JPS63206655A

JPS63206655A - 生体代謝動態測定装置

Info

Publication number: JPS63206655A
Application number: JP62039339A
Authority: JP
Inventors: Yoshio Cho; 吉夫張; Masahiko Kanda; 昌彦神田
Original assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Priority date: 1987-02-23
Filing date: 1987-02-23
Publication date: 1988-08-25
Also published as: KR900000843B1; KR880009616A; JPH053297B2

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】し産業上の利用分野］この発明は生体代謝動態測定装置に関し、特に、人体ま
たは動物体における器官やその他の部分におけるヘモグ
ロビンの酸素化状態や血液量の変化とともに、細胞質状
チトクロームの酸化還元作用の変化を未侵襲的に測定す
るような生体代謝動態測定装置に関する。

［従来の技術］第７図は従来の体内器官にお【プる代謝作用を測定する
ための装置の構成を示す図であり、第８図および第９図
は従来の測定装置において検出される光の光路を示す図
である。

第７図に示した８Ｍは、特開昭５７−１１５２３２号公
報に記載されたものである。この第７図に示した例では
、近赤外部光源１は貢なった波長の近赤外光を交互に放
射する。この近赤外光は光学ファイバ２を介して人体の
頭部３を通過し、検波システム４がその強度を測定する
。調整装置５は単色閃光の速度と順序を調整し、検波し
た光信号を復調させる。フィードバック調整システム６
は１波長で検波した光信号を検波感度の陰電気フィ°−
ドパツク調整により一定に保持し、透視時間中に検波器
官内の血液量の変化によって生ぜしめられた透過率の変
化を補正する。出力調整回路７は受信した基準および測
定信号と同時にフィードバック電圧血液量指示信号を出
力する。

上述の第７図に示した装置では、７００　ｒｕｎ〜１３
００ｎｍの範囲の光を頭部３から入射し、脳内のヘモグ
ロビンの酸素化状態、血液量や細胞賀状チトクロームの
酸化還元作用の変化を、頭部３の透過光を検出すること
によって捉えることができる。

この際、ヘモグロビンの等吸収点である８　０５　ｒ＋
ｍを基準波長として、脱酸素化ヘモグロビンが約７６０
ｎｍのところに小ピークを有することや、７００ｎｍ〜
１３００ｎｍの波長範囲にチトクロームａａ３の酸素依
存の吸収体を有することを利用している。

また、特開昭６０−７２５４２号公報においても、上述
の説明と同様にして、波長帯の光と吸光特性を用いて、
生体におけるヘモグロビン、ミオグロビンなどの酸素分
子と結合し得る蛋白質の酸素との結合状態を量的に２次
元分布で観測することができ、呼吸鋼の構成成分である
チトクローム類等の酸化、還元状態からチト］ンドリア
の酸素濃度を２次元分布で観測できる光ＣＴ装置が提案
されている。

［発明が解決しようとする問題点］しかしながら、たとえ７００ｎｍ　〜１３００ｎｍの光
が可視光領域より生体透過性が高くても生体に照射し、
その透過光を検出した場合、入射された光はヘモグロビ
ンの大きさに比べて、その波長が短いために、生体内に
入射された直後に散乱と吸収を受け、検出された光は拡
散された光の成分を捉えていることになる。このことは
、たとえばＣ１Ｃ，Ｊｏｈｎｓｏｎ、　　“０ｐｔｉｃ
ａｌ　　Ｄ　Ｈｆｕｓｌｏｎ　ＩｎＢｆｏｏｄ”　　Ｉ
　ＥＥＥ　　ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮＯＮＢＩＯ−ＭＥ
ＤＴＣＡＬ　　ＥＮＧＩＮＥＥＲＩＮＧ　　Ｖｏｌ、Ｂ
ＭＥ−１７Ｎｏ、２．１９７０１）Ｉ）１２９〜１３３
に記載されている。

すなわち、第８図に示すように、生体に入射された光を
検出器９で検出するように構成した場合、検出器９によ
って検出された光は、入射光と検出器９とを結ぶ直線で
ある光路１０ａを通過してきた光のほかに、散乱、拡散
されて光路１０ａ以外の光路１０ｂ、１０ｃを通過して
きた光をも含んでいることになる。このように、常に透
過光を検出した場合は、検出光が生体内のどの経路を通
過してきたかは限定できず、第７図に示したような装置
の場合には、その測定対象生体の内部の全体もしくは第
９図に示すように、入射光と検出器９とを結ぶ光路１０
ａよりはるかに幅の広い光路（第９図における斜線部分
）の情報しか捉えられないことになる。臨床的に生体の
血行障害などの器官性障害やその程度を診断する場合に
は、障害を受けている位置が問題となるために、このよ
うな生体内部の広い範囲の情報では意味をなさない。

