JPH07255709A - 濃度測定装置 - Google Patents
濃度測定装置Info
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- JPH07255709A JPH07255709A JP1779395A JP1779395A JPH07255709A JP H07255709 A JPH07255709 A JP H07255709A JP 1779395 A JP1779395 A JP 1779395A JP 1779395 A JP1779395 A JP 1779395A JP H07255709 A JPH07255709 A JP H07255709A
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 精度良く所定成分の濃度を測定することがで
きる濃度測定装置を提供する。 【構成】 プローブ１０の光検出部２を構成するホトダ
イオード６の各区画１〜ｎで生体内を散乱した光が検出
される。この検出光に基づき、光入射点からの距離方向
ｄに対する検出光量ＯＤの変化率が演算される。この検
出光量の変化率および光吸収係数μa の所定の関係に基
づき、ヘモグロビン酸素飽和度が演算される。また、検
出光量ＯＤの変化率の時間変化および光吸収係数μa の
時間変化△μa の所定の関係に基づき、ＨｂＯ2 ，Ｈｂ
といった被測定成分の濃度変化が演算される。
きる濃度測定装置を提供する。 【構成】 プローブ１０の光検出部２を構成するホトダ
イオード６の各区画１〜ｎで生体内を散乱した光が検出
される。この検出光に基づき、光入射点からの距離方向
ｄに対する検出光量ＯＤの変化率が演算される。この検
出光量の変化率および光吸収係数μa の所定の関係に基
づき、ヘモグロビン酸素飽和度が演算される。また、検
出光量ＯＤの変化率の時間変化および光吸収係数μa の
時間変化△μa の所定の関係に基づき、ＨｂＯ2 ，Ｈｂ
といった被測定成分の濃度変化が演算される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体中に存在する成分
の濃度を光により非侵襲的に測定する濃度測定装置に関
するものである。
の濃度を光により非侵襲的に測定する濃度測定装置に関
するものである。
【０００２】
【従来の技術】従来、この種の濃度測定装置の基本的構
成としては、例えば米国特許４，２８１，６４５号公報
などに詳述されているものがある。同公報には、人体の
頭部へ入射した光の光吸収の変化を検出し、この光吸収
の変化により、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ），還元
型ヘモグロビン（Ｈｂ），ＨｂＴ（＝ＨｂＯ2 ＋Ｈ
ｂ），チトクロムオキターゼ（Ｃy ＯX ）といった成分
の濃度変化を測定する技術が開示されている。
成としては、例えば米国特許４，２８１，６４５号公報
などに詳述されているものがある。同公報には、人体の
頭部へ入射した光の光吸収の変化を検出し、この光吸収
の変化により、酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ），還元
型ヘモグロビン（Ｈｂ），ＨｂＴ（＝ＨｂＯ2 ＋Ｈ
ｂ），チトクロムオキターゼ（Ｃy ＯX ）といった成分
の濃度変化を測定する技術が開示されている。
【０００３】しかし、この濃度測定装置では必要とする
人体の濃度情報だけを検出することはできないため、こ
れを改良する装置として、米国特許４，２２３，６８０
号公報に示されるものが提案されている。同公報では、
光の照射点からの距離が異なる２点に検出部を設け、こ
れら各検出部で検出された光の差を取ることにより、人
体内部の情報だけを得る技術が開示されている。これと
類似する技術を用いた濃度測定装置が、特公平２−５
０，７３３号公報や特開平２−１６３，６３４号公報、
国際出願番号ＷＯ９２／２１２８３号公報に開示されて
いる。これらの濃度測定装置では、人体組織の比較的深
部を非侵襲によって測定できる点において臨床的意義が
大きい。
人体の濃度情報だけを検出することはできないため、こ
れを改良する装置として、米国特許４，２２３，６８０
号公報に示されるものが提案されている。同公報では、
光の照射点からの距離が異なる２点に検出部を設け、こ
れら各検出部で検出された光の差を取ることにより、人
体内部の情報だけを得る技術が開示されている。これと
類似する技術を用いた濃度測定装置が、特公平２−５
０，７３３号公報や特開平２−１６３，６３４号公報、
国際出願番号ＷＯ９２／２１２８３号公報に開示されて
いる。これらの濃度測定装置では、人体組織の比較的深
部を非侵襲によって測定できる点において臨床的意義が
大きい。
【０００４】これら濃度測定装置のアルゴリズムの基本
は図１７に示すビア・ランバート則である。同図で斜線
で示される部分は厚さｄ［cm］の人体組織を表してお
り、この人体組織には濃度Ｃ［Mol]の所定成分が含まれ
ている。また、人体組織の光吸収係数はε［1/Mol/cm］
であり、入射光Ｉi はその一部が人体組織で吸収され、
出射光Ｉo となって現れる。ビア・ランバート則は光散
乱の無い場合に使われ、光吸収量ＯＤが、吸収係数ε、
濃度Ｃ、距離ｄの積εＣｄに比例する法則を意味してお
り、次式に表される。
は図１７に示すビア・ランバート則である。同図で斜線
で示される部分は厚さｄ［cm］の人体組織を表してお
り、この人体組織には濃度Ｃ［Mol]の所定成分が含まれ
ている。また、人体組織の光吸収係数はε［1/Mol/cm］
であり、入射光Ｉi はその一部が人体組織で吸収され、
出射光Ｉo となって現れる。ビア・ランバート則は光散
乱の無い場合に使われ、光吸収量ＯＤが、吸収係数ε、
濃度Ｃ、距離ｄの積εＣｄに比例する法則を意味してお
り、次式に表される。
【０００５】ＯＤ＝−ｌｏｇ（Ｉo ／Ｉi ） ＝εＣｄ 光散乱がある場合には、図１８に示すように次のビア・
ランバート則の変形式が用いられる。
ランバート則の変形式が用いられる。
【０００６】ＯＤ＝εＣＬ＋Ｘ ここでＬは照射点から検出点に至る平均光路長［cm］で
あり、また、Ｘは散乱により検出器に入らず失われる光
の寄与分である。このままではＸが未知のため、濃度測
定に応用できないので、従来は、光吸収の時間的変化△
t ＯＤに注目して次式を用いたり、 △t ＯＤ＝ε・Ｌ・△t Ｃ 図１９に示すように２点間のＯＤの差△d ＯＤを測定
し、次式の関係により各成分の濃度変化やヘモグロビン
酸素飽和度を測定していた。
あり、また、Ｘは散乱により検出器に入らず失われる光
の寄与分である。このままではＸが未知のため、濃度測
定に応用できないので、従来は、光吸収の時間的変化△
t ＯＤに注目して次式を用いたり、 △t ＯＤ＝ε・Ｌ・△t Ｃ 図１９に示すように２点間のＯＤの差△d ＯＤを測定
し、次式の関係により各成分の濃度変化やヘモグロビン
酸素飽和度を測定していた。
【０００７】△d ＯＤ＝ＯＤ2 −ＯＤ1 ＝ε・Ｃ・△d Ｌ ここで、△d Ｌは２点間の光路長差である。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】しかし、これらの式は
平均光路長Ｌが一定という条件で用いられているが、実
際にはこの平均光路長Ｌは次式に示される光吸収量μa
により変化する。
平均光路長Ｌが一定という条件で用いられているが、実
際にはこの平均光路長Ｌは次式に示される光吸収量μa
により変化する。
【０００９】
【数５】
【００１０】例えば人体組織の光吸収が大きくなけれ
ば、光検出器に入る光のうち、光入射点から検出点まで
遠回りして入る光の方が近回りして入る光よりも大きく
減衰する。このため、相対的に近回りして検出される光
の割合が多くなり、この結果Ｌは短くなる。逆に吸収が
小さくなればＬは長くなる。従って実際には光吸収量Ｏ
Ｄと濃度Ｃとは比例関係にはない。
ば、光検出器に入る光のうち、光入射点から検出点まで
遠回りして入る光の方が近回りして入る光よりも大きく
減衰する。このため、相対的に近回りして検出される光
の割合が多くなり、この結果Ｌは短くなる。逆に吸収が
小さくなればＬは長くなる。従って実際には光吸収量Ｏ
Ｄと濃度Ｃとは比例関係にはない。
【００１１】つまり、改良された上記従来のそれぞれの
濃度測定装置は、基本的には、２点間の検出光量の比
（対数での差）△d ＯＤと、吸収係数μa と、検出点間
距離ｄとの間における次式の関係に基き、ヘモグロビン
などの濃度変化やヘモグロビン酸素飽和度（％）を計算
している。
