JPS63275328A - 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、体内器官の酸素量を測定す
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遺症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
素運搬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１３００ｎｍ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（Ｈｂ０２）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α□、。２゜αＨｂ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、ａ　　（ｃｙ
ｏ２　）と還元されなチトクロムａ　、　ａ３　　（Ｃ
ｙ　）とで異なる吸収スペクトルαｃｙｏ２’α　　を
呈する。この上　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　３　　（Ｃ３’　０２　）　＋還元さ
れたチトクロム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構成図である。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
を頭部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
量を測定するコンピュータシステム５°６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６図（ａ）乃至（ｄ）に示すような駆動
信号ＡＣＴＩ乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を駆
動している。第６図（ａ）乃至（ｄ）において１測定期
間Ｍ、（ｋ＝１．２．・・・・・・）は、Ｎ回のサイク
ルＣＹ１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ＣＹｎのフェーズφｎ
１では、いずれの光源ＬＤＩ乃至ＬＤＪも駆動されず、
頭ｅＩ５６０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７７５ｎｍ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８００　ｎ　ｓｎの
近赤外光が出力され、フェーズφｎ４では光源ＬＤ３が
駆動されて光源ＬＤＢから例えば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カ）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。

また透過光検出装置５４は、光ファイバ５３からの近赤
外光の光重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５９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。

この上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かりと取付ける６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０頭部６０の骨や柔らかな組
織は、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ＬＤｌ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’ｆ”　Ｌにより、第６図（ａ）乃
至（ｄ）に示すような光源ＬＤＩ乃至ＬＤ１１の駆動信
号ＡＣＴＩ乃至Ａ　ＣＴ　４に同期した期間′Ｉ゛。

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６図（ａ）乃至（ｅ）に示すように、光源
制御装置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ
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１
１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の近赤外光の透過量データ１　　．１え、。

λ１ １　　．１　　　が順次に計数される。

λ３　　λ４ このように、１つのサイクルＣＹｎ中に順次計数される
ダーク光データｄおよび透過量データｔλ１．ｔ　　　
、ｔλ３．ｔよ４は、Ｎ回のサイλ２ クルＣＹ１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測定期間Ｍｋ　（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１００
００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Ｍ、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Ｔ　　　、’Ｉ’　　　、Ｔ　　　、１’λ１
　　λ２　　λ３　　λ４ （＝Σ゛　ｔλＪ　／　ＣＹ　ｎ　）がコンピュータシ
ステ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Ｍｈ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（’Ｉ’　
　　、’Ｉ’　　　、Ｔ　　　、Ｔ　　　、Ｄ）λ１　
　λ２　　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（Ｔ　　、’Ｉ’；Ｘ２．Ｔ□３゜λ１ 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′Ｆ　　、Δ”Ａ２’λ１ Δ′Ｆ　　、ΔＴＡ４を算出する。ずなわち透過λ３ 星の変化率Δ′Ｆ　　、Δ′■゛、Δ′Ｉ゛λ１　　　
　　λ２　　　　　λ３　　”ΔＴλ４は、 ΔＴ　　、＝ｊ　ｏ’ｌ　［（’Ｉ’　λＪ　　’　）
　Ｍ　ｋ／λｊ （’ｒ　、−Ｄ）　　　］（Ｊ＝１乃至４）λＪ　　　
　　　ＭＯ ・・・・・・（１） として算出される。なお、Δ’Ｉ”；Ｘｊ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量の変化率ΔＴ　　、Δ
Ｔ　　、ΔＴ　　、ΔＴλ４がら、λ１　　　　　λ２
　　　　　λ３ 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　　（Ｃｙ０２　）＋還元されたチトクロムａ　
、　ａ３　　（Ｃｙ　）の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２’Δ
Ｘ１ｌｂ、ΔＸ６．。２．ΔＸＣ１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ΔＸ１１．。

