JPS63277039A - 診断装置 - Google Patents
診断装置Info
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- JPS63277039A JPS63277039A JP62110471A JP11047187A JPS63277039A JP S63277039 A JPS63277039 A JP S63277039A JP 62110471 A JP62110471 A JP 62110471A JP 11047187 A JP11047187 A JP 11047187A JP S63277039 A JPS63277039 A JP S63277039A
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Classifications
-
- 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
-
- 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
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。
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。
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
。
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（ＨｂＯ２）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αＨｂ０２ 。
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（ＨｂＯ２）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αＨｂ０２ 。
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 （Ｃｙ）とで異なる吸収スペクト
ルαｃｙｏ２’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（ＨｂＯ２）、酸素
の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、Ｍ化されたチトク
ロムａ、 ａ３ （Ｃｙ 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。
たチトクロムａ、ａ３ （ＣｙＯ２）と還元されたチ
トクロムａ、ａ３ （Ｃｙ）とで異なる吸収スペクト
ルαｃｙｏ２’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（ＨｂＯ２）、酸素
の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、Ｍ化されたチトク
ロムａ、 ａ３ （Ｃｙ 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袋Ｗ
ｔ５５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
゜−１乃至５０−４と、光ファイバ５ｏ−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袋Ｗ
ｔ５５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
゜−１乃至５０−４と、光ファイバ５ｏ−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ｒＩｆ制御装置５５と、透
過光検出袋ｆｌ 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ｒＩｆ制御装置５５と、透
過光検出袋ｆｌ ５４とが接続されている。
光源１１Ｊ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Ｍｋ （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Ｃ
ＹＩ乃至ＣＹＨのうちの任意のサイクルＣＹｎのフェー
ズφｎ１では、いずれの光源ＬＤＩ乃至ＬＤＪ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ＬＤ
Ｉ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ＬＤ
２が駆動されて光源ＬＤ２から例えば８００ｎｍ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ＬＤ３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から例えば８５０ ｎｍ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Ｌ
Ｄ４を時分割で順次に駆動するようになっている。
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Ｍｋ （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Ｃ
ＹＩ乃至ＣＹＨのうちの任意のサイクルＣＹｎのフェー
ズφｎ１では、いずれの光源ＬＤＩ乃至ＬＤＪ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ＬＤ
Ｉ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ＬＤ
２が駆動されて光源ＬＤ２から例えば８００ｎｍ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ＬＤ３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から例えば８５０ ｎｍ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Ｌ
Ｄ４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の検出期間を間部
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の検出期間を間部
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かりと取付ける９次いで光源制
御装ｆ！！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ＬＤ
Ｉ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、細兜内のチトクロムａ
、ａ３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φｎｌでは透過光検出装置５４には光源ＬＤＩ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。
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９次いで光源制
御装ｆ！！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ＬＤ
Ｉ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、細兜内のチトクロムａ
