JPH02185234A - 散乱電滋放射の減衰特性を用いて生体内の既知吸収度の組織色素の濃度を決定する方法及び装置 - Google Patents

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】 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。被験物に入射する光のパル
ス長（時間）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。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。

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。

ｕ＝　（１／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、光距長りの変化と工。／Ｉにより直接決定で
きることを示す。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。

本発明の方法及び装置は、十分に短詩間長の入射光パル
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。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。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。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
。すなわち、 △Ｃ＝（１／ΔＥＬ）△（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。例えば、組織色素が検
出可能な△Ｕを示すごく近接した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
。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。

ｕＬ２−ｕλ、＝（ΔＥん、−ΔＥλｌ）×にこにλ３
、λ２は２つの波長であり、Ｅは消衰係数である。Ｃは
これから絶対的に決定される。　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
。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。

Ｘ皿旦 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。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。回路９の
出力はキャビティーダンプネオジム−イツトリウム−ア
ルミニウムーガーネット（ＮａＹＡＧ）レーザｌＯに結
合されてパルスの特性を決定する。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、キャビティーダンピングにより短いパルス光を
出す。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
。かくして、好ましい例ではＹＡＧレーザ１０はモード
ロツタ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・・・米国
Ｅｘｉｔｒｏｎ、Ｉｎｃ、の商品名）の流れを励起する
。これにより液体染料レーザ２０は励起されて反復周波
数４ＭＨｚで７６０ｎｍの波長の光を発生する。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　（６３
０ｎｍ）まで複数の染料を収容し得る。もっと好ましい
例では光の強度が約３０ｍｗで時間長約６ｐｓ　（６Ｘ
　１０−１ｍ秒）のパルスの列を使用する。

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。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。しかし１本発明の方法および製
雪は分離した又は他の生体の組織領域の駿化状態の決定
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。好ましい例に
おいては光ガイド２２．２４は直径的３ｍｍの可撓性光
学繊維である。実験により励起光子は被験者の頭同部、
特に前頭部の２〜１０ｃｍ離れた諸点から集めることが
できることが分かった。従って、前頭部で使用するとき
には入力光ガイド２２と出力光が緯度の間隔は２〜１０
ｃｍの範囲内にすべきである。

出力光ガイド２４には検出器２６が結合されている。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。検出器２６は検出光の増幅のため光増倍管（
ＰＭＴ）４０に接続されている。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５
０ｐｓの時分離能（時間分解能）を有する。検出光の増
加とそれに続（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１
２マイクロチヤンネルプレ一ト２段光増倍管（例えば米
国ニュージャージ州のＨａｍａｍａｔ゛ｓｕ　　Ｐｈｏ
ｔｏｎｉｃｓ　　Ｓｙｓｔｅｍｓ社製）が必要な１００
ｐｓ　（０，１ｎｓ）の時分離を与える。光増倍管４０
には光増倍背高電圧源（ＰＴＭＴＨＶ）４５が接続され
ている。

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。光子計数システムでは約１００個の時間ビン（区画
）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。この動作モードにおいて任意の時点に各ビ
ンあたりに受は入れ得る光子はただ１個である。従って
受は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４００００個となる。こうして入出力パルスの振幅
の時間経過が得られる。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。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。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。多チャンネル分析器（Ｍ
ＣＡ）７０およびコンピュータ（ＰＣ）８Ｏは信号をデ
イスプレィに適した信号又はデータ組に変換し、これを
対数デイスプレィ９０に表示させる。

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。

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
〜５ＸＩＯ−”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。信号が初
期強度の１０−４〜１０（−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。

従って本発明のパルス光方式では、はぼ瞬時の光パルス
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。この出力は最大値まで増加し、次いで減衰す
る。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。

Ｉ（ｔ）＝ｒｏ　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）＝Ｉｏｅｘｐ（−２，３０３ＥＣＬ）　　（２
）これは単に次のように書ける。

ｕｌ／Ｌ　ｌｏｇ　Ｉ／Ｉｏ＝ＥＣ（３）である。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。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。

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。例えば、水に対してｎ＝１．３３、ｃ　＝　
２３　ｃ　ｍ　／　ｎ　ｓである。

