CN1014019B - 肝功能检查装置 - Google Patents

Abstract

一种肝功检查装置，用两种波长的光照射生物组织，一种光能被注入血液的由肝摄取和排泄的色素吸收，另种光不能被吸收.从生物组织得到的光脉冲由受光元件接收，其输出由A/D转换器采样并转为数字信号。在采样输出中血液里的变化成分被定为线性回归式的系数以作生物校正。按注入色素后一定期间内的采样输出和上述系数计算与血液中色素浓度相关的值，由该值用最小二乘法求出作为时间函数的模拟函数的系数，由此可求得血浆消失率和停滞率。

Description

本发明涉及一种肝功能检查装置。更具体地说，涉及通过把一种只由肝脏选择地摄取和排泄的特定色素注入血液，测定其血浆消失率和停滞率，自动地进行检查诊断肝功能的测定和处理的肝功能检查装置。

为了检查诊断肝功能，通常血浆消失率和停滞率的测定，是把靛氰绿（以下称为ICG）作为特定色素，通过取血测定的方法进行的。按照该方法，是把ICG静脉注射给被检者，在注射后的5分、10分和15分钟各进行三次取血，待血块凝结、血清分离出来后，用分光光度计测出在波长805毫微米的吸光度，从事先得到的校正曲线（血液中对应的ICG浓度VS、吸光度），可以求得5分、10分和15分钟后血清中的ICG浓度值，从ICG浓度值的变化，计算出血浆消失率和停滞率。

最近盛行一种测定法，是通过变化ICG的注入量，多次测定血浆消失率，求出代表肝细胞功能总量的指标R_max。在日本特公昭60-58649号公报中，也揭示了一种无须取血就能测定血浆消失率和停滞率的方法。按照该方法，是把光照射到肌体表面，对ICG吸光敏感度高的波长的光和对ICG几乎没有吸光敏感度的波长的光从生物体透过，然后测定其各自的光量，从该光量的时间变化（色素消失曲线）求出血浆消失率和停滞率。

上述的第一种方法，须准确地测定注射后的取 血时间。但是，在实际的检查中，时间往往不能测定得很准确，测定的操作也很烦杂。并且，由于取血，给被检者造成精神上、肉体上较大负担。此外，在通过变化ICG的注入量、多次测定血浆消失率，求出指标R_max的测定法中，需要取血十几次，更增加了被检者的负担。

按照上述日本特公昭60-58649号公报所揭示的不用取血的方法，由于诸如装设探测器压迫血管引起血流障碍、被测定者身体摇动、肌体内的脉动及生物组织内血流量的变化（例如，仅手臂的上下运动，就会使生物组织各部分的血液量发生变化）等的影响，实际上，探测器的输出是变动的。因而不可能得到正确的色素消失曲线，从而由该曲线得出的血浆消失率和停滞率也不可能是正确的。

因此，本发明的主要目的，是提供一种肝功能检查装置，它能排除诸如装设着探测器时的血流障碍、肌体摇动、肌体内的脉动、生物组织内血液量的变化等这样一些人为现象的影响，而进行正确的测定。

本发明是一种用于检查肝功能的肝功能检查装置，其特征是它包括光源装置、光电转换装置、采样装置、决定装置和运算装置。光源装置将二种波长的光照射到生物组织上，第一种波长的光能被注入到生物组织血液中的、且由肝脏摄取和排泄的特定色素所吸收，第二种波长的光不能被上述特定色素所吸收。光电转换装置输出第一和第二光电转换信号，这两个信号分别与由光源装置照射到生物组织上、并从生物组织得到的第一和第二种光相对应。采样装置用来对光电转换信号进行采样。决定装置根据采样的第一和第二光电转换信号内包含的血液变化成分，决定位于第一和第二光电转换信号之间的线性回归式的系数。运算装置根据在从注射特定色素开始、经一段预定时间后的规定期间内的采样信号和所决定的线性回归式系数，计算与血液中特定色素浓度相关的值。