、ａ３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φｎｌでは透過光検出装置５４には光源ＬＤＩ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ＣＴＬ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ＡＣＴ
Ｉ乃至ＡＣＴ４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ＣＴＬ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ＡＣＴ
Ｉ乃至ＡＣＴ４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
た光に対して各波長ごとの検出フォトン数を計数する。
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。
られる。
すなわち、第６図（ａ）乃至（的に示すように、光源制
御装置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１
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ＬＤｌ
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．□。
御装置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ１
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ＬＤｌ
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．□。
λ１
ｔえ。、ｔ□４が順次に計数される。
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ｔａｉ、ｔえ２．
ｔ□３．ｔＡ４は、Ｎ回のサイクルＣＹＩ乃至ＣＹＨ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、ｉａ！ｌ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Ｃ
Ｙｎ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Ｍ、が終
了した時点で、ダーク光データの計数結果 計数結果Ｔ□１．’ｒ 、Ｔ 、Ｔλ２ λ
３ λ４ （＝Σ ｔλｊ／ＣＹｎ）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。
ダーク光データｄおよび透過量データｔａｉ、ｔえ２．
ｔ□３．ｔＡ４は、Ｎ回のサイクルＣＹＩ乃至ＣＹＨ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、ｉａ！ｌ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Ｃ
Ｙｎ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Ｍ、が終
了した時点で、ダーク光データの計数結果 計数結果Ｔ□１．’ｒ 、Ｔ 、Ｔλ２ λ
３ λ４ （＝Σ ｔλｊ／ＣＹｎ）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（Ｔ
、Ｔ 、Ｔ 、Ｔえ、、Ｄ）屈 λ２ λ
３ や、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 、Ｔ 、Ｔ 。
に記憶された透過量データ、ダーク光データ（Ｔ
、Ｔ 、Ｔ 、Ｔえ、、Ｄ）屈 λ２ λ
３ や、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 、Ｔ 、Ｔ 。
λ１ λ２ λ３
Ｔ 、Ｄ） とから、ダーク減算を行ない、λ
４ ＭＯ しかる後に透過量の変化率ΔＴ 、ΔＴ□２゜λ１ ΔＴ 、ΔＴＡ４を算出する。すなわち透過＾３ 量の変化率ΔＴ、１．ΔＴ、２．ΔＴ□３ 。
４ ＭＯ しかる後に透過量の変化率ΔＴ 、ΔＴ□２゜λ１ ΔＴ 、ΔＴＡ４を算出する。すなわち透過＾３ 量の変化率ΔＴ、１．ΔＴ、２．ΔＴ□３ 。
ΔＴＡ４は、
ΔＴ 、＝ρＯ（ｌ［（Ｔ −Ｄ）
／λｊ λｊ Ｍｋ（Ｔ 、
−Ｄ） ］ （ｊ＝１乃至４）λ、
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。
／λｊ λｊ Ｍｋ（Ｔ 、
−Ｄ） ］ （ｊ＝１乃至４）λ、
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量の変化率ΔＴ 、Δ
Ｔ 、ΔＴ 、ΔＴλ４から、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
、ａ （Ｃｙ０２ ＞、還元されたチトクロムａ、ａ
（Ｃｙ）の濃度変化ΔＸＨｂｏ２゜ＡＸ ＡＸ
ＡＸ をそれぞれ検出するこ１１ｂｌｃｙ０２・
ｃｙ とができる、すなわち各成分の濃度変化ΔＸ１ｌｂ。２
゜ＡＸ ＡＸ ＡＸ は、 Ｈｂ’ ｃｙｏ２’ ｃｙ・・・・・・（
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、ＣｙＯ２，ＣＪ）の吸収係数であり、第４図（
ａ） 、 （ｂ）から予め定まっている。
Ｔ 、ΔＴ 、ΔＴλ４から、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
、ａ （Ｃｙ０２ ＞、還元されたチトクロムａ、ａ
（Ｃｙ）の濃度変化ΔＸＨｂｏ２゜ＡＸ ＡＸ
ＡＸ をそれぞれ検出するこ１１ｂｌｃｙ０２・
ｃｙ とができる、すなわち各成分の濃度変化ΔＸ１ｌｂ。２
゜ＡＸ ＡＸ ＡＸ は、 Ｈｂ’ ｃｙｏ２’ ｃｙ・・・・・・（
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、ＣｙＯ２，ＣＪ）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テム５６において検出
された各成分の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２ 。
された各成分の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２ 。
ＡＸ Ｘ ＡＸ は、換言すれば、脳内のＨｂ’
ｃｙｏ２’ ＣＶ 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。
ｃｙｏ２’ ＣＶ 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。
上述したような診断装置では、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４か
ら透過光検出装置５４に至るまでの経路、特に光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４から光電子増倍管５８に至るまでの経路の
伝送効率は常に一定である必要がある。
ら透過光検出装置５４に至るまでの経路、特に光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４から光電子増倍管５８に至るまでの経路の
伝送効率は常に一定である必要がある。
しかしながら、一般にこの種の診断装置では、ベッドか
らベッドへの移動あるいは取付具５１゜５２の着脱が頻
繁に行なわれるために、取付具５１．５２に破損、汚れ
が生じたり、あるいはレンズ７０．７１などの光学系に
ずれが生じたりする。さらに、酸素量の測定は一昼夜に
わたって行なわれることもあるので、光源ＬＤＩ乃至Ｌ
Ｄ４゜あるいは光電子増倍管５８が劣化し易い。
らベッドへの移動あるいは取付具５１゜５２の着脱が頻
