JPS6058649B2 - 肝機能検査装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、肝機能を検査診断するための測定処理を自動
的に行なう肝機能検査装置に関するものである。

肝機能を検出診断するために、ほとんど肝臓でのみ摂取
、排泄される特定色素を血液中に注入し“血漿消失率（
肝血流指数）、肝血流量等を測定することが行なわれて
いる。

従来、血漿消失率の測定法としては、特定色素としてイ
ンドサイアニングリーン（ＩｎｄＯｃｙａｎｉｎｅＧｒ
ｅｅｎ〜以下「ＩＣＧ」と略称する）を用いた採血によ
る測定法が知られている。

すなわち、この従来の測定法はＩＣＧを被検者に投与（
静注）した後、５分、１扮、１紛の時点でそれぞれ採血
して各々ＩＣＧの血 濃度を求め、この濃度変化から血
漿消失率を算出するものである。

この採血による測定法は、予定時間で繰り返し採血を行
わねばならず、測定操作が極めて煩雑であり、しかも被
検者の肉体的並ひに精神的な負担も大きいため、すべて
の被検者に対して簡単に実施できるものではない。

その上この採血による測定法では、５分、１紛、１紛の
採血によつて求めた値が本来予測されている指数関数的
な減少を示さないため、正しい測定が行なえているとは
いえない。本発明は、このような事情にかんがみてなさ
れたもので、採血を要することなく（非観血で）簡易に
且つより正確にしかも自動的に特定色素の血漿消失率測
定が行なえ、被検者の負担が軽く、操作の簡便な肝機能
検査装置を提供することを目的としている。

すなわち、本発明の特徴とするところは、検出波長域の
異なる第１および第２の光検出部とこれら光検出部に対
応する光源とを有し、被検者の耳介に前記両光検出部と
光源とが耳介を挾んで対峙するように装着されて前記第
１並びに第２の光検出部によりそれぞれ当該部位におけ
る耳組織、血液および血液中に投与されたほとんど肝臓
でのみ摂取、排泄される特定色素の吸光に応じた値並び
に当該部位における耳組織および血液の吸光に応じた値
を検出し各々電気信号として出力するイアピースと、こ
のイアピースの前記第２の光検出部の検出信号を受け、
外部操作に応動するディジタルサンプルホールド回路に
より前記検出信号の特定タイミングにおける信号レベル
をサンプルしてホールドしこのホールドレベルと前記検
出信号との差をとつて該検出信号の直流分を低減除去す
る第１の直流分除去回路と、この第１の直流分除去回路
の出力を適宜レベル調整し、前記第１の光検出部の検出
信号との差をとつて前記第１の光検出部の検出信号中の
前記第１、第２の光検出部の検出信号に共通の変動成分
を相殺する相殺回路と、この相殺回路の出力側に設けら
れたＡ／Ｄ変換器と、前記相殺回路と前記Ａ／Ｄ変換器
との間または前記第１の光検出部と前記相殺回路との間
に挿入され前記第１の直流分除去回路のディジタルサン
プルホールド回路と連動するディジタルサンプルホール
ド回路により入力信号の前記特定タイミングにおけるレ
ベルをサンプルしてホールドしこのホールドレベルと前
記入力信号との差をとつて該入力信号の直流分を低減除
去する第２の直流分除去回路と、所定のタイミングで前
記Ａ／Ｄ変換器の出力を取り込み、検出値変動開始後２
分〜７分の間に毎秒１回以上で且つ合計約６０回以上の
サンプリングによる検出データを得て、最小２乗法によ
り検出波高値変化のシミュレーションカーブの関数（ｙ
；検出波高値、ｘ；立上り点からの経過時間、Ａ．．ｂ
；定数）を求め、この関数より前記特定色素の血漿消失
率の計算値 五λυ１１υδ Ｕ を求め、この計算値ＫＯに所定の補正係数を乗じて血漿
消失率を算出する演算処理回路と、この演．算処理回路
の演算結果を表示または記録する出力装置とを具備する
ことにある。

