JPS63275324A - 診断装置 - Google Patents
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- JPS63275324A JPS63275324A JP62110462A JP11046287A JPS63275324A JP S63275324 A JPS63275324 A JP S63275324A JP 62110462 A JP62110462 A JP 62110462A JP 11046287 A JP11046287 A JP 11046287A JP S63275324 A JPS63275324 A JP S63275324A
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Links
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、人間あるいは動物の脳組織などの体内器官の
酸素量を測定する診断装置に関し、特に血液中のヘモグ
ロビンの酸素量、細胞内の千トクロムの酸素量を近赤外
光によって検出することで、体内器官の酸素量を測定す
る診断装置に関する。
酸素量を測定する診断装置に関し、特に血液中のヘモグ
ロビンの酸素量、細胞内の千トクロムの酸素量を近赤外
光によって検出することで、体内器官の酸素量を測定す
る診断装置に関する。
一般的に、脳組織等の体内器官の機能を診断する際に、
体内器官内の酸素量が十分なものであって適切に利用さ
れているか否かは、基本的かつ重要なパラメータとなる
０体内器官への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生
育力に欠くことができないものであ、す、酸素の供給が
１分でない場合には、胎児、新生児の死亡率は高く、ま
た生存しえたとしても後遺症として体内器官にり、える
影響は大きい、また酸素が欠乏することによって体内の
全ての器官が影響を受けるが、特に脳組織への損傷が大
きい。
体内器官内の酸素量が十分なものであって適切に利用さ
れているか否かは、基本的かつ重要なパラメータとなる
０体内器官への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生
育力に欠くことができないものであ、す、酸素の供給が
１分でない場合には、胎児、新生児の死亡率は高く、ま
た生存しえたとしても後遺症として体内器官にり、える
影響は大きい、また酸素が欠乏することによって体内の
全ての器官が影響を受けるが、特に脳組織への損傷が大
きい。
このような体内器官の酸素量を早期にかつ容易に診断す
るために、１９８１年８月４日に付与された米国特許第
４，２８１，６４５号に開示されているような診断装置
が開発されている。この種の診断装置では、血液中の酸
素量ｍ媒体であるヘモグロビンと、酸化還元反応を行な
う細胞中のチトクロムａ、ａ３とによる近赤外光の吸収
スペクトルに基づいて、体内器官、特に脳の酸素量の変
化を測定するようになっている。すなわち、波長範囲が
７００乃至１３００ｎｎｔの近赤外光は、第４図（ａ）
に示すように酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）
と酸素の取１余かれたヘモグロビン（Ｈｂ）とで異なる
吸収スペクトルα□、。２゜αＨ５を示し、また第４図
（ｂ）に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ３
（ＣｙＯ２）と還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃ
ｙ）とで貢なる吸収スペクトルα。９゜２．α を呈
する。このよ ｙ うな近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側
から４種類の異なる波長λ１．λ２．λ３゜λ４（例え
ば７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎｍ）
の近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光量を
頭部の他方の側で順次に検出し、これら４種類の検出結
果に所定の演算処理を施ずことで、４つの未知数、すな
わち、酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素
の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトク
ロムａ ＋ ａ （Ｃｙ Ｏ２） ｒ還元されたチト
ク１７ムａ、ａ３ （Ｃｙ）のそれぞれの濃度変化量を
算出し、これに基づいて例えば脳の酸素量の変化を測定
するようになっている。
るために、１９８１年８月４日に付与された米国特許第
４，２８１，６４５号に開示されているような診断装置
が開発されている。この種の診断装置では、血液中の酸
素量ｍ媒体であるヘモグロビンと、酸化還元反応を行な
う細胞中のチトクロムａ、ａ３とによる近赤外光の吸収
スペクトルに基づいて、体内器官、特に脳の酸素量の変
化を測定するようになっている。すなわち、波長範囲が
７００乃至１３００ｎｎｔの近赤外光は、第４図（ａ）
に示すように酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）
と酸素の取１余かれたヘモグロビン（Ｈｂ）とで異なる
吸収スペクトルα□、。２゜αＨ５を示し、また第４図
（ｂ）に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ３
（ＣｙＯ２）と還元されたチトクロムａ、ａ３ （Ｃ
ｙ）とで貢なる吸収スペクトルα。９゜２．α を呈
する。このよ ｙ うな近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側
から４種類の異なる波長λ１．λ２．λ３゜λ４（例え
ば７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎｍ）
の近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光量を
頭部の他方の側で順次に検出し、これら４種類の検出結
果に所定の演算処理を施ずことで、４つの未知数、すな
わち、酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素
の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトク
ロムａ ＋ ａ （Ｃｙ Ｏ２） ｒ還元されたチト
ク１７ムａ、ａ３ （Ｃｙ）のそれぞれの濃度変化量を
算出し、これに基づいて例えば脳の酸素量の変化を測定
するようになっている。
第５図はこのような診断装置の概略梢成図である。第５
図において従来の診断装置は、４種類の異なる波長λ１
．λ２．λ３．λ４の近赤外光をそれぞれ出力するレー
ザダイオードなどの光源ＬＤｉ乃至ＬＤ４と、光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御する光源制御装置
