JP3720046B2 - 被験者の代謝状態測定用ヘモグロビン計等の計器 - Google Patents

Description

発明の背景
一態様において、本発明は、組織の特定の対象領域における酸素濃度の非侵略的な測定用の着用可能な装置に関する。特に、本発明は、運動中の人間のような好気的ストレスを受けている被験者の組織の酸素濃度または酸素添加傾向を監視するための、利用者が着用可能な装置を開示する。
最近の数１０年間にわたって増しているあらゆる種類の運動の大衆性は、同様に、個人の運動能力の測定の重要性を増すに至らしめた。しかしながら、現今では、運動家は、運動中の心拍数及び血圧データを得ることに限られている。何かの利用といえども、これらのデータは、特定の筋肉組織の抹消循環容量または酸素添加状態を反映しない。
筋肉の毛細血管床に対する酸素受渡しを測定するため、運動家は、電子心電図装置につながれ、踏み車上を走っている間に血液サンプルを取られなければならない。これらは、本質的に、実際の運動状態をシミュレートしない手術室用の装置及び方法である。運動中の特定の筋肉の酸素添加状態を分析することによる好気的能力の測定は、色々な理由のため重要である。例えば、ジョギングをしている気まぐれな人がマラソンランナーになるために奮闘する時、彼／彼女が酸素を消費する能力は行動に猛烈に影響を与える。すなわち、酸素消費を反映するデータは、運動家に、ペース戦略を変えさせるかさもなければもっと良い結果を生むように活動を調整させる情報を提供することができる。また、泳ぐ人や自転車に乗る人や漕ぐ人のような他の運動家も、行動を評価するのに役立つこの情報を見出すであろう。しかしながら、血液酸素添加データの利用は競技運動家に限らない。すなわち、健康を維持向上させるためにおとなしい有酸素運動をする老人でさえも、運動または他の活動でもたらされる血液の酸素添加の変化に関するデータから利益を得ることができる。また、他の動物、例えば競走馬、もこのタイプの行動データから利益を得ることができる。筋肉に対する酸素受渡しを測定することによって、訓練の質と、運動に対する持ち前の能力の両方を評価することができる。
運動能力を監視して最大にすることに加えて、手足や脳に対する酸素の受渡しに関する情報は、重力及び他の圧力の変化が疲労そしてついには意識喪失にいたる軍事及び宇宙用途において重要である。
指先または耳たぶから集められたデータを用いる血液の酸素含量を測定する装置は入手可能であるが、これらの装置は実際に筋肉群または脳の酸素添加状態を測定しない。運動の反応、すなわち使われる筋肉の状態、を監視するために、データ収集は関心現場で行われなければならない。例えば、ランナーは、実験室の中ではなく、レース中にこの情報が与えられることを望むだろう。したがって、本当に役立つように運動家の代謝状態を測定する装置として、丈夫かつ軽量で、利用者が着用可能な装置を提供しなければならない。
筋肉の酸素レベルを測定できる１つの方法は組織分光測定法である。例えば、約６００〜８００ナノメートル（ｎｍ）の波長を有する赤外及び近赤外光は、肉体組織に無害に浸透するだろう。この光は、組織に浸透するにつれて、移動し、小さい血管中の酸素除去されたヘモグロビンにより吸収される。通常、組織は、大きい方の血管中を循環しついには毛細血管床内に循環する赤血球に含まれて筋肉組織に酸素を供給するヘモグロビンから酸素を受け取る。好気的活動は、酸素消費のレベルを上昇させ、訓練を受けた個体において増加した血流で補なわれるデオキシヘモグロビンのレベルの比例した上昇を引き起こし得る。近赤外光は、訓練の足りない個体において増加したデオキシヘモグロビンのレベルのため、周辺組織ほど多くの酸素を受け取らない組織により吸収される。したがって、吸収された入射放射線の量を測定することにより、特定の組織部域の酸素添加状態と、個体の訓練レベルを確かめることができる。
また、本発明は、脳活動と、脳組織における酸素受渡し及び酸化的代謝との間のつながりの調査に関する。脳活動中、血流をＰＥＴまたはＮＭＲを用いて調査することができる。より早い電気的及び磁気的応答はＥＥＧ及びＭＥＧを用いて測定することができる。これらの技術は、結局、神経細胞の悪化及び／または脳機能の悪化に関する検査及びふるい分けを提供することができるかも知れないが、比較的費用がかかり、また診断機器が患者に対して取られるべき緊急治療事態に適さない。一方、光学技術は、器官組織の検査及びふるい分けに適切でコスト効果のある代替技術を提供し得る。
発明の概要
本発明は、運動中の人間の筋肉組織の好気的にストレスを受ける部分の代謝状態を確かめるための新規で着用可能な装置を提供する。この装置は、監視される筋肉付近の被験者の皮膚表面に着用される、軽量かつ堅固な検出器からなる。したがって、本発明の装置はどんな性能減損も最小にする。好適な装置は、さらに、着用可能な電源パックと、監視される領域の好気的代謝状態を示す情報を表示するための着用可能な表示手段を含む。使用を意図した好適な実施例においては、ランニング中または同様の運動活動に従事している間、表示器は手首に着用され、脚に取り付けられた検出器からの情報を表示する。コーチに情報を提供すべく意図された他の実施例では、遠隔測定装置が、処理及び表示のために、検出器から遠隔場所へデータを搬送する信号を送信するのに用いられる。
本発明の検出器は、好適には、被験者の組織内に向けられる約７６０ナノメートルと約８００ナノメートルの間の波長を有する１つ以上の電磁放射線源を備えた連続波分光光度計を用いる。検出器は、肉体組織に効率的に結合され、光子移動の原理を利用して、皮膚領域付近に到達する、伝播された放射線の一部を検出する。
また、本発明は被験者の好気的代謝状態の表示方法を開示する。被験者の血液中のデオキシヘモグロビンのパーセンテージが確かめられ、このパーセンテージを表わす信号がグラフ表示に変換される。表示は、好適には、デジタル表示、バーグラフ、またはある時間目盛上に置かれる一連のデオキシヘモグロビンレベルでも良い。
発明の目的及び特徴
本発明の目的は、被験者を実験室または手術室監視機器につなぐ、すなわち物理的に接続する、必要がなく、運動家のような被験者の皮膚表面の真下にある組織、例えば筋肉組織、の酸素添加状態の敏速な測定を許す方法及び装置を提供することにある。
また、本発明の目的は、利用者に取り付けることができ、利用者の肉体の一部の酸素添加状態を確かめて容易に理解できる形式でその情報を供給する装置を提供することにある。
本発明のいくつかの実施例の更に別の目的は、本発明の装置を着用する利用者に直接に組織の酸素添加状態に関する情報を提供することにある。
本発明のいくつかの実施例の他の目的は、遠方の観測者に組織の酸素添加状態に関する情報を送信することにある。
本発明の一態様によれば、利用者により活動期間中着用されるように構成され、局部に制限された肉体組織それ自体の酸素添加状態を測定するための酸素計であって、間隔を置いて配置される少なくとも１組の光源と、それの中間の、少なくとも１組の波長特定の光検出器とを、局部限定された関心組織の上に利用者の皮膚に接して支持する、身体に合わせた可撓性支持部材からなり、各光源は、利用者の皮膚及び関連の皮下脂肪層の下にある、局部限定された関心組織の方へ特定波長の両方の波長を伝播するように露出され、各検出器は、各光源から生じて、局部限定された組織から散乱し、利用者の皮下脂肪層及び皮膚を介して検出器に戻った、それぞれの特定波長を有する光子を受け取るように露出され、前記支持部材は各光源と検出器間に配置された合致した防壁手段を含み、該防壁手段は、着用者の輪郭に合わせることができる物質からなり、防壁手段の領域を横方へ進行する光エネルギーが検出器に届かないようにする酸素計が提供される。
幾分より一般的には、本発明の他の態様によれば、利用者により活動期間中着用されるように構成され、局部限定された肉体組織それ自体の酸素添加状態を測定するための酸素計であって、間隔を置いて配置される少なくとも１組の光源と、それの中間の、少なくとも１組の波長特定光の検出器（例えば光検出器）を、局部限定された関心組織の上に支持する可撓性支持部材からなり、各光源は、局部限定された関心組織の方へ特定波長の両方の波長を伝播するように露出され、各検出器は、各光源から生じて、局部限定された組織から散乱し、検出器に戻った、それぞれの特定波長を有する光子を受け取るように露出される酸素計が提供される。
本発明のこれらの態様の好適な実施例は１つ以上の以下の特徴を有する。
光源は広スペクトラムＣＷ光源からなる。
光源はタングステンフィラメントランプからなる。
酸素計は、各検出器が各光源から同時にその特定波長の光エネルギーを捕らえることができるように光源を同時に点滅させるための制御手段を含む。
利用者の心拍の間隔に関連しない選択された間隔で光源を点滅させるための手段が提供される。
本発明の他の態様によれば、成形エラストマーの裏当て部材から構成される可撓性支持部材とからなり、前記裏当て部材は、１つ以上（例えば２つ）の選択された波長を発生できかつ利用者の組織に光を向けるように方向付けられた少なくとも１つの光源を取り付けると共に利用者の組織により散乱された各波長のエネルギーを別々に検出できる検出手段を同様に取り付け、前記裏当て部材の一体的エラストマー部分は、光源手段から検出器手段への皮下層中の光の横方進行を防ぐ位置に、利用者の露出表面に合わせて接するように露出される防壁を限定する酸素計が提供される。
本発明の他の態様によれば、可撓性支持部材からなる、該支持部材は、２つの選択された波長を発生できかつ利用者の組織に光を向けるように方向付けられた少なくとも１つの光源を取り付けると共に利用者の組織により散乱された各波長のエネルギーを別々に検出できる検出手段を取り付け、光源手段から検出器手段への皮下層中の光の横方進行を防ぐ位置に、利用者の露出表面に合わせて接するように露出される防壁部材を支持し、該防壁は、利用者の皮膚及び肉体をへこませ、それにより皮下脂肪層中を横方に移動する光をさえぎって、前記光が前記検出器手段に届かないようにする大きさに作られかつ位置決めされる縁を有する部材からなる酸素計が提供される。
本発明のこれらの態様の好適な実施例は１つ以上の以下の特徴を有する。
防壁手段は着用者の皮膚の輪郭に合わせるのに適するエラストマーからなる。
可撓性支持部材は成形エラストマーの裏当て部材からなり、防壁部材は前記裏当て部材と一体になっている。
肉体をへこませる縁を限定する部材は、皮膚にかかる領域で約０．５ｃｍの厚さになっている。
防壁部材はリブ状部材からなる。
少なくとも１つ（例えば２つ）の防壁部材が一連になっており、一つは光源手段にぴったり隣接し、一つは検出手段にぴったり隣接している。
支持部材は少なくとも１つ（例えば２つ）の間隔をおいて配置される光源を搭載し、少なくとも１つ（例えば１組）の検出器は、互いに平行に配置され、光源間の線に関して横方に、各光源から等間隔に配置される。
光源は広スペクトラムＣＷ光源である。
光源及び検出器手段用電子制御回路網が提供され、該回路網は支持部材により支えられる小規模半導体チップ上に配置される。
本装置を核磁気共鳴イメージングと共に用いることができる完全に非磁気の構成要素から構成される電子制御回路網が提供される。
酸素計は、利用者が身に着けるように構成されると共に、酸素計に応答しかつ利用者が見れるように配置される表示器を有する実時間読出し装置と結合される。
酸素計は、利用者の付属器官にそれを固定する手段と合体しており、読出し装置は利用者が身に着けるように構成される。
酸素計は、実時間基準の酸素計データを、利用者からの遠隔の端末装置、または利用者が身に着けるように構成された読出し装置内の受信機に送信するための無線周波数遠隔測定手段と結合される。
酸素計は、光源及び検出器手段用電子制御回路網を含み、該回路網は、回路網で制御されて利用者からの遠隔の端末装置に実時間基準の酸素計データを送信するための無線周波数遠隔測定手段と結合して支持部材で支持される小規模半導体チップ上に配置される。