以下、図面を参照して本発明の一実施例を説明する。

第１図において、１は被検者の耳介に装着され−る検出
器としてのイアピースであり、例えばイアオキシメータ
等に用いられるイアピースとほぼ同様に構成されている
。

すなわち、このイアピース１は光源としてのランプ１ａ
と、装着時に耳介を挾んでランプ１ａに対峙するシリコ
ンフォトセル等からなる第１および第２の光検出器１ｂ
および１ｃと、これら第１および第２の光検出器１ｂお
よび１ｃの入射面部にそれぞれ介挿された第１および第
２のフィルタ１ｄおよび１ｅとからなり、第１のフィル
タ１ｄと第１の光検出器１ｂとで構成される第１の光検
出部は第１のフィルタ１ｄにより主として８００ｎｍ付
近の波長の光つまり耳組織、血液およびＩＣＧの吸光に
よる影響を受けた・（特異的にＩＣＧの吸光による影響
を受ける波長域の）光を検出し、第２のフィルタ１ｅと
第２の光検出器１ｃとで構成される第２の光検出部は第
２のフィルタ１ｅにより主として９００ｎｍ．付近の波
長の光つまり耳組織および血液の吸光による影響を受け
た（ＩＣＧの吸光による影響を受けない波長域の）光を
検出して、それぞれの吸光に応じた（吸光度に対して比
例的な）電気信号を出力する。２は第１の光検出器１ｂ
の検出出力電流を電圧信号に変換する第１のＩ／■変換
（電流一電圧変換）器、３は第２の光検出器１ｃの検出
出力電流を電圧信号に変換する第２のＩ／Ｖ変換器てあ
る。

４は第２のＩ／■変換器３の出力の直流分を除去する第
１の直流分除去回路てあり、この直流分除去回路４は例
えば第２図に示すように、オペアンプ（演算増幅器）を
用いたバッファ増幅器としてのボルテージフォロワ４ａ
を介してディジタルサンプルホールド回路４ｂに入力信
号を与えこのディジタルサンプルホールド回路４ｂの出
力を再びバッファ増幅器としてのボルテージフォロワ４
ｃを介してオペアンプからなる差動増幅回路４ｄに与え
前記入力信号との差をとる構成とする。

ディジタルサンプルホールド回路４ｂは例えば入力信号
をＡ／Ｄ変換（アナログ−ディジタル変換）したディジ
タル値をラッチしこの値をＤ／Ａ変換（ディジタル−ア
ナログ変換）して出力する回路あるいは入力アナログ値
をアップダウンカウンタの出力値をＤ／Ａ変換した値と
比較しこれらが等しくなるようにアップダウンカウンタ
を動作させ前記Ｄ／Ａ変換した値を出力する回路等から
なり、外部操作に応動して入力信号をサンプルしてホー
ルドする。５は第１のＩ／■変換器２の出力中の前記第
１の直流分除去回路４の出力に対応する成分を相殺する
ための相殺回路であり、この相殺回路５は例えば第３図
に示すように第１の直流分除去回路４の出力を適宜（例
えば２倍に）増幅する増幅器５ａと、この増幅器５ａの
出力をレベル調整するアツテネーク５ｂと、このアツテ
ネータ５ｂで調整された信号を第１のＩ／■変換器２の
出力に互いに逆極性で加算増幅する増幅器５ｃとで構成
される。

６は第１の直流分除去回路４と同様の構成を有し第１の
直流分除去回路４のディジタルサンプルホールド回路４
ｂと連動するディジタルサンプルホールド回路を用いて
相殺回路５の出力の直流分を低減除去する第２の直流分
除去回路、７は第２の直流分除去回路６の出力をディジ
タル値に変換するＡ／Ｄ変換器、８はＡ／Ｄ変換器７の
出力に所定の処理（後述する）を施こす例えばマイクロ
コンピュータを用いて構成された演算処理回路、９は演
算処理回路８の演算結果を出力するプリンタである。

