JP2690131B2 - The method using the attenuation characteristic of the scattering DenShigeru radiation to determine the concentration of tissue dye known absorption in vivo and apparatus - Google Patents

The method using the attenuation characteristic of the scattering DenShigeru radiation to determine the concentration of tissue dye known absorption in vivo and apparatus

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ブリトン・チヤンス
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ノン―インヴェイシヴ テクノロジイ,インク.
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【発明の詳細な説明】 (技術分野) 本発明は光の時分離パルスを用いてヘモグロビンのような組織色素(ピグメント)の濃度を測定する方法及び装置に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION (Technical Field) The present invention relates to a method and apparatus for measuring the concentration of tissue dye (Pigment) as hemoglobin using separate pulse when light. 本発明は既知の吸収スペクトルを有する吸収性色素に関連した減衰特性により色素の濃度を決定する点にある。 The present invention lies in determining the concentration of the dye by the attenuation characteristics associated with absorbing dye having a known absorption spectrum.

(従来技術) 細胞及び組織内の代謝及び酸化を研究するために用いられる光学的方法は、1950年代初期に高分散性の媒体例えば細胞懸濁物や筋肉組織などにおける可視又は近赤外(NIR)領域の光吸収の微小変化を定量する時分割2波長分析機が開発された時期から有用性が高まっている(例えばビー・チャンス著「Rev.Sci.Instrum」22、619 Optical methods are used to study the metabolism and oxidation of (prior art) cells and tissues, visible or near-infrared, such as in the early 1950s to highly disperse medium such as cell suspension or muscular tissue (NIR ) time division two-wavelength analyzer for quantifying a small change in light absorption region is increased utility from timing developed (e.g. B. chance et al., "Rev.Sci.Instrum" 22,619
−627(1951)の論文、同「Biochemistry of copper」 Thesis of -627 (1951), the "Biochemistry of copper."
ジェー・ペイザッハ編(Academic,New York)293−303 Jay-Peizahha ed. (Academic, New York) 293-303
(1966)を参照)。 See (1966)). ミトコンドリアNADHからの蛍光は、 The fluorescence from the mitochondrial NADH,
心臓、脳、及び骨組織の表面の研究の分野で吸光法を補っている(例えばピー・チャンス外著「Nature」(ロンドン)195、1073−1075(1962)及び同「Science」12 Heart, brain, and bone tissue is compensated the absorption method in the field of study of the surface of (for example P. chance outside al., "Nature" (London) 195,1073-1075 (1962) and the "Science" 12
0、767−775(1954)を参照)。 0,767-775 see (1954)). 近赤外分光分析はミトコンドリア及びイースト菌細胞中のチトクロームオキシダーゼの銅成分のレドックス状態を検出するのに使用されている(例えばビー・チャンス著「Biochemistry of Near infrared spectroscopy is used to detect the redox state of the copper component of the cytochrome oxidase mitochondrial and yeast cells (e.g., B. Chance al., "Biochemistry of
Copper」ジェー・ペイザッハ編(Academic,New York)2 Copper "Jay-Peizahha ed. (Academic, New York) 2
93−303(1966)、同「J.Biol.Chem」234、3036−3040 93-303 (1966), the "J.Biol.Chem" 234,3036-3040
(1959)参照)。 (1959) reference). ジョブシス・バンダー・ブリエット外は透過照明による組織の近赤外吸収の研究に先駆的役割を果している(同氏著「Adv.Exp、Med、Biol.」191、83 Jobushisu-Vanderbilt-Burietto outside to play a pioneering role in the study of near-infrared absorption of the tissue by transmission illumination (He et al., "Adv.Exp, Med, Biol." 191,83
3−842(1985)、同「J.Appl.physiol.」113、143−154 3-842 (1985), the "J.Appl.physiol." 113,143-154
(1976)及びローゼンタール外「Brain Resy 108、14 (1976) and Rosenthal outside the "Brain Resy 108,14
3、154(1976)参照)。 3,154 (1976)). ヘモグロビン及びミオグロビンのチトクローム銅に対する干渉を補正するアルゴリズムが開発されている。 Algorithm for correcting interference with cytochrome copper hemoglobin and myoglobin have been developed. というのは後者は830nmにおいて全信号のわずか5%程度しか占めないからである(ピー・ The latter is because only occupies only about 5% of the total signal at 830nm because (P.
バンダー・ゼー外「OxygemTransport to Tissue X」(1 Vander Zee outside "OxygemTransport to Tissue X" (1
988)エム・モチズキ外編(Plenum、New York)191−19 988) M. Mochizuki outside eds. (Plenum, New York) 191-19
7、エム・エイチ・タムラ外「Chemoreceptors and Refl 7, M. H. Tamura outside "Chemoreceptors and Refl
exes in Breathing」エス・ラヒリ編(Oxford、New Yor exes in Breathing "S. Lahiri ed. (Oxford, New Yor
k)参照)。 k) reference).

分光分析の原理の応用には、連続光(CW)照射を用い、それにより脳の局在デオキシヘモグロビン(Hb)を含有する系内の光減衰特性を決定し脳の酸素圧低下を検知する。 The application of the principles of spectroscopy, using a continuous light (CW) irradiation, thereby to determine the light attenuation characteristics of the system containing the localized deoxyhemoglobin (Hb) in the brain senses the hypoxia of the brain. しかし、連続光分析法は光学密度の変化を定量できても、吸収性色素の定量はできない。 However, continuous light spectrometry be able quantifying a change in optical density can not quantify the absorbing dye.

吸収媒質の光強度すなわち光学密度の変化(log Io/ Change in light intensity or optical density of the absorbing medium (log Io /
I)は一般にベール・ランバートの法則すなわち次式に従う。 I) is generally in accordance with the law, ie the following equation of Beer-Lambert.

log Io/I=ECL ここにIは光の強度、Eは消衰係数、Cは媒質中の吸収性色素の濃度、及びLは光路長である。 log Io / I = ECL Here I is the intensity of the light, E is the extinction coefficient, C is the concentration of the absorbing dye in the medium, and L is the optical path length. 光路の単位長さ当りの吸収はu=EC=(l/L)log Io/Iとなる。 Absorption per unit length of the optical path becomes u = EC = (l / L) log Io / I. この法則は現在の分光分析の基礎であり、研究分野でも工業的応用においても正しいことが証明されている。 This law is the basis of the current spectroscopy, has been proven to be correct also in also industrial applications in the field of research. ベール・ Vale
ランバートの法則は強度のほかに、2つの量すなわち特性吸収または光路長の少なくとも一方の決定を要求している。 Lambert's law in addition to the intensity, which requires two amount or characteristic absorption, or at least one of the determination of the optical path length. 連続光(CW)を用いる系では強度の変化しか定量できないから、積uL(=log Io/I)しか決定できない。 Since in a system using continuous light (CW) can only quantitative change in intensity, the product uL (= log Io / I) can only determine.
光が組織領域などの吸収媒質へ差し向けられると、光は散乱または反射され、或いはランダムな運動または他の拡散プロセスにより1点から他の点へと移動する。 When light is directed to the absorbing medium, such as a tissue region, the light is scattered or reflected, or moves from one point by a random motion, or other diffusion processes to other points. 光の実際の移動長は光の入射点から出射点への直線距離と考えて良いことは、蛍光現象等がからむ場合を除けば直角方向へ向かう光はほとんどまたは全く存在しないことから言える。 Actual movement length of the light that the incidence point of the light may be considered that the linear distance to the exit point, said since no light is little or completely absent toward perpendicular except if fluorescence phenomenon and the like involved. 従ってこうした条件下では連続光を用いる系は特定の媒質に対する特性吸収を独立に定量できない。 Thus a system using continuous light in these conditions can not be quantified independently characteristic absorption for a particular medium.
従って、吸収性色素の濃度の決定は、光学密度(OD)と光路長(L)の間の関係を決定するために必然的に既知のCEを有する媒質を用いて任意に較正することで行なわざるを得ない。 Thus, determination of the concentration of the absorbing dye is carried out by arbitrarily calibrated using a medium having a necessarily known CE to determine the relationship between the optical density (OD) and the optical path length (L) inevitably. Lが決定された後に、系は組織領域の吸収性色素の濃度変化を決定するのに使用できる。 After L is determined, the system can be used to determine the change in concentration of absorbing dyes tissue regions. この方法は連続光を用いる吸収分光分析が分散性材料に対して実施される場合の一般的な方法である。 This method is a common method in the case of absorption spectroscopy using a continuous light is performed on the distributed material. 光路長Lに関する情報は往々にして等吸収点のような近接波長で得られる。 Information about the optical path length L is obtained in the near wavelengths such as isosbestic points and often. この方法はLの2つの値が近似していて生物組織の正確な2波長分光分析に導かれるときに特に有効である。 This method is particularly effective when it approximates two values ​​of L are guided into accurate two wavelengths spectroscopic analysis of biological tissue.

しかし、吸収性物質の濃度Cが規則的にまたは既知の仕方で変動できない場合には困難が伴う。 However, with difficulty if the concentration C of the absorbent material can not be varied in a regular or a known manner. 例えば生体組織においてヘモグロビンのような吸収性色素の既知の濃度変化を与えることは困難であり、若し、無理に変化させると生体に障害が惹き起こされることがある。 For example, it is difficult to give a known concentration change of absorptive dyes such as hemoglobin in a biological tissue, Wakashi, when the forcibly change sometimes the living body disorder caused. 肢部の場合には止血帯による阻血を利用してヘモグロビンの既知の濃度変化を起こさせることができるが、個別の変化や生理学的適応により較正が誤りになってしまう。 While in the case of the limb may cause known change in concentration of hemoglobin using the ischemic by tourniquet, it becomes error calibration by a separate change or physiological adaptation. 脳及び心臓のように酸素化データが最も必要な場合には、系を大きく乱すことによって較正することは、障害や死を招くことがあるので不可能である。 When the oxygen data as brain and heart is most required, it is calibrated by disturbing significantly the system is not possible because it may lead to failure and death. こうした状況下では、新生児酸素圧低下とか、大人の脳卒中など或る種の病気で観察される傾向の意味を決定することが困難となる。 Under these circumstances, Toka under neonatal hypoxia, it is difficult to determine the meaning of the trends observed in of certain species such as adult stroke disease. 従って、較正方法の有用性と信頼性は失われる。 Therefore, usefulness and reliability of the calibration method is lost. 同様に、動物モデルに頼って較正することも行われているが、光子の移動に対する境界条件(これは重要である) Similarly, also have been made to calibrate rely on animal models, boundary conditions for the movement of photons (which is important)
が動物モデルと人間とでは違っている可能性があるため、これらの方法は概して不満足であった。 There because there is a possibility that unlike in the animal models and humans, these methods were generally unsatisfactory.

