JP3310390B2 - 散乱媒質内吸光物質の濃度測定方法および装置 - Google Patents

散乱媒質内吸光物質の濃度測定方法および装置

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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、散乱媒質（例えば生体
組織）の内部に存在する吸光物質（例えばヘモグロビ
ン）の濃度を測定する方法および装置に関するものであ
る。
【０００２】
【従来の技術】近赤外領域付近の波長を持つ光を生体組
織（末梢部）内に入射した場合、生体組織内での入射光
の吸収は血液中のヘモグロビンに大きく影響される。こ
のヘモグロビンの影響は酸素化状態のヘモグロビン（Ｈ
ｂＯ2 ）と脱酸素化状態のヘモグロビン（Ｈｂ）とでは
異なり、生体組織内における入射光の吸収スペクトルは
このヘモグロビンの状態によって図１２のグラフに示す
ように変化する。同グラフの横軸は入射光の波長［ｎ
ｍ］、縦軸は吸光度［ｍＭ-1ｃｍ-1］を示している。同
グラフに示すように、波長８００ｎｍを境にして入射光
の波長が短いと脱酸素化状態（Ｈｂ）のヘモグロビンに
よる光吸収が大きく、波長が長くなると酸素化状態（Ｈ
ｂＯ2 ）のヘモグロビンによる光吸収が大きくなってい
る。すなわち、生体組織内の酸素代謝状況により、生体
組織内での光吸収は大きく変化することが理解される。
【０００３】従来、この原理を利用した生体組織酸素代
謝モニタの開発が進められており、現在は実用化の段階
にある。しかし、このような酸素代謝モニタでは、測定
開始時からの相対的変化をモニタできるのみである。こ
のため、ヘモグロビンの全濃度に対する酸素化ヘモグロ
ビン（ＨｂＯ2 ）の濃度の比である生体組織内血液酸素
飽和度（ＳＯ2 値）は計測できない。従って、生体組織
内における酸素代謝の指標であるＳＯ2 値を知ることは
できない。このため、以下の方法および装置を用いてこ
のＳＯ2 値を計測する試みがなされている。
【０００４】第１に、生体組織（末梢部）の内部におけ
る血液中のＳＯ2 値を計測する装置としてSomanetics社
製の計測装置（商品名；Cerebral Oximeter(invos 310
0))がある。この装置においては図１３に示す原理を用
いて、光散乱媒質（生体組織）内における吸光物質（ヘ
モグロビン）の濃度測定が行われる。つまり、生体組織
１に近赤外領域の異なる波長を持つ連続（ＣＷ）光を入
射し、この光入射位置から距離ｒ１，ｒ２離れた検出位
置で入射光の減衰量を検出する。生体組織内における入
射光の吸収プロファイルは前記のように異なるため、異
なる波長を持つ各入射光の光減衰量と、光入射位置およ
び検出位置間の各距離ｒ１，ｒ２との相関関係から、Ｈ
ｂおよびＨｂＯ2 の各濃度が得られ、血液中のＳＯ2 値
が計測される。
【０００５】第２に、Ｂ．Ｃｈａｎｃｅらが米国特許５
１１９８１５号で開示する、光時間分解計測法（Time R
esolved Spectrscopy)を用いた光散乱媒質内吸光物質の
分光手法があり、この分光手法が生体組織内血液中のＳ
Ｏ2 値計測に適用できることが示されている。つまり、
光パルスが生体組織内に入射され、光散乱のために時間
的に拡がった光パルスのプロファイルが時間分解計測さ
れ、時間変化に対する光強度変化を示すプロファイルが
得られる。生体組織内での光吸収は、得られたプロファ
イルの光強度を対数でとり、この光強度変化の時間に対
する傾きを求めることにより計測される。ＨｂとＨｂＯ
2 とでは光吸収プロファイルが異なるため、異なる波長
を持つ２つの光パルスを生体組織内に入射して時間分解
計測を行えば、各波長の光パルスに対する光吸収が計測
され、血液中のＳＯ2 値が算出される。
【０００６】第３に、同じＢ．Ｃｈａｎｃｅらが米国特
許４９７２３３１号で開示する、位相変調法（Frequenc
y Resolved Spectrscopy) を用いた光散乱媒質内吸光物
質の分光手法があり、この分光手法も血液中のＳＯ2 値
計測に適用できることが示されている。つまり、生体組
織内に変調光が入射され、この変調光が生体組織内を伝
搬することによって生じる位相変化に基づき、入射光の
光吸収が検出される。この位相変化は生体組織内の吸光
物質の種類および入射変調光の波長によって異なるた
め、異なる波長を持つ変調光が生体組織に入射されるこ
とにより、ＨｂおよびＨｂＯ2 の各濃度比が検出され、
血液中のＳＯ2 値が算出される。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来の散乱媒質内吸光物質の濃度測定には、次の問題があ
った。
【０００８】第１の従来技術であるSomanetics社製の計
測装置は、複数の検出位置で入射光の減衰量を検知する
ため、光検出装置を複数設ける必要があり、装置設定が
煩雑になる。しかも、各光検出装置を皮膚に接触する条
件を等しく設定する必要があり、さらに、等しい条件に
設定しても、光検出装置が設定された状態で人が動く
と、各位置における光検出条件が不揃いになる可能性が
高い。すなわち、この様な計測装置においては光計測処
理に不確定な要素が含まれ、血液中のＳＯ2 値を正確に
測定することは困難である。
【０００９】また、第２の従来技術である光時間分解計
測法を用いたものは、光強度時間プロファイルの傾きか
ら入射光の光吸収を検出するため、光強度時間プロファ
