JPH07500259A - 光学式大脳酸素濃度計 - 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】 光学式大脳酸素濃度計 技術分野 本発明は、概ね、生物的組織、基質、および／あるいは、生体被験者特に人間を 検査および／あるいは監視するための生体内分光測光法および装置に係わる。

更に具体的には、本発明は５　生体内でを帷動物（例えば、人間）の被験者にお ける酸化性代謝を非侵園的に監視するという、上記の生体内法と装置の新しい応 用分野に関するものである０本発明の特定な優先的実施例は、脳における局所的 酸素飽和度を監視するための手段と、医療従事者に分かり易い形態５例えば、百 分率による酸素飽和度という形態で数量的な値を提示するための手段とで構成さ れる。

背景技術 分光測光法は、長年、様々な科学分野特に生物医学的な研究の分野での研究用具 として真価を発揮してきた。近赤外１１！囲の任意の波長の光を利用するという 原理（ＮＩＲ分光測光法と呼ばれる）は種々に応用されて、ある種の人間の生体 内処置及び／あるいは生体内検査に利用されてきた。！Ｉｔえば、頻繁に遭遇す る装置として、患者の耳や指などの付属体をクリップ等で固定することによって 、動脈内の酸素飽和度を直接に示すために、病院などの医ｓｌ！機関で使用され るパルス酸素濃度計がある。躍進を続ける小さい分野の研究者たちが述べている ように、ＮＩＲ生体内分光測光法が潜在的に有効な応用分野は、広範囲で多岐に 互っている。これは、長さが少なくとも数センチメートルの人間の皮膚や骨や組 織などの生物学的基質を通過（透過）できるという興味深く有効な特性が近赤外 線にあるからである。この件については、有益で簡潔な記述や論評が、本発明の 少なくとも一部に起因する特許（１５’ｌｌえば、米国特許＠４．５７０．６３ ８号）および当該特許中の参照文献に見いだされる。後者の参照文献には、米国 特許第４．２８１．６４５．４．２２３．６８０、および４．３２１．９３０号 においてＪｏｂｓｉｓらに発行された特許がある。

ＮｒＲ生体内分光測光法の汎用分野における発展によって、興味深いＷ４察や情 報、少なくとも没に立つ可能性を秘めた洞察や情報が提供されるようになったこ とには疑問の余地はない。また、更なる開発や応用研究が成されるであろうこと にも疑問の余地はなく、その開発や応用研究は、医療従事者にとって極めて重要 なものであると思われる。例えば、脳の状態や生活能力を正確に、意味を捉えて 、非侵入的に監視することは、先行技術では充分に対応できないことであり、極 めて重要な事として必要とされている１周知の事実であり広く認識されているよ うに。

脳は１人間の解剖学的構造の中の繊細で傷つき易い部分であり、しかも、神経学 的生理学的機能の中枢である。外傷や大脳血管障害による脳障害が原因の死亡や 重度の病気の症例は、毎年おびただしい数に及ぶ、近年では、年間に少なくとも １００、０００件程魔の外科手術の執行されている。基本的には、脳の活力が、 酸化性代謝を機能させるのであり、神経学的機能不全や機能障害の原因としては 、閉塞など脳への動脈流が不十分になることによって、脳の酸化が充分に行われ ないことが原因である場合が圧倒的に多い。これは、言うまでもなく、外科手術 中にも発生し、米国では毎年少なくとも２０００人の患者が、麻酔中の事故で死 亡していると推定される。また、程度の差こそあれ脳障害を引起こした事故も多 数報告されている。複雑な外科手術、特に、神経、心臓あるいは血管に関する外 科手術では。

血流や血圧を低く抑えることがめられる。このことは、脳への酸素配給が不十分 になる可能性を秘めている。しかも、脳は５人間の器官の中で最も酸素剥奪に弱 く、充分に酸素が供給されないと、脳の細胞は２，３分間以内に死んでしまう。

更に、このような細胞は交換されないので、麻痺や廃疾ひいては死につながる可 能性を秘めた逆行できない脳障害を引起こす。

脳の酸素飽和状態に関する正確な情報を即時に入手できるようにすることが、麻 酔科医と外科医およびその他の関連する医療従事者にとって非常に重要である。

患者が、！Ｆｌｌ不明の状態にある場合、そして、そのために通常の身体的な応 答によって情報を供給できない場合に、特に重要である。しかし、現在に至るま で。

脳波（以降、ＥＥＧ）、動脈パルス酸素濃度計、血圧計などの調達可能な手段や 、血中酸素含有量や酸性度などの頚静脈球（ｎ静脈）へ穿通させる侵襲的カテー テル監視法では、脳の血液供給源は、拡張性とび慢性と浸透性とを示し、動脈性 ではなく静脈性のものなので、脳血中酸素化状態に関する正確で進行性があって 実時間の時宜を得た（瞬間の）情報を提供できない。しかも、従来の酸素濃度計 の操作に必要な従来の脈動特性が欠けている。

従って、上記の装置は大脳への適用には適さない。また、普通、如何なる場合に も、周辺組織や、指や耳たぶのような付属体にのみに適用されるように設計され ていて、静脈血に関しての使用には適さない。頚静脈球カテーテルは、非常に侵 襲的で比較的に外傷性があるものである。しかも、取出して別の場所で分析する 血液標本を経時的に提供するに過ぎないわけで、脳から取出された後の静脈血の 状態を云々するのみである。

発阻曵盟１ 具体的には、本発明は、ストレスや不快感を如何なる種類のものであっても患者 に与えることなく、生体内で人間の脳のａ素化状態に関する正確で連続する実時 間情報を非侵襲的に無害に提示する分光測光大脳酸素濃度計を提供する。更に広 義には、本発明は、酸化性代謝および／もしくはその他の生理学的機能、症状あ るいは状態を監視するための、互いに類似した生物医学的手技や機能に適用可能 な生体内分光測光法と装置を提供するものである。

具体的な優先的実施例においては、本発明は、大脳の酸化状態を連続的監視を非 侵襲的に実現し、医師が即座に理解でき分かり易い形式と形態で１例えば、百分 率による酸素飽和度で監視情報を提示する生体内分光測光式大脳酸素濃度計を提 供する。更に、この大脳酸素濃度計は、研究領域内で（動脈系、静脈系および毛 細管系の）血管形成中に脳血供給源を検査（標本抽出）するものである０本発明 によれば、特定の検査部位を選択的にアクセスする。すなわち、検査対象の組織 は、局所的なものであり、予め定められた大きさをもち、予め定められた位置に 存在するものであり、脳などの全領域より小さい部分を構成するものである。