繁に行なわれるために、取付具５１．５２に破損、汚れ
が生じたり、あるいはレンズ７０．７１などの光学系に
ずれが生じたりする。さらに、酸素量の測定は一昼夜に
わたって行なわれることもあるので、光源ＬＤＩ乃至Ｌ
Ｄ４゜あるいは光電子増倍管５８が劣化し易い。
このために、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４．取付具５１．５２
の保守点検、さらには透過光検出装置５４内のレンズ７
０．７１などの光学系、光電子増倍管５８の保守点検を
測定開始前に行なうことの可能な構造の診断装置が望ま
れたいた。特に透過光検出装置５４内のレンズ７０．７
１などの光学系、光電子増倍管５８は精巧にできている
ためその特性が変化し易く、これらだけを点検する診断
装置も望まれていた。
の保守点検、さらには透過光検出装置５４内のレンズ７
０．７１などの光学系、光電子増倍管５８の保守点検を
測定開始前に行なうことの可能な構造の診断装置が望ま
れたいた。特に透過光検出装置５４内のレンズ７０．７
１などの光学系、光電子増倍管５８は精巧にできている
ためその特性が変化し易く、これらだけを点検する診断
装置も望まれていた。
さらに、酸素量の測定は、前述のように長時間連続して
行なわれるので、測定中、光学系にずれが生じたり、あ
るいは光電子増倍管５８の窓がクーラ６９の冷却によっ
て曇ったり、光電子増倍管５８が劣化したりする場合が
ある。従って、測定中にも、特に透過光検出装置内の光
字系、光電子増倍管５８などの保守点検を自動的に行な
うことの可能な診断装置が望まれていた。
行なわれるので、測定中、光学系にずれが生じたり、あ
るいは光電子増倍管５８の窓がクーラ６９の冷却によっ
て曇ったり、光電子増倍管５８が劣化したりする場合が
ある。従って、測定中にも、特に透過光検出装置内の光
字系、光電子増倍管５８などの保守点検を自動的に行な
うことの可能な診断装置が望まれていた。
本発明は、保守点検を容易にかつ確実に行なうことの可
能な構造の診断装置を提供することを目的としている。
能な構造の診断装置を提供することを目的としている。
本発明は、異なる波長の近赤外光をそれぞれ順次に出力
する複数の光源と、複数の光源から出力される近赤外光
を体内器官に入射させるための照射側取付具と、体内器
官を透過した赤外光を透過量検出手段に案内するための
検出側取付具とを備えた診断装置を改良するものである
。
する複数の光源と、複数の光源から出力される近赤外光
を体内器官に入射させるための照射側取付具と、体内器
官を透過した赤外光を透過量検出手段に案内するための
検出側取付具とを備えた診断装置を改良するものである
。
第１の発明において、上記照射側取付具と上記検出側取
付具とは、照射側取付具からの近赤外光が検出側取付具
に直接入射するように組立可能な構造となっている。
付具とは、照射側取付具からの近赤外光が検出側取付具
に直接入射するように組立可能な構造となっている。
第２の発明においては、上記複数の光源が駆動されてい
ない期間に駆動され、これにより出力される点検用の光
を透過量検出手段に入射させるための点検用光源が設け
られている。
ない期間に駆動され、これにより出力される点検用の光
を透過量検出手段に入射させるための点検用光源が設け
られている。
第３の発明においては、上記点検用光源が設けられてい
るとともに、上記複数の光源からの近赤外光の出力光量
および上記点検用光源からの光の出力光量を時分割で検
出する出力光量検出手段が設けられ、さらに照射側取付
具と検出側取付具とが第１の発明のように組立可能な構
造となっている。
るとともに、上記複数の光源からの近赤外光の出力光量
および上記点検用光源からの光の出力光量を時分割で検
出する出力光量検出手段が設けられ、さらに照射側取付
具と検出側取付具とが第１の発明のように組立可能な構
造となっている。
第１の発明の構成では、酸素量の測定開始前に診断装置
の点検を行なうことができる。すなわち照射側取付具と
検出側取付具を組立てて、照射側取付具から出力される
近赤外光を検出側取付具に直接入射させるようにする。
の点検を行なうことができる。すなわち照射側取付具と
検出側取付具を組立てて、照射側取付具から出力される
近赤外光を検出側取付具に直接入射させるようにする。
これにより複数の光源から出力された近赤外光は照射側
取付具、検出側取付具を介して透過量検出手段に加わり
、透過量検出手段によって伝達光量が検出され、これが
最適なものであるか否かを調べることにより、近赤外光
の伝達経路全体の点検を行なうことができる。
取付具、検出側取付具を介して透過量検出手段に加わり
、透過量検出手段によって伝達光量が検出され、これが
最適なものであるか否かを調べることにより、近赤外光
の伝達経路全体の点検を行なうことができる。
第２の発明の構成では、酸素量の測定開始前、測定中を
問わず、特に透過量検出手段の点検を行なうことができ
る。すなわち複数の光源が駆動されていない期間に、点
検用光源を駆動して点検用光源から点検用の光を出力さ
せる０点検用の光は、透過量検出手段に加わり、透過量
検出手段内の伝達光量が検出され、これが最適なもので
あるか否かを調べることにより、透過量検出手段内の光
の伝達経路を点検することができる。
問わず、特に透過量検出手段の点検を行なうことができ
る。すなわち複数の光源が駆動されていない期間に、点
検用光源を駆動して点検用光源から点検用の光を出力さ
せる０点検用の光は、透過量検出手段に加わり、透過量
検出手段内の伝達光量が検出され、これが最適なもので
あるか否かを調べることにより、透過量検出手段内の光
の伝達経路を点検することができる。
第３の発明の構成では、酸素量の測定開始前には、第１
の発明と同様にして照射側取付具と検出側取付具とを組
立て、複数の光源から出力され照射側取付具から出力さ
れる近赤外光を検出側取付具に直接入射させ、これによ
り検出される伝達光量に基づき、近赤外光の伝達経路全
体の点検を行なうことができる。さらに複数の光源から
出力される近赤外光を出力光量検出手段に入射させ、出
力光量を検出しているので、複数の光源が劣化している
か否かの点検を行なうことができる。また透過量検出手
段の点検をより精度良く行なう場合には、複数の光源を
駆動せず、点検用光源を駆動する。これにより第２の発
明と同様、透過量検出手段内の伝達光量が点検され、こ
れに基づき透過量検出手段内の光の伝達経路を点検でき
る０次いで酸素量の測定を開始するときには、照射側取
付具、検出側取付具を体内器官の所定位置に取付ける。
の発明と同様にして照射側取付具と検出側取付具とを組
立て、複数の光源から出力され照射側取付具から出力さ
れる近赤外光を検出側取付具に直接入射させ、これによ
り検出される伝達光量に基づき、近赤外光の伝達経路全
体の点検を行なうことができる。さらに複数の光源から
出力される近赤外光を出力光量検出手段に入射させ、出
力光量を検出しているので、複数の光源が劣化している
か否かの点検を行なうことができる。また透過量検出手
段の点検をより精度良く行なう場合には、複数の光源を
駆動せず、点検用光源を駆動する。これにより第２の発
明と同様、透過量検出手段内の伝達光量が点検され、こ
れに基づき透過量検出手段内の光の伝達経路を点検でき
る０次いで酸素量の測定を開始するときには、照射側取
付具、検出側取付具を体内器官の所定位置に取付ける。
測定中は、複数の光源によって実際の測定が行なわれる
ので、複数の光源が駆動されていない期間に点検用光源
を駆動して第２の発明と同様にして、伝達光量を検出し
これに基づき透過量検出手段内の光の伝達経路を点検で
きる。なおこのときに点検用光源の出力光量は出力光量
検出手段によって検出されるので、例えば伝達光量をこ
の出力光量で規格化することにより、一層精度良く透過
量検出手段内の光の伝達経路の点検を行なうことができ
る。
ので、複数の光源が駆動されていない期間に点検用光源
を駆動して第２の発明と同様にして、伝達光量を検出し