５５と、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から出力される近赤外光
を頭部６０にそれぞれ照射させるための光ファイバ５〇
−１乃至５０−４と、光ファイバ５０−１乃至５０−４
の端部を互いに束にして保持する照射側取付具５１と、
照射用取付具５１の取付けられる側とは反対側の頭部６
０の所定位置に取付けられる検出側取付具５２と、検出
側取付具５２に保持され頭部６０を透過した近赤外光を
案内する光ファイバ５３と、光ファイバ５３によって案
内された近赤外光の光子数を計数し近赤外光の透過量を
測定する透過光検出装置５４と、診断装置全体を制御し
、さらに近赤外光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化
量を測定する：１ンピュータシステム５６とからなって
いる。
図において従来の診断装置は、４種類の異なる波長λ１
．λ２．λ３．λ４の近赤外光をそれぞれ出力するレー
ザダイオードなどの光源ＬＤｉ乃至ＬＤ４と、光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御する光源制御装置
５５と、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から出力される近赤外光
を頭部６０にそれぞれ照射させるための光ファイバ５〇
−１乃至５０−４と、光ファイバ５０−１乃至５０−４
の端部を互いに束にして保持する照射側取付具５１と、
照射用取付具５１の取付けられる側とは反対側の頭部６
０の所定位置に取付けられる検出側取付具５２と、検出
側取付具５２に保持され頭部６０を透過した近赤外光を
案内する光ファイバ５３と、光ファイバ５３によって案
内された近赤外光の光子数を計数し近赤外光の透過量を
測定する透過光検出装置５４と、診断装置全体を制御し
、さらに近赤外光の透過量に基づき脳組織の酸素の変化
量を測定する：１ンピュータシステム５６とからなって
いる。
コンピュータシステム５６は、プロセッサ６２と、メモ
リ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの出力装置６４
と、キーボードなどの入山装置６５とを備えており、こ
れらはシステムバス６６によって互いに接続されている
。またコンピュータシステム５６のシステムバス６６に
は、外部Ｉ１０として、光源制御装置５５と、透過光検
出装置５４とが接続されている。
リ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの出力装置６４
と、キーボードなどの入山装置６５とを備えており、こ
れらはシステムバス６６によって互いに接続されている
。またコンピュータシステム５６のシステムバス６６に
は、外部Ｉ１０として、光源制御装置５５と、透過光検
出装置５４とが接続されている。
光源制御装置５５は、コンピュータシステム５６からの
指示により、第６図（ａ）乃至（（１）に示ずような駆
動信号Ａ ＣＴ １乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤｌ乃至ＬＤ
４をｙＡ動じている。第６図（ａ）乃至（ｄ） ニオイ
テＩ ＩＩ定期間Ｍｋ （ｋ＝１．２． ・−−−−−
）は、Ｎ回のサイクルＣＹＩ乃至ＣＹＮからなっている
。サイクルＣＹＩ乃至ＣＹＮのうちの任意のサイクルＣ
Ｙｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤＩ乃至Ｌ
Ｄ４も駆動されず、頭部６０には光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４
からの近赤外光は照射されない、またフェーズφｎ２で
は、光源ＬＤＩが駆動され、光源ＬＤＩから例えば７７
５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフェーズφｎ３
では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２から例えば８０
０ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ４では光源
ＬＤ３がｒＨＡ＃されて光源ＬＤ３から例えば８２５ｎ
ｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では光源ＬＤ
４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎｍの近赤
外光が出力される。このように光源制御装ｙ１５５は、
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動するように
なっている。
指示により、第６図（ａ）乃至（（１）に示ずような駆
動信号Ａ ＣＴ １乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤｌ乃至ＬＤ
４をｙＡ動じている。第６図（ａ）乃至（ｄ） ニオイ
テＩ ＩＩ定期間Ｍｋ （ｋ＝１．２． ・−−−−−
）は、Ｎ回のサイクルＣＹＩ乃至ＣＹＮからなっている
。サイクルＣＹＩ乃至ＣＹＮのうちの任意のサイクルＣ
Ｙｎのフェーズφｎ１では、いずれの光源ＬＤＩ乃至Ｌ
Ｄ４も駆動されず、頭部６０には光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４
からの近赤外光は照射されない、またフェーズφｎ２で
は、光源ＬＤＩが駆動され、光源ＬＤＩから例えば７７
５ｎｍの近赤外光が出力される。同様にフェーズφｎ３
では光源ＬＤ２が駆動されて光源ＬＤ２から例えば８０
０ｎｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ４では光源
ＬＤ３がｒＨＡ＃されて光源ＬＤ３から例えば８２５ｎ
ｍの近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では光源ＬＤ
４が駆動されて光源ＬＤ４から例えば８５０ｎｍの近赤
外光が出力される。このように光源制御装ｙ１５５は、
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４を時分割で順次に駆動するように
なっている。
また透過光検出装置５４は、光ファイバ５３からの近赤
外光の光量を調節するフィルタ５７と、レンズ７０．７
１と、フィルタ５７からの光をパルス電流に変換して出
力する光電子増倍管５８と、光電子増倍管５８からのパ
ルス電流を増幅する増幅器５つと、増幅器５９からのパ
ルス電流のうちで所定の波高閾値以下のパルス電流を取
除く波高弁別器６０と、チャンネルごとの光子数頻度を
検出するマルチチャンネルフォトンカウンタ６１と、マ
ルチチャンネルフォトンカウンタ６１の検出期間を制御
する例えば検出制御器６７と、光電子増倍管５８を収容
しているクーラ６９の温度を調節する温度コントローラ
６８とを備えている。
外光の光量を調節するフィルタ５７と、レンズ７０．７
１と、フィルタ５７からの光をパルス電流に変換して出
力する光電子増倍管５８と、光電子増倍管５８からのパ