それゆえに、この発明の主たる目的は、入射光と検出部
を結ぶ直進成分の光のみを検出して、正確な位置での血
行動態や呼吸動態などの生態代謝動態を観測できるよう
な生体代謝動態測定装置を提供することである。

ｒ問題点を解決するための手段］この発明は生体代謝動態測定装置であって、複数の波長
の高繰返し超短光パルスを発生する光源と、光源から発
生された超短光パルスを参照光パルスとサンプル光パル
スとに分岐する光分岐手段と、分岐された参照光パルス
を導光する参照光路と、分岐されたサンプル光パルスを
生体に導き、その生体を通過したサンプル光パルスを導
光するサンプル光路と、参照光路とサンプル光路のいず
れか一方の光パルスを遅延する遅延手段と、参照光路を
導光してきた参照光パルスとサンプル光路を通過してき
たケンプル光パルスを所定の角度で集光する集光手段と
、集光された光パルスに基づいて第２高調波を発生ずる
結晶と、結晶から発生されたＭ２高調波を検出する光電
子増倍管と、光電子増信管の出力のフォトンを計数し、
その計数値を所定の数だけ平均して平均値を求め、その
平均値に基づいて遅延手段の遅延量を変化させ、その遅
延時間と遅延時間内にお（プる平均値とに基づいて、生
体を通過した参照光パルスとサンプル光パルスの遅延量
がＯのときにおける第２高調波の）Ａトンを計数した値
のフォトン平均値を出力する測定演算手段と、光源と測
定演算手段を制御して複数の波長におけるフォトン平均
値を記憶し、各波長のフォトン平均値に基づいて生体内
の代謝動態を算出して出力する制御手段とから構成され
る。

［作用］この発明による生体代謝動態測定装置では、生体を通過
したサンプル光パルスと参照光パルスの遅延量が０のと
きにおける結晶から発生された第２高調波のフォトンを
計数した値の平均値を求めるようにしたので、生体透過
光中の散乱成分を除去でき、生体内を直進した成分のみ
を検出できるため、透過光を用いて生体内の情報を検出
する際に、位置情報がより明確になる。

［発明の実施例コ第１図はこの発明の詳細な説明するための図であり、第
２図は第１図に示した生体代謝動態測定装置に与えられ
る超短光パルスの一例を示す図であり、第３図は参照光
パルスと生体透過光パルスとこれらのパルスの第２高調
波を示す波形図であり、第４図は第２高調波の遅延時間
に対する曲線Ｓ（τ）の測定を説明するための波形図で
ある。

ここで、τは遅延時間である。

まず、第１図ないし第４図を参照して、この発明の原理
について説明する。この発明では高繰返し超短光パルス
が用いられる。このような高繰返し超短光パルスは、た
とえば半導体レーザを用いると、繰返し周波数１　ＧＨ
２で半値幅が数１０〜数ｐ　ｓｅｃ　　（ｐ　ｓｅａ　
＝１０−　”　ｓｅａ　）の光パルスが得られる。たと
えば、第２図に示した超短光パルスは、光パルスの間隔
が１Ｏ−９ｓｅｃであり、１秒間に１０９個発生される
ものである。このような光パルスは半導体レーザに限る
ことなく、色素レーザなとにおいても実現できる。

この超短光パルスはハーフミラ−１１により直進方向に
進む参照光パルスと直角方向に進むサンプル光パルスに
分岐される。このうち、サンプル光パルスはミラー１２
によって対象となる生体１３に照射される。生体を通過
してきた光パルスは、ミラー１４．１５によって反射さ
れ、レンズ１６に導かれる。以下、この光パルスを生体
通過光パルスと称することにする。一方、参照光パルス
は、ミラー１９で反射され、遅延光路２１に導かれ、ミ
ラー２０によって反射されて、生体通過光パルスと同様
にしてレンズ１６に導かれる。ここで、遅延光路２１と
しては、第１図に示すような２つのミラーを組合わせて
もよく、プリズムやコーナキューブのようなものを用い
るようにしてもよい。