イルの全体を計測する必要がある。このため、測定デー
タからＳＯ2 値を求める演算処理が複雑になり、この演
算処理に必要とされる回路構成も大きくなる。また、同
計測法においては生体組織に入射する光パルスの波長を
２波長とし、各波長の入射パルス光を時間分解計測して
血液中のＳＯ2 値を算出しているが、このような２波長
計測が可能なのは、生体組織内においてヘモグロビン以
外のバックグラウンド吸収が無視できる場合だけであ
る。ヘモグロビン以外に生体組織内に存在するＨ2 Ｏ、
蛋白等は、近赤外領域における入射光に対して一般的に
無視することができず、従って、Ｂ．Ｃｈａｎｃｅらの
提案する散乱媒質内吸光物質の濃度測定は、極めて限ら
れた散乱媒質に対してしかＳＯ2 値計測をすることがで
きない。
【００１０】また、第３の従来技術である位相変調法を
用いてＳＯ2 値を測定する技術においては、入射光の最
適な変調周波数が生体組織内の散乱条件や境界条件等に
よって異なることが予想される。このため、光パルスを
入射する各生体組織ごとに変調周波数を設定し直さなけ
ればならず、光計測処理を簡単に行えない。また、この
変調周波数設定がその生体組織に最適に設定されない
と、正確なＳＯ2 値を測定することはできない。また、
このような変調光を用いた従来技術においても２波長の
近赤外光を用いた計測を行っているが、上記のようにバ
ックグラウンド吸収が無視できないため、限られた光散
乱媒質についてしか吸光物質の濃度測定を行えない。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明はこのような課題
を解決するためになされたもので、ｎ（ｎ≧２）種類の
吸光物質を含む散乱媒質の所定位置からある特定波長の
光を入射し、光入射位置から一定距離離れた所定位置に
おいて散乱媒質内を光散乱した光を検出し、検出した光
に基づいて特定波長の光の散乱媒質内における平均光路
長を算出し、散乱媒質に入射する光の波長を変えてｎ＋
１種類の波長の光に対する各平均光路長を求め、これら
各平均光路長から２波長光間の各平均光路長差を求め、
この平均光路長差は吸光物質の２波長光間の吸光度の差
に逆比例することに基づいて散乱媒質内における各吸光
物質の濃度比を求めることを特徴とするものである（医
療行為を除く）。
【００１２】また、特定波長のパルス光を時間間隔をお
いて発生する光源と、この光源から出射された各パルス
光をｎ（ｎ≧２）種類の吸光物質を含む散乱媒質の所定
位置から入射し散乱媒質内を光散乱した各パルス光を光
入射位置から一定距離離れた所定位置から取り出す導光
手段と、この導光手段によって取り出された各パルス光
を時間分解計測する光検出手段と、光源の出射するパル
ス光の波長を制御する波長制御手段と、この波長制御手
段によって光源の出射するパルス光の波長を制御して得
られるｎ＋１種類の波長の各パルス光に対する時間分解
計測結果からｎ＋１種類の波長の光についての散乱媒質
内における平均光路長を算出する光路長演算手段と、こ
の光路長演算手段において算出した各平均光路長から２
波長光間の各平均光路長差を求めこの平均光路長差は吸
光物質の２波長光間の吸光度の差に逆比例することに基
づいて散乱媒質内における各吸光物質の濃度比を求める
濃度演算手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００１３】
【作用】散乱媒質内で光散乱した入射光は散乱媒質の１
箇所で検出される。
【００１４】また、測定対象とされる吸光物質以外のバ
ックグラウンド要因が散乱媒質内に存在していても、こ
のバックグラウンド要因による光吸収の影響を受けるこ
とはない。
【００１５】また、散乱媒質に入射する光は、散乱媒質
内における光散乱等の条件にかかわらず、設定される。
【００１６】
【実施例】次に、本発明による散乱媒質内吸光物質の濃
度測定方法および装置を、生体組織末梢部血液中のＨｂ
濃度およびＨｂＯ2 濃度測定に適用した場合について説
明する。この濃度測定は、［１］散乱媒質内における平
均光路長と光吸収情報を結びつける過程と、［２］平均
光路長を計測する過程と、［３］異なる２波長の光パル
スの平均光路長差から光吸収情報を収得する過程と、
［４］この光吸収情報から散乱媒質内における吸光物質
の濃度比を導出する過程とを原理的に備えている。以下
にこの各過程を詳細に説明する。
【００１７】［１］平均光路長と光吸収情報を結びつけ
る過程 図１（ａ）に示すように、生体組織１１に光パルスを入
射すると、光パルスは時間的な拡がりをもって散乱し、
検出される。このように検出される光パルスの強度は同
図（ｂ）のグラフに示されるプロファイルを有してい
る。同グラフの横軸は時間［ｎｓ］、縦軸は検出光強度
［ａ. ｕ.]を示している。同グラフに示すように、光パ
ルス入射位置および検出位置間における光パルスの平均
光路長は、生体組織内における光吸収の影響によって変
化する。つまり、同グラフに点線で示されるプロファイ
ルＸを持つパルス光が入射された場合、生体組織内にお
ける光吸収が大きければ検出プロファイルはプロファイ
ルＡになり、光吸収が小さければプロファイルＢにな
る。すなわち、生体組織内を光パルスが通過する平均到
達時間＜ｔ＞は、生体組織内の光吸収状態に応じて変化
する。この平均到達時間＜ｔ＞は、パルス光が入射され
る時間零に示される入射タイミングから、各プロファイ
ルＡ，Ｂの重心位置ａ，ｂまでの時間に相当し、同グラ