在这种肝功能检查装置的一个较好的实施例中，根据所计算的、与特定色素浓度相关的值，利用最小二乘法，求出作为时间函数的模拟函数的系数。

还有，按照本发明的一个更好的实施例，根据所求得的模拟函数的系数，求出特定色素的血浆消失率。

另外，按照本发明的一个更好的实施例，根据所求得的模拟函数的系数，求出特定色素在规定期间内的停滞率。

再则，按照本发明的一个更好的实施例，根据所求得的模拟函数的系数，求出代表肝细胞功能总量的指标。

这样，按照本发明，把能被注入到生物组织血液中的、且由肝脏摄取和排泄的特定色素吸收的第一种波长的光和不能被上述特定色素吸收的第二种波长的光照射到生物组织上;对与从生物组织得到的第一和第二种波长的光相对应的第一和第二光电转换信号进行采样;根据所采样的第一和第二光电转换信号内包含的血液变化成分，决定位于第一和第二光电转换信号之间的线性回归式的系数进行生物校正;根据从注入特定色素开始经一段预定时间后的规定期间内的采样信号和所决定的线性回归式的系数，计算与血液中的特定色素浓度相关的值。因此，通过生物校正可排除诸如肌体装设探测器时的血流障碍、肌体摇动、脉动等人为现象造成的影响，从而可计算出与特定色素浓度相关的值。这样，正确的特定色素消失曲线的时间管理成为可能，从而能得到准确的数据。另外，本发明不是从通常取血法的几个试样、而是从消失曲线的大量数据中得出血浆消失率、停滞率及代表肝细胞功能总量的指标等，从而提高数据的可靠性。

图1至图4是表示本发明原理的图。

图5是表示本发明一个实施例结构的简略方框图。

图6是表示检测光量的时间图，该光量是通过被测体规定光路后的波长为λ₁、λ₂的光的光量。

图7是表示贮存在图5所示的RAM（随机存取存贮器）内的数据。

图8A至图8D是表示本发明一个实施例的具体动作的流程图。图8A表示数据采样子程序，图8B表示生物校正方式，图8C表示初始设定方式，图8D表示测定方式。

图9至图12是表示图5所示显示部的显示例。

图13表示由本发明测定的特定色素消失曲线的一个例子。

图14和图15表示由本发明测定的光量数据L₁、L₂、消失曲线、血浆消失率和15分钟停滞率 的结果。

图16至图19是说明本发明效果的图。

图20表示存贮在用于本发明另一个实施例的RAM内的数据。

图21A和图21B是表示本发明另一个实施例的测定方式动作的流程图。

图22至图24是说明本发明另一个实施例的动作图。

附图中各有关符号，表示：

Kg1：特定色素的吸光系数（波λ）

Kb1：波长λ₁时血液的吸光系数

Kb2：波长λ₂时血液的吸光系数

γt1：波长λ₁时生物组织的吸光度

γt2：波长λ₂时生物组织的吸光度

Vb：采用内的血液量

Cb：采样内的血液浓度

Cg：采样内的特定色素浓度

在描述本发明的实施例之前，先说明一下在本发明中所采用的生物校正的原理。

图1至图4是说明本发明所采用的生物校正的原理图。

设I₁为能大量被特定色素吸收的、波长为λ₁的光照射到生物组织上的入射光量，设I₂为不能被特定色素吸收的、波长为λ₂的光照射到生物组织上的入射光量，设L₁和L₂分别为通过生物组织体内规定光路后的光量。注入特定色素后的入射光量I₁和I₂与通过光量L₁和L₂的关系如以下所示：

logI₂/L₂＝f₂（Cb，Cb）+γt₂……（2）

logI₁/L₁＝kg₁·Cg·Vb+f₁（Cb，Vb）+γt₁（1）

以上第（1）式和第（2）式中的各系数和变数如图1所示。其中，f₁、f₂是在波长λ₁、λ₂时由血液特性决定的函数。

另一方面，注入特定色素以前的入射光量I₁、I₂与通过光量L₁、L₂的关系如以下第（3）式和第（4）式如示：

logI₁/L₁＝f₁（Cb，Vb）+γt₁……（3）

logI₂/L₂＝f₂（Cb，Vb）+γt₂……（4）

实际上，注入特定色素之前的通过光量L₁和L₂的关系如图2所示那样已被测定，是呈如图3所示的线性关系。这是把探测器装设在肌体上并使肌体内血液量变动时的数据。已证实此线性关系具有再现性，而且不因人而异。

因此，上述第（3）、第（4）式可用以下第（5）式表示：

logL₁＝AlogL₂+B……（5）

即，由第（3）、第（4）式得：

logI₁-｛f₁（Cb，Vb）+γt₁｝＝A[logI₂-｛f₂（Cb，Vb）+γt₂｝]+B……（6）

其中，Cb为采样内的血液浓度

Cb为采样内的血液量。

下面，利用注入特定色素后的第（1）、第（2）式，把特定色素的浓度、试样内的血液量和特定色素的吸光系数相乘得到的函数C，用以下第（7）式表示：

C＝logL₁-[AlogL₂+B]……（7）

由第（7）求出函数C，可由下面第（8）式表示：

C＝logI₁-kg·Cg·vb-f₁（Cb·Vb）+γt₁-A[logI₂-{f₂（Cb·Cb）+γt₂}]……（8）

由第（6）式得第（9）式：

C＝-kg·cg·vb……（9）

因此，如果采用第（3）图所示的生物校正曲线，可得到函数C的信号。

可是对于函数C，虽然系数kg是常数，但肌体内各部分的血液量是被认为时刻变化着的，所以，一旦由于装设在肌体上的探测器使规定试样内的血液量变化，虽然特定色素的浓度保持不变，特定色素的数量要按比例变化。将其模式化即如图4所示。