この遅延光路２１の動作については後で説明する。

レンズ７は生体通過光パルスと参照光パルスとを集光し
、非線形光学結晶１７に入射される。

ここで、参照光パルスと生体通過光パルスは、それぞれ
非線形光学結晶１７に入射される前には、第３図に示す
ような波形になっている。すなわち、参照光パルスは第
２図に示した超短光パルスよりもパワーは若干低下して
いるが、パルス幅は変わらない。しかし、生体通過光パ
ルスは、生体１３を透過する際に、パワーが極度に低下
するとともに、前述の第８図で説明したように、直進光
路１０ａ以外の光路１０ｂ、１０ｃを通過してきた光も
検出されるため、第２図に示した超短光パルスのパルス
幅を維持できずに、後ろに尾を引く形となる。ところが
、生体通過光パルスの立ち上がり部は、第８図に示した
直進光路１０ａを通過してきた光の成分のみを反映して
いることを確認できる。これは、直進光路１０ａが生体
１３の光路の中で最短距離のために、一番早く検出器９
に到達していることに由来している。このように、超短
光パルスのような立ち上がり時間の速いパルスを利用す
ることにより、直進成分のみを選択して検出できる。

この直進成分のみを検出するために、非線形光学結晶１
７が用いられる。この結晶１７は１１　１０、やＫＤＰ
のような結晶であり、参照光パルスと生体通過光パルス
を入射することにより、第２高調波を発生する。この第
２高調波のパワーＳは第１図の遅延光路２１の距離に相
当する遅延時間での関数であり、参照光パルスをＩｒと
し、生体通過光パルスを（Ｓとすると、５（ｒ）　〜　Ｉｓ　　（ｔ）Ｉｒ　　（ｔ−４）ｄｔ
・・・（１）のように表わされる。したがって、Ｓ（τ）は■５（ｔ
）とＩｒ　　（ｔ−τ）の積の積分値に比例する。ここ
で、重要なことは、たとえ生体通過光パルスが生体１３
内で大きな減衰を受け、（実際に測定した結果では、ラ
ット頭部で入射光パワーの１０−９にまで減衰した）生
体通過光パルスが微弱光となっても、第２高調波出力Ｓ
は生体通過光パルスと参照光パルスの積の積分であり、
参照光パルスの強度が大きいために、十分に第２高調波
出力Ｓを検出できる。

前述の第（１）式でのτは前述のごとく第１図に示した
遅延光路２１に距離に相当する遅延時間である。すなわ
ち、ハーフミラ−１１から結晶１７までの参照光パルス
と生体通過光パルスの光路差を光速で割った時間である
。このτは第４図に示すように、参照光パルスと生体通
過光パルスが結晶１７に同時に到達したときをＯとして
おり、遅延光路２１を変化させることにより、サンプル
光パルスに対して、参照光パルスが遅延している。

すなわち、Ｓはτの関数であり、遅延光路２１を変化さ
せることにより、第３図（Ｃ）に示すような波形が観測
できる。このとぎ、τ＝０のとき、サンプル光パルスの
立ち上がり部が直進成分を反映しているため、５（０）
の値が直進成分のみの信号となり、これを検出すれば第
８図に示したような生体の散乱光成分１０ｂ、１０ｃを
除去でき、直進光成分１０ａのみを検出できることにな
る。

結晶１７から出力された第２高調波は第１図の点線で示
すように、参照光パルスと生体通過光パルスの入射角度
の中線方向に放射される。第２高調波の波長は第２図に
示した超短光パルスの波長の１７２になる。この第２高
調波はフィルタ１８を透過して光電子増倍管２２に与え
られる。フィルタ１８は第２高調波の波長だけを透過さ
せるものであり、したがって光電子増倍管は第２高調波
成分のみを検出してフォトンを出力する。

第５図は第１図に示したフォトン計数装置によってＳ（
τ）を求める動作を説明するための波形図である。

次に、第５図を参照して、第１図に示したフォトン計数
装置の動作について説明する。フォトン−１４＝計数装置２３は、安定な出力が得られるように第５図に
示すような動作を行なってＳ（τ）を検出している。す
なわち、フォトン計数装置２３はまず遅延光路２１を所
定の位置に設定し、第５図（ｂ）に示すようなフォトン
計数間隔で、光電子増倍管２２から出力されたフォトン
を計数する。

この場合、たとえば第５図（ａ　）に示すように、５個
の超短光パルスが生体１３を通過する間にフォトンを計
数している。何個の光パルスの間隔に設定するかは、Ｓ
（τ）を検出する感度にかかわっており、個数が多けれ
ば多いほど感度は良くなる。