酸素計のバッテリ動作用の手段と、後続の表示またはコンピュータによるデータ分析のために内部デジタルメモリに酸素計のデータを記録するための手段が提供される。
酸素計は、支持部材で支持される小規模半導体チップ上に配置された、光源及び検出器手段用電子制御回路網と、酸素計のバッテリ動作用手段及び後続の表示またはコンピュータによるデータ分析のために内部デジタルメモリに酸素計のデータを記録するための手段とを含む。
本発明のさらに他の装置態様によれば、光源及び検出器手段を決まった間隔で取り付ける支持部材と、前記支持部材で支持される小規模半導体チップ上に配置された、光源及び検出器手段用電子制御回路網とからなる酸素計であって、生和合性の水を通さない材料のカプセルに入れられ、内部組織酸素傾向を監視するために利用者の皮下に注入するように整えられる酸素計が提供される。
また、本発明はいくつかの方法を特徴付ける。検出された組織酸素レベル及び血液量の変化を表わす、時間を基線とする曲線の導関数または変化率を監視する工程と、組織酸素測定法の測定量基準としてこれらの率を用いる工程からなる方法が提供される。
飛行家、または人間を高いＧ力にさらし得る活動に従事している他の人間を援助する方法であって、（例えば、ヘルメットまたはヘルメット裏張りのいずれかに一体になって）頭の回りに着用するのに適しており、実時間基準に基づく脳組織の組織酸素レベル及び血液量に応答できる、被り心地の良い酸素計センサを人間に提供する工程と、着用者が活動に従事している時、着用者の脳組織の酸素レベルを監視するために前記酸素計センサを用いる工程と、監視した値を基準と比較する工程と、監視レベルが予め設定された基準を破った場合にある信号、例えば警告または制御信号、を発生する工程とを含む方法が提供される。
好適には、酸素計は脳の酸素レベルの傾向を監視するように構成され、検出される変化率を評価するための手段と、制御値及び警報基準として前記変化率を用いる手段が提供される。
睡眠無呼吸または幼児突然死症候群の疑いのある人間を監視する方法であって、人間を眠らさせている間に人間の酸素レベルに自動応答できる着用心地の良い酸素計センサを人間に提供する工程と、酸素計の出力を、基準と比較することにより自動的に監視する工程と、測定レベルが予め設定された基準を破った場合にある信号、例えば警告または制御信号、を発生する工程とを含む方法が提供される。好適には、酸素計センサは測定のため頭に着用心地よくひもでくくられる。また、好適には、この方法は、インピーダンス呼吸運動描写法（胸内壁インピーダンスを用いる呼吸速度測定）及び／またはＥＫＧと共に用いられ、その範囲内にいる患者または他の個体に警報を伝えそれにより患者を起こして睡眠中の呼気内酸素欠乏の組織損傷を防止するのに有効な家庭内無呼吸監視装置を提供する。
呼気内酸素欠乏による梗塞の危険にある患者を覚醒させるために警報をトリガする手段として脳組織酸素変化率を監視する方法が提供される。
傷または手術のいずれかにより生じるような皮膚組織弁の組織酸素レベル及び血液量の両方を、該組織弁が直るにつれて監視する方法であって、光源と検出器間の分離が、監視中の組織弁それ自体の組織を守るために皮膚組織弁の厚さに関連して設定される方法が提供される。
注入可能な装置を用いて緊急治療事態において脳組織酸素レベル及び血液量を監視する方法が提供される。この場合、好適には、独立の酸素計が、ミクロ構成で裏当て部材に支持され、呼気内酸素欠乏による損傷の危険がある脳または他の組織を監視する。
酸素レベル、血液量及び／または変化率が癌組織において測定されて、組織の活動及び生存能力を監視する、上記に説明したいずれかの構成の装置を用いる方法が提供される。また、好適には、この方法は、癌組織を殺すように意図された治療の後の腫瘍の生存能力の監視を含む。
本発明の他の態様は、かぶった時にその中の着用者の頭にかかる位置に組織酸素計が形作られたヘルメットであって、前記酸素計は、ＮＩＲ型からなると共に、頭内に近赤外光を伝播させるための光源手段と、該光源手段に対して間隔をおいた位置に保持され、脳組織によって散乱された光を受けるための検出器手段と、前記光源手段と検出器手段間で頭に係合するように配置され、前記光源手段から横方に進行する光が前記検出手段に届かないようにするための防壁とからなるヘルメットである。好適には、この酸素計は上記に説明された他の特徴を持っている。特に、好適には、ヘルメット内の酸素計は小規模チップ上の制御回路網を含み、好適には、酸素測定法読取値の変化率を測定し、該変化率を基準と比較し、そして例えば適当な警報及び／または制御信号を発生するための手段が提供される。
本発明の他の特徴は、支持物と、前記支持物に固定された検出器と、酸素計が応答する組織の平均深度を調整するために光源と検出器間の間隔を選択できるように、前記支持物に調整可能な仕方で取り付けられた光源とからなる組織酸素計である。
本発明のさらに他の特徴は、酸素計からの組織酸素読取値を受けて該読取値の変化率を決定するように接続された手段と組み合わされる酸素計であって、前記変化率は組織の装入代謝処理状態の定量化した指示として役立つ酸素計である。
本発明の他の特徴は、肉体を通過して内部組織に挿入するための内視鏡、カテーテルまたはガイドワイヤ等に設けられ、局部限定された関心組織に酸素計センサを押しつけるための膨張可能な風船のような手段を含む、説明されたような酸素計である。他の特徴は、水が存在する用途のために本装置に水を通さない被覆を与えることを含む。
幾分より一般的には、本発明の他の態様によれば、脳内の移動進路において散乱かつ吸収される電磁放射線の変化を測定することによる脳活動の頭蓋浸透検査用の認知分光光度計装置が提供される。この認知装置は、選択された波長を有する電磁放射線を、頭外の選択された位置に設けられた入力口から脳に導入するように適合された光源と、頭外の選択された位置に設けられた検出口から、脳内を移動した選択された波長を有する放射線を検出するように適合された検出器と、選択された波長を導入している間及び検出口で放射線を検出している間、脳活動の刺激を引き起こすように適合された刺激手段と、脳内を移動した検出放射線の信号を処理して、処理済データを生成するように適合された処理手段と、前記処理済データを脳活動の引き起こされた刺激と相関させることにより脳活動の特性を決定するように適合された評価手段とからなる。
本発明のこの態様の好適な実施例は１つ以上の以下の特徴を有する。処理手段は、予め決められた間隔だけ分離されかつ頭外の異なる位置に設けられた入力口と出力口間の移動進路において脳内を移動した検出放射線を処理するように適合される。
入力口及び出力口は、前頭骨、頭頂骨、側頭骨または後頭骨に設けられ、放射線の移動を脳の選択された領域に局部限定するために予め決められた間隔だけ分離される。この予め決められた間隔は４センチメートルにすることができる。
また本装置は、選択された波長を有する電磁放射線を、頭外の第２の選択された位置に設けられた第２の入力口から脳に導入するように適合された第２の光源と、頭外の選択された位置に設けられた第２の検出口から、前記第２の入力口から前記第２の検出口へ脳内を移動進路に沿って移動した選択された波長を有する放射線を検出するように適合された第２の検出器と、前記第２の入力口から前記第２の検出口へ脳内を移動した検出放射線の信号を処理して、第２の処理済データを生成するように適合された処理手段とを有し得、そこで評価手段は、最初に述べた処理済データ及び前記第２の処理済データの両方を脳の引き起こされた刺激と相関させることにより脳活動の特性を決定する。
この装置は、２つの入力口に同時に放射線を導入するか、または、順次、第１の入力口から導入して第１の検出口から検出され、続いて第２の入力口から放射線を導入し、第２の検出口から検出されるように適合される。
本発明の他の態様によれば、脳内の移動進路で散乱かつ吸収される電磁放射線の変化を測定することによる脳活動の頭蓋浸透検査用の認知分光光度計装置が提供される。この認知装置は、それぞれ、頭外の第１の選択された位置及び第２の選択された位置に設けられた第１の入力口及び第２の入力口において同時に、選択された波長を有する電磁放射線を脳に導入するように適合された第１の光源及び第２の光源と、頭外の選択された位置に設けられた第１の検出口から、前記第１の入力口から第１の検出口へ脳内を移動した放射線を検出し、同時に、頭外の第２の選択された位置に設けられた第２の検出口から、前記第２の入力口から第２の検出口へ脳内を移動した放射線を検出するように適合された第１の検出器及び第２の検出器と、前記第１及び第２の入力口から放射線を導入している間及び第１及び第２の検出口から放射線を検出している間、脳活動の刺激を引き起こすように適合された刺激手段と、脳内を移動した検出放射線の信号を処理して、処理済データを生成するように適合された処理手段と、前記処理済データを脳活動の引き起こされた刺激と相関させることにより脳活動の特性を決定するように適合された評価手段とからなる。
本発明のこの態様の好適な実施例は１つ以上の以下の特徴を有する。本装置は、放射線の移動を関連の大脳半球の選択された領域に局部限定するために、予め決められた間隔だけ分離されて、一方の頭頂骨（または側頭骨）に設けられた第１の入力口及び第１の出力口と、放射線の移動を他方の大脳半球の選択された領域に局部制限するために、予め決められた間隔だけ分離されて、他方の頭頂骨（または側頭骨）に設けられた第２の入力口及び第２の出力口とを有する。
本装置の処理手段は、さらに、第１及び第２の検出口で検出された電磁放射線を比較して差信号を表わす処理済データを生成するように適合される。
検出された放射線の処理はフーリエ変換からなり得る。
刺激手段は視覚的刺激、音響的刺激、または知覚運動的刺激を生じるように適合される。
評価手段は、処理済データと脳活動の引き起こされた刺激との相関に基づいて脳組織の病理生理学的特性または脳の選択された領域の認知機能を検査するように適合され得る。
本装置の第１及び第２の光源はタングステンランプまたは発光ダイオードである。第１または第２の検出器は、シリコンダイオードまたは光−周波数変換器であり、各々、選択された波長を有する放射線を検出するために干渉フィルタを備えている。
処理手段は、光−周波数変換器から受信した差動信号を記録するように適合された差動カウンタと、前記光−周波数変換器から前記差動カウンタへ検出された放射線の信号を送るように適合された計時手段と、前記差動カウンタからの信号を変換するように適合された周波数−電圧変換器及び／または前記周波数−電圧変換器からの差動信号を処理するように適合された第１のフーリエ変換器からなる。
評価手段は、第１のフーリエ変換器のフーリエ変換された差動信号を分析するように適合されたストレージオシロスコープ、及び／または差動信号を分析するように適合された計算手段からなる。
本発明の他の態様によれば、脳内の移動進路において散乱かつ吸収される光の変化を測定することによる脳活動の頭蓋浸透検査用の認知分光光度計装置が提供される。この装置は、上記に説明した酸素計と、光源を用いた光を導入している間及び脳の局部限定された関心組織内を移動した光を検出している間、脳活動の刺激を引き起こすように適合された刺激手段と、脳内を移動した検出光の信号を処理して、処理済データを生成するように適合された処理手段と、前記処理済データを脳活動の引き起こされた刺激と相関させることにより脳の特性を決定するように適合された評価手段とからなる。
別の態様によれば、発明された装置は、脳内の移動進路において散乱され吸収される電磁放射線の変化を測定することにより器官の組織の検査を可能にする。検査は、
