JPH0331053B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0331053B2 JPH0331053B2 JP60045276A JP4527685A JPH0331053B2 JP H0331053 B2 JPH0331053 B2 JP H0331053B2 JP 60045276 A JP60045276 A JP 60045276A JP 4527685 A JP4527685 A JP 4527685A JP H0331053 B2 JPH0331053 B2 JP H0331053B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- skin
- blood
- absorption
- contact surface
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は、患者の血液中に注入された臓器機
能診断用の指示薬色素の血中濃度の変化を、皮膚
の上においた光学センサーによつて測定する計測
技術に関するものである。
能診断用の指示薬色素の血中濃度の変化を、皮膚
の上においた光学センサーによつて測定する計測
技術に関するものである。
［従来の技術］
従来より、肝機能（肝臓の解毒機能）の測定
は、血液中に注入した指示薬色素の濃度変化を測
定して行つている。
は、血液中に注入した指示薬色素の濃度変化を測
定して行つている。
現在、肝機能の測定に最も良く用いられている
方法は、青色色素であるインドシアングリーン
（以下ICGという）を指示薬とする方法である。
この方法は、ICGを血液中に注入すると、ICGが
肝臓に吸収され、その血中濃度が減少していくの
で、その減少率（濃度消失率）を測定して肝機能
の良否を判定するものである。この方法には、簡
便法（15分停滞率測定法）と精密法（最大消失率
測定法）とがある。簡便法では、ICG注入後一定
時間（通常15分）を経てから採決して血球を遠心
分離で除いてから、上清（すなわち血漿）のICG
濃度を分光光度計で測定する。精密法では、ICG
を注入してから時間を追つて（例えば２，４，
６，９，12，15分の６回）採決を行い、ICG濃度
の測定を行う。そして、この測定を種々のICG投
与量で行つて、特殊な解析をするものである。い
ずれの場合も採決に手数がかかり患者に苦痛を与
えるだけでなく、採血に一定の時間を要するため
最も重要な注入初期（注入後１分以内）の消失速
度が測定できないという難点をもつ。また、血中
ICG濃度の減少速度の変化が速い場合には、上述
の様な採血法では正確な測定ができないという難
点もある。この２つの難点を解決するためには、
光学センサーを動脈内に留置するか、動脈から光
学センサー部に連続的に出血させ連続的に測定す
る方法もある。しかし、いずれも患者に対する侵
襲が著しく大きいので、実用的な測定を行うこと
ができなかつた。
方法は、青色色素であるインドシアングリーン
（以下ICGという）を指示薬とする方法である。
この方法は、ICGを血液中に注入すると、ICGが
肝臓に吸収され、その血中濃度が減少していくの
で、その減少率（濃度消失率）を測定して肝機能
の良否を判定するものである。この方法には、簡
便法（15分停滞率測定法）と精密法（最大消失率
測定法）とがある。簡便法では、ICG注入後一定
時間（通常15分）を経てから採決して血球を遠心
分離で除いてから、上清（すなわち血漿）のICG
濃度を分光光度計で測定する。精密法では、ICG
を注入してから時間を追つて（例えば２，４，
６，９，12，15分の６回）採決を行い、ICG濃度
の測定を行う。そして、この測定を種々のICG投
与量で行つて、特殊な解析をするものである。い
ずれの場合も採決に手数がかかり患者に苦痛を与
えるだけでなく、採血に一定の時間を要するため
最も重要な注入初期（注入後１分以内）の消失速
度が測定できないという難点をもつ。また、血中
ICG濃度の減少速度の変化が速い場合には、上述
の様な採血法では正確な測定ができないという難
点もある。この２つの難点を解決するためには、
光学センサーを動脈内に留置するか、動脈から光
学センサー部に連続的に出血させ連続的に測定す
る方法もある。しかし、いずれも患者に対する侵