(発明の目的) 従って、本発明の目的は、吸収性色素の散乱媒質中での濃度を定量的に決定し、それにより媒質内の光路長を較正(比較により決定)することを可能にする方法及び装置を提供することにある。 (The purpose of the invention) is therefore an object of the present invention, the concentration of the scattering medium of the absorbent dye was determined quantitatively, thereby making it possible to calibrate the optical path length of the medium (determined by comparison) to provide a method and apparatus.

(発明の概要) 本発明は、既知の時間長を有する光パルスにより第1 SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is, first by the light pulse having a known time length
位置で組織領域の一部を照明し、次いで前記第1位置から前記組織を通って第2位置へと移動する光であって第2位置で最大値へと増大し次いで強度を減じる光を検出し、第2位置における光の減衰率、すなわち−l/L(log Illuminating a portion of the tissue area at the location, and then detects light reducing the increased then the intensity to a maximum value at a second position a light traveling from the first position to the second position through the tissue and, light attenuation rate in the second position, i.e. -l / L (log
I/Io)(=u)を決定することにより、既知スペクトルを持つ組織の色素濃度を決定する方法である。 By determining the I / Io) (= u), it is a method for determining the concentration of the dye tissue with known spectra. この量uは既知の吸収スペクトルを有する組織の色素濃度に比例する。 This amount u is proportional to the dye concentration of tissue with known absorption spectrum. 最後に減衰率uを消衰係数Eで割って既知の吸収スペクトルを有する特定組織の色素濃度を決める。 Finally the attenuation factor u is divided by the extinction coefficient E determine the dye concentration of a specific tissue with known absorption spectrum.

本発明はまた短い光パルスを発生し、対象組織に透過させ、移動した光子を検出し、光子の減衰率を決定し、 The present invention generates an also short light pulses, is transmitted through the target tissue, detecting the photons moved, determines the decay rate of the photon,
得られたデータを処理して既知の吸収特性を有する吸収性色素の濃度を表わす最終データに変換するレーザ光装置を提供する。 The data obtained by processing the to provide a laser beam device for converting the final data representing the concentration of the absorbing dye having a known absorption characteristics.

本発明は、第1位置で組織領域の一部を照明すべく既知の時間長を有する光パルスを発生する光源、前記第1 The present invention relates to a light source for generating light pulses having a known time length in order to illuminate a portion of the tissue region in a first position, the first
位置から前記組織を通って第1位置から離れた第2位置へと移動しその箇所で最大値へと増大し次いで強度を減じる光を検出するために第2位置に配置された光検出装置、検出された光の減衰率−l/L(log I/Io)を決定する手段、および検出されたこの減衰率を既知の消衰係数Eで割って既知の吸収スペクトルを有する特定組織の色素濃度を決定する装置である。 Photodetection device disposed in the second position to the second moved to a position for detecting the light to reduce the increased then the intensity to a maximum value at that point away from the first position through the tissue from the position, dye density of a particular tissue divided means for determining the detected light attenuation factor -l / L (log I / Io), and the detected this attenuation rate in a known extinction coefficient E with known absorption spectrum it is a device for determining the.

本発明の方法および装置はヘモグロビン、オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビンまたはミオグロビンなどの既知の消衰係数を有する組織色素を決定するのに有利に使用される。 The methods and apparatus of the present invention is hemoglobin, are advantageously used to determine the oxyhemoglobin, known tissue dyes having an extinction coefficient such as deoxyhemoglobin, or myoglobin.

本発明の好ましい例では光の入力パルスは約1ナノ秒以下であり、最も好ましくは約6ピコ秒である。 Input pulses of light in a preferred embodiment of the present invention is less than about 1 nanosecond, most preferably about 6 picoseconds.

本発明の方法および装置は生体組織の組織色素の濃度を決定するのに有用であり、濃度はほとんど瞬時に決定できる。 The methods and apparatus of the present invention is useful for determining the concentration of tissue dye of the living tissue, the concentration can be determined almost instantaneously.

使用に当り、本発明の方法および装置では好ましくは問題の組織領域の外面近くにパルスの入出力検出器を設ける。 In use, the method and apparatus of the present invention is preferably provided with input and output detector pulse near the outer surface of the tissue region of interest. 最も好ましくは、出力検出器の位置を入力パルスの位置から少なくとも数センチメートルの距離だけ離す。 Most preferably, separated by a distance of at least several centimeters the position of the output detector from the position of the input pulse. こうして、入力パルスは組織領域に入り、組織内を移動して近くの出力検出器に向う。 Thus, the input pulse enters the tissue region, toward the vicinity of the output detector moves within the tissue.

本発明の方法および装置は好ましくは既知の吸収スペクトルを有する組織色素の濃度を、その領域の酸素を決定する絶対値として表示することを含む。 Preferably the method and apparatus of the present invention comprises a concentration of tissue pigments with known absorption spectrum, displayed as an absolute value for determining the oxygen of the region.

(発明の具体的な説明) 本発明の時分離(time−resolved)またはパルス光分光分析法は、上に述べた連続光(CW)分光分析法とは根本的にちがう。 (DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION) when separated (time-resolved) or pulsed light spectroscopy of the present invention, fundamentally different from the continuous light mentioned above (CW) spectroscopy. 被験物に入射する光のパルス長(時間) Pulse length of the light incident on the test object (time)
が入口と出口の間の走行時間に比べて充分に短いときに、光子が伝播する距離を定量的に測定できる。 There when sufficiently short compared to the travel time between the inlet and the outlet, can be quantitatively measured distance photons propagate. このような条件下では、入口から出口までの距離L,単位長当りの吸収uが決定できる。 Under these conditions, the distance L from the inlet to the outlet, the absorption u per unit length can be determined.

上記のベール・ランバートの法則を書き換えると、次のようになる。 When rewriting the law of the Beer-Lambert, it is as follows.

u=(l/L)log Io/I この式はベール・ランバートの法則に従う散乱媒質の吸収係数が、光距長Lの変化とIo/Iにより直接決定できることを示す。 u = (l / L) log Io / it This expression absorption coefficient of scattering medium according to the Beer-Lambert law is shown to be able to determine directly the change and Io / I of the light 距長 L. 単純な場合は、入力パルスの減衰後十分な時間が経ち、そのため入力光子が被験組織を通り抜けて出て来るものだけになっている場合である。 A simple case, passed a sufficient time after the decay of the input pulse, the order input photon is if it is only to those that come out through the test organization.

本発明の方法及び装置は、十分に短時間長の入射光パルスが使用されるときに測定でき、上記のuが測定されるという原理に基づいている。 The methods and apparatus of the present invention is sufficiently be measured when the incident optical pulse a short length is used, based on the principle that the above u is measured. 実験データの分析は、与えられた一組の条件に対して、励起光子の尾端のL値は光学密度の増加に正確に比例するという結論を与える。 Analysis of experimental data for a given set of conditions, L values ​​of the tail of the excitation photon gives conclusion that exactly proportional to the increase in optical density.
人の脳からの励起光子の50%以下はこの比例性を保つことが観察された。 Less than 50% of the excitation photons from human brain was observed to maintain the proportionality. 従って、この法則は生体組織に直接応用できるものであり、uの変化が特定波長での消衰係数Eの変化と特定色素の濃度Cの変化との積に等しくなる。 Therefore, this rule is intended to be applied directly to the body tissue, equal to the product of the change in the extinction coefficient E and changes in the concentration C of the specific dye at a specific wavelength change of u. すなわち、 △C=(l/△EL)△(logIo/I) 従って、2波長系に対して選ばれた波長におけると同様に、吸収変化が観測されない等吸収波長でのuの知識が吸収性色素の絶対濃度の決定に必要となる。 That, △ C = (△ l / EL) △ (logIo / I) Thus, as in the wavelength chosen for the two wavelength system, knowledge absorbability of u at isosbestic wavelength absorption change is not observed it is necessary to determine the absolute concentration of the dye. 例えば、組織色素が検出可能な△uを示すごとく近接した2つの波長で若しもuが同一ならば、濃度はスペクトルが多数の等吸収点を有するデオキシヘモグロビン等の色素に対して決定できる。 For example, if the if u is identical in two wavelengths tissue dye close as shown detectable △ u, the concentration can be determined relative to the dye of deoxyhemoglobin such spectrum has multiple isosbestic point. 等吸収点でのuの値は基線値を表わすものとして採用し、近接波長でのuの値はオキシ及びデオキシヘモグロビン間の吸収の変化が検出可能な場合には2つのu値の差から濃度を与える。 The value of u at the isosbestic point is adopted as representing the baseline values, the concentration from the difference between the two u value when the value of u in a close wavelength change in absorption between the oxy and deoxy hemoglobin detectable give.

uλ −uλ =(△Eλ −△Eλ )×Cここにλ uλ 2 -uλ 1 = (△ Eλ 2 - △ Eλ 1) × C Here λ
、λ は2つの波長であり、Eは消衰係数である。 1, lambda 2 is the two wavelengths, E is a extinction coefficient. C
はこれから絶対的に決定される。 It is now absolutely determined. 吸収性色素の絶対濃度の誘導には多くの公知の代替手法を用いることができる。 The induction of the absolute concentration of absorptive dyes can be used many known alternative approach. 例えば吸収性色素の混合物が適宜に分離される多波長技術が使用できる。 For example multi-wavelength technique mixtures absorbing dye is separated appropriately can be used.

