(57)【要約】【課題】色素希釈曲線による生体情報の測定において、患者にかかる負担を少なくし、測定作業を容易とし、しかも、測定精度の向上を図る。【解決手段】血液中に投与された色素の希釈曲線をパルス式色素希釈法により求め、この希釈曲線に基づいてＡＵＣを演算して求め、このＡＵＣ演算手段が求めたＡＵＣに基づいて循環血液量やクリアランスなどの生体情報を演算して求める。【選択図】　図４
2004141476.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血液中に投与された色素の希釈曲線をパルス式色素希釈法により求める希釈曲線測定手段と、
この希釈曲線測定手段が求めた希釈曲線に基づいてＡＵＣを演算して求めるＡＵＣ演算手段と、
このＡＵＣ演算手段が求めたＡＵＣに基づいて所定の生体情報を演算して求める生体情報演算手段と、
を有する生体情報測定装置。
【請求項２】
前記ＡＵＣ演算手段は、ＡＵＣとして、希釈曲線の最大濃度時間または平均循環時間以降を積分して求めることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
【請求項３】
前記ＡＵＣ演算手段は、ＡＵＣとして、希釈曲線の全時間についての面積から初循環面積を引いて求めることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
【請求項４】
前記ＡＵＣ演算手段は、前記希釈曲線測定手段が測定したある時点までの希釈曲線から以降の希釈曲線を前記測定した希釈曲線に基づいて想定し、測定した希釈曲線と想定した希釈曲線からＡＵＣを求めることを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１に記載の生体情報測定装置。
【請求項５】
前記色素は、インドシアニングリーンまたはインジコカルミンであることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１に記載の生体情報測定装置。
【請求項６】
前記所定の生体情報は、循環血液量であることを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１に記載の生体情報測定装置。
【請求項７】
前記所定の生体情報は、クリアランスであることを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１に記載の生体情報測定装置。
【請求項８】
前記希釈曲線測定手段は、心拍毎に血中色素濃度を求め、前記ＡＵＣ演算手段は、心拍毎に血中色素濃度と心拍の時間間隔の掛け算を合計してＡＵＣを求めることを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１に記載の生体情報測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血液中に色素を注入し、その希釈曲線を測定することによって循環血液量やクリアランス等の生体情報を測定する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
パルスオキシメータの原理であるパルスフォトメトリーは、パルスオキシメータだけに留まらず、現在はパルス式色素希釈法として色素、例えばインドシアニングリーン（Ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ　ｇｒｅｅｎ；以下ＩＣＧと称する）　、を血中に投与して心拍出量、循環血液量、ＩＣＧの血漿消失率、クリアランスの測定を行なう実際の装置にも適用されている（例えば、非特許文献１−３参照）。ここで、「循環血液量」とは、「生体内で循環する血液の量」であり、「クリアランス」とは、「投与された薬物（色素）を生体組織が処理するとき、その組織に流れ込む血液のうちで、完全にその薬物（色素）を除去する血液当量」である。
