JPS63275325A - 診断装置 - 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】 〔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
酸素基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′Ｊ：　ｊＬ、１１１胞内のチトクロムの酸
素量を近赤外光によって検出することで、体内器官の酸
素基を測定する診断装置に関する。

〔従来の技術〕

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
れているが否がは、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り、酸素の供給が十
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退前として体内器官に与える影響
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９期にかつ容易に診断す
るために、１９８１年８月４ト１にイ寸与、された米国
０許第１１．．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、
血液中の酸素運擾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。ずなわち、
波長範囲が７００乃至１３００ｎｍの近赤外光は、第６
図（ａ）に示すように酸素と結合したヘモグロビン（Ｈ
ｂＯ２）と酸素の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）とで
異なる吸収スペクトルａＨ５ｏ２゜ａＨｂを示し、また
第６１ｍ（ｂ）に示すように酸化されたチトクロムａ、
ａ　　（Ｃｙ０２　）と還元されなチトクロムａ、ａ３
　　（Ｃｙ）とでＹ４なる吸収スペクトルα。ｙｏ２’
　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λ】、λ２．λ３゜λ４（例え
ば７７５　ｎ　ｒｎ　、　８００　ｎ　ｍ　、　８２５
　ｎｒｒｔ、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すこ
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（Ｈｂ０２）、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　　（Ｃｙ０２　
）　、還元されたチトクロム出し、これに基づいて飼え
ば脳の酸素量の変化を測定するようになっている。

第７図はこのような診断装置の概略消成図である．第７
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ＬＤｌ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ｙノ１部６０にそれぞれ照射させるための光ファイバ
５０−１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６０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
層を測定する透過光検出装置５４と、診断装置全体をｆ
ｆｔｌ制御し、さらに近赤外光の透過層に基づき脳組織
の酸素の変化量を測定するコ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力装置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８図（ａ）乃至（ｄ）に示すような駆動
信号ＡＣＴＩ乃至Ａ　Ｃ　’Ｉ’　４で光源ＬＤｌ乃至
ＬＤ４をＴＩＪＡ動している．第８図（ａ）乃至（ｄ）
において１測定期間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ＣＹＨ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
ＤＪ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φｒ１４では光
源ＬＤ３が駆動されて光源ＬＤ３がら例えば８２５ｎｍ
の近赤外光が出力され、フェーズφｎ５では光源ＬＤ４
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置５５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Ｆ５４は、光ファイバ５３がらの近赤
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が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う９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、ヂ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１７−
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、Ｈｒ＜
（射側取付貝５１と検出側取付長５２とを頭部６０の所
定位置にテープなどによりしっかりと取付ける。次いで
光源制御装置５５により光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を第８図
（ａ）乃至（ｄ）のようにそれぞれ駆動すると、光源Ｌ
ＤＩ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
かな組繊は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤
外光は土に血液中のヘモグロビン、細胞内のチト勾７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Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４からの透過光は入射せず、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ディング用のもの
である。光電子増倍管５８の出力パルス電流は増幅器５
つ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に人
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８し１（ｅ）
に示すようなｉＴ、１１御仏りＣＴ　Ｌにより、第８図
（ａ）乃至（ｄ）に示すような光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の
１路動信号ＡＣＴＩ乃至Ａ　Ｃ’ｒ４に同期した期間′
１゛。

たけ光子数の検出を行ない、光ファイバ５３から入射し
た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。

すなわち、第８図（ａ）乃至（ｅ）に示すように、光源
制御装置５５の１つのザイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ
　１では、光源ＬＤＩ乃至Ｌ　Ｉ）　４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、７１数される。またフェーズφｎ２乃至φｎ５
では光源Ｌｌ）１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、１１つの宜なった波
長λ１．λ２．λ３゜λ４の近赤外光の透過量データし
　　、ｔ　　。