実施例 第1図を参照して本発明の装置の好ましい実施例を説明する。 With reference to Figure 1 embodiment illustrating a preferred embodiment of the apparatus of the present invention. 図において、先ず2MHzの信号がモードロック回路9に供給されて短いパルス幅を設定する。 In the figure, first, 2MHz signal to set the short pulse width is supplied to the mode-locked circuit 9. 回路9の出力はキャビテイーダンプネオジム−イットリウム−アルミニウム−ガーネット(NaYAG)レーザ10に結合されてパルスの特性を決定する。 The output of the circuit 9 cavitation E. dump neodymium - yttrium - aluminum - coupled garnet (NaYAG) laser 10 to determine the characteristics of the pulse. YAGレーザ10は液体染料レーザ(LDL)20の励起に使用されるものであり、キャビテイーダンピングにより短いパルス光を出す。 YAG laser 10 is intended to be used to excite the liquid dye laser (LDL) 20, it issues a short pulse light by cavitation E. damping. 4MHzの信号がYAGレーザ10の出力に投射ないし注入された後、液体染料レーザ20に供給される。 After 4MHz signal is projected or injected into the output of the YAG laser 10, it is supplied to the liquid dye laser 20. かくして、好ましい例では Thus, in a preferred embodiment
YAGレーザ10はモードロック励起子として作用し周波数を2倍増の532nmとし、これによりシリル染料(LDF751 YAG laser 10 frequency acts as a mode-locked excitons and 532nm of doubling, thereby silyl dye (LDF751
・・・米国Exitron,Inc.の商品名)の流れを励起する。 ... the United States Exitron, to excite the flow of Inc trade names.).
これにより液体染料レーザ20は励起されて反復周波数4M Thus liquid dye laser 20 is excited repetition frequency 4M
Hzで760nmの波長の光を発生する。 It emits light having a wavelength of 760nm in Hz. 所望の出力周波数が何であるかに従って、液体染料レーザ20にはスチリル(760nm)からロダミン6G(630nm)まで複数の染料を収容し得る。 According to whether the desired output frequency is what, in a liquid dye laser 20 may accommodate a plurality of dyes styryl (760 nm) to rhodamine 6G (630 nm). もっと好ましい例では光の強度が約30mwで時間長約6ps(6×10 -12秒)のパルスの列を使用する。 Using the train of pulses of duration about 6ps intensity of light is about 30mw (6 × 10 -12 sec) is a more preferred example.

光パルスは被験物ないし被験者30に入力光ガイド22により導かれ、ついで被験物から出力光ガイド24に導かれる。 The light pulses guided by input light guide 22 to the analyte or subject 30, then guided to the output light guide 24 from the analyte. 第1図において、光ガイド22、24は被験者の頭部に固定され脳の酸素化状態を測定するのに使用される例が示されている。 In Figure 1, the light guide 22, 24 is shown an example that is used to measure the oxygenation state of the brain is fixed to the subject's head. しかし、本発明の方法および装置は分離した又は他の生体の組織領域の酸化状態の決定や、既知の吸収特性を有するミオグロビン等の組織色素の決定に使用できることはもち論である。 However, the method and apparatus of the present invention is determined and the oxidation state of the tissue region in separate or other biological, is of course to be used to determine the tissue dyes such as myoglobin with known absorption characteristics. 好ましい例においては光ガイド22、24は直径約3mmの可撓性光学繊維である。 Light guide 22, 24 is a flexible optical fiber having a diameter of about 3mm in the preferred embodiment.
実験により励起光子は被験者の頭周部、特に前頭部の2 Excitation photon head peripheral portion of the subject by the experiment, 2 especially the forehead
〜10cm離れた諸点から集めることができることが分かった。 It has been found that can be collected from ~10cm away from various points. 従って、前頭部で使用するときには入力光ガイド22 Accordingly, when used on the forehead input light guide 22
と出力光が緯度の間隔は2〜10cmの範囲内にすべきである。 Interval output light latitude and should be within the range of 2 to 10 cm.

出力光ガイド24には検出器26が結合されている。 Detector 26 is coupled to the output light guide 24. この検出器は好ましくはマイクロチャンネルプレート検出器である。 The detector is preferably a microchannel plate detector. 検出器26は検出光の増幅のため光増倍管(PM Photomultiplier tube for the detector 26 of the detection light amplification (PM
T)40に接続されている。 T) is connected to the 40. マイクロチャンネルプレート検出器26は適当な利得を有し、好ましくは約50psの時分離能(時間分解能)を有する。 A microchannel plate detector 26 is suitable gain, preferably having a time resolution of about 50 ps (time resolution). 検出光の増加とそれに続く減衰時間は検出光の入力後1.5〜3.5nsの間に生じるから、好ましい実施例においては12マイクロチャンネルプレート2段光増倍管(例えば米国ニュージャージ州のHa Since growth and decay time subsequent detection light occurs between the input after 1.5~3.5ns of the detection light, 12 microchannel plate 2 stage optical multiplier tube in the preferred embodiment (e.g., NJ, USA of Ha
mamatsu Photonics Systems社製)が必要な100ps(0.1n mamatsu Photonics Systems) is required 100ps (0.1n
s)の時分離を与える。 Give the separation time of s). 光増倍管40には光増倍管高電圧源(PTMTHV)45が接続されている。 Photomultiplier high voltage supply (PTMTHV) 45 is connected to the photomultiplier tube 40.

光増倍管40の出力は光子計数システムに接続されている。 The output of the photomultiplier tube 40 is connected to the photon counting system. 光子計数システムでは約100個の時間ピン(区画) In photon counting system approximately 100 times the pin (partition)
が使用されて約30〜60秒間にわたって光子の数が積算される。 There number of photons for about 30-60 seconds being used is integrated. この動作モードにおいて任意の時点に各ビンあたりに受け入れ得る光子はただ1個である。 Photons can accept per each bin at any time in this mode of operation is only one. 従って受け入れを待っている光子の待ち行列が実質的に過剰になることで失われることなく可能な全計数速度は1秒当たり40 Thus the total count rate possible without queue of photons awaiting acceptance is lost by being a substantial excess of 40 per second
000個となる。 000 to become. こうして入出力パルスの振幅の時間経過が得られる。 Thus, the time course of the amplitude of the input and output pulse is obtained. 光増倍管40の出力は次に光子計数システムの一定部分識別器(CFD)50に供給される。 The output of the photomultiplier 40 is then supplied to the constant partial classifier (CFD) 50 of the photon counting system. この識別器はパルス振幅の識別を行なうもので、ピーク振幅の一定割合を受入れ可能な振幅のしきい値とする。 The classifier performs the identification of the pulse amplitude, and acceptable amplitude threshold a percentage of the peak amplitude. ついで信号は時間−振幅変換器(TAC)60に供給され、開始パルスと停止パルスの時間差に比例する振幅の出力パルスを発生する。 Then the signal is time - are supplied to amplitude converter (TAC) 60, generating an output pulse of amplitude proportional to the time difference between the start pulse and stop pulse. 多チャンネル分析器(MCA)70およびコンピュータ(PC)80は信号をディスプレイに適した信号又はデータ組に変換し、これを対数ディスプレイ90に表示させる。 Multichannel analyzer (MCA) 70 and a computer (PC) 80 converts the signal into a suitable signal or data set in the display, and displays it in a logarithmic display 90.

入力パルスの波形は2本の光学繊維を単純な光学減衰器を介して結合することにより得られる。 The waveform of the input pulse is obtained by coupling through a simple optical attenuator two optical fibers. 入出力光学繊維を被験物、例えば被験者の頭部に結合することにより得た出力は好ましくは約1〜5ns(1〜5×10 -9秒)の時間目盛りでチャンネルごとの計数をプロットすることにより可視表示し得る。 Analyte input and output optical fibers, for example, plotting the counts for each channel time scale of the output is preferably about 1~5ns (1~5 × 10 -9 sec) obtained by binding to the head of the subject It can be visually displayed by. 信号が初期強度の10 -4 〜10 10 signal is the initial intensity -4 to 10
-5 (−40〜−50dB)まで減衰するには最初のパルス入力から約5nsかかる。 -5 (-40~-50dB) to take approximately 5ns from the first pulse input to decay.

従って本発明のパルス光方式では、ほぼ瞬時の光パルスが組織領域に入射され、次いで出力光の強度の波形が検出される。 Thus the pulsed light system of the present invention, is incident on substantially instantaneous light pulses tissue region, and then the waveform of the intensity of the output light is detected. この出力は最大値まで増加し、次いで減衰する。 This output increases to a maximum value and then decays. ヘモグロビンとかミオグロビンとかの組織色素が含有されている光吸収性物質が存在すると、検出出力光の減衰部分は相当長時間にわたって次の指数関数に従う。 When the light-absorbing substance tissue dye Toka hemoglobin Toka myoglobin is contained is present, attenuation part of the detection output light according to the following exponential function over a substantial period of time.

I(t)=Io exp(−2.303kt) (1) この式は次のベール・ランバートの法則の他の表現形式である。 I (t) = Io exp (-2.303kt) (1) This equation is another form of expression of the law in the next Beer-Lambert.

I(t)=Io exp(−2.303ECL) (2) これは単に次のように書ける。 I (t) = Io exp (-2.303ECL) (2) which can be written simply as follows.

u=l/L log I/Io=EC (3) である。 u = a l / L log I / Io = EC (3). ここにEは消衰係数、Cは光吸収性色素の濃度、uは単位光路長当りの吸収(=比吸収)、Lは光路長である。 Here E is the extinction coefficient, C is the concentration of the light absorbing dye, u is absorbed per unit pathlength (= specific absorption), L is the optical path length. 光路長は単純にその長さを通過するのに要する時間tに比例し、「走行長」であるLは次式で表わされる。 Optical path length is proportional to simply the time t taken to transit its length, a "run length" L is expressed by the following equation.