これに基づき透過量検出手段内の光の伝達経路を点検で
きる。なおこのときに点検用光源の出力光量は出力光量
検出手段によって検出されるので、例えば伝達光量をこ
の出力光量で規格化することにより、一層精度良く透過
量検出手段内の光の伝達経路の点検を行なうことができ
る。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
第１図は本発明の診断装置の実施例の構成図である、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。
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。
第１図に示す診断装置１では、従来の診断装置と同様に
光ファイバ５０−１乃至５０−４の先端部に照射側取付
具２が設けられ、光ファイバ５３の先端部に検出側取付
具３が設けられているが、照射側取付具２．検出側取付
具３は、第２図に示すように、互いに当接する側の周縁
にフランジ４゜５をそれぞれ有している。
光ファイバ５０−１乃至５０−４の先端部に照射側取付
具２が設けられ、光ファイバ５３の先端部に検出側取付
具３が設けられているが、照射側取付具２．検出側取付
具３は、第２図に示すように、互いに当接する側の周縁
にフランジ４゜５をそれぞれ有している。
照射側取付具２および検出側取付具３は、酸素量を測定
するときには、第１図のように患者の頭部６０などに取
付けられる。一方、診断波ｆ１を使用せずに収納、保管
するとき、あるいは測定開始前に診断波Ｗ１を保守点検
するときなどの場合には、第２図に示すように、これら
の取付具２゜３はフランジ４．５に止め具６を嵌合する
ことによって互いに対向して密着されるようになってい
る。
するときには、第１図のように患者の頭部６０などに取
付けられる。一方、診断波ｆ１を使用せずに収納、保管
するとき、あるいは測定開始前に診断波Ｗ１を保守点検
するときなどの場合には、第２図に示すように、これら
の取付具２゜３はフランジ４．５に止め具６を嵌合する
ことによって互いに対向して密着されるようになってい
る。
第３図は照射側取付具、検出側取付具の変形例を示した
ものである。第３図の照射側取付具２′。
ものである。第３図の照射側取付具２′。
検出側取付具３′は、光の経路を所定の角度、例えば９
０゛曲げる光学部材、例えばプリズム７゜８を内部にそ
れぞれ有している。光ファイバ５〇−１乃至５０−４．
光ファイバ５３はそれぞれ、プリズム７．８の所定の面
に連結され、これによって照射側取付具２′と検出側取
付具３′を係合させたときに、光ファイバ５０−１乃至
５０−４゜光ファイバ５３を無理のない自然の状態に維
持することができる。
０゛曲げる光学部材、例えばプリズム７゜８を内部にそ
れぞれ有している。光ファイバ５〇−１乃至５０−４．
光ファイバ５３はそれぞれ、プリズム７．８の所定の面
に連結され、これによって照射側取付具２′と検出側取
付具３′を係合させたときに、光ファイバ５０−１乃至
５０−４゜光ファイバ５３を無理のない自然の状態に維
持することができる。
なお、照射側取付具、検出側取付具を例えば止め具など
の外部部材によって第２図、第３図のように互いに係合
させるのでなく、照射側取付具、検出側取付具自体に互
いを係合させる手段を設けても良い。
の外部部材によって第２図、第３図のように互いに係合
させるのでなく、照射側取付具、検出側取付具自体に互
いを係合させる手段を設けても良い。
また第１図の診断装置１には、出力光検出装置１０が設
けられている。出力光検出装置１０は、フォトダイオー
ドなどで構成されている出力光モニタ１１と、出力光モ
ニタ１１からのアナログ電気信号をＡ／Ｄ変換して出力
光量を積算し出力光量データとして出力するマルチチャ
ンネルデータアキュムレータ１２とを備えている。
けられている。出力光検出装置１０は、フォトダイオー
ドなどで構成されている出力光モニタ１１と、出力光モ
ニタ１１からのアナログ電気信号をＡ／Ｄ変換して出力
光量を積算し出力光量データとして出力するマルチチャ
ンネルデータアキュムレータ１２とを備えている。
出力光検出袋Ｗ１０にはセレクタ１３が接続されている
。セレクタ１３には、さらに光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から
出力される近赤外光を案内する光ファイバ１４−１乃至
１４−４と、点検用光源１５から出力される光を案内す
る光ファイバ１６とが接続されている。セレクタ１３は
、コンピュータシステム２０からの選択信号ＳＥＬによ
って、光ファイバ１４−１乃至１４−４からの近赤外光
を出力光検出装置１０に加えるかあるいは光ファイバ１
６からの光を出力光検出袋ｒｌ １０に加えるかを選択
するようになっている。
。セレクタ１３には、さらに光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から
出力される近赤外光を案内する光ファイバ１４−１乃至
１４−４と、点検用光源１５から出力される光を案内す
る光ファイバ１６とが接続されている。セレクタ１３は
、コンピュータシステム２０からの選択信号ＳＥＬによ
って、光ファイバ１４−１乃至１４−４からの近赤外光
を出力光検出装置１０に加えるかあるいは光ファイバ１
６からの光を出力光検出袋ｒｌ １０に加えるかを選択
するようになっている。
点検用光源１５は、測定開始前あるいは測定中に透過光
検出袋Ｗ５４内の光の位置経路を保守点検するのに用い
られる光源であり、コンピュータシステム２０の制御の
下に光源駆動装置１７によって駆動される６点検用光源
１５から出力される光は、光ファイバ１６によってセレ
クタ１３に加わる一方、光ファイバ１８によって透過光
検出装置５４に加わるようになっており、これによって
、レンズ７０．７１などの光学系のずれ、光電子増倍管
５８の窓の曇り、光電子増倍管５８の劣化等を点検する
ことができる。
検出袋Ｗ５４内の光の位置経路を保守点検するのに用い
られる光源であり、コンピュータシステム２０の制御の
下に光源駆動装置１７によって駆動される６点検用光源
１５から出力される光は、光ファイバ１６によってセレ
クタ１３に加わる一方、光ファイバ１８によって透過光
検出装置５４に加わるようになっており、これによって
、レンズ７０．７１などの光学系のずれ、光電子増倍管
５８の窓の曇り、光電子増倍管５８の劣化等を点検する
ことができる。
コンピュータシステム２０は、従来のコンピュータシス
テム５６と同様に、プロセッサ２１．メモリ２２．出力
装置２３．入力装置２４がシステムバス２５に互いに接
続されている構成となっているが、測定開始前あるいは
測定中に診断波Ｗ１を点検するようになっている。
テム５６と同様に、プロセッサ２１．メモリ２２．出力
装置２３．入力装置２４がシステムバス２５に互いに接
続されている構成となっているが、測定開始前あるいは
測定中に診断波Ｗ１を点検するようになっている。
このような構成の診断装置１の動作を次に説明する。
先づ、酸素量の測定開始前に診断装置１を点検するには
、照射側取付具２．検出側取付具３を収納、保管されて
いる状態すなわち第２図に示すように互いに密着させた
状態にしておく。
、照射側取付具２．検出側取付具３を収納、保管されて
いる状態すなわち第２図に示すように互いに密着させた
状態にしておく。
コンピュータシステム２０は、光源制御装置５５を制御
して光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から異なる波長λ１乃至λ４
の近赤外光を順次に出力させる。
して光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４から異なる波長λ１乃至λ４
の近赤外光を順次に出力させる。
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４からの近赤外光は、光ファイバ５