２゜ΔＸ１ｌｂ’ΔＸｃｙ０２・Ｃｙ ΔＸ　は、 ・・・・・・（２） として検出される。ここでα６．は、各波長λｊＪ （λ１．λ２．λ３．λ４）における各成分１（ＨｂＯ
２，Ｈｂ、Ｃ３１０２，Ｃｙ）の吸収係数であり、第４
図（ａ）　、　（ｂ）が′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テム５６において検出
された各成分の濃度変化ΔＸ□ｂｏ２゜ΔＸ１ｌｂ’　
Ｘｃｙ０２．ΔＸｃ、は、換言すれば、脳内の酸素量の
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
。

〔発明が解決しようとする問題点〕

ところで、上述のような従来の診断装置の照射側取付具
５１および検出側取付具５２は、近赤外光を頭部６０に
垂直に入射させ透過光を光ファイバ５３に垂直に入射さ
せて照射効率、検出効率を最大にするために、第５図に
示すように、光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファ
イバ５３を頭部６０の表皮に対して垂直となるように保
持していた。

しかしながら、実際に、照射側取付具５１．検出側取付
具５２を頭部６０に取付けるには、一般に曲げ半径の大
きな可視性の光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファ
イバ５３（ガラスファイバ）を第５図に示すように所定
量向げねばならず、これらの取付具５１．５２を頭部６
０にしっかりと取付けるのは容易ではない、また診断中
、頭部６０が動くことによりこれらの取付具５１．５２
の取付は位置が変動し易く、正確な測定を行なうことが
できないという問題があった。また光源ＬＤｌ乃至ＬＤ
４から出力される近赤外光の損失を少なくしかつ頭部６
０を透過した近赤外光の損失を少なくするよう、光ファ
イバ５ｏ−１乃至５゜−４，光ファイバ５３の長さを雉
がくするには限度があった。

さらに、光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファイバ
５３を頭部６０の表皮に対して常に垂直な状態に維持さ
せるために、照射側取付具５１゜検出側取付具５２は、
光ファイバ５ｏ−１乃至５０−４．光ファイバ５３をそ
れぞれ所定の長さｈだけ保持する必要があった。このた
めにこれらの取付具５１．５２は大きなものとなり、こ
れらの取付具５１．５２を遮光用テープで頭部６ｏに取
付けるのが容易でないという問題があった。

また、これらの取付具５１．５２は、診断装置を使用し
ないときの照射面、受光面の破損、汚れを防止するため
、あるいは診断装置自体を検査するため、第７図に示す
ように互いに対向させた形で組立てられて収納、保管あ
るいは使用されるのが望ましい、しかしながら、従来の
取付具５１゜５２は、頭部６０の表皮に垂直となるよう
に光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファイバ５３を
保持しているので、互いに対向させた形で組立てて収納
、保管あるいは使用するには適していない。

本発明は、体内器官への取付けが容易であり測定精度を
向上させることができてさらに互いに対向させた形で組
立てるのに適した小型の構造の取付具を備えた診断装置
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、照射側光ファイバからの光を体内器官に入射
させるための照射側取付具と、体内器官を透過した光を
検出側光ファイバに案内するための検出側取付具を備え
、前記照射側取付具および前記検出側取付具は、光の入
射経路を所定の角度曲げるための光学部材を内部にそれ
ぞれ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。

〔作用〕

本発明では、照射側取付具と検出側取付具とにそれぞれ
、光の入射経路を所定の角度曲げるための光学部材を設
けている。これによって、照射側光ファイバからの光は
、照射側取付具の光学部材によって所定の角度曲げられ
て照射側取付具から出力される。同様に検出側取付具に
入射した光は、検出側取付具の光学部材によって所定の
角度曲げられて検出側光ファイバに出力される。このよ
うに照射側取付具、検出側取付具の内部にそれぞれ光学
部材を設けているので、照射側光ファイバと検出側光フ
ァイバとを無理のない状態で維持することができる。

〔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図（ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ本発明に係る診断
装置の照射側取付具、検出側取付具の実施例の断面図で
ある。第１図（ａ）　、　（ｂ）に示す照射側取付具１
．検出側取付具２は内部に、断面がほぼ１／４円形の形
状をしているプリズム５．６をそれぞれ備えている。プ
リズム５，６はそれぞれ、本体３．４の内面３ａ、４ａ
に取付けられており、本体３，４の内面３ａ、４ａは、
表面反射処理が施されている。プリズム５の照射面５ａ
およびプリズム６の受光面６ａは、患者の例えば頭部の
表皮に当てがわれるようになっている。またプリズム５
の面５ｂにはこれと垂直に光ファイバ５０−１乃至５０
−４が連結され、プリズム６の面６ｂには、これと垂直
に光ファイバ５３が連結されている。