次にこのような構成における動作について説明する。

被検者の耳介に装着されたイアピース１の第１の検出器
１ｂの出力および第２の検出器１ｃの出力はそれぞれ第
１および第２のＩ／■変換器２および３により電圧信号
に変換され、第２のＩ／Ｖ変換器３の出力の直流分がデ
ィジタルサンプルホールド回路を用いた第１の直流分除
去回路４で除去され相殺回路５に与えられる。

相殺回路５では第１の■／■変換器２の出力における第
２のＩ／■変換器３の出力の変動分つまり直流分の除去
された信号に相当する成分が相殺され、その結果が第２
の直流分除去回路６に与えられて主として変動分のみが
取り出される。この第２の直流分除去回路６のディジタ
ルサンプルホールド回路のサンプリング動作は第１の直
流分除去回路４のディジタルサンプルホールド回路のサ
ンプリング動作と連動している。こうして、イアピース
１の第１の検出器１ｂの出力信号から第２の検出器１ｃ
の出力信号と共通の変動成分および直流分が除去され第
１の検出器１ｂでのみ検出される変動成分すなわちＩＣ
Ｇの吸光による成分のみがとり出される。これがＡ／Ｄ
変換器７でディジタル値に変換されて演算処理回路８に
取り込まれる。この演算処理回路８の演算処理について
装置の具体的な操作とともに詳述する。

第４図Ａ，ｂは演算処理の説明図、第５図は演算ソフト
ウェアの概要を示すフローチャートである。

まず、被検者の耳介にイアピース１を装着し、装置を動
作状態（イアピース１のランプ１ａも点灯する）とした
後、イアピース１の温度ドリフトおよび耳介の状態が安
定するのを待つて第１、第２の直流分除去回路４，６の
ディジタルサンプルホールド回路をサンプルホールド動
作させ（直流分除去回路４，６をリセットする）相殺回
路５を調整して第２の直流分除去回路６の出力がほぼ零
レベルで安定するように（リップルがなくなるように）
校正を行なう。

この状態で演算処理回路８をスタートさせさらに被検者
に適宜量（例えば実験では体重１ｋ９当り０．５ｍｇで
好結果が得られた）のＩＣＧを一度に且つすみやかに（
約１聞２以内で）静注する。演算処理回路８はスタート
以後１秒周期でＡ／Ｄ変換器７を介して検出データのサ
ンプリングを行ない１．２００秒すなわち２０分間これ
を続ける。このサンプリングにより得られる検出データ
は例えば第４図ａに示すように変化する。これらデータ
の収集が完了した後、データ値を解析してデータ値が急
激に上昇する点から逆算し立上り点ＲＰを見つける。こ
の立上り点ＲＰの１＠前〜２０秒前の間のデータ値の平
均をとつてそれをベースラインと判断する。（立上り点
ＲＰはＩＣＧ静注から約数秒後にあられれる。）次に、
収集された各データからベースラインの値をさし引き波
高分のみのデータとする。前記立上り点ＲＰから２分後
〜５分後の３分間のデータ（波高分）を用い最小２乗法
によつて波高のシミュレーションカーブの関数（ｙ；波
高値、ｘ：立上り点からの経過時間、Ａ．，ｂ；定数）
を求める。

（立上り点ＲＰから２分〜７分の間はほぼ一つの指数関
数ｙ＝Ａｂ゛上に乗る。これを前提として前述の処理を
行なう。）この（１）式の定数ｂから ＡＨＳＪ４晶ν之５υＸ蟲ａｌ としてＩＣＧ血漿消失率の計算値ＫＯを求める。

