JPH04110751A - チトクロムオキシダーゼの測定方法及び測定装置 - Google Patents
チトクロムオキシダーゼの測定方法及び測定装置Info
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- JPH04110751A JPH04110751A JP2231378A JP23137890A JPH04110751A JP H04110751 A JPH04110751 A JP H04110751A JP 2231378 A JP2231378 A JP 2231378A JP 23137890 A JP23137890 A JP 23137890A JP H04110751 A JPH04110751 A JP H04110751A
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Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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）
本発明は近赤外領域の特定波長光を用いて生体内のチト
クロムオキシダーゼ（ｃｙｔａａ３）の酸化還元状態を
無侵襲に測定する方法とその装置に関するものである。
クロムオキシダーゼ（ｃｙｔａａ３）の酸化還元状態を
無侵襲に測定する方法とその装置に関するものである。
（従来の技術）
近赤外領域の特定波長光を生体に照射し、その透過光又
は散乱・反射光を測定して、その吸光度の経時変化から
チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態を測定する方法
が知られている（Ａｄν、 Ｅｘｐ。
は散乱・反射光を測定して、その吸光度の経時変化から
チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態を測定する方法
が知られている（Ａｄν、 Ｅｘｐ。
Ｍｅｄ、 Ｂｉｏｌ、、 Ｖｏｌ、２４８． ｐｐ、６
３−６８ （１９８９）参照）。
３−６８ （１９８９）参照）。
その方法では、チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態
による吸光度変化を受けにくい波長域（７００〜７８０
ｎ ｍ ）の特定波長と、受けやすい波長域（７８０
〜９００ｎｍ）の特定波長での吸光度変化の測定を組み
合わせて、チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態を演
算により計測している。
による吸光度変化を受けにくい波長域（７００〜７８０
ｎ ｍ ）の特定波長と、受けやすい波長域（７８０
〜９００ｎｍ）の特定波長での吸光度変化の測定を組み
合わせて、チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態を演
算により計測している。
また、本発明者はチトクロムオキシダーゼの酸化還元状
態による吸光度変化を受けにくい波長域においては、特
定の複数波長での吸光度の経時変化からヘモグロビンの
酸素動態を測定する方法をすでに提案している（特願昭
６３−２４８８３３号参照）。
態による吸光度変化を受けにくい波長域においては、特
定の複数波長での吸光度の経時変化からヘモグロビンの
酸素動態を測定する方法をすでに提案している（特願昭
６３−２４８８３３号参照）。
（発明が解決しようとする課題）
光源としては特定発振波長の半導体レーザを複数種類組
み合わせて用いる方法や、連続波長の光源と分光器を組
み合わせて所定の波長を得る方法等があるが、特に光源
として半導体レーザを用いる場合には、発振波長の制約
から所望の波長を選択できない場合がある。より具体的
に述べると、１ｎｖｉｖｏで生体を計測をする場合には
、生体組織での減光度がかなり大きいため、光源出力を
ある程度強くする必要がある。しかし、現在の段階では
７８０ｎｍ以下の波長域で高出力の半導体レーザを入手
することは困難である。
み合わせて用いる方法や、連続波長の光源と分光器を組
み合わせて所定の波長を得る方法等があるが、特に光源
として半導体レーザを用いる場合には、発振波長の制約
から所望の波長を選択できない場合がある。より具体的
に述べると、１ｎｖｉｖｏで生体を計測をする場合には
、生体組織での減光度がかなり大きいため、光源出力を
ある程度強くする必要がある。しかし、現在の段階では
７８０ｎｍ以下の波長域で高出力の半導体レーザを入手
することは困難である。
本発明は高出力半導体レーザの入手が容易な７８０ｎｍ
以上の波長域、すなわちチトクロムオキシダーゼの酸化
還元状態変化に伴う吸光度変化が生じる近赤外領域にお
いてのみ吸光度の経時変化を測定することにより、選択
波長に制限を受けることなくチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態を計測することのできる方法と、そのため
の装置を提供すること目的とするものである。
以上の波長域、すなわちチトクロムオキシダーゼの酸化
還元状態変化に伴う吸光度変化が生じる近赤外領域にお