このような構成の照射側取付具１．検出側取付具２を備
えた診断装置において、例えば患者の頭部の脳組織の酸
素量を測定しようとするときには、照射側取付具１のプ
リズム５の照射面５ａを頭部の所定位置に取付け、検出
側取付具２のプリズム６の受光面６ａを照射側取付具１
の取付けられた側とは反対側の頭部の所定位置に取付け
る。この状態では光ファイバ５０−１乃至５０−４．光
ファイバ５３は光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４．透過光検出装置
５４からほぼ真直ぐに延ばされ、無理のない自然な状態
になっている。従って、第１図（ａ）。

（ｂ）に示すような照射側取付具１．検出側取付具２で
はこれらを頭部等に取付ける際、光ファイバ５０−１乃
至５０−４．光ファイバ５３を極端に曲げる必要はない
ので、頭部等にしっかりと取付けることが可能で、頭部
が動いたような場合にもこれらの取付位置が変動しない
ようにすることができる。さらに、光ファイバ５０−１
乃至５０−４、光ファイバ５３は、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４゜透過光検出波Ｗ５４から自然な状態で延ばされるの
で、これらの長さを短かくし近赤外光の伝送損失を少な
くすることができる。

また照射側取付具１．検出側取付具２は、従来の照射側
取付具５１．検出側取付具５２と比べて、光ファイ）＜
　５０−１乃至５０−４．光ファイバ５３を長稈しっか
りと保持する必要がないので、保持部分の長さｈ′を短
かくすることができて、全体の大きさを小さくすること
ができる。

第１図（ａ）　、　（ｂ）に示す照射側取付具１．検出
側取付具２を頭部等に取付けて、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４
を駆動すると、光源ＬＤＩ乃至ＬＤＪからの近赤外光は
、照射側取付具１のプリズム５の面５ｂに垂直に入射し
、照射側取付具１の本体３の内面３ａで反射されて、プ
リズム５の照射面５ａから垂直に出力され、頭部等に入
射する０頭部等を透過した近赤外光は、検出側取付具２
のプリズム６、の受光面６ａに垂直に入射し、検出側取
付具２の本体４の内面４ａで反射されて面６ｂから光フ
ァイバ５３に垂直に出力される。これにより、正確な測
定を行なうことができる。

第２図（ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ照射側取付具、検
出側取付具の変形例を示す図である。

第２図（ａ）　、　（ｂ）に示す照射側取付具１１．検
出側取付具１２は内部に直角プリズム１５．１６をそれ
ぞれ備え、直角プリズム１５．１６はそれぞれ、本体１
３．１４の表面反射処理された内面１３ａ、１４ａに取
付けられている。第１図（ａ）。

（ｂ）に示す照射側取付具１．検出側取付具２と同様に
直角プリズム１５．１６の照射面１うａ、受光面１６ａ
は患者の頭部等に取付けられる一方、直角プリズム１５
．１６の面１５ｂ、１６ｂには、光ファイバ５０−１乃
至５０−４．光ファイバ５３が垂直に連結されている。

このような構成の照射側取付具１１．検出側取付具１２
では、照射側取付具１．検出側取付具２と全く同様に、
頭部等への取付けを容易にかつしっかりと行なう゛こと
ができて、取付具１１．１２の大きさを小さくすること
ができる。

第３図は収納、保管あるいは診断装置自体の検査に適し
た椹造の照射側取付具および検出側取付具の断面図であ
る。

第３図に示す照射側取付具２１および検出側取付具２２
は互いに当接する側の周縁にフランジ２５．２６を有し
ており、フランジ２５．２６には止め具２７が嵌合する
ようになっている。