λ１　　λ２ １　　．１え４が順次に計数される。

λ３ このように、１つのサイクルＣＹ　ｎ中に順次層数され
るダーク光データｄおよび透過量データ１　　．１　　
．１　　．１　　　は、８回のサイλ１　　λ２　　λ
３　　λ４ クルＣＹ１乃至ＣＹＮにわたって３１数が続けられる。

すなわち８回のサイクルをも−）て、１測定期間Ｍｋ　
Ｈｃ＝１．２．・・・・・・）とされる。１体的には、
例えば１つのサイクルＣＹ　ｎが２００μ秒でありＮが
１００００回であるとすると、ｌ　１ｌｌｌｌ定期間Ｍ
ｋは２秒となる。１　ａｌ定期間Ｍｂが終丁した時点で
、ダーク光データのＪｌ数結累 計数結果］’　　　、　’１”　　　、　’ｒ’　　　
、　’Ｉ’λ１　　　　λ２　　　　人３　　　　λ４
（＝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Ｍ＋、においてメモリ６
３に記憶された透過量データ、ダーク光データ（Ｔ　　
　、Ｔ　　　、Ｔ　　　、−１′　　、Ｄ）λ１　　λ
２　　λ３　　λ４ １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’　　、ｌ’　　、Ｔ’　　。

λ１　　　　λ２　　　　λ３ ’Ｔ’　　　、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′Ｉ゛、Δ′１′え、。

λ１ Δ′Ｉ゛、Δ′１″よ。を算出する。ずなわち透過、　
　λ３ 量の変化率Δ′Ｉ゛、Δ′■゛、Δ”’Ａ３　　’λ１
　　　　　　λ２ Δ１′、４は、 Δ’ｒ、＝ρｏｇ［（’ｒ”　　　、　　−Ｄ）　　　
　／λ」　　　　　　　　λＪ　　　　　　Ｍｋ（′Ｉ
’　　、−Ｄ）　　　］　　（、ｊ＝＝１乃至４）λＪ
　　　　　　ＭＯ ・・・・・・（１） として算出される。なお、Δ１′□ｊの算出において対
数をとっているのは、光−゛を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量の変化率Δ′■゛、Δ
′■゛、Δ′Ｉ゛、ΔＴλ４がら、λ１　　　λ２　　
　λ３ 酸素と結合したヘモグ１７ビン（ＨｂＯ２）、酸素の取
除かれたヘモグ１７ビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロ
ムａ　、　ａ３　　（Ｃｙ　０２　＞　、還元されたチ
トクロムａｒ　１３　　（Ｃｙ　）の濃度変化ΔＸｌＩ
ｂ０２゜ΔＸｌ＋わ、ΔＸＣ１゜２．ΔＸ、をそれぞれ
検出することができる。すなわち各成分の濃度変化ΔＸ
１１．。２゜ΔＸｕｂ’　　ΔＸｃｙ０２．ΔＸｃＶは
、・・・・・・（２） として検出される。ここでα１．は、各波長λｊＪ （λ１．λ２．λ３．λ４）における各成分１（ＨｂＯ
、Ｈｂ、ｃｏｏ２．Ｃｙ）　の吸収係数であり、第６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６ｏの長さで
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ΔＸ！１．。２゜ΔＸｌＩｂ、
Ｘｃｙ。２．ΔＸＣ１は、換言すれば、脳内の酸素面の
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
。

〔発明が解決しようとする問題点〕

このように従来の診断装置では、所定の体内器官の酸素
基の変化を測定することができる。第６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ｊ・クロムａ
　、　ａ　３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、 ゝ１ｌｂ０２　＋Ｘｌ１ｂ として一般に定義される酸素の絶対飽和Ｍ、Ｓ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ているヘモ
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敬Ｓを測定する技術は、１９
８０年１月に発行された著書１．ＹＯ−３ＨＩＹＡ笠に
よる大獄ｒＮｅｄｉｃａｌ　＆　Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ
Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ　＆　Ｃｏ＋ｎｐｔ＋目ｎ（１
，＋（第１８巻、第２７頁乃至第３２頁）に開示されて
いる。

