JPH0280036A - 肝機能検査装置 - Google Patents
肝機能検査装置Info
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- JPH0280036A JPH0280036A JP63230790A JP23079088A JPH0280036A JP H0280036 A JPH0280036 A JP H0280036A JP 63230790 A JP63230790 A JP 63230790A JP 23079088 A JP23079088 A JP 23079088A JP H0280036 A JPH0280036 A JP H0280036A
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B5/4244—Evaluating particular parts, e.g. particular organs liver
-
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- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は肝機能検査装置に関し、特ｋ、選択的に肝臓
でのみ摂取、排泄される特定色素を血液中に注入して、
その血漿消失率と停滞率とをΔ−１定し、肝機能を検査
診断するための測定処理を自動的に行なうような肝機能
検査装置に関する。
でのみ摂取、排泄される特定色素を血液中に注入して、
その血漿消失率と停滞率とをΔ−１定し、肝機能を検査
診断するための測定処理を自動的に行なうような肝機能
検査装置に関する。
［従来の技術］
従来の血漿消失率と停滞率のｉｌ？＋定法としては、特
定の色素としてインドシアニングリーン（以下、ＩＣＧ
と称する）を用いて採血により測定する方法が用いられ
ていた。
定の色素としてインドシアニングリーン（以下、ＩＣＧ
と称する）を用いて採血により測定する方法が用いられ
ていた。
これは、ＩＣＧを被検者に静注した後、注射後５分、１
０分、１５分の３回採血し、血餅の凝縮を待って自涜を
分離し、分光光度計を用い、８０５ｎｍにおける吸光度
をｉｌ＄１定し、予め得ていた検量線（ＩｃＧ血中対応
濃度Ｖ、 Ｓ、吸光度）より、５分、１０分、１５分
後の血清中のＩＣＧ濃度を求め、この濃度変化から血漿
消失率と停滞率を算出するものである。
０分、１５分の３回採血し、血餅の凝縮を待って自涜を
分離し、分光光度計を用い、８０５ｎｍにおける吸光度
をｉｌ＄１定し、予め得ていた検量線（ＩｃＧ血中対応
濃度Ｖ、 Ｓ、吸光度）より、５分、１０分、１５分
後の血清中のＩＣＧ濃度を求め、この濃度変化から血漿
消失率と停滞率を算出するものである。
さらｋ、この１ｌＦ１定を、採血することなしに体表よ
り光を照射し、ＩＣＧの吸光感度の高い波長と感度のほ
とんどない波長の生体からの反射光量を１１ＦＪ定し、
この時間変化（色素消失曲線）より血漿消失率と停滞率
を求める方法が特公昭６０−５８６４９号公報において
提案されている。
り光を照射し、ＩＣＧの吸光感度の高い波長と感度のほ
とんどない波長の生体からの反射光量を１１ＦＪ定し、
この時間変化（色素消失曲線）より血漿消失率と停滞率
を求める方法が特公昭６０−５８６４９号公報において
提案されている。
Ｃ発明が解決しようとする課ｍコ
しかしながら、従来の方法である採血法は、注射後の採
血時間を正確に測定する必要があるが、実際の検査では
、精度良く測定されておらず、７１ＦＪ定操作も煩雑で
あった。また、採血による被験者への精神的、肉体的負
担が大きかった。さらｋ、血漿消失率を、ＩＣＧ注入量
を変化させて数回ｉｌＮ定して求めるＲＭ Ａ Ｘ測定
法は、最近盛んに行なわれるようになり、この際の採血
は１０数回にも達し、被験者の負担はさらに大きくなる
という問題点があった。
血時間を正確に測定する必要があるが、実際の検査では
、精度良く測定されておらず、７１ＦＪ定操作も煩雑で
あった。また、採血による被験者への精神的、肉体的負
担が大きかった。さらｋ、血漿消失率を、ＩＣＧ注入量
を変化させて数回ｉｌＮ定して求めるＲＭ Ａ Ｘ測定
法は、最近盛んに行なわれるようになり、この際の採血
は１０数回にも達し、被験者の負担はさらに大きくなる
という問題点があった。
また、前述の特公昭６０−５８６４９号公報や゛特開昭
６１−１６２９３４号公報に開示されている採血なしで
ｎ１定する方法では、実際にセンサを生体に装着した場
合、血管圧迫による血流障害。
６１−１６２９３４号公報に開示されている採血なしで
ｎ１定する方法では、実際にセンサを生体に装着した場
合、血管圧迫による血流障害。
被測定物である生体の揺動、生体内の脈動や生体内の血
流量の変化（たとえば、腕の上下だけで血流量が変化す
る）などの影響により、出力が変動し、正確な色素消失
曲線を得ることができない。
流量の変化（たとえば、腕の上下だけで血流量が変化す
る）などの影響により、出力が変動し、正確な色素消失
曲線を得ることができない。
このため、この曲線により得られる血漿消失率と停滞率
も正確なものということができない。さらｋ、他の採血
なしで測定する方法として、特開昭５０−１２８３８７
号公報に記載されている光挙式血液測定装置や、特開昭
５３−８８７７８号公報に記載されているオキシメータ
にて脈波による２波長の光量変化のピークとピークの幅
を用いて・血中のＩＣＧ濃度を測定する方法が開示され
ているが、この光量変化幅のａｌｌ定は生体の揺動など
により、正確に測定できず、したがって正確な色素消失
曲線を得ることができなかった。
も正確なものということができない。さらｋ、他の採血
なしで測定する方法として、特開昭５０−１２８３８７
号公報に記載されている光挙式血液測定装置や、特開昭
５３−８８７７８号公報に記載されているオキシメータ