０−１乃至５０−４から照射側取付具２に送られ、照射
側取付具２から検出側取付具３に直接入射し、光ファイ
バ５３を介して透過光検出装置５４に加わる。
０−１乃至５０−４から照射側取付具２に送られ、照射
側取付具２から検出側取付具３に直接入射し、光ファイ
バ５３を介して透過光検出装置５４に加わる。
透過光検出装置５４に順次に入射した異なる波長λｌ乃
至λ４の近赤外光は、フィルタ５７．レンズ７０．７１
を介して光電子増倍管５８に入射し、マルチチャンネル
フォトンカウンタ６１においてそれぞれの伝達光量が計
数され、所定回数、例えばＮ回計数された後コンピュー
タシステム２０のメモリ２２内に伝達光量データＴＲ□
１゜ＴＲ、ＴＲ、ＴＲとして記憶される。
至λ４の近赤外光は、フィルタ５７．レンズ７０．７１
を介して光電子増倍管５８に入射し、マルチチャンネル
フォトンカウンタ６１においてそれぞれの伝達光量が計
数され、所定回数、例えばＮ回計数された後コンピュー
タシステム２０のメモリ２２内に伝達光量データＴＲ□
１゜ＴＲ、ＴＲ、ＴＲとして記憶される。
Ａ２ 人３ Ａ４
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４からの近赤外光は、光ファイバ５
０−１乃至５０−４に送られると同時に、光ファイバ１
４−１乃至１４−４からセレクタエ３に送られる。なお
セレクタ１３は、コンピュータシステム２０からの選択
信号ＳＥＬによって光ファイバ１４−１乃至１４−４か
ら送られる近赤外光を選択して出力光検出袋’Ｗ １０
に加える。
０−１乃至５０−４に送られると同時に、光ファイバ１
４−１乃至１４−４からセレクタエ３に送られる。なお
セレクタ１３は、コンピュータシステム２０からの選択
信号ＳＥＬによって光ファイバ１４−１乃至１４−４か
ら送られる近赤外光を選択して出力光検出袋’Ｗ １０
に加える。
これにより、出力光検出装置１０は、光源ＬＤｌ乃至Ｌ
Ｄ４から順次に送られる異なる波長Ａ１乃至λ４の近赤
外光の出力光量をｍ算し、所定回数、例えば８回８ｆ算
した後これらの出力光量データＩ 、Ｉλ２．Ｉλ
ｓ、Ｉλ４をコンピユーλ１ タシステム２０のメモリ２２に記憶する。
Ｄ４から順次に送られる異なる波長Ａ１乃至λ４の近赤
外光の出力光量をｍ算し、所定回数、例えば８回８ｆ算
した後これらの出力光量データＩ 、Ｉλ２．Ｉλ
ｓ、Ｉλ４をコンピユーλ１ タシステム２０のメモリ２２に記憶する。
コンピュータシステム２０のメモリ２２内には、光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーが最適な状態での出力光量
データＩ 、Ｉ Ａ１０ Ａ２０・ Ｉλ３０ ・ ’Ａ４゜と、照射側取付具２．検出側取付具３．レンズ
７０．７１の光学系、光電子増倍’７Ｆ５８が最適な状
態となっているときの伝達光量データＴＲＡｌ０’ Ｔ
ＲＡ２０＝ １３０’ ＴＲＡ４０とが予Ｒ め記憶されている。
ＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーが最適な状態での出力光量
データＩ 、Ｉ Ａ１０ Ａ２０・ Ｉλ３０ ・ ’Ａ４゜と、照射側取付具２．検出側取付具３．レンズ
７０．７１の光学系、光電子増倍’７Ｆ５８が最適な状
態となっているときの伝達光量データＴＲＡｌ０’ Ｔ
ＲＡ２０＝ １３０’ ＴＲＡ４０とが予Ｒ め記憶されている。
プロセッサ７２１は、点検作業中にメモリ２２に記憶さ
れた伝達光量データＴＲ，□乃 至ＴＲ、出力光量デー
タＩえ、乃至ｌえ、を、Ａ４ 予め記憶されている上記伝達光量データＴＲよ、。
れた伝達光量データＴＲ，□乃 至ＴＲ、出力光量デー
タＩえ、乃至ｌえ、を、Ａ４ 予め記憶されている上記伝達光量データＴＲよ、。
乃至ＴＲＡ４０’出力光量データｌＡ１０乃至’Ａ４０
と比較し、これらが最適なものとなっているか否かを調
べその結果をプリンタ、ディスプレイなどの出力装置！
ｆｆ２３に出力する。
と比較し、これらが最適なものとなっているか否かを調
べその結果をプリンタ、ディスプレイなどの出力装置！
ｆｆ２３に出力する。
もし、出力光量データエ 乃至工Ａ４が出力λ１
光量データＩ□１゜乃至Ｉよ、。とかなり異なっている
ときには、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４が劣化しているかある
いは光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーが適切に調節さ
れていない状態となっているので、この状態を点検する
ことができる。
ときには、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４が劣化しているかある
いは光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーが適切に調節さ
れていない状態となっているので、この状態を点検する
ことができる。
また出力光量データｌ 乃至Ｉよ、が正常なＡ１
ものである一方で、伝達光量データＴＲよ、乃至ＴＲ，
４が伝達光量データＴＲ）、１ｏ乃至ＴＲ，、。
４が伝達光量データＴＲ）、１ｏ乃至ＴＲ，、。
とかなり異なっているときには、照射側取付具２゜検出
側取付具３が破損しまたは汚れているか、レンズ７０．
７１などの光学系にずれが生じているか、あるいは光電
子増倍管５８が劣化しまたはその窓が曇っている状態と
なっているので、この状態を点検することができる。な
お、最も精巧で特性の変化し易いレンズ７０．７１など
の光学系、光電子増倍管５８だけを点検する場合には、
後述のようにして、点検用電源１５からの光を透過光検
出装置５４に直接入射させることもできる。このときに
はセレクタ１３を切替えておく、このように点検用電源
１５からの光を透過光検出袋ｒ！１５４に直接入射させ
てその伝達光量データＴＳを調べることにより、光学系
、光電子増倍管５８の点検をより正確に行なうことがで
きる。
側取付具３が破損しまたは汚れているか、レンズ７０．
７１などの光学系にずれが生じているか、あるいは光電
子増倍管５８が劣化しまたはその窓が曇っている状態と
なっているので、この状態を点検することができる。な
お、最も精巧で特性の変化し易いレンズ７０．７１など
の光学系、光電子増倍管５８だけを点検する場合には、
後述のようにして、点検用電源１５からの光を透過光検
出装置５４に直接入射させることもできる。このときに
はセレクタ１３を切替えておく、このように点検用電源
１５からの光を透過光検出袋ｒ！１５４に直接入射させ
てその伝達光量データＴＳを調べることにより、光学系
、光電子増倍管５８の点検をより正確に行なうことがで
きる。
上述のようにして測定開始前の点検を行なうことができ
るが、酸素量の測定中には、照射側取付具２９、検出側
取付具３は、第１図に示すように例えば頭部６０に取付
けられている。このときには、前述したように、光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４が順次に駆動され、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４からの近赤外光は、光ファイバ５０−１乃至５０−４
．照射側取付具２を介して頭部６０に入射し、頭部６０
を透過した近赤外光は、検出側取付具３．光ファイバ５
３を介して透過光検出装置Ｗ５４に加わり、透過光検出
袋Ｗ、５４において透過量が計数され、１測定期間Ｍｋ
にわたって計数された計数結果がコンピュータシステム
２０に送られる。このような酸素量の測定は、測定期間
Ｍｋ （ｋ＝１．２．・・・・・・）を単位として行な
われるが、第１図の診断装置１では、測定期間Ｍｋを所
定回数、例えばｍ回（ｋ＝１〜ｍ）Ｍ返した後に１つの
点検用の測定期間を設けるようになっている。
るが、酸素量の測定中には、照射側取付具２９、検出側
取付具３は、第１図に示すように例えば頭部６０に取付