いてのみ吸光度の経時変化を測定することにより、選択
波長に制限を受けることなくチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態を計測することのできる方法と、そのため
の装置を提供すること目的とするものである。
（課題を解決するための手段）
本発明では、ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸
光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化
に伴う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域の光を用い
、その近赤外領域の２組の異なる波長群の光を生体組織
に照射して各波長での吸光度変化を測定する。各波長群
について吸光度変化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸
素化に依存すると仮定してヘモグロビン量変動を算出し
、これら２組の波長群のヘモグロビン量変動算出値の差
からチトクロムオキシダーゼの変動量を測定する。
光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化
に伴う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域の光を用い
、その近赤外領域の２組の異なる波長群の光を生体組織
に照射して各波長での吸光度変化を測定する。各波長群
について吸光度変化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸
素化に依存すると仮定してヘモグロビン量変動を算出し
、これら２組の波長群のヘモグロビン量変動算出値の差
からチトクロムオキシダーゼの変動量を測定する。
本発明の装置は、上記の２組の波長群の各波長での吸光
度変化を測定する測定系と、各波長群について吸光度変
化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に依存すると
仮定してヘモグロビン量変動を算出し、これら２組の波
長群のヘモグロビン量変動算出値の差からチトクロムオ
キシダーゼの変動量を算出する演算部とを備えている。
度変化を測定する測定系と、各波長群について吸光度変
化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に依存すると
仮定してヘモグロビン量変動を算出し、これら２組の波
長群のヘモグロビン量変動算出値の差からチトクロムオ
キシダーゼの変動量を算出する演算部とを備えている。
（作用）
チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光
度変化が生じる波長においては、ヘモグロビンの酸素化
・脱酸素化によっても吸光度変化が生じるため、吸光度
変化はヘモグロビンの吸光度変化とチトクロムオキシダ
ーゼの吸光度変化との和になる。前述の引用文献及び特
許出願にも示されているように、ある波長における吸光
度変化は次の式・で表される。
度変化が生じる波長においては、ヘモグロビンの酸素化
・脱酸素化によっても吸光度変化が生じるため、吸光度
変化はヘモグロビンの吸光度変化とチトクロムオキシダ
ーゼの吸光度変化との和になる。前述の引用文献及び特
許出願にも示されているように、ある波長における吸光
度変化は次の式・で表される。
ΔＡλｎ＝ ｋｎΔ［）ｆｂｏ２）＋ｋｎ’Δ（Ｈｂ）
＋ｋｎ”Δ（ｃｙｔａａ３） −（１）この（１）式の
右辺第３項がないもの仮定した場合、つまり吸光度変化
は全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化状態の変化に伴
うものであると仮定した場合、酸素化型ヘモグロビン変
動Δ〔Ｈｂ０２〕又は脱酸素化型ヘモグロビン変動Δ（
Ｈｂ）は前述の特許出願に述べられているように。
＋ｋｎ”Δ（ｃｙｔａａ３） −（１）この（１）式の
右辺第３項がないもの仮定した場合、つまり吸光度変化
は全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化状態の変化に伴
うものであると仮定した場合、酸素化型ヘモグロビン変
動Δ〔Ｈｂ０２〕又は脱酸素化型ヘモグロビン変動Δ（
Ｈｂ）は前述の特許出願に述べられているように。
Δ〔Ｈｂｏｚ）＝＜（ｋ２’ −に３’ ）ΔＡエニー
ｋ、’ −ｋａ’ ）ΔＡｚ＋（ｋ１’ −ｋｚ’ ）
ΔＡ３）／Ｋ・・・・・・（２） Δ昨）＝ （−（ｋ２−に３）ΔＡ工＋（ｋ、−に３）
ΔＡ２−（ｋ、−に２）ΔＡ３）／Ｋ ・・・・・・
（３）として算出することができる。ここで、ΔＡ１゜
ΔＡ２．ΔＡ３は３波長λ１．λ２．λ３をそれぞれ生
体組織に直接照射して測定された吸光度変化、ｋｌ、
ｋ２． ｋ３はそれぞれ波長λ１．λ２．λ３における
酸素化型ヘモグロビンの吸光係数、ｋ□に２’、Ｊ’は
それぞれ波長λ１．λ２．λ３における脱酸素化型ヘモ
グロビンの吸光係数、Ｋ＝（ｋｌ−に３）（ｋｚ’ −