にて脈波による２波長の光量変化のピークとピークの幅
を用いて・血中のＩＣＧ濃度を測定する方法が開示され
ているが、この光量変化幅のａｌｌ定は生体の揺動など
により、正確に測定できず、したがって正確な色素消失
曲線を得ることができなかった。
それゆえｋ、この発明の主たるＩ」的は、センサの生体
装着時における血流障害や生体の揺動、生体内の脈動、
生体内の血流量の変化のアーチファクトを除去でき、正
確な測定が可能な肝機能検査装置を提供することである
。
装着時における血流障害や生体の揺動、生体内の脈動、
生体内の血流量の変化のアーチファクトを除去でき、正
確な測定が可能な肝機能検査装置を提供することである
。
［課題を解決するための手段］
この発明は肝機能検査装置であって、生体組織の血液中
に投与されかつ肝臓でのみ摂取、ｔＪｔ泄される特定の
色素に大きく吸光される波長の第１の先パルス番、吸光
されない波長の第２の光パルスを生体組織に照射する第
１および第２の光源と、生体組織の所定の光路内を通過
した第１および第２の光源からの光パルスを検知する受
光素子と、受光素子によって受光された信号に基づいて
、第１および第２の光源からのそれぞれの先パルスの大
きさを判別する判別手段と、特定色素を注入する前ｋ、
第１および第２の光源と受光素子とからなるセンサを被
検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過した光
パルスの強さが所定の範囲内になるようｋ、第１および
第２の光源から照射される第１および第２の光パルスの
レベルを設定する設定手段と、特定色素を注入する前に
生体組織の所定の光路内を通過した光パルスの強さＴ１
゜Ｔ２を対数変換し、脈波信号に対応するΔＬｏｇＴ４
．ΔｌｏｇＴ２のみを取出し、このΔ駐ｏｇＴ１．ΔＱ
ｏｇＴ２の最大最小幅を所定の範囲内になるように設定
する設定手段と、特定色素を注入するタイミングを知ら
せるための手段と、特定色素を注入する前ｋ、第１およ
び第２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査体に
装若し、生体組織の所定の光路内を通過して得られた脈
波信号に対応するΔＱ、 ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇＴ
２をｎ回ｉｌｌ定し、ΔＱ、ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇ
Ｔｚのｎ個にっいての２変数統計計算によりＱ、 ｏ
ｇ Ｔ ＋−α。悲ｏｇＴ２の演算式に基づいて、α０
を求めておき１判別手段出力に基づいて特定色素が注入
された後ｋ、注入時から所定時間までの生体組織を反射
した第１および第２の光パルスの強さに基づいて、脈波
信号に対応するΔ込ｏｇＴ＋、 ΔＥｌ ｏ ｇ Ｔ
２をＪｌ定し、（ＺＱとΔｌｌｏｇＴ１、ΔＩｌｏｇＴ
２から血中の特定色素濃度に対応するＣｇを演算し、最
小二乗法を用いて、その演算結果の時間変化におけるシ
ミュレーションカーブの関数を演算し、その関数に基づ
いて特定色素の血漿消失率にとＴ分停滞率Ｒ％を求める
演算手段と、演算結果を出力する出力手段とを含んで構
成される。
に投与されかつ肝臓でのみ摂取、ｔＪｔ泄される特定の
色素に大きく吸光される波長の第１の先パルス番、吸光
されない波長の第２の光パルスを生体組織に照射する第
１および第２の光源と、生体組織の所定の光路内を通過
した第１および第２の光源からの光パルスを検知する受
光素子と、受光素子によって受光された信号に基づいて
、第１および第２の光源からのそれぞれの先パルスの大
きさを判別する判別手段と、特定色素を注入する前ｋ、
第１および第２の光源と受光素子とからなるセンサを被
検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過した光
パルスの強さが所定の範囲内になるようｋ、第１および
第２の光源から照射される第１および第２の光パルスの
レベルを設定する設定手段と、特定色素を注入する前に
生体組織の所定の光路内を通過した光パルスの強さＴ１
゜Ｔ２を対数変換し、脈波信号に対応するΔＬｏｇＴ４
．ΔｌｏｇＴ２のみを取出し、このΔ駐ｏｇＴ１．ΔＱ
ｏｇＴ２の最大最小幅を所定の範囲内になるように設定
する設定手段と、特定色素を注入するタイミングを知ら
せるための手段と、特定色素を注入する前ｋ、第１およ
び第２の光源と受光素子とからなるセンサを被検査体に
装若し、生体組織の所定の光路内を通過して得られた脈
波信号に対応するΔＱ、 ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇＴ
２をｎ回ｉｌｌ定し、ΔＱ、ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇ
Ｔｚのｎ個にっいての２変数統計計算によりＱ、 ｏ
ｇ Ｔ ＋−α。悲ｏｇＴ２の演算式に基づいて、α０
を求めておき１判別手段出力に基づいて特定色素が注入
された後ｋ、注入時から所定時間までの生体組織を反射
した第１および第２の光パルスの強さに基づいて、脈波
信号に対応するΔ込ｏｇＴ＋、 ΔＥｌ ｏ ｇ Ｔ
２をＪｌ定し、（ＺＱとΔｌｌｏｇＴ１、ΔＩｌｏｇＴ
２から血中の特定色素濃度に対応するＣｇを演算し、最
小二乗法を用いて、その演算結果の時間変化におけるシ
ミュレーションカーブの関数を演算し、その関数に基づ
いて特定色素の血漿消失率にとＴ分停滞率Ｒ％を求める
演算手段と、演算結果を出力する出力手段とを含んで構
成される。
より好ましくは、演算手段は生体組織の所定の光路内を
通過した第１および第２の光パルスの強さの脈波信号に
対応する値をΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２としたとき、
演算値Ｃｇ （ｔ）として、ΔＩｔ ｏ ｇ Ｔ ＋と