【０００３】
【非特許文献１】
Ｔａｋｅｏ　Ｉｉｊｉｍａ，　ｅｔ　ａｌ．：　Ｃａｒｄｉａｃ　ｏｕｔｐｕｔ　ａｎｄ　ｃｉｒｃｕｌａｔｉｎｇ　ｂｌｏｏｄ　ｖｏｌｕｍｅ　ａｎａｌｙｓｉｓ　ｂｙ　ｐｕｌｓｅ　ｄｙｅ−ｄｅｎｓｉｔｏｍｅｔｒｙ．　Ｊ　Ｃｌｉｎ　Ｍｏｎｉｔ　１９９７；１３：８１−８９
【非特許文献２】
Ｔａｋａｓｕｋｅ　Ｉｍａｉ，　ｅｔ　ａｌ．：Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｆ　ｃａｒｄｉａｃ　ｏｕｔｐｕｔ　ｂｙ　ｐｕｌｓｅ　ｄｙｅ　ｄｅｎｓｉｔｏｍｅｔｒｙ　ｕｓｉｎｇ　ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ　ｇｒｅｅｎ．　Ａｎｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｙ　１９９７；８１６−８２２
【非特許文献３】
Ｔａｋａｓｕｋｅ　Ｉｍａｉ，　ｅｔ　ａｌ．：Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｆ　ｂｌｏｏｄ　ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ　ｇｒｅｅｎ　ｂｙ　ｐｕｌｓｅ　ｄｙｅ　ｄｅｎｓｉｔｏｍｅｔｒｙ　ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ　ｗｉｔｈ　ｔｈｅ　ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ　ｓｐｅｃｔｒｏｐｈｏｔｏｍｅｔｒｉｃ　ｍｅｔｈｏｄ．　Ｊ　Ｃｌｉｎ　Ｍｏｎｉｔ　１９９８；１４：４７７−４８４
【０００４】
このような従来の装置において、ＩＣＧの血漿消失率、循環血液量およびクリアランスは次のようにして求めていた。
【０００５】
まずＩＣＧの血中濃度Ｃｄと時刻ｔの関係の曲線、すなわちＩＣＧの色素希釈曲線を測定し、これから回帰式、Ｃｄ＝ｆ（ｔ）を求める。ここでは、回帰式を次のような一次の指数関数とする。
【０００６】
ｆ（ｔ）＝Ｃｄ０　×ｅｘｐ｛−Ｋ×（ｔ−ｔ０　）｝　　　　　（１）
Ｃｄ０　：初期ＩＣＧ濃度
Ｋ：色素希釈曲線の対数減衰率
上記の時刻ｔ０　は、平均循環時間ＭＴＴとなる時点である。またＫは、ＩＣＧの血漿消失率でもある。
【０００７】
実際に上記式（１）を求めるには、例えば次のようにする。まず図１１に示すようなＣｄ−ｔ曲線の色素希釈曲線から、初循環曲線を求め、この初循環曲線下の面積を２等分する時点、すなわち平均循環時間ＭＴＴとなる時点ｔ０　を求める。次に、各血中濃度Ｃｄの対数ｌｏｇＣｄをとり、図１２に示すように、ｌｏｇＣｄと時刻ｔの関係を示すｌｏｇＣｄ−ｔ曲線において、ある期間（回帰区間）の回帰直線を求め、この直線の傾き−Ｋと、この直線が、ｔ＝ｔ０　のときにとるｌｏｇＣｄの値、すなわちこれをｌｏｇＣｄ０　とすると、これから初期ＩＣＧ濃度Ｃｄ０　を求める。以上により、Ｃｄ０　、Ｋおよびｔ０　が得られ、式（１）が特定される。
【０００８】
このように、ある期間の回帰線を延長してその期間より外側の値を求める方法を外挿法という。平均循環時間ＭＴＴと外挿法については、例えば本出願人の特許第３２７５１５９号に記載されている。
【０００９】
次に、外挿法により求めたＣｄ０　を用いて、循環血液量ＢＶを計算する。すなわち、次式（２）を計算する。
ＢＶ＝Ｄｏｓｅ／Ｃｄ０　　　　　　　　　　　　　　　　　　（２）
Ｄｏｓｅ：ＩＣＧ投与量