この文猷によれば、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に、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
和基Ｓを求めている。血液全体（動脈血＋静脈血）の酸
素の絶対飽■１量Ｓは、Ｂｅｅｒの法則に従い、 α６５０ Ｓ＝Ａ−Ｂ　−一　　　　　　・旧・・（４）α８０５ として算出される。ここでα　　、α８０５はそれぞれ
波長６５０　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（Ｈｂ）、酸素と結合しているヘモグロビン（Ｈｂ
Ｏ２）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。このときに第９図に示すように光が動脈血によって
減衰されたものは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’−ＥＤＣ＋ＡＣと心拍に同期して変動する部
分の透過量ＥＡｃとの対数比Ｙを、 Ｙ＝ｊ　Ｏ（＋　（Ｅ、ｃ＋＾ｃ／ＥＤｏ）　　　　−
−−−−・＜ｓ）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６５０ｎｍ、波長８０５ｎｍに
おける対数比Ｙ　　、Ｙ８ｏ５をそれぞれ測定してこれ
らの比Ｙ６５（１／′Ｙ８０５を求めると、Ｙ　　　／
　Ｙ　　　”　α６５０　／　（ｊ　ｇ０５　　”””
　（（１）となり、酸素の絶対飽ｆｎ星Ｓは、測定され
なＹ　　　、Ｙ　　　を用いて Ｇ５０　　８０５ Ｓ＝Ａ−Ｂ　−〜−−−−−　　　　　　　　・・・・
・・（７）として求められる。

このように、上記大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」１されることを利用して指先の動脈血の酸素
の絶対飽和ｔＳを求めろことができる。

しかしながら、上記文献に開示されている仕方では、動
脈血の酸素の絶対飽和量を求めることはできるものの、
静脈血の酸素の絶対飽和量を求めることができないとい
う問題があった。

本発明は、静脈１ｒ］【の酸素の絶対飽和量をＩＦＩ定
することのｉ′ｉＴ能な診断装置を提供することを目的
としている。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明は、体内器官を回動させる回動手段と、複数の光
源から順次に出力される胃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、検出された透過量から体
内器官の回動による透過イーの変動分を波長ごとに算出
する算出手段と、算出手段によって算出された透過量の
変動分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するものである。

〔作用〕

本発明では、体内器官を回動手段によって回動させ、こ
れによって体内器官の静脈血量を重力によって変動させ
て体内器官の静脈血中の酸素の絶対飽和量を測定するよ
うにしている。すなわち体内器官を回動させながら複数
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。透過量検出手段に
よって検出された透過量から、回動による透過量の変動
分を算出手段によって波長ごとに算出し、このようにし
て算出された透過量の変動分に所定の演算処理を施すこ
とで、所定の体内器官の静脈血中の酸素の絶対飽和量を
測定することができる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

第１し１は本発明に係る診断装置の実施例の柘成図であ
る。第１図において第７図と同様の箇所には同じ符号を
付して説明を省略する。

第１図の診断装置１では、コンピュ−タシステム２は、
従来の診断装置の＝ｌンピュータシステム５６と同様に
、ブロセッザ３．メモリ４．出力装置５２人力装置６が
システムバス７に接続されている構成となっているが、
システムバス７には、患者を回動させるための回動装置
８かさらに接続されている。回動装置８は、コンピュー
タシステＡ　２からの指示により、第２１λ１（ａ）乃
至（Ｃ）に示すようにベッド１０を例えば周期′ｌ゛（
約２５分）、最大傾斜角度θ（約１５°）で回動させる
。これにより、第２図（ａ）に示す状態では、患者９は
水平位置にあり、第２図（ｂ）に示す状態では頭部６０
が下がった位置にあり、第２図（Ｃ）に示ず状態では頭
部６０が上がった位置にある。患者９が未熟児の場合に
は、頭蓋骨が軟らかいために頭部６０を約１５゛前後傾
けただけで重力によって頭部６０の血液量、より詳しく
は静脈器量が変化し、これにより近赤外光の透過量を変
調させることができる。