フに示すように、光吸収が大きければ平均到達時間＜ｔ
＞は短くなり、光吸収が小さければ平均到達時間＜ｔ＞
は長くなる。本出願人らは別途の特許出願（特願平２−
３２２１０５号、特開平４−１９１６４２号）におい
て、このような時間的拡がりを持つ入射光パルスについ
て実際に観測される検出強度ｆ（ｔ，εＶＣ）は、散乱
媒質内に吸光物質がないときの光強度ｆ0 （ｔ）と、吸
光物質があるときの光強度１０-εVCt との積として次
式に示されることを開示している。
【００１８】 ｆ（ｔ，εＶＣ）＝ｆ0 （ｔ）１０-εVCt …（１） ここで、ｔは光パルス入射時からの時間、εは入射光の
波長によって異なる散乱媒質内吸光物質の吸光係数、Ｖ
は吸光物質のモル濃度、Ｃは散乱媒質内における光速を
表している。
【００１９】この（１）式は光入射位置から検出位置に
到達するまでの時間に対する光子の分布、すなわち散乱
時間プロファイルと考えられ、光吸収のないときの散乱
時間プロファイルｆ0 （ｔ）に対してε，Ｖ，Ｃの各パ
ラメータが増えている。計算の簡略化のため、指数の底
を１０からｅに代え、指数部−εＶＣｔを−ａｔと置き
換えると、（１）式は次の（２）式に表される。
【００２０】 ｆ（ｔ，ａ）＝ｆ0 （ｔ）ｅ-at …（２） ただし、指数の底をｅとしたときの吸光係数をε´と
し、εＶＣ＝２．３０３ε´ＶＣ＝ａである。
【００２１】また、光子が光入射位置から検出位置に到
達するのに要する平均光路長Ｃ＜ｔ（ａ）＞は、次の
（３）式に定義される。
【００２２】
【数１】
【００２３】この（３）式の分子、分母をテーラー展開
して近似として一次項までとり、次の（４）式に示され
る積分項で割る。
【００２４】
【数２】
【００２５】つまり、以下に示される式変換を行うこと
によって（５）式が得られる。ただし、ａ＝ａ0 ＋△ａ
（△ａ＜＜（△ａ／ａ））とし、以下の（５）式を導く
うえでラプラス変換の関係を用いる。
【００２６】
【数３】
【００２７】［２］平均光路長を計測する過程 平均光路長は（３）式で定義されているが、数列形式で
書き直すと次の（６）式になる。
【００２８】
【数４】
【００２９】ここで、時間ｔn （＝ｔ１，ｔ２，ｔ３
…）は図２のグラフに示すように一定間隔で取られる。
同グラフの横軸は時間ｔ、縦軸は光強度ｆ（ｔ）を示し
ており、同グラフは、点線で示されるプロファイルＸを
持つ光パルスが生体組織内に入射され、検出プロファイ
ルＹが得られた場合を示している。
【００３０】この（６）式から次のようにして平均光路
長Ｃ＜ｔ＞が求められる。つまり、生体組織内へ光パル
スを入射するタイミングを、プロファイルＸを持つ入射
光の入射時を基準にして各遅延時間ｔn をもたせ、各時
間ごとに光強度ｆ（ｔn ，εＣＶ）を測定する。そし
て、（６）式の分子に表された光強度ｆ（ｔn ，εＣ
Ｖ）および遅延時間ｔn の積を積算し、また、同式の分
母に表された光強度ｆ（ｔn ，εＣＶ）を積算し、各積
算結果の商をとることにより、平均光路長Ｃ＜ｔ＞が算
出される。
【００３１】また、単一光子計測を行えば、平均光路長
は次の（７）式によっても求めることが可能である。
【００３２】
【数５】
【００３３】ここで、Ｎは計測した光子数を示してい
る。
【００３４】この単一光子計測によれば図３に示す検出
プロファイルが得られる。同グラフは、図２のグラフと
同様に、横軸は時間ｔ、縦軸は光強度ｆ（ｔ）を示して
いる。プロファイルＸを持つ光パルスを生体組織内に入
射し、この光パルス入射時からの遅延時間が異なる複数
の光子をそれぞれ単一に計測することにより、検出プロ
ファイルＹが得られる。従って、一つ一つの光子の入射
時から検出時までの各遅延時間を積算していき、（７）
式に示すようにこの積算値を総光子数Ｎで割れば、平均
光路長が算出される。
【００３５】［３］平均光路長差から光吸収情報を収得
する過程 次に、このように求めた平均光路長から、以下のように
して散乱媒質内における光吸収情報を収得する。つま
り、まず、前記の（５）式を次のように変換することに
より、以下の（８）式が得られる。
【００３６】 ＜ｔ（ａ）＞−＜ｔ（ａ）＞＜ｔ（ａ0 ）＞△ａ＝ ＜ｔ（ａ0 ）＞−＜ｔ2 （ａ0 ）＞△ａ ∴ ＜ｔ（ａ）＞−＜ｔ（ａ0 ）＞＝ （＜ｔ（ａ）＞＜ｔ（ａ0 ）＞−＜ｔ2 （ａ0 ）＞）△ａ …（８） ここで、＜ｔ（ａ）＞＜ｔ（ａ0 ）＞＝＜ｔ（ａ0 ）＞
2 と近似すると、（８）式は次の（９）式に示される。
【００３７】 ＜ｔ（ａ）＞−＜ｔ（ａ0 ）＞＝ （＜ｔ（ａ0 ）＞2 −＜ｔ2 （ａ0 ）＞）△ａ ∴ ＜ｔ（ａ）＞−＜ｔ（ａ0 ）＞＝Ｐ（ａ0 ）△ａ …（９） ただし、Ｐ（ａ0 ）＝＜ｔ（ａ0 ）＞2 −＜ｔ
2 （ａ0 ）＞であり、このＰ（ａ0 ）は負となる。
【００３８】次に、散乱媒質内での散乱が等しい、つま
りｆ0 （ｔ）が等しいとされる２つの異なる波長λ１，
λ２を持つ光パルスを生体組織内に入射した場合には、
上記（９）式から次の（１０）式が得られる。ここで、
波長λ１における変数ａをａλ1，定数ａ0 をａ0λ1 と
し、波長λ２における変数ａをａλ2，定数ａ0 をａ
0λ2 とする。
【００３９】 ＜ｔ（ａλ1）＞−＜ｔ（ａ0λ1 ）＞＝Ｐ（ａ0λ1 ）△ａλ1 ＜ｔ（ａλ2）＞−＜ｔ（ａ0λ2 ）＞＝Ｐ（ａ0λ2 ）△ａλ2 …（１０） この（１０）式においてａ0λ1 ，ａ0λ2 は散乱に依存
するのでａ0λ1 ＝ａ0λ2 ＝ａ0 と考えれば、△ａλ1
