定精度等の観点から、フィルタの通過帯域を上記の表１に記載された年齢層毎に細かく区分する必要がない場合もある。そのような場合には、例えば低域側のカットオフ周波数を１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）以上３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以下の範囲内とし、高域側のカットオフ周波数を３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以上６０ｂｐｍ（１．０Ｈｚ）以下の範囲内としてもよい。
　表１から明らかなように、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０～６０ｂｐｍであるのに対し、８０歳以上の高齢者は１０～３０ｂｐｍである。従って、低域側及び高域側の各カットオフ周波数をこのように設定することにより、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。
　また、入力部１６及び入力ステップＳ１１において、予め設定された複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能である場合、該複数の通過帯域には、小人、成人若しくは高齢者に対応する、１０ｂｐｍ（０．１７Ｈｚ）以上３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以下の範囲内に含まれる第１の通過帯域と、新生児及び乳幼児に対応する、３０ｂｐｍ（０．５Ｈｚ）以上６０ｂｐｍ（１．０Ｈｚ）以下の範囲内に含まれる第２の通過帯域とが含まれてもよい。また、複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含んでいてもよい。
　複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能であることによって、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に設定することができる。そして、複数の通過帯域に上記第１及び第２の通過帯域が含まれることによって、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。なお、選択対象である複数の通過帯域は、予めＲＯＭ１４２等に記憶される。
　また、被測定者に人工呼吸器が取り付けられている場合には、その人工呼吸器の設定呼吸数がフィルタの通過帯域に含まれるように、フィルタの通過帯域を設定してもよい。その場合、人工呼吸器の設定呼吸数が通過帯域の中心周波数（ピーク周波数）となるようにフィルタ特性を設定してもよく、設定呼吸数に対して高域側及び低域側に所定の周波数の余裕をもって通過帯域を設定してもよい。
　一般的に、人工呼吸器の加圧の大きさは自発呼吸の減圧の大きさ（呼吸深度）よりも大きいので、人工呼吸器を使用している被測定者においては、呼吸に由来するヘモグロビン関連情報の周期的な変動が大きく現れる。また、自発呼吸とは異なり、人工呼吸器の換気の周期は殆ど変化せず、高い精度で一定に維持される。従って、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを精度良く抽出することは容易なので、静脈のヘモグロビン関連情報をより精度良く且つ容易に求めることができる。
　特に、入力部１６及び入力ステップＳ１１において人工呼吸器から設定呼吸数に関する信号が提供される場合には、その設定呼吸数に応じて（フィルタの通過帯域に含まれるように）、演算部１４及びフィルタ処理ステップＳ１４ａにおいて通過帯域を手動で入力するか、または自動的に決定してもよい。これにより、人工呼吸器の設定呼吸数をフィルタの通過帯域に容易に含めることができる。
　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説明する。
　或る測定機会において、本発明者がヘモグロビン関連情報の測定結果を詳細に観察していたところ、明らかに周期的な変動波形を偶然見出した。この変動は心拍と測定周波数（２Ｈｚ）とのビート成分であるとも考えられたが、変動周期が６秒（０．１６６Ｈｚ）で被測定者の心拍が毎分７０前後（１．１６Ｈｚ）であったためその可能性は低く、また周期が極めて安定していたことから、生理現象に起因する変動とは考え難かった。その後、この変動の周期が人工呼吸器の換気周期と精度良く一致することが確認された。
　この測定の際、プローブは被測定者の前額部に固定されていた。従って、この変動は気管、肺、胸郭などの機械的な動きに由来するものではなく、換気圧による脳血管の拡張・収縮に由来するものと考えられる。また、光を用いた濃度測定装置によって測定されるのは、主に毛細血管中の血液におけるヘモグロビン関連情報である。従って、この変動は、脳組織中の毛細血管の拡張・収縮に由来するものといえる。
　図９は、或る体組織２の血管３と、プローブ４を備える濃度測定装置５とを模式的に示した図である。体組織２の内部では、動脈系の毛細血管３ａと静脈系の毛細血管３ｂとが混在している。通常、濃度測定装置５によって測定されるヘモグロビン関連情報には、動脈系及び静脈系の毛細血管３ａ，３ｂ双方における情報が含まれている。図１０（ａ）は動脈系の毛細血管３ａの断面構造を示す斜視断面図であり、図１０（ｂ）は静脈系の毛細血管３ｂの断面構造を示す斜視断面図である。