濃度測定装置は、基本的には、２点間の検出光量の比
（対数での差）△d ＯＤと、吸収係数μa と、検出点間
距離ｄとの間における次式の関係に基き、ヘモグロビン
などの濃度変化やヘモグロビン酸素飽和度（％）を計算
している。
【００１２】
【数６】
【００１３】しかし実際には、これらの間には上述のよ
うに比例関係はない。これは成分の濃度が変化するに従
い、光の平均的光路長が変化することに原因している。
うに比例関係はない。これは成分の濃度が変化するに従
い、光の平均的光路長が変化することに原因している。
【００１４】この様に、従来のアルゴリズムはビア・ラ
ンバート則の基本型式ＯＤ＝εＣｄをそのまま光散乱系
へ応用しているため、こうした矛盾・誤差を有すること
になる。従って光散乱系での正確なアルゴリズムを求め
るためには、散乱体中での光の振舞いを直接記述する方
法に基いて行う必要がある。
ンバート則の基本型式ＯＤ＝εＣｄをそのまま光散乱系
へ応用しているため、こうした矛盾・誤差を有すること
になる。従って光散乱系での正確なアルゴリズムを求め
るためには、散乱体中での光の振舞いを直接記述する方
法に基いて行う必要がある。
【００１５】本発明の目的は、新規なアルゴリズムで信
号を処理し、精度良く成分の濃度を測定することができ
る濃度測定装置を提供することにある。
号を処理し、精度良く成分の濃度を測定することができ
る濃度測定装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明はこのような課題
を解消するためになされたもので、生体中を伝搬した入
射光を検出する測定プローブと、この検出光を解析して
生体中の所定成分の濃度情報を演算する演算手段とを備
えた濃度測定装置において、この演算手段は、光入射点
からの距離方向（ｄ）に対する検出光量（光学密度Ｏ
Ｄ）の変化率
を解消するためになされたもので、生体中を伝搬した入
射光を検出する測定プローブと、この検出光を解析して
生体中の所定成分の濃度情報を演算する演算手段とを備
えた濃度測定装置において、この演算手段は、光入射点
からの距離方向（ｄ）に対する検出光量（光学密度Ｏ
Ｄ）の変化率
【００１７】
【数１】
【００１８】を演算する第１の手段と、この検出光量の
変化率および光吸収係数μa の所定の関係に基づき、被
測定成分の相対的濃度比を演算する第２の手段とを備え
たことを特徴とするものである。
変化率および光吸収係数μa の所定の関係に基づき、被
測定成分の相対的濃度比を演算する第２の手段とを備え
たことを特徴とするものである。
【００１９】また、上記演算手段は、光入射点からの距
離方向に対する検出光量の変化率を演算する第１の手段
と、この検出光量の変化率の時間変化
離方向に対する検出光量の変化率を演算する第１の手段
と、この検出光量の変化率の時間変化
【００２０】
【数３】
【００２１】および光吸収係数μa の時間変化△μa の
所定の関係に基づき、被測定成分の濃度変化を演算する
第３の手段とを備えたことを特徴とするものである。
所定の関係に基づき、被測定成分の濃度変化を演算する
第３の手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００２２】また、上記演算手段は、光入射点からの距
離方向に対する検出光量の変化率を演算する第１の手段
と、この検出光量の変化率および光吸収係数μa の第１
の所定の関係に基づき、被測定成分の相対的濃度比を演
算する第２の手段と、この検出光量の変化率の時間変化
および光吸収係数μa の時間変化△μa の第２の所定の
関係に基づき、被測定成分の濃度変化を演算する第３の
手段とを備えたことを特徴とするものである。
離方向に対する検出光量の変化率を演算する第１の手段
と、この検出光量の変化率および光吸収係数μa の第１
の所定の関係に基づき、被測定成分の相対的濃度比を演
算する第２の手段と、この検出光量の変化率の時間変化
および光吸収係数μa の時間変化△μa の第２の所定の
関係に基づき、被測定成分の濃度変化を演算する第３の
手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００２３】
【作用】光入射点からの距離方向に対する検出光量の変
化率の二乗成分は光吸収係数と比例関係にあり、かつ、
この比例関係を律する比例定数は光吸収係数の影響を受
けない。
化率の二乗成分は光吸収係数と比例関係にあり、かつ、
この比例関係を律する比例定数は光吸収係数の影響を受
けない。
【００２４】このため、この比例関係に基づき、被測定
成分の相対的濃度比が正確に求められる。
成分の相対的濃度比が正確に求められる。
【００２５】また、この検出光量の変化率の二乗の時間
変化は光吸収係数の時間変化と比例関係にあり、かつ、
この比例関係を律する比例定数も光吸収係数の影響を受
けない。
変化は光吸収係数の時間変化と比例関係にあり、かつ、
この比例関係を律する比例定数も光吸収係数の影響を受
けない。
【００２６】このため、この比例関係に基づき、被測定
成分の濃度変化が正確に求められる。
成分の濃度変化が正確に求められる。
【００２７】さらに、これらの各比例関係に基づいて濃
度測定を行うと、得られる濃度情報の信頼性は極めて向
上する。
度測定を行うと、得られる濃度情報の信頼性は極めて向
上する。
【００２８】
【実施例】図２は本発明の一実施例による濃度測定装置
に用いられるプローブ１０を示し、同図（ａ）はプロー
ブの平面図、同図（ｂ）は断面図を示している。プロー
ブは光照射部１と光検出部２とからなり、両者は柔軟な
黒色のシリコンゴム製のホルダー３で約５ｃｍの間隔で
実質的に一体化されている。この間隔としては概略４ｃ
ｍ以上あれば良い。光照射部１は光ファイバー束４とプ
リズム５とから成り、濃度測定装置本体から順次伝送さ
れる５波長の光をほぼ垂直に人体の皮層へ照射する構造
となっている。光検出部２は光源からの距離方向に並べ
られた１次元の光センサであり、ｎ個の区画からなるア
レイ状のホトダイオード６で構成されている。光検出部
２にはホトダイオード６からの光電流を積分し、増幅す
るプリアンプ部７も含まれている。これにより、微弱な
信号も感度よく検出し、測定装置本体へケーブル８を介
して伝送できる。なお、この光検出部２は２次元光セン
サであってもよく、また、ホトダイオードでなく、電荷
結合素子（ＣＣＤ）で構成してもよい。
に用いられるプローブ１０を示し、同図（ａ）はプロー
ブの平面図、同図（ｂ）は断面図を示している。プロー
ブは光照射部１と光検出部２とからなり、両者は柔軟な
黒色のシリコンゴム製のホルダー３で約５ｃｍの間隔で
実質的に一体化されている。この間隔としては概略４ｃ
ｍ以上あれば良い。光照射部１は光ファイバー束４とプ
リズム５とから成り、濃度測定装置本体から順次伝送さ
れる５波長の光をほぼ垂直に人体の皮層へ照射する構造
となっている。光検出部２は光源からの距離方向に並べ
られた１次元の光センサであり、ｎ個の区画からなるア
レイ状のホトダイオード６で構成されている。光検出部
２にはホトダイオード６からの光電流を積分し、増幅す
るプリアンプ部７も含まれている。これにより、微弱な
信号も感度よく検出し、測定装置本体へケーブル８を介
して伝送できる。なお、この光検出部２は２次元光セン
サであってもよく、また、ホトダイオードでなく、電荷
結合素子（ＣＣＤ）で構成してもよい。
【００２９】図３はこのプローブの使用例を示してい
る。本実施例における濃度測定の主な対象は頭部であ
り、臨床上酸素のモニターが最も重要な部分である。プ
ローブ１０は通常毛髪の無い前額部へ粘着テープや伸縮
性のバンド等で固定される。図示されているのは、粘着
テープ９で固定されている状態である。
る。本実施例における濃度測定の主な対象は頭部であ
り、臨床上酸素のモニターが最も重要な部分である。プ
ローブ１０は通常毛髪の無い前額部へ粘着テープや伸縮
性のバンド等で固定される。図示されているのは、粘着
テープ９で固定されている状態である。
【００３０】図４には、本発明の一実施例による濃度測
定装置の全体構成の概略が示されている。
定装置の全体構成の概略が示されている。
【００３１】レーザ部１１は半導体レーザで構成されて
おり、このレーザ部１１からは図５（ａ）に示す５種類
の波長のパルス光λ1 〜λ5 が順次照射される。このパ
ルス光λ1 〜λ5 は光ファイバ束４を介してプローブ１
０にまで導かれ、その光照射部１から生体組織（人体額
部）へ照射される。なお、光源は半導体レーザでなくて
も、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。
