JPH02309929A

JPH02309929A - 肝機能検査装置

Info

Publication number: JPH02309929A
Application number: JP1132345A
Authority: JP
Inventors: Masahiko Kanda; 昌彦神田
Original assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Priority date: 1989-05-24
Filing date: 1989-05-24
Publication date: 1990-12-25
Also published as: CA2017413A1; KR900017550A; DE69015694T2; US5178141A; EP0399482A3; DE69015694D1; EP0399482A2; EP0399482B1; KR930010545B1; CN1047571A; CN1025452C

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。

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、特に、遷択的に肝臓
でのみ摂取、排泄される特定色素を血液中に注入して、
血液中の特定色素濃度に相関する値を演算し、肝機能を
検査診断するための測定処理を自動的に行うような肝機
能検査装置に関する。

［従来の技術］肝機能を検査診断するための従来の血漿消失率と停滞率
の測定法は、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。

この方法によれば、ＩＣＧを被検者に静注した後、注射
後５分、１０分、１５分の３回採血し、血餅の凝縮を待
って血清を分離し、分光光度計を用い、波長８０５ｎｍ
における吸光度を測定し、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ＩＣ
Ｇ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。

さらに、この測定を、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測定し、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
た。　この提案された方法によれば、体表により光を照
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透過または反射された光量を測定し
、この時間変化く色素消失曲線）より血漿消失率と停滞
率を求める。

また、特開昭６４−１７６３０号公報においても、体表
により光を照射し、ＩＣＧの吸光量を測定し、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
装置を開示するものであって、測定前にキャリブレーシ
ョンすることによって、生体内の血液量の変動をキャン
セルするようにしたものである。

［発明が解決しようとする問題点コ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。　しかしながら、実際の検査では
、精度良く測定されておらず、測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。　さらに、血漿消失率を、ＩＣＧ注入量を
変化させて数回測定して求めるＲいＸ測定法は、最近盛
んに行われるようになっているが、この方法では、数回
の採血を必要とし、被験者の負担は更に大きくなるとい
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６
１−１６２９３４号公報に開示されている採血なしで測
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（例えば、腕の上下だけで血流量は変化する
）等の影響により、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。

特開昭６４−１７６３０号公報に開示されている装置は
、測定前にキャリブレーションを行う必要があるため、
操作が繁雑であった。　また、生体内の血液量の変動を
ある程度キャンセルすることはできるが、必ずしも十分
とは言えなかった。

それは、このキャリブレーションは、特定色素の注入の
直前に行うのが好ましいが、実際上、特定色素の注入に
は時間を要するため、せっかくのキャリブレーションも
測定の精度を上げるには限界があるためである。

それゆえに、この発明の主たる目的は、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、より
一層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。

［問題点を解決するための手段］この発明は肝機能を検査するための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摂取およ
び排泄される特定の色素に吸光される波長の第１の光と
、吸光されない波長の第２の光を前記生体組織に照射す
る光源手段、前記光源手段によって前記生体組織に照射
され、前記生態組織から得られる前記第１および第２の
光に対応する第１および第２の光電変換記号を出力する
光電変換手段、前記光電変換手段からの前記第１および
第２の光電変換出力をサンプリングするためのサンプリ
ング手段、前記光電変換手段からの前記第１および第２
の光電変換出力の脈動成分のみを検出するための脈波検
出手段、前記特定色素の注入直前の前記脈波検出手段よ
り得た第１および第２の光電変換出力の脈波成分の強さ
の間における直線回帰式の係数および前記サンプリング
手段によってサンプリングされた前記第１および第２の
光電変換信号と前記直線回帰式の係数を用いてベース値
を決定する決定手段および、前記特定色素の注入から所
定時間の間における前記サンプリング手段のサンプリン
グ信号出力と前記決定手段によて決定された直線回帰式
とに基づいて、前記血液中の特定色素濃度に相関する値
を演算する手段を備えたことを特徴とする。