ルス電流を増幅する増幅器５つと、増幅器５９からのパ
ルス電流のうちで所定の波高閾値以下のパルス電流を取
除く波高弁別器６０と、チャンネルごとの光子数頻度を
検出するマルチチャンネルフォトンカウンタ６１と、マ
ルチチャンネルフォトンカウンタ６１の検出期間を制御
する例えば検出制御器６７と、光電子増倍管５８を収容
しているクーラ６９の温度を調節する温度コントローラ
６８とを備えている。
このような構成の診断装置では、使用に際して、照射側
取付具５１と検出側取付具５２とを頭部６０の所定位置
にテープなどによりしっがりと取付ける０次いで光源制
御装置５５により光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を第６図（ａ）
乃至（ｄ）のようにそれぞれ駆動すると、光源ＬＤＩ乃
至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光が時分割
で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５０−４を
介して頭部６０に入射する。頭部６０の骨や柔らかな組
紙は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤外光は
主に血液中のヘモグロビン、細胞内のチトクロムａ、ａ
３に一部が吸収されて光ファイバ５３に出力され、光フ
ァイバ５３から透過光検出装置５４に加わる。なお、光
源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないフェーズ
φｎ１では透過光検出装置５４には光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４からの透過光は入射ぜず、このときには透過光検出装
置５４においてダーク光の検出が行なわれる。
取付具５１と検出側取付具５２とを頭部６０の所定位置
にテープなどによりしっがりと取付ける０次いで光源制
御装置５５により光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を第６図（ａ）
乃至（ｄ）のようにそれぞれ駆動すると、光源ＬＤＩ乃
至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光が時分割
で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５０−４を
介して頭部６０に入射する。頭部６０の骨や柔らかな組
紙は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤外光は
主に血液中のヘモグロビン、細胞内のチトクロムａ、ａ
３に一部が吸収されて光ファイバ５３に出力され、光フ
ァイバ５３から透過光検出装置５４に加わる。なお、光
源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないフェーズ
φｎ１では透過光検出装置５４には光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４からの透過光は入射ぜず、このときには透過光検出装
置５４においてダーク光の検出が行なわれる。
透過光検出装置５４の光電子増倍管５８は、高感度、高
応答速度で動作するフォトンカウンティング用のもので
ある。光電子増倍管５８の出力パルス電流は増幅器５９
を介して波高弁別器６０に入力する。波高弁別器６０で
は、所定の波高閾値以下のノイズ成分を取除き信号パル
スだけをマルチチャンネルフォトンカウンタ６１に入力
させるようになっている。マルチチャンネルフォトンカ
ウンタ６１は、検出制御器６７からの第６図（ｅ）に示
すような制御信号Ｃ’Ｉ” Ｌにより、第６図（ａ）乃
至（ｄ）に示すような光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の駆動信号
Ａ Ｃ’１” １乃至Ａ Ｃ’ｒ” ４に同期した期間
Ｔ。
応答速度で動作するフォトンカウンティング用のもので
ある。光電子増倍管５８の出力パルス電流は増幅器５９
を介して波高弁別器６０に入力する。波高弁別器６０で
は、所定の波高閾値以下のノイズ成分を取除き信号パル
スだけをマルチチャンネルフォトンカウンタ６１に入力
させるようになっている。マルチチャンネルフォトンカ
ウンタ６１は、検出制御器６７からの第６図（ｅ）に示
すような制御信号Ｃ’Ｉ” Ｌにより、第６図（ａ）乃
至（ｄ）に示すような光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の駆動信号
Ａ Ｃ’１” １乃至Ａ Ｃ’ｒ” ４に同期した期間
Ｔ。
たけ光子数の検出を行ない、光ファイバ５３から入射し
な光に対して各波長ごとの検出フォトン数を計数する。
な光に対して各波長ごとの検出フォトン数を計数する。
これにより近赤外光の各波長ごとの透過量データが求め
られる。
られる。
すなわち、第６図（ａ）乃至（ｅ）に示すように、光源
制御装Ｖｉ５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφ
口１では、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動され
ないので、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが
計数される。またフェーズφｎ２乃至φｎ５では光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過
光検出装置５４では、４つの異なった波長λ１．λ２．
λ３゜λ４の近赤外光の透Ａ１１．データ１ ．１
。
制御装Ｖｉ５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφ
口１では、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動され
ないので、透過光検出装置５４ではダーク光データｄが
計数される。またフェーズφｎ２乃至φｎ５では光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過
光検出装置５４では、４つの異なった波長λ１．λ２．
λ３゜λ４の近赤外光の透Ａ１１．データ１ ．１
。
λ１ λ２
１ ．１．、が順次に計数される。
λ３
このように、１つのサイクルＣＹ ｎ中に順次計数され
るダーク光データｄおよび透過基データｔ ＋ｔ’
、ｔ 、ｔＡ４は、Ｎ回のサイλ１
人２ λ３ クルＣＹＩ乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。す
なわちＮ回のサイクルをもって、１測定期ｆｆｆ１Ｍｋ
（ｋ＝１．２．・・・・・・）とされる、具体的には
、例えば１つのサイクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが
１００００回であるとすると、１測定期間Ｍ は２秒と
なる。１測定期間Ｍｋが終了したに 時点で、ダーク光データの計数結果 計数結果１゛ ・Ｔλ２・Ｔλ３・Ｔλ４λ１ （＝Σ ｔλＪ ／ ＣＹ ｎ ）がコンピュータシス