おり、このレーザ部１１からは図５（ａ）に示す５種類
の波長のパルス光λ1 〜λ5 が順次照射される。このパ
ルス光λ1 〜λ5 は光ファイバ束４を介してプローブ１
０にまで導かれ、その光照射部１から生体組織（人体額
部）へ照射される。なお、光源は半導体レーザでなくて
も、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。
【００３２】額部に照射されたこのパルス光は頭部内を
伝搬し、プローブ１０の光検出部２に設けられたホトダ
イオード６で検出される。ｎ個に区画されたホトダイオ
ード６で検出されたｎ個の信号はケーブル８を介して本
体へ転送され、ｎ個のサンプルホールド回路１２で同時
にサンプリングされる。サンプリングされた各信号は同
時にＡ／Ｄ変換器１３に入力され、このＡ／Ｄ変換器１
３において図５（ｂ）に示すように順次Ａ／Ｄ変換（ア
ナログ／デジタル変換）される。例えば、パルス光λ1
は１１〜１ｎ，パルス光λ2 は２１〜２ｎのデジタル値
に変換される。このｎは通常２〜８であり、Ａ／Ｄ変換
された１サイクルの信号列の頭部の信号１１から末尾の
信号５ｎまでは総数１０〜４０となる。また、１サイク
ル全体のＡＤ変換及びＣＰＵ１４の所定動作に必要な時
間は数１００μｓｅｃである。従って、毎秒数１０００
サイクルでのデータ蓄積が可能である。１回の光照射で
得られる検出信号は微弱なため、充分な精度を得るため
には、図５（ｃ）に示すように、５〜１０秒間のデータ
蓄積が必要となる。この蓄積期間が終わると、ＣＰＵ１
４は各波長，各区間毎のデータを対数変換し、後述する
アルゴリズムに従ってＯＤ信号を計算する。そして、こ
の計算結果を図１のグラフに示すように各波長毎に直線
回帰処理を行い、各パルス光の種類λ1 〜λ5 のそれぞ
れについて
伝搬し、プローブ１０の光検出部２に設けられたホトダ
イオード６で検出される。ｎ個に区画されたホトダイオ
ード６で検出されたｎ個の信号はケーブル８を介して本
体へ転送され、ｎ個のサンプルホールド回路１２で同時
にサンプリングされる。サンプリングされた各信号は同
時にＡ／Ｄ変換器１３に入力され、このＡ／Ｄ変換器１
３において図５（ｂ）に示すように順次Ａ／Ｄ変換（ア
ナログ／デジタル変換）される。例えば、パルス光λ1
は１１〜１ｎ，パルス光λ2 は２１〜２ｎのデジタル値
に変換される。このｎは通常２〜８であり、Ａ／Ｄ変換
された１サイクルの信号列の頭部の信号１１から末尾の
信号５ｎまでは総数１０〜４０となる。また、１サイク
ル全体のＡＤ変換及びＣＰＵ１４の所定動作に必要な時
間は数１００μｓｅｃである。従って、毎秒数１０００
サイクルでのデータ蓄積が可能である。１回の光照射で
得られる検出信号は微弱なため、充分な精度を得るため
には、図５（ｃ）に示すように、５〜１０秒間のデータ
蓄積が必要となる。この蓄積期間が終わると、ＣＰＵ１
４は各波長，各区間毎のデータを対数変換し、後述する
アルゴリズムに従ってＯＤ信号を計算する。そして、こ
の計算結果を図１のグラフに示すように各波長毎に直線
回帰処理を行い、各パルス光の種類λ1 〜λ5 のそれぞ
れについて
【００３３】
【数７】
【００３４】を算出する。なお、同グラフの横軸は光照
射点から光検出点までの距離ｄ、縦軸は光吸収量ＯＤ
（λ）を示しており、横軸の距離ｄは区画１〜ｎで目盛
ってある。
射点から光検出点までの距離ｄ、縦軸は光吸収量ＯＤ
（λ）を示しており、横軸の距離ｄは区画１〜ｎで目盛
ってある。
【００３５】ＣＰＵ１４は、算出されたこの値をもと
に、後述する，式を解き、ヘモグロビン酸素飽和度
ＳＯ2 ［％］、ＨｂＯ2 、Ｈｂ、ＣｙＯｘの濃度変化を
表示部１５にグラフ表示する。
に、後述する，式を解き、ヘモグロビン酸素飽和度
ＳＯ2 ［％］、ＨｂＯ2 、Ｈｂ、ＣｙＯｘの濃度変化を
表示部１５にグラフ表示する。
【００３６】次に、本発明における濃度測定のアルゴリ
ズムについて説明する。
ズムについて説明する。
【００３７】本実施例によるプローブ１０を用いた生体
への光入射の状況は図６に示され、例えばこの図６の様
な光入射条件では、生体１９に入った光は拡散係数Ｄ＝
｛３（μa ＋μ´s ）｝-1に基いて運動する拡散体で記
述できる。つまり、一般に、生体での光の振舞いは拡散
現象として近似できる。ここで、μa は光吸収係数［１
／ｃｍ］，μ´s は実効光散乱係数［１／ｃｍ］であ
る。レーザ部１１から出射され、光ファイバ束４および
プリズム５を介して入射されたインパルス光は生体１９
内を拡散し、入射点から距離ｄの位置では次の応答関数
で記述される出力（インパルス応答）となる。
への光入射の状況は図６に示され、例えばこの図６の様
な光入射条件では、生体１９に入った光は拡散係数Ｄ＝
｛３（μa ＋μ´s ）｝-1に基いて運動する拡散体で記
述できる。つまり、一般に、生体での光の振舞いは拡散
現象として近似できる。ここで、μa は光吸収係数［１
／ｃｍ］，μ´s は実効光散乱係数［１／ｃｍ］であ
る。レーザ部１１から出射され、光ファイバ束４および
プリズム５を介して入射されたインパルス光は生体１９
内を拡散し、入射点から距離ｄの位置では次の応答関数
で記述される出力（インパルス応答）となる。
【００３８】 Ｒ（ｄ，ｔ）＝（４πｃ／３μ´s ）-2/3・１／μs ・ｔ-5/2・ ｅｘｐ（−μa Ｃｔ）・ｅｘｐ（−３μ´s ｄ2 ／４Ｃｔ）… ただし、実際での測定条件としては次式の条件を満足す
る必要がある。
る必要がある。
【００３９】
【数８】
【００４０】検出光量Ｉ（ｄ）はインパルス応答を時間
的に積分した値だから、
的に積分した値だから、
【００４１】
【数９】
【００４２】となる。また、光吸収量ＯＤ（ｄ）は検出
光量Ｉ（ｄ）の逆数の対数だから、
光量Ｉ（ｄ）の逆数の対数だから、
【００４３】
【数１０】
【００４４】となる。従来はこの式をＯＤ＝μa Ｌ＋
Ｘ（μa ＝εＣ）で近似していたことになる。
Ｘ（μa ＝εＣ）で近似していたことになる。
【００４５】式のままではＯＤとμa の関係が複雑な
ため、距離ｄに対する以下の変化率
ため、距離ｄに対する以下の変化率
【００４６】
【数１】
【００４７】に注目する。この変化率は次式に表され
る。
る。
【００４８】
【数１１】
【００４９】この式の第１項はｄに対して一定、第２項
はｄの増加とともに減少する。例えば、一般的な値とし
て次式の条件では、
はｄの増加とともに減少する。例えば、一般的な値とし
て次式の条件では、
【００５０】
【数１２】
【００５１】第２項は第１項の１０分の１以下の値とな
り、変化率はほぼ第１項だけで近似できる。従って、変
化率は次式
り、変化率はほぼ第１項だけで近似できる。従って、変
化率は次式
【００５２】
【数１３】
【００５３】または次式で示される。
【００５４】
【数１４】
【００５５】本発明で用いるアルゴリズムは式又は実
質的には、式に基くもので、具体的には前述した測
定プローブにより複数波長λi で次式の
質的には、式に基くもので、具体的には前述した測
定プローブにより複数波長λi で次式の
【００５６】
【数１５】
【００５７】を測定し、次式
【００５８】
【数１６】
【００５９】（ｊ：各成分）との関係式を連立させ、各
成分ｊの濃度比を求めるものである。ここで式におけ
る比例定数３μ´s ／ｌｎ2 １０と従来の比例定数Ｌを
比べると、その大きな違いは内部にμa を含まないこと
である。このためμa と
成分ｊの濃度比を求めるものである。ここで式におけ
る比例定数３μ´s ／ｌｎ2 １０と従来の比例定数Ｌを
比べると、その大きな違いは内部にμa を含まないこと
である。このためμa と
【００６０】
【数１７】
【００６１】とは比例関係が保たれ正確な測定が可能と
なる。μ´s については、測定波長域を適当に選べばほ
ぼ一定とみなすことができ、定数として扱うことができ
る。具体的には次のものを被測定成分とする。
なる。μ´s については、測定波長域を適当に選べばほ
ぼ一定とみなすことができ、定数として扱うことができ
る。具体的には次のものを被測定成分とする。
【００６２】酸化型ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ） 還元型ヘモグロビン（Ｈｂ） チトクロムオキターゼ（Ｃy Ｏx ） Ｈ2 Ｏ Ｏff（オフセット分） 以下の式を解いて各成分（ｊ）の相対濃度ＫＣj を求め
る。
る。
【００６３】
【数１８】
【００６４】ここで、Ｋ＝３μ´s ／ｌｎ2 １０であ
る。
る。
【００６５】これより、臨床の場で一般に用いられてい
るパラメータであるヘモグロビン酸素飽和度（ＨｂＯ2