この発明のより好ましいＲａ！とじて、前記の肝機能検
査装置であって、前記脈波検出手段は、前記第１および
第２の光電変換信号を複数回検出するための手段を含み
、前記直線回帰式の係数を決定する手段は、前記脈波検
出手段によって複数回検出された前記第１および第２の
光電変換出力の脈波成分の強さをＴＩＰ、Ｔ２Ｐとした
とき、ｌｏｇ　’ｒ、ｐ＝Ａ・ｌｏｇ　Ｔ２ｐの演算式
に従って、直線回帰分析を行って、定数Ａを求め、前記
サンプリング手段によってサンプリングされた前記第１
および第２の光電変換信号をＴＩｃ、Ｔ２ｃとしたとき
、の演算式に従って、ベース値Ｓｏ’を求めると共に、前
記複数回サンプリングされた前記第１の光電変換信号の
最大値をＴ、０として求める手段を含むものである。

他のより好ましい態様として、前記演算手段は、前記サ
ンプリングされた第１および第２の光電変換信号の値を
ＴＩ、Ｉ２としたとき、前記決定手段によって求められ
た定数Ａ、Ｓｏ’および最大値Ｔ、０に基づいて、前記
特定色素濃度に相関する値Ｓｇを次の１算式に従って演
算する手段を含むものである。

この発明の他の態様は、求められたシミュレーション関
数の係数に基づいて、特定色素の血漿消失率または、或
は同時に特定色素の所定時間における停滞率を求める手
段を備える。

［作用コこの発明に係る肝機能検査装置は、生体組織内に第１お
よび第２の光を照射し、生体から得られる光に対応する
光電変換信号をサンプリングし、予め特定色素注入直前
に測定したキャリブレーションカーブより生体内の血液
変動を除去する演算を用いて特定色素の血中濃度に対応
する値を算出し、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、色素濃度に相関する値を求める
ものであり、更に好ましくは、特定色素の血漿消失率ｋ
または、或は同時にＴ分停滞率Ｒ％を求めようとしたの
で、採血の必要が全くなくなり、被験者の負担を特定色
素の静注のみとすることができ、被験者の清神的かつ肉
体的負担を大幅に軽減できる。　また、センサの生体装
着時における血流障害や生体の揺動、脈動等のアーチフ
ァクトを除去できる。

第１図〜第４図は、この発明の詳細な説明するための図
である。

特定色素に大きく吸光される波長λｌと吸収されない波
長λ２の生体組織への入射光量を１１゜Ｉ２とし、生体
組織の所定の光路内を通過した後の光量をそれぞれＴ、
、Ｉ２とする。　特定色素を注入したときの１．、Ｉ２
．Ｔ１及びＩ２の関係は以下のようになる。

１ｏｇｌｌ／Ｔ１・ｋｇ＋　　−Ｃｇ　−Ｖｂ十ｆｔ（
Ｃｂ、　　ＶｂＤγｔ１　　　　ｆｌ）１ｏｇｌｚ／Ｔ
２・＋２（Ｃｂ、　Ｖｌｌ）＋７ｔｚ　　　（”１１各
係数や変数は第１図に示されている。　ここで、ｆ、、
　＋２は波長λ１．λ２における血液の特性により決ま
る関数である。

一方、特定色素を注入する前のＩ、、Ｉ２．Ｔ１及びＩ
２の関係は、Ｉｏｇ１１／Ｔ１・ｆ＋（Ｃｂ　、　Ｖｂ）＋７　ｔｌ
（３１１ｏｇＩｚ／Ｔ２・＋２（Ｃｂ　、　Ｖｂ）＋γ
ｔ２ｆ４１となる。

ここで、Ｔ、、Ｉ２の脈動成分のみを検出すると、（３
）、（４１式は、 Δｌｏｇｌ＋／Ｔ＋＝ｆ＋（Ｃｂ　、Δｖｂ）ΔＩｏｇ
１２／Ｔ２：ｒ２（Ｃｂ　　、　　ＡＶｂ）となり、こ
の関係は、第２図のように測定され、第３図に示される
様にリニアの関係になる。　これは、センサを生体に装
着し、生体内の血液量を変動させたときのデータである
。　このリニアリティは再現性があり、しかも個体差の
ないことを確認している。