けられている。このときには、前述したように、光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４が順次に駆動され、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４からの近赤外光は、光ファイバ５０−１乃至５０−４
．照射側取付具２を介して頭部６０に入射し、頭部６０
を透過した近赤外光は、検出側取付具３．光ファイバ５
３を介して透過光検出装置Ｗ５４に加わり、透過光検出
袋Ｗ、５４において透過量が計数され、１測定期間Ｍｋ
にわたって計数された計数結果がコンピュータシステム
２０に送られる。このような酸素量の測定は、測定期間
Ｍｋ （ｋ＝１．２．・・・・・・）を単位として行な
われるが、第１図の診断装置１では、測定期間Ｍｋを所
定回数、例えばｍ回（ｋ＝１〜ｍ）Ｍ返した後に１つの
点検用の測定期間を設けるようになっている。
この点検用の測定期間ではコンピュータシステム２０は
、セレクタ１３が点検用電源１５がら出力された光を出
力光検出装置１０に加えるよう、選択信号ＳＥＬを切替
える０次いでコンピュータシステム２０は、光源駆動装
置１７を制御して、点検用光源１５を駆動する。これに
よって点検用光源１５から出力される光は、光ファイバ
１８を介して透過光検出装置５４に入射し、透過光検出
装置５４のフィルタ５７．レンズ７０．７１などの光学
系を介して光電子増倍管５８に加わり、マルチチャンネ
ルフォトンカウンタ６１において伝達光量データＴＳと
して計数され、点検用の測定期間の終了時にコンピュー
タシステム２ｏのメモリ２２に記憶される。
、セレクタ１３が点検用電源１５がら出力された光を出
力光検出装置１０に加えるよう、選択信号ＳＥＬを切替
える０次いでコンピュータシステム２０は、光源駆動装
置１７を制御して、点検用光源１５を駆動する。これに
よって点検用光源１５から出力される光は、光ファイバ
１８を介して透過光検出装置５４に入射し、透過光検出
装置５４のフィルタ５７．レンズ７０．７１などの光学
系を介して光電子増倍管５８に加わり、マルチチャンネ
ルフォトンカウンタ６１において伝達光量データＴＳと
して計数され、点検用の測定期間の終了時にコンピュー
タシステム２ｏのメモリ２２に記憶される。
一方、点検用光源１５から出力された光は、光ファイバ
１６を介して出力光検出袋ｆ１０に入射し、出力光検出
装置１０において出力光量データＩＳとして積算され、
点検用の測定期間の終了時にコンピュータシステム２０
のメモリ２２に記憶される。
１６を介して出力光検出袋ｆ１０に入射し、出力光検出
装置１０において出力光量データＩＳとして積算され、
点検用の測定期間の終了時にコンピュータシステム２０
のメモリ２２に記憶される。
プロセッサ２１は、出力光量データＩｓに基づいて点検
用光源１５の出力パワーが適切なものであることを確認
した上で伝達光量データＴＳが妥当なものか否かを判断
し、その結果を出力装置２３に出力する。
用光源１５の出力パワーが適切なものであることを確認
した上で伝達光量データＴＳが妥当なものか否かを判断
し、その結果を出力装置２３に出力する。
このようにして検出された伝達光量データＴＳが、予め
検出されている最適の伝達光量データと異なっていると
きには、レンズ７０．７１などの光学系、光電子増倍管
５８が正常でないことを点検することができる。
検出されている最適の伝達光量データと異なっていると
きには、レンズ７０．７１などの光学系、光電子増倍管
５８が正常でないことを点検することができる。
このような点検用の測定期間を、所定回数、例えばｍの
測定期間の後に設けているので、診断装置１を長時間連
続して作動させているような場合にも、診断装置１を停
止させずに装置の状態を一定の時間間隔で定期的に点検
することができる。
測定期間の後に設けているので、診断装置１を長時間連
続して作動させているような場合にも、診断装置１を停
止させずに装置の状態を一定の時間間隔で定期的に点検
することができる。
以上のように、本実施例によれば、酸素量の測定開始前
には、照射側取付具２．検出側取付具３を収納、保管し
た状態で診断装置１の点検を自動的に行ない、その結果
を出力装置２３に出力させるので、何ら煩雑な操作を必
要とせずに保守点検作業を迅速かつ正確に行なうことが
できる。また測定中には、所定回数の測定期間経過後に
点検用の測定期間を設けて診断袋Ｗ１の点検を定期的に
行ない、その結果を出力装置２３に出力させるので、診
断装置１の測定動作を中断させることなく保守点検作業
を迅速かつ正確に行なわせることができて、オペレータ
は出力装Ｒ２３からの結果に基づいて診断装置１の状態
を常時把握することができる。
には、照射側取付具２．検出側取付具３を収納、保管し
た状態で診断装置１の点検を自動的に行ない、その結果
を出力装置２３に出力させるので、何ら煩雑な操作を必
要とせずに保守点検作業を迅速かつ正確に行なうことが
できる。また測定中には、所定回数の測定期間経過後に
点検用の測定期間を設けて診断袋Ｗ１の点検を定期的に
行ない、その結果を出力装置２３に出力させるので、診
断装置１の測定動作を中断させることなく保守点検作業
を迅速かつ正確に行なわせることができて、オペレータ
は出力装Ｒ２３からの結果に基づいて診断装置１の状態
を常時把握することができる。
以上に説明したように、本発明によれば、診断装置の保
守点検を容易にかつ確実に行なうことができる。特に第
１の発明によれば、照射側取付具と検出側取付具とを組
立可能な構造にしているので、測定開始前に診断装置内
の近赤外光の伝達経路を容易に点検することができる。
守点検を容易にかつ確実に行なうことができる。特に第
１の発明によれば、照射側取付具と検出側取付具とを組
立可能な構造にしているので、測定開始前に診断装置内
の近赤外光の伝達経路を容易に点検することができる。
また第２の発明によれば、透過量検出手段に点検用の光
を入射させる点検用光源を設けているので、測定開始前
、測定中を問わず、透過量検出手段内の光の伝達経路を
容易にかつ精度良く点検することができる。
を入射させる点検用光源を設けているので、測定開始前
、測定中を問わず、透過量検出手段内の光の伝達経路を
容易にかつ精度良く点検することができる。
さらに第３の発明によれば、出力光量検出手段をも設け
ているので、複数の光源を点検することも可能となり、
また点検用光源からの光の伝達光重を出力光量で例えば
規格化することにより透過量検出手段内の光の伝達経路
を一層精度良く点検することができる。
ているので、複数の光源を点検することも可能となり、
また点検用光源からの光の伝達光重を出力光量で例えば
規格化することにより透過量検出手段内の光の伝達経路
を一層精度良く点検することができる。
第１図は本発明の診断装置の構成図、第２は照射側取付
具と検出側取付具を組立てた状態を示す図、第３図は照
射側取付具、検出側取付具の変形例を示す図、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（ｄ）はそれぞれ駆動信号Ａ
ＣＴＩ乃至ＡＣＴ４のタイムチャート、第６図（ｅ）は
制御信号ＣＴＬのタイムチャートである。 １・・・診断装置、２・・・照射側取付具、３・・・検
出側取付具、４，５・・・フランジ、６・・・止め具、
１０・・・出力光検出装置、１３・・・セレクタ、１５
・・・点検用光源、２０・・・コンピュータシステム、
５４・・・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２図 第３図 ５０−１乃郵０−４ 手続補正書く自発） ７ 昭和６２年９月０３日 １ 事件の表示 昭和６２年特許願第１１０４７１号 ２ 発明の名称 診断装置 ３ 補正をする者 事件との関係 特許出願人 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３頁第３行目乃至第４行目に「体内器官