襲が著しく大きいので、実用的な測定を行うこと
ができなかつた。
これらの問題点を解決するため、発明者はすで
に、次の発明を行つた。すなわち、特開昭54−
12586号（萩原文二、米田研）、特開昭59−189828
号（萩原文二）および特願昭60−4789号（萩原文
二）の発明である。これらの発明は、皮膚の上か
ら光を照射して血管等の組織内に入つた光の散乱
反射光を受光し、血中の指示薬色素の濃度変化も
しくはスペクトル変化を測定するものである。こ
れらには、次のような、２波長吸光度差測定法に
適したセンサーも開示されている。指示薬色素の
吸収が大きい波長の光（以下高吸収光という）
と、それに比べ吸収が十分に小さい波長の光（以
下低吸収光という）を２つの光源から交互に発
し、その散乱反射光を受光して、それぞれの散乱
反射光の強度の差をもつて、指示薬色素の濃度を
測定するセンサーが示されている。高吸収光の中
心波長は指示薬色素の吸収ピークの波長（例えば
ICGにおいて805nm）に一致するよう選ばれる。
低吸収光の中心波長は指示薬色素の吸収が０に近
い波長（例えばICGにおいて860nm）に一致する
よう選ばれる。そして、高吸収光と低吸収光を発
する光源として、２個の発光ダイオード等が用い
られている。
に、次の発明を行つた。すなわち、特開昭54−
12586号（萩原文二、米田研）、特開昭59−189828
号（萩原文二）および特願昭60−4789号（萩原文
二）の発明である。これらの発明は、皮膚の上か
ら光を照射して血管等の組織内に入つた光の散乱
反射光を受光し、血中の指示薬色素の濃度変化も
しくはスペクトル変化を測定するものである。こ
れらには、次のような、２波長吸光度差測定法に
適したセンサーも開示されている。指示薬色素の
吸収が大きい波長の光（以下高吸収光という）
と、それに比べ吸収が十分に小さい波長の光（以
下低吸収光という）を２つの光源から交互に発
し、その散乱反射光を受光して、それぞれの散乱
反射光の強度の差をもつて、指示薬色素の濃度を
測定するセンサーが示されている。高吸収光の中
心波長は指示薬色素の吸収ピークの波長（例えば
ICGにおいて805nm）に一致するよう選ばれる。
低吸収光の中心波長は指示薬色素の吸収が０に近
い波長（例えばICGにおいて860nm）に一致する
よう選ばれる。そして、高吸収光と低吸収光を発
する光源として、２個の発光ダイオード等が用い
られている。
［発明が解決しようとする問題点］
発明者による前述の先の発明は、指示薬色素注
入初期の濃度変化を測定できるばかりでなく、患
者に対する侵襲をなくするという大きな効果をも
つものであつた。しかしながら次のような問題点
を有することが発明者により明らかにされた。た
とえば、肝機能検査で通常用いられるICGの場
合、吸収ピークの波長が805nmであり、これに近
い所で吸収が０に近い波長は860nmである。すな
わち、両波長の差は55nmしかない。ところが、
光源に用いられる発光ダイオードはそのスペクト
ル幅が100nm程度もあるので、２つの光源の光
（高吸収光と低吸収光）のスペクトルが重なつて
測定精度が著しく悪くなるという問題点があつ
た。
入初期の濃度変化を測定できるばかりでなく、患
者に対する侵襲をなくするという大きな効果をも
つものであつた。しかしながら次のような問題点
を有することが発明者により明らかにされた。た
とえば、肝機能検査で通常用いられるICGの場
合、吸収ピークの波長が805nmであり、これに近
い所で吸収が０に近い波長は860nmである。すな
わち、両波長の差は55nmしかない。ところが、
光源に用いられる発光ダイオードはそのスペクト
ル幅が100nm程度もあるので、２つの光源の光
（高吸収光と低吸収光）のスペクトルが重なつて
測定精度が著しく悪くなるという問題点があつ
た。
［問題点を解決するための手段］
この発明では、照射口から皮膚に向けて２個の
半導体レーザー光源による指示薬色素の高吸収波
長の光（以下、高吸収レーザー光という）ならび
に半導体レーザー光源による指示薬色素の低吸収
波長の光（以下、低吸収レーザー光という）を照
射し、その散乱反射光を受光するようにした。
半導体レーザー光源による指示薬色素の高吸収波
長の光（以下、高吸収レーザー光という）ならび
に半導体レーザー光源による指示薬色素の低吸収