また、クリアランスＣＬは、次式（３）により求める。
ＣＬ＝ＢＶ×Ｋ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（３）
【００１０】
このようなパルス式色素希釈法の測定は、採血によらないので患者にかかる負担が少なく、かつ連続的に測定できるという利点はあるものの、体動などの外乱ノイズの混入により、測定した色素希釈曲線が歪み、色素希釈曲線から計算する循環血液量や血漿消失率などの生体情報に誤差を発生することがある。
【００１１】
一方、従来より、薬物動態学においては、注入した指示薬の血中濃度を測定し、定常分容積である循環血液量ＢＶとクリアランスＣＬを、次式を用いて計算する方法がある。
ＢＶ＝Ｄｏｓｅ／（Ｋ×ＡＵＣ）　　　　　　　　　　　　　　（４）
ＣＬ＝Ｄｏｓｅ／ＡＵＣ　　　　　　　　　　　　　　　　　　（５）
これらの式中、Ｋは指示薬希釈曲線の対数減衰率であり、ＡＵＣは、指示薬希釈曲線より下の面積（ａｒｅａ　ｕｎｄｅｒ　ｔｈｅ　ｃｕｒｖｅ）である。
【００１２】
これらの式は従来、比較的消失の遅い薬物に対して、時点を変えて何点かを採血して得られた濃度変化に対して適用されてきたものである。しかし、この方法は、採血により測定するので、患者に負担がかかる上、測定作業が煩雑であるという欠点があった。
【００１３】
なお、特開昭６０−２２３４号公報には、光学的方法により色素希釈曲線を測定し、その初回循環部分の面積Ｓを求め、注入した色素量Ｉと前記の面積Ｓから心拍出量Ｑ（＝Ｉ／Ｓ）を求める方法が記載されている。しかし、この心拍出量は、指示薬希釈曲線うち初回循環部分のみの面積を用いて求める生体情報であり、基本的に色素希釈曲線の色素濃度値がゼロになるまでの全体を考慮するＡＵＣに基づく生体情報とは異なる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
このように、パルス式色素希釈法による従来の生体情報測定は、体動などの外乱ノイズの混入により誤差が生じるという欠点がある。また、薬物動態学のＡＵＣを用いる方法によれば、患者に負担がかかる上、測定作業が煩雑であるという欠点がある。本発明は、このような従来の問題点を解消するためなされたものであり、その目的は、患者にかかる負担を少なくして、循環血液量やクリアランスなどの生体情報を、精度良くかつ容易に測定できるようにすることである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するために、本発明では、血液中に投与された色素の希釈曲線をパルス式色素希釈法により求める希釈曲線測定手段と、この希釈曲線測定手段が求めた希釈曲線に基づいてＡＵＣを演算して求めるＡＵＣ演算手段と、このＡＵＣ演算手段が求めたＡＵＣに基づいて所定の生体情報を演算して求める生体情報演算手段とを有する。
【００１６】
このような構成において、生体情報は、パルス式色素希釈法により求めた希釈曲線のＡＵＣが用いられて計算される。
【００１７】
上記の構成において、ＡＵＣ演算手段は、ＡＵＣとして、希釈曲線の最大濃度時間または平均循環時間以降を積分して求めても良いし、また、ＡＵＣとして、希釈曲線の全時間についての面積から初循環面積を引いて求めても良い。
【００１８】
また、上記のいずれかの構成において、希釈曲線測定手段が測定したある時点までの希釈曲線から以降の希釈曲線を前記測定した希釈曲線に基づいて想定し、測定した希釈曲線と想定した希釈曲線からＡＵＣを求めるようにしても良い。
【００１９】
また、前記色素として、インドシアニングリーンまたはインジコカルミンを用いる。
【００２０】
また、前記所定の生体情報は、循環血液量またはクリアランスである。
【００２１】