」とあるのを「体内器官等の被測定物」と訂正する。 （３）明細書第３頁第６行目、第１５頁第１０行目、第
１５頁第１５行目、第１６頁第３行目乃至第４行目、第
１６頁第１３行目、第１６頁第１５行目、第１６頁第１
８行目乃至第１９行目、第１７頁第１３行目、第１７頁
第１５行目、第１７頁第１７行目、第２９頁第１８行目
に「近赤外光」とあるのを「電磁波」と訂正する。 （４）明細書第３頁第７行目、第１５頁第１０行目、第
１５頁第１１行目、第４８頁第６行目に「体内器官」と
あるのを「被測定物」と訂正する。 （５）明細書第１５頁第８行目乃至第９行目に［近赤外
光を・・・・・・複数の光源と」とあるのを「電磁波を
出力する光源と」と訂正する。 （６）明細書第１５頁第９行目、第１５頁第１８行目、
第１６頁第３行目、第１６頁第１４行目、第１７頁第３
行目、第１７頁第１２行目、第１７頁第１６行目、第１
７頁第１８行目、第１８頁第１行目、第１８頁第７行目
、第１８頁第８行目、第３０頁第５行目の「複数の」を
削除する。 （７）明細書第１５頁第１１行目に「赤外光」とあるの
をｒ電磁波」と訂正する。 （８）明細書第１５頁第２０行目、第１６頁第４行目、
第１７頁第８行目、第１８頁第４行目、第１８頁第１１
行目、第１８頁第１５行目、第２９頁第２０行目、第３
０頁第２行目、第３０頁第６行目、第３０頁第８行目に
「光」とあるのを「電磁波」と訂正する。 （９）明細丼第１７頁第５行目に「点検用の光を・・・
・・・点検用の光は」とあるのを「点検用の電磁波を出
力させる０点検用の電磁波は」と訂正する。 （１０）明細書第１９頁第１１行目に「患者」とあるの
を「被＠名Ｊと訂正する。 （１１）明細書第２１頁第１４行目に「位置経路」とあ
るのを「伝達経路」と訂正する。 （１２）明細書第２９頁第１２行目と第１３行目との間
に「なお上述の実施例では、光源を複数のものとしたが
、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、また本発明の
診断装置は、医学的な診断の分野のみならずより広汎な
診断すなわち測定の分野にも適用可能であり、診断対象
は体内器官に限らず、肉片なとの一般的な被測定物でも
良い、さらに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、」を特徴する
特許請求の範囲 １）ｎなる波長の、磁２を甲 る と、誼■から出
力される蔓豊羞を東凪定〕に入射させるための照射側取
付具と、１五工〕を透過した℃Ｕを透過量検出手段に案
内するための検出側取付具とを備え、前記照射側取付具
および検出側取付具は、照射側取付具からの１風五が検
出側取付具に直接入射するように組立可能な構造となっ
ていることを特徴とする診断装置。 ２）異なる波長の−′ “° る２パ と、銭■から
出力される！旦状を１五主］に入射させるための照射側
取付具と、隨短ヱ〕を透過した電柱を透過量検出手段に
案内するための検出側取付具と、肛兄元１が駆動されて
いない期間に駆動され、出力された点検用の１風兼を透
過量検出手段に入射させるための点検用光源とを備えて
いることを特徴とする診断装置。 ３）異なる波長の一； ゛ 甲 る 、 、誼光勇
から出力される１處１を１五工〕に入射させるための照
射側取付具と、Ｗを透過した℃ｔＷを透過量検出手段に
案内するための検出側取付具と、１証左１が駆動されて
いない期間に駆動され、出力された点検用の１嫉盈を透
過量検出手段に入射させるための点検用光源と、煎ｊ９
具と検出側取付具を組立てた状態を示す図、第３図は照
射側取付具、検出側取付具の変形例を示す図、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（ｄ）はそれぞれ駆動信号Ａ
ＣＴＩ乃至ＡＣＴ４のタイムチャート、第６図（ｅ）は
制御信号ＣＴＬのタイムチャートである。 １・・・診断装置、２・・・照射側取付具、３・・・検
出側取付具、４，５・・・フランジ、６・・・止め具、
１０・・・出力光検出装置、１３・・・セレクタ、１５
・・・点検用光源、２０・・・コンピュータシステム、
５４・・・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２図 第３図 ５０−１乃郵０−４ 手続補正書く自発） ７ 昭和６２年９月０３日 １ 事件の表示 昭和６２年特許願第１１０４７１号 ２ 発明の名称 診断装置 ３ 補正をする者 事件との関係 特許出願人 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３頁第３行目乃至第４行目に「体内器官
」とあるのを「体内器官等の被測定物」と訂正する。 （３）明細書第３頁第６行目、第１５頁第１０行目、第
１５頁第１５行目、第１６頁第３行目乃至第４行目、第
１６頁第１３行目、第１６頁第１５行目、第１６頁第１
８行目乃至第１９行目、第１７頁第１３行目、第１７頁
第１５行目、第１７頁第１７行目、第２９頁第１８行目
に「近赤外光」とあるのを「電磁波」と訂正する。 （４）明細書第３頁第７行目、第１５頁第１０行目、第
１５頁第１１行目、第４８頁第６行目に「体内器官」と
あるのを「被測定物」と訂正する。 （５）明細書第１５頁第８行目乃至第９行目に［近赤外
光を・・・・・・複数の光源と」とあるのを「電磁波を
出力する光源と」と訂正する。 （６）明細書第１５頁第９行目、第１５頁第１８行目、
第１６頁第３行目、第１６頁第１４行目、第１７頁第３
行目、第１７頁第１２行目、第１７頁第１６行目、第１
７頁第１８行目、第１８頁第１行目、第１８頁第７行目
、第１８頁第８行目、第３０頁第５行目の「複数の」を
削除する。 （７）明細書第１５頁第１１行目に「赤外光」とあるの
をｒ電磁波」と訂正する。 （８）明細書第１５頁第２０行目、第１６頁第４行目、
第１７頁第８行目、第１８頁第４行目、第１８頁第１１
行目、第１８頁第１５行目、第２９頁第２０行目、第３
０頁第２行目、第３０頁第６行目、第３０頁第８行目に
「光」とあるのを「電磁波」と訂正する。 （９）明細丼第１７頁第５行目に「点検用の光を・・・
・・・点検用の光は」とあるのを「点検用の電磁波を出
力させる０点検用の電磁波は」と訂正する。 （１０）明細書第１９頁第１１行目に「患者」とあるの
を「被＠名Ｊと訂正する。 （１１）明細書第２１頁第１４行目に「位置経路」とあ
るのを「伝達経路」と訂正する。 （１２）明細書第２９頁第１２行目と第１３行目との間
に「なお上述の実施例では、光源を複数のものとしたが
、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、また本発明の
診断装置は、医学的な診断の分野のみならずより広汎な
診断すなわち測定の分野にも適用可能であり、診断対象
は体内器官に限らず、肉片なとの一般的な被測定物でも
良い、さらに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、」を特徴する
特許請求の範囲 １）ｎなる波長の、磁２を甲 る と、誼■から出
力される蔓豊羞を東凪定〕に入射させるための照射側取
付具と、１五工〕を透過した℃Ｕを透過量検出手段に案
内するための検出側取付具とを備え、前記照射側取付具
および検出側取付具は、照射側取付具からの１風五が検
出側取付具に直接入射するように組立可能な構造となっ
ていることを特徴とする診断装置。 ２）異なる波長の−′ “° る２パ と、銭■から
出力される！旦状を１五主］に入射させるための照射側
取付具と、隨短ヱ〕を透過した電柱を透過量検出手段に
案内するための検出側取付具と、肛兄元１が駆動されて
いない期間に駆動され、出力された点検用の１風兼を透
過量検出手段に入射させるための点検用光源とを備えて
いることを特徴とする診断装置。 ３）異なる波長の一； ゛ 甲 る 、 、誼光勇
から出力される１處１を１五工〕に入射させるための照
射側取付具と、Ｗを透過した℃ｔＷを透過量検出手段に