波長の光（以下、低吸収レーザー光という）を照
射し、その散乱反射光を受光するようにした。
［作用］
半導体レーザー光のスペクトル幅はLED、フ
イルター付白色光あるいはフイルター付ガスレー
ザー光に較べて充分狭く、1nmよりもはるかに小
さな値である。したがつて、高吸収レーザー光は
ほぼ指示薬色素の吸収ピークの波長のみとなり、
低吸収レーザー光もほぼ指示薬色素の吸収が十分
に低い波長のみとなり、またスペクトル幅が狭い
ため総エネルギー量も小さい。すなわち、高吸収
レーザー光と低吸収レーザー光のスペクトルの据
部が重なり合うことがなく、指示薬色素の濃度情
報を十分に含んだ散乱反射光を得ることができ
る。
イルター付白色光あるいはフイルター付ガスレー
ザー光に較べて充分狭く、1nmよりもはるかに小
さな値である。したがつて、高吸収レーザー光は
ほぼ指示薬色素の吸収ピークの波長のみとなり、
低吸収レーザー光もほぼ指示薬色素の吸収が十分
に低い波長のみとなり、またスペクトル幅が狭い
ため総エネルギー量も小さい。すなわち、高吸収
レーザー光と低吸収レーザー光のスペクトルの据
部が重なり合うことがなく、指示薬色素の濃度情
報を十分に含んだ散乱反射光を得ることができ
る。
［実施例］
第１図に、この発明によるセンサーを用いた１
光検出器型の血中色素濃度の経皮的連続計測の概
要を示す。センサー２の内部構造の詳細は示され
ていないが、これは後述のように、(1)半導体レー
ザー４ａ・４ｂをセンサー２の筐体内に含むも
の、(2)外部からのレーザー光を光導体でセンサー
２に導くもの、(3)光検出器６をセンサー２の筐体
内に含むもの、(4)光導体で受光して外部の光検出
器６に導くもの、および(5)上記を組合せたものな
ど種々の実施例があるためである。
光検出器型の血中色素濃度の経皮的連続計測の概
要を示す。センサー２の内部構造の詳細は示され
ていないが、これは後述のように、(1)半導体レー
ザー４ａ・４ｂをセンサー２の筐体内に含むも
の、(2)外部からのレーザー光を光導体でセンサー
２に導くもの、(3)光検出器６をセンサー２の筐体
内に含むもの、(4)光導体で受光して外部の光検出
器６に導くもの、および(5)上記を組合せたものな
ど種々の実施例があるためである。
第１図に示す概念図に基づいて、この装置の動
作を説明する。パルス発振回路８の出力に基づき
レーザー駆動回路１０は、第１・第２の半導体レ
ーザー４ａ・４ｂを交互に発光させる。第１・第
２の半導体レーザー４ａ・４ｂは、それぞれ指示
薬色素の高吸収レーザー光１２ａ・低吸収レーザ
ー光１２ｂを発する。この交互に発せられたレー
ザー光１２ａ・１２ｂはセンサー２の照射口１４
から皮膚１６に向けて照射される。表皮１６ａの
下の真皮１６ｂ、皮下組織１６ｃには、毛細血管
１６ｄ、血管１６ｅが分布している。高吸収レー
ザー光１２ａは血管１６ｄ・１６ｅ内の指示薬色
素に吸収されるので、低吸収レーザー光１２ｂに
比べ受光口１８で受光される散乱反射光２０の量
が少ない。散乱反射光２０は光検出器６によつて
電気信号に変換された後、信号分離回路２２に入
力される信号分離回路２２では、パルス発振回路
８の出力によつて、レーザー４ａ，４ｂの発光と
同期をとり、この電気信号を、高吸収レーザー光
１２ａに係るものと、低吸収レーザー光１２ｂに
係るものとに分離して吸光度演算回路２４に与え
る。吸光度演算回路２４は、この出力に基づき、
高吸収レーザー光と低吸収レーザー光における吸
光度の差を演算するものである。なお、吸光度差
Aλa−Aλb（ここでAλaおよびAλbは波長anmお
よびbnmにおける吸光度）は、ベールの法則に従
い下式によつて算出される。
作を説明する。パルス発振回路８の出力に基づき
レーザー駆動回路１０は、第１・第２の半導体レ
ーザー４ａ・４ｂを交互に発光させる。第１・第
２の半導体レーザー４ａ・４ｂは、それぞれ指示
薬色素の高吸収レーザー光１２ａ・低吸収レーザ
ー光１２ｂを発する。この交互に発せられたレー
ザー光１２ａ・１２ｂはセンサー２の照射口１４
から皮膚１６に向けて照射される。表皮１６ａの
下の真皮１６ｂ、皮下組織１６ｃには、毛細血管
１６ｄ、血管１６ｅが分布している。高吸収レー
ザー光１２ａは血管１６ｄ・１６ｅ内の指示薬色
素に吸収されるので、低吸収レーザー光１２ｂに