故に、＋３１．（４１式は、Ａｌｏｇ　Ｔ　１−　Ａ　・ｌｏｇ　Ｔ２　　　　　　
　　（５１となる。　すなわちｌｏｇｌｔ　　ｆ’＋（Ｃｂ、Δｖｂ）□Ａ［Ｉｏｇｌ
ｚ　　　　　ｈ（Ｃｂ、ΔＶｂ）　　］　　　　　　　
　　　　　　（６）と表される。

ここで、特定色素注入前の＋３１．ｆ４）式においても
変化するのは血液が主な成分であるため、ｌｏｇｌｌ　
　ｆｌ（Ｃｂ、Ｖｂ）　　７　ｗ＝Ａ　［ｌｏｇｌｚ　
　ｆ＋（Ｃｂ、Ｖｂ）　　７ｔｚ］　　　　（６１’と
することができる。

次に、特定色素を注入した後の＋１１．［２１式を用い
て、Ｓ’　　＝ｌｏｇ　　Ｔｌ　　−Ａｌｏｇ　Ｔ２　　　
　　　　　　　　（力を求めると、Ｓ　’　＝　ｌｏｇｌｌ−にｇ　−Ｃ−ｇ　−Ｖｂ−ｆ
＋（Ｃｂ、Ｖｂ）−γｔｔ−Ａ［Ｉｏｇｌｚ　　ｒ２（
ｃｂ、ｖｂ）−７ｔｚｌ　　　　ｆ８）（８）ここで、
（６）式を用いると、Ｓ’　＝−Ｋｇ　　・ＣＩ　Ｖｂ＋　７ｔｔ＋　７１２
　　　　　＋９１となる。

更に、特定色素が注入される前のＳｏ。を、Ｓｏｏ：γ
ｔ１−γｔ２として、Ｓ工ｓ’−ｓ’。

とすると、Ｓ　＝−Ｋｇ　　−Ｃｇ　−Ｖｂとなる。

故に、第３図を生体キャリブレーションカーブとして用
いれば、Ｓの信号が得られることが分かる。

ところが、ＳではＫｇは一定であるが、ｖｂによる変動
があり、正確なＣｇが得られない。　つまり、生体内の
血液量により影響を受ける。

そこで、第４図において、ＡＢはキャリブレーションカ
ーブである。　特定色素を注入すると、１ｏｇＴ１のみ
の信号に変動が起き、例えば、Ｅ点にくる。　この時、
ＤＥが（９）式に示すＳになる。

次に、（９）式のｖｂはＣＤに表されていると考えられ
るので、Ａ点のＹ座標をＴ、０として絶対化すると、１ｏｇＴ　１０と考えられる。

故に、Ｃｇに対応する信号Ｓｇは（７）及び００１式よ
り、ｌｏｇＴ　１０１ｏ１０１ｏ［１ｏｇＴ１−　Ａ−ｌｏｇ　Ｔ２−３’
Ｏ］２　１ｏｇＴ１−＾−ｌｏｇ　Ｔ２−３’ｇが得ら
れる。

［実施例コ第５図は、この発明の一実施例の概略ブロック図である
。

第５図において、肝機能検査装置はセンサ部（ｌＯ）と
測定処理部（２０）とから構成されている。

センサ部（１０）は、第１の光源（１’ｌ）と第２の光
源（１２）と受光素子（１３）とプリアンプ（１４）を
含む。

第１の光源（１１）と第２の光源（１２）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（１３）は、光
源（１１）及び（１２）から生体組織（１５）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
（１１）及び（１２）は、それぞれ交互にパルス動作で
光を発光するように、測定処理部（２０）によって駆動
される。