この上うな構成の診断装置ｌ！ｌでは、コンピュータシ
ステム２は、回動装置８に指示を与えて第３図に示すよ
うにベッド１０を周期′ｒで回動させる。

さらにこの周期′■゛を２個の期間に１ス分して、これ
らをそれぞれ車側定期間ｍ　′乃至Ｉｎ　ｐ　’　とし
ている。なお、各車側定期間ｍ　１′乃至Ｉｌｌ　Ｐ′
は、心拍の周期に比べてＩ−分大きいもので！）り各県
８１す定期間ｍ　′乃至ｍＰ′において心拍による動脈
車量の変動は平均化されているものとする。１つのサイ
クルＣＹｎで順次に駆動される光源ＬＤＩ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
７ｆ、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、波長Ａ１乃至λ４ごと
にさらに県側定期間ｍ　′乃至Ｉｎ　ｐ　’ごとに透過
光のフォトン数を計数するにの計数は、１つの周期′ｒ
の各Ｑ’　ａｌ’ｌ定期間ｍ　′乃至ｍＰ′について１
回だけ行なわれ、１回だけの測定で十分な透過量データ
を得ることができる。透過量データは、Ｔ、１（１）　
　乃至′１゛λ４（１）として検出され、コンピュータ
システム２のメモリ４に記憶される。

ところで、静脈血１．は周期′Ｉ゛で変化するので、上
記透過量データもこれに付随して変動する。すなわち、
第３図においてベッド１０の角度θが正側にある４測定
期間Ｉｌｌ　　’　、　１１１２　’などでは、頭部６
０は、第２図（ｂ）に示すように下がった状態にあり、
頭部６０の静脈血量は重力によって増加し、準Ｍ１定期
間ｍ１′における透過量データ’Ｉ’、１（１）乃至’
（’、４（１）　、県側定期間ｍ２′にオケル透過星デ
ータ’ｌ’　　　（２）乃至Ｔ　；Ｘ４　（２）　ハ、
Ａ１ 減少する。一方、ベッド１０の角度θが負側にある県側
定期間ｍＰ′などでは、頭部６０は、第２図（Ｃ）に示
すように上がった状態で、頭部６０の静脈血量は減少し
ており、県側定期間ｍ、′における透過量データＴ　　
　（ｐ）乃至’ｒ、４（ｏ）は増λ１ 加している。

このようにして、頭部６０の静脈血量を周期的に変化さ
せることにより、これに同期させて透過量データを変調
することができる。

第４図は、波長λ１に着目して、各県側定期間ｍ　′乃
至ｍＰ′においてそれぞれ検出された透過量データ’ｆ
’　；Ｘｌ（１）　、　’Ｉ’□１（２）、　・・・・
・・。

’ｒ、１（ｐ）を示したものである。他の波長λ２゜λ
３．λ４の透過量データについても１２１示しないが第
４図に示すと同様に変動する。

第４図において、透過量データ′ｒ、１の最大透過ＭＦ
ＤＣ＋ＡＣ（Ａ１）は、角度θが一１５°になったとき
の透過量であり、変動する部分の透過量ＦＡＣ（Ａ１）
は、角度θが一１５°のときの透過量と角度θが１５°
のときの透過量との差となる。