このときのフォトン計数の推移は第５図（Ｃ）に示すよ
うになり、第５図（ｄ　）に示すようなサンプルホール
ド信号によりフォトン計数出力をサンプルすると、第５
図（ｅ）に示すようなサンプル出力が得られる。これは
フォトン計数間隔内でのフォトン計数数に対応する出力
である。これの時間軸を拡大して示したのが第５図（ｆ
）であり、安定なＳ（τ）を検出するために、このサン
プルホールド出力のたとえば５回分の平均を成るτでの
Ｓ（τ）としている。もちろん、この５回平均は何回で
あってもよく、装置の安定性ならびに感度によって決ま
るものである。

次に、第１図の遅延光路２１を変化させて、参照光パル
スの遅延時間を変えて、同様にＳ（τ）を求めると、第
５図＜ａ　）に示すような出力が得られる。そして、こ
の５（０）値を直進光成分として検出する。このような
処理は多くの時間を要するように思えるが、高繰返し超
短光パルスを使用しテイルため、たとえば、ＩＧＨｚ、
１０ＤＳｅＣの光パルスであるとすると、成るτに対す
るＳ（τ）を求めるには、この例の場合１Ｏ−９ｓｅｃｘ５ｘ５＝２，５ｘ１Ｑ−Ｂｓｅｃ＝２
５ｎｓｅｃであり、５０プロツトでＳ（τ）を求めたとすると、５０ｘ２５ｎ　５ｅａ−１，２５μｓｅｃでＳ（τ）が
求められることになる。

原理的には、この速さで検出できるが、実際には、フォ
トン計数用の光電子増倍管２２の計数レートやこれに続
くプリアンプの帯域によって制限されたり、遅延光路２
１をメカニカルに設定するのに時間を要するため、約１
ｍ５ｅｃの時間を要する。

第６図はこの発明の一実施例の構成を示す図である。こ
の第６図に示した例は、生体内器官の酸素代謝動態を非
侵襲的に測定する例を示したものである。この第６図に
示した例は、原理的には第１図と同様であるが、第１図
におけるハーフミラ−１１，ミラー１２．１４および１
５に代えて、光ファイバ３８．３９および４３を用いて
いる。

さらに、この実施例では、波長λ１．λ２．λ３の高繰
返し超短光パルスを発生するパルス発生器３１．３２お
よび３３が設けられ、パルス発生器３１から発生された
超短光パルスはミラー３４゜ハーフミラ−３５およびハ
ーフミラ−３６を介してレンズ３７に入射される。

また、パルス発生器３２から発生された超短光パルスは
ハーフミラ−３５および３６を介してレンズ３７に入射
される。さらに、パルス発生器３３で発生された超短光
パルスはハーフミラ−３６を介してレンズ３７に入射さ
れる。レンズ３７に入射された各波長λ１．λ２および
λ３の超短光パルスは光ファイバ３８．３９で分岐され
、光ファイバ３８に分岐された超短光パルスはレンズ４
０を通過して生体４１に入射される。この生体４１を通
過した生体通過光パルスはレンズ４２および光ファイバ
４３を介してレンズ４４で集光されて結晶４５に入射さ
れる。

一方、光ファイバ３９に分岐された参照光パルスはレン
ズ４７およびミラー４８を介して遅延光路５０で遅延さ
れ、ミラー４９で反射されてレンズ４４に入射される。

レンズ４４で集光された参照光パルスおよび生体通過光
パルスは結晶４５に入射され、この結晶４５によって第
２高調波が発生される。この第２高調波はフィルタ４６
を介して光電子増倍管５１に入射される。そして、フォ
トン計数装置５２は前述の第１図と同様にして、光電子
増倍＠５１の出力であるフォトンを計数する。また、コ
ントローラ５３は光パルス発生器３１，３２および３３
を制御するとともに、フォト計数装置５２の出力に基づ
いて、前述の５（０）値を求め、生体４１内のヘモグロ
ビン量、ヘモグロビンの酸素化度、　Ｃｙｔａａ３の酸
化還元度を算出し、プリンタ５４によって印字させると
ともに、表示装置５５に表示させる。

なお、この第６図に示した実施例では、光パルス発生器
３１として３つの波長λ１．λ２およびλ３をそれぞれ
発生させるようにしたが、３つの波長以上であってもよ
い。もちろん、この波長λ１、λ２およびλ３は７００
〜１３００ｎｍの生体透過性が良く、ヘモグロビンやＣ
ｙｔａａ３の動態を捉え得る波長である。