更に、本発明による装置と方法では、多数の異なる位置で使用でき、しかも／あ るいは、−カ所から別の所へ移動して１選択的にアクセスし検査した部位を、頭 側の部位であろうとなかろうと、比較検討するのに便ｆりで操作が簡単なセンサ が使用される。

従って、本発明による大脳酸素濃度計は、　（容積からすると）静脈が約７５％ 、動脈が約２０％、および毛細管が約５％を各々占めると考えられている脳の監 視部位に存在する血管列全体における血中酸素飽和度（そして、酸化性代謝）を 検査測定する。このように、本発明による大脳酸素濃度計は、動脈を移動するヘ モグロビン分子を介して行われる酸素の配給状態を提示するばかりでなく、脳の 活力と状態とに直接関係し、途切れることのない生活能力を示す大脳の酸素消費 状態を総合的全体的に表示する。既に陳述したように１本発明は、即時に実時間 で情報を提示し、延いては、大脳への酸素供給量や消費量（代謝性活動）の増加 あるいは減少を促す対策を取ることが緊急に必要であることを明確に数量的に示 す重要な即時性のある情報を提供する。この必要性に即座に応答することによっ て、深刻な神経などへの障害や損傷を防止できる。

更に１本発明による大脳酸素濃度計などの装置は、使い勝手が良く、非侵襲的で 非外傷性のものであり、副作用を伴わず、先行技術では入手できない情報を数量 的に提示する。しかも、小型で、比較的可搬性があり、ＣＲＴなどの可視表示器 を介しての直接監視を可能にする。しかも、将来的な再検討や比較検討やハード コピーでの印字や作画などに備えて保持し易いデータあって、しかも／もしくは 、定期的にアクセスされて、任意の期間中に起こる変化を表示もしくは分析する ために必要な進行性の傾向データを提供するデータをデジタルで格納する０本装 置は、緊急事態あるいは外傷性の症状を扱う場合など多様な状況で使用でき、現 場（例えば、事故現場）でも緊急医療センターでも集中治療室でも外科手術室で も病院内の外傷センターでも臨床でも使用できる。持に、進行中の外科手術中に 使用した場合は、Ｒ圧出している重要な医学的需要を満足させることができ、中 でも、脳外科手術、心臓切開手術、臓器などの移植手術、あるいは、環状動脈内 膜切除手術を始めとするバイパス手術など大血管に係わる手術などなど１人工心 肺を通して血流を維持することが要求され、脳あるいは体躯に動脈性の脈拍が認 められない場合に有用である。

前記の本発明の主な目的と効果とｒｍＨ点とは、ＩＪ）続の明細書の陳述や添付 の図面から一層明白になるであろう。以降に述べる装置と方法は、本発明の優先 的実施例を構成するのみであり１本書に開示された内容から、当業者によって認 識される本発明の他の更なる側面に係わるものではない。

図ｊしＪＷ１４ｄ夏明 図１は、本発明に係わる装置の基本的な応用例を簡単に概略的に示す；図２は１ 図１に幾分類似しており、開示された主題の更なるｍ面を概略的に示す図３は、 本発明に係わる第一の光学センサを示す端面図である；図４は、より優先的な別 の形態の光学センサを示す側面図である；図５は、本発明による頭と脳の局所検 査を概略的に示す；図６は、ヘモグロビンのスペクトル吸収特性を示すグラフで ある；図７は、本発明に係わる第一の被験者の大脳ヘモグロビン中酸素飽和度の 測定値を示すグラフである； 図８は、本発明に係わる第二の被験者の大脳ヘモグロビン中酸素飽和度の測定値 を示すグラフである； 図９は１本発明に係わるセンサに設けられる近地点検出器と遠地点検出器とによ って測定された、頭皮と頭蓋骨の大脳性酸素化と脳血酸素化とを相互に対象的に 示すグラフである。

図１０は、本発明による大脳酸素濃度計の測定値を示すグラフである。

ｌ先回ＸＩＭＪ！！ＩＩＤＪ朋 酸素は、血液供給源に含まれるヘモグロビン分子によって脳へ供給される。動脈 と毛細管とを介して心臓から脳へ血液が吐出される過程で肺で営まれる酸素化の 間に、酸素分子がヘモグロビン分子に結合する。前述のように、脳は、酸化性代 謝によってヘモグロビンから酸素を取出す、その結果、二酸化炭素分子が、毛細 管と静脈とを介して肺へ運び出され再酸素化される。概して１本発明に利用され ている光学式分光測光法は、近赤外線範囲内の特定の光スペクトルが選択的にＭ Ｗするという現象に基づくものである。光スペクトルの選択的減衰は、酸化ヘモ グロビンが示す現象である。酸化ヘモグロビンは、検査対象の大脳部位内に存在 する血液に含まれる還元（脱酸化）ヘモグロビンと対照される。図１と２は１本 発明の装置と方法を人間の大脳への適用した状態を全体的に概略的に示す６図１ と２において、本発明に係わる装置が人間の被験者ｌＯに適用されている。この 装置は、導体１６（後に述べるように、電気的もしくは光学的なもの）を介して 、様々な形態で値の情報を表示するためのモニタ２２を備えた小型デジタルコン ピュータ２０を有する赤外線分光測光器１８から、あるいは、赤外線分光測光器 １８と協調して、脳の特定の部位１４へ任意の光スペクトルを選択的に附加し受 光するためのセンサ手段１２で構成される０図２に概略的に図示されているよう に、センサ１２は、広帯域光源２４（例えば、白熱灯）から放射され、狭帯域（ 単色）フィルタ２６によって波長が選択的に限定された光を附加する。但し、後 述の優先的実施例では、任意の光スペクトルを生成するための専用発光ダイオー ド（ＬＥＤＩが利用されている。コンピュータ２０は１通常、Ａ／Ｄ変換１ｉ２ ８と制御回路３０（コンピュータ２０の拡張スロットに実装されるように構成さ れた回路基板）と不可欠なコンピュータメモリ３２とキーボード３４として提供 される操作制御器とで構成される。