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。

ｌｏｇ　Ｉｏ／ＣＥＣＬ＝ＥＣｃｔ／ｎであるから、こ
の勾配Ｕは ｕ：（１／Ｌ）ｌｏｇ　Ｉｏ／Ｔｌｎ／ｃｔ）ｌｏｇ　
Ｉｏ／Ｉ＝ＥＣ（５）を表わす。

吸収の変化、例えばオキシヘモグロビン（ＨｂＯ□）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。

△Ｃ＝△Ｕ／ΔＥ（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
。

ＯＤ＝ｌｏｇ工。／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
。

△Ｃ＝△Ｕ／ΔＥ 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。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。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Ｊ　８８　Ｐｒ
ｏｃ、Ｎａｔｌ。

Ａｃａｄ、　Ｓｃｉ、　ＵＳＡ　（Ｂｉｏｃｈｅｍｉｓ
ｔｒｙ）　４９７１−７５頁（１９８８年７月）を参照
されたい。

匠−］ 本発明の装置による作用は第２〜３図に示されている。

これらの結果は人の脳について得られたものである。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（４０ｄＢ）の減衰器を介して結合す
ることにより得られる。応答波形は線形目盛で時間−強
度関係をプロットした。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＋。）でプロットし
た。これらの結果は ｕ＝（１／Ｌ）ｌｏｇ　　Ｉ。／Ｉ が励起光子の大部分の減衰部分、すなわち約２〜５ｎｓ
　（ナノ秒）の部分で成立することを示している。

憇−」４ 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。第４〜
５図ば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。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
がはるかに太き（なっていることを示し、また吸収は７
６０ｎｍでの方がはるかに大きくなる。

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。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。エル・グイセンスｒＰｒｏ
ｇ、Ｂｉｏｐｈｙｓ、Ｍｏ１．Ｂｉｏｌ、」１４．１−
１０４　（１９６４）、　ビー・チャンス外ｒＮａｔｕ
ｒｅＪロンドン、１９５．１０７３−１０７５　（１９
６２）、　ビー・チャンスｒＮａｔｕｒｅＪロンドン、
１６９，２１５−２３０ （１９５２）、ダブリュ・イー・ブランバーブｒＢｉｏ
ｐｈｙｓ、ＪＪ　５１．２８８　（１９８７）（抄録）
、ビー・パンダーゼ−外ｒｏｘｙｇｅｎＴｒａｎｓｐｏ
ｒｔ　ｔｏ　Ｔｉ５ｓｕｅ　ＸＪモチズキ編（Ｐｌｅｎ
ｕｍ。

ニューヨーク）１９１−１９７　（１９８８）、及びア
ール・エフ・ルナ−外ｒＪ、Ｏｐｔ、ｓｏｃ、Ａｍ、Ｊ
　５ｅｃＡ４．４２３−４３２　（１９８７）。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・ブランバーブｒＢＬｏｐｈ
ｙｓ、Ｊ、Ｊ　５１．２８Ｂ　（１９８７）（抄録））
。従って、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一Ｈｂ（７６０ｎ
ｍ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。

この例では、７６０及び７９０ｎｍで動作し、連続光Ｎ
ｄＹＡＧ　　（ネオジム−イツトリウム−アルミニウム
ガーネット）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・レーザー・プロダクツ社製）を光源として
用いた。パルス長は約６ｐｓ　（ピコ秒）であり、パル
スエネルギーは１．３ｎＪ（パルス当り）であり、平均
電力は７７ＭＨ２で１００ｍＷであった。放射線（光）
の減衰はストリークカメラ（前記ＨａｍａｍａｔＳＵ社
製）に結合した０、　２　ｃ　ｍの光フアイバー光学プ
ローブにより記録した。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。脳組織中の光の速度ｃ／ｎは屈折率
１．３に対して０．０２３０ｍ／ｐｓである。Ｓ／Ｎ比
は対数で３０目盛の間適当であった。時差の決定は１０
ｐｓの精度である。

本例の猫の頭部モデルは第９図に示す。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の光フアイバープローブが設定される点１
１０，１２０を示す。点１１０％　１２０は第８図に示
した牛乳モデルの２゜０ｃｍの分離及びさらに４５．６
０．９０及び９０度となるそれぞれ３．０，５．０及び
６．５　ｃ　ｍの分離の点に設定した。