ΔＩＬｏｇＴ２をｍ回７１−１定し、このｍＸ２個につ
いて、ΔＩｌｏｇＴ＋ −ａ （ｔ） ・Δｆｌｏｇ
Ｔ２の２変数統計計算によりα（１）求め、Ｃｇ （ｔ
）＝β（α（１）−α０）を求める。
通過した第１および第２の光パルスの強さの脈波信号に
対応する値をΔｌｏｇＴ１とΔｌｏｇＴ２としたとき、
演算値Ｃｇ （ｔ）として、ΔＩｔ ｏ ｇ Ｔ ＋と
ΔＩＬｏｇＴ２をｍ回７１−１定し、このｍＸ２個につ
いて、ΔＩｌｏｇＴ＋ −ａ （ｔ） ・Δｆｌｏｇ
Ｔ２の２変数統計計算によりα（１）求め、Ｃｇ （ｔ
）＝β（α（１）−α０）を求める。
さらｋ、より好ましくは、演算されるシミュレーション
カーブの関数Ｃｇは、 Ｃｇ−ＡｅＢＴ （ただし、Ｃｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時
間（分）、Ａ、Ｂ：定数）であって、血漿消失率ｋ、Ｔ
分停滞率Ｒ９６は、特定色素の肝臓への取込みを特徴的
に表わす注入後の経過時間をＴ分とすると、 １ｃ−−Ｂ、Ｒ％−８１３Ｔ により求められる。
カーブの関数Ｃｇは、 Ｃｇ−ＡｅＢＴ （ただし、Ｃｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時
間（分）、Ａ、Ｂ：定数）であって、血漿消失率ｋ、Ｔ
分停滞率Ｒ９６は、特定色素の肝臓への取込みを特徴的
に表わす注入後の経過時間をＴ分とすると、 １ｃ−−Ｂ、Ｒ％−８１３Ｔ により求められる。
［作用］
この発明にかかる肝機能検査装置は、特定色素を注入す
る前ｋ、第１および第２の光源と受光素子からなるセン
サを被検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過
して得られた脈波信号に対応するΔ（ＬｏｇＴ＋とΔｆ
ＬｏｇＴ２をｎ回ＡＰＩ定し、ΔｆＬｏｇＴｌとΔｉｏ
ｇＴ２のｎ個についての２変数統計討算によりＡ ｏ
ｇ Ｔ ＋−α。ＩＩ ｏ ｇ Ｔ ２の演算式に基づ
いてα。を求めておき、第１および第２の光源からのそ
れぞれの光パルスの大きさの判別出力に基づいて、特定
色素が注入された後ｋ、注入時から所定時間までの生体
組織を反射した第１および第２の光パルスの強さに基づ
いて、脈波信号に対応するΔＬ ｏ ｇ Ｔ ＋ ＊
ΔｕｏｇＴｚを１１−１定し、Ｃ０とΔＱｏｇＴ１．Δ
ＩＩＯｇＴｚから血中の特定色素濃度に対応するＣｇを
演算し、最小二乗法を用いて、その演算結果の時間変化
におけるシミュレーションカーブの関数を演算し、その
関数に基づいて特定色素の血漿消失率１（とＴ分停滞率
Ｒ％を求めることができ、正確に特定色素の消失曲線の
時間管理が可能となり、正確なデータが得られる。
る前ｋ、第１および第２の光源と受光素子からなるセン
サを被検査体に装着し、生体組織の所定の光路内を通過
して得られた脈波信号に対応するΔ（ＬｏｇＴ＋とΔｆ
ＬｏｇＴ２をｎ回ＡＰＩ定し、ΔｆＬｏｇＴｌとΔｉｏ
ｇＴ２のｎ個についての２変数統計討算によりＡ ｏ
ｇ Ｔ ＋−α。ＩＩ ｏ ｇ Ｔ ２の演算式に基づ
いてα。を求めておき、第１および第２の光源からのそ
れぞれの光パルスの大きさの判別出力に基づいて、特定
色素が注入された後ｋ、注入時から所定時間までの生体
組織を反射した第１および第２の光パルスの強さに基づ
いて、脈波信号に対応するΔＬ ｏ ｇ Ｔ ＋ ＊
ΔｕｏｇＴｚを１１−１定し、Ｃ０とΔＱｏｇＴ１．Δ
ＩＩＯｇＴｚから血中の特定色素濃度に対応するＣｇを
演算し、最小二乗法を用いて、その演算結果の時間変化
におけるシミュレーションカーブの関数を演算し、その
関数に基づいて特定色素の血漿消失率１（とＴ分停滞率
Ｒ％を求めることができ、正確に特定色素の消失曲線の
時間管理が可能となり、正確なデータが得られる。
［発明の実施例コ
第２図は生体組織に照射される入射光と透過光とを示す
図であり、第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図
であり、第４図はΔｌ ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｌｏｇＴ
２の変化をｘ、 ｙ座標上に示した図である。
図であり、第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図
であり、第４図はΔｌ ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｌｏｇＴ
２の変化をｘ、 ｙ座標上に示した図である。
まず、第２図ないし第４図を参照して、この発明の原理
について説明する。第２図に示すようｋ、生体に入射光
ｆｉｎを照射し、その透過光量を■ｔとしたとき、吸光
度ＡはＡ−ｆＬｏｇｌｔ／１１゜で表示される。ここで
、生体は第２図に示すように組織層と血液層で構成され
るが、血液層は動脈と静脈とによって構成されている。
について説明する。第２図に示すようｋ、生体に入射光
ｆｉｎを照射し、その透過光量を■ｔとしたとき、吸光
度ＡはＡ−ｆＬｏｇｌｔ／１１゜で表示される。ここで
、生体は第２図に示すように組織層と血液層で構成され
るが、血液層は動脈と静脈とによって構成されている。
動脈層は心臓の拍動（脈波）に応じて、その厚みがΔＤ
だけ変化する。この変化に応じて、透過光ｆｆ１ｌｔが
変化する。したがって、吸光度Ａも同様にして、ΔＡだ
け変化している。ここで、 ΔＡ−Δ悲ＯｇＩｔ ・・・（１）とな
る。ここで、特定色素の大きく吸収される波長λ１と吸
収されない波長λ２の脈波による吸光量の変化をΔＡ１
． ΔＡ２とすると、ΔＡ、 −（ＥＩ１１’ −
ＣＩ、 十Ｅ９ ’ −Ｃ９）・ΔＤ
・・・（２）ΔＡ２−ＥＢ２−ｃ１、−ΔＤ
・（３）ただし、Ｅ、ｌ ・波長λ、における
面数の吸光係数 Ｅｇｌ ・波長λ、におけるＩＣＧの吸光係数Ｃａ：
血液濃度 Ｃ９：特定色素濃度 ΔＤ：血液層の厚さ変化 ここで、血液の酸素飽和度が一定すると、Ｅ、ｌ Φ