比べ受光口１８で受光される散乱反射光２０の量
が少ない。散乱反射光２０は光検出器６によつて
電気信号に変換された後、信号分離回路２２に入
力される信号分離回路２２では、パルス発振回路
８の出力によつて、レーザー４ａ，４ｂの発光と
同期をとり、この電気信号を、高吸収レーザー光
１２ａに係るものと、低吸収レーザー光１２ｂに
係るものとに分離して吸光度演算回路２４に与え
る。吸光度演算回路２４は、この出力に基づき、
高吸収レーザー光と低吸収レーザー光における吸
光度の差を演算するものである。なお、吸光度差
Aλa−Aλb（ここでAλaおよびAλbは波長anmお
よびbnmにおける吸光度）は、ベールの法則に従
い下式によつて算出される。
Aλb−Aλa＝logIb−logIa＝log（Ib／Ia）…(1)
ここで、Ia・Ibはそれぞれ高吸収レーザー光及び
低吸収レーザー光に対応する散乱反射光の光量で
ある。このIaとIbは血液に指示薬色素を注入する
直前に同じ値をとるように調整しておく。算出さ
れた吸光度差の時間的変化は、表示手段２６で表
示される。
低吸収レーザー光に対応する散乱反射光の光量で
ある。このIaとIbは血液に指示薬色素を注入する
直前に同じ値をとるように調整しておく。算出さ
れた吸光度差の時間的変化は、表示手段２６で表
示される。
この実施例によれば、高吸収レーザー光、低吸
収レーザー光のためにそれぞれ別個に光検出器を
設ける必要がなく、光検出器は１つでよい。すな
わち、構造が簡素でかつ安価である。
収レーザー光のためにそれぞれ別個に光検出器を
設ける必要がなく、光検出器は１つでよい。すな
わち、構造が簡素でかつ安価である。
第２図に、２個の光検出器を用いて測定する同
様の装置の概念図を示す。第１・第２の半導体レ
ーザー４ａ・４ｂは連続的に高吸収レーザー光１
２ａ・低吸収レーザー光１２ｂを発する。その散
乱反射光２０は、第１のフイルター２８ａを通過
した光と、第２のフイルター２８ｂを通過した光
に分離される。第１のフイルター２８ａ（干渉フ
イルターなど）は高吸収光のみを通過させ、第２
のフイルター２８ｂは低吸収光のみを通過させる
ものである。両フイルター２８ａ，２８ｂの通過
光は、それぞれ第１・第２の光検出器６ａ・６ｂ
で電気信号に変換され、吸光度演算回路２４に入
力される。以下第１図の装置と同様にして、吸光
度差の時間的変化が表示手段２６に表示される。
様の装置の概念図を示す。第１・第２の半導体レ
ーザー４ａ・４ｂは連続的に高吸収レーザー光１
２ａ・低吸収レーザー光１２ｂを発する。その散
乱反射光２０は、第１のフイルター２８ａを通過
した光と、第２のフイルター２８ｂを通過した光
に分離される。第１のフイルター２８ａ（干渉フ
イルターなど）は高吸収光のみを通過させ、第２
のフイルター２８ｂは低吸収光のみを通過させる
ものである。両フイルター２８ａ，２８ｂの通過
光は、それぞれ第１・第２の光検出器６ａ・６ｂ
で電気信号に変換され、吸光度演算回路２４に入
力される。以下第１図の装置と同様にして、吸光
度差の時間的変化が表示手段２６に表示される。
この実施例によれば、低吸収レーザー光、高吸
収レーザー光による散乱反射光を連続的に測定で
き、ノイズの影響も少なく、高精度の測定を行う
ことができる。
収レーザー光による散乱反射光を連続的に測定で
き、ノイズの影響も少なく、高精度の測定を行う
ことができる。
第３図Ａ及び第３図Ｂに、第１図に示す濃度測
定に用いられるセンサーの実施例を示す。
定に用いられるセンサーの実施例を示す。
第３図Ａ及び第３図Ｂに、第１図に示す濃度測
定に用いられるセンサーの実施例を示す。
定に用いられるセンサーの実施例を示す。
第３図Ａ及び第３図Ｂは、第１・第２の半導体
レーザー４ａ・４ｂならびに半導体光検出器６を
センサー２の筐体内に収納したものである。半導
体光検出器６としては光導電セル、フオトダイオ
ード、フオトトランジスタ、アバランシエフオト
ダイオードなどを用いることができる。第３図Ａ
は縦断面図、第３図Ｂは底面図である。照射口１
４は照射窓１４ａと照射窓１４ｂからなりそれぞ
れには半導体レーザー４ａ・４ｂを保護するため
に透明体８０ａ・８０ｂ（ガラス、アクリル樹脂
など）がはめられている。受光口１８にも透明体
８２がはめられ、半導体光検出器６を保護してい