このようにして求められた最大透過’　””　ＤＣ＋　
ＡＣ（Ａ１）は、前述の文献に示されているような仝休
の透過量Ｅ　　　に対応し、変動する部分の透ＤＣ十へ
Ｃ 過ｆｆ−Ｆ、、Ｃ（Ａ１）は、前述の文献の変動する部
分の透過量”ＡＣに対応している。従って（４）式と１
１１１様にして、最大透過量Ｆ　　　　（Ａ１）と変動
ずＤＣ＋八〇 へ部分の透過板Ｆ　（Ａ１）との対数比Ｙ、１を、八Ｃ Ｙ　　　＝ｊｔｏｏ（Ｆ’　　　　（Ａ１　）　／　Ｆ
　ＡＣ（Ａ１））λ　Ｉ　　　　　　　　　　　　ＤＣ
＋ＡＣ・・・・・・（８） として求める。他の波長λ２．λ３．λ４についても同
様にして対数比を求める。なお、着１１ずべきは、前述
の文献の変動する部分の透過９−　ｂ　ＡＣは、動脈車
重の変動によるものであるのに対し、本実施例の変動す
る部分の透過ＭＦＡＣは、静脈血量の変動によるもので
あるので、（８）式から以下のようにして求められる酸
素の絶対飽和１．３は、静脈ビ１申の酸素の絶対飽相箪
となる。

（３）式によって一般に定義される酸素の絶対飽和−ｔ
　ｓは、（８）式から求められる対数比Ｙ□１゜Ｙ□２
．Ｙ□３　’　”Ａ４を用いて、のように表現される。

（９）式においてａ・、ｂ１は、前述の吸収係数マトリ
ックスαｉｊにより一意的に定められる係数である。（
９）式の分母は、静脈血中の全てのヘモグロビンの濃度
’　Ｘ１ｌｂ０２＋Ｘ１ｌｂ）すなわち静脈血量を表わ
しており、上述のようにして検出された対数比ＹＡｌ乃
至Ｙ２４を用いて（９）式の分母を実際に演算すると、
第５図に示すような結果となる。すなわち第５図は、ベ
ッド１０を約２５分の周期で回動させたときの静脈血量
の変化を示しており、図中、“Ｕ　Ｐ　”″は、頭部６
０が−１がっな状態、“ＨＲ“は頭部６０が水平の状態
、“ＤＷ”は頭部６０が下がった状態を示している。同
様にして、（９）式の分子も対数比Ｙ　　乃至Ｙえ、を
用いて演算することができλす る。

このようにして、（９）式に基づいて静脈血中の酸素の
絶対飽和量Ｓを測定することができる。

なお、上述の実施例では、４つの賛なる波長λ１乃至λ
４の近赤外光を用いたが、波長の種類は１つに限定され
ず、２つでも良いし、あるいは７１つ以りであっても良
い。また上述の実施例では、１つの周期′■゛内の各型
側定期間Ｉｎ　　′　　乃３−ｍＰ′において検出され
た透過量データに基づいて静脈血中の酸素の絶対飽和量
、Ｓを求めたが、透過量が微弱で、各サイクル間の変動
が小さいような場合には、周期１゛を繰返し、透過量デ
ータをサイクルごとに累積加算して、静脈血中の酸素の
絶対鉋、ｆｒＩ星ｓを求められるようにしても良い。

また」−述の実施例では、頭部６０を上下させて脳内の
静脈血中の酸素の絶対飽和量Ｓを求めたが、頭部６０に
限らず、例えば腕や足を上下させることにより、これら
の部位の静脈血中の酸素の絶対飽和ｊｌｌ　Ｓを求める
ことができる。

また、上述の実施例のように静脈血基を周期的に変動さ
せて静脈血中の酸素の絶対飽和量を求めると同時に、こ
れと独立させて従来のように動脈血中の酸素の絶対飽和
量を求めるように診断装置１を幇成しても良い。

さらに測定された酸素の絶対飽和量を出力装置５にリア
ルタイムで出力中、プロセッサ３は入力装置６からの割
込みを随時受付けるようになっており、これにより、入
力装置６から、酸素の絶対飽和量の出力結果に対する所
要のコメンＩ・を出力装置５に出力し、絶対飽和量の出
力結果と合わＵ−で記録させることができる。