Ｃａ ・ΔＤ −α。（Ｅ ａ ２ ・ＣＢ・ΔＤ） ・・・（４）
と表わせるので、上述の第（２）式は、ΔＡ１麿に・Δ
Ａ２＋Ｅｇ ’ Ｑｃｇ −ΔＤ・・・ （５） となる。これにより、 Ｃｑ ＝ （ΔＡｌ／ΔＡ２−（Ｚ。）＊ＥＢ２／Ｅ９
１ °Ｅａ −（６）と表わされ
る。
だけ変化する。この変化に応じて、透過光ｆｆ１ｌｔが
変化する。したがって、吸光度Ａも同様にして、ΔＡだ
け変化している。ここで、 ΔＡ−Δ悲ＯｇＩｔ ・・・（１）とな
る。ここで、特定色素の大きく吸収される波長λ１と吸
収されない波長λ２の脈波による吸光量の変化をΔＡ１
． ΔＡ２とすると、ΔＡ、 −（ＥＩ１１’ −
ＣＩ、 十Ｅ９ ’ −Ｃ９）・ΔＤ
・・・（２）ΔＡ２−ＥＢ２−ｃ１、−ΔＤ
・（３）ただし、Ｅ、ｌ ・波長λ、における
面数の吸光係数 Ｅｇｌ ・波長λ、におけるＩＣＧの吸光係数Ｃａ：
血液濃度 Ｃ９：特定色素濃度 ΔＤ：血液層の厚さ変化 ここで、血液の酸素飽和度が一定すると、Ｅ、ｌ Φ
Ｃａ ・ΔＤ −α。（Ｅ ａ ２ ・ＣＢ・ΔＤ） ・・・（４）
と表わせるので、上述の第（２）式は、ΔＡ１麿に・Δ
Ａ２＋Ｅｇ ’ Ｑｃｇ −ΔＤ・・・ （５） となる。これにより、 Ｃｑ ＝ （ΔＡｌ／ΔＡ２−（Ｚ。）＊ＥＢ２／Ｅ９
１ °Ｅａ −（６）と表わされ
る。
ここで、Ｅａ２／Ｅｇ’は既知の一定量であり、ＣＢは
血ｉ＆濃度として一定と考えられる。また、Ｋは特定色
素注入前に第（２）式が ΔＡＨ−ＥＢ ’ ・Ｃ６・ΔＤ ・（７）
と表わされるので、ΔＡ、とΔＡ２の関係より決定すれ
ばよい。
血ｉ＆濃度として一定と考えられる。また、Ｋは特定色
素注入前に第（２）式が ΔＡＨ−ＥＢ ’ ・Ｃ６・ΔＤ ・（７）
と表わされるので、ΔＡ、とΔＡ２の関係より決定すれ
ばよい。
ゆえｋ、特定色素注入後のΔＡ＋／ΔＡ２を求めれば、
血中の特定色素濃度Ｃｇが求められる。
血中の特定色素濃度Ｃｇが求められる。
ここで、波長λ、とλ２の透過光量をＴ Ｉ ＊ Ｔ
２とし、そのΔＤによる変化分をΔＴ１．ΔＴ２とする
と、第（１）式より、 Ａ Ａ ＋ ／ ΔＡ ２− Δ（ｌ ｏ ｇ Ｔ １
／ ΔｒＬｏ ｇ Ｔ ２鴫α ・・
・（８） となる。
２とし、そのΔＤによる変化分をΔＴ１．ΔＴ２とする
と、第（１）式より、 Ａ Ａ ＋ ／ ΔＡ ２− Δ（ｌ ｏ ｇ Ｔ １
／ ΔｒＬｏ ｇ Ｔ ２鴫α ・・
・（８） となる。
ゆえｋ、特定色素注入前に第（８）式を求めαとして、
特定色素注入後に第（８）式を求め、第（６）式により
Ｃｇを求めればよい。ここで、先に示した特開昭５３−
８８７７８号公報に記載されたオキシメータなどでは、
Δ（ｌｏｇＴ、やΔ９ｏｇＴ２として、第３図に示すよ
うｋ、脈波に対応する光ｍ変化のピークとピークの差を
もって八Ｑ ｏ ｇ Ｔ ＋とじてきた。しかし、これ
では心拍の周期に対応したサンプルしかできず、このΔ
悲Ｏｇ Ｔ ＋は数回測定し、平均して求めるというの
が実情であった。
特定色素注入後に第（８）式を求め、第（６）式により
Ｃｇを求めればよい。ここで、先に示した特開昭５３−
８８７７８号公報に記載されたオキシメータなどでは、
Δ（ｌｏｇＴ、やΔ９ｏｇＴ２として、第３図に示すよ
うｋ、脈波に対応する光ｍ変化のピークとピークの差を
もって八Ｑ ｏ ｇ Ｔ ＋とじてきた。しかし、これ
では心拍の周期に対応したサンプルしかできず、このΔ
悲Ｏｇ Ｔ ＋は数回測定し、平均して求めるというの
が実情であった。
そこで、この発明においては、ピークとピークの差をと
るのではなく、たとえば第４図に示すようｋ、ΔＱ ｏ
ｇ Ｔ ＋をｙ軸にとり、Δ痣ｏｇＴ２をＸ軸にとる
と、測定値の変化はそれぞれ第４図に示すようになり、
特定色素注入前にはａの直線で表わされるような傾きを
もって座標を動く。この傾きが第（６）式に示すα。と
なる。次ｋ、特定色素が注入されると、λ１の吸光が変
化し、ａのような脈波に対応した波形となり、傾きが変
化してａのような直線となる。この傾きａが第（６）式
中におけるΔＡ、／ΔＡ２となる。
るのではなく、たとえば第４図に示すようｋ、ΔＱ ｏ
ｇ Ｔ ＋をｙ軸にとり、Δ痣ｏｇＴ２をＸ軸にとる
と、測定値の変化はそれぞれ第４図に示すようになり、
特定色素注入前にはａの直線で表わされるような傾きを
もって座標を動く。この傾きが第（６）式に示すα。と
なる。次ｋ、特定色素が注入されると、λ１の吸光が変
化し、ａのような脈波に対応した波形となり、傾きが変
化してａのような直線となる。この傾きａが第（６）式
中におけるΔＡ、／ΔＡ２となる。
ユエニ、Δｌ ｏ ｇ Ｔ ＋ 、 Δ１１ ｏ ｇ
Ｔ ２ ノ１ｌｐＪ定サンプル数を増やせば、傾きＫ
（ｔ）を精度良く算出できることとなり、心拍の周期に
依存することなく高速に特定色素の温度変化をとらえる
ことが１１能となる。
Ｔ ２ ノ１ｌｐＪ定サンプル数を増やせば、傾きＫ
（ｔ）を精度良く算出できることとなり、心拍の周期に
依存することなく高速に特定色素の温度変化をとらえる
ことが１１能となる。
以下、この方法による実施例について説明する。
第１図はこの発明の一実施例の概略ブロック図である。
第１図において、肝機能検査装置はセンサ部３０とａｐ
１定処理部３１とから構成されている。
１定処理部３１とから構成されている。
センサ部３０は第１の光源３と第２の光？Ｒ４と受光素
子６とを含む。第１の光源３と第２の光源４は、特定色
素の吸光度の大きい波長λ１と吸光度のない波長λ２の
光パルスをそれぞれ発生する。
子６とを含む。第１の光源３と第２の光源４は、特定色
素の吸光度の大きい波長λ１と吸光度のない波長λ２の
光パルスをそれぞれ発生する。
受光素子６は光源３，４から生体組織５に照射され、所
定の光路内を通過した光を受光する。なお、光源３，４
はそれぞれ交互にパルス動作で光を発するようｋ、１ｌ