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。（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（測定できること、及び（ｉｖ）光が速
かに移動できること。このモデルは死亡の際に生じるＫ
”、Ｎａ’及びＨ２Ｏの再分布を必要とする。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０．０７ｃｍ−’であるのに対し
、モデルで０．０８ｃｍ−’である）。

動物をケタミンで麻酔し、ヘパリンで凝血防止した（４
００単位／ｋｇ体重）。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。

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により潅注する前後
に観察を行った。ヘモグロビン分布をその後に分析して
血液による再潅注後の２つの半球において０．０３５ｍ
Ｍと０．０６３ｍＭであることが分った。

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油注入前＆の猫の頭から得た
データを示す。Ｈｂがないと、散乱時間定数、すなわち
半値幅は４５０ｐｓであった。Ｈｂが反対半球に加えら
れると、散乱時定数は３６０ｐｓになった。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゜０６
８ｃｍ−’と０．０８１０　ｍ　−’、　Ｌ　１７２は
それぞれ６．７ｃｍ及び４．８　ｃ　ｍであった。

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。入射点と検出点の角
度は９０度であった。特異的な波長依存性が観測された
。波形の減衰は７９０ｎｍの光よりも７６０ｎｍの方が
急速に生じた。散乱時定数は７９０ｎｍで４３０ｐｓで
あるのに対し、７６０ｎｍで３５０ｐｓであった。第７
図を見ると、対数勾配はそれぞれ０．０７２及び０゜０
８４ｃｍ−’であり５Ｌ１７ｚはそれぞれ５．８及び４
、２　ｃ　ｍであった。

匠−旦 本発明による効果を他の方式と比較するために、第８図
に示す連続光型測定器を用いた。この装置では、単一光
ガイドを通して７６０及び８０Ｏｎｍでの連続光励起を
時分割形式で行った。検出器２１０．２１０（前記Ｈａ
ｍａｍａｔｓｕ社製Ｒ９２８）は大きい面積（１検出器
当り２ｃ　ｍ　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。光入力点と出力点は２ｃｍ離れ
ていた。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号）。

必要なＨｂＯ□及びＨｂに対する重要なスペクトル因子
は７６０．７９０及び８００ｎｍにおける消衰係数であ
る。これらはそれぞれ０．２５．０．０８６及び０．０
１　ｃｍ−’ｍＭ−’以上である。典型的な脳のＨｂ＝
Ｏ８１５ｍＭでは対数勾配０．０３８　ｃｍ−’　（７
６０ｎｍ）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敗孔で期待できる。従って、ｕ　＝
　０．２５　Ｘ　０．１５　＝０．０３８ｃｍ−’であ
る。

頭蓋骨の存在を模擬し、光散乱体中でのＨｂ０２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
。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。ビー・パンダーゼ−外ｒ　Ｏｘｙｇｅｎ　Ｔ
ｒａｎｓｐｏｒｔ　ｔｏ　Ｔｉ５ｓｕｅ　ＸＪモチズキ
編（ｐｌｅｎｕｍ、ニューヨーク）１９１−１９７　（
１９８８）及びエム・エイチ・タムラ外ｒ（：ｈｅｍｏ
ｒｅｐｔｏｒｓ　ａｎｄ　　Ｒｅｆｌｅｘｅｓ　ｉｎ　
Ｂｒｅａｔｈｉｎｇ　Ｊニス・ラヒリ編（０ｘｆｏｒｄ
、ニューヨーク）（１９８８）。大きい容器２４０（直
径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。この容器の内部に、５〜ｌＯ重量％血液潅注した
脳組織を模擬する等価な散乱力を有する０、　０１〜０
．２０　ｍ　Ｍ　Ｈｂ及びパン酵母２７０を収容した容
器２６０を入れた。酵母の呼吸はＨｂ　Ｏ２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。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成孔空間がこれらの間に形成される
ようにした。