　毛細血管３ａ，３ｂは、内膜（内皮）３１と、内膜３１を覆う弾性膜３２と、弾性膜３２を覆う中膜（平滑筋）３３と、中膜３３を覆う栄養血管３４と、栄養血管３４を覆う外膜３５とを有する。また、動脈系の毛細血管３ａは、中膜３３と栄養血管３４との間に別の弾性膜３６を更に有する。図１０（ａ）に示されるように、動脈系の毛細血管３ａは、心拍による大きな血圧変動に耐えて送血機能を維持するために、血管壁（中膜３３及び外膜３５）が厚く、丈夫な構造を有している。これに対し、静脈系の毛細血管３ｂでは血圧が低く変動もほとんど無いので、図１０（ｂ）に示されるように、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁（中膜３３及び外膜３５）は動脈系の毛細血管３ａと比較して極めて薄く、しなやかな構造を有している。
　人が呼吸をすると（或いは人工呼吸器による周期的な換気を行うと）、それにより生じる胸腔内圧の変化が体内の他の部位にも波及し、各部位における体腔内圧に変化が生じる。その圧力は各部位の毛細血管にも及ぼされるが、上述したように動脈系の毛細血管３ａの血管壁は厚く丈夫であるのに対し、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁は薄くしなやかであるため、圧力の影響は、動脈系の毛細血管３ａよりも静脈系の毛細血管３ｂにおいてより大きくなる。このため、呼吸による胸腔内圧の変動は、ほぼ静脈系の毛細血管３ｂにのみ拡張・収縮を誘発し、静脈血液のヘモグロビン関連情報を特異的に変動させると考えられる。上述したヘモグロビン関連情報の周期的な変動の要因は、このような圧力の影響により、静脈系の毛細血管３ｂの血管壁が拡張・収縮を繰り返したことによるものである。
　また、濃度測定装置５において測定されるヘモグロビン関連情報には、心拍に起因する変動も生じる。しかし、この変動は動脈系の毛細血管３ａにおいて生じるものであり、その変動周期は心拍周期と一致し、例えば毎分約９０回といった程度である。これに対し、呼吸に由来する変動の周期は例えば毎分１０～６０回程度であり、心拍に起因する変動の周期とは明らかに異なる。このことから、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを抽出すれば、静脈系の毛細血管３ｂのヘモグロビン関連情報を選択的に求めることができるといえる。
　このような点に鑑み、本実施形態においては、被測定部位５１の内部を伝搬した測定光の検出結果に基づいてヘモグロビン関連情報を求める際に、演算部１４が（演算ステップＳ１４において）、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行うことにより、被測定部位５１の静脈におけるヘモグロビン関連情報を選択的に求める。これにより、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。
　なお、従来の濃度測定装置において測定されるヘモグロビン酸素飽和度（ＳｔＯ2やＴＯＩ）は、動脈及び静脈の双方を含む組織全体の平均的な値であり、次の数式（９）で示される。但し、ＳａＯ2は動脈のヘモグロビン酸素飽和度であり、Ｒは毛細血管全体に占める動脈の体積比率であり、（１－Ｒ）は静脈の体積比率である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 組織代謝を直接反映するパラメータはＳｖＯ2であるが、Ｒは未知であり、被測定者毎及び症例毎に異なる。従って、従来の方式では、ＳｔＯ2から静脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ2）を求めることはできない。
　これに対し、本実施形態では、ＳｖＯ2を、静脈のΔＯ2ＨｂであるΔｖＯ2Ｈｂ、及び静脈のΔＨＨｂであるΔｖＨＨｂに基づいて、次の数式（１０）により算出することができる。なお、この演算はＯ2Ｈｂ及びＨＨｂの変化量の比に基づいているので、被測定部位５１の形状やプローブ２０の装着状態などの影響が少ない、安定したＳｖＯ2の測定が可能となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　図１１は、人工呼吸器を装着した心臓手術中の被測定者において実際に測定された、フィルタ処理前のΔＯ2ＨｂおよびΔＨＨｂの時間変化の一部を拡大して示すグラフである。また、図１２は、フィルタ処理後のΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂ（つまりΔｖＯ2Ｈｂ及びΔｖＨＨｂ）の時間変化の一部を拡大して示すグラフである。図１１及び図１２において、グラフＧ２１はΔＯ2Ｈｂを示し、グラフＧ２２はΔＨＨｂを示す。縦軸は変化量（任意単位）を表し、横軸は時間（単位：分）を表す。グラフＧ２１，Ｇ２２を参照すると、呼吸に由来する毎分１０回程度の周期的な変動が観察される。