センサ１２は、概して、１９８９年３月２９日に提出され現在出願中の米国特許 出願第３２９、９４５号に記載の通りである。第３２９．９４５号の実施例の一 つを図３に示す、参照特許出願書に詳細に述べであるので、本書で再度詳細に説 明する必要もなく望ましくもないが、センサ１２°の構成について言及する０図 ３に示すように、センサ１２°は、通常、発光素子３８と第一光検出器すなわち 受光器４０（近地点受光器）、および、光源３８と近地点受光器４０から所定の 距離だけ離れた地点に配置される第二光検出器すなわち受光器４２（遠地点受光 器）とを収容する容器などの支持体３６で構成される６図４に概要が示され、１ ９９１年６月６日に提出された米国特許出願第０７７７１１．４５２号に対応す る供に出願中の特許出願第ｒ’ｃＴ／ＵＳ／９２　号において開示請求されてい る更に優先的な形態において、センサ１２°は、全体的に一層長尺形であり、光 源＋３８と近地点受光！＋４０と遠地点受光器＋４−２とを備えた幾分柔軟性の ある支持体１３６で構成されることが好ましい、これらの構成要素は全昆　縦列 に配置され共通の直線軸上に配列されている。

上記のように、１２°で示されるセンサに対応するセンサについての詳細で具体 的な説明は、参照出Ｍ１１において成されているが、本優先的形態における光源 と受光器との構成について述べる。すなわち、光源１３８は、少なくとも二通り の任意の波長（後に、より詳細に述べる）を提供する別個の（だが、一体的に搭 載された）発光ダイオード対で構成され、受光器１４０と１４２はフォトダイオ ードで構成される。

センサ１２°は、全体的に、比較的小型軽量で薄く、しかも、少なくとも中程度 に柔軟性がある。この形態においては、動作素子は電気光学発光体か検出器なた め、導体列１６°は電気導体で構成される。上記の構成要素は、非常に低レベル の電気励起によって作働し、導体１６’は、互いに絶縁され絶縁外皮１１Ｇで被 覆されている。

利用されるセンサ１２の形態の如何に係わらず、光源３８か１３８と、近地点受 光器４０か１４０と、遠地点受光器４２か１４２との構成と相対的な間隔とは、 本発明に係わる装置を適切に機能させ適切な性能を発揮させるために非常に重要 である。この理由については、出願中の特許出願第３２９．９４５号に詳細に記 載されている。要するに、近地点受光器（４０，１４０）は５　光源（３８，１ ３８）から一定の間隔を置いて配置される。

これは、光源から放射される任意の光スペクトルに応じて検出される光子（光エ ネルギー）が、被験者ｌＯの皮膚（頭皮）と骨（頭蓋骨）のみを横断するように するためである。一方、　［遠地点Ｊ受光器（４２，１４２）は、光源から一層 間隔を置いて配置されているので、当該受光器が受光する光エネルギー（光子） は、＋１ｉｉｉの組織を構成する深部組織から標本を抽出する。この標本抽出さ れた任意の脳組織を曲線１１４で示す。この曲ｌ１ｉ１１１４は、遠地点受光器 ４２か１４２が受光した光子の中間光路を表し、前述のように（図１）任意の部 位１４を表す、この部位は、光源３８か１３８と近地点受光器４０か１４０と遠 地点受光器４２か１４２との相対的な配置と間隔、および、被験者１０の頭上に おけるセンサ１２の相対的な位置によって、所在が定まる脳の内容物全体の特定 部分に匹敵する。

言うまでもなく、遠地点受光器（４０，１４０）の光源（３８，１３８）からの 最長距離には実際上限度がある。これは、使用される光エネルギーのレベルは、 有害と思われるレベルよりも低くなければならないが、反面、透過基質による光 スペクトルの変調や減衰によって有意義なデータを得るためには、遠地点受信器 に受信される光エネルギーは通常のレベルより高くなければならないのである。

従って、遠地点受光器を光源の反対側の地点（頭蓋骨の幅全体の向こう側）に配 置して、脳の幅もしくは直径全体を光が透過するようにしても大して効果は上が らない、上記および図示の構成においては、近地点受光器と遠地点受光器の両方 が、　「透過」モードより「反射」モードで動作することの方が多い、透過モー ドと反射モードという用語については、従来使用されている通りである（すなわ ち、受光器は、湾曲した中間光路上に配置され、光源に比較的近接した位置にあ る）、既に述べたように、この配置によって、本発明の優先的実施例に係わる局 所的！！ｉｉｉ機能の監視が可能になる。この優先的実施例においては１例えば 、光源と近地点受光器との間の距離は、約０．３インチであるが、光源と遠地点 受光器との間の距離は、約１．０インチである。出願中の米国特許出願第３２９ ．９４５号とＰＣＴ／ＵＳ／９２□号には。

本件に直接関係する一層詳細な開示が含まれている。

概して５本発明の基本原理のいくつかは、ヘモグロビンの任意の近赤外光波長へ の吸光率の既知の値を示す図６を参照することによって認識される。図示のよう に、酸化ヘモグロビンのスペクトル吸収特性は、波長が約８００ナノメーター（ ｎｍ＋の時点で交差し反転し合う曲線群で表される。波長が約８００ｎｍ　（通 常、８１５ｎｍと考えられる）の時、脳の凸状！！（酸素含有量）で吸光率の値 が等しくなる。図示のように、還元（脱酸化）ヘモグロビンの吸光率は、波長が 低くなると、相対的に酸素が薄くなることを表す関数に従って除々に上昇する。

曲線の最高点では、ヘモグロビンは完全に脱酸化状態となり、最低点では、ヘモ グロビンは酸素で完全に飽和する。図示のように、これらの曲線のピークは、約 ７６０ｒ＋ｎの周辺に集中している。また、谷間あるいは沈下点は、約７３０〜 ７４００ｍの辺りにある。従って、周知のごとく、波長を任意に変えて光学的応 答を監視することによって、すなわち。

等吸光率点の波長よりも低い波長で受光される光の強度と後者（約７６０ｎｍか 約７３０〜７４０止）の波長で受光される光の強度とを比較し、演胃することに よって、標本抽出されたヘモグロビン中の酸素含有量を決定しつる。本発明によ れば、Ｗ水抽出については、傾斜の最も急峻な点を示す波長ではなく、変化が最 も緩慢な点を示す波長で実施することが好ましい。従って、第一の障本抽出波長 は、約７３５ｎｍの周辺となる。別の波長は、約７６０ｎｌｌの辺りである。脳 の凸状！１ｌｌ（酸素含有Ｉｔ）で吸光率の値が等しくなる点は、要因の数によ って幾分変動する可能性があるので、参照波長を約１ｌ１０Ｓｎに設定すること が好ましい。