〔発明の効果〕

以上に説明したように、本発明によれば、体内器官を回
動させて透過量の変動分を算出するようにしているので
、体内器官の静脈血基の変動による静脈血の酸素の絶対
飽和量を求めることができる。

【図面の簡単な説明】

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）は頭部が水平位置にある状態を示す図、第２図
（ｂ）は頭部が下がっている状態を示す図、第２図（Ｃ
）は頭部が上がっている状態を示す図、第３図は回動周
期におけるベッドの角度変化を示す図、第４ρ１は回動
周期における波長λｌの透過量データの変動を示す図、
第５図は頭部を上下変化させたときの静脈血基の測定結
果を示す図、第６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す図、第７図は従来の
診断装置の構成図、第８［７１（ａ）乃至（ｄ）はそれ
ぞれ駆動イＣすＡ　Ｃ’ｒ　１乃至Ａ　Ｃ’Ｖ−１のタ
イムチャート、第８図（ｅ）は制御信−シノＣ′ｒＬの
タイムチャー１−　、第９図は動脈血の変動による透過
量の変動を説明するための図である。 １・・・診断装置、２・・・コンピュータシスデム、３
・・・プロセッサ、４・・・メモリ、５・・・出力装置
、６・・・入力装置、７・・・シスデムバス、８・・・
回動￥ｃ置、９・・・患者、１０・・・ベッド、６０・
・・頭部、ＬＤＩ乃至ＬＤ４・・・光源、 ｍ　′乃至ｍｐ　’　”’　型側定期間、’Ｉ’−・・
回動／３１　ｍｉ特許出願人　　　浜松ホトニクス株式
会社代理人　　弁理士　　植　　木　　雅　泊第４図 ｍ１’　ｍ２’　−−−−一−−−一−−−−−−−ｍ
ｐ’第６図 λ１　　人２　λ３　人４ “λ３ λ１ 第：〕図 時間ｔ ”ｒ”ｈｕ　　’Ｆｊｔｉ　　ｊ−Ｅ　　”Ｆ＆Ｆ　（
自Ｑ）１層（１６２年９７’ｌ　０３ｌ−（ １）許庁長官　小　川　　邦　夫　　殿昭和６２年特許
願第１１０４６３号 診断装置 〔電、西東京（７６４）　ｔ３２１＋番１、−氏名　（
’１１０２４）ブＣ埋Ｉ：　植本雅冶：（３）明４おＩ
ＩＦの１１２１面の籠り−な説明Ｊの欄７　補正の内容 （１）特許請求の範囲を別紙のとおつ補正する。 （２）明細書第２頁第１行目、第１６頁第３行口乃至第
４行目、第１６頁第１８行目、第１６頁第１９行目に「
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２行目乃至第３行目に「回動さ
せる・・・・・・順次に出力されるＪとあるのを「回動
させながら光源から順次に出力される」と訂正する。 （４）明細書第１６頁第１３行目の「回動手段によって
」を削除する。 （５）明細書第１６頁第１７行目の「複数の」を削除す
る。 （６）明細書第１７頁第１７行目、第１８頁第２行目、
第１８頁第５行目、第２５頁第２０行口に「愚考」とあ
るのを「被験者」と訂正する。 （７）明細書第２４頁第１２行口と第１３行目との間に
「さらに上述の実施例では、複数の光源を用いるとして
説明したが、１つの白色光源だけを用いフィルタ繰作に
よって異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、
可視光、マイクロ波などでも良い、また体内器官を手動
で回動させるようにしても良い、」を特徴する 特許請求の範囲 体内器官をｕ９ｊさせながら−′原から順次に出力され
る異なる波長の；坦五の透過量を検出する透過星検出手
段と、検出された透過量から体内器官の回動による透過
量の変動分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動分に所定の演算を施し
て酸素の絶対飽和員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)

【特許請求の範囲】
1. 体内器官を回動させる回動手段と、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、検出された透過量から体内器官の回
   動による透過量の変動分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動分に所定
   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。