在图4中，设 DE为注入特定色素后t₁分钟后的函数C的值，由于t₁+△t分钟后得到的规定试样内包含的血液量发生变化，观测点从E变化到E′。这时，如果△t比1分钟小得多，则认为血液中的特定色素浓度在t₁分钟后和在t₁+△t分钟后是相同的。可是，对于函数C，从C＝ DE变化为C′＝ D'E'。因为C≠C′，因此须进行一些修正。所以，通过在L₁₀点将 DE和 D'E'规格化，可以修正由于血液量的变化而产生的明显的色素浓度变化。

一旦注入特定色素，只是对logL₁的信号产生变化，例如移至E点。这时， DE成为第（9）式所示的函数C。第（9）式的血液量vb可认为由 CD表示，因此如将A点的Y坐标作为L₁₀规格 化，则如第（10）式所示：

$\mathrm{vbcl\; +}\frac{{\mathrm{logL}}_{\mathrm{10}}{\mathrm{-(A\; ·\; logL}}_2\mathrm{+B)}}{{\mathrm{log\; L}}_{\mathrm{10}}}\mathrm{\dots \dots (10)}$

因此，由第（7）式和第（10）式，可得到与特定色素浓度对应的信号cg，由第（11）式表示：

利用最小二乘法，在上述计算结果cg的时间变化中的模拟曲线的函数cg可用第（12）式表示：

cg＝Ae^BT……（12）

其中，t为注入特定色素后的经过时间;A和B为常数。

从上述第（12）式，可求出常数A和B。由下面的第（13）（14）式可求出血浆消失率K、T分钟停滞率R%。

k＝-B……（13）

R%＝e^BT……（14）

其中，T为以色素进入肝脏为特征的色素注入后的经过时间。

上面已对本发明所用的生物校正作了说明，下面将描述利用该生物校正的本发明的实施例。

图5是表示本发明的一个实施例的简略方框图。图6是表示检测光量的时间图，该光量是通过被测体规定光路后的波长为λ₁、λ₂光的光量。图7表示存贮在图5所示的RAM内的数据。

在图5中，肝功能检查装置由探测部10和测定处理部20构成。探测部10包括第一光源11，第二光源12、受光元件13和预放大器14。第一光源11和第二光源12分别发出能大量被特定色素吸收的、波长为λ₁的光脉冲和不能被特定色素吸收的、波长为λ₂的光脉冲。受光元件13接受从光源11和12照射到生物组织15上并通过规定光路的光。测定处理部20驱动光源11和12，使它们分别交替地以脉冲方式发射各自的光。

测定处理部20包括一个作为运算装置动作的cpu34。cpu34通过I/O（输入/输出）接口把开始信号送到振荡电路24和时间电路23。振荡电路24定时振荡以产生规定的时钟信号。cpu34利用该时钟信号和上述开始信号，通过时间电路23和译码器32，在图6所示的时间TM′和TM″，把来自恒定电流电路21的恒定电流i₁和i₂供给第一光源11和第二光源12。

由光源11和12发射的光，通过生物组织15内规定光路后，入射到受光元件13上。受光元件13发生的电流供给预放大器14，在进行电流-电压转换的同时被放大，再供给测定处理部20。预放大器14的输出，由设置在测定处理部内的放大器16放大到规定范围内的电平，可得到如图6所示的V_PD那样的输出。

采样保持电路28根据由时间电路23和译码器25发生的如图6所示的时间信号TM′，对放大器16的输出进行采样和保持。

经采样和保持的信号由多路转换器29进行选择，由A/D转换器30变为数字信号后，由数据寄存器31进行数据锁存。这时，多路转换器29、A/D转换器30和数据寄存器31的时间由时间电路23和译码器26控制。

锁存的数据通过经I/O接口32从cpu34输出的选择信号被译码器定时，然后作为L₁和L₂的数字信号存贮到RAM35中。I/O接口32与蜂鸣器33连接，该蜂鸣器33用来报知注入特定色素的时间。cpu34与RAM35、ROM36（只读存贮器）、显示部37以及打印部38相连接。RAM35用于贮存如后述第7图所示的数据。ROM36用于贮存按照后述图8A至图8B所示流程图的程序。显示部37显示后述图9至图12所示的数据。打印机38用来打印肝功能检查的结果。