１１定処理部３１のＣＰＵＩからの指令に基づいて、タ
イミング回路２によって制御される。
定の光路内を通過した光を受光する。なお、光源３，４
はそれぞれ交互にパルス動作で光を発するようｋ、１ｌ
１１定処理部３１のＣＰＵＩからの指令に基づいて、タ
イミング回路２によって制御される。
測定処理部３１は演算手段としてのＣＰＵＩを含む。Ｃ
ＰＵＩは前述のごとく光源３．４ｋ、タイミング回路２
を介して所定のパルスを与える。
ＰＵＩは前述のごとく光源３．４ｋ、タイミング回路２
を介して所定のパルスを与える。
第１の光源３と第２の光源４により発光された光は生体
組織５の所定の光路内を通過して受光素子６に入射され
る。受光索子６から発生した電流はアンプ７により電流
−電圧変換と増幅を受ける。
組織５の所定の光路内を通過して受光素子６に入射され
る。受光索子６から発生した電流はアンプ７により電流
−電圧変換と増幅を受ける。
増幅された信号は対数変換器８に与えられて対数変換（
ｕｏｇ変換）され、サンプルホールド回路９に与えられ
て、波長λ１とλ２の信号°に分離される。分離された
波長λ、と波長λ２のそれぞれのず５号はバイパスフィ
ルタ１０．１１に与えられる。これらの信号は脈波によ
る成分とともに静脈血などの血液量変化を含んで大きな
蛇行成分を持っている。そこで、バイパスフィルタ１０
．１１により、これらの成分が除去されて、脈動成分の
みが出力され、アンプ１２．１３を介してＡ／Ｄ変換器
１４に与えられる。アンプ１２．１３はＣＰＵＩからの
制御信号に応じて、その増幅率が変化するように制御さ
れる。Ａ／Ｄ変換器１４は入力された信号をディジタル
信号に変換してＣＰＵ１に与える。ＣＰＵＩはそのディ
ジタル信号をＲＡＭ１６に記憶させる。
ｕｏｇ変換）され、サンプルホールド回路９に与えられ
て、波長λ１とλ２の信号°に分離される。分離された
波長λ、と波長λ２のそれぞれのず５号はバイパスフィ
ルタ１０．１１に与えられる。これらの信号は脈波によ
る成分とともに静脈血などの血液量変化を含んで大きな
蛇行成分を持っている。そこで、バイパスフィルタ１０
．１１により、これらの成分が除去されて、脈動成分の
みが出力され、アンプ１２．１３を介してＡ／Ｄ変換器
１４に与えられる。アンプ１２．１３はＣＰＵＩからの
制御信号に応じて、その増幅率が変化するように制御さ
れる。Ａ／Ｄ変換器１４は入力された信号をディジタル
信号に変換してＣＰＵ１に与える。ＣＰＵＩはそのディ
ジタル信号をＲＡＭ１６に記憶させる。
また、ＣＰＵＩには、ＲＯＭ１５とＲＡＭ１６と表示部
１７と印字部１８と操作部１９とが接続されている。Ｒ
ＯＭ１５は後述の第５図および第６図に示すフロー図に
基づくプログラムを記憶している。操作部１９はスター
トキー２０とプリントキー２１とを含む。スタートキー
２０は測定モードの開始を指令し、プリントキー２１は
検査結果を印字部１８にプリントアウトするための指令
を与えるものである。
１７と印字部１８と操作部１９とが接続されている。Ｒ
ＯＭ１５は後述の第５図および第６図に示すフロー図に
基づくプログラムを記憶している。操作部１９はスター
トキー２０とプリントキー２１とを含む。スタートキー
２０は測定モードの開始を指令し、プリントキー２１は
検査結果を印字部１８にプリントアウトするための指令
を与えるものである。
第５図および第６図はこの発明の一実施例の具体的な動
作を説明するためのフローであり、第７図は脈波対応電
圧を示す波形図であり、第８図は特定色素としてＩＣＧ
を利用したときのＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である
。
作を説明するためのフローであり、第７図は脈波対応電
圧を示す波形図であり、第８図は特定色素としてＩＣＧ
を利用したときのＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である
。
次ｋ、第１図、第５図ないし第８図を参照して、この発
明の一実施例の具体的な動作について説明する。特定色
素としてＩＣＧを用いた場合について述べる。まず、第
５図に示したステップ（図示ではＳＰと略称する）ＳＰ
Ｉにおいて、装置のパワーがオンされた後、光量調整が
行なわれる。すなわち、ＣＰＵ１はタイミング回路２に
指令を与えて、光源３，４の駆動電流をそれぞれ調整し
、受光素子６からの出力が所定のレベルに達するように
調整する。
明の一実施例の具体的な動作について説明する。特定色
素としてＩＣＧを用いた場合について述べる。まず、第
５図に示したステップ（図示ではＳＰと略称する）ＳＰ
Ｉにおいて、装置のパワーがオンされた後、光量調整が
行なわれる。すなわち、ＣＰＵ１はタイミング回路２に
指令を与えて、光源３，４の駆動電流をそれぞれ調整し
、受光素子６からの出力が所定のレベルに達するように
調整する。
光源３，４により発光された光は生体組織５の所定の光
路内を通過して受光索子６に入射され、受光素子６から
発生した電流はアンプ７により電流−電圧変換されると
ともに増幅され、第７図に示すｖＰｏのような出力とな
る。この信号は対数変換器８に与えられて、ｌｌｏｇ変
換され、サンプルホールド回路９により波長λ、とλ２
の信号に分離される。これらの信号はそれぞれ第７図に
示すＱ ｏ ｇ Ｔ ＋とｌｌｏｇＴ２の信号のように
なる。
路内を通過して受光索子６に入射され、受光素子６から
発生した電流はアンプ７により電流−電圧変換されると
ともに増幅され、第７図に示すｖＰｏのような出力とな
る。この信号は対数変換器８に与えられて、ｌｌｏｇ変
換され、サンプルホールド回路９により波長λ、とλ２
の信号に分離される。これらの信号はそれぞれ第７図に
示すＱ ｏ ｇ Ｔ ＋とｌｌｏｇＴ２の信号のように
なる。
これらの信号は脈波による成分とともに静脈血などの血
液量変化を含んで大きな蛇行成分を持っており、この蛇
行成分がバイパスフィルタ１０，１１によって除去され