さらに、上記のいずれかの構成において、希釈曲線測定手段は、心拍毎に血中色素濃度を求め、前記ＡＵＣ演算手段は、心拍毎に血中色素濃度と心拍の時間間隔の掛け算を合計してＡＵＣを求めるようにしても良い。
【００２２】
【発明の実施の形態】
第１の実施の形態を説明する。まず、この実施の形態における原理を説明する。ここでは、異なる２つの波長の光を用い、血液に注入する色素としてＩＣＧを用いる。
【００２３】
耳朶や指等の末梢組織に特定波長の光を照射すると、血液、注入された色素、その他の組織により吸光されるため、その末梢組織を透過または反射する光量は減少する。血液の脈動により、透過または反射した光量も脈動する。
【００２４】
第ｎ波長の光を生体組織に照射し、透過または反射した光量をＩｎ、血液の脈動により変化する光量をΔＩｎとすれば、脈動する血液成分に対する減光度の変化分ΔＡｎは、次式で定義される（ｎは、波長番号）。
ΔＡｎ＝ｌｏｇ［Ｉｎ／（Ｉｎ−ΔＩｎ）］　　　　　　　　　（６）
【００２５】
第１波長と第２波長の減光度の変化分ΔＡの比をとることにより減光度変化分比Φ１２が次式のように定義される。
Φ１２＝ΔＡ１／ΔＡ２　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（７）
【００２６】
ここで、血液の脈動による血液層の厚みの変化分をΔＤとし、循環する血液に色素を注入したときの脈動する減光度変化分ΔＡｎをＬａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒの法則より、次式で表すことができる。
【００２７】
ΔＡｎ＝（Ｅｈｎ×Ｈｂ＋Ｅｄｎ×Ｃｄ）×ΔＤ　　　　　　（８）
ここで、Ｅｈｎ：第ｎ波長のヘモグロビンの吸光係数
Ｈｂ　：血液中のヘモグロビン濃度
Ｅｄｎ：第ｎ波長の色素の吸光係数
Ｃｄ　：血中の色素濃度
ΔＤ　：血液層の厚みの変化
【００２８】
よって、式（７）は式（８）により、次のように表すことができる。
2004141476.tif 000003
【００２９】
さらに式（９）を変形すれば、
Ｃｄ＝Ｈｂ・（Ｅｈ１　−Φ１２×Ｅｈ２　）／（Φ１２×Ｅｄ２　−Ｅｄ１　）（１０）
【００３０】
ここで、第１波長を８０５（ｎｍ）、第２波長を９４０（ｎｍ）に採れば、酸素飽和度の影響を無視できるので、Ｅｈ１　、Ｅｈ２　を酸素飽和度１００％の場合の値とし、既知とすることができる。また、波長８０５（ｎｍ）は色素ＩＣＧの光吸収が最大となる波長であり、Ｅｄ２　、Ｅｄ１　は既知である。さらに、Ｈｂは、注入色素の希釈曲線を測定する間はほとんど変化しないから、一定と考えられ、予め測定しておく。したがって、Φ１２を連続的に測定するなら、式（１０）により色素濃度を連続的に求めることができ、色素濃度曲線を得ることができる。
【００３１】
次にこの曲線下の面積ＡＵＣを計算して求め、このＡＵＣを上記式（４）、（５）、すなわち、
ＢＶ＝Ｄｏｓｅ／（Ｋ×ＡＵＣ）　　　　　　　　　　　　　　（４）
ＣＬ＝Ｄｏｓｅ／ＡＵＣ　　　　　　　　　　　　　　　　　　（５）
に適用して循環血液量ＢＶとクリアランスＣＬを計算して求める。なお、これらの式（４）、（５）は、上記の説明では、いずれも指示薬に関する式としているが、指示薬を色素と考えるならば同様に成り立つ。
【００３２】
以上が本実施の形態の原理であるが、ここで、循環血液量ＢＶとクリアランスＣＬを、従来のようにＣｄ０　を用いて計算した場合（以下、外挿法という）と、上記原理のようにＡＵＣを用いて計算した場合（以下、ＡＵＣ法という）の精度について比較する。
【００３３】
まず、ノイズの無い色素濃度図を一次指数関数として次のように定める。
Ｃｄ（ｔ）＝１０×ｅｘｐ（−０．３×ｔ）
この曲線を図１に示す。
【００３４】