操作部39包括报警LED（发光二极管）40、校正键41、开始键42和打印键43。当检查结果的可靠性小时，报警LED40发出报警信号;校正键41用来设定生物校正方式;开始键42用来指令测定方式的开始，打印键43用来指令打印计算结果。

在上述图5所示的结构中，分别由第一和第二光源11、12发出的光通过生物组织15内规定光路后，由一个受光元件13接受。但是，并不局限于这种形式，也可以设置分别与第一和第二光源11、12相对应的受光元件，对各受光元件的输出进行采样，以时间分割的方式由cpu34读取各采 样输出。又，作为光源装置，也可以设置单一光源，该单一光源发射能被特定色素吸收的、波长为λ₁的光和不能被特定色素吸收的、波长为λ₂的光，以及设置2个使各波长的光单独透过的滤光器和分别与各滤光器对应的受光元件。

图7表示存贮在图5所示RAM内的数据。图8A至图8D是说明本发明一个实施例具体动作的流程图。图9至图12表示图5所示部的显示例。图14表示由本发明测定的特定色素的消失曲线、血浆消失率和T分钟停滞率R%的结果。

下面，参照图5、图8A至图8D和图14说明本发明一实施例的具体动作。本发明装置的动作包括数据采样方式、生物校正方式、初始设定方式和测定方式。图8A、图8B、图8C和图8D分别表示在这些方式中的动作流程。

首先，图8A所示的数据采样方式作为下述校正方式和测定方式中的子程序被执行。步骤（图中简略示为SP）SP11至SP16，对通过被测定物的、一组波长为λ₁、λ₂光的光量进行采样，并把它们存贮到RAM里。亦即，在步骤SP11，cpu34通过图5所示的I/O接口32输出开始信号。如前所述，L₁、L₂的值通过开始信号被数据锁存。cpu在步骤SP12待机，直至数据被锁存。

其次，在步骤sp13，cpu34通过图5所示的I/O接口32向选择线输出选择信号，在步骤sp14，先通过I/O接口32读入L₁的数据，再存贮到图7所示RAM35的存贮区域8a1里。同样，在步骤sp15和sp16，cpu34把L₂的数据存贮到RAM35的存贮区域8a2里。在完成了上述步骤sp16的运算后，cpu34返回到最初的步骤。对此，将参照表示生物校正方式的图8B和表示测定方式的图8D进行说明。

图8B表示生物校正方式的动作流程图。该生物校正方式开始于电源供给装置时或者开始于后述图8D所示的测定方式动作终了时。在步骤sp21，cpu34使生物校正方式显示在显示部37上。这个显示，例如图9所示，表明进入生物校正方式，同时指示装设探测部10。根据这个指示，操作者把探测部10装在生物组织15上。

然后，cpu34在步骤sp22待机，直至校正键41被操作。一旦校正键41被操作，cpu34前进到步骤sp23，执行前述图A所示的数据采样的子程序。

接着，在步骤23，cpu34控制恒定电流电路21，使读入的L₁、L₂进入基准光量数据L_max和L_min的范围内，该基准光量是被存贮在RAM35的存贮区域8b1、8b2里的。然后，cpu34把由恒定电流电路21设定的电流设定值i₁、i₂存贮到RAM35的存贮区域8c1、8c2里。电流i₁、i₂稳定地流向光源11、12。对于上述的电流初始设定动作，将在后面的图8c中更详细地描述。

在步骤sp25，cpu34使蜂鸣器鸣响，报知电源设定完了。步骤sp26至sp29是进行上述生物校正的步骤。具体地说，在步骤sp26和sp27，cpu34分别对L₁、L₂的值进行n次采样，使CL₁（1）至CL₁（n）存贮到存贮区域8d₁、至8dn里，使CL₂（1）至CL₂（n）存贮到存贮区域8e₁至8en里。在步骤sp28，cpu34对于logCL₁（I）和logCL₂（I）（I＝1～n）按照下式进行线性回归分析。

logCL₁（I）＝A·logCL₂（I）+B

cpu34求出上式中的A、B值、相关系数r和CL₁（I）（I＝1～n）的最大值CL₁₀，并把它们分别存贮到RAM35的存贮区域8f₁、8f₂、8f₃、8f₄里。

然后，为了保证生物校正的可靠性，在步骤sp29，cpu34判断相关系数r₁是否在0.998以上，如果r₁达不到0.998，则前进到步骤sp30，使报警LED40亮灯，并返回到步骤sp22，再次进行生物校正。另一方面，如果r₁在0.998以上时，则进入图8D所示的测定方式。在这里使用的相关系数r₁的基本值0.998仅是一个例子，是根据装置整体的性能决定的。在步骤sp26的n次数据采样期间，被检者应使体内血液量变化，可以采用抬起和放下手臂、或者由探测器压迫血管的方式来改变体内血液量。