デｎ＝１ ム５６に転送され、メモリ６３に記憶される。
るダーク光データｄおよび透過基データｔ ＋ｔ’
、ｔ 、ｔＡ４は、Ｎ回のサイλ１
人２ λ３ クルＣＹＩ乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。す
なわちＮ回のサイクルをもって、１測定期ｆｆｆ１Ｍｋ
（ｋ＝１．２．・・・・・・）とされる、具体的には
、例えば１つのサイクルＣＹｎが２００μ秒でありＮが
１００００回であるとすると、１測定期間Ｍ は２秒と
なる。１測定期間Ｍｋが終了したに 時点で、ダーク光データの計数結果 計数結果１゛ ・Ｔλ２・Ｔλ３・Ｔλ４λ１ （＝Σ ｔλＪ ／ ＣＹ ｎ ）がコンピュータシス
デｎ＝１ ム５６に転送され、メモリ６３に記憶される。
プロセッサ６２は、１測定期間Ｍｋにおいてメモリ６３
に記憶された透過量データ、ダーク光データ（Ｔ
、’Ｉ”、２．’Ｉ’、３．Ｔ 、Ｄ＞λ１
λ４ ヤ、と、測定開始時Ｍ。における透過量データ、ダーク
光データ（’Ｉ’ 、Ｔ、２．ＴＡ３゜λ１ ’Ｉ’、Ｄ） とから、ダーク減算を行ない、λ４
ＭＯ しかる後に透過量の変化率Δ′Ｆ 、ΔＴ８２゜λ１ ΔＴ 、Δ” Ａ ４を算出する。すなわち透過λ３ 員の変化率Δ′Ｆ 、Δ′ｒよ２．Δ′１′□３λ１ Δ′ｒえ４は、 Δ’ｒ’λ、＝ｊｌｏｏ［（’ｆ”λｊ−Ｄ）Ｍｋ／（
Ｔ 、−Ｄ） ］（Ｊ＝１乃至４）λＪ
ＭＯ ・・・・・・（１） として算出される。なお、ΔＴよｊの算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表わすため
である。
に記憶された透過量データ、ダーク光データ（Ｔ
、’Ｉ”、２．’Ｉ’、３．Ｔ 、Ｄ＞λ１
λ４ ヤ、と、測定開始時Ｍ。における透過量データ、ダーク
光データ（’Ｉ’ 、Ｔ、２．ＴＡ３゜λ１ ’Ｉ’、Ｄ） とから、ダーク減算を行ない、λ４
ＭＯ しかる後に透過量の変化率Δ′Ｆ 、ΔＴ８２゜λ１ ΔＴ 、Δ” Ａ ４を算出する。すなわち透過λ３ 員の変化率Δ′Ｆ 、Δ′ｒよ２．Δ′１′□３λ１ Δ′ｒえ４は、 Δ’ｒ’λ、＝ｊｌｏｏ［（’ｆ”λｊ−Ｄ）Ｍｋ／（
Ｔ 、−Ｄ） ］（Ｊ＝１乃至４）λＪ
ＭＯ ・・・・・・（１） として算出される。なお、ΔＴよｊの算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表わすため
である。
このようにして算出された透過ｌ−の変化率Δ１゛λ１
．ΔＴλ２．Δ′厘゛λ３．Δ′Ｉ゛λ４から、酸素と
結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素の取除かれた
ヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ 、
ａ３ （Ｃ３’ ０２ ） ＋還元されたチトクロム
ａ、ａ （Ｃｙ）の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２゜ΔＸ
ΔＸ ΔＸ をそれぞれ検出するこ１１ｂＩｃｙ
Ｑ２Ｉｃｙ とができる、すなわち各成分の濃度変化ΔＸ＋＋ｂ。２
゜ΔＸ ΔＸ ΔＸ は、 １１ｂ’ ｃｙｏ２’ ｃｙ・・・・・・
（２） として検出される。ここでα１ｊは、各波長λｊ（λ１
．λ２．λ３．λ４）における各成分１（ＨｂＯ、Ｈｂ
、ＣｙＯ２，Ｃｙ＞の吸収係数であり、第４図（ａ）
、 （ｂ）から予め定まっている。
．ΔＴλ２．Δ′厘゛λ３．Δ′Ｉ゛λ４から、酸素と
結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素の取除かれた
ヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ 、
ａ３ （Ｃ３’ ０２ ） ＋還元されたチトクロム
ａ、ａ （Ｃｙ）の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２゜ΔＸ
ΔＸ ΔＸ をそれぞれ検出するこ１１ｂＩｃｙ
Ｑ２Ｉｃｙ とができる、すなわち各成分の濃度変化ΔＸ＋＋ｂ。２
゜ΔＸ ΔＸ ΔＸ は、 １１ｂ’ ｃｙｏ２’ ｃｙ・・・・・・
（２） として検出される。ここでα１ｊは、各波長λｊ（λ１
．λ２．λ３．λ４）における各成分１（ＨｂＯ、Ｈｂ
、ＣｙＯ２，Ｃｙ＞の吸収係数であり、第４図（ａ）
、 （ｂ）から予め定まっている。
また１は、近赤外光が進行する方向の頭部６０の長さで
ある。
ある。
このようにしてコンピュータシスデム５６において検出
された各成分の濃度変化ΔＸＩＩゎ。２゜ΔＸ Ｘ
ΔＸ は、換言すれば、脳内の１１ｂ’ ｃｙ０
２−ｃｙ 酸素量の変化であるので、これらを出力装置６４に出力
させることで、脳内の酸素量の変化を知り診断すること
ができる。
された各成分の濃度変化ΔＸＩＩゎ。２゜ΔＸ Ｘ
ΔＸ は、換言すれば、脳内の１１ｂ’ ｃｙ０
２−ｃｙ 酸素量の変化であるので、これらを出力装置６４に出力
させることで、脳内の酸素量の変化を知り診断すること
ができる。
このように従来の診断装置では、所定の体内器官の酸素
量の変化を測定することができる。第４図（ａ） 、
（ｂ）を比較すると、測定される吸収スペクトルは主に
血液中のヘモグロビンによるものでありチトクロムａ、
ａ３の寄与は非常に少ないので、測定によって得られる
所定の体内器官の酸素量の変化は、主に血液中のヘモグ
ロビン（ＨｂあるいはＨｂＯ２）の濃度変化によるもの
とみなされる。
量の変化を測定することができる。第４図（ａ） 、
（ｂ）を比較すると、測定される吸収スペクトルは主に
血液中のヘモグロビンによるものでありチトクロムａ、
ａ３の寄与は非常に少ないので、測定によって得られる
所定の体内器官の酸素量の変化は、主に血液中のヘモグ
ロビン（ＨｂあるいはＨｂＯ２）の濃度変化によるもの
とみなされる。
ところで、診断装置の使用者にとって酸素量の変化を測
定するのでなく、 ｘＩｌｂ０２＋Ｘ１ｌｂ として一般に定義される酸素の絶対飽和ＪＩＳの測定を
望む場合がある。なお（３）式において分母は全てのヘ
モグロビン濃度であり、分子は酸素と結合したヘモグロ
ビン（ＨｂＯ２）の血液中の濃度である。
定するのでなく、 ｘＩｌｂ０２＋Ｘ１ｌｂ として一般に定義される酸素の絶対飽和ＪＩＳの測定を
望む場合がある。なお（３）式において分母は全てのヘ
モグロビン濃度であり、分子は酸素と結合したヘモグロ
ビン（ＨｂＯ２）の血液中の濃度である。
このような酸素の絶対飽和量Ｓを測定する技術は、１９
８０年１月に発行された著者１．ＹＯ−３ＨＩＹＡ等に
よる文献ｒＨｅｄｉｃａｌ ＆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ
［ｎａｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｓ Ｃｏｎｐｕｔｉａｇ Ｊ
（第１８巻、第２７頁乃至第３２頁）に開示されてい
る。
８０年１月に発行された著者１．ＹＯ−３ＨＩＹＡ等に
よる文献ｒＨｅｄｉｃａｌ ＆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ
［ｎａｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｓ Ｃｏｎｐｕｔｉａｇ Ｊ
（第１８巻、第２７頁乃至第３２頁）に開示されてい
る。
この文献によれば、ハロゲンランプからの光を指先に照
射し、指先からの光の透過量が心拍に同期して変調され
ることを利用して指先の動脈血における酸素の絶対飽和
量Ｓを求めている。血液全体（動脈血＋静脈血）の酸素
の絶対飽和ＪＬＳは、Ｂｅｅｒの法則に従い ６５Ｇ Ｓ＝Ａ−Ｂ □ ・・・・・・（４）として
算出される。ここでα 、α はそれぞれ波長６５
０ ｎｍ、波長８０５ｎｍでの血液全体の吸収係数、Ａ
、Ｂはそれぞれ酸素と結合していないヘモグロビン（Ｈ
ｂ）、酸素と結合しているヘモグロビン（ＨｂＯ２）の
吸収係数に関係した係数である。
射し、指先からの光の透過量が心拍に同期して変調され
ることを利用して指先の動脈血における酸素の絶対飽和
量Ｓを求めている。血液全体（動脈血＋静脈血）の酸素
の絶対飽和ＪＬＳは、Ｂｅｅｒの法則に従い ６５Ｇ Ｓ＝Ａ−Ｂ □ ・・・・・・（４）として
算出される。ここでα 、α はそれぞれ波長６５
０ ｎｍ、波長８０５ｎｍでの血液全体の吸収係数、Ａ
、Ｂはそれぞれ酸素と結合していないヘモグロビン（Ｈ
ｂ）、酸素と結合しているヘモグロビン（ＨｂＯ２）の
吸収係数に関係した係数である。
指先に入射する光は、血液量により減衰して透過光とな
る。このときに、光が動脈血によって減衰されたものは
、第７図に示すように心拍に同期して変動する一方、静
脈血によって減衰されたものは変動しないとする。いま
、全体の透過ｊＬＥｏｃ＋ＡＣと心拍に同期して変動す
る部分の透過ｊｌ Ｅ ｒ、 ｃとの対数比Ｙを ｙ＝ｊｌｏａ（Ｅ ／Ｅ ） ・・・・
・・（５）ＤＣ＋ＡＣＤＣ として定義すると、対数比Ｙは、吸収係数αに比例する
。波、長６５０ ｎｍ、波長８０５ｎｍにおける対数比
Ｙ 、Ｙ をそれぞれ測定して、これらの比Ｙ
６５ｏ／Ｙ８ｏ５を求めると、Ｙ ／Ｙ
−α ／α ・・・・・・（６）となり、酸
素の絶対飽和Ｊｔ Ｓは、１ｌＦＩ定されたＹ 、
Ｙ を用いて として求められる。
る。このときに、光が動脈血によって減衰されたものは
、第７図に示すように心拍に同期して変動する一方、静
脈血によって減衰されたものは変動しないとする。いま
、全体の透過ｊＬＥｏｃ＋ＡＣと心拍に同期して変動す
る部分の透過ｊｌ Ｅ ｒ、 ｃとの対数比Ｙを ｙ＝ｊｌｏａ（Ｅ ／Ｅ ） ・・・・
・・（５）ＤＣ＋ＡＣＤＣ として定義すると、対数比Ｙは、吸収係数αに比例する
。波、長６５０ ｎｍ、波長８０５ｎｍにおける対数比
Ｙ 、Ｙ をそれぞれ測定して、これらの比Ｙ
６５ｏ／Ｙ８ｏ５を求めると、Ｙ ／Ｙ
−α ／α ・・・・・・（６）となり、酸
素の絶対飽和Ｊｔ Ｓは、１ｌＦＩ定されたＹ 、
Ｙ を用いて として求められる。
このように、に記文獄に開示されている仕方によれば、
動脈血による光の減衰量あるいは光の透過量が心拍に同
期して変調されることを利用して指先の酸素の絶対飽和
量Ｓを求めることができる。
動脈血による光の減衰量あるいは光の透過量が心拍に同
期して変調されることを利用して指先の酸素の絶対飽和
量Ｓを求めることができる。
しかしながら、測定対象となる体内器官が頭部の場合に
は、光の透過量が非常に微弱でありまた心拍による透過
量の変動が少ないので、上記文献に開示されている仕方
をそのまま適用することは困難であった。
は、光の透過量が非常に微弱でありまた心拍による透過
量の変動が少ないので、上記文献に開示されている仕方
をそのまま適用することは困難であった。
本発明は、測定対象となる体内器官の部位に依らずに酸
素の絶対飽和量を信頼性良く測定することの可能な診断
装置を提供することを１］的とじている。
素の絶対飽和量を信頼性良く測定することの可能な診断
装置を提供することを１］的とじている。
本発明は、心拍周期を複数のサイクルに区分する区分手
段と、区分手段によって区分された各サイクルにおいて
複数の光源から順次に出力される異なる波長の近赤外光
の透過基を検出する透過星検出手段と、心拍周期を繰返
して前記各サイクルを繰返し行なわせ、検出される透過
量をサイクルごとにおよび波長ごとに累積加算する累積
加算手段と、累積加算手段によって累積加算された透過
量から心拍周期における透過量の変化を波−長ごとに算
出する算出手段と、算出手段によって算出された透過量
の変化に所定の演算を施して酸素の絶対飽和量を測定す
る演算手段とを備えていることを特徴とする診断装置に
よって、上記従来技術の問題点を改善しようとするもの
である。
段と、区分手段によって区分された各サイクルにおいて
複数の光源から順次に出力される異なる波長の近赤外光
の透過基を検出する透過星検出手段と、心拍周期を繰返
して前記各サイクルを繰返し行なわせ、検出される透過
量をサイクルごとにおよび波長ごとに累積加算する累積
加算手段と、累積加算手段によって累積加算された透過
量から心拍周期における透過量の変化を波−長ごとに算
出する算出手段と、算出手段によって算出された透過量
の変化に所定の演算を施して酸素の絶対飽和量を測定す
る演算手段とを備えていることを特徴とする診断装置に
よって、上記従来技術の問題点を改善しようとするもの
である。
本発明では、区分手段によって心拍周期を複数のサイク
ルに区分し、区分された各サイクルにおいて複数の光源
から波長の異なる近赤外光を順次に体内器官、例えば頭
部に入射させ、頭部を透過した近赤外光の透過量を透過
量検出手段によって検出する。１つの心拍周期の１つの
サイクルで検出される透過基は非常に小さく、また各サ
イクル間の透過量の変動も少ないので、本発明では心拍
周期を繰返して各サイクルを繰返し行なわせ、検出され
る透過基をサイクルごとにおよび波長ごとに累積加算す
る累積加算手段を設けている。この累積加算手段によっ
て累積された透過量は各サイクルにおいて十分大きく、
またサイクル間の変動幅も酸素の絶対飽和量の測定に十
分な大きさとなる。累積加算手段によって累積加算され
た透過基から心拍周期における透過量の変化を算出手段
によって波長ごとに算出し、算出手段によって算出され
た透過量の変化に所定の演算処理を施すことで酸素の絶
対飽和量を測定することができる。
ルに区分し、区分された各サイクルにおいて複数の光源
から波長の異なる近赤外光を順次に体内器官、例えば頭
部に入射させ、頭部を透過した近赤外光の透過量を透過
量検出手段によって検出する。１つの心拍周期の１つの
サイクルで検出される透過基は非常に小さく、また各サ
イクル間の透過量の変動も少ないので、本発明では心拍
周期を繰返して各サイクルを繰返し行なわせ、検出され
る透過基をサイクルごとにおよび波長ごとに累積加算す
る累積加算手段を設けている。この累積加算手段によっ
て累積された透過量は各サイクルにおいて十分大きく、
またサイクル間の変動幅も酸素の絶対飽和量の測定に十
分な大きさとなる。累積加算手段によって累積加算され
た透過基から心拍周期における透過量の変化を算出手段
によって波長ごとに算出し、算出手段によって算出され
た透過量の変化に所定の演算処理を施すことで酸素の絶
対飽和量を測定することができる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