　図１３は、グラフＧ２１，Ｇ２２から抽出された周期的な変動成分であるΔｖＯ2Ｈｂ及びΔｖＨＨｂの和、すなわち静脈の総ヘモグロビン濃度の変動成分（ΔｖｃＨｂ）と、ΔｖＯ2Ｈｂとの相関を示す散布図である。この図によれば、ΔｖｃＨｂとΔｖＯ2Ｈｂとは高い相関でもって互いに比例しており（相関係数Ｒの二乗値Ｒ2＝０．９９９）、その比例係数（この例では０．７７６すなわち７７．６％）が静脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳｖＯ2）に相当する。
　図１４は、ＳｖＯ2の時間変化を示すグラフである。縦軸はＳｖＯ2（単位：％）を表し、横軸は時間（単位：分）を表す。このように、呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行うことによって、ＳｖＯ2等のヘモグロビン関連情報を好適に算出することができる。特に被測定部位５１が脳である場合、ＳｖＯ2は脳での酸素消費を反映する量であり、脳代謝を示す臨床上重要なパラメータである。
　また、上述したように本実施形態では呼吸に由来する変動をヘモグロビン関連情報から抽出するが、「呼吸」は、自発呼吸であってもよく、人工呼吸器による換気であってもよい。これらのいずれであっても、上述した作用を期待できるからである。但し、人工呼吸器による換気は一般的に自発呼吸よりも深く、また周期が正確に一定なので、変動成分の抽出精度が高くなる傾向がある。従って、人工呼吸器を使用している場合には、そうでない場合と比較して静脈のヘモグロビン関連情報の測定精度が高くなる。人工呼吸器は主に手術中の患者や集中治療室（ＩＣＵ）の患者に対して使われるので、それらの患者を被測定者とする場合に本実施形態の濃度測定装置１及び濃度測定方法はより有効となる。
　また、動脈のヘモグロビン酸素飽和度（ＳａＯ2）は、心拍に同期して変動するΔＯ2ＨｂとΔＨＨｂとの比率から容易に求めることができる。このＳａＯ2と、本実施形態によって測定されるＳｖＯ2との差（ＳａＯ2－ＳｖＯ2）を算出することによって、被測定部位の酸素消費に関する、より直接的な評価が可能となる。そこで、例えば被測定部位を脳として、濃度測定装置１において脳組織のＳａＯ2及びＳｖＯ2の双方を同時に測定し、演算部１４及び演算ステップＳ１４において酸素消費量を算出すれば、１台の装置で非侵襲・連続的に脳の酸素消費状態をモニタすることが可能となり、特にＩＣＵ患者や手術中患者にとって大変有効な機能となる。
　また、本実施形態において、「呼吸に由来する周波数成分を抽出するフィルタ処理」とは、呼吸の周波数（呼吸数）を含む或る範囲内の周波数成分を抽出することをいい、呼吸の周波数成分のみを抽出する場合に限られない。また、「周波数成分の抽出」とは、当該周波数成分を含む周波数範囲を除く他の周波数範囲の成分の大きさを、当該周波数成分が十分に識別可能な程度に現れるまで低減する処理をいい、他の周波数範囲の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、本実施形態において「静脈の」ヘモグロビン関連情報を求めるとは、ヘモグロビン関連情報が主に静脈における情報を含んでいることを意味し、動脈におけるヘモグロビン関連情報を全く含まないことを意図しない。すなわち、本実施形態の濃度測定装置１及び濃度測定方法により求められるヘモグロビン関連情報は、動脈の寄与分を僅かに（例えば数％程度）含んでいてもよい。そのような場合であっても、静脈のヘモグロビン関連情報として有効に利用することができ、実用上問題は無い。
　本実施形態のように、濃度測定装置１は、フィルタ特性を入力する入力部１６を備えてもよい。同様に、本実施形態の濃度測定方法は、演算ステップＳ１４の前に、フィルタ特性を入力する入力ステップＳ１１を含んでもよい。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切なフィルタ特性を容易に設定することができる。
　本実施形態のように、濃度測定装置１は、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示部１５を備えてもよい。同様に、本実施形態の濃度測定方法は、演算ステップＳ１４の後に、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップＳ１５を含んでもよい。この場合、静脈のヘモグロビン関連情報を測定者に容易に示すことができる。
　ここで、表示部１５における画面表示について説明する。図１５（ａ）及び図１５（ｂ）は、表示部１５における表示画面の例である。図１５（ａ）に示される表示画面では、フィルタ処理後のΔＯ２Ｈｂ及びΔＨＨｂが、それぞれ個別のグラフＧ３１及びＧ３２として表示されている。一実施例では、グラフＧ３１及びＧ３２の横軸は時間を示し、縦軸は変化量を示す。
　また、図１５（ｂ）に示される表示画面では、フィルタ処理後のΔｃＨｂを表すグラフＧ４１が示されており、更に、そのグラフＧ４１の振幅のうち、ΔＯ２Ｈｂが占める領域Ｂ２２と、ΔＨＨｂが占める領域Ｂ２３とが色分けして表示されている。一実施例では、グラフＧ４１の横軸は時間を示し、縦軸は変化量を示す。このように、領域Ｂ２２と領域Ｂ２３とが色分けして表示されることにより、表示された情報を医師等が参照して、被測定部位の静脈における酸素化ヘモグロビンの比率を視覚的且つ直感的に認識することができ、手術中患者若しくはＩＣＵ患者の状態を素早く判断することができる。