下面，参照图8C，对图8B中步骤sp24的初始设定动作进行更具体的说明。

波长λ₁、λ₂的光的光量数据L₁、L₂存贮在RAM35的存贮区域8a1、8a2里。在步骤sp241，cpu34把L₁、L₂的值作为L₀λ₁、L₀λ₂分别存贮在RAM35的存贮区域8h₁、8h₂里。然后，cpu34执行步骤sp242至sp249，调整来自恒定电流电路21的电流设定值，使得L₀λ₁、L₀λ₂被设定在光量数据L_max和L_min（L_max＞L_min）之间，该光 量数据是存贮在RAM35的存贮区域8b₁、8b₂里的。

具体地说，在步骤sp242，当L₀λ₁比L_max大时，前进到步骤sp243，把电流设定值i₁设定在一个小的值上，再次执行步骤sp23和sp241，在步骤242，再次判断L₀λ₁是否比L_max大。如果L₀λ₁比L_max小，则前进到步骤244，判断L₀λ₁是否比L_min小。当L₀λ₁比L_min小时，在步骤sp245将电流设定值i₁的值增大，再返回到上述步骤sp23。通过反复进行这个动作来设定电流设定值i，使L₀λ₁位于L_max和L_min之间。

然后，在步骤sp246至sp249，与步骤sp241至sp245同样，设定电流设定值i₂，使L₀λ₂位于L_max和L_min之间。这样，在步骤sp23至sp249最终设定的电流设定值i₁、i₂存贮在RAM35的存贮区域8C1和8C2里。

以下参照图8D来说明测定方式。在步骤sp41，cpu34把注入特定色素的指示显示的显示部37上。该显示例如如图10所示，指示特定色素、例如ICG的注入。按照这个显示，操作者进行对被检者注入特定色素的准备。cpu34在步骤sp42待机，直至开始键42被操作。一旦判断了开始键42被操作，cpu在步骤sp43显示应注入特定色素的时间，同时由蜂鸣器33发出蜂鸣音。这显示例如象图11所示那样，显示为1→2→3→4→5，当显示“5”时，操作者进行特定色素的注入。当显示“1”、“2”、“3”、“4”时，cpu34使蜂鸣器33发出第一种声音，当显示“5”时，使蜂鸣器33发出另一种不同的声音。当这种声音和显示产生时，操作者就进行特定色素的注入。在步骤sp44，cpu34把计时器的初始值设定为“0”。然后，在步骤sp45，cpu34执行数据采样程序，该程序即为上述图8A中描述的子程序。接着，把采样数据作为L₁至L₂分别存贮在RAM的存贮区域8a1至8a2里。

在步骤sp46，cpu34利用A、B、CL₁₀，根据下式进行计算，并将cg（I）存贮在RAM35的存贮区域8g1里。所说A、B、CL₁₀是在上述图8B的生物校正方式中，被存贮在RAM35的存贮区域8f1、8f2及8f4里的系数。

$\mathrm{cg\; (I)\; =}\frac{{\mathrm{logCL}}_{\mathrm{10}}{\mathrm{〔\; log\; L}}_1{\mathrm{(I)\; -(A\; ·\; log\; L}}_2\mathrm{(I)\; +B\; 〕}}{{\mathrm{2\; ·\; logcL}}_{\mathrm{10}}{\mathrm{-\; (A\; ·log\; L}}_2\mathrm{(I)\; +\; B)}}$

cg（I）的值，例如以图12所示的形式，在步骤sp46被显示在显示部37上。在图12中，横轴表示从注入特定色素开始经过的时间，纵轴表示cg（I）的值。这里，假定特定色素消失曲线的采样数目为m，则I为1至m的整数，假定消失曲线的测定时间为Ts，则一次采样时间为ITM＝Ts/（m-1）。当然，当I＝1时，与特定色素的注入时间一致。在步骤sp47，cpu34在该采样时间ITM的期间内待机。

经过了该待机时间后，cpu34在步骤sp48判断i是否比m大。当i比m大时，削进到步骤sp49，反之，则再次返回到步骤sp45，重复进行采样。存贮在RAM35的存贮区域8g1至8gm里的数据cg（I）描绘例如象图13所示的特定色素消失曲线，cpu34检出曲线的起升点，在步骤sp49，把起升点以前的数据作为基线从各cg（I）中减去，再次存贮到存贮区域8g1至8gm里。当然，为了提高测定精度，在步骤sp45的L₁至L₂也可以是K次的平均值。