この色素濃度図の２．５分〜５．５分の区間で回帰を行うと、当然回帰線の計算式は、
Ｃｄ（ｔ）＝１０×ｅｘｐ（−０．３×ｔ）
と元の関数式と同一になる。
【００３５】
この波形に対し、２．５分から２０秒間、濃度が＋１．０（ｍｇ／Ｌ）増加するようなノイズが混入したとする。
【００３６】
ノイズが混入した波形で２．５分〜５．５分の区間で回帰を行うと、回帰線の計算式は、図１に示すように、
Ｃｄ（ｔ）＝１２．１×ｅｘｐ（−０．３４１×ｔ）
となった。
【００３７】
このノイズの混入の波形例で、外挿法とＡＵＣ法のそれぞれを用いて循環血液量を計算したときの誤差は表１のようになった。
【００３８】
【表１】
2004141476.tif 000004
【００３９】
この表１について説明する。回帰区間の前半２０秒間に＋１．０（ｍｇ／Ｌ）のノイズが混入すると、回帰線の計算式に誤差が生じ、Ｋ値は１４％、初期濃度Ｃｄ（０）＝Ｃｄ０　は２１％過大評価する。外挿法による循環血液量は、上式（２）のＢＶ＝Ｄｏｓｅ／Ｃｄ０　　から求めるので、１７％過小評価する。これはＫ値の誤差より大きい。
【００４０】
一方、この程度の誤差が入っても、ＡＵＣは１％過小評価するだけである。したがって、Ｋ×ＡＵＣの誤差は、ほぼＫ値の誤差と等しい。ＡＵＣ法による循環血液量は、上式（４）の　ＢＶ＝Ｄｏｓｅ／（Ｋ×ＡＵＣ）　から求めるので、１１％の過小評価となり、外挿法より誤差は６％小さい。
【００４１】
さらに、クリアランスＣＬについて、従来の方法、すなわち、上記式（３）のＣＬ＝ＢＶ×Ｋ　を用いた場合、上記のように回帰区間にノイズが入った場合は、Ｋは影響を受け、ＣＬはＢＶ以上に影響を受ける。
【００４２】
しかし、ＡＵＣ法では、上記式（５）の、　ＣＬ＝Ｄｏｓｅ／ＡＵＣ　を用いてＣＬを求める。これによれば、ＡＵＣはノイズによる影響は非常に小さいため、精度が非常に良くなる。更に、このＣＬは、上記ＢＶの場合よりもＫを用いないだけ、より正確に求めることができる。
【００４３】
次に、上記の原理に基づく生体情報測定装置を説明する。図２は全体構成を示すブロック図である。発光部１は相異なる２つの波長の光を発生するＬＥＤ２，３とこれらを駆動する駆動回路４から成る。ＬＥＤ２から発生する光の波長は８０５（ｎｍ）であり、ＬＥＤ３から発生する光の波長は９４０（ｎｍ）である。受光部５は，ＬＥＤ２およびＬＥＤ３に対向して配置されたフォトダイオード６とこのフォトダイオード６の出力電流を電圧信号に変換する電流−電圧変換器７とアンプ８から成る。
【００４４】
マルチプレクサ９はアンプ８から与えられる信号をフィルタ１０とフィルタ１１に交互に振り分ける回路である。マルチプレクサ１２はフィルタ１０とフィルタ１１の出力を交互にＡ／Ｄコンバータ１３に与える回路である。Ａ／Ｄコンバータ１３はマルチプレクサ１２から与えられるアナログ信号をディジタル信号に変換する回路である。
【００４５】
ＣＰＵ１４は駆動回路４、マルチプレクサ９およびマルチプレクサ１２に制御信号を出力してそれらを制御すると共に、Ａ／Ｄコンバータ１３から与えられる信号に基づいて演算を行ない循環血液量ＢＶおよびクリアランスＣＬを求める回路である。ＣＰＵ１４は、メモリ１５に格納されている図４に示す処理のプログラムを実行する。メモリ１５はまたＣＰＵ１４から与えられるデータを記憶する。
【００４６】
表示部２２ＡはＣＰＵ１４から与えられるデータを表示するものであり、入力部２２Ｂは複数のスイッチ、複数のキーから成り、それぞれは操作者の操作に応じた信号をＣＰＵ１４に入力するものである。
【００４７】