／ＨｂＴ；ＨｂＴ＝ＨｂＯ2 ＋Ｈｂ）を、ＫＣHbO2／
（ＫＣHbO2＋ＫＣHb）という式を用いて計算できる。
るパラメータであるヘモグロビン酸素飽和度（ＨｂＯ2
／ＨｂＴ；ＨｂＴ＝ＨｂＯ2 ＋Ｈｂ）を、ＫＣHbO2／
（ＫＣHbO2＋ＫＣHb）という式を用いて計算できる。
【００６６】上の方法によれば、形式的にはすべての成
分の相対濃度が求まるが、実際問題としては、濃度の少
ないＣy Ｏx の測定精度は十分なものではない。これを
補う式として
分の相対濃度が求まるが、実際問題としては、濃度の少
ないＣy Ｏx の測定精度は十分なものではない。これを
補う式として
【００６７】
【数１７】
【００６８】の時間変化に注目した計算を同時に行う。
この式そのものは、測定領域に存在するすべての成分に
よる光吸収を含んだものであり、これを扱う場合は従来
は測定対象とされなかった水や、未知の吸収項を補正す
るためのオフセットも含めて式を解く必要がある。これ
に対して次式
この式そのものは、測定領域に存在するすべての成分に
よる光吸収を含んだものであり、これを扱う場合は従来
は測定対象とされなかった水や、未知の吸収項を補正す
るためのオフセットも含めて式を解く必要がある。これ
に対して次式
【００６９】
【数１９】
【００７０】の場合は、測定中に変化する成分Ｈｂ
Ｏ2 ，Ｈｂ，Ｃy ＯX だけを考慮して式を解けば良く、
オフセット等の影響も考える必要がないため、（測定さ
れるものは濃度の変化分Ｋ・△Ｃであるが）精度的には
大きく改善される。具体的には次の式が使われる。
Ｏ2 ，Ｈｂ，Ｃy ＯX だけを考慮して式を解けば良く、
オフセット等の影響も考える必要がないため、（測定さ
れるものは濃度の変化分Ｋ・△Ｃであるが）精度的には
大きく改善される。具体的には次の式が使われる。
【００７１】
【数２０】
【００７２】Ｃy ＯX の測定値としては式で求めた濃
度変化を出力とする。またＨｂ，ＨｂＯ2 については、
式で求めたＫＣHbO2，ＫＣHbの変化と式で求めたＫ
△tＣHbO2，Ｋ△t ＣHbとを比較し、両者が概ね一致し
ていれば、式によるヘモグロビン測定の精度が確保さ
れている目安となる。
度変化を出力とする。またＨｂ，ＨｂＯ2 については、
式で求めたＫＣHbO2，ＫＣHbの変化と式で求めたＫ
△tＣHbO2，Ｋ△t ＣHbとを比較し、両者が概ね一致し
ていれば、式によるヘモグロビン測定の精度が確保さ
れている目安となる。
【００７３】以上の様に、
【００７４】
【数１７】
【００７５】を測定することにより、従来の様にＯＤを
そのまま扱っていた場合に生ずる非線形誤差が改善さ
れ、さらに
そのまま扱っていた場合に生ずる非線形誤差が改善さ
れ、さらに
【００７６】
【数２１】
【００７７】による濃度変化の測定も同時に行うことに
より、測定の精度・信頼性が向上する。 また、
より、測定の精度・信頼性が向上する。 また、
【００７８】
【数１】
【００７９】の測定を精度良く行う上で、測定プローブ
は最も重要な部分である。すなわち、実際の臨床の場で
患者に装着する測定プローブは、測定性能を左右する重
要なものであるが、従来においては、装着性や測定精度
を満足するプローブは得られていなかった。しかし、本
実施例によるプローブの構造によれば、装着性に優れ、
精度よく光吸収量の距離変化率
は最も重要な部分である。すなわち、実際の臨床の場で
患者に装着する測定プローブは、測定性能を左右する重
要なものであるが、従来においては、装着性や測定精度
を満足するプローブは得られていなかった。しかし、本
実施例によるプローブの構造によれば、装着性に優れ、
精度よく光吸収量の距離変化率
【００８０】
【数１】
【００８１】を測定できるプローブが得られる。すなわ
ち、臨床レベルで実用可能な測定プローブが実現され、
このプローブから得られる信号を上述した新規なアルゴ
リズムで処理することにより、精度良く成分の濃度を測
定することが可能になる。
ち、臨床レベルで実用可能な測定プローブが実現され、
このプローブから得られる信号を上述した新規なアルゴ
リズムで処理することにより、精度良く成分の濃度を測
定することが可能になる。
【００８２】次に、上記実施例による濃度測定装置の有
効性を確認するため、ファントムを用いて行った確認実
験について説明する。
効性を確認するため、ファントムを用いて行った確認実
験について説明する。
【００８３】この実験は図７に示す冷却ＣＣＤ分光シス
テムを用いて行った。ファントム２１は、ポリスチレン
・マイクロ小球、ＮＩＲ色素を含む水溶液からなり、光
吸収係数μa ＝０．０４ｍｍ-1、実効光散乱係数μ´s
＝２．０〜１．６ｍｍ-1である。このファントム２１に
はハロゲンランプ２２から光ファイバ２３を介してパル
ス光が入射される。この光ファイバ２３は電動移動台２
４に保持されており、この電動移動台２４の移動に伴っ
て光ファイバ２３が移動することにより、ファントム２
１への光入射位置を調節することが可能となっている。
ファントム２１内を伝搬した光はファイバ２５で検出さ
れ、分光器およびＣＣＤ素子２６で画像情報に変換され
る。この画像情報はパソコン（ＰＣ）２７に入力され、
上述した所定の演算処理がなされる。本実験では電動移
動台２４によって光ファイバ２３，２５の間隔を１ｍｍ
ずつ、２０〜３０ｍｍの範囲で移動し、波長λが８２０
ｎｍでのＯＤ変化を測定した。
テムを用いて行った。ファントム２１は、ポリスチレン
・マイクロ小球、ＮＩＲ色素を含む水溶液からなり、光
吸収係数μa ＝０．０４ｍｍ-1、実効光散乱係数μ´s
＝２．０〜１．６ｍｍ-1である。このファントム２１に
はハロゲンランプ２２から光ファイバ２３を介してパル
ス光が入射される。この光ファイバ２３は電動移動台２
４に保持されており、この電動移動台２４の移動に伴っ
て光ファイバ２３が移動することにより、ファントム２
１への光入射位置を調節することが可能となっている。
ファントム２１内を伝搬した光はファイバ２５で検出さ
れ、分光器およびＣＣＤ素子２６で画像情報に変換され
る。この画像情報はパソコン（ＰＣ）２７に入力され、
上述した所定の演算処理がなされる。本実験では電動移
動台２４によって光ファイバ２３，２５の間隔を１ｍｍ
ずつ、２０〜３０ｍｍの範囲で移動し、波長λが８２０
ｎｍでのＯＤ変化を測定した。
【００８４】図８に示すグラフは本確認実験の結果を示
すものであり、同グラフの横軸はファイバ間の間隔ｄを
示すFibre spacing ［ｍｍ］であり、縦軸は入射光の減
衰率Attenuation （ＯＤ）である。同グラフの回帰直線
の傾斜（Slope)は０．２３６ＯＤ／ｍｍとなっている。
また、光減衰率ＯＤのファイバ間隔ｄに対する比率は次
式に示される。
すものであり、同グラフの横軸はファイバ間の間隔ｄを
示すFibre spacing ［ｍｍ］であり、縦軸は入射光の減
衰率Attenuation （ＯＤ）である。同グラフの回帰直線
の傾斜（Slope)は０．２３６ＯＤ／ｍｍとなっている。
また、光減衰率ＯＤのファイバ間隔ｄに対する比率は次
式に示される。
【００８５】
【数１１】
【００８６】上記式でｄ＝２５ｍｍとしてこの変化率の
理論値を計算すると、実効光散乱係数μ´s の２．０〜
１．６の範囲においては次のようになる。
理論値を計算すると、実効光散乱係数μ´s の２．０〜
１．６の範囲においては次のようになる。
【００８７】
【数２２】
【００８８】すなわち、μ´s の精度を考慮すると、こ
の理論値は同グラフに示される実験結果にほとんど一致
し、本実施例の濃度測定装置による濃度測定の正確さが
確認された。
の理論値は同グラフに示される実験結果にほとんど一致
し、本実施例の濃度測定装置による濃度測定の正確さが
確認された。
【００８９】また、上記実施例のアルゴリズムに基づい
た濃度測定では、装置・測定系のノイズによって検出光
量に非線形歪みが生じる。すなわち、上記実施例による
濃度測定装置の測定原理においては、検出器受光部に入
射する光の実際の光量に対し、検出光量（この逆数の対
数は検出吸光度）は図９（ａ）のグラフに示す理想的な
線形特性を持つことを前提にしている。ここで、同グラ
フの横軸は光検出器に実際に入射される検出器入射光
量、縦軸はこの光検出器に検出される検出光量を示して
いる。従って、光入射点から光検出点までの距離ｄに対
する検出吸光度ＯＤは理想的には図９（ｂ）のグラフに
示す原点を通る回帰直線で表される。ここで、同グラフ
の横軸は光入射点位置ｄ0 と光検出点位置ｄi との間の
距離ｄi −ｄ0 、縦軸は光入射点位置ｄ0 における吸光
度ＯＤ0 と光検出点位置ｄi における吸光度ＯＤi との