測定処理部（２０）は、演算手段としてのＣＰＵ（３４
）を含む。　ＣＰ　Ｕ　（３４）はＩ１０ボート（３２
）を通じて、５ＴＡＲＴ信号を発振回路（２４）とタイ
ミング回路（２３）に与える。　発振回路（２４）は、
常時所定のクロックを発振している。

このクロックと前記５ＴＡＲＴ信号を用いて、タイミン
グ回路（２３）とデコーダ１　（２２）を通じて、定電
流回路（２１）より第１の光源（ＩＩ）と第２の光源（
１２）に定電流ＬｌとＬ２を、第６図のタイミングＴＭ
、”とＴＭ、”で与える。

第１の光源（１１）と第２の光源（１２）により発光さ
れた光は、生体組織（１５）の所定の光路内を通過して
、受光素子（１３）に入射される。　受光素子（１３）
から発生した電流は、プリアンプ（１４）により電流−
電圧変換と増幅を受ける。

測定処理部（２０）内にあるアンプ（１６）により所定
の範囲内に増幅され、第６図のｖＰＤのような出力が得
られるこの信号は、タイミング回路（２３）とデコーダ
２　（２５）により発生した第６図に示すタイミングＴ
Ｍ２’により駆動されるサンプルホールド回路（ＳＨＣ
）（２８＞により、サンプルホールドされる。

第６図に示す電圧Ｔ１とＴ２が維持され、マルチプレク
サ（ＭＰＸ）（２９）とＡＤ変換器（ＡＤＣ）　（３０
）とデータラッチ回路（３１）によりそれぞれディジタ
ル信号に変換された後、データラッチされる。　この時
、マルチプレクサ（２９）とＡＤ変換器（３０）とデー
タラッチ四Ｍ各（３１）のタイミングは、タイミング回
路（２３）とデコーダ２　（２６）により制御される。

ラッチされたデータは、ＣＰ　Ｕ　（３４）よりＩ１０
ボー１−０２）を通して出された５ＥＬＥＣＴ信号によ
りデコーダ４　（２７）よりタイミングがとられ、Ｔ１
とＴ２のディジタル信号としてＲＡ　Ｍ　（３５）に取
り込まれる。　また、Ｉ１０ボート（３２）にはブザー
（３３）が接続され、特定色素を注入するタイミングを
報知する。　さらに、ＣＰ　Ｕ　（３４）には、ＲＡ　
Ｍ　（３５）とＲＯＭ　（３６）と表示部（３７）と操
作部（２８）が接続される。

また、サンプルホールドされた信号は、５図に示すよう
に、高帯域通過フィルタ（ＨＰＦ）と増幅器を用いてゆ
っくりした成分を除き、脈波成分のみを取り出している
。　これはＴ、およびＴ２共に行われ、それぞれアンプ
（Ｔ６）にて増幅した後、マルチプレクサ（２９）によ
り上記の様にディジタル信号としてＲＡＭ（３５）に取
り込まれる。

ＲＡ　Ｍ　（３５）は後述の第７図に示すようなデータ
を記憶するもので、ＲＯＭ　（３６）は後述の第８−１
図〜第８−３図に示すフロー図に基づくプログラムを記
憶する。　表示部（３７）は後述の第９図〜第１２図に
示すようなデータを表示する。　プリンタ（３８）は肝
機能検査結果を印字するものである。

操作部（３９）はアラームＬ　Ｅ　Ｄ　（４０）とキャ
リブレーションキー（４１）とスタートキー（４２）と
プリントキー（４３）とを含む。　アラームＬ　Ｅ　Ｄ
　（４０）は、検査結果の信頼度が小さい場合に警報を
表示するものであり、キャリブレーションキー（４１）
はキャリブレーションモードを設定するためのものであ
り、スタートキー（４２）は測定モードの開始を指令す
るものであり、プリントキー（４３）は検査結果のプリ
ントアウトを指令するものである。