これまで、酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの測定に関するＮｆＲ分光測 光法に基づいて優先的実施例を説明してきたが、これは、上記の大脳酸素濃度形 、すなわち、脳の複合血管系における局所的な酸素飽和度に関する数量的な情報 を提示するための装置を説明するための布石である。次に、この装置の理論的解 釈と方法に関して数学的に説明し、当該装置の特徴について述べる。しかし、本 発明は、本書に記載の応用分野に限定されるものではない、また、他の特徴づけ が成された発色団で意味づけられる部分に、すなわち（だが、必ずしもこれに限 定されないが）、他の幾分類似した局所領域もしくはドメインであって、正しく 限定され区別された領域での生物学的過程に関する情報が重要な領域もしくはド メインに、限定される（されつる）他の生体内手技に対して直接にもしくは重要 な点において本発明を適用することができる。上記の情報には、研究対象の深部 部位の表面に位置する皮膚や骨や硬膜を特徴づけるヘモグロビンなどによって生 じた歪曲がないことが必要である。

上記の優先的実施例から明らかなように、本発明の方法は、散乱性と吸光性とを 示す組織の定量的評価を行うための透過モードを備え１部位の限定に空間解像度 を利用する拡散性近赤外線分光方法に基づくものである１組織を透過伝搬する光 の波長に固有の減衰特性は、発色団、発色団の吸光度と濃度、および光子が組織 を透過する距離の関数として表現されるので、基本的な関係は、類推によって説 明されベール−ランバートの関係に従って次のように表される。但し、媒体は、 均一で非散乱性のものとする。

１１＋ｌ　”　ｔ、−＋Ｏｅ　”″ ここで、１１ｗ１は、波長Ｗでの透過光の強度を示し、Ｉｌ＋ｌ＋１は、波長豐 での入射光の強度を示す。ａは、光吸収性分子（発色団）の質量上の吸光率を示 し、Ｃは、検査対象の組織における発色団の含有量を示す。また、Ｓは、関心組 織における光子の光路長を示す、上記の関係から、近赤外線スペクトルを説明で きる。脳の組織には少な（とも三種類の発色団が伴在し、各発色団は、異なる吸 光率と濃度を示す。

この点から上記の関係を修正すると１次のように表現できる。

一１ｎＬ−１／Ｉ１．１０　：Σａ１ｗ、１ＣＩＪＩＳｊ＝１ 第二の任意の波長で得られた被参昭測定値、すなわち１図６に関連づけて説明し た脳の各状態でヘモグロビンの吸光率が等しい点の値から任意の検査波長で得ら れた測定値を減算する。上記の関係は、波長冒での吸収特性として引用されるの で。

第二の波！％−゛での吸収特性については、第一の波長賃での測定値から第二の 波長での測定値を減算してめる。これは、次の数式によって表される。

−Ｉｎ［＋−，／＋　＋＋ＩＯ÷ｌｎｌ＋＋ｌ／Ｉ＋＋ｌｏ　：Σ（ａｌ＋、　 ＩＩ　−ａＪ−、＋）Ｃｔ、１ｓｊ＝１ 任意の定義を使用することによって上記の数式を簡素化できる。すなわち、直接 に測定した値全部を変数Ｍで定義するのである。吸光率の差異は、周知の通りな ので、これをｄと定義すれば、 Ｍ１ｗ＋　’　−Ｉｎ＋＋＋／Ｌ＋＋ｏ　＋　ｌｎＬ＋、／Ｌ＋、。

ｄｉｅ」）＝ａ＋ｅ、　１１−　ａｌ＋」１第一の波長での吸光率の測定値から 減算される第二の波長豐゛での測定値を表す数式は、更に簡潔に表すと次のよう になる。

Ｎｌｌ１：Σｄ（ｗ、　Ｊｌｃｌｌｓ ｊ＝１ Ｍ（Ｎｌｌ）を測定してＣ（ｊ）ｓ　（酸化ヘモグロビン）とＣ（ｊ）ｓ　（脱 酸化ヘモグロビン）の式を解答できれば、上記の数式で表される簡潔な関係から 、関心変数や発色団の濃度を酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンとに対して 数量化できる。これらの値は１発色団の含有量に比例する。Ｓ値は、定数である 。脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合を計算することによって 、発色団の含有量は上記の数式を相殺する。また、定数であると仮定すると、未 知の変数のために測定回数が増えることはない。この仮定には裏付けがある。す なわち、ＣＩｊｌｓ／ＣＩＪｌｓ：ＣＩＩＩ／Ｃ１ｊ）：■ｒ上記の数式におい て、変数）１ｒは、脱酸化ヘモグロビンの酸化ヘモグロビンに対する割合である 。これを使って１局所的なヘモグロビンの飽和度ｒｓｔ１ｇｂｏ、を解答できる 。すなわち。

１／（１＋　Ｒｒ）　；Ｈｂｏｚ／（Ｈｇｂ　＋　Ｈｂｏｚｌ　＝ｒｓＩＩｇｂ ｏｚ「局所的なヘモグロビンの飽和度」を表す数式ｒｓＨｇｂａ、は、研究対象 の脳の標本領域（限定部位）におけるヘモグロビン全体に対する酸化ヘモグロビ ンの割合で表される。上述の通り、この部位には動脈血と静脈血の両方と毛細管 の内容物とが存在する。脳血の大部分（７０〜８０駕程度）が静脈区画に存在す るので、静脈血は動脈血よりずっと重い。

図１〜６に関連づけて行った解説や考察から、アルゴリズムでコンピュータソフ トウェアに上記の関係を実現できることが分かる。ここで再度強調するが、本発 明は、記載の優先的実施例および付随の注釈に従って実現されることが好ましい 。

特に、波長ＷとＷ′の透過光は、任意の波長を交互に適用する繰り返しを多数重 ねることによって、短いバースト（パルス）で連続的に附加されることが好まし い。

各バースト周期での光の検出は、近地点と遠地点とでに同時に実施さ江　好まし くは、パルス波長の入射光の発生に一致させる時間同期方式で実施される。これ を同期検出復調法という、任意の波長で検出される光のバースト強度は、アナロ グ値で表現され、後の処理に都合が良いようにデジタル値に変換されることが好 まし。図１と２に関連づけて説明したコンピュータ２０は、好ましくは、時間同 期機能全部を制御し、上記のアルゴリズムに従ってデジタルデータを処理する。