差に相当する検出吸光度ＯＤi −ＯＤ0 を示している。
た濃度測定では、装置・測定系のノイズによって検出光
量に非線形歪みが生じる。すなわち、上記実施例による
濃度測定装置の測定原理においては、検出器受光部に入
射する光の実際の光量に対し、検出光量（この逆数の対
数は検出吸光度）は図９（ａ）のグラフに示す理想的な
線形特性を持つことを前提にしている。ここで、同グラ
フの横軸は光検出器に実際に入射される検出器入射光
量、縦軸はこの光検出器に検出される検出光量を示して
いる。従って、光入射点から光検出点までの距離ｄに対
する検出吸光度ＯＤは理想的には図９（ｂ）のグラフに
示す原点を通る回帰直線で表される。ここで、同グラフ
の横軸は光入射点位置ｄ0 と光検出点位置ｄi との間の
距離ｄi −ｄ0 、縦軸は光入射点位置ｄ0 における吸光
度ＯＤ0 と光検出点位置ｄi における吸光度ＯＤi との
差に相当する検出吸光度ＯＤi −ＯＤ0 を示している。
【００９０】しかし、実際の装置・測定系においては一
般的に何らかのノイズが存在する。検出器受光部に入射
する光量が少ない場合、ノイズのＤＣ寄与分が大きくな
り、図１０（ａ）のグラフに示すように検出光量に非線
形歪みを生じる。ここで、同グラフの横軸は検出器入射
光量、縦軸は検出光量を示している。すなわち、検出器
に入射する実際の光量が０になっても検出光量があり、
検出信号が０にならないことが起こる。ノイズのうちＡ
Ｃ寄与分があっても、信号をアキュームレーション（蓄
積）することにより、Ｓ／Ｎは改善することができる。
しかし、ＤＣ寄与分はアキュームレーションしても残
り、同グラフに示すダーク減算誤差±△となる。回帰処
理ではこれを対数変換するので、さらに非線形歪みが拡
大される。この歪みが回帰計算において誤差を生じ、図
１０（ｂ）のグラフに示すように、本来ならば同グラフ
に破線で示す回帰直線が得られるべきところ、実線で示
すような回帰直線になり、十分な測定精度で検出光量の
変化率
般的に何らかのノイズが存在する。検出器受光部に入射
する光量が少ない場合、ノイズのＤＣ寄与分が大きくな
り、図１０（ａ）のグラフに示すように検出光量に非線
形歪みを生じる。ここで、同グラフの横軸は検出器入射
光量、縦軸は検出光量を示している。すなわち、検出器
に入射する実際の光量が０になっても検出光量があり、
検出信号が０にならないことが起こる。ノイズのうちＡ
Ｃ寄与分があっても、信号をアキュームレーション（蓄
積）することにより、Ｓ／Ｎは改善することができる。
しかし、ＤＣ寄与分はアキュームレーションしても残
り、同グラフに示すダーク減算誤差±△となる。回帰処
理ではこれを対数変換するので、さらに非線形歪みが拡
大される。この歪みが回帰計算において誤差を生じ、図
１０（ｂ）のグラフに示すように、本来ならば同グラフ
に破線で示す回帰直線が得られるべきところ、実線で示
すような回帰直線になり、十分な測定精度で検出光量の
変化率
【００９１】
【数１】
【００９２】が得られなくなってしまう。ここで、同グ
ラフの横軸は光入射点から光検出点までの距離、縦軸は
この光検出点で検出される検出吸光度を示している。従
って、検出器に実際に入射される光量である検出器入射
光量に比べて検出光量が少なくなってしまった場合、光
入射点から最も遠い光検出点の信号の回帰誤差は大きく
なる。例えば、本来ならば同グラフで○印に位置すべき
検出吸光度は×印に位置するようになり、大きな非線形
歪みを含むことになる。
ラフの横軸は光入射点から光検出点までの距離、縦軸は
この光検出点で検出される検出吸光度を示している。従
って、検出器に実際に入射される光量である検出器入射
光量に比べて検出光量が少なくなってしまった場合、光
入射点から最も遠い光検出点の信号の回帰誤差は大きく
なる。例えば、本来ならば同グラフで○印に位置すべき
検出吸光度は×印に位置するようになり、大きな非線形
歪みを含むことになる。
【００９３】このように検出光量が適正範囲から外れる
要因として、生体に入射した光が生体に極度に吸収され
てしまうことが考えられる。例えば、出血、ほくろ、あ
ざ等によって生体組織表面で入射光が極度に吸収された
り、また、内出血等によって生体組織内で入射光が極度
に吸収されたりすることが考えられる。また、光検出器
の受光部表面に汚れが存在していたり、検出器自体の感
度が劣化した場合にも検出光量は低下する。また、出血
や鬱血によって濃度測定中に被測定部の濃度が高くな
り、光吸収が大きくなって検出光量が低下することも考
えられる。
要因として、生体に入射した光が生体に極度に吸収され
てしまうことが考えられる。例えば、出血、ほくろ、あ
ざ等によって生体組織表面で入射光が極度に吸収された
り、また、内出血等によって生体組織内で入射光が極度
に吸収されたりすることが考えられる。また、光検出器
の受光部表面に汚れが存在していたり、検出器自体の感
度が劣化した場合にも検出光量は低下する。また、出血
や鬱血によって濃度測定中に被測定部の濃度が高くな
り、光吸収が大きくなって検出光量が低下することも考
えられる。
【００９４】次に、この非線形歪みを補正する手段につ
いて説明する。検出光量が不足している場合に生じる信
号歪みは、検出光量を増やすことによって補正すること
が可能である。つまり、検出光量が不足した場合、光源
の制御を行い、生体に入射する光量を増やすことによ
り、非線形歪みは補正される。また、この非線形歪みを
補正する他の手段として、各光検出点において検出光量
を監視し、各光検出点の検出吸光度に所定の重み付けを
設定し、データ評価の際に検出光量の不足している検出
点におけるデータの寄与を下げることが考えられる。本
発明では、検出吸光度の距離ｄに対する変化率の回帰計
算中、同時に導かれる回帰直線のｙ切片を用いてこの重
み付けを設定し、非線形歪みの補正を行う。
いて説明する。検出光量が不足している場合に生じる信
号歪みは、検出光量を増やすことによって補正すること
が可能である。つまり、検出光量が不足した場合、光源
の制御を行い、生体に入射する光量を増やすことによ
り、非線形歪みは補正される。また、この非線形歪みを
補正する他の手段として、各光検出点において検出光量
を監視し、各光検出点の検出吸光度に所定の重み付けを
設定し、データ評価の際に検出光量の不足している検出
点におけるデータの寄与を下げることが考えられる。本
発明では、検出吸光度の距離ｄに対する変化率の回帰計
算中、同時に導かれる回帰直線のｙ切片を用いてこの重
み付けを設定し、非線形歪みの補正を行う。
【００９５】図１１は、検出光量が不足した場合、光源
の制御を行い、照射光量を増やすことにより非線形歪み
を補正する装置を示している。なお、同図において、図
４と同一または相当する部分には同一符号を用いてその
説明は省略する。
の制御を行い、照射光量を増やすことにより非線形歪み
を補正する装置を示している。なお、同図において、図
４と同一または相当する部分には同一符号を用いてその
説明は省略する。
【００９６】レーザ部１１は、レーザを発光させるトリ
ガー信号と、レーザ光量を制御するレーザ光量制御回路
３１からの信号とによって制御される。ＣＰＵ１４は各
光検出点で得られる光量を監視し、検出光量が不足して
いる場合、レーザ光量制御回路３１を制御してレーザ部
１１から生体組織に出射されるレーザ光量を増やす。こ
の光量制御により、検出光量信号のレンジは検出光量信
号のノイズ△（ダーク減算誤差）を無視できる範囲にな
り、非線形誤差の少ないデータが得られる。
ガー信号と、レーザ光量を制御するレーザ光量制御回路
３１からの信号とによって制御される。ＣＰＵ１４は各
光検出点で得られる光量を監視し、検出光量が不足して
いる場合、レーザ光量制御回路３１を制御してレーザ部
１１から生体組織に出射されるレーザ光量を増やす。こ
の光量制御により、検出光量信号のレンジは検出光量信
号のノイズ△（ダーク減算誤差）を無視できる範囲にな
り、非線形誤差の少ないデータが得られる。
【００９７】また、図１２は、回帰直線のｙ切片を用い
て検出データに重み付けを設定し、非線形歪みの補正を
行う装置を示している。なお、同図において、図４と同
一または相当する部分には同一符号を用いてその説明は
省略する。また、図１３はこの装置を用いて行われるデ
ータ補正処理のアルゴリズムを示すフローチャートであ
り、サンプリング期間毎のデータ処理アルゴリズムを示
している。
て検出データに重み付けを設定し、非線形歪みの補正を
行う装置を示している。なお、同図において、図４と同
一または相当する部分には同一符号を用いてその説明は
省略する。また、図１３はこの装置を用いて行われるデ