第８−１図〜第８−３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図は第５
図に示したＲ　Ａ　Ｍ　（３５）に記憶されるデータを
示す図であり、第９図ないし第１２図は第５図に示した
表示部の表示例を示す図である。

次に、第５図、第８図ないし第１３図を参照にして、こ
の発明の一実施例の具体的な動ずヤを説明する。

まず、第８図に示したステップ（図ではＳＰと略称する
）　５ＰＩＩないし５Ｐ１６は、−組の波長＾１．λ２
の被測定物通過後の光の光量をサンプルして、ＲＡ　Ｍ
　０５）に記憶するものである。　すなわち、ＣＰ　Ｕ
　（３４）は、５ＰＩＩにおいて第５図に示すラインよ
り１７０ボート（２３）を介して、５ＴＡＲＴ信号を出
方する。　５ＴＡＲＴ信号により前述したようにＴ、、
Ｔ２の値がデータラッチされる。　ＳＰ＋２ではラッチ
されるまで待機している。

次に、５Ｐ１３ではＣＰ　Ｕ　（３４）は、第５図に示
す５ＥＬＥＣＴラインにＩ１０ボート（３２）を介して
５ＥＬＥＣＴ信号を出力し、５ＰＩ４でまずＴｌのデー
タをＩ１０ボート（３２）を介して読み込み、第６図に
示すＲＡ　Ｍ　（３５）の記憶領域８ａｌにおいてメモ
リされる。

同様に、５Ｐ１５．５ＰＩ６においてＴ２のデータがＲ
ＡＭ（３５）の記憶領域８ａ２にメモリされる。

上述のステップＳＰ＋６における演算を完了するとＣＰ
　Ｕ　（３４）は元のステップにリターンする。

これについては、キャリブレーションモードを示す第８
−２図で説明する。

このキャリブレーションモードは、後述の第８−３図に
示す測定モードの動作前に開始される。

ステップ５Ｐ２１において、ＣＰ　Ｕ　（３４）は表示
部（３７）にキャリブレーションモード表示させる。

この表示については、例えば、第９図に示すように、キ
ャリブレーションモードに入っていることを示すととも
に、センサ部（１０）の装着を指示するものである。　
この指示に従って、測定者はセンサ部（１０）を被測定
物（１３）に装着する。

その後、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ２２におい
て、キャリブレーションキー（４１）が操作されるまで
待機する。　キャリブレーションキー（４１）が操作さ
れると、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ２３に進み
、前述の第８−１図に示したデータサンプルのサブルー
チンを実行する。

次に、５Ｐ２３で読み込んだＴ、、Ｔ２がＲＡＭ（３５
）内の８ｂｌ、　８ｂ２にあるＴＭＡχとＴＭＩＮの範
囲に入るように、第５図でＣＰ　Ｕ　（３４）はＳｉｔ
　、　Ｓｉ２ラインを用いて定電流回路（２１）を制御
する。

そして、この３４１．３ｇ２の電流設定値をＲＡＭ内の
８ＣＩ、　　８Ｃ２にメモリする。

以後、５ｆｆ１．Ｓｉ２の電流が常時光源（ＩＩ）。

（１２）に流れる。

次いで、５Ｐ２５ではブザー音を鳴らし、パワー設定が
終了されたことを報知した後、測定モードに移行する。

次に、第８−３図を参照して、測定モードについて説明
する。

５Ｐ２６〜５Ｐ２９は、前述の生体キャリブレーション
を行うフロー図である。　具体的には、５Ｐ２６．５Ｐ
２７で脈波信号に変換したＣＴ１．ｃ’ｒ２の値をそれ
ぞれ１回サンプルして、ＣＴＩＬｌ、〜ＣＴ１Ｌ、、、
を８ｄｌ〜８　ｄｎ、　ＣＴ２ｔｓｒ〜ＣＴ２（ｎ＋を
８ｅｌ〜８ｅｎにメモリする。