（第４図ｂに示すように２分〜７分の波高値データｙは
縦軸に波高値データｙの対数をとり、横軸に時間をとる
と波高値データが１つの直線Ｌ上に乗りその傾きが−Ｋ
Ｏである。）この計算値ＫＯは現実のＩＣＧ血漿消失率
Ｋに対して（Ａ；定数） なる関係にあるはずである。

（実験的にも確かめられた。）そこで、例えば採血法に
よる測定値を真の値と考え（現実には採血法による測定
は精度の点で多くの問題点を含んでいるが、定数Ａを定
めるためには一応使用可能であると考えられる）、予め
実験的に採血法と本装置による測定を併行して行ないそ
の結果から（ばらつきは正規分布となるのでその中央値
を定数Ａとする）（３）式の定数Ａを求めておき、これ
を用いて前記計数値ＫＯから（３）式によつてＩＣＧ血
漿消失率Ｋを求める。前記定数Ａの値はイアピース１の
光検出器等の特性などの測定系の各種要因によつて変化
するので、個々のシステムについて予め実験により求め
て設定する。このようにして求められたＩＣＧ血漿消失
率Ｋをプリンタ９によリプリントアウトさせる。

以上のような構成により、一旦定数Ａを設定した後は、
被検者にイアピース１を装着するだけで、非観血で極め
て容易にＩＣＧ血漿消失率Ｋの測定が行なえる。

しかもこのＩＣＧ血漿消失率Ｋの測定は非観血で且つ自
動的に行なわれるため、手軽に何度も繰り返し測定でき
、肝疾患の診断、肝循環動態の究明等が容易に行なえる
。また、この場合、検出測定系の増幅率は一定（第２の
光検出器１ｃの出力についてはアツテネートするが第１
の光検出器１ｂの出力については増幅率は固定である。
）であり、直流分除去回路４，６にディジタルサンプル
ホールド回路を用いて測定中のベースラインの変動を防
ぐようにしたので、極めて高い精度並びに安定度で測定
が行なえる。先に述べたように、従来から行なわれてい
る採血による測定法では、ＩＣＧ静注後５分、１吟、１
５分の採血によつて求めた値が指数関数的な減少を示さ
ないため測定の正確さの点で問題があつた。

これに対し早期の相すなわち静注後２分〜７分の範囲で
は正しく指数関数的な減少を示すことが本発明者らの実
験により確かめられた。そこで、この早期の相における
ＩＣＧ濃度の変化を採血法によつて求めようとすれば２
分〜７分の間に約１分毎に採血しなければならないこと
になり、被検者の肉体的、精神的な負担は著しく、すべ
ての被検者に対して容易に実施できるものではない。こ
れに対して、上述の構成によれば従来測定困難であつた
早期の相のＩＣＧ血漿濃度を非観血で容易に測定できる
ため、高精度の測定が実現できＩＣＧ血漿消失率の極め
て正確な測定が行なえる。なお、本発明は上述し且つ図
面に示す実施例にのみ限定されることなく、その要旨を
変更しない範囲内で種々変形実施できるものである。

例えば、上記実施例では、第２の直流分除去回路６を相
殺回路５とＡ／Ｄ変換器７の間に設ける構成としたが、
第６図に示すように第１のＩ／Ｖ変換器２と相殺回路５
の間に設ける構成としてもよい。

また、同実施例では毎秒１個ずつ２紛間データをとり込
み、立上り後２〜５分のデータによりシミュレーション
カーブを求めるようにしたが、実験では立上り後２〜７
分の間で波高値が（１）式で示す関数に乗ることが確か
められており、これに基づいてＫＯが求められるので、
立上り後２〜７分の間に毎秒１回以上で且つ合計約６０
回以上のサンプリングを行なうようにさえすればよい。