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つるので、０．２
０ｍＭのＨｂＯ□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。Ｈｂ／
ＨｂＯ，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７ｃｍに増大すると対数的に減少す
る。勾配は０．０１４ｃｍ”’であり、牛乳層の厚さが
Ｏへ外挿した光学密度の変化は０．０６であった。これ
は７６０ｎｍを測定波長とし、８００ｎｍを参照波長と
した消衰係数（０，２５ａｍ−’ｍＭ−’）の増分から
算出した対数勾配値０．０５０ｃｍ−’と対比できる（
表１参照。後で検討する）。

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。酸素を段階的に減少させ
た空気を呼吸すると、被験者のＨｂｏｔが部分的に脱酸
素化される（第１１図Ａ参照）。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）。

脳波（ＥＥＧ）に吸入空気（ＦｉＯ□）が０゜１０に減
じた。変化はＦｉＯａが００６５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。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。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。濃度変化は実効
光路長りを見積らなければ算出できない。０．１５ｎｍ
Ｈｂ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９６ｃｍであり
、これはＯ，Ｌ　８／　（０，２５Ｘ９．６）＝０．０
７６ｍＭの濃度変化に相当する。

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（対応していることを示している。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。第１２〜１３図に示されたデータは
吸入酸素（Ｆｉ０２）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。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。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。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。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。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。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。第１２図りは本発明の時
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。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。しかも
、第１２図りは酸素圧低下が進むと急激なＵの変化があ
る（△ｕ＝０．０３ｃｍ−’）ことを示す。

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。

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。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。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
。

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。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。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。

まとめ 上に述べた例から得た結果は表１に示す。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。出
力はパルス幅、入射光と出力光の角度（表１の第３欄、
第９図）、半値幅、対数勾配、およびり、７２を評価し
た。水の表面からの反射で観察される短パルス（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。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）。

表１において種々の角度位置（即ち脳の回りの距離）で
の対数勾配はすべて入力光パルスから測定した。例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。

対応した分離は２゜Ｏｃｍ、３．０ｃｍ、および５．０
ｃｍであった。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。これは連続光
方式での入出力間が２．０ｃｍ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。

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。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
櫻を与えるＥＥＧの変化に対応づけられることを示して
いる。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。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。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。

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−’　　）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−
’　　を与える。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％／　ｃ　ｍの損失）。これに対して、牛
乳に対するパルス光データは０．０８３ｃｍ−’　　の
対数勾配を与える。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。この値は光の
人出口の距離が２．０ｃｍから５．０ｃｍに増大しても
２０％程度変わるだけである。人の頭は０゜０７ｃｍ”
’の対数勾配と４．０ｃｍ−’の対数勾配を与える。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。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。

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。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４７
０ｐｓに遅延させ、Ｌ１７２の値を３．３から５．６ｃ
ｍに増大させる。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。実際入力点を出力点が１０ｃｍを越えるとＬ＋、
□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（ツブジス他ｒＪ、Ａｐｐｌ。

ＰｈｙｓｉｏｌＪおよび同ｒＡｄｖ、Ｅｘｐ。

Ｍｅｄ、ＢｉｏｌＪ） 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。表１はヘモグロビンの酸素の存在及び不存在（Ｈｂ
及びＨｂＯ２）　、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。第８図の牛乳モデルの中心部分
では、７６０ｎｍでのＨｂ／ＨｂＯ，（０，１５ｍＭＦ
ｅ）変化は０．０２２ｃｍ−’の対数勾配変化を与える
。第９図に示した脳の反対半球では０．１５ｍＭＨｂの
注入により対数勾配は０．０２３ｃｍ−’となる。これ
らが固有の吸収効果であることは７６０ｎｍから７９０
ｎｍへの波長変化により分かる。対数勾配の変化は０．
０１７ｃｍ−ｍ　Ｍ　Ｈｂ及び０．０２ｃｍ−’ｍＭＨ
ｂｏ２である。猫の脳では対数勾配はＯ，ＯＬ１ｃｍ〜
１でありこれは０．４４ｍＭに相当する。これに対して
２つの半球における濃度は０．３５及び０６５ｍＭであ
る又は０．５０ｍＭである。