、第７図に示すΔＱ ｏ ｇ Ｔ ＋ ＋ΔｌｏｇＴ２
のように脈動成分のみが取出される。
液量変化を含んで大きな蛇行成分を持っており、この蛇
行成分がバイパスフィルタ１０，１１によって除去され
、第７図に示すΔＱ ｏ ｇ Ｔ ＋ ＋ΔｌｏｇＴ２
のように脈動成分のみが取出される。
次ｋ、ＣＰＵ１はステップＳＰ２において、アンプ１２
．１３の増幅率を制御し、第７図に示すΔＬ ｏｇ Ｔ
＋ ＊ ΔＱｏｇＴ２の脈波対応電圧のピークとピーク
の幅が成るレベルに達するまで増幅する。次ｋ、ＣＰＵ
ＩはステップＳＰ３において、α。を算出する。このス
テップＳＰ３は、具体的には、第６図に示すようｋ、ス
テップ５Ｐ３１において、ΔｒＬｏ ｇ Ｔ ＋とΔＱ
、ＯｇＴ２の信号を１回サンプリングした後、ステップ
５Ｐ３２において、２Ｘｎ個のデータを用いて、Δ込Ｏ
ｇ＋ （ｉ）−α・痣ＯｇＴ２ （ｉ）の演算式を用
いて、ｉ−１〜ｎについて回帰分析を行ない、αを算出
し、これをα。とじてＲＡＭ１６に記憶させる。
．１３の増幅率を制御し、第７図に示すΔＬ ｏｇ Ｔ
＋ ＊ ΔＱｏｇＴ２の脈波対応電圧のピークとピーク
の幅が成るレベルに達するまで増幅する。次ｋ、ＣＰＵ
ＩはステップＳＰ３において、α。を算出する。このス
テップＳＰ３は、具体的には、第６図に示すようｋ、ス
テップ５Ｐ３１において、ΔｒＬｏ ｇ Ｔ ＋とΔＱ
、ＯｇＴ２の信号を１回サンプリングした後、ステップ
５Ｐ３２において、２Ｘｎ個のデータを用いて、Δ込Ｏ
ｇ＋ （ｉ）−α・痣ＯｇＴ２ （ｉ）の演算式を用
いて、ｉ−１〜ｎについて回帰分析を行ない、αを算出
し、これをα。とじてＲＡＭ１６に記憶させる。
次ｋ、ＣＰＵ１はステップＳＰ４において、表示部１７
にたとえば“ＩＣＧ注入”というような指示画面を表示
させる。ここで、操作者はＩＣＧを生体の静脈に注入す
る準備を行ない、ＩＣＧ注入と同時に操作部１９のスタ
ートキー２０をオンする。ここで、ＣＰＵＩはステップ
ＳＰ５において、スタートキー２０の入力を待っていて
、スタートキー２０が操作されると、１分間の血中ＩＣ
Ｇａ度Ｃｇの演算を行なう。ここで、血中ＩＣＧ濃度Ｃ
ｇの計算は、前述の第６図に示したフロー図に従って、
成る時間ｔのαを求め、このαをΔＡ、／ΔＡ２として
前述の第（６）式よりＣｇが求められる。このＣｇのデ
ータは、たとえば第８図に示すようｋ、ＩＣＧの消失曲
線を描くが、これらのデータのうち、時間Ｔ、〜Ｔ２
（０＜Ｔ。
にたとえば“ＩＣＧ注入”というような指示画面を表示
させる。ここで、操作者はＩＣＧを生体の静脈に注入す
る準備を行ない、ＩＣＧ注入と同時に操作部１９のスタ
ートキー２０をオンする。ここで、ＣＰＵＩはステップ
ＳＰ５において、スタートキー２０の入力を待っていて
、スタートキー２０が操作されると、１分間の血中ＩＣ
Ｇａ度Ｃｇの演算を行なう。ここで、血中ＩＣＧ濃度Ｃ
ｇの計算は、前述の第６図に示したフロー図に従って、
成る時間ｔのαを求め、このαをΔＡ、／ΔＡ２として
前述の第（６）式よりＣｇが求められる。このＣｇのデ
ータは、たとえば第８図に示すようｋ、ＩＣＧの消失曲
線を描くが、これらのデータのうち、時間Ｔ、〜Ｔ２
（０＜Ｔ。
＜７２＜Ｔ）の間のデータについて、
Ｃｇ （１）−Ａｅ”
１−Ｔ、／ （ｎ−１）（分）
のシミュレーションカーブにて最小二乗法を用いて定数
Ａ、Ｂが求められる。
Ａ、Ｂが求められる。
次ｋ、ＣＰＵ１はステップＳＰ７において、血漿消失率
１ｃｍ−Ｂ、Ｔ分停滞率Ｒ９６−ｅ ＢＴの演算を行な
って、ｋ、Ｒを求める。
１ｃｍ−Ｂ、Ｔ分停滞率Ｒ９６−ｅ ＢＴの演算を行な
って、ｋ、Ｒを求める。
次ｋ、ＣＰＵＩはステップＳＰ８において、第８図に示
したような消失曲線とｋ、Ｒの値を表示部１７に表示す
るとともｋ、印字部１８に出力してプリントアウトさせ
る。
したような消失曲線とｋ、Ｒの値を表示部１７に表示す
るとともｋ、印字部１８に出力してプリントアウトさせ
る。
なお、この発明によって得られたｋの値を利用して、種
々のＩＣＧ投＃′ｊ’ｔｋのｋの値を求めて算出するＲ
１、 ｘをａＰＪ定する装置にも拡張することができる
。
々のＩＣＧ投＃′ｊ’ｔｋのｋの値を求めて算出するＲ
１、 ｘをａＰＪ定する装置にも拡張することができる
。
［発明の効果］
以上のようｋ、この発明によれば、特定色素に大きく吸
収される波長の光パルスと吸収されない波長の光パルス
を所定のレベルで生体組織に照射し、生体組織の所定の
光路内を通過した光パルスを検知し、その出力に基づい
て特定色素が注入された後ｋ、注入時から所定時間まで
の受光出力に基づいて、所定の演算式に従って特定色素
の血漿消失率と停滞率を求めて出力するようにしたので
、正確な特定色素の消失曲線の時間管理が可能となり、
正確なデータが得られる。
収される波長の光パルスと吸収されない波長の光パルス
を所定のレベルで生体組織に照射し、生体組織の所定の
光路内を通過した光パルスを検知し、その出力に基づい
て特定色素が注入された後ｋ、注入時から所定時間まで
の受光出力に基づいて、所定の演算式に従って特定色素
の血漿消失率と停滞率を求めて出力するようにしたので
、正確な特定色素の消失曲線の時間管理が可能となり、
正確なデータが得られる。
さらｋ、従来の採血法による数点のサンプルではなく、
消失曲線の多数のデータから血漿消失率や停滞率を求め
ることができ、データの信頼性が向上する。
消失曲線の多数のデータから血漿消失率や停滞率を求め
ることができ、データの信頼性が向上する。
さらｋ、従来のＩＣＧ注入量を変化させて、数回ｉｌｌ
定して血漿消失率や停滞率を求める検査法に比べて、よ
り測定法を簡略化できる。
定して血漿消失率や停滞率を求める検査法に比べて、よ
り測定法を簡略化できる。
また、従来問題となっていたセンサの生体装青時におけ
る血流障害や生体の動揺や生体内の脈動や生体内の血流
路の変化のアーチファクトも除去でき、正確な測定が可