図３に本装置の使用状態を示す。被検者の耳朶２６には本装置のプローブ２０が装着されている。このプローブ２０はクリップ２０Ａを有し、このクリップ２０Ａの対向する挟持部の一方に図２に示したＬＥＤ２，３が設けられ、他方に図２に示したフォトダイオード６が設けられている。図２に示したようにＬＥＤ２，３から発生した光は耳朶２６を透過してフォトダイオード６に至るようにされている。ＬＥＤ２，３とフォトダイオード６は図３に示すようにリード線２１を介して装置本体２２と接続されている。したがってＬＥＤ２，３とフォトダイオード６はプローブ２０に設けられており、図２に示した他の各部は装置本体２２に設けられている。装置本体２２には前述した表示部２２Ａと入力部２２Ｂが外側にあらわれている。
【００４８】
次に本装置の動作を説明する。操作者のスイッチ操作により電源オンになると、ＣＰＵ１４は駆動回路４、マルチプレクサ９、１２にそれぞれ制御信号を出力する。駆動回路４はＬＥＤ２とＬＥＤ３を所定時間毎交互に点滅させる。マルチプレクサ９は、ＬＥＤ２が点灯している間にアンプ８の出力をフィルタ１０に供給するように動作し、かつ、ＬＥＤ３が点灯している間にアンプ８の出力をフィルタ１１に供給するように動作する。フィルタ１０、フィルタ１１によってそれぞれの波長の光による信号のノイズは除去され、これらの信号はマルチプレクサ１２によって交互にＡ／Ｄコンバータ１３に供給され、Ａ／Ｄコンバータ１３によってディジタル化されＣＰＵ１４に至る。
【００４９】
次に操作者は図３に示したようにシリンジ２３から導管２４、カテーテル２５を介して被検者の例えば前腕正中静脈に色素ＩＣＧを注入する。色素ＩＣＧの注入と同時に操作者は入力部２２Ｂのスイッチを操作してＣＰＵ１４に注入開始時点を知らせる。
【００５０】
以下図４のフローチャートに基づいて説明する。ＣＰＵ１４はステップ１０１においてＡ／Ｄコンバータ１３から与えられた信号に基づいて血中色素ＩＣＧの濃度Ｃｄを測定する。この測定は上記式（１０）を計算して行なう。すなわち、ＣＰＵ１４は、心拍毎に各波長の減光度の変化分ΔＡ１とΔＡ２をＡ／Ｄコンバータ１３の出力信号から求め、これによりΦ１２＝ΔＡ１／ΔＡ２を求め、このΦ１２を式（１０）に代入してＣｄを求める。その結果、図５に示すように、連続したＣｄの値すなわち色素希釈曲線が得られる。さらに、ＣＰＵ１４は、Ｃｄ値を得る毎に、その対数値も計算して求める。そしてＣＰＵ１４はこのようにして求めた２種類の色素希釈曲線（Ｃｄ−ｔ曲線とｌｏｇＣｄ−ｔ曲線）のデータをメモリ１５に収納する。
【００５１】
次にＣＰＵ１４は、ステップ１０２に進み、前のステップ１０１で収納したデータに基づいて、Ｃｄ−ｔ曲線の一次の指数関数の回帰曲線の式、すなわち式（１）の　ｆ（ｔ）＝Ｃｄ０　×ｅｘｐ｛−Ｋ×（ｔ−ｔ０　）｝　を求める。
【００５２】
次に、ＣＰＵ１４は、ステップ１０３に進み、図５に示すＣｄ−ｔ曲線のＡＵＣを計算して求める。ここで、時刻ｔはゼロから無限大が理想的であるが、実際の測定時間は、限度があり、予め定めた終了時点ｔｅ（この例では１５分とする）までを測定する。色素濃度Ｃｄは、心拍毎に測定しているので、ＡＵＣの計算は、図６に示すように、次の式（１１）により求められる。
【００５３】
【数１】
2004141476.tif 000005
【００５４】
式（１１）中、Ｃｄｎは、ｎ番目の心拍のときの色素濃度であり、Δｔｎは、ｎ番目の心拍とｎ＋１番目の心拍の間の時間間隔である。
【００５５】
次に、ＣＰＵ１４は、ステップ１０４に進み、ステップ１０２で求めた回帰式におけるＫと、ステップ１０３で求めたＡＵＣと上式（４）、（５）を用いて、循環血液量ＢＶとクリアランスＣＬを求める。すなわち、次式を計算する。
ＢＶ＝Ｄｏｓｅ／（Ｋ×ＡＵＣ）　　　　　　　　　　　　　（４）
ＣＬ＝Ｄｏｓｅ／ＡＵＣ　　　　　　　　　　　　　　　　　（５）
なお、ＩＣＧ投与量Ｄｏｓｅは予め入力され、メモリ１５に収納されている。