この実験の目的は光が牛乳の中心まで、また猫の脳の反
対法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。牛乳モデルでは０゜０９ｍｍが検出され（消衰係
数の変化は０゜２５　ｃｍ−ＪｎＭ−’に等しい）、猫
の脳のモデルでは０．０５０ｍＭが検出された。　　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”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。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。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。時分離方式は組織の分光分析
の有用性を大いに増す。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人力点と出力点の
間隔が２．０ｃｍ以上であれば妥当なことを示す。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。広い目的では本発明の装置の必要条件は２０
〜５０ｐｓの人力光パルス（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
囲に亙る散乱光を邊ることを可能にする程度に緩和し得
る。高度の有用情報は、特に吸収物のｉｌＡ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。また多重波長及び多
重大力／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。

【図面の簡単な説明】

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。 時間 １ｎｓ） 第２図 １開　（ｎｓ） 第３図 第６図 時間（ｎｓｅｃｌ 第７図 日％　ＦＢ’ｊ　（ｎｓｅｃ） 第４図 叶ｒ丁 ＋ｎ５ｅｃ＋ 第５図 火ンπむ一８００ｎｍ 第８図 第９図 第１０図 補正の対象 平成元年５月１２日 委任状及びその訳文 図面

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）生物学的組織（人体中の組織を除く）領域内の既知
   吸収スペクトルを有する組織色素の濃度を決定するに当
   たり、（ａ）第１の位置において前記組織領域の一部を
   既知の時間長を有する電磁放射線パルスで照射し、（ｂ
   ）前記組織領域を透過した前記電磁放射線パルスを検出
   し、（ｃ）検出した前記電磁放射線パルスの強度の減衰
   を決定し、（ｄ）前記強度の減衰率（これは前記既知吸
   収スペクトルを有する組織色素の濃度に比例する）を決
   定し、（ｅ）前記減衰率に換算率を掛けて前記組織色素
   の濃度を決定することを特徴とする、組織色素の濃度の
   決定方法。 ２）既知吸収スペクトルを有する組織色素はヘモグロビ
   ンである前記第１項記載の決定方法。 ３）既知吸収スペクトルを有する組織色素はオキシヘモ
   グロビンである前記第１項記載の決定方法。 ４）既知吸収スペクトルを有する組織色素はデオキシヘ
   モグロビンである前記第１項記載の決定方法。 ５）既知吸収スペクトルを有する組織色素はミオグロビ
   ンである前記第１項記載の決定方法。 ６）電磁放射線パルスの時間長は１ｎｍ以下である前記
   第１項記載の決定方法。 ７）電磁放射線パルスは生体組織の表面に入射される前
   記第１項記載の決定方法。 ８）濃度が瞬時に決定される前記第１項記載の決定方法
   。 ９）組織領域を透過した電磁放射線パルスの検出は該組
   織領域の外表面近くで行なわれる前記第１項記載の決定
   方法。 １０）第１位置と第２位置は近接しているおり、そのた
   め前記電磁放射線パルスは前記第１位置で前記組織領域
   に入射しそして前記第２位置で実質的に反射される前記
   第１項記載の決定方法。 １１）前記第１項記載の決定方法に続いて既知吸収スペ
   クトルを有する前記組織色素の決定された濃度を前記組
   織領域の酸素含有割合として表示する工程を含む決定方
   法。 １２）既知吸収スペクトルは単位光路長あたりの吸収で
   あり、換算率は消衰係数である前記第１項記載の決定方