近地点の検出値と遠地点の検出値の差異処理（本質において、減算）は、検査対 象の任意の部位を定義するため、特に、近地点の標本領域の影響を所望の遠地点 の領域の測定値から排除するために必要不可決である。これによって、境界作用 （初期の衝突捕集作用と周辺浸透作用）による影響ばかりでなく任意の検査スペ クトルが皮膚や骨や硬膜を透過することによる影響をも除去できる。この処理は 、反復分光測光透過検出シーケンス毎に事前に増分方式で実施される。この方式 によると、デジタルデータを増分毎に容易に格納し、所望の処理に使用できる。

また、所定の周期数分（すなわち、特定のセンサが受光する共通波長での光のバ ースト数分）の期間中、測定の種類毎に平均値を累積し、累積された平均値を処 理する方法も有用である。

上記の方法によって、即時に実時間で脳内のヘモグロビンの局所的酸素飽和度を 示す数量的な値を得ることができ、様々な形態２例えば、任意の間隔で、もしく はパラメータに従って更新されるコンピュータモニタ上の数値で、あるいは。

グラフとか図などその他の様々な形態で表現することができる。形態の一つの例 として、また、本発明によって得られる情報の種類と価値について説明するため に１図７〜１０を参卯して注釈する。

図７は、進行性低酸素症の患者の被験者を臨床で実際に測定して得たｖｌＩｉａ に基づく、時間対局所的脳ヘモグロビン飽和度を示すグラフである。見て取れる ように、基線から異常値（５５％未満）への急峻な変化が明白である。この変化 は、進行性低酸素症によって観察開始後約４分の時点に始まり、患者が１００％ 酸素で矯正呼吸をした後に基線（実際には、初期のレベルよりも若干高まった基 線）に急速に復帰している。櫓軸上の点を示す矢印に注目されたい、この点は、 臨床医が盲減法に回顧的に評価したアナログＥＥＧが、最初に異常なシータ−デ ルタ活動を示した時点と一致する。図から容易に読み取れるように、本発明によ って明確に示される重度の異常は、最初にＥＥＧが異常を示しす１分前に発生し た。Ｍうまでもなく、この異常は、ｌｌｔ素化の度合として百分率によって進行 的に実時間で数量的に表現される。但し、ＥＥＧは、回顧的に検討される。

図８は１図７に類似したもので長期間記録を示す。これは、監視対象の患者に対 する巨大脳内動脈瘤の外科処買中に記録したもので、この期間中に当該患者は低 体温心停止を起こした。図から明らかなように、６０〜７０寞の範囲の基線値か らの低下が、監視開始後約３０分の時点に始まり、約４５分間続いている。この 間、患者は、側副血行路が完全に外されており、脳血流がなく、従って、酸素の 配給もない状態にある（Ｉに述べる低体温状！！Ｉ！ｉ）。約４５分の時点で行 われた再清流の後、脳酸素飽和度は急速に基線に戻っている。これは、その後の 非常に重大な期間においても引続き明確に監視される。

図９は、一定期間における参照波長での［光学濃度（すなわち、減衰効果）」を 秒単位で示す。光学濃度値は、赤外線トレーサ物質をポーラス注入した後に、近 地点検出器と遠地点検出器で別個に受光した検出光強度情報に基づき算出された 。

このグラフから、脳血管系内におけるトレーサの移動が分かる。すなわち、肉類 動脈にトレーサを選択的に注入した結果が分かる。当初は、深部のｍｍにのみト レーサが存在している。本発明に従って同側で分光測定を実施すると、深部の脳 組織を監視するための遠地点受光器でトレーサが比較的即座に検出される（下側 のトレース）。一方、表面の組織を監視するための近地点受光器には何も表示さ れない（上側のトレース）。この状態は、トレーサの注入約５０秒後トレーサが 心臓を再循環して外頚動脈系に侵入するまで継続する。遠地点受光器は、第二時 点にポーラスの再循環を示し、この期間中に深部組織内のトレーサが減衰してい く様子をも表示している。

図１０は、本発明によって得られる情報の用途の広さ、有用性、および価値を示 すグラフである６　重度の非開放性頭部損傷の患者を連続的に監視して得た結果 に基づいて、深部の脳の組繊を特徴づける連続局所的大脳酸素飽和度（下側のト レース）と表面の頭皮や頭蓋骨を特徴づける連続局所的大脳酸素飽和度（上側の トレース）との一対のトレースをグラフ化したものである。監視開始後約２７． ２５時間の時点で変化が発生したことが容易に観察される。表面の血液供給源は 、完全に酸素化されたままなのにもかかオっらず、進行性大脳脱飽和が開始して いる。当該患者の脳の脱飽和症状を臨床で最初に確認したのは、２時間後の監視 開始２９．５時間の時点である。

本発明によって提示される情報の重要性と価値については、上記から明白である 。また、大脳静脈酸素飽和度は、大脳酸素抽出及び／もしくは大脳酸素抽出、お よび脳の活力が適切かどうかを示す指針となる。という事実に基づく種々の期待 が、現実味を帯びて（る。大脳Ｍ票消費量は正常であるにもがかわらず、何等か の理由で２例えば、全身性低Ｍ票症、大脳乏血症、全身性貧血などの発病のよっ て、大脳酸素抽出が低下すると、大脳酸素抽出によって大脳静脈酸素飽和度に急 峻な変化が起る。このため、上記の空間解像度法で得られる結果がら、深部の血 管床や組織からの情報を個々に監視する際に、皮膚の下で所望の臓器もしくは領 域毎に測定値を得ることができる。更に９本発明による酸素濃度計を使って、頭 皮やそれに近接する下方の領域など不均質な組織を測定した場合の測定値の正確 さと感度とについては、更に検討を重ねることによって向上するであろうが、得 られる情報の有用性については、上記のように図９と１０に示す例から明白であ る。