案内するための検出側取付具と、１証左１が駆動されて
いない期間に駆動され、出力された点検用の１嫉盈を透
過量検出手段に入射させるための点検用光源と、煎ｊ９
【遂Ｊ２五二世１入１および前記点検用光源からの１虱
差の出力光量を時分割で検出する出力光量検出手段とを
備え、前記照射側取付具および検出側取付具は、照射側
取付具からの１風ぶが検出側取付具に直接入射するよう
に組立可能な構造となっている二と至■】とする診断装
置。
差の出力光量を時分割で検出する出力光量検出手段とを
備え、前記照射側取付具および検出側取付具は、照射側
取付具からの１風ぶが検出側取付具に直接入射するよう
に組立可能な構造となっている二と至■】とする診断装
置。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １）異なる波長の近赤外光をそれぞれ順次に出力する複
数の光源と、該複数の光源から出力される近赤外光を体
内器官に入射させるための照射側取付具と、体内器官を
透過した赤外光を透過量検出手段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検出側取付
具は、照射側取付具からの近赤外光が検出側取付具に直
接入射するように組立可能な構造となっていることを特
徴とする診断装置。 ２）異なる波長の近赤外光をそれぞれ順次に出力する複
数の光源と、該複数の光源から出力される近赤外光を体
内器官に入射させるための照射側取付具と、体内器官を
透過した赤外光を透過量検出手段に案内するための検出
側取付具と、前記複数の光源が駆動されていない期間に
駆動され、出力された点検用の光を透過量検出手段に入
射させるための点検用光源とを備えていることを特徴と
する診断装置。 ３）異なる波長の近赤外光をそれぞれ順次に出力する複
数の光源と、該複数の光源から出力される近赤外光を体
内器官に入射させるための照射側取付具と、体内器官を
透過した赤外光を透過量検出手段に案内するための検出
側取付具と、前記複数の光源が駆動されていない期間に
駆動され、出力された点検用の光を透過量検出手段に入
射させるための点検用光源と、前記複数の光源からの近
赤外光の出力光量および前記点検用光源からの光の出力
光量を時分割で検出する出力光量検出手段とを備え、前
記照射側取付具および検出側取付具は、照射側取付具か
らの近赤外光が検出側取付具に直接入射するように組立
可能な構造となっていることをを特徴とする診断装置。
Priority Applications (7)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62110471A JPS63277039A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
| US07/188,910 US4908762A (en) | 1987-05-08 | 1988-05-02 | Oximeter with system for testing transmission path |
| US07/189,257 US5103829A (en) | 1987-05-08 | 1988-05-02 | Examination apparatus for measuring oxygenation in body organs |
| EP88304138A EP0290279B1 (en) | 1987-05-08 | 1988-05-06 | Examination apparatus for measuring oxygenation |
| DE88304138T DE3882426T2 (de) | 1987-05-08 | 1988-05-06 | Untersuchungsgerät zur Messung der Sauerstoffsättigung. |
| EP88304133A EP0290275B1 (en) | 1987-05-08 | 1988-05-06 | Examination apparatus for measuring oxygenation |
| DE88304133T DE3882274T2 (de) | 1987-05-08 | 1988-05-06 | Untersuchungsgerät zur Messung der Sauerstoffsättigung. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62110471A JPS63277039A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63277039A true JPS63277039A (ja) | 1988-11-15 |
Family
ID=14536545
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62110471A Pending JPS63277039A (ja) | 1987-05-08 | 1987-05-08 | 診断装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4908762A (ja) |
| EP (1) | EP0290279B1 (ja) |
| JP (1) | JPS63277039A (ja) |
| DE (1) | DE3882426T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009101051A (ja) * | 2007-10-25 | 2009-05-14 | Shimadzu Corp | 光生体計測装置 |
Families Citing this family (135)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5139025A (en) | 1983-10-14 | 1992-08-18 | Somanetics Corporation | Method and apparatus for in vivo optical spectroscopic examination |
| US5873821A (en) * | 1992-05-18 | 1999-02-23 | Non-Invasive Technology, Inc. | Lateralization spectrophotometer |
| US5402778A (en) * | 1993-01-19 | 1995-04-04 | Nim Incorporated | Spectrophotometric examination of tissue of small dimension |
| US5596987A (en) * | 1988-11-02 | 1997-01-28 | Noninvasive Technology, Inc. | Optical coupler for in vivo examination of biological tissue |
| US5122974A (en) * | 1989-02-06 | 1992-06-16 | Nim, Inc. | Phase modulated spectrophotometry |
| US5564417A (en) * | 1991-01-24 | 1996-10-15 | Non-Invasive Technology, Inc. | Pathlength corrected oximeter and the like |
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| EP0290279A1 (en) | 1988-11-09 |
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