ータ補正処理のアルゴリズムを示すフローチャートであ
り、サンプリング期間毎のデータ処理アルゴリズムを示
している。
【００９８】レーザ部１１から出射された複数波長のレ
ーザ光は順次測定プローブ１０に導かれ、生体組織３３
に照射される。生体組織３３は前述したμa ，μs ´の
特性を持ち、この生体組織３３中を伝搬したこれら入射
光は測定プローブ１０内のホトダイオードで検出され、
データ収集部３２で検出光量データとして収集される。
データ収集部３２では検出信号をＡ／Ｄ変換し、サンプ
リング期間中、検出光量ＰＣのデータを収集蓄積する
（図１３ステップ１０１参照）。
ーザ光は順次測定プローブ１０に導かれ、生体組織３３
に照射される。生体組織３３は前述したμa ，μs ´の
特性を持ち、この生体組織３３中を伝搬したこれら入射
光は測定プローブ１０内のホトダイオードで検出され、
データ収集部３２で検出光量データとして収集される。
データ収集部３２では検出信号をＡ／Ｄ変換し、サンプ
リング期間中、検出光量ＰＣのデータを収集蓄積する
（図１３ステップ１０１参照）。
【００９９】次に、以下の処理が生体組織に入射される
レーザ光の波長数（ＬＤ数）０〜ｍだけ行われる（ステ
ップ１０２参照）。ここで、ｍはＬＤ数＋１であり、Ｌ
Ｄ数にダーク光が加えられた数に相当している。
レーザ光の波長数（ＬＤ数）０〜ｍだけ行われる（ステ
ップ１０２参照）。ここで、ｍはＬＤ数＋１であり、Ｌ
Ｄ数にダーク光が加えられた数に相当している。
【０１００】まず、データ収集部３２で収集蓄積された
検出光量ＰＣは、Ｉ／Ｆ回路３４，３５によってデータ
処理部３６に送られ、次式に基づいて吸光度ＯＤに対数
変換される（ステップ１０３参照）。この演算処理およ
び以下に述べる演算処理はデータ処理部３６におけるＣ
ＰＵ３７およびメモリ３８を用いて行われる。
検出光量ＰＣは、Ｉ／Ｆ回路３４，３５によってデータ
処理部３６に送られ、次式に基づいて吸光度ＯＤに対数
変換される（ステップ１０３参照）。この演算処理およ
び以下に述べる演算処理はデータ処理部３６におけるＣ
ＰＵ３７およびメモリ３８を用いて行われる。
【０１０１】ＯＤ＝−log 10 ＰＣ 次に、検出吸光度ＯＤと、照射点−検出点間距離ｄとの
直線回帰計算が行われる（ステップ１０４参照）。いま
検出点ｘにおける検出吸光度ＯＤをｙとすると、回帰直
線はこれら変数ｘ，ｙを用いて次式で表される。
直線回帰計算が行われる（ステップ１０４参照）。いま
検出点ｘにおける検出吸光度ＯＤをｙとすると、回帰直
線はこれら変数ｘ，ｙを用いて次式で表される。
【０１０２】ｙ＝γｘ＋β ここで、γは回帰直線の傾き、βはｙ切片である。
【０１０３】このｘとｙの関係に各検出点での重み付け
Ｗを考慮すると、γ，βはベクトル表記による一般形で
次式のように表すことができる。
Ｗを考慮すると、γ，βはベクトル表記による一般形で
次式のように表すことができる。
【０１０４】
【数２３】
【０１０５】ここで、変数ｘ，ｙがそれぞれ次のように
変化するとした場合、 ｘ＝ｄ0 ，ｄ1 ，…，ｄn-1 ｙ＝ＯＤ0 ，ＯＤ1 ，…，ＯＤn-1
変化するとした場合、 ｘ＝ｄ0 ，ｄ1 ，…，ｄn-1 ｙ＝ＯＤ0 ，ＯＤ1 ，…，ＯＤn-1
【０１０６】
【数２４】
【０１０７】である。
【０１０８】
【数２５】
【０１０９】は対角行列であり、また、
【０１１０】
【数２６】
【０１１１】は、
【０１１２】
【数２７】
【０１１３】の転置行列を示している。
【０１１４】ところで、理想的な回帰直線の場合、ｙ切
片βは０であり、回帰直線は次式に示される。
片βは０であり、回帰直線は次式に示される。
【０１１５】ｙ＝γｘ また、 ＯＤ＝−log 10 ＰＣ＝γｘ であるから、ｙ＝γｘで示される関数、すなわち、 ＰＣ＝１０-γx を検出光量ＰＣの真値としたとき、この真値にノイズ分
△を仮定した検出光量ＰＣ´は次式に示される。
△を仮定した検出光量ＰＣ´は次式に示される。
【０１１６】ＰＣ´＝ＰＣ＋△ この検出光量ＰＣ´について、前述の回帰式に基づ
き、誤差を含んだ傾きγ´を求めた。そして、仮定した
傾きγ（真値）に対するγ´の比γ´／γを、各ノイズ
分△について求めた。図１４のグラフにおいて、白抜き
の四角印でプロットされた特性（補正なし）は、このノ
イズ分△に対するγ´／γの比を示すグラフである。同
グラフの横軸はノイズ分△、縦軸は比γ´／γを示して
いる。ここで、検出点数ｎは４（ｎ＝４）であり、重み
付けＷの要素は全て等しい（均等重み付け）ものとし
た。つまり、
き、誤差を含んだ傾きγ´を求めた。そして、仮定した
傾きγ（真値）に対するγ´の比γ´／γを、各ノイズ
分△について求めた。図１４のグラフにおいて、白抜き
の四角印でプロットされた特性（補正なし）は、このノ
イズ分△に対するγ´／γの比を示すグラフである。同
グラフの横軸はノイズ分△、縦軸は比γ´／γを示して
いる。ここで、検出点数ｎは４（ｎ＝４）であり、重み
付けＷの要素は全て等しい（均等重み付け）ものとし
た。つまり、
【０１１７】
【数２８】
【０１１８】とした。
【０１１９】次に、これに重み付けによる補正を行って
ノイズ分△による影響を少なくする（ステップ１０５参
照）。前述の回帰計算で求められたｙ切片βは、検出光
量のノイズ分△による歪みに関係した量であると考えら
れる。従って、本発明ではこの点に着目して重み付けを
行う。図１５は経験的に得られた重み付け関数ｗ３
（β）を示すものであり、同グラフの横軸はβ、縦軸は
この重み付け関数値ｗ３を示している。この重み付けは
比γ´／γが１に近付く値を選択した。この例では４点
の検出点のうち照射点から最も遠い点の重みｗ３のみを
変えている。この重み付けに基づき、再び回帰計算を行
い（ステップ１０６参照）、γ´／γを求めた。図１４
のグラフにおいて黒塗りの四角印でプロットされる特性
は、この演算結果である。
ノイズ分△による影響を少なくする（ステップ１０５参
照）。前述の回帰計算で求められたｙ切片βは、検出光
量のノイズ分△による歪みに関係した量であると考えら
れる。従って、本発明ではこの点に着目して重み付けを
行う。図１５は経験的に得られた重み付け関数ｗ３
（β）を示すものであり、同グラフの横軸はβ、縦軸は
この重み付け関数値ｗ３を示している。この重み付けは
比γ´／γが１に近付く値を選択した。この例では４点
の検出点のうち照射点から最も遠い点の重みｗ３のみを
変えている。この重み付けに基づき、再び回帰計算を行
い（ステップ１０６参照）、γ´／γを求めた。図１４
のグラフにおいて黒塗りの四角印でプロットされる特性
は、この演算結果である。
【０１２０】以上の重み付け補正処理は前述したように
ＬＤ数について行う（ステップ１０７参照）。次に、各
々の測定成分についてスペクトル・カーブ・フィッティ
ングを用いた濃度計算を行う（ステップ１０８参照）。
そして、演算結果をグラフ表示する（ステップ１０
９）。以上が１サンプルの処理に沿って示した非線形歪
みの補正処理である。
ＬＤ数について行う（ステップ１０７参照）。次に、各
々の測定成分についてスペクトル・カーブ・フィッティ
ングを用いた濃度計算を行う（ステップ１０８参照）。
そして、演算結果をグラフ表示する（ステップ１０
９）。以上が１サンプルの処理に沿って示した非線形歪
みの補正処理である。
【０１２１】図１６は、図１２に示した装置を用いてヘ
モグロビン酸素飽和度を実測した結果を示すグラフであ
り、上述したｙ切片を用いた重み付け補正処理が行われ
ている。同図（ａ）は前腕を完全止血して酸素飽和度を
測定した結果を示し、同図（ｂ）は前腕の静脈のみ止血
して酸素飽和度を測定した結果を示している。また、こ
れら各グラフの横軸は時間（min.) 、縦軸はヘモグロビ
ン酸素飽和度［％］を示している。この計測において
は、図１２に示す本実施例による濃度測定と同時に、時
間分解測定法を用いた濃度測定も行った。各グラフで実
線で示される特性は本実施例による装置によって得られ
た特性であり、白抜きの菱形の印でプロットされる特性
は時間分解測定法を用いて得られた特性を示している。
また、測定に用いたレーザ光源の波長は７７５ｎｍ，８
２５ｎｍおよび８５０ｎｍの３波長である。なお、上記
の時間分解測定法は以下の文献の６７〜７１ページに
「近赤外時間分解分光法の生体内ヘモグロビン濃度計測
への応用」と題した論文に示されるものである。
モグロビン酸素飽和度を実測した結果を示すグラフであ
り、上述したｙ切片を用いた重み付け補正処理が行われ
ている。同図（ａ）は前腕を完全止血して酸素飽和度を
測定した結果を示し、同図（ｂ）は前腕の静脈のみ止血
して酸素飽和度を測定した結果を示している。また、こ