＝ａλ1−ａ0 ，△ａλ2＝ａλ2−ａ0 であるから、次
の（１１）式が得られる。
【００４０】 ＜ｔ（ａλ2）＞−＜ｔ（ａλ1）＞＝Ｐ（ａ0 ）・（ａλ2−ａλ1）…（１１） εＶＣ＝ａであるから、波長λ１における吸光係数をε
λ1、波長λ２における吸光係数をελ2とすると、ａ
λ1＝ελ1ＣＶ、ａλ2＝ελ2ＣＶとなり、指数の底を
ｅから１０に戻すと、（１１）式は次の（１２）式に表
される。ただし、指数の底を１０にしたときのＰ
（ａ0 ）をＰ´（ａ0 ）とする。
【００４１】 ｛＜ｔ（ελ2ＣＶ）＞−＜ｔ（ελ1ＣＶ）＞｝＝ Ｐ´（ａ0 ）（ελ2−ελ1）ＶＣ …（１２） この（１２）式は、異なる２波長の光パルスの平均光路
長の差が散乱媒質内の吸光度に逆比例することを示して
いる。従って、平均光路長差を求めることによって散乱
媒質内における光吸収情報が収得される。
【００４２】［４］散乱媒質内における吸光物質の濃度
比を導出する過程 次に、このように算出された平均光路長差から、散乱媒
質内における吸光物質の濃度比、つまり、生体組織内血
液中のＳＯ2 値を求める。このためには、生体組織内の
酸素化ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ）、脱酸素化ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）の各濃度比を得なければならない。このため
には、（１２）式に示される平均光路長差を２種類得な
ければならず、従って、少なくとも３波長（λ１，λ２
およびλ３）についての平均光路長の計測が必要とされ
る。ここで、各波長におけるＨｂＯ2 、Ｈｂの吸光係数
を以下の表１のように表すことにする。
【００４３】
【表１】
【００４４】また、生体組織内のＨｂＯ2 、Ｈｂの各濃
度をＶHbO2，ＶHbとし、各波長の光パルスが生体組織内
を伝搬する平均到達時間を＜ｔ＞λ1、＜ｔ＞λ2および
＜ｔ＞λ3とする。また、生体組織内においてはヘモグ
ロビン以外のバックグラウンド要因によって光吸収があ
るが、このバックグラウンド要因による光吸収を
αλ1，αλ2およびαλ3とする。このとき、各波長λ
１、λ２およびλ３を持つ各パルス光を生体組織内に入
射したときの光吸収ａλ1，ａλ2およびａλ3は次の
（１３）式に示される。
【００４５】 ａλ1＝（εHbO2 ,λ1・ＶHbO2＋εHb,λ1 ・ＶHb＋αλ1）Ｃ ａλ2＝（εHbO2 ,λ2・ＶHbO2＋εHb,λ2 ・ＶHb＋αλ2）Ｃ ａλ3＝（εHbO2 ,λ3・ＶHbO2＋εHb,λ3 ・ＶHb＋αλ3）Ｃ …（１３） 従って、（１２）式は以下の（１４）式に書き替えられ
る。ただし、生体組織内でのバックグラウンド吸収は各
波長とも等しいものと考える（αλ1＝αλ2＝
αλ3）。
【００４６】 ＜ｔ＞λ2−＜ｔ＞λ1＝ Ｐ（ａ0 ）｛（εHbO2 ,λ2−εHbO2 ,λ1）ＶHbO2＋ （εHb,λ2 −εHb,λ1 ）ＶHb｝ ＜ｔ＞λ3−＜ｔ＞λ1＝ Ｐ（ａ0 ）｛（εHbO2 ,λ3−εHbO2 ,λ1）ＶHbO2＋ （εHb,λ3 −εHb,λ1 ）ＶHb｝ …（１４） ここで、＜ｔ＞λ2−＜ｔ＞λ1＝△＜ｔ＞λ2,λ1 、＜
ｔ＞λ3−＜ｔ＞λ1＝△＜ｔ＞λ3,λ1 とすると、以下
の（１５）式が得られる。
【００４７】 （εHbO2 ,λ2−εHbO2 ,λ1）ＶHbO2＋（εHb,λ2 −εHb,λ1 ）ＶHb＝ △＜ｔ＞λ2,λ1 ／Ｐ（ａ0 ） （εHbO2 ,λ3−εHbO2 ,λ1）ＶHbO2＋（εHb,λ3 −εHb,λ1 ）ＶHb＝ △＜ｔ＞λ3,λ1 ／Ｐ（ａ0 ） …（１５） この（１５）式をＶHbO2、ＶHbを未知数とする連立方程
式として解くと、次の（１６）式が得られる。
【００４８】 Ｐ（ａ0 ）ＶHbO2＝｛（εHb,λ3 −εHb,λ1 ）△＜ｔ＞λ2,λ1 −（εHb,λ2 −εHb,λ1 ）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝／Ｄ Ｐ（ａ0 ）ＶHb＝｛−（εHbO2 ,λ3−εHbO2 ,λ1）△＜ｔ＞λ2,λ1 ＋（εHbO2 ,λ2−εHbO2 ,λ1）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝／Ｄ …（１６） ただし、Ｄは次式に示されるものである。
【００４９】 Ｄ＝（εHbO2 ,λ2−εHbO2 ,λ1）（εHb,λ3 −εHb,λ1 ） −（εHb,λ2 −εHb,λ1 ）（εHbO2 ,λ3−εHbO2 ,λ1） …（１７） この（１６）式から酸素化ヘモグロビン濃度ＶHbO2と脱
酸素化ヘモグロビン濃度ＶHbとの濃度比が次式のように
得られる。
【００５０】 ＶHbO2：ＶHb＝｛（εHb,λ3 −εHb,λ1 ）△＜ｔ＞λ2,λ1 − （εHb,λ2 −εHb,λ1 ）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝： ｛−（εHbO2,λ3 −εHbO2,λ1 ）△＜ｔ＞λ2,λ1 ＋ （εHbO2,λ2 −εHbO2,λ1 ）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝ …（１８） また、酸素飽和度（ＳＯ2 値）は次式に示される。
【００５１】 ＳＯ2 ＝ＶHbO2／（ＶHbO2＋ＶHb） …（１９） 従って、（１８）式からＶHbO2とＶHbとの濃度比を求