L=ct/n (4) ここにcは対象媒質中の光の速度、nは媒質の平均屈折率である。 L = ct / n (4) where the c is the light in the target medium speed, n represents an average refractive index of the medium. 例えば、水に対してn=1.33、c=23cm/ns For example, n = 1.33, c = 23cm / ns in water
である。 It is.

検出光の強度を片対数でプロットすると、負の勾配を有する近似直線が得られる。 Plotting the intensity of the detected light by a semi-log approximation straight line with a negative slope is obtained.

log Io/I=ECL=EC ct/n であるから、この勾配uは u=(l/L)log Io/I=(n/ct)log Io/I=EC (5) を表わす。 Since a log Io / I = ECL = EC ct / n, the gradient u represents u = (l / L) log Io / I = (n / ct) log Io / I = EC (5).

吸収の変化、例えばオキシヘモグロビン(HbO 2 )の脱酸素による吸収の変化を観測するには、吸収性物質の濃度を勾配uの変化から計算することができる。 Change in absorption, for example, to observe the change in absorption by deoxygenation of oxyhemoglobin (HbO 2) is able to calculate the concentration of the absorbent material from the change in slope u.

△C=△u/△E (6) ベール・ランバートの法則から、吸収性物質の濃度に対して光学密度(OD)を関係づける式は次のようになる。 △ from C = △ u / △ E (6) Beer-Lambert's Law, expressions relating the optical density (OD) versus the concentration of the absorbent material is as follows.

OD=log Io/I=ECL (7) 従って、式(6)から吸収性色素の濃度Cは計算できる。 OD = log Io / I = ECL (7) Thus, the concentration C of the absorber dye from equation (6) can be calculated.

△C=△u/△E こうして光子の光路長は、本発明の方法及び装置に従って光学密度と吸収性成分の濃度変化を測定することによって決定することができる。 △ C = △ u / △ E thus the optical path length of the photons may be determined by measuring the change in concentration of the absorbent component and the optical density in accordance with the method and apparatus of the present invention. 以下の例は本発明の2つの用途と連続光系と関連づけての使用とを例示する。 The following example illustrates the use of associated with two applications a continuous optical system of the present invention. なお、関連技術としてビー・チャンス外「脳のジオキシヘモグロビンの時分離及び非分離測定の比較」88 Proc、N Incidentally, "Comparison of time separation and non-separation measurement of di oxyhemoglobin brain" 88 Proc B. Chance out as related art, N
atl、 Acad、Sci、USA(Biochemistry)4971−75頁(1988年7 atl, Acad, Sci, USA (Biochemistry), pp. 4971-75 (1988 7
月)を参照されたい。 See the moon).

例 1 本発明の装置による作用は第2〜3図に示されている。 Action by the device of Example 1 the invention is illustrated in the 2-3 FIG. これらの結果は人の脳について得られたものである。 These results are obtained for the human brain. 第2図に示した初期のパルス励起における波形の表示は、ファイバーを10 -4 (40dB)の減衰器を介して結合することにより得られる。 Display of the waveform at the initial excitation pulse shown in FIG. 2 is obtained by combining fibers through the attenuator 10 -4 (40dB). 応答波形は線形目盛で時間− Response waveform time on a linear scale -
強度関係をプロットした。 It was plotted the strength relationship. 第3図にも同様なデータを示したが、吸収強度は対数目盛(log 10 )でプロットした。 Showed similar data in Figure 3, the absorption intensity was plotted on a logarithmic scale (log 10). これらの結果は u=(l/L)log Io/I が励起光子の大部分の減衰部分、すなわち約2〜5ns These results u = (l / L) log Io / I is most attenuated portion of the excitation photons, i.e. about 2~5ns
(ナノ秒)の部分で成立することを示している。 Shows that holds part of nanoseconds.

例 2 第4、5、6及び7図は保存した猫の脳に反対半球へヘモグロビンを注入したものから得た結果を示す。 Example 2 4, 5, 6 and 7 figure shows the results obtained from those injected with hemoglobin in the opposite hemisphere to cat brain saved. 第4 4th
〜5図はuの値がヘモグロビンを反対半球へ注入したときに増大することを示している。 5 Figure shows that increases when the value of u was injected hemoglobin in the opposite hemisphere. 第6〜7図は吸収の増分が790nmのときより約760nmの波長のときの方がはるかに大きくなっていることを示し、また吸収は760nmでの方がはるかに大きくなる。 The 6-7 Figure shows that are much larger person when absorption increment at a wavelength of about 760nm than at 790 nm, also absorption is much greater towards at 760nm.

脳の滲透深さを測定するために、各種組織及び各種モデル中の時分離光子移動を評価した。 To measure the osmotic depth of the brain was evaluated separated photon migration time of various tissues and various models. 高度に散乱性の物質中の可視及び近赤外(NIR)光の吸収は次のような各種の文献に記載されている。 Absorption of highly scattering of visible and near infrared in the material (NIR) light is described in following various literature. エル・ダイセンス「Prog.B El Daisensu "Prog.B
iophys.Mol.Biol.」14、1−104(1964)、ビー・チャンス外「Nature」ロンドン、195、1073−1075(196 iophys.Mol.Biol. "14,1-104 (1964), Bee opportunities outside the" Nature "in London, 195,1073-1075 (196
2)、、ビー・チャンス「Nature」ロンドン、169、215 2) ,, Bee Chance "Nature" in London, 169,215
−230(1952)、ダブリュ・イー・ブランバーグ「Bioph -230 (1952), W. E. Blumberg "Bioph
ys.J」51、288(1987)(抄録)、ピー・バンダーゼー外「Oxygen Transport to Tissue X」モチズキ編(Plen ys.J "51,288 (1987) (Abstract), P. Bandaze outside the" Oxygen Transport to Tissue X "Mochizuki Hen (Plen
um、ニューヨーク)191−197(1988)、及びアール・エフ・ボナー外「J.Opt.Soc.Am.」SecA4、423−432(198 um, New York) 191-197 (1988), and R. F. Bonner outside "J.Opt.Soc.Am." SecA4,423-432 (198
7)。 7). 光は多重散乱されるため指向性は新たな散乱が起きると失われてしまう(ダブリュ・イー・ブランバーグ「Biophys.J.」51、288(1987)(抄録))。 Directional the light is multiply scattered is lost and a new scattering occurs (W. E. Blumberg "Biophys.J." 51,288 (1987) (Abstract)). 従って、 Therefore,
高散乱性の媒質(脳など)に入射した短時間光パルスの時間長は、光子がその検出器まで移行する光路長が長いために大きい遅延を受ける。 Time length of short light pulses incident on the highly scattering medium (such as brain) receives a large delay to the optical path length a photon transitions until the detector is long. Hb(760nmで測定)のような特定の吸収性物質があると、検出される光子の数は相当に減少する。 If there is a specific absorbent material such as hb (measured at 760 nm), the number of photons detected is reduced considerably.

この例では、760及び790nmで動作し、連続光NdYAG In this example, operating at 760 and 790 nm, continuous light NdYAG
(ネオジム−イットリウム−アルミニウムガーネット) (Neodymium - yttrium - aluminum garnet)
モードロックレーザの第2高調波でポンプされる2個の同期ポンプ式同調型染料レーザ(米国、コヒーレント・ Two synchronous pump tunable dye laser pumped by the second harmonic of the mode-locked laser (US, coherent
レーザー・プロダクツ社製)を光源として用いた。 Using Laser Products, Inc.) as a light source. パルス長は約6ps(ピコ秒)であり、パルスエネルギーは1.3 Pulse length is about 6 ps (picosecond), pulse energy 1.3
nJ(パルス当り)であり、平均電力は77MHZで100mWであった。 A nJ (per pulse), the average power was 100mW at 77 MHz. 放射線(光)の減衰はストリークカメラ(前記Ha Attenuation of the radiation (light) is a streak camera (the Ha
mamatsu社製)に結合した0.2cmの光ファイバー光学プローブにより記録した。 Was recorded by bound 0.2cm of fiber optic probes mamatsu Co.). 光ファイバーは入射光に対して色々な位置に設定して光が出口の光ファイバーに移動する状態を測定した。 Optical fiber was measured state light set to various positions with respect to the incident light is moved to the optical fiber outlet. 脳組織中の光の速度c/nは屈折率1.3に対して0.023cm/psである。 Speed ​​c / n of light brain tissue is 0.023 / ps with respect to the refractive index 1.3. S/N比は対数で30目盛の間適当であった。 S / N ratio was appropriate for 30 scale in logarithm. 時差の決定は10psの精度である。 Determination of the time difference is the accuracy of 10 ps.

本例の猫の頭部モデルは第9図に示す。 Cat head model of the present embodiment is shown in Figure 9. 同図はレーザ光の入力点100と、出力信号を得るために固定される直径0.2cmの光ファイバープローブが設定される点110、12 The figure point to the input point 100 of the laser light, the optical fiber probe with a diameter of 0.2cm fixed in order to obtain an output signal is set 110,12
0を示す。 It represents 0. 点110、120は第8図に示した牛乳モデルの2.0 Point 110 and 120 2.0 milk model shown in FIG. 8
cmの分離及びさらに45、60、90及び90度となるそれぞれ Respectively the separation and further 45,60,90 and 90 degrees cm
3.0、5.0及び6.5cmの分離の点に設定した。 3.0, 5.0 and was set at a point of separation of 6.5cm.