次のＳＰ２ｇでは、　ＩｏｇＣＴ＋（１）とｌｏｇ　Ｃ
Ｔ２（１）（１・ｌ〜ｎ）について２変数統計計算を行
い、１ｏｇＣＴ　１（１）＝　　Ａ　　−ｌｏｇ　　Ｃ
Ｔ２（Ｉ）のＡ値と相関係数ｒ１と同時に計測したｎ個
のＴＩ（１）とＴ２（１）を使用し、からＳ′を、そしてＴ　＋（１）（１＝１〜ｎ）の最大
値Ｔ、０を求め、それぞれＲＡＭ内の８ｆ！　、８ｆ２
．８ｆ３及び８ｆ４にメモリする。　次に、５Ｐ２９で
は生体キャリブレーションの信頼性を検定するため、ｒ
ｌが０．９９８以上であるかを判定し、０．９９８未満
であれば５Ｐ３０に移行して、アラーム（４０）のＬＥ
Ｄを点灯し、再度キャリブレーションを行うため５Ｐ２
２に戻る。　一方、０．９９８以上であれば、第８−３
図に示す測定モードに移行する。　ここで使用した０、
９９ｇは一例であり、装置全体の性能から決よるもので
ある。　なお、ステップ５Ｐ４１において、部（３７）
に特定色素を注入するための表示を行う。

この表示については、例えば、第１０図に示すように、
特定色素、例えばＩＣＧを注入することを指示する表示
が行われる。　この表示に従って、測定者は特定色素を
被験者に注入するための準備を行う。　次に、ＣＰ　Ｕ
　（３４＞はステップ５Ｐ４２において、スタートキー
（４２）がオンされるまで待機する。　この待機の間、
５Ｐ２６〜２９の動作即ち生体キャリブレーションは、
繰り返し行われ、スタートキー（４２）が押される直前
のキャリブレーション（Ａ、７１．Ｓｏ’、　’ｒ、ｏ
）がＲＡＭ内の８ｆ１〜８ｆ４にメモリされている。

スタートキー（４２）が押されると、その直前のキャリ
ブレーションデータが以後の測定に採用される。

ＣＰ　Ｕ　０４＞はスタートキー（４２）が操作された
ことを判別すると、ステップ５Ｐ４３において、特定色
素のタイミングを表示するとともに、ブザー（３３）に
よって警報音を報知される。

これは、例えば、第１１図の様に、１−２→３→４→５
というように表示され、測定者は“５°゛が表示された
とき、特定色素の注入を行う。　また、ＣＰＵＵ４）は
表示が“１°゛、２”　、”３”　。

“′４″°のとき第１の音をブザーから発生させ、５′
′が表示されたときは、ブザー（３３）から異なった音
を発生させる。

測定者はこの音や表示が発生したとき、特定色素の注入
を行う。　ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ４４にお
いて、タイマの初期値として′０′°を設定する。

次に、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ４５において
、前述の第８−１図で説明したサブルーチンであるデー
タサンプルプログラムを実行する。　すると、ＲＡ　Ｍ
　（２４＞の記憶領域３ａｌないし３ａ２にＴ１ないし
Ｔ２としてそれぞれ記憶される。　ステップ５Ｐ４６に
おいて、ｃ　Ｐ　ｕ　（３４）は前述の第８−２図で説
明したキャリブレイションモードでＲＡ　Ｍ　（３５）
の記憶領域８ｆｌ　、８ｆ２．８ｆ３及び８ｆ４に記憶
されたＡ、Ｂ、ＣＴ、０を用いて、次の演算式に基づく
演算を行って、Ｃｇ（１）をＲＡＭ（３５＞の記憶領域
８ｇ＋に記憶する。

このＣｇ（１）の値は、ステップ５Ｐ４６において、例
えば、第１２図に示すような態様で表示部（３７）に表
示される。　第１２図において、横軸は特定色素注入後
よりの経過時間を示し、縦軸はＣｇ（Ｉ）の値である。