次に、ＣＰＵ１４は、ステップ１０５に進み、ステップ１０４で求めたＢＶおよびＣＬをメモリ１５に収納すると共に、表示部２２Ａに表示させる。
【００５６】
本実施の形態によれば、患者にかかる負担を少なくして、循環血液量やクリアランスを容易にかつ精度良く測定することができる。
【００５７】
次に、第２の実施の形態を説明する。この実施の形態の装置は、第１の実施の形態の装置を改良したもので、装置のハードウエア構成は、第１の実施の形態と同じであるが、ＣＰＵ１４が行なう処理が若干異なる。すなわち、ＣＰＵ１４は、ＡＵＣを演算する際に、図７に示すように、平均循環時間ＭＴＴ（ｔ＝ｔ０　）以後の面積をＡＵＣとして計算する。
【００５８】
このようにして計算されたＡＵＣを用いれば、第１の実施の形態よりもさらに計算精度が向上する。以下、その理由を述べる。
【００５９】
本来、式（４）、（５）は、定常状態において成立するものであり、色素が血液中に一定濃度で分布するまでの過渡的な変化は考慮していない。パルス式色素希釈法では、定常状態になった以降の減衰部分だけでなく、この過渡的な初循環カーブも正確に得ることができるために、そのまま積分して面積を求めると、不要である初循環面積の部分も含むために、ＡＵＣを過大評価する。したがって、この過大評価したＡＵＣを用いて、式（４）、（５）によりＢＶとＣＬを計算すると、それらはいずれも過小評価する事になる。
【００６０】
しかし、本実施の形態のように、平均循環時間ＭＴＴ以後の面積を計算し、これをＡＵＣとするならば、初循環面積の過大評価が軽減され、ＢＶとＣＬをより精度良く求めることができる。
【００６１】
本実施の形態では、平均循環時間ＭＴＴ以後の面積をＡＵＣとして計算したが、これは同様の理由で、最大濃度時間以降の面積でも良いし、図８に示すように、時刻ゼロから測定終了時点ｔｅまで積分した面積から初循環面積を引いたものであっても良い。
【００６２】
次に第３の実施の形態を説明する。この装置は、色素希釈曲線をある時点まで測定したなら、その時点以降の色素希釈曲線を予想し、測定時点までの面積とその時点以降の予想した色素希釈曲線下の面積を加えたものをＡＵＣとするものである。
【００６３】
この実施の形態の装置のハードウエアについては、図２の構成と同じであるが、ＣＰＵ１４が行なう処理は、図９のフローチャートに示したものとなる。次にこれらの図に基づいて本装置の動作を説明する。
【００６４】
まず被験者にＩＣＧを投与し、ＣＰＵ１４は色素希釈曲線を測定する（ステップ２０１）。この測定は、図１０に示すように、予め設定した時点ｔｅまで行なう。なお、この時点ｔｅは、過渡的な初循環の部分が終了し、一次の指数減衰に入ってから後の時点である。この測定においても、心拍毎に色素濃度Ｃｄを測定する。
【００６５】
次に、ＣＰＵ１４は、測定した色素希釈曲線のうち設定した回帰区間から、一次の指数関数の回帰式ｆ（ｔ）を求める。これは式（１）と同様の次式（１２）で表される（ステップ２０２）。
ｆ（ｔ）＝Ｃｄ０　×ｅｘｐ｛−Ｋ（ｔ−ｔ０）｝　　　　　　　（１２）
【００６６】
次に、ＣＰＵ１４は、測定した色素希釈曲線下の面積Ｓｐｒｅをｔ＝０から終了時点のｔ＝ｔｅまで式（１１）と同様の次式（１３）より求める（ステップ２０３）。
【００６７】
【数２】
2004141476.tif 000006
【００６８】
次に、ＣＰＵ１４は、式（１２）の回帰式の曲線より、終了時点ｔｅ以降の面積Ｓｐｏｓｔを計算する（ステップ２０４）。
【００６９】
【数３】
2004141476.tif 000007
【００７０】
次に、ＣＰＵ１４は面積Ｓｐｒｅと面積Ｓｐｏｓｔの和を求め、これをＡＵＣとする（ステップ２０５）。
ＡＵＣ＝Ｓｐｒｅ＋Ｓｐｏｓｔ　　　　　　　　　　　　　　（１５）
【００７１】