れら各グラフの横軸は時間（min.) 、縦軸はヘモグロビ
ン酸素飽和度［％］を示している。この計測において
は、図１２に示す本実施例による濃度測定と同時に、時
間分解測定法を用いた濃度測定も行った。各グラフで実
線で示される特性は本実施例による装置によって得られ
た特性であり、白抜きの菱形の印でプロットされる特性
は時間分解測定法を用いて得られた特性を示している。
また、測定に用いたレーザ光源の波長は７７５ｎｍ，８
２５ｎｍおよび８５０ｎｍの３波長である。なお、上記
の時間分解測定法は以下の文献の６７〜７１ページに
「近赤外時間分解分光法の生体内ヘモグロビン濃度計測
への応用」と題した論文に示されるものである。
【０１２２】 Ｏ plus Ｅ，Ｎｏ．１８０，１９９４年１１月 両者の測定結果には各グラフに示すように大変良い一致
が見られた。時間分解測定法は超高速光検出器とピコ秒
パルスレーザを必要とし、装置としては大掛かりで、コ
スト，実用性の面で問題はあるが、その方式や測定値の
信頼性については広く認められている。これに反して本
実施例による装置によれば、時間分解測定法を用いた装
置に比較して遥かに小型、低コストで実用的な装置が提
供されることになる。
が見られた。時間分解測定法は超高速光検出器とピコ秒
パルスレーザを必要とし、装置としては大掛かりで、コ
スト，実用性の面で問題はあるが、その方式や測定値の
信頼性については広く認められている。これに反して本
実施例による装置によれば、時間分解測定法を用いた装
置に比較して遥かに小型、低コストで実用的な装置が提
供されることになる。
【０１２３】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、
【０１２４】
【数２】
【０１２５】なる関係に基づく計算方法により、μa の
変化に対する従来のアルゴリズムの非線形歪を改善で
き、精度良く濃度の計算が可能になる。また、μa その
ものおよび△t μa の両方に基づく計算を同時に行うこ
とにより、得られるデータの信頼性が向上する。
変化に対する従来のアルゴリズムの非線形歪を改善で
き、精度良く濃度の計算が可能になる。また、μa その
ものおよび△t μa の両方に基づく計算を同時に行うこ
とにより、得られるデータの信頼性が向上する。
【０１２６】また、検出光量が不足している場合におい
ても、測定誤差の少ない
ても、測定誤差の少ない
【０１２７】
【数１】
【０１２８】従って、μa が得られる。
【図１】本発明の一実施例による濃度測定装置を用いて
測定した光吸収量ＯＤの距離ｄに対する変化率を示すグ
ラフである。
測定した光吸収量ＯＤの距離ｄに対する変化率を示すグ
ラフである。
【図２】本実施例による濃度測定装置に用いられるプロ
ーブを示す平面図および断面図である。
ーブを示す平面図および断面図である。
【図３】図２に示されたプローブの使用例を示す正面図
である。
である。
【図４】本実施例による濃度測定装置のシステムの概略
構成を示すブロック図である。
構成を示すブロック図である。
【図５】図４に示されたシステムの各部における信号を
示す波形図である。
示す波形図である。
【図６】本実施例における生体への光入射条件を示す断
面図である。
面図である。
【図７】本実施例による濃度測定装置の有効性を確認す
るための実験装置の概略を示す図である。
るための実験装置の概略を示す図である。
【図８】図７に示される実験装置を用いて測定されたデ
ータを示すグラフである。
ータを示すグラフである。
【図９】理想的な場合の検出器入射光量と検出光量との
関係を示すグラフである。
関係を示すグラフである。
【図１０】検出器入射光量が過少な場合における検出器
入射光量と検出光量との関係を示すグラフである。
入射光量と検出光量との関係を示すグラフである。
【図１１】レーザ光量制御手段を備えた濃度測定装置の
概略構成を示すブロック図である。
概略構成を示すブロック図である。
【図１２】ｙ切片を用いた重み付け補正処理機能を備え
た濃度測定装置の概略構成を示すブロック図である。
た濃度測定装置の概略構成を示すブロック図である。
【図１３】ｙ切片を用いた重み付け補正処理のアルゴリ
ズムを示すフローチャートである。
ズムを示すフローチャートである。
【図１４】検出光量の歪みについての補正の有無による
回帰直線の傾きをシミュレーションした結果を示すグラ
フである。
回帰直線の傾きをシミュレーションした結果を示すグラ
フである。
【図１５】補正に用いた重み付け曲線つまりｙ切片の関
数を示すグラフである。
数を示すグラフである。
【図１６】補正処理をして得られたヘモグロビン酸素飽
和度の計測結果を示すグラフである。
和度の計測結果を示すグラフである。
【図１７】濃度測定のアルゴリズムの基本となるビア・
ランバート則を説明する断面図である。
ランバート則を説明する断面図である。
【図１８】従来のアルゴリズムを説明するための断面図
である。
である。
【図１９】従来の他のアルゴリズムを説明するための断
面図である。
面図である。
１…光照射部、２…光検出部、３…シリコンゴム性ホル
ダー（黒色）、４…光ファイバ束、５…プリズム、６…
ホトダイオード、７…プリアンプ部、８…ケーブル、９
…粘着固定テープ、１０…プローブ、１１…レーザ部、
１２…サンプル・ホールド回路、１３…Ａ／Ｄ変換器、
１４…ＣＰＵ、１５…表示部。
ダー（黒色）、４…光ファイバ束、５…プリズム、６…
ホトダイオード、７…プリアンプ部、８…ケーブル、９
…粘着固定テープ、１０…プローブ、１１…レーザ部、
１２…サンプル・ホールド回路、１３…Ａ／Ｄ変換器、
１４…ＣＰＵ、１５…表示部。
Claims (8)
- 【請求項１】 生体中を伝搬した入射光を検出する測定
プローブと、この検出光を解析して生体中の所定成分の
濃度情報を演算する演算手段とを備えた濃度測定装置に
おいて、 前記演算手段は、 光入射点からの距離方向（ｄ）に対する検出光量（光学
密度ＯＤ）の変化率 【数１】 を演算する第１の手段と、 この検出光量の変化率および光吸収係数μa の所定の関
係に基づき、被測定成分の相対的濃度比を演算する第２
の手段とを備えたことを特徴とする濃度測定装置。 - 【請求項２】 前記の所定の関係とは、実質的に 【数２】 であることを特徴とする請求項１記載の濃度測定装置。
- 【請求項３】 生体中を伝搬した入射光を検出する測定
プローブと、この検出光を解析して生体中の所定成分の
濃度情報を演算する演算手段とを備えた濃度測定装置に
おいて、 前記演算手段は、 光入射点からの距離方向（ｄ）に対する検出光量（光学
密度ＯＤ）の変化率 【数１】 を演算する第１の手段と、 この検出光量の変化率の時間変化 【数３】 および光吸収係数μa の時間変化△μa の所定の関係に
基づき、被測定成分の濃度変化を演算する第３の手段と
を備えたことを特徴とする濃度測定装置。 - 【請求項４】 前記の所定の関係とは、実質的に 【数４】 であることを特徴とする請求項３記載の濃度測定装置。
- 【請求項５】 生体中を伝搬した入射光を検出する測定
プローブと、この検出光を解析して生体中の所定成分の
濃度情報を演算する演算手段とを備えた濃度測定装置に
おいて、 前記演算手段は、 光入射点からの距離方向（ｄ）に対する検出光量（光学
密度ＯＤ）の変化率 【数１】 を演算する第１の手段と、 この検出光量の変化率および光吸収係数μa の第１の所
定の関係に基づき、被測定成分の相対的濃度比を演算す
る第２の手段と、 前記検出光量の変化率の時間変化 【数３】 および光吸収係数μa の時間変化△μa の第２の所定の
関係に基づき、被測定成分の濃度変化を演算する第３の
手段とを備えたことを特徴とする濃度測定装置。 - 【請求項６】 前記の第１の所定の関係とは、実質的に 【数２】 であり、前記の第２の所定の関係とは、実質的に 【数４】 であることを特徴とする請求項５記載の濃度測定装置。
- 【請求項７】 生体中に入射する光の照射量を制御する
光照射量制御手段を備えたことを特徴とする請求項１か
ら請求項６のいずれか１項に記載した濃度測定装置。 - 【請求項８】 検出光量の変化率を演算する前記第１の
手段は、３点以上の検出点での検出光量の変化率を求め
る回帰処理を行う際に、回帰直線のｙ切片によって検出
光量に所定の重み付けをして回帰処理を行うことを特徴
とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載した