る。皮膚と接触される接触面３は接触に都合のよ
い平面状またはこれに近い形状に形成されてい
る。熱伝導性光不透過性の材質（金属等）よりな
る隔壁３４の内部には、加温手段たる微少ヒータ
ー３６および測温手段たるサーミスタ３８が設け
られている。ヒーター３６の加温はサーミスタ３
８によつて制御され、隔壁３４は43℃ないし45℃
（通常約44℃）に保持される。これにより、皮膚
１６を加熱し、その中の血管１６ｄ・１６ｅを拡
張して皮内の血液量を増加させる（加熱による充
血現象）。その結果、血中のICGの吸光度が増大
して測定の感度及び精度が著しく増大する。この
実施例によれば、湾曲しにくいフアイバー束（多
数のフアイバーを束ねたもの）による拘束から解
放され、センサー２の自由度が高くなる。すなわ
ち、皮膚に軽く、勝つ一様にセンサー２を接触す
ることができるので、外部光の影響や血管圧迫に
よる血流阻害という問題を生じることなく、精度
の高い測定を行うことができる。
レーザー４ａ・４ｂならびに半導体光検出器６を
センサー２の筐体内に収納したものである。半導
体光検出器６としては光導電セル、フオトダイオ
ード、フオトトランジスタ、アバランシエフオト
ダイオードなどを用いることができる。第３図Ａ
は縦断面図、第３図Ｂは底面図である。照射口１
４は照射窓１４ａと照射窓１４ｂからなりそれぞ
れには半導体レーザー４ａ・４ｂを保護するため
に透明体８０ａ・８０ｂ（ガラス、アクリル樹脂
など）がはめられている。受光口１８にも透明体
８２がはめられ、半導体光検出器６を保護してい
る。皮膚と接触される接触面３は接触に都合のよ
い平面状またはこれに近い形状に形成されてい
る。熱伝導性光不透過性の材質（金属等）よりな
る隔壁３４の内部には、加温手段たる微少ヒータ
ー３６および測温手段たるサーミスタ３８が設け
られている。ヒーター３６の加温はサーミスタ３
８によつて制御され、隔壁３４は43℃ないし45℃
（通常約44℃）に保持される。これにより、皮膚
１６を加熱し、その中の血管１６ｄ・１６ｅを拡
張して皮内の血液量を増加させる（加熱による充
血現象）。その結果、血中のICGの吸光度が増大
して測定の感度及び精度が著しく増大する。この
実施例によれば、湾曲しにくいフアイバー束（多
数のフアイバーを束ねたもの）による拘束から解
放され、センサー２の自由度が高くなる。すなわ
ち、皮膚に軽く、勝つ一様にセンサー２を接触す
ることができるので、外部光の影響や血管圧迫に
よる血流阻害という問題を生じることなく、精度
の高い測定を行うことができる。
以上第１図に示す濃度測定装置に用いられるセ
ンサーの実施例を示したが、次に第２図に示す濃
度測定装置に用いられるセンサーの実施例を第４
図Ａ及び第４図Ｂに示す。
ンサーの実施例を示したが、次に第２図に示す濃
度測定装置に用いられるセンサーの実施例を第４
図Ａ及び第４図Ｂに示す。
第４図Ａ及び第４図Ｂは、第１・第２の半導体
光検出器６ａ・６ｂをセンサー２に内蔵したもの
である。第４図Ａは縦断面図、第４図Ｂは底面図
を示す。第１・第２のフイルター２８ａ・２８ｂ
（干渉フイルター等）を、第１・第２の受光窓１
８ａ・１８ｂにはめ込んでいる。
光検出器６ａ・６ｂをセンサー２に内蔵したもの
である。第４図Ａは縦断面図、第４図Ｂは底面図
を示す。第１・第２のフイルター２８ａ・２８ｂ
（干渉フイルター等）を、第１・第２の受光窓１
８ａ・１８ｂにはめ込んでいる。
［発明の効果］
この発明は、光源としてスペクトル幅の極めて
狭い半導体レーザーを用いているので、高吸収光
と低吸収光の波長が接近している場合でも、両者
のスペクトルが重なり合うことがなく精度の高い
測定を行うことができる。
狭い半導体レーザーを用いているので、高吸収光
と低吸収光の波長が接近している場合でも、両者
のスペクトルが重なり合うことがなく精度の高い
測定を行うことができる。
第１図はこの発明のセンサーを用いた１光検出
器型の血中色素濃度の連続測定装置を示す図、第
２図は２個の光検出器を用いた同様の測定装置を
示す図、第３図Ａ及び第３図Ｂは第１図に示す測
定装置に適したセンサーの実施例を示す図、第４
図Ａ及び第４図Ｂは第２図に示す測定装置に適し
たセンサーの実施例を示す図である。 ２…センサー、４ａ…第１の半導体レーザー、
４ｂ…第２の半導体レーザー、６…光検出器、６