め、この濃度比を（１９）式に代入することにより、酸
素飽和度を求めることが可能である。
【００５２】次に、以上の測定原理を用いた本発明の具
体的な実施例について説明する。
【００５３】図４は、本発明の第１の実施例による光強
度サンプリング装置の概略構成を示すブロック図であ
り、この光強度サンプリング装置は生体組織内のヘモグ
ロビン濃度を測定するものである。この装置について、
図５のタイミングチャートを用いて以下に説明する。
【００５４】光パルス光源２１はある特定波長λ１の光
パルスを一定時間間隔で出射する（図５（ａ）参照）。
出射された光パルスは光ファイバ２２を介し、または直
接に生体組織２３に入射される。生体組織２３内におい
て光散乱のために時間的に拡がった光パルスは光ファイ
バ２４を介し、または直接に光サンプリング部２５に入
力される。また、光パルス光源２１は、光パルスを出射
するタイミングにトリガ信号を遅延装置２６へ出力す
る。遅延装置２６は入力されたトリガ信号を所定時間遅
延させ、光サンプリング部２５へ出力する。この遅延時
間は各光パルスごとに適宜変化させられ、光パルス出射
タイミングを基準にｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４…と変化さ
せられる（図５（ｂ）参照）。
【００５５】光サンプリング部２５は遅延装置２６から
遅延された各トリガ信号を取り込み、各遅延トリガ信号
が入力される各サンプリングタイミングごとに、光パル
ス光源２１から出射されて生体組織２３を経た各光パル
スの強度ｆ１，ｆ２，ｆ３，ｆ４…を検出する（図５
（ｃ）参照）。また、遅延装置２６は第１の積算部２７
へ各遅延トリガ信号の遅延時間を出力する。第１の積算
部２７は、各サンプリングタイミングごとに、光サンプ
リング部２５から与えられた検出光強度ｆと遅延装置２
６から与えられた遅延時間ｔとの積ｔ・ｆをとる。そし
て、この積ｔ・ｆを積算し（ｔ１・ｆ１＋ｔ２・ｆ２＋
ｔ３・ｆ３＋ｔ４・ｆ４…）、積算結果を平均光路長演
算部２９へ出力する（図５（ｄ）参照）。また、第２の
積算部２８は、生体組織２３を経て検出された光パルス
の強度ｆを光サンプリング部２５から取り込む。そし
て、各サンプリングタイミングごとに取り込んだ光強度
ｆを積算し（ｆ１＋ｆ２＋ｆ３＋ｆ４…）、積算結果を
平均光路長演算部２９へ出力する （図５（ｅ）参
照）。
【００５６】平均光路長演算部２９は、第１の積算部２
７から入力した積ｔ・ｆの積算結果および第２の積算部
２８から入力した光強度ｆの積算結果を用い、前述の
（６）式に基づいて平均光路長を算出する。この平均光
路長は、ある特定波長λ１の光パルスが生体組織２３内
に入力され、時間的拡がりをもって光散乱して検出され
る光パルスから得たものである。また、平均光路長演算
部２９は光パルス光源２１へ制御信号を出力し、光パル
ス光源２１の出射する光パルスの波長を変化させる。こ
の波長制御により、光パルスの各波長λ２およびλ３に
ついて上述の演算処理が行われ、平均光路長演算部２９
はこれら各波長λ２およびλ３についても平均光路長を
演算する。
【００５７】ＳＯ2 値算出部３０はこれら各波長λ１，
λ２およびλ３についての平均光路長演算結果を取り込
み、前述の（１８）式に基づき、生体組織血液中の酸素
化ヘモグロビン濃度ＶHbO2および脱酸素化ヘモグロビン
濃度ＶHbの濃度比を求める。求められた濃度比は（１
９）式に代入され、血液中のＳＯ2 値が算出される。こ
のＳＯ2 値は表示部３１において表示される。
【００５８】本実施例によれば、光パルス光源２１から
出射されて生体組織２３内で光散乱したパルス光は、生
体組織２３の１箇所で検出される。従って、従来のSoma
netics社製の計測装置のように、散乱媒質の複数の位置
において入射パルス光を検出する必要はない。このた
め、パルス光の入射位置および入射パルス光の検出位置
を一旦設定すれば、各パルス光の検出は常に同一の条件
下で行われ、光検出装置の皮膚への接触状態や、生体組
織の動きに影響を受けることなく、濃度測定は常に正確
に行える。
【００５９】また、ヘモグロビン以外のＨ2 Ｏや蛋白等
のバックグラウンド要因が存在していても、これら要因
による光吸収の影響を受けることなく、生体組織内のＨ
ｂおよびＨｂＯ2 の濃度比を求めることが可能である。
このため、本実施例によれば、散乱媒質の種類に影響を
受けずに広い対象について吸光物質の濃度測定をするこ
とが可能である。
【００６０】また、生体組織２３に入射するパルス光
は、散乱媒質内における光散乱等の条件にかかわらず設
定することができ、米国特許４９７２３３１号に開示さ
れる従来技術のように、測定対象とされる散乱媒質の種
類に応じて装置設定をし直し、入射パルス光の条件を変
える必要はない。このため、散乱媒質内吸光物質の濃度
測定は簡易に行え、また、装置設定のし直しが適正に行
われずに正確な濃度測定が行えないといった問題も生じ
ない。
【００６１】次に本発明の第２の実施例による光散乱媒
質内吸光物質の濃度測定について説明する。図６は、こ
の第２の実施例による光強度サンプリング装置の概略構
成を示すブロック図であり、この装置について、図７の
タイミングチャートを用いて説明する。
【００６２】光パルス光源４１はある特定波長λ１の光
パルスを一定時間間隔で出射する（図７（ａ）参照）。
出射された光パルスは光ファイバ４２を介し、または直