［発明の効果］以上のように、この発明によれば、生体を通過した参照
光パルスと遅延されたサンプル光パルスの遅延量が等し
いときにおける第２高調波のフォトンを計数してフォト
ン平均値を求めるようにしたので、透過光中の生体内で
の散乱成分を除去でき、入射光軸上の直進成分のみを検
出できる。それによって、生体内中の特定の軸上での生
体代謝動態をモニタすることができる。また、高繰返し
超短光パルスを利用しているため、透過光量の検出感度
を向上させることも十分に可能であり、感度も簡単に変
化できるため操作性が良好になる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例の原理を示す図である。第
２図は第１図に示した生体代謝動態測定装置に与えられ
る超短光パルスの一例を示す図である。第３図は参照光
パルスと生体透過光パルスとこれらのパルスの第２高調
波を示す波形図である。第４図は第２高調波の遅延時間
に対する曲線Ｓ（τ）の測定を説明するための波形図で
ある。第５図は第１図に示したフォトン計数装置によってＳ（
τ）を求める動作を説明するための波形図である。第６
図はこの発明の一実施例の構成を示す図である。第７図
は従来の体内器官における代謝作用を測定するための装
置の構成を示す図である。第８図および第９図は従来の
装置において検出される光の光路を示す図である。図において、１１，３５．３６はハーフミラ−１１２，
１４，１５，１９，２０，３４，４８，４９はミラー、
１６．３７．４０．４２．４４はレンズ、１６．４５は
結晶、１８．４６はフィルタ、２１．５０は遅延光路、
２２．５１は光電子増倍管、２３．５２はフォトン計数
装置、３１．３２゜３３は光パルス発生器、３８，３９
．４３は光ファイバ、５３はコント０−ラ、５４はプリ
ンタ、５５は表示装置を示す。ｇ　　　己　　　　０　９ｖ　　　　　Ｑ　　　　　　　　　　　　　　　（ｙ％
＋Ｎ）　　　　　　　　　　　ζノ　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　＋＋第２図第ｑ図

Claims

【特許請求の範囲】

（１）複数の波長の高繰返し超短光パルスを発生する光
源、前記光源から発生された超短光パルスを参照光パルスと
サンプル光パルスとに分岐する光分岐手段、前記光分岐手段によつて分岐された参照光パルスを導光
する参照光路、前記光分岐手段によって分岐されたサンプル光パルスを
生体に導き、該生体を通過したサンプル光パルスを導光
するサンプル光路、前記参照光路と前記サンプル光路のいずれか一方の光パ
ルスを遅延する遅延手段、前記参照光路を導光してきた参照光パルスと前記サンプ
ル光路を通過してきたサンプル光パルスを所定の角度で
集光する集光手段、前記集光手段によつて集光された光パルスに基づいて、
第２高調波を発生する結晶、前記結晶から発生された第２高調波を検出する光電子増
倍管、前記光電子増倍管の出力のフォトンを計数し、その計数
値を所定の数だけ平均して平均値を求め、その平均値に
基づいて前記遅延手段によりサンプル光パルスもしくは
参照光パルスのいずれか一方の遅延量を変化させ、その
遅延時間と該遅延時間内における平均値とに基づいて、
前記生体を通過した参照光パルスと前記遅延されたサン
プル光パルスの遅延量が０のときにおける前記第２高調
波のフォトンを計数した値のフォトン平均値を出力する
測定演算手段、および前記光源と前記測定演算手段を制御して、複数の波長に
おけるフォトン平均値を記憶し、各波長のフォトン平均
値に基づいて、前記生体内の代謝動態を算出して出力す
る制御手段を備えた、生体代謝動態測定装置。
（２）前記結晶と前記光電子増倍管との間には、前記結
晶から発生された第２高調波のみを通過させるフィルタ
が設けられる、特許請求の範囲第１項記載の生体代謝動
態測定装置。
（３）前記制御手段は、前記生体内の代謝動態として、
ヘモグロビンの酸素飽和度やヘモグロビン量やＣｙｔａ
ａ３の酸化還元度を算出するようにした、特許請求の範
囲第１項記載の生体代謝動態測定装置。
（４）さらに、前記制御手段によって算出された前記生
体内の代謝動態を表示する表示手段を含む、特許請求の
範囲第３項記載の生体代謝動態測定装置。
（５）さらに、前記制御手段によつて算出された前記生
体内の代謝動態を記録する記録手段を含む、特許請求の
範囲第３項記載の生体代謝動態測定装置。