（ａ）それぞれ第１及び第２の選択された位置に設けられた第１の入力口及び第２の入力口から同時に、選択された波長を有する電磁放射線を器官に導入する工程と、（ｂ）頭外の選択された位置に設けられた第１の検出口にて、前記第１の入力口から第１の検出口へ器官内を移動した放射線を検出し、同時に、頭外の第２の選択された位置に設けられた第２の検出口にて、前記第２の入力口から第２の検出口へ脳内を移動した放射線を検出する工程と、（ｃ）脳内を移動して前記第１及び第２の検出口で検出された放射線に対応する信号を処理して、第１及び第２の処理済データを生成する工程と、（ｄ）前記第１及び第２の処理済データを相関させることにより器官組織の選択された特性を決定する工程とによって行なわれる。
器官は脳、胸、手足等であり得る。器官が脳の場合は、第１の入力口及び第１の出力口は、放射線の移動を関連の大脳半球の選択された領域に局部限定するために、予め決められた間隔だけ分離されて、一方の頭頂骨（または側頭骨）に設けられ、第２の入力口及び第２の出力口は、放射線の移動を他方の大脳半球の選択された領域に局部限定するために、予め決められた間隔だけ分離されて、他方の頭頂骨（または側頭骨）に設けられる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の一実施例の好適な構成を示す。
図１Ａ及び１Ｂは各々、図１の腕指示計のグラフ表示を表わす。
図２は、好適な実施例の検出器を部分的に線図でかつ部分的に略図で表わした図である。
図３は、本発明の一実施例の他の好適な構成を示す。
図４は、他の好適な実施例の検出器を部分的に線図でかつ部分的に略図で表わした図である。
図５は、他の好適な実施例の平面図である。
図６Ａは、図５の酸素計センサの平面図である。
図６Ｂは、図６Ａの酸素計センサンの縦側面図である。
図６Ｃは、図６Ａの線６Ｃでとられた縦断面図である。
図７は、着用者の肉体上の適所にある本発明による酸素計センサの横断面図である。
図８Ａ、８Ｂ及び８Ｃは、酸素計センサの他の好適な実施例の平面図である。
図９Ａは、本発明による注入可能な酸素計センサの平面図である。
図９Ｂは、図９Ａの酸素計の縦側面図である。
図９Ｃは、図９Ａの線９Ｃでとられた断面図である。
図１０は、前図の酸素計用のアナログ型制御装置のブロック図である。
図１０ａは、図１０に示される酸素計制御装置の概略図である。
図１０ｂは、図１０ａに示される概略図の部分図である。
図１１は、前図の酸素計用のデジタル型制御装置のブロック図である。
図１２は、図１１の回路網と共に用いられるソフトウェアのソフトウェアフロー線図である。
図１３は、本発明によるヘルメットの正面である。
図１４ａは、本発明による内視鏡の酸素計を示し、図１４ｂは図１４ａの線１４ｂでとらえた断面図である。
図１５は、低周波認知分光光度計のブロック図である。
図１６は、３００μＶピーク−ピーク方形波（上部の線）と２２５μＶ正弦波（下部の線）に対する、図１５に示される認知分光光度計のフーリエ変換オシロスコープの応答を示す。
図１７は、方形波に対するＤＣ増幅器の応答を示す。
図１８ａ、１８ｂは各々、図１５の認知分光光度計で得られる被験者Ｕの光信号の周波数分析を示す。
図１９ａ、１９ｂは各々、図１５の認知分光光度計で得られる被験者Ｂの光信号の周波数分析を示す。
図２０ａ、２０ｂは各々、図１５の認知分光光度計で得られる休止中の被験者Ｕの光信号の周波数分析を示す。
図２１は、図１５の認知分光光度計で得られる周波数分析のヒストグラム表示を示す。
図２１ａは、図１５の認知分光光度計で得られるピーク時のエネルギー（領域）の分布のヒストグラム表示を示す。
図２２は、図１５の認知分光光度計の高速側方化検出器のブロック図である。
図２３は、図１５の認知分光光度計の低周波側方化検出器のブロック図である。
図２４は、差動式分光光度計装置を示す。
詳細な説明
本発明の装置の好適な実施例が図２に示される。この実施例において、電気−光ピックオフ検出器ユニット１０が運動中の被験者５０の脚にはめられている。検出器の重さは、競争している運動家に対する妨害が無視できるように最小に保たれることが好ましい。好適な実施例において、検出器は、適当な、刺激のない、軽量な材料から構成される可撓性アレイになって収容されるだろう。
交換可能なバッテリパック３０から検出器ユニット１０に電源が供給される。交換可能な電源パック３０は、好適には最小限度の寸法と重さからなるように設計される。最も好適には、バッテリパック３０は、活動の継続期間、例えば短距離競争の数分、マラソンランナーのための数時間等、の間のみ持続するように設計されるだろう。競争的なスポーツ用途において、バッテリパックの寿命は、好適には、交換または他の中断と競争の期間の間の間隔に基づく。
図１に示された実施例は、さらに、好適には腕時計のように腕にはめられる腕指示計４０を含む。腕指示計４０は、被験者の代謝状態の尺度としてデオキシヘモグロビンのパーセンテージ（％Ｈｂ）を表示する。図１Ａに見られるように、このような表示はこの情報の簡単な読出し、例えばバーグラフ、からなる。かけがえとして、表示される情報を、図１Ｂに示されるように、活動の推移にわたる％Ｈｂ濃度の変化をグラフ的に示すために、時間目盛り上に置いても良い。最も好適な実施例においては、他の電気的もしくは電子的表示手段も用いることができるが、図１Ａ及び１Ｂで示されたグラフ表示は液晶表示素子（ＬＣＤ）から構成される。この実施例の振幅間隔は、各々が指定の％Ｈｂ目盛りの一部を担当する６〜１０レベルに分割される。
活動中に生じることが予想される範囲により、％Ｈｂ目盛りの範囲を調整できることが評価されるだろう。本発明の精度は指示計の精度で制限されるので、表示される範囲は重要な可変パラメータである。％Ｈｂの終点が２０％及び４０％に設定された本発明の最も的確な実施例においては、本装置は、動いている手足から得ることができる精度のほぼ限界である約６％の精度を有するだろう。通常の当業者は、予想される活動の強さによって装置の利得が予め設定されることを良く知っている。最も好適な実施例においては、腕指示計４０に設けられるボタンで利得設定を行なう。
次に図２を参照すると、本発明の装置に用いるために意図されたＤＣ組織分光光度計検出器１０の光ピックオフ構成要素からなる回路の好適な実施例の部分的に略図でかつ部分的に線図で表わした図が示される。検出器１０は、被験者の皮膚表面２５に載せる例の目的で示される。典型的な構成において、検出器は、腓腹筋や四頭筋のような大きな同質の筋かまたは成人の額のいずれかに載せられる。２個のランプ１２、１４と２個の検出器１６、１８が可撓性の防水のアレイに入っている。同様にアレイに入っているのは、規定波長の光に対する防壁帯として働く、ランプ１２、１４と検出器１６、１８の間の材料１１の同心リングである、不透明な鏡のような防壁である。最も好適には、防壁帯を構成する材料は、規定領域内の光に対して不透明であるばかりでなく、その上吸収材としても働く。防壁帯で結合される二重波長光源は、下記に示されるように参照によりここに含まれる、１９８８年１１月２日に出願された出願第266,116号「生きている組織内の酸素添加状態の監視用光結合装置」に開示されている。
このように、皮膚からの皮相光線は、事実上、不透明防壁１１によって検出器１６、１８に入るのが遮断される。これらの皮相光線の防壁１１による遮断作用により、本装置は、皮膚表面よりむしろ筋肉内のヘモグロビンの酸素添加状態を測定することが可能になる。組織内の深い所を移動する光線は検出器１６、１８で受光される。移動する光線は、皮膚表面を介して皮相的に“漏れる”が、不透明防壁１１で吸収されるだろう。例えば、７６０ｎｍのインパルスが印加された場合は、筋肉内で酸素が除去されたヘモグロビン（Ｈｂ）が検出され、８００ｎｍの信号が印加された場合は、組織内で酸素添加されたヘモグロビン及び酸素が除去されたヘモグロビン（ＨｂＯ₂及びＨｂ）が検出される。本装置は、皮膚表面の酸素添加状態を無視して、組織内の酸素添加状態を測定することができる。
例えば、ランプ１２、１４は、ＮＲ領域で周期的に照射される１／２Ｗ閃光電球でも良い。ランプは、規定波長のエネルギーのみが組織を照射するようにカットオフフィルタ１３、１５と共に用意される。シリコンダイオード検出器１６、１８は、それぞれ７６０±２０ｎｍ及び８００±２０ｎｍ（または８５０±２０ｎｍ）の波長に対して感度がある。
好適な実施例において、ランプ１２、１４は、それぞれ約７６０±１５０ナノメートル及び約８００±１５０ナノメートル（または８５０±１５０ナノメートル）の波長を有する光を発する発光ダイオード（ＬＥＤ）源である。どちらの実施例においても、ランプは予め決められた繰返し速さで点滅するかまたは脈動する。サンプリングの繰返し速さすなわちランプが点滅する速さは、データを集め得る速さを決定する。したがって、長距離走者のためには、ランプは遅く点滅する。一方、短距離走者のための出力は相応に変えられ、ランプは、秒オーダーの持続期間を有する運動を評価するのに十分なデータを発生させるために早く点滅する。電磁放射線の発生源としてのＬＥＤの選択はさらに別の利点を提供する、なぜなら、これらの発生源は、光ファイバ光源を用いる前述の光結合装置よりほぼ１次数大きい信号雑音比（Ｓ／Ｎ）を生じるからである。
次に図４を参照すると、本発明と共に用いる回路の他の実施例が示される。この場合は、光の点滅を分離するように応答する１個の検出器１７が、信号を収集して増幅器２４に送る。増幅器２４は、スイッチ２５で積分器２７へ断続的に接続される２極出力を有する。もう１つのスイッチ２６は、２つの光パルスの相対的接続時間を調整して２つの信号を等しくする。当業者は、同じ参照数字を有する図２及び４のそれらの部分が実質的に同じ作用を行なうことがわかるだろう。本発明を構成する特定の回路の多くの詳細は、周知であるかまたは当業者に明らかだろうから特に述べる必要がない。
図２を参照すると、検出器１６、１８は、皮膚に押しつけられて周辺光の影響をできるだけ少なくするための送信フィルタ１９で同様に保護されている。フィルタ１９は、独立の部材もしくは被覆物から構成されるか、または回路のハウジング内に一体化され得る。各検出器１６、１７のＤＣ出力は各差動増幅器２０、２２に時分割されて入力される。増幅器は、一方が非反転、他方が反転の反対の極性に接続される。増幅器２０、２２を接続するスイッチ２３の休止時間は、２信号の応答が等しくなるように適当な回路網２８で調整される。積分器からの信号は記録器（図示しない）に結合される。図４に示されるように、８００ｎｍランプ１２からの信号は、血液量の変化に関する情報を集めて２信号比を発生させるように増幅器２４の利得を変え、それにより差検出の感度を一定に保つために同時に用いられ得る。当業者は、同様の利得補償回路を図２に示される８００ｎｍ検出増幅器２２の回路網に含めることができることがわかるだろう。図２または図４の回路のどちらに含まれようと、８００ｎｍ信号は、同様に、トータルの吸収または血液量を反映するデータを収集するために第２の記録器チャンネルに結合される。
本発明の他の構成は図３に示される。この実施例では、被験者に取り付けられた送信機６０と受信機６２からなる無線連動遠隔測定装置が被験者の遠隔監視を許す。それにより、監督、コーチまたは臨床医が被験者の行動を監視できる。データ表示器は遠隔にあり、当業者は、利用される該表示器を図１Ａ及び１Ｂに示されるものと同じものにするか、または色々な尺度、時間オーバーレイ、色等を用いて表示するもっと複雑なものにすることができる。最も好適な実施例では、遠隔測定信号は、１００ＭＷ範囲の送信機を用いて２２０〜４００ＭＨｚ帯で運ばれる。
図３で示される構成は、本発明に、競技者、または遠隔地にいる労働者や軍／宇宙関係者を監視させ得る。例えば、本発明の装置は、ピーク行動の持続時間や、疲れていない選手の交代または他の調整のための適当な時間を決定するための訓練に用いることができる。また、この構成は、競走馬、競争犬、あるいは臨床または他の目的のために代謝状態を研究中のあらゆる動物のような動物の代謝状態を監視するのに好適だろう。“郵便切手”ほどの小さい酸素計を例えば緊急用途のために備えることができ、その場合、酸素計は装置の周囲に設けられた粘着性パッドで被験者に保持される。