　また、表示部１５は、ΔｃＨｂの時間変化の振幅（図１５（ｂ）に示される振幅Ｃ１）と、ΔＯ２Ｈｂの時間変化の振幅（図１５（ｂ）に示されるＣ２）との比（Ｃ２／Ｃ１）に関する数値等の情報を表示してもよい。或いは、表示部１５は、ΔｃＨｂの時間変化の積分値Ｄ１（図１５（ｂ）に示される領域Ｂ２２及び領域Ｂ２３の面積の和）と、ΔＯ２Ｈｂの時間変化の積分値Ｄ２（図１５（ｂ）に示される領域Ｂ２２の面積）との比（Ｄ２／Ｄ１）に関する数値等の情報を表示してもよい。
　これらのうち何れか、或いは双方を表示することによって、表示された情報を医師等が参照して、被測定部位５１の静脈における酸素化ヘモグロビンの比率を知ることができ、手術中患者若しくはＩＣＵ患者の状態を好適に判断することが可能となる。なお、これらの情報は、演算部１４において演算され、表示部１５に送られる。また、これらの情報は、所定時間（例えば５秒間）の平均値であってもよい。
　本実施形態のように、ヘモグロビン関連情報の算出周期は０．５秒以下（周波数にすると、１０Ｈｚ以下）であってもよい。一般的に、呼吸数は１分間に１０～６０回程度である（表１を参照）。ヘモグロビン関連情報の算出周期が０．５秒以下であれば、呼吸に由来する周波数成分を好適に抽出することができる。なお、呼吸数（若しくはフィルタの通過帯域）に応じてヘモグロビン関連情報の算出周期を変更可能としてもよい。その場合、ヘモグロビン関連情報の算出周期を入力する入力部を濃度測定装置が更に備えてもよく、演算部が呼吸数（若しくはフィルタの通過帯域）に応じてヘモグロビン関連情報の算出周期を自動的に変更してもよい。
　本発明による濃度測定装置及び濃度測定方法は、上述した実施形態及び構成例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、算出する静脈のヘモグロビン関連情報としてΔＯ２Ｈｂ、ΔＨＨｂ、ΔｃＨｂ、及びＳｖＯ2を例示しているが、本発明に係る濃度測定装置及び濃度測定方法では、他の静脈のヘモグロビン関連情報を算出してもよい。
　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、所定の周波数成分を抽出することが可能なフィルタ処理であれば、どのようなフィルタによる処理であってもよい。また、フィルタ処理は、ソフトウェアによる処理、ハードウェアによる処理のいずれであってもよい。
　上記実施形態による濃度測定装置は、被測定部位に測定光を入射する光入射部と、被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、を備え、演算部は、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う構成としている。
　上記実施形態による濃度測定方法は、被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、を含み、演算ステップでは、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を求めるために、検出信号、ヘモグロビン関連情報若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う構成としている。
　或る測定機会において、本発明者が酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＯ2Ｈｂ）及び脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔＨＨｂ）を詳細に観察していたところ、人工呼吸器による換気の周期と精度良く一致する周期的な変動を偶然見出した。人が呼吸をすると（或いは人工呼吸器による周期的な加圧を行うと）、それにより生じる胸腔内圧の変化が体内の他の部位にも波及し、各部位における体腔内圧に変化が生じる。その圧力は血管にも及ぼされるが、動脈の血管壁は厚く丈夫であるのに対し、静脈の血管壁は薄くしなやかであるため、圧力の影響は、動脈よりも静脈においてより大きくなる。
　上述した周期的な変動の要因は、このような圧力の影響により、静脈の血管壁が拡張・収縮を繰り返したことによるものと考えられる。従って、ΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂから呼吸に由来する周期的な変動成分のみを抽出すれば、静脈のΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂを選択的に求めることが可能となる。そして、このことは、理論上ΔＯ2Ｈｂ及びΔＨＨｂから算出される他のヘモグロビン関連情報（例えば総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量（ΔｃＨｂ））についても同様である。
　このような点に鑑み、上記の濃度測定装置及び濃度測定方法においては、被測定部位の内部を伝搬した測定光の検出結果に基づいてヘモグロビン関連情報を求める際に、演算部が（演算ステップにおいて）、検出信号、ヘモグロビン関連情報、若しくはヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う。これにより、被測定部位の静脈におけるヘモグロビン関連情報を選択的に求めることができる。故に、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることができる。