次に、ＣＰＵ１４は、Ｋ（ステップ２０２で得られる）とＡＵＣ（ステップ２０５で得られる）を上記の式（４）、（５）に代入して、循環血液量ＢＶとクリアランスＣＬを求め、表示する（ステップ２０６）。なお、ＩＣＧ投与量Ｄｏｓｅは予め入力され、メモリ１５に収納されている。
【００７２】
本実施の形態によれば次のような効果を奏する。ＡＵＣを計算するためには、色素希釈曲線を無限大時間まで積分しなければならない。しかし実際には、無限大時間まで測定することはできないし、測定時間は短ければ短いほど、測定者にも被験者にも都合が良い。ところが、測定時間を短くすると、測定終了以降のデータを含まないので、過小評価したＡＵＣを得ることになる。
【００７３】
しかし、本実施の形態によれば、無限大時間まで測定しなくとも、色素希釈曲線を想定することで、無限大時間まで測定した場合とほぼ同じ面積を計算することができ、これに基づく生体情報も正確に求めることができる。
【００７４】
本実施の形態に第２の実施の形態で説明した構成を適用するなら、更に効果的である。すなわち、本実施の形態で求めたＡＵＣ（測定した色素希釈曲線下の全面積と、測定終了時点ｔｅ以降の想定した曲線下の面積の和）から、色素希釈曲線の初期の部分の面積（ＭＴＴ時点または色素濃度の最大値を取る時点までの面積または初循環面積）を差し引いたものをＡＵＣとして計算する。このようにすれば、更に、精度良く生体情報を測定することができる。なぜなら、ＡＵＣの計算において、色素希釈曲線の初期の不安定時の部分は除かれ、色素希釈曲線の定常状態の部分は全部取り入れられるので、本来、定常状態で成立するという式（４）、（５）の条件に適合するからである。
【００７５】
また、上記の各実施の形態においては、色素としてＩＣＧを用いたが、色素希釈曲線が得られるものであれば同様の効果が得られ、例えばインジコカルミンでも良い。
【００７６】
【発明の効果】
本発明によれば、循環血液量やクリアランスなどの生体情報の測定において、パルス式色素希釈法を用いるのであるが、体動などの外乱ノイズの影響を少なくすることができる。このため、色素希釈曲線を用いた生体情報の測定において、患者にかかる負担が少なく、測定作業が容易であり、しかも、測定精度の向上を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の外挿法による計算と、本発明のＡＵＣ法による計算の精度を比較するための例を示す図。
【図２】第１の実施の形態の装置の構成を示す図。
【図３】図２に示した装置を用いた測定を説明するための図。
【図４】第１の実施の形態の装置の動作を説明するためのフローチャートを示す図。
【図５】第１の実施の形態の装置の動作を説明するための色素希釈曲線を示す図。
【図６】第１の実施の形態の装置の動作を説明するための図であって、ＡＵＣの計算方法を説明するための図。
【図７】第２の実施の形態の装置の動作を説明するための色素希釈曲線を示す図。
【図８】第２の実施の形態の装置の変形例の動作を説明するための色素希釈曲線を示す図。
【図９】第２の実施の形態の装置の動作を説明するためのフローチャートを示す図。
【図１０】第３の実施の形態の装置の動作を説明するための色素希釈曲線を示す図。
【図１１】Ｃｄ−ｔ曲線からＭＴＴとなる時点を求める方法を説明するための図。
【図１２】ＬｏｇＣｄ−ｔ曲線から、回帰直線を求める方法を説明するための図。
【符号の説明】
１　発光部
５　受光部
１４　ＣＰＵ
２０　プローブ
２２　装置本体
２２Ａ　表示部
１５　メモリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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