既知の濃度(0.15mM)のHbが脳の局部に加えられたときに生じる光子の移動の変化を評価するため、使用モデルは次の条件を用いた。 Since Hb of known concentration (0.15 mM) to evaluate the changes in the movement of the photons generated when added to the local areas of the brain, using the model using the following conditions. (i)脳は初めにヘモグロビンがないこと、(ii)Hbが注入できる脳部分があり、Hbが安定なこと、(iii)脳が頭蓋骨があるなしに関係なく測定できること、及び(iv)光が速かに移動できること。 (I) the brain no hemoglobin initially, there is brain part (ii) Hb can be injected, Hb be stable, it can be measured regardless of whether it is skull (iii) the brain, and (iv) Light that can be moved in or fast. このモデルは死亡の際に生じるK + 、Na +及びH 2 Oの再分布を必要とする。 This model requires a redistribution of K +, Na + and H 2 O formed during the death. しかし、対数表示した減衰曲線の勾配は生体内の場合と変らない(すなわち、生体内で0.07 However, the slope of the logarithmic attenuation curve does not change the case in vivo (i.e., in vivo 0.07
cm -1であるのに対し、モデルで0.08cm -1である)。 cm -1 is whereas, a 0.08cm -1 in the model).

動物をケタミンで麻酔し、ヘパリンで凝血防止した(400単位/kg体重)。 Animals were anesthetized with ketamine and heparinized (400 units / kg body weight). 頭部からリンゲル液による交換輸液により血を抜き、次いで10%(vol/vol)グリセロールで交換輸液した。 Bled by exchange transfusion by Ringer's solution from the head, then 10% was replaced infusion with (vol / vol) glycerol. 片半球(管挿入頚動脈経由)を通常のメマトクリット(分離)した血液(40%)中のHbにより灌注する前後に観察を行った。 Observations were made before and after irrigating the Hb in single hemisphere (tube insertion carotid via) the normal Mematokuritto (separation) blood (40%). ヘモグロビン分布をその後に分析して血液による再灌注後の2つの半球において0.035mMと0.063mMであることが分った。 Hemoglobin distribution and subsequent analysis found that in the two hemispheres after reperfusion by blood is 0.035mM and 0.063 mm.

第4〜5図は90度(光入力と出力が4.2cm離れていることに対応)でのHb注入前後の猫の頭から得たデータを示す。 4 to 5 The figure shows the data obtained from the Hb before and after the injection of a cat's head at 90 degrees (corresponding to the optical input and output are separated 4.2 cm). Hbがないと、散乱時間定数、すなわち半値幅は45 When Hb is no scattering time constant, i.e. half-width 45
0psであった。 It was 0ps. Hbが反対半球に加えられると、散乱時定数は360psになった。 When Hb is applied in the opposite hemisphere, scattering time constant becomes 360 ps. 第5図において、対数座標で表わした値の勾配はそれぞれ0.068cm -1と0.081cm -1 、L 1/2 In Figure 5, each gradient value expressed in logarithmic coordinates 0.068Cm -1 and 0.081cm -1, L 1/2
はそれぞれ6.7cm及び4.8cmであった。 Were respectively 6.7cm and 4.8 cm.

第6〜7図は760及び790nmで測定した減衰特性に対する波長の効果を示している。 The 6-7 figure shows the effect of wavelength for the damping characteristics measured at 760 and 790 nm. 入射点と検出点の角度は90 Angle of the incident point and the detection point 90
度であった。 It was in degrees. 特異的な波長依存性が観測された。 Specific wavelength dependence was observed. 波形の減衰は790nmの光よりも760nmの方が急速に生じた。 Decay waveforms produced rapidly found the following 760nm than the light of 790 nm. 散乱時定数は790nmで430psであるのに対し、760nmが350psであった。 Scattering time constant whereas a 430ps at 790 nm, 760 nm was 350 ps. 第7図を見ると、対数勾配はそれぞれ0.072及び0.084cm -1であり、L 1/2はそれぞれ5.8及び4.2cmであった。 Turning to FIG. 7, log slope are each 0.072 and 0.084cm -1, L 1/2 were respectively 5.8 and 4.2 cm.

例 3 本発明による効果を他の方式と比較するために、第8 The effect of Example 3 the invention for comparison with other methods, eighth
図に示す連続光型測定器を用いた。 Using a continuous optical type measuring instrument shown in FIG. この装置では、単一光ガイドを通して760及び800nmでの連続光励起を時分割形式で行った。 In this apparatus, it was carried out during the division form the continuous excitation at 760 and 800nm ​​through a single optical guide. 検出器210、210(前記Hamamatsu社製R92 Detector 210 and 210 (the Hamamatsu Corporation R92
8)は大きい面積(1検出器当り2cm 2 )から放出された光を測定したため高いS/N比を有した。 8) had a high S / N ratio because of the measurement of the light emitted from the large area (1 detector per 2 cm 2). 光入力点と出力点は2cm離れていた。 Light input point and output point was away 2cm. 遮光壁230により鏡面反射及び短光路反射を最小にするのに用いた(米国特願第210220 It was used to minimize the specular reflection and short optical path reflected by the light shielding wall 230 (U.S. Patent Application No. 210220
号)。 issue).

必要なhBO 2及びHbに対する重要なスペクトル因子は76 Important spectral factor for the required HBO 2 and Hb is 76
0、790及び800nmにおける消衰係数である。 It is the extinction coefficient at 0,790 and 800nm. これらはそれぞれ0.25、0.086及び0.01cm -1 mM -1以上である。 These are respectively 0.25,0.086 and 0.01 cm -1 mM -1 or more. 典型的な脳のHb=0.15mMでは対数勾配0.038cm -1 (760nm)が通常のメマトクリット分離した猫の脳において脱酸素の際に無散乱で期待できる。 Typical brain Hb = At 0.15mM log slope 0.038 cm -1 (760 nm) can be expected without scattering during deoxygenation the cat brain isolated normal Mematokuritto. 従って、u=0.25×0.15=0. Therefore, u = 0.25 × 0.15 = 0.
038cm -1である。 038cm -1.

頭蓋骨の存在を模擬し、光散乱体中でのHbO 2脱酸素の検出を定量化するため、第8図に示すモデルを用いた。 Simulating the presence of a skull, to quantify the detection of HbO 2 deoxygenation in the light scatterer in, using the model shown in Figure 8.
この型のモデルの使用と効果の確認は次の文献に示されている。 Confirmation of use and effectiveness of this type of model is shown in the following literature. ピー・バンダーゼー外「Oxygen Transport to P. Bandaze outside the "Oxygen Transport to
Tissue X」モチズキ編(plenum、ニューヨーク)、191 Tissue X "Mochizuki ed (plenum, New York), 191
−197(1988)及びエム・エイチ・タムラ外「Chemorept -197 (1988) and M. H. Tamura outside "Chemorept
ors and Reflexes in Breathing」エス・ラヒリ編(Oxf ors and Reflexes in Breathing "S. Lahiri Hen (Oxf
ord、ニューヨーク)(1988)。 ord, New York) (1988). 大きい容器240(直径5. Large container 240 (having a diameter of 5.
5cm)に頭蓋骨の近赤外散乱特性を模擬するように調整した組織基体250(人工牛乳誘導物)で満たした。 Filled with adjusted tissue substrate 250 so as to simulate a near-infrared scattering characteristics of the skull (artificial milk derived product) to 5 cm). この容器の内部に、5〜10重量%血液灌注した脳組織を模擬する等価な散乱力を有する0.01〜0.20mMHb及びパン酵母 Inside this container, 0.01~0.20MMHb and baker's yeast having an equivalent scattering power to simulate 5-10 wt% blood irrigation brain tissue
270を収容した容器260を入れた。 270 were placed in a container 260 containing a. 酵母の呼吸はHbO 2の脱酸素を連続的に引き起こし、それによりその吸光特性の変化を決定すると脳の酸素欠乏が模擬できるようにした。 Respiratory yeast causes deoxygenation of HbO 2 continuously, thereby determining the oxygen deprivation of the brain changes in the absorption characteristic is to be able to simulate. 内部容器260は外側容器240に関して移動自在にされ、そのため可変深さの散乱空間がこれらの間に形成されるようにした。 The inner container 260 is freely movable with respect to the outer container 240, the scattering space therefore variable depth was to be formed between them.

光入力点100とヘモグロビン収容室との距離の影響は第8図に示されたモデルでは可変にしうるので、0.20mM The influence of the distance between the light input point 100 and hemoglobin accommodating chamber may be variable in the model shown in FIG. 8, 0.20 mM
のHbO 2の脱酸素により引き起こされる変化は代用牛乳を通る光路長の関数として表示できる。 Changes caused by oxygen of HbO 2 of can be displayed as a function of the optical path length through the substitute milk. Hb/HbO 2信号は代用牛乳を収容した容器240を通る光路長の長さが2から7 Hb / HbO 2 signal length of the optical path length through the container 240 containing the substitute milk from 2 7
cmに増大すると対数的に減少する。 It decreases logarithmically when you increase to cm. 勾配は0.014cm -1であり、牛乳層の厚さが0へ外挿した光学密度の変化は0. Gradient is 0.014 cm -1, the change in optical density thickness of the milk layer is extrapolated to 0 is 0.
06であった。 It was 06. これは760nmを測定波長とし、800nmを参照波長とした消衰係数(0.25cm -1 mM -1 )の増分から算出した対数勾配値0.050cm -1と対比できる(表1参照。後で検討する)。 This was a measurement wavelength of 760 nm, 800 nm and can be compared with log slope value 0.050 cm -1 calculated from increments of extinction coefficient as a reference wavelength (0.25cm -1 mM -1) (discussed see Table 1. Later ).