本発明のいずれの実施例においても、データは、通常、運動中のデオキシヘモグロビンの濃度で起こる不ぞろいをならすために少なくとも約１０秒間積分すべきであることが好適とされる。しかしながら、前記期間の積分は、監視中の活動の持続期間により変えることができることがわかるだろう。
好適な実施例では、本発明装置の手動の平衡を要するが、この平衡は、２波長の出力を正規化するボタンを押し下げることにより達成される。また、知能利得制御ＣＰＵによって行なわれる自動平衡がもくろまれる。
酸素計の他の好適な実施例は図５及び６Ａ〜６Ｃに示される。ゴム裏当て部材１０１は２個のランプ用の支持部１００を提供し、該支持部１００は、同様に裏当て部材１０１に取り付けられた２個の検出器１０２から等距離間隔がおかれる。裏当て部材は、適用される人間の肉体の被験部分の湾曲に合わせることができるように適当なデュロメータの不透明な、例えば黒い、シリコンゴムから形成される。この実施例のために、例えば１２センチメートル、特に８センチメートル、くらいの長さ（Ｌ₁）にできるたわみ形状１０６が用意される。光防壁部材１０３、１０４は、皮下脂肪層を押し下げることにより、入力口に設けられた光源１００と検出口に設けられた検出器１０２の間で直ちに光干渉を減らすのに役立つが、これについては、図７に関する以下の説明を参照されたい。図６Ａの検出器１０２の後ろで、図６Ｃに示されるように、ゴム壁で限定されるハウジング１０７に、これらのランプ及び検出器用の援助回路網が入っている。図６Ｃに示されるように、狭帯域光フィルタ１１０が、検出口に設けられて、回路網１０８の上にある光検出器１１１の上にある。深さＤは典型的には２ｃｍである。ワイヤリングハーネス１１５はランプに電力を伝える。
ゴム支持部材１０１上には、複数の一体的な立ち上がり部材１０３、１０４、１０５及び１０６がある。周囲に伸ばされた立ち上がりリブ１０５は、外部光が読み取りに干渉しないようにすると共に、被験者に裏当て部材１０１を気持ちよく支持させるのに役立つ。ランプ近くで横方向に伸び、ランプ１００と検出器１０２間に投影される線を横切って配置されるリブ１０４は、光源１０１と検出器１０２間の光伝送の干渉を防止するための第２の光防壁として役立つ。リブ１０３は検出器をぴったり取り囲み、周囲光干渉の主な除去装置として役立つと共に、皮下脂肪層または他の表面下の介在層等に沿って移動する光を吸収するのにも役立つ。これらのリブはすべて１／２センチメートルの高さと１／２センチメートルの厚さのようなものになっている。適当な型枠が用意され、黒いシリコンゴムが該型枠内に注がれ、硬化され、乾かされ、その後一体的なリブと構造を備えたゴム裏当て１０１となる。裏当て部材には適当な載置場所が用意され、そこに、検出器１０２及びランプ１００が最終加工の間に取り付けられる。図６Ａ〜６Ｃの酸素計センサ用の裏当て部材は幅Ｗ、長さＬ₁及び深さＤを有し、これらは用途により変えることができる。Ｌ２は光源１００と検出器１０２の中心の間の間隔を表わす。変更に対応して１センチメートルから４、５センチメートルの寸法（Ｌ₂）を有するセンサが適当である。１センチメートルの分離Ｌ２は非常に浅い深さの筋肉に有効であり、また４、５センチメートルのＬ２はより深い組織浸透、例えば脳または他の器官、に有効である。
組織片は厚さが変わり、図８Ｃの装置が組織片の厚さに比例してＬ２を調整できるので、組織片用のセンサの最も良い形状は、以下に説明するように、図８Ｃに示されるものであるが、１センチメートルくらいの小さいＬ２間隔は組織片を監視するのにも適切である。また、巻かれた手当用品、包帯等を介して監視をすることができることもわかるだろう。
目下好適な実施例では、光源１００は、光源を検出器フィルタに整合させるという問題を排除する広帯域光源である、タングステンフィラメントを有するランプである。
各検出器は、望ましい光を除いたすべての光を遮断する干渉フィルタ１１０から構成され、２個の検出器は各々別々の重要な波長を有する。用途による変更をもくろめるが、この時点では７６０ｎｍ及び８５０ｎｍが好適とされる。フィルタの真下には、光を捕らえて電気信号に変換する光電検出器があり、該電気信号は、回路１０８で増幅された後、図１０または１１のどちらかに表わされる制御回路網に送信される。
目下好適な実施例では、干渉フィルタはオメガ有限責任会社（Ｏｍｅｇａ，Ｉｎｃ．）製造されており、またその真下のフォトダイオードは、ハママツから入手可能な、有利な信号雑音比とＮＩＲ波長感度のための広範な感度範囲を有する部品番号Ｆ１２２７−６６ＢＲである。感度範囲はほぼ６ミリメートル平方になっている。
本実施例において、フィルタ及び検出器はまわりが共にエポキシ化され、電子シールド１１５がダイオード／フィルタ対１１０及び１１１を取り囲んでいる。この周囲の電子シールドは外来の電子的な干渉を排除するかまたは低減する。このシールドを、検出器フィルタ対を取り囲む、窓のついた箱形の銅で形成するのが目下好適である。
２個の別々のフィルタダイオード対は組み立てられるとすぐに互いにハンダ付けされ、次に回路基板１０８に直接取り付けられる。回路基板１０８に同様に接続されているのは高利得を有する超低雑音演算増幅器であり、これは、ダイオードからの電流信号を、図１０または１１の制御回路網に適用可能な電圧に変換する。回路基板１０８は、図１０または１１に示される回路網を含む図５の酸素測定法装置９９へ遠隔測定法またはケーブル布線によって接続することができる。１０８の増幅器用の電源は、ケーブル接続が用いられる酸素測定法装置９９によって供給される。他の実施例では、バッテリが遠隔測定法装置と共に酸素計センサを動作させるために用意されるが、注入可能な実施例との接続時に下記に説明されることになる。
次に図７を参照すると、図６Ａ〜６Ｃの好適的な実施例が、被験者の皮膚上に置かれているところが概略的に示される。直立したリブ状防壁部材の縁は、皮膚上に押圧力を集中させて皮膚層及び下にある脂肪層を押し下げるのに役立つ。防壁１０３及び１０４は、光が光源１００と検出器１０２の間をまっすぐに移動しないようにするのに役立つと共に、押圧で皮膚表面上に置かれるので、光がまっすぐに進むことができる脂肪領域を減らすのに役立つ。防壁なしの状態を仮定した場合、脂肪層が光ガイドとして有効に役立ち、光が光源とフォトダイオード間をたいていまっすぐに進むのを見るだろう。呼吸リブはこの雑音効果を低減する。光源１００で発光した光は、光源の真下の皮膚に入り、脂肪を通って下にある組織に進み、組織の中を移動し、吸収され、散乱され、ついにはフォトダイオードで受光される。移動進路は、光源と検出器間の光子移動に起因するバナナ状進路として先行技術で説明されていた。“バナナ状”は、光子進路の巧みな表現であるが、実際の移動進路は、光子が入力口に設けられた光源と検出口に設けられたフォトダイオード間を進むにつれて、光子の多くの散乱する方向変更を生ぜしめる。
図８Ａ〜８Ｃは酸素計センサの他の好適な実施例を示す。
図８Ａの実施例は筋肉に有効である。それは図６Ａ〜６Ｃとの比較としてここに示され、ここでは、図６Ａ〜６Ｃのように用途とＬ２によって決まる全体の長さＬ１及び全体の幅Ｗは、１センチメートル以下から５センチメートル以上まで用途によって変えることができる。
全体の長さＬ１は、主として、光源１００乃至検出器１０２の間隔Ｌ２の結果として決定される。この間隔は、組織を介して散乱され移動される光の浸透の深さを決定する。光源が検出器から離れれば離れるほど、平均の浸透は深くなる。それゆえ、浅い浸透のためには、短いＬ２とそれによるＬ１をもくろむだろう。望ましい浸透は関心のある筋肉によって決まる。例えば、かなり大きくなる傾向のある腿またはふくらはぎの大きな筋肉のためには、（ａ）より厚い脂肪層を浸透し、（ｂ）より大きな筋肉内により深く検知するための実質的な分離を要する。
このような筋肉のために、Ｌ２に関する共通の寸法は３乃至５センチメートルであり、それにより、Ｌ１は７乃至１１センチメートルになるだろう。
センサの幅は主として検出器１０２のサイズによって決まる。各検出器がほぼ６ミリメートル平方の感光範囲を有する、目下好適な実施例の形状では、この幅はほとんど完全にこの面積によって決まる。光検出器の面積が減るにしたがって、幅Ｗは減少する。
より大きな光検出器ユニットがより良い信号雑音比を提供し、それにより、組織の酸素添加状態のより正確な表示が可能になる。技術改善が行なわれるにつれて、もっと良い光検出器と初期増幅回路網が開発され、検出器のサイズが減少し、その結果Ｗが減少するだろう。
図６Ａ〜６Ｃの場合と同様に、図８Ａの支持部材１０１は多数のリブ状防壁を備えている。この場合、防壁１０３、１０４及び１０５は支持機能と光減少機能の両方に役立つ。この場合の周囲防壁１０５は光源及び検出器群を完全に取り囲む。光源と防壁１０３の間には、検出器の両端に防壁１０４がある。防壁１０４は、前述のように、光が皮下層において光源と検出器間を進行するにつれて該光を減少させるのに役立つ。
図８Ｂの実施例は図８Ａの実施例に代わるものを表わし、ここでは、図６Ａの寸法は、より小さなプローブを得るためにかなり縮小される。図８Ｂでは、裏当て部材１０１のサイズが縮小されることに加えて、防壁１０４が削除され、かつ防壁１０３が、光源１００と検出器１０２間の外部光及び干渉の両方の主たるかつ唯一の排除装置として役立つ。図８ＢのＬ２の典型的な寸法は３センチメートル以下になり、Ｌ１は最大６センチメートル以下になるだろう。比較すると、Ｌ２の図８Ａ及び６Ａ〜６Ｃ実施例の最小サイズは３センチメートル以上になるだろう。
図８Ｂに描かれた実施例は、例えば、望ましい組織料が極端に少なく、小さなプローブを要する新生児用途に用いるのに適する。また、それは、非常に浅い深さの筋肉や、例えば皮膚片が手術室または傷のいずれかで作り出される皮膚片測定に用いられるだろう。センサは皮膚片上に置かれ、その皮膚片が直る時の健康状態を測定する。
より小さなセンササイズは、たぶんより小さな対象及びより小さな関心領域に合致するように装置の適応性を改善する。
図８Ｃを参照すると、図６Ａ〜６Ｃのものと同様な実施例が示されるが、光源１００と検出器間の間隔を可変できるようにするための光源用軌道１０９を備えている。防壁１０３は、利用者が設定可能なＬ２の可変を考慮して省かれている。Ｌ２は、例えば２センチメートル、用途によっては５センチメートル、の間で可変することができる。これは、上記に説明したように、皮膚片の健康状態を測定する皮膚片作業に用いることができ、間隔Ｌ２は皮膚片の厚さにしたがって設定される。
この調整能力のために、スライド機構が、一方の間隔が変わると他方の間隔も変わるように従属関係の運動でＬ２を両側で等しく保つ仕方で用いられる。
図５〜８の実施例は、光源との間の線を横切って平行に広がる、平行な１組の検出器１０２という望ましい特徴を共有する。両方のランプの同時点滅によって、各検出器は、同時に両方のランプからそれの波長の光子を受け取る。
図９は、注入可能なプローブの形状をした、組織酸素計センサの他の好適な実施例を示す。サイズをさらに縮小するために、光源１００のうちの１個は省かれる。図８Ｂのように、光防壁１０４は省かれる。この場合のただ１つの防壁１０７は直接光干渉を減らすのに役立つ。
前述のように、裏当て部材１０１は、光源１００及び検出器１０２を決まった関係に保持する。長さＬ１は、単に、１個の光源と２個の検出器間の１つのＬ２によって決まる。この間隔は、主として、調査中の器官内部の筋肉の位置によって決まる。前述のように、１／２センチメートルまたは１センチメートルから５センチメートルまでが用途により適当であり得る。もくろまれる用途は馬の筋肉調査である。
応用として、医者は皮膚を切開し、酸素計センサを皮膚及び皮膚脂肪層の下にそっと入れる。裏当て部材１０１を取り囲んで、縫合糸突出部１１３例えば生体に適合した帯ひもがある。センサ全体をおおう被覆物は、人体から回路網を保護しかつ回路網の侵略性から人を保護する、生体に適合した基部材料１１２から構成される。