上記の数式の範例に基づく局所的ａ素飽和度の測定値の正確さについては、任意 の方法に対して比較検討できる。実際には、人間の生体内血液を使用して実施さ れる。すなわち、人間の血液を適度に１めで人工的に酸素化させて飽和度を様々 に変化させる。その後に、揮準の研究所用のｌ！ｆ票濃度計を使って比較試験す る（本発明による装置のアクセス用に浸水可能な光ガイドの付いた特別製のキュ ベツトを使用する）、線形抑圧分析法によって、非常に重要な相関関係がめられ る。これは、上記の数学的アプローチの正当性を裏付けるものである０本書で開 示される方法の応用分野に合わせて換算係数を決定し、その換算係数に基づいて 、例えば、参照用テーブルに換算係数を設定する方法などの従来のコンピュータ データ処理法を使って、上記の比較検討の対象となる方法が実現された装置の出 力を校正もしくは相関づける。この手順によれば、校正も望みどうり有効に実行 できる。

本発明によって得られる局所的ヘモグロビン中酸素飽和度の数量化された値は。

「領域」の値である、すなわち、三つの別々な血管区画（動脈、静脈、および毛 細管）に含まれるヘモグロビンから得た値であり、三つの異なる血管区画の重み つき平均値を示す０周知の情報から明らかなように、大脳血管系の水力学的分析 によって上述の脳血分布が裏付けられる。各血液区画の相対的な大きさは、−人 の患者において、生理学的ストレス状態や、解剖学構造上の位置などの多数の要 因に対する酸素供給量と必要量との割合に従って絶えず変化する。理想的な方法 では、三つの異なる血管区画の相対血液容積を好ましくは局所的に同時に測定す る０周知の水力学情報を始めとする分析情報に基づき、数式に重みづけ値を代入 する方法を採用すれば、有用な臨床機器を提供できる。言うまでもなく、血管外 脳血が、例えば、クモ膜下区画、硬膜下区画、あるいは実質内組織区画に存在す ると、相対的データや傾向データは相当に重要ではあるが、数量化された値の正 確さは低下する０本発明の空間解像度機能によって、その様な変則な事態につい ても比較検討して評価を下すことができると思われる。但し、変則の度合を規定 することが必要である。しかも、上記の数式は、完来、実質性状態を測定し評価 するためのものであり、上記の問題点を解決する可能性を秘めている。

本発明によって非常に有用な新規の方法が提供される０本発明は、上記の優先的 実施例およびその他の関連もしくは類似する応用分野に適用される。但し、適用 範囲はこれに限定されない。本発明の優先的実施例は１本発明の説明のために紹 介されており１本発明の基準として提示されているのではない。本発明の範囲は 、後続の請求項によってのみ限定される。当業者ならば、前２の図示を伴う開示 に示された概念から１本書に記載の実施例とは幾分異なったもの、あるいは。

本書の実施例の構造に種々の変更を加えたものを考案できるであろう、これら変 更例もしくは修正例は、本発明の概念を利用し、本発明の精神を組み入れたもの であり、添付の請求項によって限定される範囲内にあるとＭＩＡされる。但し、 当業者の言語で書かれた請求項の陳述が別のものである場合は、この限りではな い。

ＩＧ　２ ＩＧ５ ＩＧ　４ ＦＩＧ　７ 平成５年１２月６日 特特許庁長官　麻　生　渡　殿 １、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ　９２１０４６５４ ２、発明の名称 光学式大脳酸素濃度計 ３、特許出願人 氏　名　ソマネチックス　コーポレイション４、代理人 住　所　東京都中央区日本橋２−６−３斎藤特許ビル台　３２７１−４４８７． ６４８４ 氏　名　（６１２８）　弁理士　斎　藤　侑　（夷２８）平成５年７月１９日 ６、添付書類の目録 補正書の翻訳文　１通 請ｉパ【囲 排他的所有権と特権が請求される本発明の実施例を次の通り定義する。

■、　生体内使用に適した光学式分光測光大脳酸素濃度計であって：近赤外線範 囲内の任意の波長の光を患者の頭部へ付加し、付加光が頭皮と頭蓋骨を通過した 後に少なくとも脳の任意の内部部分を照射するようにするための手段と； 前記付加光が、前記脳の任意の部分を通過した後に、前記付加光の光エネルギー を前記頭蓋骨の外側の任意の位置に受光して、その光エネルギーに対応する信号 を生成するための手段と； 前記信号を処理して、少なくとも前記脳の任意の部分における脳血中酸素含有量 を直接に表現する可視表示を生成するための手段とで構成されることを特徴とす る大脳酸素濃度計。

２　前記信号処理手段は、脳血中酸素飽和度を直接表現する可視の値を生成する ことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の大脳酸素濃度計。

３、　前記信号処理手段は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度と して生成することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃度計。

４　前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記任意の波長の光 を付加する役目と、前記光エネルギーを受光する役目と、前記値が、少なくとも 前記脳の任意の部分内に存在する脳血の複合構成を特徴づけるように前記信号を 処理する役目とを果たすことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃 度計。

５　前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記値が、前記脳の 任意の部分に存在する動脈血、静脈血、および毛細管血の複合領域を特徴づける ように機能することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃度計。

６、　前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記可視表示が、 前記脳の任意の限定された部位の血中酸素含有量を特徴づけるように機能するこ とを特徴とする請求の範囲第１項に記載の大脳酸素濃度計。

７、　前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記部位が、前記 脳内に略全体的に存在し１頭皮と頭蓋骨とを略除外する部分となるように機能す ることを特徴とする請求の範囲第６項に記載の大脳酸素濃度計。

８、　前記信号処理手段は、前記表示を前記脳の限定部位内の脳血中酸素飽和度 として生成することを特徴とする請求の範囲第７項に記載の大脳Ｉ！を素濃度計 。

９　前駅付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記表示が、少なく とも前記脳の限定部位内に存在する血液の興なる供給源を複合した複合供給源を 特徴づけることを特徴とする請求の範囲第８項に記載の大脳酸素濃度計。

！０．　前記信号処理手段は、前記表示を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和 度として生成することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の大脳酸素濃度計。

１１、生体内光学式分光測光法によって脳血酸素化を判定する方法であって：近 赤外ｓｅａ囲内の光スペクトルを患者の頭部へ付加して、その光が頭皮と頭蓋骨 を経て少なくとも脳の一部を透過するようにするための段階と；前記付加スペク トルの前記付加スペクトルに対応する光エネルギーを前記頭蓋骨の外側の任意の 位置に受光し、その光エネルギーに対応する信号を生成するための段階と； 前記信号を実時間で処理して、少なくとも前記スペクトルが通過した前記脳の一 部における脳血中酸素含有量を直接に同時に表現する可視の値を生成するための 段階とで構成されることを特徴とする方法。