例 4 本発明の装置から得られる効果を志願被験者の側頭部に適用した例について例示する。 Illustrate an example of applying the effect obtained from the device to the side of the head of the volunteers of Example 4 the present invention. 酸素を段階的に減少させた空気を呼吸すると、被験者のHbO 2が部分的に脱酸素化される(第11図A参照)。 When breathing oxygen stepwise reduced the air, HbO 2 subjects are partially deoxygenated (see FIG. 11 A). 被験者の脳波(EEG)を同時に追跡したところ同様な変化を示した(第11図D)。 Showed similar changes were tracked subjects brain waves (EEG) simultaneously (Fig. 11 D).
脳波(EEG)に吸入空気(FiO 2 )が0.10に減じた。 Intake air EEG (EEG) (FiO 2) was reduced to 0.10. 変化はFiO 2が0.065で顕著になったが、これはヘモグロビンの飽和が最低の場合に対応する。 Change is FiO 2 became prominent in 0.065, which saturation of hemoglobin corresponding to the case of the minimum. 被験者が室内空気を呼吸し始めると、すべての値は正常値に戻った。 When the subject starts to breathe room air, all the values ​​returned to normal values. 800nmの光学密度に対し、760nmの光学密度の全変化量は0.18であった。 To an optical density of 800 nm, the total amount of change in optical density of 760nm was 0.18. 濃度変化は実効光路長Lを見積らなければ算出できない。 Concentration change can not be calculated unless estimated the effective optical path length L. 0.15nmHbに対する期待値に対しては、本発明の時分離分光分析法により測定した見掛けの光路長は約 For expected value for 0.15NmHb, the optical path length of the apparent measured by separation spectroscopy when the present invention is about
9.6cmであり、これは0.18/(0.25×9.6)=0.076mMの濃度変化に相当する。 A 9.6 cm, which corresponds to changes in the concentration of 0.18 / (0.25 × 9.6) = 0.076mM.

第11図は連続光分光分析器を用いて集めたデータから導かれる結果が生理学的なパラメータ及び生化学的なパラメータに良く対応していることを示している。 Figure 11 shows that the results derived from collected using a continuous light spectrometer data corresponds well to the physiological parameters and biochemical parameters. 第12図及び第13図に示したように、本発明の時分離分光分析法は連続光分光分析器への応用に対して光路長を決定することができる。 As shown in Figure 12 and Figure 13, separation spectroscopy when the present invention is able to determine the optical path length with respect to its application to continuous light spectrometer. 第12〜第13図に示されたデータは吸入酸素(FiO 2 )の一部の質量分析から分るように窒素を呼吸することにより酸素欠乏を生じている患者から集められたものである。 The data shown in the 12 to FIG. 13 but is gathered from a patient occurring deficiency of oxygen by breathing nitrogen as seen from a portion of the mass spectrometry of inspired oxygen (FiO 2). 窒素を吸収すると、第12図Bに示されているように、脈動脈飽和に対してごくゆるやかに作用する。 Upon absorption of nitrogen, as shown in FIG. 12 B, and acts only slowly relative to the pulse arterial saturation. 従って単に脈酸素計を見るだけで、脳が正常に酸素化されていることが予期される。 Therefore simply looking at the pulse oximeter, it is expected that brain is oxygenated properly. しかし、第12図C及びDに示された直接測定は、実は完全に異なった情況の存在を示している。 However, direct measurement shown in FIG. 12 C and D, in fact indicates the presence of completely different circumstances. 第12図Cは連続光分光分析器を左前頭部で適用したときに得られる結果を示している。 The FIG. 12 C shows the results obtained when applying the continuous light spectrometer at left frontal. これらのデータは低酸素症がひどくなると脳の連続的な脱酸素化が生じることを示している。 These data indicate that the hypoxia worsens continuous deoxygenation of the brain occurs. 第12図Cに示したように、連続光分光分析器は第11図Cと比較して0.0400単位の吸収の変化より軽度だが重大な酸素圧低下を示している。 As shown in FIG. 12 C, continuous light spectrometers but mild than the change in the absorption of 0.0400 units as compared to FIG. 11 C shows a significant hypoxia. 第12図Dは本発明の時分離分光分析器により右半球に対して得られた結果を示している。 Figure 12 D shows the results obtained for the right hemisphere by the separation spectroscopy when the present invention. 630mnで測定したuの値は本発明を広範囲な波長で有効に実施できることを示している。 The value of u measured at 630mn shows that effectively implement the present invention in a wide range of wavelengths. しかも、第12図Dは酸素圧低下が進むと急激なuの変化がある(△u=0.03cm -1 )ことを示す。 Moreover, FIG. 12 D shows that there is a rapid change in u When hypoxia progresses (△ u = 0.03cm -1).

上記2種の分光分析法はパルス光方式の場合長い移動距離によって測定する点で初期段階が違っているがその他の点では大体の対応関係があることが分かるであろう。 The two spectroscopy the initial stage is different in that measured by long travel distance when the pulse light method in terms of other it will be seen that there is a rough correspondence. ヘモグロビンの630nmにおける消衰係数を知れば全体の濃度変化0.029mMが計算できる。 Overall density change 0.029mM Knowing extinction coefficient at 630nm of hemoglobin can be calculated. パルス光方式よりも連続光方式のほうが充血度は大きく検出されることに注意されたい。 Engorgement degree towards the continuous light method than the pulse light method is noted to be detected increases. これは充血が表面層領域に顕著であってこれに連続光が良く反応すること、またパルス光はより深い脳領域の検出に適するためであると思われる。 This seems to hyperemia able to react well continuous light to be noticeable in the surface layer region and the pulsed light is to suit the detection of deeper brain areas.

次に第13図を参照するに、連続光方式で測定した吸収変化(OD)と本発明のパルス光方式によって測定した濃度変化を示している。 Referring now to FIG. 13 shows the density change in measured absorption change measured by a continuous light method and (OD) by pulsed light system of the present invention. 急変領域の両者の対応関係は良好であり、線の勾配は約9.6cmと計算される。 The both of a correspondence between sudden change region was good, the slope of the line is calculated to be about 9.6 cm. したがって、連続光の平均行路9.6cm、濃度変化△Cは0.020mMである。 Accordingly, the average path 9.6cm continuous light, concentration change △ C is 0.020 mM.

まとめ 上に述べた例から得た結果は表1に示す。 The results obtained from the examples described on collectively shown in Table 1. 同表は数種のモデルのピコ秒入力パルス光による出力特性を示す。 The table shows the output characteristics of picosecond input pulse light of several models.
出力はパルス幅、入射光と出力光の角度(表1の第3 The output pulse width, the angle of the incident light and the output light (third Table 1
欄、第9図)、半値幅、対数勾配、およびL 1/2を評価した。 Column, FIG. 9) was evaluated half width, log-slope, and the L 1/2. 水の表面からの反射で観察される短パルス(40p Short pulses observed in reflection from the surface of the water (40p
s)を牛乳モデルでは110psに拡大し、保存した猫およびヒトの脳ではほぼ500psに拡大した。 The s) expanded to 110ps in the milk model, expanded almost to 500ps in the brain of the cat and human saved. ここで興味のある部分は減衰曲線における勾配である(表1第6欄)。 Here the portion of interest is the slope of the attenuation curve (Table 1 column 6).

表1において種々の角度位置(即ち脳の回りの距離) In Table 1 a variety of angular positions (i.e. around Distance brain)
での対数勾配はすべて入力光パルスから測定した。 Log slope of the measured from all the input light pulse. 例2 Example 2
の猫の脳では45度、65度は同じ結果を与え、90度では光の寿命の20%増(勾配の20%増し)となった。 45 degrees in the cat brain, is 65 degrees gives the same result was a 20 percent increase in light of life (20% higher gradient) at 90 °. 対応した分離は2.0cm、3.0cm、および5.0cmであった。 The corresponding separated 2.0 cm, was 3.0 cm, and 5.0 cm. したがって観測した光の減衰率は光ガイドプローブの位置に対して臨界的でない。 Thus the observed attenuation of the light is not critical with respect to the position of the light guide probe. これは連続光方式での入出力間が2.0c This 2.0c is between the input and output of a continuous light method
m分離すると投射光の50%が数センチ透過することを証明している。 m 50% of the separation and the projection light is demonstrated that several centimeters transmission.

パルス光照射を研究した結果、生態内近赤外反射分光分析への2波長原理の応用の重要性が分かった。 As a result of studying the pulse light irradiation, it was found important applications of two wavelengths principles of ecological the near infrared reflectance spectroscopy. 第11図は連続光による測定が脳の酸素圧低下期間の酸素量の指標を与えるEEGの変化に対応づけられることを示している。 Figure 11 shows that to be associated with a change in the EEG of measurement by continuous light gives an indication of the amount of oxygen hypoxia period of the brain. 人の頭の近赤外分光分析とパルス光式酸素圧計の可視分光分析の差は、近赤外データが小動脈支脈系毛細管のヘモグロビンを表わすのに対して、パルス光式酸素計が周部の小動脈飽和を表わすのに一致している。 The difference of the visible spectroscopic analysis of near-infrared spectroscopy and pulsed light Oxygen pressure gauge of a person's head is that the near-infrared data represents a hemoglobin arterioles branch system capillaries, pulsed light type oxygen meter circumference match to represent the small arteries saturation. 成人の脱酸素は少なくとも0.18の光学密度の変化を与える。 Deoxygenation of adults causes a change of at least 0.18 optical density. 脳の酸素を高度に利用すると初期の阻血(局部貧血)を検出するのに脳の毛細管の酸素濃度の高度な検出感度がえられる。 Advanced detection sensitivity of the oxygen concentration in the capillaries of the brain will be obtained to detect the highly utilize oxygen brain early ischemia (local anemia).