第１図は本発明に係る診断装置の実施例の構成図、第２
図（ａ）は心拍信号ＢＴのタイムチャー１・、第２図（
ｂ）は単側定期間ｍ ′ （１≦１≦Ｐ）を示す図であ
る。なお第１図において第５図と同様の箇所には同じ符
号を付して説明を省略する。
図（ａ）は心拍信号ＢＴのタイムチャー１・、第２図（
ｂ）は単側定期間ｍ ′ （１≦１≦Ｐ）を示す図であ
る。なお第１図において第５図と同様の箇所には同じ符
号を付して説明を省略する。
本実施例の診断装置１では、コンピュータシステム２は
、従来の診断装置のコンピュータシステム５６と同様に
、プロセッサ３．メモリ４．出力装置５．入力装置６が
システムバス７に接続されている構成となっており、ま
た前述の文献と同様に近赤外光の、透過量が心拍に同期
して変調されることを利用して酸素の絶対飽和ｊｌＳを
求めるようになっているが、心拍信号ＢＴの周期をＰ個
の期間に分割し、各々の期間における透過基を繰返し累
積加算させて、酸素の絶対飽和量Ｓをより精度良く求め
るようになっている。
、従来の診断装置のコンピュータシステム５６と同様に
、プロセッサ３．メモリ４．出力装置５．入力装置６が
システムバス７に接続されている構成となっており、ま
た前述の文献と同様に近赤外光の、透過量が心拍に同期
して変調されることを利用して酸素の絶対飽和ｊｌＳを
求めるようになっているが、心拍信号ＢＴの周期をＰ個
の期間に分割し、各々の期間における透過基を繰返し累
積加算させて、酸素の絶対飽和量Ｓをより精度良く求め
るようになっている。
なお、心拍信号ＢＴは、入力装置６を介して外部より入
力されている。
力されている。
このような消成の診断装置では、コンピュータシステム
２は、第２図（ａ） 、 （ｂ）に示すように、心拍ｔ
ａ号ＢＴの周期３１．Ｓ２．・・・・・・をＰ個の期間
に区分して、これらをそれぞれ単側定期間ｍ１’乃至ｍ
Ｐ′とじている。
２は、第２図（ａ） 、 （ｂ）に示すように、心拍ｔ
ａ号ＢＴの周期３１．Ｓ２．・・・・・・をＰ個の期間
に区分して、これらをそれぞれ単側定期間ｍ１’乃至ｍ
Ｐ′とじている。
本実施例ではＰは“１６′′であり、心拍周期を１６等
分した区間を準用定期間１ｎ１’乃至ＪｒＬ１６’とし
ている６例えば心拍周期Ｓ１が０．６秒の場合、各室測
定期間１ｎ１’乃至ｍ１６′は３７．５ｍ秒となる。前
述したように１つのサイクルＣＹ ｎを２００μ秒とす
れば、６準測定期間ｍ１’乃至ｍ１６′に各光源ＬＤＩ
乃至ＬＤ４は、１８７．５回発光することになる。
分した区間を準用定期間１ｎ１’乃至ＪｒＬ１６’とし
ている６例えば心拍周期Ｓ１が０．６秒の場合、各室測
定期間１ｎ１’乃至ｍ１６′は３７．５ｍ秒となる。前
述したように１つのサイクルＣＹ ｎを２００μ秒とす
れば、６準測定期間ｍ１’乃至ｍ１６′に各光源ＬＤＩ
乃至ＬＤ４は、１８７．５回発光することになる。
°例えば、１つの周期Ｓ１において、１つのサイクルＣ
Ｙｎ （ｎ＝１乃至１８７または１８８）で順次に駆動
される光源ＬＬ）１乃至ＬＤ４からの近赤外光は、頭部
６０により減衰されて透過光検出装置５４に加わる。透
過光検出装置５４のマルチチャンネルフォトンカウンタ
６１は、各波長λ１乃至λ４ごとに、さらに単側定期間
ｍ ′ 乃至ｍＰ′ごとに透過光のフォトン数を計数す
る。この計数は、各波長λ１乃至λ４および６準測定期
間ｍ１’乃至ｍＰ′の測定単位のすべてが一定値以上の
計数値になるまで、複数の心拍周期にわたって続けられ
る０例えば、この条件が各測定ｔｉｔ位ごとに１０００
０回の発光が行なわれたとき満たされるとすれば、心拍
回数にして１００００／８７回すなわち約５４回（約３
２秒）にわたり測定が行なわれることになり、これが１
測定期間Ｍｂ（ｋ＝１．２．・・・・・・）を与える。
Ｙｎ （ｎ＝１乃至１８７または１８８）で順次に駆動
される光源ＬＬ）１乃至ＬＤ４からの近赤外光は、頭部
６０により減衰されて透過光検出装置５４に加わる。透
過光検出装置５４のマルチチャンネルフォトンカウンタ
６１は、各波長λ１乃至λ４ごとに、さらに単側定期間
ｍ ′ 乃至ｍＰ′ごとに透過光のフォトン数を計数す
る。この計数は、各波長λ１乃至λ４および６準測定期
間ｍ１’乃至ｍＰ′の測定単位のすべてが一定値以上の
計数値になるまで、複数の心拍周期にわたって続けられ
る０例えば、この条件が各測定ｔｉｔ位ごとに１０００
０回の発光が行なわれたとき満たされるとすれば、心拍
回数にして１００００／８７回すなわち約５４回（約３
２秒）にわたり測定が行なわれることになり、これが１
測定期間Ｍｂ（ｋ＝１．２．・・・・・・）を与える。
１測定期間Ｍｋが終了した時点でマルチチャンネルフォ
トンカウンタ６１は、各計数チャンネルごとの計数結果
をコンピュータシステム２へ転送する。波長λｉ。
トンカウンタ６１は、各計数チャンネルごとの計数結果
をコンピュータシステム２へ転送する。波長λｉ。
単側定期間ｍｊでの透過量データを１゛□１（ｇ）Ａｃ
ｅで表わす、但し、ｉ＝１乃至４．１ ＝１乃至Ｐであ
る。
ｅで表わす、但し、ｉ＝１乃至４．１ ＝１乃至Ｐであ
る。
このようにして、単側定期間ｍ１’乃至ｍ、′ごとにそ
れぞれの透過量データを累積加算することによって、測
定対象となる体内器官の部位に依らずに、６準測定期間
ｍ１’乃至ｍＰ′の透過量を解析に十分な大きさとし、
また６準測定期間ｍ１’乃至ｍＰ′相互の心拍による変
動を明確に検出することができる。
れぞれの透過量データを累積加算することによって、測
定対象となる体内器官の部位に依らずに、６準測定期間
ｍ１’乃至ｍＰ′の透過量を解析に十分な大きさとし、
また６準測定期間ｍ１’乃至ｍＰ′相互の心拍による変
動を明確に検出することができる。
第３図は波長λ１に着目して、６準測定期間ｍ１’乃至
ｍｐ′ごとに検出された透過量データ１゛□１（１）
、 ＴＡｌ（２） 、・・・・・・、Ｔよ１（ｐ）の１
測定期間Ｍｋにわた７ての累積加算値′ｒえ１（１）、
’Ｉ’ （２） 、・・・・・・、Ｔ （１））のＡｃ
ｃ λ１ ＾ＣＣλ１ ＾ＣＣ変動を示
したものである。他の波長λ２．λ３゜λ４の透過量デ
ータの累積加算値についても図示しないが第３図に示す
と同様に変動する。第３図において累積加算値’ｒ
（１） 、’ｌ” （２）λ１ ＾ＣＣλ
１ ５６６．・・・・・・、’Ｉ’ （１）） の
数人透過量ＦＤｃ＋λ１ ＾ＣＣ ＡＣ（λ１）は、前述の文献における全体の透過量Ｅ、
。＋ＡＣに対応し、変動する部分の透過基Ｆ Ａｃ（λ
１）は、前述の文献の変動する部分の透過量ＥＡｏに対
応している。従って、（４）式と同様にして、晟大透過
ｊｔＦＤＣ＋ＡＣ（λ１）と変動する部分の透過ＪＬＦ
ＡＣ（λ１）との対数比Ｙ□１を。
ｍｐ′ごとに検出された透過量データ１゛□１（１）
、 ＴＡｌ（２） 、・・・・・・、Ｔよ１（ｐ）の１
測定期間Ｍｋにわた７ての累積加算値′ｒえ１（１）、
’Ｉ’ （２） 、・・・・・・、Ｔ （１））のＡｃ
ｃ λ１ ＾ＣＣλ１ ＾ＣＣ変動を示
したものである。他の波長λ２．λ３゜λ４の透過量デ
ータの累積加算値についても図示しないが第３図に示す
と同様に変動する。第３図において累積加算値’ｒ
（１） 、’ｌ” （２）λ１ ＾ＣＣλ
１ ５６６．・・・・・・、’Ｉ’ （１）） の