１２、前記信号処理段階は、前記値を脳血中酸素飽和度として生成することによ って遂行されることを特徴とする請求の範囲第１１項に記載の方法。

１３、前記信号処理段階は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽相度と して生成することによって遂行されることを特徴とする請求の範囲第１２項に記 載の方法。

＋４．　前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理され て。

前記値が、少な（とも前記脳の一部内に存在する脳血の異なる酸素化型を複合し た複合型を特徴づけるようにすることを特徴とする請求の範囲第１＋項に記載の 方法。

１５、前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて 、前記値が、前記脳の一部内に存在する動脈血、静脈血および毛細管血が組合わ された領破を特徴づけるようにすることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載 の方法。

＋６．　前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理され て、前記備が、前記脳の所定の限定部位を特徴づけるようにすることを特徴とす る請求の範囲第１＋項に記載の方法。

＋７　前記スペクトルは、選択さ江　付加され、受光され、処理されて、前記脳 内の部位を限定し、前記スペクトルが通過する頭皮と頭蓋骨とを略除外すること を特徴とする請求の範囲第１６項に記載の方法。

１８　前記信号処理段階は、前記値を前記限定部位内の脳血中酸素飽和度として 生成するために遂行されることを特徴とする請求のｆＩ囲第１７項に記載の方法 。

１９、前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて 、前記値が、少なくとも脳の限定部位内に存在する脳血の複合領域を特徴づける ようにすることを特徴とする請求の範囲第１８項に記載の方法。

２０、前記信号処理段階は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度と して生成するために遂行されることを特徴とする請求の範囲第１９項に記載の方 法。

２１　前記値を可視表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範 囲第２０項に記載の方法。

２２、前記値を数値表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範 囲第２１項に記載の方法。

２３　前記値をグラフ形式の表示として生成する段階を有することを特徴とする 請求の範囲第２１項に記載の方法。

２４　前記グラフ形式表示の一つの軸は、時間を表し、前記表示は、一定期間中 の傾向データを示すことを特徴とする請求の範囲第２３項に記載の方法。

２５、前記値を実時間情報の可視表示として生成する段階を有することを特徴と する請求の範囲第１１項に記載の方法。

２６、前記値を数値表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範 囲第２５項に記載の方法。

２７　前記値をグラフ形式の表示として生成する段階を有することを特徴とする 請求の範囲第２５項にｇｃ！載の方法。

２８　前記グラフ形式表示の一つの軸は１時間を表し、前記表示は、一定期間中 の傾向データを示すことを特徴とする請求の範囲第２７項に記載の方法。

２９、生体内光字式分光測光法によって脳血中１１素化を判定する方法であって ：近赤外線範囲の任意の光スペクトルを患者の頭部に付加して、前記スペクトル が頭皮と＠蓋骨とを通過した後に脳の一部を通過し、前記重の一部内に存在する 血管系全体を通過するようにし、それによって、少なくとも前記重の一部内に存 在する様々な血液供給源を一つ一つ、動脈か静脈か毛細管かにがかわかず、光学 的に清水抽出するための段階と； 前記付加スペクトルの前記付加スペクトルに対応する光エネルギーを前記頭蓋骨 の外側の任意の位置に受光し、その光エネルギーに対応する信号を生成するため の段階と： 前記信号を処理して、前記重の一部の血管系全体内の埋合血液供給源におけるｍ 素含有量を直接に表現する値を生成するための段階とで構成されることを特徴と する方法。

３０、前記信号処理は、前記重の一部内に存在する様々に異なる血液供給源一つ 一つにおける酸素含有量の平均値を生成するために遂行されることを特徴とする 請求の範囲第２９項に記載の方法。