　ここで、特定色素の消失曲線のサンプリング数をｍと
すると、■は工ないしｍの整数であり、消失曲線の測定
時間をＴ５とすると、１回のサンプリングタイムはＩ　
Ｔ　Ｍ　＝　Ｔ　ｓ　／（ｍ−１）である。　もちろん
、Ｉ＝１の場合は、特定色素の注入時に一致する。　ス
テップ５Ｐ４７において、ＣＰＵＵ４）はこのサンプリ
ングタイムＩＴＭの間待機する。

この待機時間を経過すると、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステ
ップ５Ｐ４８において、ｉがｎよりも大きいが否がを判
別する。　　ｉがｎよりも大きい場合はステップ５Ｐ４
９に進むが、小さい場合には、再び、ステップ５Ｐ４５
に戻り、繰り返しサンプリングを行う。ここで、ＲＡ　
Ｍ　（２４）の記憶領域８ｇｌないし８ｇｍに記憶され
ているデータＣｇ（１）は、例えば、第１３図に示すよ
うな特定色素の消失曲線を描くが、この立ち上がり点を
検出し、ステップ５Ｐ４９において、その前のデータを
ベースラインとして、各Ｃｇ（１）より減算し、再度記
憶領域８ｇｌないし８ｇｍに記憶する、　もちろん、測
定精度を高めるために、ステップ５Ｐ４５のＴ１ないし
Ｔ２はに回の平均値であってもよい。

次に、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ５１において
、記憶領域８ｇｒないし８ｇ、に記憶されたＣｇ（［）
のデータのうち、時間Ｔ１ないしＴ　２　　（０＜　Ｔ
　ｒ　＜　Ｔ　２＜Ｔｓ）の間のデータについて、Ｃｇ（ｔ）−Ｃｇｏ’ｅ”ｔｔ＝Ｔｓ／＜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を求める。

次に、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ５２において
、組漿消失率に一−Ｂ、Ｔ分停滞率Ｒ％＝ｅ　の演算を
行って、Ｋ、Ｒを求める。　そして、求めたＫ。

ＲをＲＡ　Ｍ　（３５）の記憶領域８Ｎ、８ｊ２にそれ
ぞれ記憶させる。　このとき、ＣＰ　Ｕ　（３４）は最
小二乗法での相関係数ｒ２を演算し、演算した相関係数
ｒ２をＲＡ　Ｍ　（３５）の記憶領域８ｊ３に記憶され
る。

また、ＣＰ　Ｕ　（３４）は、このときにブザー（１４
）から終了のブザー音を発生させる。

さらに、ＣＰ　Ｕ　（３４）はＫの値とＲ％の値を、例
えば、第１２図に示すような態様で表示部（２６）に表
示させる。　次に、ＣＰ　Ｕ　（３４）はステップ５Ｐ
５３において、相関係数ｒ２が、例えば、−０９５より
も小さいか否かを判別する。　これは、相関係数ｒ２が
−１に近いほど相関が良いなめ、その相関度をチェック
するものである。　ただし、−〇、９５という値は、０
ないし−１の間の値であって、暫定的であり、もちろん
−１に近いほど装置の信頼性が向上する。

ここで、相関係数ｒ２は、例えば、−０，９５よりも大
きい場合には、信頼度が小さいとして、ステップ５Ｐ５
４においてアラーム（４０）を点灯し、ステップ５Ｐ５
３において相関係数ｒ２が、例えば、−〇、９５よりも
小さく、測定に信頼性がある場合には、アラームＬ　Ｅ
　Ｄ　（２１！１）を点滅することなく、ステップ５Ｐ
５５に進む。

そして、ＣＰ　Ｕ　（４３）はステップ５Ｐ５５におい
て、プリントキー（４３）が操作されているか否かを判
別し、操作されていれば、プリンタ（３８）によってｋ
の値とＲ％の値を印字させる。

さらに、もし必要であれば、ＲＡ　Ｍ　（３５）の記憶
領域８ｇ＋ないし８ｇ、に記憶されているＣ　ｇ（１）
の特性色素消失曲線も印字させて、前述の第８−２図に
示したキャリブレーションモードに移る。