近赤外連続は信号(牛乳の側における各検出器の面積は2.0cm -1 )は第8図の例におけるヘモグロビン信号の検出に対して見掛けの対数勾配0.06cm -1を与える。 NIR continuous signal (the area of each detector in the side of the milk 2.0 cm -1) gives the log-slope 0.06 cm -1 apparent for the detection of hemoglobin signal in the example of Figure 8. しかし、ヘモグロビンの濃度はヘモグロビンを含有しないバリヤが介在するため過小に評価される(約25%/cmの損失)。 However, the concentration of hemoglobin is under-rated for intervening barrier-free hemoglobin (loss of about 25% / cm). これに対して、牛乳に対するパルス光データは0. In contrast, pulsed light data 0 for the milk.
083cm -1の対数勾配を与える。 Give a logarithmic slope of 083cm -1. 一方猫の脳は牛乳モデルの場合に似た対数勾配0.081cmを与える。 On the other hand cat of the brain give a logarithmic gradient 0.081cm similar to the case of milk model. この値は光の入出口の距離が2.0cmから5.0cmに増大しても20%程度変わるだけである。 This value is also the distance of the inlet and outlet of the light is increased to 5.0cm from 2.0cm only change about 20%. 人の頭は0.07cm -1の対数勾配と4.0cm Log slope and 4.0cm of the human head is 0.07cm -1
-1の対数勾配を与える。 Give a logarithmic slope of -1. これらの値は牛乳および猫の脳のモデルを第10〜11図の連続光データに適用できることを示唆している。 These values ​​suggest the applicability of the model of milk and cat brain into a continuous optical data of the 10-11 diagrams. したがって、第8図の2波長分光分析器は一旦光路長が較正(決定)できたら脳内のヘモグロビンの酸化状態を測定できる。 Accordingly, the two-wavelength spectroscopy in Figure 8, once the optical path length can be measured the oxidation state of hemoglobin in the brain When you calibration (determination). 境界条件は光子の見掛けの拡散長に大きい影響を有することが分かった。 Boundary conditions were found to have a greater impact on the diffusion length of photons apparent. 予想外なことに、頭蓋骨からの反射の影響は大きく、90度での半減期を290psから470psに遅延させ、L 1/2の値を3.3から5.6cmに増大させる。 Unexpectedly, it increased the effect of reflections from the skull, delays in 470ps half-life at 90 degrees from the 290 ps, increasing the value of L 1/2 from 3.3 to 5.6 cm. 前頭部空洞による人工産物的反射は容易に観測されまた蜘蛛膜下空洞を通る早い通過も観察できる。 Before artifacts reflection due to head cavity it can be easily observed also observed earlier passage through the subarachnoid cavity. 実際入力点を出力点が10cmを越えるとL In fact the output point of the input point is more than 10cm and L
1/2は減じ頭蓋骨の形状が最適でなく人工産物的であることを示唆する(ソブシス他「J.Appl.Physiol」および同「Adv.Exp.Med.Biol」) 本発明によると散乱組織における定量的な結果が得られる。 1/2 in accordance with the scattering tissue suggests (Sobushisu other "J.Appl.Physiol" and the "Adv.Exp.Med.Biol") the present invention that the shape of the reduced skull is an artifact manner not optimal quantitative results can be obtained. 表1はヘモグロビンの酸素の存在及び不存在(Hb Table 1 presence and absence of oxygen hemoglobin (Hb
及びHbO 2 )、及び波長の変化による対数勾配の2つの変化を示している。 And HbO 2), and shows the two change in log slope due to a change in wavelength. 第8図の牛乳モデルの中心部分では、 The central portion of the milk model Figure 8,
760nmでのHb/HbO 2 (0.15mMFe)変化は0.022cm -1の対数勾配変化を与える。 Hb / HbO 2 (0.15mMFe) change in 760nm gives log slope variation of 0.022cm -1. 第9図に示した脳の反対半球では0. On the other hemisphere of the brain as shown in FIG. 9 0.
15mMHbの注入により対数勾配は0.023cm -1となる。 Log slope becomes 0.023 -1 by injection of 15MMHb. これらが固有の吸収効果であることは760nmから790nmへの波長変化により分かる。 That it is intrinsic absorption effects seen by the wavelength change to 790nm from 760 nm. 対数勾配の変化は0.017cm -1 mMHb Changes in the log slope is 0.017cm -1 mMHb
及び0.02cm -1 mMHbO 2である。 And a 0.02cm -1 mMHbO 2. 猫の脳では対数勾配は0.01 Log slope is in the cat brain 0.01
1cm -1でありこれは0.44mMに相当する。 A 1cm -1 which corresponds to 0.44mM. これに対して2 2 On the other hand
つの半球における濃度は0.35及び0.65mMである又は0.50 One is the concentration in the hemisphere is 0.35 and 0.65mM or 0.50
mMである。 Is mM.

この実験の目的は光が牛乳の中心まで、また猫の脳の反対球の中心まで拡散することを保証することにあるから、添加されたHbの極く少量が見出されることが期待される。 To the center object light milk of this experiment, also because there to ensure that diffuse to the center of the opposite balls cat brain, it is expected to be found small amounts very of added Hb is. 牛乳モデルでは0.09nmが検出され(消衰係数の変化は0.25cm -1 mM -1に等しい)、猫の脳のモデルでは0.05 The milk model 0.09nm is detected (a change in the extinction coefficient is equal to 0.25cm -1 mM -1), the model of the cat brain 0.05
0mMが検出された。 0mM has been detected. したがって、少なくとも0.15mMのヘモグロビンが第11図では検出され、5.0cmの光路長の評価は口径4.0cm 2ヘモグロビン計に対しては良い近似であることが期待される。 Therefore, hemoglobin of at least 0.15mM is detected in Figure 11, the evaluation of the optical path length of 5.0cm are expected to be good approximations for diameter 4.0 cm 2 hemoglobinometer. 猫の脳では散乱の波長依存性は波長が790nmから760nmに変化したときには小さすぎて検出できない。 The wavelength dependence of the scattering is a cat of the brain can not be detected too small when the wavelength is changed to 760nm from 790nm. したがって、ヘモグロビンの2波長分光分析は影響されない。 Accordingly, the two-wavelength spectroscopy of hemoglobin is not affected. 時分離方式は組織の分光分析の有用性を大いに増す。 Upon separation method greatly increases the utility of the spectroscopic analysis of tissue. パルス光方式による分析はより単純な連続光方式によって得られる透過性に関する重要な情報を与え、連続光方式に対しては入力点と出力点の間隔が2. Analysis by pulsed light method gives important information about the permeability obtained by the simpler continuous light method, interval input and output points for continuous light method 2.
0cm以上であれば妥当なことを示す。 If 0cm above is shown that reasonable. Hbを含有する組織部分の検出は時分離分光分析によって行なわれる。 Detection tissue portion containing Hb is carried out by a time separation spectroscopy. 広い目的では本発明の装置の必要条件は20〜50psの入力光パルス(赤外領域で得られる近赤外レーザダイオードから得られる)が30倍以上の強度範囲に瓦る散乱光を得ることを可能にする程度に緩和し得る。 That the requirements of the apparatus of the present invention is to obtain an input optical pulse Kawararu scattered light (near-infrared derived from a laser diode obtained in the infrared region) strength range of more than 30 times the 20~50ps a wide purposes It can relax to the extent to allow. 高度の有用情報は、 Altitude useful information,
特に吸収物の濃度及び消衰係数の値を検出するのに、緩和時間のベール・ランバート法則への依存性の中で得られる。 Particularly to detect the concentration and the value of the extinction coefficient of the absorption material, resulting in a dependency on Beer-Lambert Law of relaxation time. また多重波長及び多重入力/出力点に基くデコンボリューション理論も映像問題に役立つと思われる。 The deconvolution theory based on multi-wavelength and multiple input / output points also may be helpful to the video problem.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

第1図は本発明の好ましい装置のブロック図、第2図及び第3図は本発明の方法及び装置を用いて人の脳から集められた光パルスに対する強度−時間関係を示すグラフ、第4図及び第5図はヘモグロビン滲出前後の猫の脳の光パルス時間対強度の関係を示すグラフ、第6図及び第7図は減衰器に対する波長の影響を示すための猫の脳に対する強度−時間関係を示すグラフ、第8図は連続光分光分析器の概略図、第9図は猫の頭部の概略図で、励起口及び検出口の相対角度を示す図、第10図は第8図の装置を用いて得られた光入口とヘモグロビン収容室の間の距離の影響を示す図、第11図は他の装置で測定した人の脳のEEGデータ及び吸入酸素化の比較図である。 Block diagram of a preferred apparatus of Figure 1 according to the present invention, FIGS. 2 and 3 the intensity for a method and optical pulses collected from human brain using the apparatus of the present invention - a graph showing the time relationship, fourth Figure and Figure 5 shows the relationship between the optical pulse time versus intensity of brain before and after hemoglobin exudation cat graph, FIGS. 6 and 7 is the intensity for cat brain to show the effect of wavelength for the attenuator - time graph showing the relationship, FIG. 8 is a schematic view of a continuous optical spectrometer, in FIG. 9 is a schematic diagram of a cat's head, it shows the relative angle of the excitation port and detection port, Fig. 10 Fig. 8 shows the effect of the distance between the light entry obtained using the apparatus and hemoglobin accommodating chamber, Fig. 11 is a comparison diagram of the EEG data and inhalation oxygenation of the human brain which is measured by another device.