本装置の厚さは最大１乃至２センチメートルのオーダーからなる。その深さは、技術が改まるにつれて減少するだろう。図９Ｃには、援助回路網が示される。前述のように、フィルタ／フォトダイオード対１１０、１１１は回路１０８の上に配置される。信号を受信して増幅することに加えて、ここに示される回路は、肉体の外にある受信機への信号の遠隔測定通信のために応答可能になっている。バッテリ１１４はその回路網に給電する。
肉体内から肉体の外にある受信機へ情報を送信するために無線信号を用いることにより、皮膚を貫く電線等を要しない。
図１０を参照すると、本装置を駆動するための回路網の一実施例が示されている。（図１０の実施例の概略線図は図１０ａに示される。）これはアナログ回路であり、ここでは、光検出器１１８及び１１９からの信号は、増幅器１２０で増幅され、信号の差、和及び導関数を取る３つの処理回路に送られる。差回路１２３は、上記に説明したように、単に７６０ｎｍ引く８５０ｎｍの引き算をして酸素除去を表わす信号を得る。
和回路１２４は、７６０ｎｍ及び８５０ｎｍ信号の加重和を得る。加重は、酸素添加または酸素除去による信号変化が８５０ｎｍより７６０ｎｍに対して大きくなるという事実に合わせて選ばれる。これらの逆吸収の波長は酸素添加における差に起因する信号を消す傾向があるので、和は、前記差から独立して導き、組織内の血液量の変化を表わすものとして得られる。
導関数回路１２５は両信号の変化率を示すための一次導関数を得る。これは、上記に説明したように、変化率が高くなればなるほど、またその変化率が持続すればするほど、変化率がより危険になる可能性があるという、既定の規格に基づいた警報回路網をトリガするのに役立つ。これは、言及したように、例えば意識喪失や呼吸停止状態が起こり得る飛行家を監視するのに有効である。
これらのユニット１２３、１２４及び１２５の出力は、信号をどこに送るか、どんなふうに表示するか及び／またはどんなふうにコンピュータに送るかを制御する制御回路に印加される。制御回路は、例えばＬＣＤ表示器へ出力を切り換えるスイッチとして簡単に具体化され得る。制御回路からのアナログ信号は、表示器ユニット１２７でデジタル化してデジタル数字として表示できる。さらに、それはデジタル化してコンピュータに送るか、またはデジタル化のためにコンピュータにアナログ形式で送っても良い。
発振器１２１はランプ点滅の周波数を決定するための独立の発生源である。ランプは１／２Ｈｚもしくは毎秒２点滅またはそれ以上の周波数で点滅する。この周波数は、心拍数または他のどんな外部要因とも無関係であり、利用者が外部から設定すると共に、大分以前に言及したように用途によって決めることができる。例えば、運動中は、前記周波数は運動の回数、例えば自転車の毎分回転数、によって決まるだろう。運動の種類または関心のある筋肉に起因する酸素添加の遅い変化に出くわすことが予想される場合は、かなり遅い点滅速度を用いることができる。パルス酸素測定法に要するような、変化率の高分解能測定は必要ない。
ランプ点滅速度は制御回路に拘束される。和、差及び導関数回路は同期している必要があるので、発振器は和及び差回路のタイミングを定める。動作において、ランプが点滅して、信号が光検出器で捕らえられるが、ランプがオンの間に、差、和及び導関数が計算され、その結果適当なメモリに記憶され、制御回路を経由して表示器及びコンピュータに送られる。
導関数装置は警報装置の基準になる。導関数装置からの出力は警報回路内の基準と比較され、該警報回路は、例として、例えば緑色光で表わされる通常の変化率なのか、黄色光で表わされる警戒の変化率なのか、例えば赤色光、あるいは、着用者もしくは例えばＳＩＤＳ（Sudden Infant Death Syndrome;幼児突然死症候群）の場合に新生児の両親に遠隔的に警告する行為の両方に警報を伝えるだろう警報またはブザー等で示される、かなり早い及び／または持続する変化率なのかどうかを決定する。
図１０ａで示される実施例は、周辺光、演算増幅器のＤＣオフセット、フォトダイオード暗電流、個々の構成要素の出力への温度影響、及び移り変る環境に起因する変化からなる暗電流／雑音に対する補正をする能力がある。暗電流／雑音補正は、図１０ａに示されるアナログ回路の一部である図１０ｂの回路で説明される。酸素計（図１０）は、内部発振器で同期される４工程でデータ取得を行なう。第１工程において、ランプはオフである。その出力は積分器１５４に送られ、積分コンデンサ１５６は暗レベル電圧に充電される。第２工程において、ランプはオンに切り換えられる。検出光の強度に対応する前置増幅器出力は、第１工程の充電電流の極性と反対の極性の電流でコンデンサ１５６を充電するように積分器１５４に送られる。これはスイッチＳ１及びＳ２の適当なオン／オフ組み合わせを用いて達成される。コンデンサ１５６の電圧は、この工程の終わりにトータル信号引く暗レベル雑音信号を表わす値まで充電される。第３工程において、スイッチＳ１及びＳ２は共にオフに切り換えられ、正の利得１の演算増幅器及び負の利得１の演算増幅器（１５０及び１５２）の両方を切り離す。次に、積分器の出力Ａは、ローパスフィルタとしても機能するホールド回路にスイッチＳ３を介して進む。この出力は周辺雑音を補正した１波長の検出信号になる。第４工程において、スイッチＳ１、Ｓ２及びＳ３は開かれ、スイッチＳ４が、４７Ｋ抵抗を介してコンデンサ１５６を放電させるために閉じられる。この時点で、積分器１５４の回路はゼロにリセットされて第１工程のための準備を完了する。
他の好適な実施例、すなわち図１１に示されるデジタル形式の回路網では、同じ光検出器１１８及び１１９と同じ増幅器が、アナログ−デジタル変換装置１２８及び導関数回路１２４に信号を出力する。導関数回路は、この場合中央演算処理装置ＣＰＵまたはマイクロプロセッサ１２９による評価のために、アナログデジタル変換器に信号を出力する。図１２に示されるソフトウェアは、データの記憶、外部コンピュータとのインターフェース、及びこの情報の表示もしくは遠隔通信ばかりでなくデータ補正及びランプ周波数装置１２２も制御する。この回路の中心部は、ソフトウェアで駆動されて、データを補正し、それを記憶し、それを表示し、そして必要ならば警報を発する中央演算処理装置である。
図１２はソフトウェアを示す。装置の初期化１４０が行われることにより、アナログ及びデジタル系はセットアップされ、適当に構成される。デジタルメモリ、通信及び遠隔測定は図１１のように構成される。次に、増幅器の利得がソフトウェアで電子的に設定されるように装置校正が行われる。増幅器の利得は、導関数が正しく働いているか否かを決定する他の小さな内部ルーチンと同様に、デジタル化が正しく行われるのに適切とみなせる範囲に設定される。校正を行なうことができない場合には、プログラムは停止して利用者に警報を伝えるだろう。警報１３４は“正しく働いていない、リセットして下さい”等を表わす。校正が首尾よく終了した後、データ補正が始められる。データ補正は１４２でスタートするループフォーマットで行われる。それは、ランプのオン切り換えと信号のサンプリング１４３でスタートする。ほぼ５００点のデータが、ほぼ１／２秒サンプリング間隔またはそれ以下の間に素早く連続して取られる。そのデータは累積され、次にランプは、利用者により設定されてソフトウェアで設定される遅延期間後にオフに切り換えられる。サンプルは集められ、次に１４４で平均される。次に、この平均は和、差及び導関数を計算するために１４５で使用される。この場合、計算された導関数は、図１１の１２５で計算されるアナログ導関数との二重比較として役立つ。７６０及び８５０ｎｍの平均化に加えて、導関数信号も平均され、例えば５００点で同じようにサンプルされる。この平均により、サンプル導関数ばかりでなく計算された導関数も得られ、警報のためにもっと多く繰り返し可能で信頼できる結果を提供するために比較される。
１４５で処理された後のデータは記憶され、適当に送信され、及び／または表示されるだろう。さらに、警報はこの時点で必要ならばオフに設定される。次いで最後に、独立のタイマまたは遅延が導入される。プロセッサは、望ましいランプ点滅／データ収集頻度を得るためにある設定期間の間遅延される。
したがって、シーケンスは次のようになる。すなわち、ランプオン、サンプルデータ収集、ランプオフ、雑音データ収集、サンプルの平均、和、差及び導関数の計算、次に送信、表示等、必要ならば待機、次に再びランプオン、そして全手順の繰り返す。
図１１を参照すると、このアナログ系における暗電流／雑音補正は、マイクロコントローラを用いるデータ収集をシーケンスに入れることにより達成される。データは２つのシーケンス工程で収集される。一方の工程は光源がオンになっており、他方の工程は光源がオフになっている。光源オフで収集されたデータは暗電流を表わす。１回目及び２回目のサイクルで収集されたデータは、暗電流雑音を補正した強度データを得るためにデジタル的に引き算される。
次に図１３を参照すると、ヘルメット１７０が示され、該ヘルメットは、ヘルメットをかぶった時に着用者の頭にぴったり合わせてはまる位置、典型的には体毛のない位置、例えば眉毛の上の額、に形成された組織酸素計１７２を有する。酸素計は、例えば図８Ｂに描かれているように、ＮＩＲ光を伝播させるための光源と、能組織のような組織から散乱された前記光を受けるための検出器と、前記光源と検出器間で頭に当接して、皮下層を介して光源と検出器間を横方向に進行する光を防ぐための防壁とを有する型式からなる。好適には、ヘルメット内の酸素計は小規模チップ上の制御回路網を含み、好適には、酸素計読取り値の変化率を測定して該変化率を基準と比較するための回路網及び／またはソフトウェアが備えられる。
次に図１４ａ〜１４ｃを参照すると、酸素計１８０は、は、膨張可能な風船１６０と内視鏡光学１９０を有するカテーテル１５０（例えば内視鏡のカテーテル）に配置される。酸素計１８０は好適には図７に示されるデザインからなり、風船の外側表面に形成されるかさもなければ取り付けられる。制御信号及び検出信号は、風船及びカテーテル内の管腔の中を通る電線によって、または例えば図９に関して解説したような遠隔測定法による酸素計から肉体の外側にある受信機への送信によって、酸素計との間で送受することができる。操作において、風船がしぼんだカテーテルは、例えば螢光度計法または内視鏡観察で導かれる関心のある位置まで体の管腔の中を通される。次に、風船はふくらまされて酸素計を関心のある組織に押しつけ、測定が上記に説明したように行われる。この技術及び装置は、例として、閉塞等の分析や治療のための血管撮影用カテーテルを用いて、（例えば、多器官不全の予備指針となるべく確かめられるような、ＧＩ足痕壁局所貧血または呼気内酸素欠乏の測定のための）ＧＩ管のような体の管腔または血管に適用することができる。さらに他の実施例があり得る。例として、“郵便切手”くらい小さな酸素計を例えば緊急用途（解説したような警報を備えた内蔵装置）のための提供することができ、ここでは、酸素計は装置の周囲に設けられた粘着性パッドによって患者に固定される。他の実施例は、水の存在する用途のために、例えばスキューバダイバー等のために、装置の回りに水を通さない被覆をすることを含む。さらに他の実施例において、位相変調分光光度計を、上記に説明した酸素計の校正に、特に、家庭内または例えば３時間以上の長期間携帯監視用途に用いることができる。前記校正は血液酸素レベル等のもっと多数の量測定を許す。このような分光光度計の一例は、これにより全内容が参照により含まれる、米国特許第４，９７２，３３１号に見出すことができる。また、注入可能なプローブを、遠隔測定法に変わるものとして皮膚への対応する穴あけを伴う直接配線を用いて構成することができる。