能となった。このため、無侵襲に生体内の色素を測定す
る分野全般に利用すると効果的である。
る血流障害や生体の動揺や生体内の脈動や生体内の血流
路の変化のアーチファクトも除去でき、正確な測定が可
能となった。このため、無侵襲に生体内の色素を測定す
る分野全般に利用すると効果的である。
なお、この発明は単に肝機能検査装置に適用できるだけ
でなく、脈波を利用して生体内の色素の濃度変化を測定
する装置、たとえばバルスオキシメータなどにも応用で
きる。
でなく、脈波を利用して生体内の色素の濃度変化を測定
する装置、たとえばバルスオキシメータなどにも応用で
きる。
第１図はこの発明の一実施例の概略ブロック図である。
第２図は生体に照射される入射光と透過光とを示す図で
ある。第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図であ
る。第４図はΔｌ ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇＴ２の変
化をｘ、 ｙ座標上に示した図である。第５図および
第６図はこの発明の一実施例の具体的な動作を説明する
ためのフロー図である。第７図は脈波対応電圧を示す波
形図である。 第８図はＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である。 図において、１はＣＰＵ、２はタイミング回路、３は第
１の光源、４は第２の光源、６は受光素子、７．１２．
１３はアンプ、８は対数変換器、９はサンプルホールド
回路、１０．１１はバイパスフィルタ、１４はＡ／Ｄ変
換器、１５はＲＯＭ、１６はＲＡＭ５１７は表示部、１
８は印字部、１９は操作部、２０はスタートキー、２１
はプリントキーを示す。 ４！夢りμＴヱ 第７ 第３図 第４ 第８ 第５図 −９・ 第６ 図
ある。第３図は脈波に対応する光量の変化を示す図であ
る。第４図はΔｌ ｏ ｇ Ｔ ＋とΔｌｏｇＴ２の変
化をｘ、 ｙ座標上に示した図である。第５図および
第６図はこの発明の一実施例の具体的な動作を説明する
ためのフロー図である。第７図は脈波対応電圧を示す波
形図である。 第８図はＩＣＧ消失曲線の一例を示す図である。 図において、１はＣＰＵ、２はタイミング回路、３は第
１の光源、４は第２の光源、６は受光素子、７．１２．
１３はアンプ、８は対数変換器、９はサンプルホールド
回路、１０．１１はバイパスフィルタ、１４はＡ／Ｄ変
換器、１５はＲＯＭ、１６はＲＡＭ５１７は表示部、１
８は印字部、１９は操作部、２０はスタートキー、２１
はプリントキーを示す。 ４！夢りμＴヱ 第７ 第３図 第４ 第８ 第５図 −９・ 第６ 図
Claims (3)
- （１）生体組織の血液中に投与されかつ肝臓でのみ摂取
、排泄される特定の色素に大きく吸光される波長の第１
の光パルスと、吸光されない波長の第２の光パルスを前
記生体組織に照射する第１、第２の光源、 前記生体組織の所定の光路内を通過した前記第１、第２
の光源からの光パルスを検知する受光素子、 前記受光素子によって受光された信号に基づいて、前記
第１、第２の光源からのそれぞれの光パルスの大きさを
判別する判別手段、 前記特定色素を注入する前に、前記第１、第２の光源と
受光素子からなるセンサを被検査体に装着し、生体組織
の所定の光路内を通過した光パルスの強さが所定の範囲
内になるように、前記第１、第２の光源から照射される
第１、第２の光パルスのレベルを設定する設定手段、 前記特定色素を注入する前に、前記生体組織の所定の光
路内を通過した光パルスの強さＴ＿１、Ｔ＿２を対数変
換し、脈波信号に対応するΔｌｏｇＴ＿１、ΔｌｏｇＴ
＿２のみを取出し、このΔｌｏｇＴ＿１、ΔｌｏｇＴ＿
２の最大最小幅を所定の範囲内に設定する設定手段、 前記特定色素を注入するタイミングを知らせるための手
段、 前記特定色素を注入する前に、前記第１、第２の光源と
受光素子からなるセンサを被検査体に装着し、生体組織
の所定の光路内を通過して得られた脈波信号に対応する
ΔｌｏｇＴ＿１とΔｌｏｇＴ＿２をｎ回測定し、Δｌｏ
ｇＴ＿１とΔｌｏｇＴ＿２のｎ個についての変数統計計
算により、ｌｏｇＴ＿１＝α＿０ｌｏｇＴ＿２の演算式
に基づいて、α＿０を求めておき、前記判別手段出力に
基づいて、前記特定色素が注入された後に、注入時から
所定時間までの前記生体組織を反射した第１、第２の光
パルスの強さに基づいて、脈波信号に対応するΔｌｏｇ
Ｔ＿１、ΔｌｏｇＴ＿２を測定し、前記α＿０とΔｌｏ
ｇＴ＿１、ΔｌｏｇＴ＿２から血中の特定色素濃度に対
応するＣ＿ｇを演算し、最小二乗法を用いて、その演算
結果の時間変化におけるシミュレーションカーブの関数
を演算し、その関数に基づいて、前記特定色素の血漿消
失率ｋとＴ分停滞率Ｒ％を求める演算手段、および 前記演算手段による演算結果を出力する出力手段を備え
た、肝機能検査装置。 - （２）前記演算手段は、前記生体組織の所定の光路内を
通過した第１、第２の光パルスの強さの脈波信号に対応
する値をΔｌｏｇＴ＿１とΔｌｏｇＴ＿２としたとき、
演算値Ｃ＿ｇ（ｔ）として、ΔｌｏｇＴ＿１とΔｌｏｇ
Ｔ＿２をｍ回測定し、このｍ×２個について、Δｌｏｇ
Ｔ＿１＝α（ｔ）・ΔｌｏｇＴ＿２の２変数統計計算に
より、α（ｔ）を求め、 Ｃ＿ｇ（ｔ）＝β（α（ｔ）−α＿０） を求めるようにした、請求項１項記載の肝機能検査装置
。 - （３）前記演算手段によって演算されるシミュレーショ
ンカーブの関数Ｃ＿ｇは、 Ｃ＿ｇ＝Ａｅ＾Ｂ＾Ｔ （但し、Ｃ＿ｇ：演算値、ｔ：特定色素注入後の経過時
間（分）、Ａ、Ｂ：定数）であって、 前記血漿消失率ｋ、Ｔ分停滞率Ｒ％は、特定色素の肝臓
への取込みを特徴的に表わす注入後の通過時間をＴ分と
すると、 ｋ＝−Ｂ、Ｒ％＝ｅ＾Ｂ＾Ｔ により求めるようにした、請求項１項記載の肝機能検査