濃度測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01779395A JP3524976B2 (ja) | 1994-02-04 | 1995-02-06 | 濃度測定装置 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1265394 | 1994-02-04 | ||
| JP6-12653 | 1994-02-04 | ||
| JP01779395A JP3524976B2 (ja) | 1994-02-04 | 1995-02-06 | 濃度測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07255709A true JPH07255709A (ja) | 1995-10-09 |
| JP3524976B2 JP3524976B2 (ja) | 2004-05-10 |
Family
ID=26348285
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP01779395A Expired - Fee Related JP3524976B2 (ja) | 1994-02-04 | 1995-02-06 | 濃度測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3524976B2 (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6579249B2 (en) | 2000-09-11 | 2003-06-17 | Hamamatsu Photonics K.K. | Occlusal force measuring apparatus |
| JP2008505691A (ja) * | 2004-07-07 | 2008-02-28 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレイテッド | 多波長生理学的モニタ |
| WO2012144356A1 (ja) | 2011-04-21 | 2012-10-26 | 学校法人 聖マリアンナ医科大学 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| WO2013125148A1 (ja) | 2012-02-20 | 2013-08-29 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置および濃度測定方法 |
| WO2016103323A1 (ja) * | 2014-12-22 | 2016-06-30 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置、解析装置、及び方法 |
| EP3092950A1 (en) | 2012-02-20 | 2016-11-16 | Hamamatsu Photonics K.K. | Concentration measurement device and concentration measurement method |
| JP2020030105A (ja) * | 2018-08-22 | 2020-02-27 | 浜松ホトニクス株式会社 | ファントム及びその製造方法 |
| US10948900B2 (en) | 2009-11-03 | 2021-03-16 | Applied Materials, Inc. | Display of spectra contour plots versus time for semiconductor processing system control |
-
1995
- 1995-02-06 JP JP01779395A patent/JP3524976B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6579249B2 (en) | 2000-09-11 | 2003-06-17 | Hamamatsu Photonics K.K. | Occlusal force measuring apparatus |
| JP2008505691A (ja) * | 2004-07-07 | 2008-02-28 | マシモ・ラボラトリーズ・インコーポレイテッド | 多波長生理学的モニタ |
| US10948900B2 (en) | 2009-11-03 | 2021-03-16 | Applied Materials, Inc. | Display of spectra contour plots versus time for semiconductor processing system control |
| US9808189B2 (en) | 2011-04-21 | 2017-11-07 | St. Marianna University School Of Medicine | Concentration-measurement device and concentration-measurement method |
| EP3111843A1 (en) | 2011-04-21 | 2017-01-04 | St. Marianna University School of Medicine | Concentration-measurement device and concentration-measurement method |
| US10660551B2 (en) | 2011-04-21 | 2020-05-26 | St. Marianna University School Of Medicine | Concentration-measurement device and concentration-measurement method |
| WO2012144356A1 (ja) | 2011-04-21 | 2012-10-26 | 学校法人 聖マリアンナ医科大学 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| EP3092950A1 (en) | 2012-02-20 | 2016-11-16 | Hamamatsu Photonics K.K. | Concentration measurement device and concentration measurement method |
| US9700248B2 (en) | 2012-02-20 | 2017-07-11 | Hamamatsu Photonics K.K. | Concentration measurement device and concentration measurement method |
| WO2013125148A1 (ja) | 2012-02-20 | 2013-08-29 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置および濃度測定方法 |
| US10405783B2 (en) | 2012-02-20 | 2019-09-10 | Hamamatsu Photonics K.K. | Concentration measurement device and concentration measurement method |
| WO2016103323A1 (ja) * | 2014-12-22 | 2016-06-30 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置、解析装置、及び方法 |
| JPWO2016103323A1 (ja) * | 2014-12-22 | 2017-07-13 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置、解析装置、及び方法 |
| JP2020030105A (ja) * | 2018-08-22 | 2020-02-27 | 浜松ホトニクス株式会社 | ファントム及びその製造方法 |
| US12023635B2 (en) | 2018-08-22 | 2024-07-02 | Hamamatsu Photonics K.K. | Phantom and method for producing same |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3524976B2 (ja) | 2004-05-10 |
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