本発明の他の好適な実施例は、図１５に図解的に示される認知分光光度計装置である。認知分光光度計は、頭の表面に設けられる光源から同様に頭の表面に設けられる検出器への皮膚、頭蓋及び下にある脳組織を介する光子移動を用いることにより、脳活動、酸素受渡し、酸素添加の代謝と血流との間の関係を調べる。前述のように、光は吸収され、移動進路に沿って散乱される。
図１５を参照すると、装置は次の５つのモジュールからなる。すなわち、刺激モジュール２５０と、センサモジュール２５２と、制御回路モジュール２５４と、分析器／表示器モジュール２５６と、コンピュータ／プリンタモジュール２５８とである。刺激モジュール２５０は、視覚的、音響的知覚運動または他の刺激により特定の脳機能を刺激するために用いられる。センサモジュール２５２は、制御回路モジュール２５４に接続される。この好適な実施例は図５乃至１３、図２２及び２３に示される。図１０及び１１は、センサ、制御回路、表示器及びコンピュータ／プリンタモジュールを線図的に示す。図１５の表示器モジュールは高速フーリエ変換オシロスコープである。センサモジュール２５２の動作は、放射線の放射及び検出を制御し、データを収集し、該データを分析器／表示器モジュール２５６及びコンピュータ／プリンタモジュール２５８に送る制御回路モジュール２５４で制御される。認知装置全体の動作はコンピュータ／プリンタモジュール２５８のコンピュータで制御される。
認知分光光度計装置は、一実施例において、脳の前頭部領域の血液濃度変化に帰する吸光度の低頻度及びパワースペクトラムの変動を測定する。脳活動の低頻度の繰返しは、血液濃度増大とリンクされ、光学装置を用いて人間の被験者において検出される。分光光度計は、スペクトラムの赤領域におけるヘモグロビンの酸素添加／酸素除去に感応する光の波長を用いる。すなわち、７６０ｎｍにおける吸収変化は等しい割合で８５０ｎｍにおける吸収変化とバランスされる。吸収変化の差は、ヘモグロビンの酸素添加／酸素除去（ＨｂＯ₂／Ｈｂ）に対して高感度であり、血液濃度の変化に対して感度が悪い。これらの２波長の吸収変化の和は、血液濃度変化に対して感度が良く、ヘモグロビン対ヘモグロビンの酸化添加／酸素除去の変化に対して感度が悪い。（７６０ｎｍ信号のほぼ半分が８５０ｎｍ信号に加算される。）図１６〜２１に報告されるデータは和モードで得られ、血液濃度の変化の時間依存状態が測定された。２波長の和に対する他の方法は、図２２及び２３に示される、例えばＨｂ／ＨｂＯ₂スペクトラムの等吸収点である８００ｎｍの単一波長装置を用いることである。また、他の波長、例えば水吸収に感度が良い９５０ｎｍ、または内生的もしくは外生的な色素に感度が良い波長を用いることもできる。
図１５の認知分光光度計は、西フィラデルフィアの中央高校及び女子高校からの三年生及び最上級生である数人の被験者に対してテストされた。被験者はＳＡＴ検査から得られる類推からなる一連の抽象観念による刺激にさらされた。（全調査は、休止時及び検査中の被験者の額からの光信号を得るためのＩＲＢ認可プロトコル#M1025の下で行われた。それらの年齢１８歳以下の被験者については親の許可が得られた。）これらの抽象観念のうちの６０個が、表示器モジュールのフーリエ変換オシロスコープ２５６（図１５）の１６繰返しに相当する１１分のもくろまれた時間の間表示された。１つの抽象観念から次の抽象観念へ進むことは、その抽象観念を理解したという被験者の決定により指図された。この調査において被験者に提示された抽象観念は連想応答を刺激するようにもくろまれた。抽象観念は、被験者がそれに十分に集中することができると感じる限り、１１分の間隔内で続けられた。被験者の注意力が疲労等により弱まると、検査は終わらせられた。通常、フーリエ変換の１６繰返しのうち１１以上が得られ、１６全部が得られることもあった。この時点で被験者は“休止”を告げられた。
“休止”時間中は抽象観念は提示されなかった。２回の連続１１分間隔の間の光データのフーリエ変換が記録され、引き算され、“休止”−“休止”と題された（図２０）。
この調査に用いられたセンサモジュールは、２個のシリコンダイオード（４ｍｍ×１０ｍｍ）からそれぞれ４ｃｍに配置され，７６０ｎｍ及び８５０ｎｍに中心をおいた１０ｎｍ広帯域を伝播する干渉フィルタをそれぞれ装備した２個のタングステンフィラメント電球で構成した。このようにして、この装置は、４ｃｍの入力−出力分離を伴う２つの光子移動進路を提供した。前置増幅器は光信号を増幅器に結合し、該増幅器は、上記に説明したように適切に補正された信号の和及び差を得た。タングステンランプは、吸光度測定量が周辺測定定量と時分割され、一方が他方から引き算されて、サンプルを介して周辺光補正を提供しかつ差回路用の技術を保つように３Ｈｚで脈動させられた。
応答速度検査において、フィルタを通した和応答の出力は、図１７に示されるように、１秒の間に７０％に達した。出力信号は、２００ミリボルト目盛りでＤＣ結合モードに用いられる高速フーリエ交換用ブラウン管４４０（ニコレット）に直接結合された。１０分のデータ取得のトータル間隔用の０〜５Ｈｚ目盛りに１６繰返しの状態がセットされた。記録感度は×５１２利得で２２０μＶ／ｃｍ（図１６）及び×２５６利得で４４０μＶ／ｃｍであった。図１６〜２０の雑音レベルは約２０ｍＶであった。トータル信号は１１５ｍＶであり、雑音レベルは０．２％であった。最大目盛感度は×５１２の吸光度変化の１．０％であり、×２５６の吸光度変化の２．０％であった。図１６は、３００μＶピーク−ピーク方形波に対するフーリエ変換オシロスコープの応答（上段の掃引線）及び２２５μＶ正弦波に対するフーリエ変換オシロスコープの応答（下段の掃引線）を示し、ここでは×５１２利得における１６繰返しが用いられた。
図１７を参照すると、方形波に対するＤＣ増幅器の応答は１秒の間に７０％に達している。こんなふうに、本装置は、０〜３Ｈｚの周波数成分にのみ応答可能であり、これらの成分の繰返しを記録する。同時に実行された静的実験は、検査掃引線のピークの和がトータル信号のほぼ５％の血液濃度の増加に相当することを示す。
理想的な調査管理は、被験者に与えられる抽象観念の認知に起因する特定の変化を除いて調査のその他すべての特徴を繰返すだろう。したがって、調査は、“休止”−“検査”調査の時間に等しい持続期間の“休止”の２間隔を伴って繰返された。“検査”の二重持続期間は応答における調整に導いたかも知れず、また、異なる“検査”に対する応答は異なり得るので、“検査”−“検査”は適当とみなされなかった。この調査は、検査時間の間１箇所に置かれるセンサモジュールを持っていた。しかしながら、頭外の異なる位置にセンサモジュールを置くことによる“検査”応答のマッピングが可能である。
各再現信号は実例において特定の周波数（Ｈｚ）のピークで示される。“検査”記録中に表われるピークは、通常動脈の脈拍及び関連周波数に関連している。“検査”休止期間には付加的な周波数が通常観察され、フーリエ変換は計器で容易に引き算される（“検査”−“休止”）。また、いくつかの再現周波数は低周波領域のスペクトラムの強度の増大の一因となり得る。ピークの大きさは、１／ｆ雑音と同様に、周波数が減少するにつれて増大する。
“検査”及び“休止”信号は共に脳組織の動脈の脈拍の信号を含む。“休止”及び“検査”時、１〜２Ｈｚの信号と関連高調波が観察されることもある。“休止”時、低周波成分が、額のいろいろな位置で検出され、手首で検出されるような動脈の脈拍の周波数に近似して軌跡を描く。しかしながら、これらの信号は、“休止”−“休止”差フーリエでほぼ完全に相殺し、したがって脳組織内の動脈の脈拍に起因すると考えられる。時たま、“検査”−“休止”は、“検査”中に変わった動脈の脈拍の速さに起因する差信号を示す。
図１８及び１９を参照すると、女性被験者（Ｕ）の“検査”時間及び“休止”時間のフーリエ変換スペクトラムが、それぞれ掃引線ｂ及びａとして表示されている。１６掃引のうちの１６が得られた（調査２４、表Ｉ）。周波数目盛は０〜５Ｈｚであり、振幅目盛は×２５６の利得を表わす。被験者の心拍は８１ＢＰＭ（１．３Ｈｚ）であった。しかしながら、“休止”スペクトラムでは、優勢なピークは０．８Ｈｚのところにあり、トータル信号のほぼ２％になる。小さな鋭いピークが１．７、２．７、３．５及び４．７Ｈｚのところに現れている。同じ振幅の同じピークは“検査”調査にも現われ、したがって“関連した活動”ではない。しかしながら、検査スペクトラムには、新しい大きなピークが１．６及び１．８Ｈｚのところに現われている。
“検査”−“休止”を示した２つのフーリエ変換の差は、抽象観念の提示と関連した特定の周波数の信号の再現を示す。優勢な０．８、１．６及び１．８Ｈｚピークと、わずかな貢献の２．８Ｈｚピークがある。最大ピークはトータル信号の１％に相当する。理論的見地から重要なのは、超低周波の再現がもっと高い周波数の再現より劣りそうであるということを示唆する“検査”−“休止”ダイヤグラムにおける１／ｆ雑音の大きな成分である。この調査（＃２５）の繰返しでは、２．３Ｈｚピークが観察され、１．７及び１．９Ｈｚの二重ピークも再び“検査”−“休止”において観察された。
女性被験者の他の周波数スペクトラムは図１９に示され、ここでは、休止スペクトラムは、おそらく心拍に起因する０．８Ｈｚの著しいピークと、２．７Ｈｚの２番目のピークを示す。７繰返し後、被験者は自発的に調査をやめた。“検査”−“休止”スペクトラムのフーリエ変換は、０．８，１．５，２．０，２．７Ｈｚの広範囲のピークと、４．３Ｈｚのピークを含む。最大ピークはトータル信号の１％を越える。前記スペクトラムにおいて観察される１／Ｆ雑音は０．２Ｈｚの未解決のピークを含むように現われる。
図２０を参照すると、被験者“Ｕ”の２つの“休止”スペクトラムの周波数分析は、４．６Ｈｚの小さなピークを伴う１．２及び２．３Ｈｚの図１８ａ、１８ｂの“休止”調査におけるものより多少優勢なピークを示す。“休止”−“休止”掃引線では、小さなピークのみが広範囲に観察される。最初の“検査”において２回目と比較した場合に異なる振幅及び周波数からなる動脈の脈拍及びその高い方の周波数成分の変動に起因すると考えられる小さな差がある。これは検査２７及び２８で確かめられる。新しいきわだったピークは、“検査”−“休止”調査におけるようには決して観察されない。表Ｉは、６週間にわたる９個体（６人の女性、３人の男性）の３１回の検査を要約している。縦列Ｆは“休止”で観察される周波数を記載し、縦列Ｇは“検査”時間中に観察される周波数を記載している（ケース８、２７、２８を除く）。縦列Ｈは、フーリエ変換の“検査”及び“休止”の引き算を表わす周波数の再現を与える。２８回の検査のうちの２４回（８５％）（４回の検査２、３、９及び２４を除いて全部）の周波数の再現の観察により、高い整合性が示される。Ｎｏ．２４では、増加した１／ｆ雑音が観察された（縦列Ｈ）。検査８、２７、２８は、“休止”−“休止”時間が引き算される制御になった。
図２１を参照すると、ヒストグラムは、表Ｉの縦列Ｈから得られる範囲０〜４Ｈｚの周波数の再現を表示している。各個体の周波数は斜交平行線の陰影がつけられている。これらは、周波数範囲が低い方の境界において１／ｆ雑音と混じり合うことにより制限され、計器の周波数応答は２．５Ｈｚより上の信号を減少させるということを考慮に入れる優勢な１〜２Ｈｚ信号になって現われる。
特定の周波数における強度値は１Ｈｚ間隔の図２１ａのパワースペクトラムを与える。最大ピークは１．５〜２．５Ｈｚのところにある。両方の場合において、図表の点刻は９被験者に一致している。
３つ以上の周波数を表わしたものを含む、表Ｉのデータのもっと詳細な一覧表は、これの総体が、高調波周波数０．８及び１．６Ｈｚの等しい最大値と、それぞれ１．２、２．６及び４．２Ｈｚのほぼ等しいピークと、０．０８及び１．２Ｈｚの周波数の高調波に対するおおよその近似値を表わすことを示した。しかしながら、正確な高調波周波数の３．０、２．１Ｈｚのピークはなかった。