接に生体組織４３に入射される。生体組織４３内を伝搬
した光パルスは光ファイバ４４を介し、または直接に光
電子増倍管（ＰＭＴ）４５に入力される。光パルス光源
４１から出射された光パルスがこのＰＭＴ４５に入力さ
れるとき、１つの光パルスにつき光子が１個以下になっ
ている必要がある。この１つの光子はＰＭＴ４５によっ
て電気パルス信号に変換される。
【００６３】この電気パルス信号はコンスタント・フラ
クション・ディスクリミネータ（ＣＦＤ）回路４６に入
力され、波形整形される。ＰＭＴ４５で検出される光子
は各光パルスごとに光パルス出射タイミングからの時間
遅れが異なり、ＣＦＤ回路４６からは、光パルス出射タ
イミングから時間Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，Ｔ４…だけ遅れた
パルス信号が出力される（図７（ｂ）参照）。なお、同
図（ｂ）の点線で示された波形は、多数の光子を検出す
れば得られる検出光パルスのプロファイルであり、入射
光パルスが時間的拡がりをもって光散乱していることを
表している。
【００６４】このＣＦＤ回路４６の出力パルスは時間電
圧変換（ＴＡＣ）回路４７に与えられる。また、このＴ
ＡＣ回路４７には光パルス光源４１から光パルスが出射
される時点にタイミング信号が与えられる。ＴＡＣ回路
４７は、ＣＦＤ回路４６からのパルス信号および光パル
ス光源４１からのタイミング信号に基づき、生体組織４
３に光パルスが入射されたタイミングからＰＭＴ４５に
この光パルスが検出されるタイミングまでの時間差Ｔ１
〜Ｔ４を電圧に変換する。つまり、ＴＡＣ回路４７は時
間差に比例した振幅を持つパルス信号を出力する（図７
（ｃ）参照）。
【００６５】サンプル＆ホールド（Ｓ＆Ｈ）回路４８は
ＴＡＣ回路４７の出力パルスを取り込み、このパルス信
号のピーク値を検出する。アナログ・デジタル変換（Ａ
ＤＣ）回路４９はこのピーク値をデジタル値に変換す
る。この値はＴＡＣ回路４７の出力する電気パルス信号
の各振幅Ｔ１〜Ｔ４に相当する。積算部５０はこのデジ
タル値を積算し（Ｔ１＋Ｔ２＋Ｔ３＋Ｔ４…）、各電気
パルス信号の振幅値の和を求める（図７（ｄ）参照）。
また、積算部５０はこの積算と同時にＴＡＣ回路４７か
ら出力される電気パルス信号の数をカウントする（図７
（ｅ）参照）。これらの積算値は平均光路長演算部５１
へ出力される。
【００６６】平均光路長演算部５１は、（７）式に基づ
き、各電気パルス信号の振幅の和、つまり、光子検出遅
れ時間の総和を光子の総カウント数で割り、この商を平
均光路長としてＳＯ2 算出部５２へ出力する。また、平
均光路長演算部５１は光パルス光源４１へ制御信号を出
力し、光パルス光源４１の出射する光パルスの波長を変
化させる。そして、光パルスの各波長λ２およびλ３に
ついて上述の演算処理が行われ、平均光路長演算部５１
はこれら各波長λ２およびλ３についても平均光路長を
演算する。ＳＯ2 値算出部５２はこれら各波長λ１，λ
２およびλ３についての平均光路長演算結果を取り込
み、前述の（１８）式に基づき、生体組織血液中の酸素
化ヘモグロビン濃度ＶHbO2および脱酸素化ヘモグロビン
濃度ＶHbの濃度比を求める。そして、この濃度比を（１
９）式に代入することにより、血液中のＳＯ2 値を求
め、表示部５３へ出力する。表示部５３は入力したＳＯ
2 値を表示する。
【００６７】この第２の実施例においても上記実施例と
同様な効果が奏され、生体組織内血液中の酸素飽和度測
定が簡単な装置構成で簡易にかつ正確に行える。
【００６８】次に、本発明の第３の実施例による光散乱
媒質内吸光物質の濃度測定をラットに適用した場合につ
いて説明する。図８はこの第３の実施例による濃度測定
装置の概略を示すブロック図である。
【００６９】モード同期Ｔｉ：Ｓａｐｐｉｒｅレーザ６
１はピコ秒光パルス光源であり、Ａｒ+ レーザ６２の出
力によって励起される。本実施例では、波長７３０〜８
６０ｎｍの範囲の繰り返し７６ＭＨｚのレーザパルス光
（パルス幅２ｐＳ以下）がモード同期Ｔｉ：Ｓａｐｐｉ
ｒｅレーザ６１から出力される。このパルス光は光ファ
イバ６３を介して試料６４に入射され、試料６４内を反
射または透過したパルス光は光ファイバ６５を介してス
トリークカメラ６６に取り込まれる。また、Ｔｉ：Ｓａ
ｐｐｉｒｅレーザ６１から出力されたパルス光は、試料
６４を介さずに光ファイバ６７を介して直接にもストリ
ークカメラ６６に取り込まれる。本実施例ではこのスト
リークカメラ６６によって試料６４内に入射されたパル
ス光が時間分解計測される。
【００７０】試料６４は図９に示すウイスター系ラット
であり、パルス光入射用光ファイバ６３はラット６４の
口腔内に差し込まれており、パルス光検出用光ファイバ
６５はラット６４の頭頂部に設置されている。また、こ
のラット６４にはネンブタール麻酔が施してあり、気管
カニューレが気管に入れられて人工呼吸器７１が接続さ
れている。この人工呼吸器７１には、ガス混合器７２に
よって混合され、加湿器７３で加湿されたＯ2およびＮ2
の混合ガスが供給される。人工呼吸を行う時、ラット６
４への吸入ガス中の酸素濃度（ＦｉＯ2）が調整され、
ラット６４への酸素供給量が制御される。
【００７１】このような装置構成において、Ｔｉ：Ｓａ
ｐｐｉｒｅレーザ６１からラット６４へ入射したパルス
光、およびストリークカメラ６６で検出されたパルス光
の各プロファイルは図１０のグラフに示される。同グラ
フの横軸は時間［ｎｓ］、縦軸は検出光強度［ａ．ｕ.