また、イアピースのランプとして各光検出部毎に発光波
長域の特定された発光ダイオードを用いるなどしてもよ
い。さらに、演算結果としてＩＣＧ血漿消失率Ｋの値を
表示または記録出力するだけでなく、（１）式のｂの値
を出力させることにより、立上り後２〜５分のうちの任
意時刻すなわち立上り後時間Ｔ経過した時点において当
該被検者から採血して測定したヘマトクリツト値Ｈｔ（
５１ＣＧ濃度Ｃの値およびＩＣＧの全投与量１に基づい
て、循環血液量Ｂをとして容易に算出できる。

また、この（４）式の演算式を演算処理回路８に予じめ
プログラムしておき、Ｔ．．ＨｔＮｃｌｌの各値を外部
から入力することによつて結果をプリンタ９等に出力さ
せるようにしてより簡便に循環血液量Ｂを求めるように
してもよい。

これが本発明に係る第２の発明である。（この循環血液
量は例えば肝血流量等を得るのに用いられる値である。

）もちろん、本発明はＩＣＧ以外のこれに類する色素を
用いた場合にも同様に適用することができる。

以上、詳述したように、本発明によれば、採血を要する
ことなく（非観血で）簡易にしかも自動的に特定色素の
血漿消失率測定が行なえ、被検者の負担が軽く、操作の
簡便な肝機能検査装置を提供することができ、第２の発
明によればさらに循環血液量をも簡便に求めることので
きる肝機能検査装置を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の構成を示すブロック図、第
２図および第３図は同実施例の要部の構成を示す回路構
成図、第４図Ａ，ｂは同実施例の動作を説明するための
図、第５図は同実施例における演算処理の概要を示すフ
ローチャート、第６図は本発明の他の実施例の構成を示
すブロック図である。 １・・・・・・イアピース、２，３・・・・・・Ｉ／■
変換器、４，６・・・・・・直流分除去回路、５・・・
・・・相殺回路、７・・Ａ／Ｄ変換器、８・・・・・・
演算処理回路、９・・・・プリンタ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 検出波長域の異なる第１および第２の光検出部とこ
   れら光検出部に対応する光源とを有し、被検者の耳介に
   前記両光検出部と光源とが耳介を挟んで対峙するように
   装着されて前記第１並びに第２の光検出部によりそれぞ
   れ当該部位における耳組織、血液および血液中に投与さ
   れたほとんど肝臓でのみ摂取、排泄される特定色素の吸
   光に応じた値並びに当該部位における耳組織および血液
   の吸光に応じた値を検出し各々電気信号として出力する
   イアピースと、このイアピースの前記第２の光検出部の
   検出信号を受け、外部操作に応動するディジタルサンプ
   ルホールド回路により前記検出信号の特定タイミングに
   おける信号レベルをサンプルしてホールドしこのホール
   ドレベルと前記検出信号との差をとつて該検出信号の直
   流分を低減除去する第１の直流分除去回路と、この第１
   の直流分除去回路の出力を適宜レベル調整し、前記第１
   の光検出部の検出信号との差をとつて前記第１の光検出
   部の検出信号中の前記第１、第２の光検出部に共通の変
   動成分を相殺する相殺回路と、この相殺回路の出力側に
   設けられたＡ／Ｄ変換器と、前記相殺回路と前記Ａ／Ｄ
   変換器との間または前記第１の光検出部と前記相殺回路
   との間に挿入され前記第１の直流分除去回路のディジタ
   ルサンプルホールド回路と連動するディジタルサンプル
   ホールド回路により入力信号の前記特定タイミングにお
   けるレベルをサンプルしてホールドしこのホールドレベ
   ルと前記入力信号との差をとつて該入力信号の直流分を
   低減除去する第２の直流分除去回路と、所定のタイミン