この検査に用いられる認知分光光度計装置は、７６０ｎｍ及び８５０ｎｍ信号の和のみを用いる。Ｈｂ／ＨｂＯ₂スペクトラムにおける等吸収点は、ほぼ８００ｎｍにあり、したがって、７６０及び８５０ｎｍにおけるＨｂ／ＨｂＯ₂吸光度のバランスされた和は血液濃度の尺度となる。信号はチトクロムａａ₃のものの２０倍以上なので、Ｈｂ／ＨｂＯ₂はこれらの周波数における主な吸収体である。差記録において著しい結果は得られなかったという事実は、前頭葉組織の酸素添加／酸素除去がこれらの調査で顕著な結果にならなかったということを示唆している。光散乱の変化は、連続光を用いた場合は吸光度から識別されず、７６０及び８５０ｎｍの両方に一様に影響を及ぼすことが予想されるだろう。
さらに、本検査の結果は、脳刺激の間血流変化の存在を同様に示唆する、ＰＥＴ、ＳＰＥＣ及びＭＲＩを用いる他の調査、及び、動脈の脈拍が“休止”及び“検査”の両方において最も強い信号になるという事実と矛盾しない。すなわち、これは測定信号を血液濃度変化に起因するという解釈を裏付ける。
脳刺激で引き起こされる代謝活動は低周波成分信号を含むことが予想される。図１５の認知分光光度計装置は、１０分の刺激時間の間の光信号の繰返し変動を記録する。したがって、用いられる方法は、刺激中の血液濃度増加ばかりでなく、光学的にサンプルされる組織量内で増加する周期的繰返しも必要とする。このような増加は同じ位置で繰返される必要はないが、時空的な分布を持ち得る。入力／出力の４ｃｍの分離は、２ｃｍの平均浸透と、その中で繰返し応答が観察されるおおよそ５ｍｌの組織量を与える。
この検査では、我々の狭帯域幅及び比較的短い繰返し時間（＜１１分）は入手可能な計器の特性により設定され、検出されるスペクトラムはトータル周波数スペクトラムの一部のみになり得る。また、図２２に示されるように、かなり高速の計器も用いることができる。光学的調査の帯域幅の範囲は、信号対雑音、及び脳内の光子移動の固有緩和時間のどちらによっても設定される。
上記に説明した検査では、応答のおおざっぱな局部限定が入力及び出力口の配置により用いられた。光学装置は、前頭部／側頭部皮質の（約３〜５ｍｌの組織量の）血液濃度（ＨｂおよびＨｂＯ₂）変化に最適に応答するように設計された。額の左側と右側を比較した場合、フーリエ変換の新しいピークの成功率は左側で２倍以上大きかった。
光学的な方法の将来の発展の重要な面は、データを累積できる速さである。１メートルの進路長の間の光子移動の進行時間は、４ｃｍの入力／出力分離で２３ｎｓである。信号雑音比は検査の繰返し回数を決定するだろう。これらの予備調査では、この検査の繰返し回数は、１１分間にほぼ５０回であった。
光子移動動力学は光散乱及び光吸収の両方に応答する。吸収はこれらの調査で強調されたが、光散乱は、解剖学においても時間においても、血流／血液濃度変化よりも神経単位／軸索応答の主要な事象にかなり近い。
この検査では、血液濃度の変化の低頻度の再現が、被験者の頭蓋表面からほぼ２ｃｍの深さにある脳の数箇所で測定された。脳の他の領域の機能に影響を及ぼす他の刺激（例えば、視覚的、音響的、知覚運動的刺激）への応用が可能であり得る。（密集した頭髪が調査される個体群の後頭部の表面を覆っているので、視覚領に登録される視覚的刺激は用いられなかった。）認知検査で観察される再現頻度は、神経単位が悪化している場合はかなり減少するだろうと予想される。したがって、認知分光光度計装置は、脳の異なる領域の認知機能の簡単で非侵略的な早い検査を行なうことができる。
認知分光光度計装置は、簡単かつ安価な装置で脳の機能的活動の客観的な評価を提供することがもくろまれる。この装置は、適当な課題に応じて脳活動の広範囲の調査を行なうことができると共に、いくつかの費用のかかる技術（例えばＭＥＧやＥＥＧ）または放射性技術を含む技術の代替技術を提供する。したがって、神経単位の悪化及び／または脳機能の悪化のふるい分けを便利にかつ連続的に行なうことができる。
図２２及び２３に示される他の実施例では、認知分光光度計は２つの大脳半球の側方化電位差を記録する。側方化準備電位は、運動の準備に関係づけられる電気的な脳活動の尺度となり得ることが示唆されていた。この尺度は、活動のために脳を動かす装置を準備するプリセット処理を解明するために用いられていた。また側方化電位は、認知系の部分的な情報の伝送の存在を明示すると共に、応答の禁止に応答可能な処理に関係する。
図２２及び２３に示される認知分光光度計は、側方化準備電位によって活性化する脳の局部限定された領域の血液濃度の増加を光学的に測定することにより、側方化差電位を測定する。分光光度計は、両大脳半球からの光信号を同時に記録して比較する。検出されたデータは実時間で引き算され、その差信号はＡ／Ｄ変換器を経由するアナログ信号として記録され、コンピュータが前記データを処理し、前記データのフーリエ変換を行なう。側方化差電位は８００ｎｍ光を用いて血液濃度変化として測定される。しかしながら、脳組織の他の構成要素に感応する他の波長の光を用いることもできる。
高頻度測定のために、認知分光光度計は図２２に示される高速側方化検出器を用いることができる。検出器は、左及び右の頭頂骨上に配置される２個のタングステン光源２００と、該光源から４センチメートルの距離の前記頭頂骨上に同様に配置される２個の光−周波数変換器２０２を備えている。各ランプ２００の強度は、２個の光源から同じ光強度出力を得るためにランプ平衡装置２０６で差動的に調整される。８００ｎｍ干渉フィルタ２０８が各シリコン検出器２０２に設けられる。シリコン光−周波数変換器は、周波数光強度制御により調整され、１０⁶乃至１０⁷Ｈｚの範囲の同一周波数を出力する。
高速側方化検出器は、２つのシリコン検出器変換器２０４間の周波数差を測定する。各検出器の信号は５０Ｈｚクロック２１０を用いて差動カウンタ２１２に導かれる。差動カウントがゼロならば、両検出器は同一周波数を出力中である。２つの検出器で検出される信号に差がある場合は、差動カウントはゼロにならない。差動信号は周波数−電圧変換器２１４で処理される。変換器２１４は低周波範囲で動作し、周波数差を検出する。その電圧出力はフーリエ変換され、記憶され、そして視覚的刺激２１８または他の脳活動刺激に鑑みて分析される。
図２３を参照すると、他の好適な実施例において、認知分光光度計は低周波数変化に感応する狭帯域側方化検出器を用いる。頭頂骨上に配置されるタングステンランプ２２８は、暗電流の収集に備えるために２乃至３Ｈｚのオーダーの周波数で点滅する。各検出器２３０は８００ｎｍ干渉フィルタ２３２を備えている。差動増幅器２３４は、２つの検出器に到達する光の強度の差を測定するために用いられる。差動増幅器の出力は、図１０及び１１に示される制御ユニットの一部改造された変形である、“ランマン(RunMan)”制御ユニットに接続される。平衡装置２４０は、２つの信号がゼロ ミリボルトに平衡されるように設定される。その出力信号は、高速フーリエ変換器２４２に接続され、帯形記録紙記録装置２４４により記録されるかまたはコンピュータに送られる。図２３の側方化検出器は、２つの大脳半球の異なるそれぞれの領域における脳血液濃度変化に起因すると考えられる吸光度の差動的な低周波変動を測定する。大脳半球の適当な領域への放射線の局部限定は、光源−検出器対（図１５、２２、２３及び２４）の入力及び出力口の適当な位置と分離を選択することにより達成される。例えば、上記に説明したように、頭外における光源及び検出器の４ｃｍの分離は、放射線のバナナ状移動進路の約２ｃｍの浸透を与える。
図２４を参照すると、本発明の他の好適な実施例は、２つの局部限定された関心のある組織の進路を移動した電磁放射線の変化を測定することによる人間の組織の高速検査用の差動式分光光度計装置である。基準データを収集するために用いられる第１の関心組織は、正常な生理学上の特性を持っていると予想される。第２の関心組織は、病理学上または病理生理学上の変化、例えば腫瘍や出血、のある局部を持っていると予想される組織である。病理学上または病理生理学上の変化を有する関心組織のおよその局部限定は、被験者の診断上の評価、例えば神経学上の診察、徴候の評価等、により決定することができる。いかなる病理生理学上の変化もない場合は、第１及び第２の局部限定された関心組織（例えば、脳の左及び右半球、左及び右胸、または左及び右腕の部位）は、光子移動のほぼ同じ信号を生じることが予想される。一方、器官のある局部例えば脳の右半球が異常な病理生理学上の状態の組織を持っている場合、該組織は、左半球の正常な組織の信号と異なる信号を生じることが予想される。したがって、差信号はゼロにならないだろう。
図２４を参照すると、差動式分光光度計装置は以下の５つのモジュール、すなわち、センサモジュール２７１及び２７２と、制御回路モジュール２７４と、分析器／表示器モジュール２７６と、コンピュータ／プリンタモジュール２７８とからなる。被験者の頭２７３上に配置された２個のセンサモジュール２７１及び２７２は各々、図５乃至８Ｃ、２２、２３に示される少なくとも１つの光源及び検出器からなる。各センサモジュールの動作は制御回路モジュール２７４で制御される。制御回路モジュール２７４は、放射線の放射及び検出を制御し、データを収集し、該データを分析器／表示器モジュール２７６及びコンピュータ／プリンタモジュール２７８に送る。認知装置全体の動作はコンピュータ／プリンタモジュール２７８のコンピュータで制御される。
差動式分光光度計は、少なくとも１つの選択された波長（例えば８００ｎｍ）の電磁放射線をセンサモジュール２７１及び２７２の第１及び第２の入力口において同時に脳に導入する。第１の入力口及び第２の入力口は、それぞれ頭外の第１の選択された位置及び第２の選択された位置に配置される。それぞれ頭外の第１及び第２の選択された位置に配置される２個の検出器は、それぞれ第１及び第２の入力口から第１及び第２の出力口へ２つの大脳半球内のバナナ状進路に沿って移動した放射線を同時に検出する。制御モジュール２７４は、検出器信号を収集し、雑音信号を補正し、補正された信号を分析器／表示器モジュール２７６及びコンピュータ／プリンタモジュール２７８に送る。また、制御モジュール２７４は、図２２及び２３で説明したような、差動信号を生成することができる。
本装置は、２個の検出器の信号を処理し、放射線が異常な生理学上または病理生理学上の特性を有する組織内を移動したかどうかを決定するために処理済データを評価する。
他の用途において、胸部組織の生理学上または病理生理学上の特性を確認するために、前記差動式分光光度計装置を用いることができる。ここでは、一方のセンサは一方の胸に配置され、他方のセンサは他方の胸に配置される。脳の場合と同様に、胸部組織は、それぞれの胸内の２つの進路を移動した２つの放射線信号を比較することにより検査される。
２つの移動進路における光子移動を同時に側定する測方化検出技術（図２２、２３及び２４）は、１つだけの移動進路からの信号を検出する技術（図１５）より良い信号雑音比を達成する。いくつかの側方化事象は、血液量変化のみまたは血液濃度変化のみを含み、したがって、前記装置は、１つだけの選択された波長を有する放射線を用いて組織を精査することができる。他の側方化事象は酸素添加／酸素除去変化に至り、したがって、前記装置は、二者択一的に器官内に結合される少なくとも２波長（例えば７６０ｎｍ及び８５０ｎｍ）の放射線を用いる。この場合、各センサは、少なくとも２つの選択された波長で動作するのに適合した１つの光源−検出器対か、または２つの波長特定光源−検出器対のどちらかからなる。２個のセンサから得られる各波長を有する信号は、望ましい組織特性を決定するために再び差動的に処理される。上記に説明したように、放射線の局部限定は、各光源及び検出器の配置及び位置決めにより制御される。
当業者は、本発明が詳細に説明された特定の実施例に限らないことがわかるだろう。開示された回路網の変形、及び開示された分光光度計構成の他の態様は、本装置の物理的配置の他の変形と同様に、当業者に明らかであろう。さらに、本発明は個々に説明された用途のどれにも限らない。本発明の範囲を完全に解するために、以下の請求の範囲を参照すべきだろう。