数人透過量ＦＤｃ＋λ１ ＾ＣＣ ＡＣ（λ１）は、前述の文献における全体の透過量Ｅ、
。＋ＡＣに対応し、変動する部分の透過基Ｆ Ａｃ（λ
１）は、前述の文献の変動する部分の透過量ＥＡｏに対
応している。従って、（４）式と同様にして、晟大透過
ｊｔＦＤＣ＋ＡＣ（λ１）と変動する部分の透過ＪＬＦ
ＡＣ（λ１）との対数比Ｙ□１を。
Ｙ ａ １＝ １００ （Ｆ ［ｌｃ＋ ／ｌｃ （λ
１）／ＦＡｃ（λ１））・・・・・・（８） として求める。他の波長λ２．λ３．λ４についても同
様にして対数比Ｙ 、Ｙ 、Ｙ をλ２
λ３ λ４ 求める。
１）／ＦＡｃ（λ１））・・・・・・（８） として求める。他の波長λ２．λ３．λ４についても同
様にして対数比Ｙ 、Ｙ 、Ｙ をλ２
λ３ λ４ 求める。
本実施例では、（３）式によって一般に定義される酸素
の絶対飽和量Ｓを（８）式から求められる対数比Ｙ
、Ｙａ２．Ｙ□３．Ｙ□４に基づいてλ１ 算出する。すなわち（３）式は、対数比Ｙ□１゜Ｙλ２
．Ｙλ３．ＹＡｉを用いると、 Σ ｂ、・ＹＡｉ ｉ・１１ のように表現される。（９）式において、ａ、。
の絶対飽和量Ｓを（８）式から求められる対数比Ｙ
、Ｙａ２．Ｙ□３．Ｙ□４に基づいてλ１ 算出する。すなわち（３）式は、対数比Ｙ□１゜Ｙλ２
．Ｙλ３．ＹＡｉを用いると、 Σ ｂ、・ＹＡｉ ｉ・１１ のように表現される。（９）式において、ａ、。
ｂ、は前述の吸収係数マトリックスαｉ、によって一意
的に定められる係数である。
的に定められる係数である。
（９）式に（８）式から求められる対数比Ｙ、１゜Ｙλ
２．Ｙλ３．ＹＡｉを代入することによって血液中、よ
り詳しくは動脈血中の酸素の絶対飽和ＩＳを算出するこ
とができる。
２．Ｙλ３．ＹＡｉを代入することによって血液中、よ
り詳しくは動脈血中の酸素の絶対飽和ＩＳを算出するこ
とができる。
上述の実施例では、４つの買なる波長λ１乃至λ４の近
赤外光を用いたが、波長の種類は４つに限定されず、２
つでも良いし、あるいは４つ以−Ｌであっても良い。
赤外光を用いたが、波長の種類は４つに限定されず、２
つでも良いし、あるいは４つ以−Ｌであっても良い。
以上に説明したように、本発明によれば、心拍周期を繰
返し、これにより累積加算された透過量から心拍周期に
おける透過量の変化を求め、これに基づき酸素の絶対飽
和量を求めているので、１つの心拍周期の各サイクルに
おける透過量が微弱で各サイクル間の透過量が少ない頭
部などの酸素の絶対飽和量をも精度良く測定することが
できる。
返し、これにより累積加算された透過量から心拍周期に
おける透過量の変化を求め、これに基づき酸素の絶対飽
和量を求めているので、１つの心拍周期の各サイクルに
おける透過量が微弱で各サイクル間の透過量が少ない頭
部などの酸素の絶対飽和量をも精度良く測定することが
できる。
４、図面のｆｆ？Ｆｉｒ−な説明
第１図は本発明に係る診断装置の実施例の構成図、第２
図（ａ）は心拍信号のタイムチャー１・、第２図（ｂ）
は型側定期間を示す図、第３図は１ａｌ！Ｉ定期間にわ
たって累積加算された透過量データの累積加算値を示す
図、第４図（ａ） 、 （ｂ）はそれぞれヘモグロビン
、チトクロムの吸収スペクトルを示ず図、第５図は従来
の診断装置の構成図、第６図（ａ）乃至（ｄ）はそれぞ
れ駆動信号Ａ ＣＴ １乃至ＡＣＴ４のタイムチャート
、第６図（ｅ）は制御信号ＣＴ Ｌのタイムチャート、
第７図は血液による透過量の変動を説明するための図で
ある。
図（ａ）は心拍信号のタイムチャー１・、第２図（ｂ）
は型側定期間を示す図、第３図は１ａｌ！Ｉ定期間にわ
たって累積加算された透過量データの累積加算値を示す
図、第４図（ａ） 、 （ｂ）はそれぞれヘモグロビン
、チトクロムの吸収スペクトルを示ず図、第５図は従来
の診断装置の構成図、第６図（ａ）乃至（ｄ）はそれぞ
れ駆動信号Ａ ＣＴ １乃至ＡＣＴ４のタイムチャート
、第６図（ｅ）は制御信号ＣＴ Ｌのタイムチャート、
第７図は血液による透過量の変動を説明するための図で
ある。
１・・・診断装置、２・・・コンピュータシステム、５
４・・・透過光検出装置、ＬＤＩ乃至ＬＤ４・・・光源
特許出願人 浜松ホトニクス株式会社代理人 弁
理士 植 本 雅 治 第４図 第７図 時間ｔ 手続補正書（師） ７ 昭和６２年９月０３Ｆ１ １ 事件の表示 昭和６２年特許願第１１０４６２号 事件との関係 特許出願人 住 所 静岡県浜松市市野町１１２６番地の１名 称
浜松ポトニクス株式会社 代表者 書 馬 輝 夫 ４代理人 住 所 （郵便番号１４０） 東京部品用区東大井３１１１２０番７号６ 補止の対象 （１）明細１ｑの［０許請求の範１メ旧の欄（２）明細
書の「発明の詳細な説明」の欄補正の内容 （１）特許請求の範囲を別紙のとおり補正する。
４・・・透過光検出装置、ＬＤＩ乃至ＬＤ４・・・光源
特許出願人 浜松ホトニクス株式会社代理人 弁
理士 植 本 雅 治 第４図 第７図 時間ｔ 手続補正書（師） ７ 昭和６２年９月０３Ｆ１ １ 事件の表示 昭和６２年特許願第１１０４６２号 事件との関係 特許出願人 住 所 静岡県浜松市市野町１１２６番地の１名 称
浜松ポトニクス株式会社 代表者 書 馬 輝 夫 ４代理人 住 所 （郵便番号１４０） 東京部品用区東大井３１１１２０番７号６ 補止の対象 （１）明細１ｑの［０許請求の範１メ旧の欄（２）明細
書の「発明の詳細な説明」の欄補正の内容 （１）特許請求の範囲を別紙のとおり補正する。
（２）明細書第２頁第６行［１、第１６頁第６行［１、
第１６頁第２０行目、第１７頁第２行１．１に［近赤外
光」とあるのを「電磁波」と訂正する。
第１６頁第２０行目、第１７頁第２行１．１に［近赤外
光」とあるのを「電磁波」と訂正する。
（３）明細書第１６頁第５行目、第１６頁第２０行１１
のｒＰｉ数の」を削除する。
のｒＰｉ数の」を削除する。
（４）明細書第２３頁第３行［１と第４行目との間に「
さらに１つの白色光−：（だけを用いフィルタ操作によ
って女なる波長の電磁波を作るようにしても良い。
さらに１つの白色光−：（だけを用いフィルタ操作によ
って女なる波長の電磁波を作るようにしても良い。
さらには光源からの電磁波は近赤外光に限らず遠赤外光
、１１）視光、マイクロ波などでも良い。」を挿入する
。
、１１）視光、マイクロ波などでも良い。」を挿入する
。
特許請求の範囲
心拍周期を複数のサイクルに区分する区分手段と、１ス
分手段によって区分された炙丈工又土≦杢秋二Ｘ者から
順次に出力される異なる波長の肛鷺技の透過量を検出す
る透過す検出手段と、心拍周期を繰返して前記各サイク
ルを繰返し行なわＶ、検出される透過量をサイクルごと
におよび波長ごとに累積加算する累積加算手段と、累積
加算手段によって累積加算された透過量から心拍周期に
おける透過、駁の変化を波長ごとに算出ずろ算出手段と
、算出手段によって算出された透過Ｖ、の変１ヒに所定
の演算を施して酸素の絶対飽和駄を測定する演算手段と
を備えていることを特徴とする診断装置。
分手段によって区分された炙丈工又土≦杢秋二Ｘ者から
順次に出力される異なる波長の肛鷺技の透過量を検出す
る透過す検出手段と、心拍周期を繰返して前記各サイク
ルを繰返し行なわＶ、検出される透過量をサイクルごと
におよび波長ごとに累積加算する累積加算手段と、累積
加算手段によって累積加算された透過量から心拍周期に