診断装置を使用しないときには、照射側取付具２１、検
出側取付具２２を互いに密接させて止め具２７によって
互いに係合させることにより、フ。

リズム５．６の照射面５ａ、受光面６ａの破損、汚れを
有効に防止することができる。

また診断装置自体を検査するときには、照射側取付具２
１からの近赤外光を検出側取付具２２に直接入射させる
ことにより、診断装置の光学系の検査を行なうことがで
きる。この際に光ファイバ５０−１乃至５０−４．光フ
ァイバ５３は、頭部に固定し易い状態に維持されるので
、光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファイバ５３が
折れたり、あるいは曲げにより塑性変形したりするよう
なことはなく、自然の状態のままで収納、保管あるいは
使用することができる。

なお第３図では、止め具２７を用いたが、照射側取付具
２１．検出側取付具２２０体に互いを係合させる手段を
設けても良い。

また上述の実施例では、１／４円形の断面をもつプリズ
ム５，６．ｆｆ角プリズム１５．１６を用いているが、
他の周知の形状のプリズムを用いても良い、さらには光
の入射経路を直角に曲げるプリズムに限らず、光の入射
経路を所定の角度曲げる光学部材を用いても良い、この
ときには、光ファイバ５０−１乃至５０−４．光ファイ
バ５３は光学部材の所定の面に垂直に取付けられなくと
も良い。

〔発明の効果〕

以上に説明したように、本発明によれば、照射側取付具
と検出側取付具とに、光の入射経路を所定の角度曲げる
ための光学部材を設け、照射側光ファイバと検出側光フ
ァイバとを頭部に固定し易い状態で維持するようにして
いるので、照射側取付具と検出側取付具とを小型にする
ことができてこれらを体内器官へ容易にかつしっかりと
取付けることができる。

さらには収納、保管時あるいは診断装置自体の検査時に
これらの取付具を対向させた形で組立てるときにも照射
側光ファイバ、検出側光ファイバは自然な状態にあるの
で、これらが折れたり、あるいは塑性変形したりするこ
とを防止することができる。

【図面の簡単な説明】 第１図（ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ本発明に係る診断
装置の照射側取付具、検出側取付具の断面図、第２図（
ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ照射υ１取付具、検出側取
付具の変形例の断面図、第３図は第１図（ａ）。 （ｂ）に示す照射側取付具、検出側取付具を組立てた状
態を示す図、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す図、第５
図は従来の診断装置の構成図、第６図（ａ）乃至（（１
）はそれぞれ駆動信号Ａ　Ｃ’ｒ１乃至Ａ　ＣＴ４のタ
イムチャー１・、第６図（８）は制御信号Ｃ′ｒＬのタ
イムチャー１・、第７図は従来の照射側取付具、検出側
取付具を組立てた状態を示す図である。 １．１１．２１・・・照射側取付具、 ２．１２．２２・・・検出側取付具、 ３．４，１３．１４・・・本体、 ５．６，１５．１６・・・プリズム、 ２５．２６・・・フランジ、２７・・・止め具、５０−
１乃至５０−４．５３・・・光フアイバ第１図 第２図 第３図 ５０−１乃至５０−４ 第４図 λ１　　人３ 第７図 手　続　ネｎ１　　二ＮＥ　　−ミニｆｊ　（自発）昭
和６２年９月０３１１ Ｃ・ｔ゛

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）照射側光ファイバからの光を体内器官に入射させる
   ための照射側取付具と、体内器官を透過した光を検出側
   光ファイバに案内するための検出側取付具とを備え、前
   記照射側取付具および前記検出側取付具は、光の入射経
   路を所定の角度曲げるための光学部材を内部にそれぞれ
   備えていることを特徴とする診断装置。 ２）前記照射側取付具は、前記照射側光ファイバからの
   光が照射側取付具の前記光学部材の所定の面に所定の角
   度で入射するよう前記照射側光ファイバを保持している
   ことを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の診断装
   置。 ３）前記検出側取付具は、これに設けられた前記光学部
   材の所定の面からの透過光が前記検出側光ファイバに入
   射するよう前記検出側光ファイバを保持していることを
   特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の診断装置。 ４）前記照射側取付具および前記検出側取付具は、互い
   に対向した形で組立てられ、このときに前記照射側取付
   具および前記検出側取付具は頭部に固定し易い状態に維
   持されることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載
   の診断装置。