　上記の濃度測定装置は、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示部を更に備える構成としても良い。また、上記の濃度測定方法は、演算ステップの後に、静脈のヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップを更に含む構成としても良い。これにより、測定者が静脈のヘモグロビン関連情報を容易に確認することができる。
　上記の濃度測定装置は、フィルタ処理におけるフィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力部を更に備える構成としても良い。また、上記の濃度測定方法は、演算ステップの前に、フィルタ処理におけるフィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力ステップを更に含む構成としても良い。これにより、被測定者の呼吸数に応じた適切なフィルタ特性（中心周波数等）を容易に設定することができる。
　上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、フィルタ処理におけるフィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ（beat per minute）以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれる構成としても良い。
　一般的に、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０～６０ｂｐｍであるのに対し、８０歳以上の高齢者は１０～３０ｂｐｍである。従って、低域側及び高域側の各カットオフ周波数を上記のように設定する場合、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。
　上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、フィルタ処理におけるフィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタである構成としても良い。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に設定することができる。
　上記の濃度測定装置は、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択するための入力部を更に備える構成としても良い。また、上記の濃度測定方法は、演算ステップの前に、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択するための入力ステップを更に含む構成としても良い。この場合、被測定者の呼吸数に応じた適切な通過帯域を容易に選択することができる。
　また、上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含む構成としても良い。
　上述したように、人の呼吸数は加齢に従って減少し、新生児の呼吸数は３０～６０ｂｐｍであり、８０歳以上の高齢者は１０～３０ｂｐｍである。従って、このような第１及び第２の通過帯域を選択可能とすることにより、新生児から高齢者までの多様な年齢の被測定者に対応することができる。
　上記の濃度測定装置及び濃度測定方法において、併用される人工呼吸器の設定呼吸数がフィルタ処理におけるフィルタの通過帯域に含まれる構成としても良い。
　一般的に、人工呼吸器の加圧の大きさは自発呼吸の減圧の大きさ（呼吸深度）よりも大きいので、人工呼吸器を使用している被測定者においては、呼吸に由来するヘモグロビン関連情報の周期的な変動が大きく現れる。また、自発呼吸とは異なり、人工呼吸器の換気の周期は殆ど変化せず、高い精度で一定に維持される。従って、ヘモグロビン関連情報から呼吸に由来する周期的な変動成分のみを精度良く抽出することが容易なので、静脈のヘモグロビン関連情報をより精度良く且つ容易に求めることができる。
　また、上記の濃度測定装置は、人工呼吸器からの設定呼吸数に関する信号を受ける入力部を更に備え、演算部は、設定呼吸数に応じてフィルタ処理におけるフィルタの通過帯域を決定する構成としても良い。また、上記の濃度測定方法は、演算ステップの前に、人工呼吸器からの設定呼吸数に関する信号を受ける入力ステップを更に含み、演算ステップでは、設定呼吸数に応じてフィルタ処理におけるフィルタの通過帯域を決定する構成としても良い。これらの場合、人工呼吸器の設定呼吸数をフィルタの通過帯域に容易に含めることができる。
　実施形態は、静脈のヘモグロビン関連情報を、光を用いて非侵襲的に求めることが可能な濃度測定装置及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…Ａ／Ｄ変換回路、１４…演算部、１５…表示部、１４１…ＣＰＵ、１４２…ＲＯＭ、１４３…ＲＡＭ、１６…入力部、１７…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、５０…被測定者、５１…被測定部位。