おける透過、駁の変化を波長ごとに算出ずろ算出手段と
、算出手段によって算出された透過Ｖ、の変１ヒに所定
の演算を施して酸素の絶対飽和駄を測定する演算手段と
を備えていることを特徴とする診断装置。
Claims (1)
- 心拍周期を複数のサイクルに区分する区分手段と、区分
手段によって区分された各サイクルにおいて複数の光源
から順次に出力される異なる波長の近赤外光の透過量を
検出する透過量検出手段と、心拍周期を繰返して前記各
サイクルを繰返し行なわせ、検出される透過量をサイク
ルごとにおよび波長ごとに累積加算する累積加算手段と
、累積加算手段によって累積加算された透過量から心拍
周期における透過量の変化を波長ごとに算出する算出手
段と、算出手段によって算出された透過量の変化に所定
の演算を施して酸素の絶対飽和量を測定する演算手段と
を備えていることを特徴とする診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62110462A JPS63275324A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
| EP88304131A EP0290273A1 (en) | 1987-05-08 | 1988-05-06 | Examination apparatus for measuring oxygenation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62110462A JPS63275324A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63275324A true JPS63275324A (ja) | 1988-11-14 |
Family
ID=14536323
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62110462A Pending JPS63275324A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0290273A1 (ja) |
| JP (1) | JPS63275324A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5251632A (en) * | 1991-03-07 | 1993-10-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Tissue oxygen measuring system |
| JP2009142611A (ja) * | 2007-12-18 | 2009-07-02 | Hitachi Medical Corp | 生体光計測装置 |
| JP2022058601A (ja) * | 2015-12-30 | 2022-04-12 | レイディアント オキシメトリ，インコーポレイテッド | 胎児ヘモグロビン酸素飽和レベルを判定するための方法 |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5490505A (en) | 1991-03-07 | 1996-02-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| MX9702434A (es) | 1991-03-07 | 1998-05-31 | Masimo Corp | Aparato de procesamiento de señales. |
| EP0612500B1 (en) * | 1991-12-17 | 1998-10-28 | DYNAMICS IMAGING, Inc. | Method and device for diagnosis of living organism |
| EP0549835B1 (en) * | 1991-12-30 | 1996-03-13 | Hamamatsu Photonics K.K. | Diagnostic apparatus |
| US8019400B2 (en) | 1994-10-07 | 2011-09-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| EP1905352B1 (en) | 1994-10-07 | 2014-07-16 | Masimo Corporation | Signal processing method |
| US6002952A (en) | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
| JP4012900B2 (ja) | 2004-10-21 | 2007-11-21 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
| US9155896B2 (en) * | 2005-12-22 | 2015-10-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for improving cardiac efficiency based on myocardial oxygen consumption |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4281645A (en) * | 1977-06-28 | 1981-08-04 | Duke University, Inc. | Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs |
-
1987
- 1987-05-08 JP JP62110462A patent/JPS63275324A/ja active Pending
-
1988
- 1988-05-06 EP EP88304131A patent/EP0290273A1/en not_active Withdrawn
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5251632A (en) * | 1991-03-07 | 1993-10-12 | Hamamatsu Photonics K.K. | Tissue oxygen measuring system |
| JP2009142611A (ja) * | 2007-12-18 | 2009-07-02 | Hitachi Medical Corp | 生体光計測装置 |
| JP2022058601A (ja) * | 2015-12-30 | 2022-04-12 | レイディアント オキシメトリ，インコーポレイテッド | 胎児ヘモグロビン酸素飽和レベルを判定するための方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0290273A1 (en) | 1988-11-09 |
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