］を示しており、プロファイルＸはラット６４の口腔
内へ入射したパルス光のプロファイル、プロファイルＹ
はラット６４の頭部内で拡がった検出光のプロファイル
を現している。このとき、ラット６４へパルス光を入射
した時から検出される時までの平均到達時間＜ｔ＞は、
時間零からプロファイルＹの重心位置までの図示の時間
＜ｔ＞に相当する。この平均到達時間＜ｔ＞に光速Ｃを
掛けることによって求まる平均光路長Ｃ＜ｔ＞は、前述
の（６）式に基づいて求められる。この平均光路長測定
は、ラット６４へ入射するパルス光の波長を７４０〜８
２０ｎｍの波長範囲内において変化させて行った。ま
た、ラット６４へ供給する吸入ガス中の酸素濃度ＦｉＯ
2 を１００％、２０％および１５％と変化させて行っ
た。
【００７２】図１１はこの測定結果を示すグラフであ
り、同グラフの横軸は入射パルス光の波長［ｎｍ］、縦
軸は平均光路長［ｃｍ］を示している。この平均光路長
は、（６）式に基づき、光速Ｃの値を０．０２２ｃｍ／
ｐｓとして計算したものである。また、同グラフにおけ
る○印のプロットはＦｉＯ2 濃度が１００％、△印のプ
ロットは２０％、□印のプロットは１５％のときの測定
結果である。同グラフに示されるように、波長が短い範
囲においては、ＦｉＯ2 濃度が低く、ラット６４への酸
素供給量が低いほど、平均光路長が短いことが理解され
る。平均光路長が短いということはラット６４の頭部内
における光吸収が大きいということであり、このことは
図１２のグラフに示されるＨｂおよびＨｂＯ2 の各光吸
収プロファイルと一致している。つまり、図１１および
図１２に示す各グラフにおいて、波長が短い範囲では脱
酸素化ヘモグロビンＨｂによって入射パルス光が大きく
光吸収され、Ｈｂのスペクトルの特徴が現れている。
【００７３】この平均光路長の測定結果を（１８）式に
代入することにより、ＨｂおよびＨｂＯ2 の濃度比が求
まり、この濃度比を（１９）式に当てはめることによ
り、ラット頭部内の血液酸素飽和度（ＳＯ2 ）が算出さ
れる。次の表２は、図１１に示すグラフにおいて黒塗り
のプロットで示される各測定結果から求めたＳＯ2 値を
示している。同プロットは、波長が７４０、７５５およ
び８００ｎｍの各入射パルス光に対する測定結果であ
る。
【００７４】
【表２】
【００７５】上表から理解されるように、算出されたＳ
Ｏ2 値は吸入酸素濃度（ＦｉＯ2 ）を反映した値になっ
ており、ＦｉＯ2 が低くなるにつれてＳＯ2 値は低下し
ている。
【００７６】この第３の実施例においても上記各実施例
と同様な効果が奏され、生体組織内血液中の酸素飽和度
測定が簡単な装置構成で簡易にかつ正確に行える。
【００７７】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、散
乱媒質内で光散乱した入射光は散乱媒質の１箇所で検出
される。従って、散乱媒質内を経た各入射光の検出は常
に同一条件で行われ、光計測処理に不確定な要素が含ま
れなくなる。このため、散乱媒質内吸光物質の濃度測定
は正確に行われる。
【００７８】また、測定対象とされる吸光物質以外のバ
ックグラウンド要因が散乱媒質内に存在していても、こ
のバックグラウンド要因による光吸収の影響を受けるこ
とはない。従って、散乱媒質の種類にかかわらず広い対
象について濃度測定を行える。
【００７９】また、散乱媒質に入射する光は、散乱媒質
内における光散乱等の条件にかかわらず、設定される。
このため、散乱媒質の種類に応じて装置設定を変えて入
射光を設定し直す必要はなく、散乱媒質内吸光物質の濃
度測定は簡単にかつ正確に行える。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の測定原理を説明するための、散乱媒質
へ入射するパルス光のプロファイルＸ並びにこのパルス
光が散乱媒質内で光散乱および光吸収して検出されるパ
ルス光のプロファイルＡ，Ｂを示すグラフである。
【図２】本発明において、平均光路長を数列形式で式表
現する際に、検出光プロファイルＹがサンプリングされ
るタイミングｔn を示すグラフである。
【図３】本発明において、単一光子計測を行う際に、多
数の光子を検出した場合に得られる検出光プロファイル
Ｙを示すグラフである。
【図４】本発明の第１の実施例による光強度サンプリン
グ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図５】第１の実施例による光強度サンプリング装置各
部の信号を示すタイミングチャートである。
【図６】本発明の第２の実施例による光強度サンプリン
グ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図７】第２の実施例による光強度サンプリング装置各
部の信号を示すタイミングチャートである。
【図８】本発明の第３の実施例による光強度サンプリン
グ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図９】第３の実施例に用いられる試料としてのラット
を示す図である。
【図１０】第３の実施例における入射パルス光および検
出パルス光の各プロファイルを示すグラフである。
【図１１】第３の実施例において、ラットへ供給する吸
入ガス中のＦｉＯ2 濃度をパラメータとした場合におけ
る、入射パルス光の波長変化に対する平均光路長変化を
示すグラフである。
【図１２】脱酸素化ヘモグロビンＨｂおよび酸素化ヘモ
グロビンＨｂＯ2 の各光吸収プロフィルを示すグラフで
ある。
【図１３】従来の光散乱媒質内吸光物質の濃度測定法の
原理を説明するための生体組織断面図である。
【符号の説明】
２１…光パルス光源、２２，２４…光ファイバ、２３…
生体組織、２５…光サンプリング部、２６…遅延装置、
２７…第１の積算部、２８…第２の積算部、２９…平均
光路長演算部、３０…ＳＯ2 値算出部、３１…表示部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 田村 守 北海道札幌市中央区宮の森３−10 宮の 森住宅403−41 (72)発明者 西村 吾郎 北海道札幌市北区北28条西４−２−26 ヴィラカナール２−Ｂ (56)参考文献 特開 平４−191642（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−206655（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−163634（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−215742（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−15542（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−298838（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 G01N 21/17 610 G01N 21/49

Claims (10)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ｎ（ｎ≧２）種類の吸光物質を含む散乱