然后，在步骤sp51，cpu34利用最小二乘法求出曲线：cg（I）＝Ae^Bt

I＝Ts/（m-1）（min）

中的常数A、B。该曲线是对于在时间T₁至T₂（0＜T₁＜T₂＜T₃）之间的数据的模拟函数曲线，该数据存在于存贮在存贮区域8g1至8gm里的cg（I）的数据中。

接着，在步骤sp52，cpu34进行血浆消失率K＝-B，T分停滞率R%＝e^BT的运算，求出K、R，并把它们分别存贮到RAM35的存贮区域8j1，8j2，里。这时，cpu34利用最小二乘法进行相关系数r₂的运算，并将算出的相关系数r₂存贮在RAM35的存贮区域8j3里。并且，在这时，cpu34使蜂鸣器33发出终了的蜂鸣音。

cpu34进一步把K的值和R%的值，例如以图12所示的形式，显示在显示部26上。然后，在步骤sp53，cpu34判断相关系数r₂是否小于例如-0.95这个数。这个判断用来检查相关度，因为相关系数r₂越接近-1相关就越好。其中，-0.95这个值是在0至-1之间的一个暂定值，当然，这个值越接近-1，装置的可靠性就越高。

如果，cpu34判断得出相关系数r₂大于例如-0.95这个值，认为可靠性小，就在步骤sp54，使 报警LED40亮灯，如果在步骤53判断得出相关系数r₂小于例如-0.95这个值，认为测定是可靠的，这时报警LED40的灯不闪亮，进入步骤sp55。在步骤sp55，cpu34判断打印键43是否被操作，如果被操作，则由打印机38打印K的值和R%的值。如果未被操作，则进入生物校正方式。

如果需要，cpu34也可以使打印机38打印存贮在RAM35的存贮区域8g1至8gm里的cg（I）的特定色素消失曲线，然后进入图8B所示的生物校正方式。

图14表示图5所示的肝功能检查装置的测定实验结果。图14所示的实验是在一个60岁的男性肝病患者（体重48公斤）的左手指尖上装设探测部10，把含有24毫克的ICG水溶液（每公斤体重0.5毫克）静脉注射入患者右前肘血管中。图15表示了利用波长λ₁＝810毫微米的发光二极管作为第一光源11，利用波长λ₂＝940毫微米的发光二极管作为第二光源12时，L₂、L₂值随时间的变化。

如图14所示，根据此ICG消失曲线算出的K值为0.125，R%值为13%。而由通常的取血法测定的K值为0.124，R%值为12.8%，二者基本相同。同时，图15还表示了L₁、L₂的原始数据。据此，清楚地了解到：在测定时间内，指尖内的血液量是变化的。同时也了解到：如图14所示，由于和取血法所得值几乎相同，血流变化的影响也能充分消除。

图16至图19是说明本发明效果的图。

图16表示将生物组织15处于静止状态，来自光源11和12并分别通过生物组织15内的光的强度在15分钟内的变化，如果只求出二种光的差（L₁-L₂），如图17中特性a那样，基线变动很大，而按照本发明的生物校正来修正血液量的变化，则如图17中特性b所示那样，基线基本是稳定的。

图18表示当被检者身体摇动使血液量大幅度变化时，来自光源11和12并分别通过生物组织内部的光的强度在15分钟内的变化。如果只计算这样大变动的二种光的差，如图19所示的特性a那样，基线有大的变动，而通过本发明的生物校正对血液量的变化进行修正，则如图19的特性b所示那样，基线基本上是稳定的。

在上述实施例中，本发明适用于下列情况：即，根据与血液中的特定色素浓度相关的值，利用最小二乘法，求模拟函数的系数，再根据该系数，求血浆消失率K和停滞率R%。但不局限于此，在根据上述求得的系数求R_max的情况下，本发明也适用。以下，对这样的实施例进行描述。

图20表示存贮在RAM内的数据，RAM设在用于测定指标R_max的装置内。

测定指标R_max的装置在结构上与图5所示装置相同，但在RAM35中，设置如图20所示的存贮区域8K1至8K6和8l1、8l2代替图7所示的存贮区域8j1至8j3。

图21A和图21B是表示用于测定指标R_max的测定方式流程图。图22至图24说明测定指标R_max的动作。

在测定指标R_max过程中的数据采样方式与上述图8A相同。生物校正方式与图8B相同。初始设定动作与图8C相同。在图21A和图21B所示的测定方式动作中，步骤sp41至sp51以及sp53至sp56与图8D所示的相同。因此，省略对该部分的描述。

在测定指标R_max时，如图22所示，必须在至少两个或两个以上区间内，利用最小二乘法，计算在计算结果的时间变化内的模拟曲线之函数，根据该函数可求出对于各区间特定色素的系数K。