   グで前記Ａ／Ｄ変換器の出力を取り込み、検出値変動開
   始後２分〜７分の間に毎秒１回以上で且つ合計約６０回
   以上のサンプリングによる検出データを得て、最少２乗
   法により検出波高値変化のシミュレーションカーブの関
   数ｙ＝ａｂ＾ｘ （ｙ；検出波高値、ｘ；検出値変動開始点からの経過時
   間、ａ、ｂ；定数）を求め、この関係より前記特定色素
   の血漿消失率の計算値Ｋｏ＝−ｌｏｇｂ を求め、この計算値Ｋｏに所定の補正係数を乗じて血漿
   消失率を算出する演算処理回路と、この演算処理回路の
   演算結果を表示または記録する出力装置とを具備してな
   る肝機能検査装置。 ２ 検出波長域の異なる第１および第２の光検出部とこ
   れら光検出部に対応する光源とを有し、被検者の耳介に
   前記両光検出部と光源とが耳介を挟んで対峙するように
   装着されて前記第１並びに第２の光検出部によりそれぞ
   れ当該部位における耳組織、血液および血液中に投与さ
   れたほとんど肝臓でのみ摂取、排泄される特定色素の吸
   光に応じた値並びに当該部位における耳組織および血液
   の吸光に応じた値を検出し各々電気信号として出力する
   イアピースと、このイアピースの前記第２の光検出部の
   検出信号を受け、外部操作に応動するディジタルサンプ
   ルホールド回路により前記検出信号の特定タイミングに
   おける信号レベルをサンプルしてホールドしこのホール
   ドレベルと前記検出信号との差をとつて該検出信号の直
   流分を低減除去する第１の直流分除去回路と、この第１
   の直流分除去回路の出力を適宜レベル調整し、前記第１
   の光検出部の検出信号との差をとつて前記第１の光検出
   部の検出信号中の前記第１、第２の光検出部に共通の変
   動成分を相殺する相殺回路と、この相殺回路の出力側に
   設けられたＡ／Ｄ変換器と、前記相殺回路と前記Ａ／Ｄ
   変換器との間または前記第１の光検出部と前記相殺回路
   との間に挿入され前記第１の直流分除去回路のディジタ
   ルサンプルホールド回路と連動するディジタルサンプル
   ホールド回路により入力信号の前記特定タイミングにお
   けるレベルをサンプルしてホールドしこのホールドレベ
   ルと前記入力信号との差をとつて該入力信号の直流分を
   低減除去する第２の直流分除去回路と、前記特定色素の
   被検者に対する全投与量Ｉ、被検者から検出値変動開始
   後２分〜７分の間の任意の時点で採血して測定したヘマ
   トクリツト値Ｈｔと検出値変動開始後採血時点までの時
   間Ｔ、前記特定色素の濃度Ｃを外部より入力する入力手
   段と、所定のタイミングで前記Ａ／Ｄ変換器の出力を取
   り込み、検出値変動開始後２分〜７分の間に毎秒１回以
   上で且つ合計約６回以上のサンプリングによる検出デー
   タを得て、最少２乗法により検出波高値変化のシミュレ
   ーションカーブの関数ｙ＝ａｂ＾ｘ （ｙ；検出波高値、ｘ；検出値変動開始点からの経過時
   間、ａ、ｂ；定数）を求め、この関数より前記特定色素
   の血漿消失率の計算値Ｋｏ＝−ｌｏｇｂ を求め、この計算値Ｋｏに所定の補正係数を乗じて血漿
   消失率を算出する手段、および前記外部入力手段により
   入力された前記投与量Ｉ、前記ヘマトクリツト値Ｈｔ、
   前記時間Ｔ、ならびに前記濃度Ｃと上記血漿消失率算出
   の過程で求められたシミュレーションカーブの関数ｙ＝
   ａｂ＾ｘにおける定数ｂとに基づいて、Ｂ＝｛１００／
   （１００−Ｈｔ）｝×（Ｉ／Ｃ）×ｂ＾Ｔなる演算を行
   なつて循環血液量Ｂを求める手段からなる演算処理回路
   と、この演算処理回路の演算結果を表示または記録する
   出力装置とを具備してなる肝機能検査装置。