    媒質の所定位置からある特定波長の光を入射し、前記光
    入射位置から一定距離離れた所定位置において前記散乱
    媒質内を光散乱した光を検出し、検出した光に基づいて
    前記特定波長の光の前記散乱媒質内における平均光路長
    を算出し、前記散乱媒質に入射する光の波長を変えてｎ
    ＋１種類の波長の光に対する各平均光路長を求め、これ
    ら各平均光路長から２波長光間の各平均光路長差を求
    め、この平均光路長差は前記吸光物質の２波長光間の吸
    光度の差に逆比例することに基づいて前記散乱媒質内に
    おける各吸光物質の濃度比を求めることを特徴とする、
    医療行為を除く散乱媒質内吸光物質の濃度測定方法。
  2. 【請求項２】 前記散乱媒質内には２種類の吸光物質
    Ａ，Ｂが含まれ、入射光は異なる３波長λ１，λ２，λ
    ３に設定され、 前記散乱媒質内における各吸光物質Ａ，Ｂの濃度ＶA ，
    ＶB の比ＶA ：ＶB は、波長λ２および波長λ１の各入
    射光間の平均光路長差を△＜ｔ＞λ2,λ1 、波長λ３お
    よび波長λ１の各入射光間の平均光路長差を△＜ｔ＞
    λ3,λ1 とし、波長λ１の入射光に対する各吸光物質
    Ａ，Ｂの吸光係数をεAλ1 ，εBλ1 、波長λ２の入射
    光に対する各吸光物質Ａ，Ｂの吸光係数をεAλ2 ，ε
    Bλ2 、波長λ３の入射光に対する各吸光物質Ａ，Ｂの
    吸光係数をεAλ3 ，εBλ3 としたときに次式 ＶA ：ＶB ＝｛（εAλ3 −εAλ1 ）△＜ｔ＞λ2,λ1
    −（εAλ2 −εAλ1 ）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝：｛−（ε
    Bλ3 −εBλ1 ）△＜ｔ＞λ2,λ1 ＋（εBλ2 −ε
    Bλ1 ）△＜ｔ＞λ3,λ1 ｝ から算出することを特徴
    とする請求項１記載の散乱媒質内吸光物質の濃度測定方
    法。
  3. 【請求項３】 前記平均光路長は、散乱媒質へパルス光
    を入射してパルス光の各入射時から所定の各遅延時間の
    後に前記検出位置において得られる各パルス光の光強度
    を検出し、前記各遅延時間とこれら各遅延時間に対する
    前記各光強度との積の和を前記各光強度の和で割り、こ
    の商に光速を掛けて算出することを特徴とする請求項１
    または請求項２記載の散乱媒質内吸光物質の濃度測定方
    法。
  4. 【請求項４】 前記平均光路長は、散乱媒質へパルス光
    を入射し、異なる遅れ時間で前記検出位置に到達する光
    子を各パルス光の各光子ごとに単一に検出し、単一光子
    検出した各光子の前記各遅れ時間の和を単一光子検出し
    た光子数で割り、この商に光速を掛けて算出することを
    特徴とする請求項１または請求項２記載の散乱媒質内吸
    光物質の濃度測定方法。
  5. 【請求項５】 前記吸光物質は脱酸素化ヘモグロビンＨ
    ｂおよび酸素化ヘモグロビンＨｂＯ2であり、前記入射
    光は６００ｎｍ〜１５００ｎｍの波長域にあり、算出し
    た各吸光物質の濃度比に基づいて前記吸光物質中の酸素
    飽和度を求めることを特徴とする請求項１記載の散乱媒
    質内吸光物質の濃度測定方法。
  6. 【請求項６】 特定波長のパルス光を時間間隔をおいて
    発生する光源と、この光源から出射された各パルス光を
    ｎ（ｎ≧２）種類の吸光物質を含む散乱媒質の所定位置
    から入射し前記散乱媒質内を光散乱した各パルス光を前
    記光入射位置から一定距離離れた所定位置から取り出す
    導光手段と、この導光手段によって取り出された各パル
    ス光を時間分解計測する光検出手段と、前記光源の出射
    するパルス光の波長を制御する波長制御手段と、この波
    長制御手段によって前記光源の出射するパルス光の波長
    を制御して得られるｎ＋１種類の波長の各パルス光に対
    する時間分解計測結果からｎ＋１種類の波長の光につい
    ての前記散乱媒質内における平均光路長を算出する光路
    長演算手段と、この光路長演算手段において算出した各
    平均光路長から２波長光間の各平均光路長差を求めこの
    平均光路長差は前記吸光物質の２波長光間の吸光度の差
    に逆比例することに基づいて前記散乱媒質内における各
    吸光物質の濃度比を求める濃度演算手段とを備えたこと
    を特徴とする散乱媒質内吸光物質の濃度測定装置。
  7. 【請求項７】 前記光検出手段は、前記散乱媒質へのパ
    ルス光の各入射時から所定の各遅延時間の後に前記検出
    位置において得られる各パルス光の光強度を検出し、前
    記光路長演算手段は、前記各遅延時間とこれら各遅延時
    間に対する前記各光強度との積の和を前記各光強度の和
    で割り、この商に光速を掛けて平均光路長を算出するこ
    とを特徴とする請求項６記載の散乱媒質内吸光物質の濃
    度測定装置。
  8. 【請求項８】 前記光検出手段は、異なる遅れ時間で前
    記検出位置に到達する光子を各パルス光の各光子ごとに
    単一に検出し、前記光路長演算手段は、単一光子検出し
    た各光子の前記各遅れ時間の和を単一光子検出した光子
    数で割り、この商に光速を掛けて平均光路長を算出する
    ことを特徴とする請求項６記載の散乱媒質内吸光物質の
    濃度測定装置。
  9. 【請求項９】 前記光源は異なる３波長λ１，λ２，λ
    ３のパルス光を出射し、前記散乱媒質内には２種類の吸
    光物質Ａ，Ｂが含まれ、 前記濃度演算手段は、波長λ２および波長λ１の各入射
    パルス光間の平均光路長差をΔ＜ｔ＞λ2,λ1、波長λ
    ３および波長λ１の各入射パルス光間の平均光路長差を
    Δ＜ｔ＞λ3,λ1とし、波長λ１の入射パルス光に対す
    る各吸光物質Ａ，Ｂの吸光係数をεAλ1，εBλ1、波長
    λ２の入射パルス光に対する各吸光物質Ａ，Ｂの吸光係
    数をεAλ2，εBλ2、波長λ３の入射パルス光に対する
    各吸光物質Ａ，Ｂの吸光係数をεAλ3，εBλ3としたと
    きに、前記散乱媒質内における各吸光物質Ａ，Ｂの濃度
    ＶA，ＶBの比ＶA：ＶBを、次式 ＶA：ＶB＝ ｛（εAλ3−εAλ1）Δ＜ｔ＞λ2,λ1−（εAλ2−εAλ1）Δ＜ｔ＞λ3,λ1｝ ：｛−（εBλ3−εBλ1）Δ＜ｔ＞λ2,λ1＋（εBλ2−εBλ1）Δ＜ｔ＞λ3, λ1｝から算出することを特徴とする請求項７または請求項８記載の散乱媒質内 吸光物質の濃度測定装置。
  10. 【請求項１０】 前記光源は、６００ｎｍ〜１５００ｎ
    ｍの波長域にあるパルス光を出射し、前記散乱媒質は生
    体組織であり、前記吸光物質は生体組織内血液中の脱酸
    素化ヘモグロビンＨｂおよび酸素化ヘモグロビンＨｂＯ
    2であり、前記濃度演算手段の出力する各吸光物質の濃
    度比に基づいて生体組織内血液中の酸素飽和度を求める
    ＳＯ2値演算手段をさらに備えたことを特徴とする請求
    項９記載の散乱媒質内吸光物質の濃度測定装置。
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