Claims (22)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】被験物の生物学的組織の試験のための装置であって、試験組織の散乱及び吸収特性をこの装置の光学的入力部と光学的検出部との間で移動する光子により決定する装置において、 吸収性成分に感応する可視または赤外線範囲内で選択された波長を有しかつ1ナノ秒またはそれ以下のオーダーの時間長を有する電磁放射線パルスを前記組織へ前記入力部から導入するように構成された光源(10)、 前記入力部から組織に移動した前記選択波長を持つ変更パルスの光子を前記検出部で規定時間にわたり検出するように構成された検出器(40)、 前記検出器に接続され、前記導入パルスのパルス波形に対する前記検出パルスのパルス波形の形状変化を前記波長について決定するように構成された分析器(70)、及び 前記決定されたパル 1. A device for testing the biological tissue of a subject matter, the photons to move between the optical input and the optical detection unit of the apparatus scattering and absorption properties of the test tissue in determining device, introduced through the input unit electromagnetic radiation pulse having a duration of having a selected wavelength and 1 nanosecond or less the order within the visible or infrared range is sensitive to the absorbent component to the tissue a light source configured to (10), a detector configured photons changes pulses having said selected wavelength that has moved to the tissue from the input unit to detect over a specified time by the detecting unit (40), wherein is connected to the detector, the introduced pulses configured analyzer to the shape change of the pulse waveform of the detected pulse against the pulse waveform is determined for the wavelength of (70), and is the determined Pal ス波形変化に基づいて試験組織の生理学的特性を決定するように構成された処理器(80)、 を夫々具備する装置。 Scan waveform configured processor to determine a physiological characteristic of the test tissue based on the change (80), device respectively comprises a.
  2. 【請求項2】前記光源は、可視または赤外線範囲内で第2の選択された波長の前記電磁放射線パルスを前記組織へ前記入力部から導入するように更に構成され、 前記検出器は、前記入力部から組織に移動した前記第2 Wherein said light source is further configured to introduce the electromagnetic radiation pulses of a second selected wavelength in the visible or infrared range of the input unit to the tissue, said detector, said input the moved to the tissue from the part second
    の波長の変更パルスの光子を前記検出部で検出するように更に構成され、 前記分析器は、前記導入パルスに対する前記検出パルスのパルス波形の形状変化を前記第2の波長で決定するように更に構成され、 前記処理器は、前記各選択波長で前記決定されたパルス波形の変化に基づいて試験組織の生理学的特性を決定するように更に構成された請求項1記載の装置。 It is the photon changes the pulse wavelength is further configured to detect by the detector, the analyzer further change of the shape of the pulse waveform of the detection pulse relative to the introduced pulses as determined by the second wavelength is configured, the processor, the device further configured claim 1, wherein to determine a physiological characteristic of the test tissue based on a change in the determined pulse waveform at each selected wavelength.
  3. 【請求項3】前記決定されたパルス波形の形状変化は、 Shape change according to claim 3, wherein said determined pulse waveform,
    検出パルス波形の減衰率であり、この減衰率は組織の吸収特性を表す請求項1または2記載の装置。 Detection pulse is the attenuation factor of the waveform, according to claim 1 or 2, wherein the attenuation factor is representative of the absorption characteristics of the tissue.
  4. 【請求項4】前記決定されたパルス波形の形状変化は、 Shape change according to claim 4 wherein said determined pulse waveform,
    検出パルス波形の幅であり、この幅は組織の散乱特性を表す請求項1または2記載の装置。 Detection pulse is the width of the waveform, the width according to claim 1 or 2 wherein representing the scattering properties of tissue.
  5. 【請求項5】前記処理器は、前記入力部と前記検出部との間の光子の平均光路長を決定するように構成される請求項1または2記載の装置。 Wherein said processor apparatus of claim 1, wherein configured to determine an average optical path length of photons between the detecting unit and the input unit.
  6. 【請求項6】試験組織のヘモグロビンの酸素化を決定するように構成された連続波酸素濃度計と関連付けて前記決定された光路長を利用する請求項5記載の装置。 6. The apparatus of claim 5, wherein utilizing the optical path length which is the determined connection with the structure continuous wave oximeter to determine the oxygenation of hemoglobin test tissue.
  7. 【請求項7】前記波長は、前記第1の波長の放射線が試験組織に存在するであろう目的吸収性成分により吸収され、前記第2の波長の放射線が前記成分により実質的に吸収されないように夫々選択され、前記成分の吸収特性の定量的測定結果を得る際に前記第2の波長は基線として機能するように選択される請求項2、3、4または5 Wherein said wavelength, the radiation of the first wavelength is absorbed by the object absorbent component that may be present in the test tissue, so that the radiation of the second wavelength is not substantially absorbed by said component respectively selected, claims 2, 3, 4 or 5 wherein the second wavelength in obtaining quantitative measurements of the absorption characteristics of the components are selected to serve as a baseline
    記載の装置。 The apparatus according.
  8. 【請求項8】前記光源はレーザーからなる請求項1、 Wherein said light source consists of a laser according to claim 1,
    2、3、4、5または6記載の装置。 Device 2, 3, 4, 5 or 6, wherein.
  9. 【請求項9】前記レーザーは、 (a)前記パルスの波長と周波数を決定するための、出力パルスを有するレーザモードロック手段、 (b)出力パルスを発生するための液体染料レーザ手段、 (c)高周波数信号を発生し前記レーザモードロック手段の出力パルスへ注入するための手段、 を夫々具備する請求項8記載の装置。 Wherein said laser, (a) to determine the wavelength and frequency of the pulsed laser mode locking means having an output pulse, (b) liquid dye laser means for generating an output pulse, (c ) means for the high-frequency signal generated injected to the output pulse of the laser mode locking means, according to claim 8 wherein each comprises a.
  10. 【請求項10】前記検出器は、光増倍管と高電圧源とからなる請求項1、2、3、4、5または6記載の装置。 Wherein said detector apparatus of claim 2, 3, 4, 5 or 6 wherein comprising a photomultiplier tube and the high voltage source.
  11. 【請求項11】前記分析器は、光子計数装置と時間・振幅変換器と多チャンネル分析器とからなる請求項1、 Wherein said analyzer claim 1 consisting of a photon counting device and the time-amplitude converter and a multi-channel analyzer,
    2、3、4、5または6記載の装置。 Device 2, 3, 4, 5 or 6, wherein.
  12. 【請求項12】前記光パルスを伝達するように構成された可撓性繊維光学光ガイドを更に具備する請求項1、 12. The method of claim 1, further comprising a configured flexible fiber optic light guides to transmit the light pulse,
    2、3、4、5または6記載の装置。 Device 2, 3, 4, 5 or 6, wherein.
  13. 【請求項13】被験物に装着される分光分析器の光学的入力部と光学的検出部との間の被験物の生物学的組織を医療以外の目的で分光試験するための方法であって、前記入力部と検出部との間の光路長が組織の散乱及び吸収特性に依存する方法において、 (a)吸収成分に感応する可視または近赤外放射線の選択された波長を有しかつ1ナノ秒またはそれ以下のオーダーの時間長を有するパルスを前記組織へ前記入力部から導入するステップ、 (b)前記入力部から組織に移動した前記選択波長の変更パルスの光子を前記検出部で規定時間にわたり検出するステップ、 (c)前記導入パルスのパルス波形に対する前記検出パルスのパルス波形の形状変化を前記波長について決定するステップ、 (d)前記決定されたパルス波形変化に基づい 13. A method for spectroscopic testing on a non-medical purposes biological tissue analyte between the optical input and the optical detection unit of the spectrometer to be attached to the test substance a method of optical path length between the input unit and the detection unit is dependent on the scattering and absorption properties of the tissue, and having a selected wavelength in the visible or near infrared radiation is sensitive to (a) absorbing component 1 provisions introducing a pulse having a time length of nanoseconds or less the order of the input portion to the tissue, the photons (b) the said selected wavelength that has moved from the input unit to the reorganization pulse by said detector detecting over time, based on said step of the change in shape of the pulse waveform is determined for the wavelength of the detection pulse, the pulse waveform change, which is the determined (d) with respect to (c) the introduction pulse of the pulse waveform て試験組織の所望の生理学的特性を決定するステップ、 を夫々具備する方法。 Desired method steps, which respectively comprise determining the physiological properties of the test tissue Te.
  14. 【請求項14】可視または近赤外放射線の少なくとも2 14. the visible or near infrared radiation at least 2
    つの異なる波長のパルスを前記入力部から組織に導入して前記検出部で規定時間にわたり検出し、各入力パルス形状に対する前記各波長での検出パルス波形の形状の変化を検出し、この変化を前記決定されたパルス波形変化に基づいて試験組織の所望の生理学的特性を決定するように比較する請求項13記載の方法。 One of the pulses of different wavelengths is introduced into the tissue from the input unit detects over a specified time by the detection unit detects the change in the shape of the detection pulse waveform at each wavelength for each input pulse shape, said this change the method of claim 13, wherein the comparison to determine the desired physiological properties of the test tissue based on the determined pulse waveform change.
  15. 【請求項15】前記入力部と前記検出部との間の光子の平均光路長を決定し、この平均光路長は前記組織の成分の変化とともに変化する請求項13または14記載の方法。 15. Determine the mean path length of photons between the detecting unit and the input unit, according to claim 13 or 14 The method according the mean path length changes with change in the components of the tissue.
  16. 【請求項16】試験組織のヘモグロビンの酸素化を決定する連続波酸素濃度計に前記決定された平均光路長を提供する請求項15記載の方法。 16. The method of claim 15 wherein providing a mean path length oxygenated is the determined continuous wave oximeter for determination of hemoglobin in the test tissue.
  17. 【請求項17】少なくとも1つの波長で検出パルス波形の形状の決定された変化は、検出パルス波形の減衰率変化であり、この減衰率は組織の吸収特性を表す請求項13 17. At least one change in the determined shape of the detected pulse waveform wavelength, the attenuation factor change in the detected pulse wave, according to claim 13 The attenuation factor which is representative of the absorption characteristics of the tissue
    または14記載の方法。 Or 14 the method described.
  18. 【請求項18】少なくとも1つの波長で決定された変化は、検出パルス波形の幅の変化であり、この幅は組織の散乱特性を表す請求項13または14記載の方法。 18. change determined in at least one wavelength, the change in width of the detection pulse waveform claim 13 or 14 The method according this width represents the scattering properties of tissue.
  19. 【請求項19】前記パルスの前記波長は、前記第1の波長の放射線が試験組織に存在するであろう目的成分により吸収され、前記第2の波長の放射線が前記成分により吸収されないように夫々選択される請求項14、15、17または18記載の方法。 Wherein the wavelength of 19. The pulses, the radiation of the first wavelength is absorbed by the target component that may be present in the test tissue, respectively, as the radiation of the second wavelength is not absorbed by the component s It claims 14, 15, 17 or 18 the method according chosen.
  20. 【請求項20】組織のヘモグロビン脱酸素化を決定するように用いられる請求項19記載の方法。 20. The method of claim 19 used to determine the hemoglobin deoxygenation tissue.
  21. 【請求項21】検出波形の減衰率を前記目的成分の吸収特性を決定するように比較する請求項14記載の方法。 21. The method of claim 14, wherein the attenuation factor of the detected waveform are compared to determine the absorption characteristics of the target component.
  22. 【請求項22】前記入力部と前記検出部との間の異なる距離を前記放射線が移動する光路を変化させるように選択するステップを更に具備する請求項14、15、17、18または19記載の方法。 22. of the input unit and the different distances the radiation further comprises the step of selecting to change the optical path to move claim 14,15,17,18 or 19, wherein between the said detector Method.
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