３１　前記平均値は、前記重なる血液供給源に存在すると考えられる相対血液容 積に基づく重みつき平均値であることを特徴とする請求の範囲第３０項に記載の 方法。

３２　前記重みつき平均値は、前記重なる血液供給源によって特徴づけられる全 脳血容積を表すことを特徴とする請求の範囲第３１項に記載の方法。

フロントページの続き （７２）発明者　スチュワード　メルヴイル　シイ　セカンド アメリカ合衆国　ミシガン州　４８１０３　アン　アーバー　ヒルトップ　３０ ６５

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 排他的所有権と特権が請求される本発明の実施例を次の通り定義する。 −１− 生体内使用に適した光学式分光測光大脳酸素濃度計であって：近赤外線範囲内の 任意の光スペクトルを患者の頭部へ付加し、付加光が頭皮と頭蓋骨に侵入した後 に少なくとも脳の任意の部分を通過するようにするための手段と： 前記付加スペクトルが、前記脳の任意の部分を通過した後に、前記付加スペクト ルの光エネルギーを前記頭蓋骨の外側の任意の位置に受光して、その光エネルギ ーに対応する信号を生成するための手段と；前記信号を処理して、前記脳の部分 における局所的脳血中酸素含有量を直接に表現する可視の値を生成するための手 段とで構成されることを特徴とする大脳酸素濃度計。 −２− 前記信号処理手段は、前記値を脳血中酸素飽和度として生成することを特徴とす る請求の範囲第１項に記載の大脳酸素濃度計。 −３− 前記信号処理手段は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度として生 成することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃度計。 −４− 前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記任意のスペクトルを 付加する機能と、前記光エネルギーを受光する機能と、前記値が、少なくとも前 記脳の部分内に存在する脳血の複合構成を特徴づけるように前記信号を処理する 機能とを果たすことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃度計。 −５− 前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記値が、前記透過部分 に存在する動脈血、静脈血、および毛細管血の複合領域を特徴づけるように機能 することを特徴とする請求の範囲第２項に記載の大脳酸素濃度計。 −６− 前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記値が、前記脳の任意 の限定された部位の血中酸素含有量を特徴づけるように機能することを特徴とす る請求の範囲第１項に記載の大脳酸素濃度計。 −７− 前記部位は、前記脳内に存在し、透過された頭皮と頭蓋骨とを略除外する部分で あることを特徴とする請求の範囲第６項に記載の大脳酸素濃度計。 −８− 前記信号処理手段は、前記値を前記部位内の脳血中酸素飽和度として生成するこ とを特徴とする請求の範囲第７項に記載の大脳酸素濃度計。 −９− 前記付加する手段と受光する手段と処理する手段とは、前記値が、少なくとも前 記脳の限定部位内に存在する血液の異なる供給源を複合した複合供給源を特徴づ けるように機能することを特徴とする請求の範囲第８項に記載の大脳酸素濃度計 。 −１０− 前記信号処理手段は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度として生 成することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の大脳酸素濃度計。 −１１− 生体内光学式分光測光法によって脳血酸素化を判定するための方法であって：近 赤外線範囲内の光スペクトルを患者の頭部へ付加して、その光が頭皮と頭蓋骨を 経て少なくとも脳の一部を透過するようにするための段階と；前記付加スペクト ルに対応する光エネルギーを前記頭蓋骨の外側の任意の位置に受光し、その光エ ネルギーに対応する信号を生成するための段階と；前記信号を処理して、少なく とも前記スペクトルが通適した前記脳の一部における脳血中酸素含有量を直接に 表現する値を生成するための段階とで構成されることを特徴とする方法。 −１２− 前記信号処理段階は、前記値を脳血中酸素飽和度として生成することによって遂 行されることを特徴とする請求の範囲第１１項に記載の方法。 −１３− 前記信号処理段階は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度として生 成することによって遂行されることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載の方 法。 −１４− 前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて、前記 値が、少なくとも前記スペクトルが透過した脳の一部内に存在する異なる種類の 酸化脳血を複合した複合酸化脳血を特徴づけるようにすることを特徴とする請求 の範囲第１１項に記載の方法。 −１５− 前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて、前記 値が、前記透過部分に存在する動脈血、静脈血および毛細管血が組合わされた領 域を特徴づけるようにすることを特徴とする請求の範囲第１２項に記載の方法。 −１６− 前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて、前記 値が、前記脳の限定部位を特徴づけるようにすることを特徴とする請求の範囲第 １１項に記載の方法。 −１７− 前記スペクトルは、選択され、付加され、受光され、処理されて、前記脳内の部 位を限定し、前記スペクトルが通過する頭皮と頭蓋骨とを略除外することを特徴 とする請求の範囲第１６項に記載の方法。 −１８− 前記信号処理段階は、前足値を前記限定部位内の脳血中酸素飽和度として生成す るために遂行されることを特徴とする請求の範囲第１７項に記載の方法。 −１９− 前記スペクトルが、付加されると、光エネルギーが、受光され処理されて、前記 値が、少なくとも脳の透過された限定部位内に存在する脳血の複合領域を特徴づ けるようにすることを特徴とする請求の範囲第１８項に記載の方法。 −２０− 前記信号処理段階は，前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度として生 成するために遂行されることを特徴とする請求の範囲第１９項に記載の方法。 −２１− 前記値を可視表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範囲第２ ０項に記載の方法。 −２２− 前記値を数値表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範囲第２ １項に記載の方法。 −２３− 前記値をグラフ形式の表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の 範囲第２１項に記数の方法。 −２４− 前記グラフ形式表示の一つの軸は、時間を表し、これによって、前記表示は、傾 向データを示すことを特徴とする請求の範囲第２３項に記載の方法。 −２５− 前記値を可視表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範囲第１ １項に記載の方法。 −２６− 前記値を数値表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の範囲第２ ５項に記数の方法。 −２７− 前記値をグラフ形式の表示として生成する段階を有することを特徴とする請求の 範囲第２５項に記載の方法。 −２８− 前記グラフ形式表示の一つの軸は、時間を表し、これによって、前記表示は、傾 向データを示すことを特徴とする請求の範囲第２７項に記載の方法。 −２９− 光学式分光測光法によって生体内の脳の活力を判定する方法であって：脳の活力 を表現する所定の脳の整理機能のパラメータによって特徴づけられる脳の特定の 部分を選択するための段階と；受光したスペクトルが、頭皮と頭蓋骨の中間領域 に入射し出射した後に脳の任意の部分を通過するが、脳の他の部分を略除外する ように選択された患者の頭部の特定の位置に、近赤外線範囲の任意の光スペクト ルを付加して、当該位置からの光を受光することによって、略排他的に前記任意 の部分を検査するための段階と； 前記受光した光に対応する信号を生成し、前記信号を変換してデジタル化し、デ ジタル化された信号を処理用コンピュータ内に格納するための段階と；前記コン ピュータを使用して、前記デジタル信号を処理して、前記任意の脳のパラメータ を総台的に特徴づける第一の値を生成し、前記第一の値を使用して、脳の活力を 表現する第二の値を生成するための段階とで構成されることを特徴とする方法。 −３０− 前記第一の値を使用して第二の値を生成するための段階には、前記コンピュータ に格納された対応する第二の値を列記した前もって定められたテーブルに第一の 値を関係づける過程が含まれることを特徴とする請求の範囲第２９項に記載の方 法。 −３１− 前記信号処理段階は、前記値を脳血中酸素飽和度として生成するために遂行され ることを特徴とする請求の範囲第３０項に記載の方法。 −３２− 前記信号処理段階は、前記値を百分率によるヘモグロビン中酸素飽和度として生 成するために遂行されることを特徴とする請求の範囲第３１項に記載の方法。 −３３− 生体内光学式分光測光法によって脳血酸素化を判定するための方法であって：近 赤外線範囲の任意の光スペクトルを患者の頭部に付加して、光スペクトルが頭皮 と頭蓋骨を経て脳の一部を透過し、前記脳の一部内に存在する血管系全体を透過 するようにし、それによって、少なくとも前記脳の一部内に存在する様々な種類 の血液供給源の一つ一つを、動脈か静脈か毛細管かにかかわらず、光学的に標本 抽出するための段階と； 前記付加スペクトルに対応する光エネルギーを前記頭蓋骨の外側の任意の位置に 受光して、その光エネルギーに対応する信号を生成するための段階と；前記信号 を処理して、標本抽出された複合血液供給源における全酸素含有量を直接に表現 する値を生成するための段階とで構成されることを特徴とする方法。 −３４− 前記信号処理は、前記一部内に存在する前記様々な種類の血液供給源における酸 素含有量の平均値を生成するために遂行されることを特徴とする請求の範囲第３ ３項に記載の方法。 −３５− 前記重みつき平均値は、前記異なる種類の血液供給源に存在する相対血液容積に 基づく重みつき平均値であることを特徴とする請求の範囲第３４項に記載の方法 。 −３６− 前記重みつき平均値は、前記異なる種類の血液供給源によって特徴づけられる全 脳血容積を表すことを特徴とする請求の範囲第３５項に記載の方法。