Claims (18)

  1. 　被測定部位に測定光を入射する光入射部と、
    　前記被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算部と、
    を備え、
    　前記演算部は、前記被測定部位の静脈における前記ヘモグロビン関連情報を求めるために、前記検出信号、前記ヘモグロビン関連情報若しくは前記ヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う、濃度測定装置。
  2. 　静脈の前記ヘモグロビン関連情報を表示する表示部を更に備える、請求項１に記載の濃度測定装置。
  3. 　前記フィルタ処理におけるフィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力部を更に備える、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
  4. 　前記フィルタ処理におけるフィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれる、請求項１～３のいずれか一項に記載の濃度測定装置。
  5. 　前記フィルタ処理におけるフィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタである、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
  6. 　前記複数の通過帯域の中から前記一の通過帯域を選択するための入力部を更に備える、請求項５に記載の濃度測定装置。
  7. 　前記複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含む、請求項５または６に記載の濃度測定装置。
  8. 　併用される人工呼吸器の設定呼吸数が前記フィルタ処理におけるフィルタの通過帯域に含まれる、請求項１または２に記載の濃度測定装置。
  9. 　前記人工呼吸器からの前記設定呼吸数に関する信号を受ける入力部を更に備え、
    　前記演算部は、前記設定呼吸数に応じて前記フィルタ処理におけるフィルタの通過帯域を決定する、請求項８に記載の濃度測定装置。
  10. 　被測定部位に測定光を入射する光入射ステップと、
    　前記被測定部位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、総ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、脱酸素化ヘモグロビン濃度の時間的な相対変化量、及びヘモグロビン酸素飽和度のうち少なくとも一つを含むヘモグロビン関連情報を求める演算ステップと、
    を含み、
    　前記演算ステップでは、前記被測定部位の静脈における前記ヘモグロビン関連情報を求めるために、前記検出信号、前記ヘモグロビン関連情報若しくは前記ヘモグロビン関連情報の算出過程に現れる数値に含まれる周波数成分のうち呼吸に由来する成分を抽出するフィルタ処理を行う、濃度測定方法。
  11. 　前記演算ステップの後に、静脈の前記ヘモグロビン関連情報を表示する表示ステップを更に含む、請求項１０に記載の濃度測定方法。
  12. 　前記演算ステップの前に、前記フィルタ処理におけるフィルタのフィルタ特性に関する情報を入力する入力ステップを更に含む、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
  13. 　前記フィルタ処理におけるフィルタはバンドパスフィルタであり、低域側のカットオフ周波数は１０ｂｐｍ以上３０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれ、高域側のカットオフ周波数は３０ｂｐｍ以上６０ｂｐｍ以下の範囲内に含まれる、請求項１０～１２のいずれか一項に記載の濃度測定方法。
  14. 　前記フィルタ処理におけるフィルタは、複数の通過帯域の中から一の通過帯域を選択可能なバンドパスフィルタである、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
  15. 　前記演算ステップの前に、前記複数の通過帯域の中から前記一の通過帯域を選択するための入力ステップを更に含む、請求項１４に記載の濃度測定方法。
  16. 　前記複数の通過帯域は、少なくとも１０ｂｐｍ以上２０ｂｐｍ以下の範囲を含む第１の通過帯域と、少なくとも４０ｂｐｍ以上５０ｂｐｍ以下の範囲を含む第２の通過帯域とを含む、請求項１４または１５に記載の濃度測定方法。
  17. 　併用される人工呼吸器の設定呼吸数が前記フィルタ処理におけるフィルタの通過帯域に含まれる、請求項１０または１１に記載の濃度測定方法。
  18. 　前記演算ステップの前に、前記人工呼吸器からの前記設定呼吸数に関する信号を受ける入力ステップを更に含み、
    　前記演算ステップでは、前記設定呼吸数に応じて前記フィルタ処理におけるフィルタの通過帯域を決定する、請求項１７に記載の濃度測定方法。
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