ａ…第１の光検出器、６ｂ…第２の光検出器、１
４…照射口、１８…受光口、なお、各図中同一符
号は同一又は相当部分を示す。
器型の血中色素濃度の連続測定装置を示す図、第
２図は２個の光検出器を用いた同様の測定装置を
示す図、第３図Ａ及び第３図Ｂは第１図に示す測
定装置に適したセンサーの実施例を示す図、第４
図Ａ及び第４図Ｂは第２図に示す測定装置に適し
たセンサーの実施例を示す図である。 ２…センサー、４ａ…第１の半導体レーザー、
４ｂ…第２の半導体レーザー、６…光検出器、６
ａ…第１の光検出器、６ｂ…第２の光検出器、１
４…照射口、１８…受光口、なお、各図中同一符
号は同一又は相当部分を示す。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 皮膚に接触される接触面、 接触面に設けられた照射口を有し、該照射口か
ら皮膚に向けて血中の肝機能検査用指示薬色素で
あるインドシアングリーンの吸収が大きい実質的
に805nmの波長の高吸収レーザー光ならびに吸収
が小さい実質的に860nmの波長の低吸収レーザー
光を照射するための２個の半導体レーザー、 前記照射口から皮膚へ照射された前記レーザー
光の散乱反射光を受光するため接触面に設けられ
た受光口を有するフオトトランジスタ、 照射口と受光口を分離する隔壁、 前記接触面を43℃ないし45℃に加熱するための
ヒータ、 上記各要素を収納する小寸法の容器、 上記半導体レーザーへの給電を行う給電線と上
記フオトトランジスタの出力信号を伝送する電線
とを収納した柔軟なコード、 を備えたことを特徴とする肝機能検査用皮膚半導
体レーザーセンサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60045276A JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60045276A JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61203939A JPS61203939A (ja) | 1986-09-09 |
| JPH0331053B2 true JPH0331053B2 (ja) | 1991-05-02 |
Family
ID=12714787
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60045276A Granted JPS61203939A (ja) | 1985-03-07 | 1985-03-07 | 肝機能検査用皮膚半導体レーザーセンサー |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61203939A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL84356A (en) * | 1986-11-05 | 1991-08-16 | Sumitomo Electric Industries | Liver function testing apparatus |
| JPS63177834A (ja) * | 1987-01-16 | 1988-07-22 | 熊谷 博彰 | 生物組織の診断装置及びそれを用いた治療装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57124239A (en) * | 1981-01-26 | 1982-08-03 | Aloka Co Ltd | Biochemical component analysis apparatus by laser beam |
| JPS59189828A (ja) * | 1983-04-08 | 1984-10-27 | 萩原 文二 | 肝機能経皮測定装置 |
-
1985
- 1985-03-07 JP JP60045276A patent/JPS61203939A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61203939A (ja) | 1986-09-09 |
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