Claims (39)

1. 被験者の生物学的組織の高速検査装置において、該装置は、
   該被験者の皮膚または頭皮の選択された入力位置の組織へ関心の波長を有する光放射を導入するために構成されかつ配置された、第１の光源と、
   該被験者の皮膚または頭皮の選択された検出位置へ該入力位置から組織内へ移動した該導入波長を有する放射を検出するために構成されかつ配置された、第１の検出器とを備え、該検出位置は該光放射によって検査される関心の組織体を規定する距離だけ該入力位置から離れており、そして該第１の光源及び該第１の検出器は、正常な組織に対して類似の散乱または吸収特性を示す２つの組織体へ光を提供しかつ該２つの組織体から光を検出するために該被験者の外部表面に対して位置付けできるように協同的に構成されかつ配置されており、
   各放射が該入力及び検出位置間で移動した皮膚及び頭皮を含む組織の吸収または散乱によって影響される第１及び第２の処理データを創出するために関心の該２つの組織体に移動された放射の信号を処理するために構成された、該検出器に接続された電子回路を含むプロセッサとを備え、
   該プロセッサは、該第１及び第２の処理データを相関付けて該組織体の少なくとも１つにおける生理学的または病理生理学的な変化を示すために構成されかつ配置されることを特徴とする装置。
2. 請求項１の装置において、該被験者の皮膚または頭皮の選択された第２の入力位置の組織へ少なくとも１つの波長の光放射を導入するために構成されかつ配置される第２の光源と、
   該被験者の皮膚または頭皮の第２の選択された検出位置へ該第２の入力位置から組織に移動した該導入波長の放射を検出するために構成されかつ配置される第２の検出器とをさらに備え、該第２の検出位置は、関心の第２の組織体を規定するほぼ該距離だけ該第２の入力位置から離れており、前記第１の光源及び検出器は、該第１の組織体へ光を提供しかつ該第１の組織体から光を検出しており、そして前記第２の光源及び検出器は、該第２の組織体へ光を提供しかつ該第２の組織体から光を検出する装置。
3. 請求項２の装置において、該光源は組織へ実質的に同時に該放射を導入するために構成されかつ配置されており、該検出器は各組織体に移動した該導入波長の実質的に同時に放射を検出するために構成されかつ配置される装置。
4. 請求項１、２または３の装置において、該プロセッサは、該２つの組織体に移動した該放射の該信号から差データを創出することによって、前記第１及び２の処理データの相違を決定するようになっており、該差データは前記病理性理学的な変化を決定するのに使用される装置。
5. 請求項２の装置において、各該検出器は光−周波数変換器を含み、該プロセッサは、該光−周波数変換器から受信された差信号を登録するようになっている差カウンタと、該差カウンタからの信号を変換するようになっている周波数−電圧変換器と、
   該周波数−電圧変換器からの差信号を処理するようになっている高速フーリエ変換器とを備える装置。
6. 請求項１又は２の装置において、該光源及び該検出器は、皮膚または頭皮に側方にまたは該入力位置から該検出位置へ皮下に移動する表面的な光を遮るために構成されかつ配置される防壁を含む支持部材に配置される装置。
7. 請求項１または２の装置において、該光源及び該検出器は、該入力位置及び該検出位置間の該距離を変更するために構成されかつ配置される支持部材に接続され、該組織体を変更する装置。
8. 請求項７の装置において、該支持部材は、該光源からその間に配置される該検出器への実質的に対照的な、少なくとも２つの光子側方散乱進路を確立する形態で配置される、少なくとも２つの光源を含む装置。
9. 請求項１または２の装置において、該光源及び該検出器は、頭部の外部に位置付けるために配置されて、該距離に対応する、該組織体は脳の半球に局在されている装置。
10. 請求項１または２の装置において、該光源及び該検出器は胸部検査のために配置されて、該第１の組織体及び第２の組織体は各々、右胸部及び左胸部の対称な領域に配置されている装置。
11. 請求項１または２の装置において、該光源は、逆吸収波長である該波長の放射を発出するために構成される装置。
12. 請求項１または２の装置において、該光源は、等吸収波長である該波長の放射を発出するために構成される装置。
13. 請求項１または２の装置において、該プロセッサは、該第１及び第２の処理データに基づいて該組織体の少なくとも１つにおける出血を決定するために配置される装置。
14. 請求項１または２の装置において、該プロセッサは、該第１及び第２の処理データに基づいて該組織体の少なくとも１つにおける腫瘍を決定するために配置される装置。
15. 請求項９の装置において、該放射線を導入しかつ該検出口における放射線を検出しつつ、脳活動を刺激させるようにした刺激手段と、
    該処理データと該脳活動の該刺激との間の相関に基づいて、脳の選択された領域の認知機能を検査するようにした評価手段とをさらに含むことを特徴とする装置。
16. 脳内の移動進路に散乱されかつ吸収される電磁放射線の変化を測定することによって脳活動の頭蓋浸透検査を行うための認知分光光度計システムであって、
    （ａ）頭部の外側の選択された位置に配置される入力口にて脳内に選択された波長の電磁放射線を導入するようにした光源と、
    （ｂ）頭部の外側の選択された位置に配置される検出口にて、脳内を移動した該選択された波長の放射線を検出するようにした光検出器と、
    （ｃ）該選択された波長を導入しかつ該検出口における放射線を検出しつつ、脳活動の刺激をさせるようにした刺激手段と、
    （ｄ）処理データを創出するために脳内にて移動した該検出された放射線の信号を処理するようにした処理手段と、
    （ｅ）該処理データと該脳活動の該刺激とを相関付けることによって、脳活動の特性を決定するようにした評価手段と、
    （ｆ）頭部の外側の第２の選択された位置に配置された第２の入力口にて該選択された波長の電磁放射線を脳内に導入するようにした第２の光源と、
    （ｇ）該第２の入力口から該第２の検出口への脳内の該移動進路に沿って移動した該選択された波長の放射線を頭部の外側の選択された位置に配置された第２の検出口にて検出するようにした第２の検出器と、
    （ｈ）第２の処理データを創出するために該第２の入力口から該第２の検出口へ脳内にて移動した該検出された放射線の信号を処理するようにした処理手段とを含み、
    該評価手段は、該第１及び第２の処理データと脳活動の該刺激とを相関付けることによって、該脳活動の該特性を決定することを特徴とする認知分光光度計システム。
17. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該処理手段は、所定の間隔だけ分離しかつ頭部の外側の異なる位置に配置された該入力口及び該出力口間の該移動進路における脳内において検出された放射線を処理するようにしていることを特徴とする認知分光光度計システム。
18. 請求項１６または１７の認知分光光度計システムにおいて、該入力口及び該出力口は、前頭骨、頭頂骨、側頭骨及び後頭骨のうちの１つに配置されており、該入力口及び該出力口は、脳の選択された領域への該放射線の該移動を局所に制限するために所定の間隔だけ分離していることを特徴とする認知分光光度計システム。
19. 請求項１８の認知分光光度計システムにおいて、該所定の間隔は４センチメートルであること特徴とする認知分光光度計システム。
20. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該認知分光光度計システムは、該第１及び第２の入力口にて該放射線を同時に導入しかつ該第１及び第２の検出口にて検出するようにしたことを特徴とする認知分光光度計システム。
21. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該認知分光光度計システムは、最初、該第１の入力口にて該放射線を導入しかつ該第１の検出口にて検出されるようになっており、そして順次該第２の入力口にて該放射線を導入しかつ該第２の検出口にて検出されるようになっていること特徴とする認知分光光度計システム。
22. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該検出された放射線の該処理は、フーリエ変換からなることを特徴とする認知分光光度計システム。
23. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該刺激手段は、視覚的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする認知分光光度計システム。
24. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該刺激手段は、聴覚的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする認知分光光度計システム。
25. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該刺激手段は、知覚運動的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする認知分光光度計システム。
26. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、該処理手段は該検出された放射線に基づいて、血液量または酸素添加量を計算することを特徴とする認知分光光度計システム。
27. 請求項１５の装置において、該刺激手段は、視覚的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする装置。
28. 請求項１５の装置において、該刺激手段は、聴覚的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする装置。
29. 請求項１５の装置において、該刺激手段は、知覚運動的刺激を引き起こすようになっていることを特徴とする装置。
30. 請求項１または２の装置において、前記第１及び第２の処理データは、前記組織体の血液量に対応する装置。
31. 請求項１または２の装置において、前記第１及び第２の処理データは、前記組織体の血液中の酸素添加量に対応する装置。
32. 請求項１または２の装置において、前記光源はタングステンフィラメントランプからなる装置。
33. 請求項１または２の装置において、前記光源は発光ダイオードからなる装置。
34. 請求項１または２の装置において、前記検出器はフォトダイオードからなる装置。
35. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、前記光源は逆吸収波長である前記波長の放出を発出するために構成される認知分光光度計システム。
36. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、前記光源は等吸収波長である前記波長の放出を発出するために構成される認知分光光度計システム。
37. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、前記光源はタングステンフィラメントランプからなる認知分光光度計システム。
38. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、前記光源は発光ダイオードからなる認知分光光度計システム。
39. 請求項１６の認知分光光度計システムにおいて、前記検出器はフォトダイオードからなる認知分光光度計システム。

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