また、ステップ５Ｐ５５において、プリン１へキー（４
３）の操作されていないことを判別したときにも、キャ
リブレーションモードに移る。

なお、この発明によって得られなｋの値を利用して、種
々のＩＣＧ投与量のｋの値を求めて算出するＲＭＡｘを
測定する装置にも拡張できる。

［発明の効果］以上のように、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
て生体キャリブレーションを行い、その係数を用いて、
特定色素が注入された後に、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。

さらに、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
ることができる。

さらに、従来のＩＣＧ注入量を変化させて、数回測定し
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着時におけ
る血流障害や生体の動揺、生体内の脈動や生体内の血流
量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。　更には、キャリブレーションを測定の直
前に行うので、なお一層精度が向上する。　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。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第４図はこの発明の詳細な説明するための
図である。　第５図はこの発明の一実施例の概略ブロッ
ク図である。　第６図は被測定物の所定の光路内を通過
した後における波長λ１．λ２の光量を検出するための
タイミング図である。第７図は第１図に示したＲＡＭに記憶されるデータを示
す図である。　第８−１図ないし第８−３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
あって特に、第８−１図はデータサンプルサブルーチン
を示し、第８−２図はキャリブレーションモードを示し
、第８−３図は測定モードを示す。　第９図ないし第１
２図は第５図に示した表示部の表示例を示す図である。　第１３図はこの発明によって測定される特定色素の消
失曲線の一例を示す図である。図において、１０はセンサ部、１１は第１の光源、１２
は第２の光源、１３は受光素子、１４はプリアンプ、１
５はアンプ、２０は測定処理部、２１は定電流回路、２
３はタイミング回路、２４はクロック発生部、２８はサ
ンプルホールド回路、２９はマルチプレクサ、３０はＡ
／Ｄ変換器、３１はデータラッチ回路、３２はＩ１０ボ
ート、３３はブザー、３４はＣＰＵ、３５はＲＡＭ、３
６はＲＯＭ、３７は表示部、３８はプリンタ、３９は操
作部、４０はアラームＬＥＤ、４１はキャリブレーショ
ンキー、４２はスタートキー、４３はプリントキーを示
す。第１図べυ　：詞健色ゑグア１光ノ糸数（５兜長入、）す１　
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ブニフ５ルＰ勺を才〒屓乏色プ（泥ノヌ、第２図す３図４Ｊρ：Ｔ２オ乙図ＴＳ　２’ オＥｌ−／図 −２＋＝９図オフ０図うせ　ノｌ　図肴／２図オフ３図ｉｌ：ｊ緒、　５７１Ｍ（２０１７Ｍ２　”手続補正書
く方式）平成　元年　９月／４日

Claims

【特許請求の範囲】

（１）肝機能を検査するための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摂取および排
泄される特定の色素に吸光される波長の第１の光と、吸
光されない波長の第２の光を前記生体組織に照射する光
源手段、前記光源手段によって前記生体組織に照射され、前記生
態組織から得られる前記第１および第２の光に対応する
第１および第２の光電変換記号を出力する光電変換手段
、前記光電変換手段からの前記第１および第２の光電変換
出力をサンプリングするためのサンプリング手段、前記光電変換手段からの前記第１および第２の光電変換
出力の脈動成分のみを検出するための脈波検出手段、前記特定色素の注入直前の前記脈波検出手段より得た第
１および第２の光電変換出力の脈波成分の強さの間にお
ける直線回帰式の係数および前記サンプリング手段によ
ってサンプリングされた前記第１および第２の光電変換
信号と前記直線回帰式の係数を用いてベース値を決定す
る決定手段および、前記特定色素の注入から所定時間の間における前記サン
プリング手段のサンプリング信号出力と前記決定手段に
よて決定された直線回帰式とに基づいて、前記血液中の
特定色素濃度に相関する値を演算する手段を備えた、肝
機能検査装置。