然后，在步骤sp51，cpu34计算特定色素注入并在血液中均匀分布后的时间内，时间T₁至T₂区间内的常数A₁，B₁。在步骤sp57，cpu34从K₁＝-B₁，求出K₁，同时也求出相关系数rg₁，并将它们存贮到RAM35的存贮区域8K1，8K2里。同样，在步骤sp58，cpu34计算在时间T₃和T₄区间内的常数A₂、B₂。在步骤sp59，计算系数K₂和相关系数rg₂，并把它们存贮在存贮区域8IK₃，8K₄里。进而，在步骤sp60，cpu34计算常数A₃、B₃，在步骤sp61，计算系数K₃和相关系数rg₃，并把它们存贮在存贮区域8K₅，8K₆里。然后在步骤sp62，cpu34计算指标R_max。

时间T₁至T₆和系数K₁至K₃的关系如图22所示。cpu34设cg₁，cg₂，cg₃代表在时间T₁、T₃、T₅时与特定色素浓度对应的值，并显示为图23所示图形。在图23中，横轴代表1/cg，纵轴代表1/K。根据这些数据，cpu34按照下式，利 用最小二乘法计算a，b。

1/ki＝a（1/ci）+b

（i＝1，2，……m，m≥2，其中i＝1代表第1个区间）

然后，cpu34按照下式计算指标R_max和r_max，把它们存贮在RAM35的存贮区域811、812里并显示或打印。

R_max＝1/b

在以上的描述中，是采用了三个时间区间，但不局限于此，区间数可以采用2个以上的任何数。而所用时间区间数越多，精度就越高。

在图23中，虽然横轴上绘制了1/cg₁，1/cg₂，1/cg₃，但这是一种简化型式。根据下式计算A₁，假设将该系数A₁作为系数C01，同样可求出C02，C03。如果作成图22所示的数据，就能更准确地测定指标R_max。这时，设T₁＝5分钟，ICG的注入量为D₁毫克/公斤，C01可以与D₁相对应，D₂可以等于D₁·C02/C01，D₃可以等于D₁·C03/C01。D₁作为本装置特有的值，例如可事先设定为2毫克/公斤，也可以通过把输入装置连接到cpu34上进行输入。

综上所述，按照本发明，是把二种不同波长的光照射到生物组织上，第一种光能被注入血液中的、由肝脏摄取和排泄的特定色素所吸收，第二种光不能被上述特定色素吸收;对第一和第二光电转换信号进行采样，这两种信号分别与从生物组织得到的第一和第二种光相对应;根据所采样的第一和第二光电转换信号内包含的血液变化成分，判定第一和第二光电转换信号间的线性回归式的系数;根据从注入特定色素开始经一预定时间后的规定期间内的采样信号和被决定的线性回归式的系数，计算出与血液中特定色素浓度相关的值。这样，通过计算与特定色素浓度相关的值。进行生物校正，排除由于装设探测器时的血流障碍及身体摇动等产生的人为现象的影响，而能更准确地检查诊断肝功能。

本发明的肝功能检查装置可用于检查和诊断肝功能。它通过在把由肝脏选择地摄取和排泄的特定色素注入血液以前，进行生物校正，排除人为现象的影响，然后，把特定色素注入血液，以便更准确地测定血浆消失率和停滞率。此外，本发明也可用作为将色素注入生物体，进行生物体检查的色素负荷试验装置。

Claims (22)

1、一种用于检查肝功能的肝功能检查装置，它包括：

光源装置，用于发出两种波长的光照射生物组织，第一种波长的光能够被注入上述生物组织血液中的、由肝脏摄取和排泄的特定色素吸收，而第二种波长的光不能被上述特定色素吸收；

光电转换装置，用于输出第一和第二光电转换信号，这些信号与由所说光源装置照射到生物组织、并从该生物组织得到的第一种光和第二种光相对应；以及

运算装置；

其特征在于，它还包括

采样装置，用于对上述光电转换装置输出的第一和第二光电转换信号进行采样；

决定装置，用于根据生物组织内的变化成分决定在所说第一和第二光电转换信号之间的线性回归式的系数，上述的变化成分包含在由采样装置采样得到的第一和第二光电转换信号中；

所述的运算装置用于根据在自注入特定色素开始的一个规定期间内的采样装置的采样信号输出和由决定装置决定的线性回归式的系数来计算与血液中的特定色素浓度相关的值。

2、一种如权利要求1所述的肝功能检查装置，其特征在于

所说采样装置包括对第一和第二光电转换信号进行多次取样的装置，并且，

决定线性回归式系数的装置包括按照下式通过线性回归分析求得常数A和B的、同时求出上述多次采样得到的第1光电转换信号的最大值L₁₀的装置：

logCL₁＝A·logCL₂+B

其中，CL₁和CL₂表示由所说采样装置多次采样所得的第一和第二光电转换信号的平均值。

3、一种如权利要求1所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括系数计算装置，用于根据与由运算装置计算出来的特定色素浓度相关的数值，通过利用最小二乘法，求出作为时间函数的模拟函数的系数。