   法。 １３）励起位置と連続光分光分析器検出位置の間の生物
   学的被験物（人体を除く）内の距離を決定するに当たり
   、（ａ）パルス光分光分析器を用いて吸収性成分の濃度
   を決定し、（ｂ）連続光分光分析器を用いて前記励起位
   置から検出位置へ透過した光の光学密度を決定し、（ｃ
   ）被験物の酸化状態の変化が生じたときに前記工程（ａ
   ）と（ｂ）を反復し、（ｄ）前記吸収性成分の濃度変化
   Δ［Ｃ］と光学密度の変化ΔＯＤを表わすデータを、消
   衰係数の変化ΔＥと次式 Ｌ＝ΔＯＤ／（Δ［Ｃ］×ΔＥ） に従って結合することを特徴とする、励起位置と連続光
   分光分析器検出位置の間の生物学的被験物（人体を除く
   ）内の距離の決定方法。 １４）電磁放射線の波長の一つは等吸収点に選択される
   前記第１３項に記載の決定方法。 １５）（ａ）（ｉ）光パルスの特性を決定するレーザ手
   段と（ｉｉ）（ｉ）のレーザ手段の出力に結合された液
   体染料レーザ装置と（ｉｉｉ）高周波を発生しこれを前
   記（ｉ）のレーザ手段の出力に入射させる手段とより成
   る光パルス発生手段、 （ｂ）前記光パルスを被験物に結合する入力手段および
   被験物からの出力手段、 （ｃ）前記出力手段に結合されて前記パルスを検出し出
   力信号を発生する手段、 （ｄ）前記出力信号の増幅手段、 （ｅ）前記増幅手段を駆動する高電圧手段、（ｆ）（ｉ
   ）前記増幅手段からの増幅された信号を計数する光子計
   数器と（ｉｉ）時間を振幅に変換し出力信号を出す変換
   器より成る光パルスの減衰率を決定する手段、 （ｇ）前記出力信号を最終のデータ組に変換する手段よ
   りなり、もって前記（ａ）（ｉ）のレーザ手段が倍周波
   のモードロック励起手段として作用しかつ前記液体染料
   レーザを励起し、その結果液体染料レーザを励起して特
   定波長及び反復速度の光パルスを発生させ、前記パルス
   を前記被験物に差し向けその中に透過させ、透過光を前
   記検出手段により検出させて信号を発生し、その信号を
   処理して検出パルスの強度の減衰特性を決定し、これか
   ら前記減衰特性を表わすデータを発生する、吸収成分の
   濃度を決定する装置。 １６）光パルスの波長は約７６０ｎｍであり、約４ＭＨ
   ｚの反復速度を有する前記第１５光記載の装置。 １７）入出力装置が可撓光学繊維である前記第１５項記
   載の装置。 １８）可撓性光学繊維が直径約３ｍｍである前記第１７
   項記載の装置。 １９）出力手段に結合されて前記パルスを検出し出力信
   号を発生する手段はマイクロチャンネルプレート検出器
   である前記第１５項記載の装置。 ２０）マイクロチャンネルプレート検出器は約５０ｐｓ
   の時分離を有する前記第１９項記載の装置。 ２１）マイクロチャンネルプレート検出器はやく１００
   ｐｓ（０．１ｎｓ）の１２マイクロチャンネルプレート
   、２段光増倍器である前記第１５項記載の装置。 ２２）光子計数器は定分数ディスクリミネータより成る
   前記第１５項記載の装置。 ２３）信号を最終データ組に変換する変換器はマルチチ
   ャンネルアナライザおよびコンピュータより成る前記第
   １５項記載の装置。 ２４）検出放射線の減衰率ｕを決定する工程は式ｕ＝（
   １／Ｌ）ｌｏｇＩ＿０／Ｉ（Ｉ＿０は入射放射線の強度
   、Ｉは検出放射線の強度、ｌｏｇＩ＿０／Ｉは光学密度
   （ＯＤ）、Ｌは光路長であり）に従って行なわれ、更に
   減衰率ｕを換算率と掛けあわせて既知吸収スペクトルを
   有する組織色素の濃度Ｃを決定する工程はｕ＝ＥＣ（こ
   こにＥは特定色素の消衰係数）に従って行なわれるもの
   である前記第１項記載の決定方法。 ２５）生物学的組織（人体中の組織を除く）領域内の既
   知吸収スペクトルを有する組織色素の濃度を決定する装
   置であって、（ａ）第１の位置において前記組織領域の
   一部を既知の時間長を有する電磁放射線パルスで照射す
   る手段、（ｂ）前記組織領域を透過した前記電磁放射線
   パルスを検出する手段、（ｃ）検出した前記電磁放射線
   パルスの強度の減衰を決定する手段、（ｄ）前記強度の
   減衰率（これは前記既知吸収スペクトルを有する組織色
   素の濃度に比例する）を決定する手段、（ｅ）前記減衰
   率に換算率を掛けて前記組織色素の濃度を決定する手段
   、より成る組織色素の濃度の決定装置。