装置。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63230790A JPH0657216B2 (ja) | 1988-09-14 | 1988-09-14 | 肝機能検査装置 |
| DE68921947T DE68921947T2 (de) | 1988-09-14 | 1989-09-12 | Vorrichtung zum Untersuchen der Leberfunktion. |
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20030054607A (ko) * | 2001-12-26 | 2003-07-02 | 주식회사 멕 | 광센서의 광량 제어 방법 |
| JP2004154564A (ja) * | 2002-10-09 | 2004-06-03 | Ind Technol Res Inst | 薬肝毒性をモニタする非侵襲的装置システムおよびその使用 |
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Families Citing this family (20)
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|---|---|---|---|---|
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| DE4130931C2 (de) * | 1991-09-13 | 1994-05-19 | Hoeft Andreas | Verfahren und Vorrichtung zum Ermitteln des zirkulierenden Blutvolumens |
| US5687726A (en) * | 1991-09-13 | 1997-11-18 | Hoeft; Andreas | Process for determining the volume of blood in circulation |
| US5301673A (en) * | 1991-11-18 | 1994-04-12 | Massachusetts General Hospital | Ambulatory clearance function monitor |
| JP3116252B2 (ja) * | 1992-07-09 | 2000-12-11 | 日本光電工業株式会社 | パルスオキシメータ |
| US5339033A (en) * | 1992-08-11 | 1994-08-16 | Alliance Pharmaceutical Corp. | Method of improving fat saturation during MRI |
| US7376453B1 (en) | 1993-10-06 | 2008-05-20 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| JP3270917B2 (ja) * | 1994-06-02 | 2002-04-02 | 日本光電工業株式会社 | 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 |
| EP1905352B1 (en) | 1994-10-07 | 2014-07-16 | Masimo Corporation | Signal processing method |
| US8019400B2 (en) | 1994-10-07 | 2011-09-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| GB9716962D0 (en) * | 1997-08-12 | 1997-10-15 | Univ Birmingham | Liver function test |
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| US20030215391A1 (en) * | 2001-07-19 | 2003-11-20 | Carlos Rabito | Fluorescent agents for real-time measurement of organ function |
| WO2006060936A1 (fr) * | 2004-12-10 | 2006-06-15 | Jacov Biotech Co. | Methode destinee a un echantillon sanguin pour un test de la fonction hepatique et papier de cet echantillon |
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| CN102551670A (zh) * | 2011-12-23 | 2012-07-11 | 北京华亘安邦科技有限公司 | 肝脏储备功能分析仪 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20030054607A (ko) * | 2001-12-26 | 2003-07-02 | 주식회사 멕 | 광센서의 광량 제어 방법 |
| JP2004154564A (ja) * | 2002-10-09 | 2004-06-03 | Ind Technol Res Inst | 薬肝毒性をモニタする非侵襲的装置システムおよびその使用 |
| JP2017124035A (ja) * | 2016-01-14 | 2017-07-20 | 株式会社島津製作所 | イメージング装置 |
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