4、一种如权利要求3所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括根据由所说系数计算装置求得的模拟函数的系数，求出特定色素的血浆消失率的装置。

5、一种如权利要求4所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括输出血浆消失率的装置，该血浆消失率是由上述求血浆消失率的装置得到的。

6、一种如权利要求3所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括根据由所说系数计算装置得到的模拟函数的系数，求出在规定期间内的特定色素停滞率的装置。

7、一种如权利要求6所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括输出停滞率的装置，该停滞率是由上述求停滞率的装置得到的。

8、一种如权利要求3所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括根据由所说系数计算装置得到的模拟函数的系数，求出代表肝细胞功能总量的指标R_max的装置。

9、一种如权利要求2所述的肝功能检查装置，其特征在于

所说的运算装置包括根据由所说的获得装置得到的常数A、B及最大值L₁₀，按照下式计算与特定色素浓度相关的值cg的装置，假设L₁和L₂代表被取样的第一和第二光电转换信号值。

$\mathrm{cg\; =}\frac{{\mathrm{logL}}_{\mathrm{10}}{\mathrm{〔\; log\; L}}_1{\mathrm{-(A\; ·\; log\; L}}_2\mathrm{+B\; )\; 〕}}{{\mathrm{2\; log\; L}}_{\mathrm{10}}{\mathrm{-\; (A\; ·log\; L}}_2\mathrm{+\; B)}}$

10、一种如权利要求3所述的肝功能检查装置，其特征在于所说系数计算装置包括根据下式来计算常数A和B的装置：

Cg＝A·e^Bt

设t代表在注入特定色素后的规定时间。

11、一种如权利要求4所述的肝功能检查装置，其特征在于所说用于获得血浆消失率的装置包括按下式进行计算的装置。

K＝-B

K代表血浆消失率。

12、一种如权利要求6所述的肝功能检查装置，其特征在于所说用于获得停滞率的装置包括按下式进行计算的装置。

R%＝e^BT

R%代表停滞率。

13、一种如权利要求8所述的肝功能检查装置，其特征在于所说的求出指标R_max的装置包括：注入特定色素后，把从特定色素均匀分布到血液时开始的一个规定时间段划分成多个区间，在各个区间根据模拟函数Cg＝Aie^Bit（i＝1、2、……m，m≥2，其中，i＝1为第一个区间）求出系数A_i和B_i，设K_i＝-B_i，求出在各区间的初始时间内的Cg值作为C_i，根据所求得的系数K_i和C_i，根据算式：（1/K_i）＝a（1/C_i）+b，进行线性回归分析，求出系数a、b，再根据算式R_max＝1/b，求出指标R_max的装置。

14、一种如权利要求8所述的肝功能检查装置，其特征在于所说的求出指标R_max的装置包括：注入特定色素后，把从特定色素均匀分布到血液时开始的一个规定时间段划分成多个区间，在各区间根据模拟函数cg＝Aie^Bit（i＝1、2……m，m≥2，其中，i＝1为第1个区间），求系数A_i和B_i，设K_i＝-B_i，根据所求得的系数A_i和特定色素的装载量D₁，根据算式D_i＝D₁·A_i/A₁求D_i，根据所求得的K_i和D_i，从算式（1/K_i）＝C（1/D_i）+d进行线性回归分析，求出系数C、d，由式R_max＝1/d求出指标R_max的装置。

15、一种如权利要求1所述的肝功能检查装置，其特征在于所说的决定装置包括用于计算线性回归式的系数的装置。

16、一种如权利要求15所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括有报信装置，用于当由计算相关系数的装置计算出来的相关系数大于预先规定的值时发出警报。

17、一种如权利要求3所述的肝功能检查装置，其特征在于所说系数计算装置包括用于计算所说模拟函数的相关系数的装置。

18、一种如权利要求17所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括有报信装置，用于当所说的模拟函数的相关系数大于事先规定的值时发出警报。

19、一种如权利要求1所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括方式选择装置，用于选择生物校正方式和测定方式，该生物校正方式用于进行由所说决定装置来决定线性回归式的系数的动作，该测定方式用于进行由所说运算装置计算与特定色素浓度相关的值的动作。

20、一种如权利要求19所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括根据上述方式选择装置对生物校正方式进行了选择，使决定装置启动的装置。

21、一种如权利要求19所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括根据上述方式选择装置对测定方式进行了选择，使运算装置启动的装置。

22、一种如权利要求1所述的肝功能检查装置，其特征在于它进一步还包括设定装置，用于设定从上述光源装置发出的第一和第二种光的强度，使上述第一和第二光电转换信号的电平在预定的范围内。

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