に、’ ）−（ｋｚ−に３）（ｋ１’ −ｋｚ’ ）で
ある。
ｋ、’ −ｋａ’ ）ΔＡｚ＋（ｋ１’ −ｋｚ’ ）
ΔＡ３）／Ｋ・・・・・・（２） Δ昨）＝ （−（ｋ２−に３）ΔＡ工＋（ｋ、−に３）
ΔＡ２−（ｋ、−に２）ΔＡ３）／Ｋ ・・・・・・
（３）として算出することができる。ここで、ΔＡ１゜
ΔＡ２．ΔＡ３は３波長λ１．λ２．λ３をそれぞれ生
体組織に直接照射して測定された吸光度変化、ｋｌ、
ｋ２． ｋ３はそれぞれ波長λ１．λ２．λ３における
酸素化型ヘモグロビンの吸光係数、ｋ□に２’、Ｊ’は
それぞれ波長λ１．λ２．λ３における脱酸素化型ヘモ
グロビンの吸光係数、Ｋ＝（ｋｌ−に３）（ｋｚ’ −
に、’ ）−（ｋｚ−に３）（ｋ１’ −ｋｚ’ ）で
ある。
これらのヘモグロビン変動の式（２）、（３）はチトク
ロムオキシダーゼの変化分が誤差となるが、逆にこのこ
とを利用して選択波長の違いによるチトクロムオキシダ
ーゼの吸光係数の差からこれに依存するパラメータを算
出することができる。
ロムオキシダーゼの変化分が誤差となるが、逆にこのこ
とを利用して選択波長の違いによるチトクロムオキシダ
ーゼの吸光係数の差からこれに依存するパラメータを算
出することができる。
チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光
度変化がないものとしである特定波長の組合せで求めた
酸素化型ヘモグロビン変化量Δ（Ｉ（ｂｏｚｌ ａと、
別の特定波長の組合せで求めた酸素化型ヘモグロビン変
化量Δ（ＨｂＯ□〕ｂを算出し、それらのゲインを合わ
せた後に減算して得られる次式の新しいパラメータＮ
［ｃｙｔａａ３］はチトクロムオキシダーゼの酸化還元
状態変化に比例する量となる。
度変化がないものとしである特定波長の組合せで求めた
酸素化型ヘモグロビン変化量Δ（Ｉ（ｂｏｚｌ ａと、
別の特定波長の組合せで求めた酸素化型ヘモグロビン変
化量Δ（ＨｂＯ□〕ｂを算出し、それらのゲインを合わ
せた後に減算して得られる次式の新しいパラメータＮ
［ｃｙｔａａ３］はチトクロムオキシダーゼの酸化還元
状態変化に比例する量となる。
Δ［ｃｙｔａａ３コ’＝ Ｎ ［ｃｙｔａａａ］＝Δ〔
ＨｂＯ２〕ａ−にΔ（ＨｂＯ２） ｂラットの吸入ガス
の酸素濃度を変えた際の脳内酸素化型ヘモグロビンとチ
トクロムオキシダーゼの挙動を調べた実験によれば、チ
トクロムオキシダーゼは正常な状態ではほとんど酸化さ
れているが、吸気ガスの酸素濃度が減少して酸素化型ヘ
モグロビンが１５％以下になると徐々に還元されはじめ
、オキシヘモグロビンが５％以下になると大幅に還元さ
れることがわかっている。
ＨｂＯ２〕ａ−にΔ（ＨｂＯ２） ｂラットの吸入ガス
の酸素濃度を変えた際の脳内酸素化型ヘモグロビンとチ
トクロムオキシダーゼの挙動を調べた実験によれば、チ
トクロムオキシダーゼは正常な状態ではほとんど酸化さ
れているが、吸気ガスの酸素濃度が減少して酸素化型ヘ
モグロビンが１５％以下になると徐々に還元されはじめ
、オキシヘモグロビンが５％以下になると大幅に還元さ
れることがわかっている。
また、ラット頭部の近赤外吸収スペクトルの測定結果に
よれば、７８０ｎｍ以下の波長ではチトクロムオキシダ
ーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光度変化はなく、ヘモ
グロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変化のみが観
測され、７８０ｎｍより長波長側においてはチトクロム
オキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光度変化と、
ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変化がと
もに観測される。
よれば、７８０ｎｍ以下の波長ではチトクロムオキシダ
ーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光度変化はなく、ヘモ
グロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変化のみが観
測され、７８０ｎｍより長波長側においてはチトクロム
オキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光度変化と、
ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変化がと
もに観測される。
前記（２）式により酸素化型ヘモグロビン変動量を算出
する例について説明する。
する例について説明する。
チトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う吸光
度変化を受ける波長（λ１．λ２．λ３）での吸光度変
化から算出した酸素化型ヘモグロビン変動量をΔ［Ｈｂ
Ｏ□〕１２３とし、やはりチトクロムオキシダーゼの酸
化還元状態変化に伴う吸光度変化を受ける他の波長（λ
、、λ５．λ６）での吸光度変化から算出した酸素化型
ヘモグロビン変動量をΔ（Ｈｂ０２）４ｓｓとする。
度変化を受ける波長（λ１．λ２．λ３）での吸光度変
化から算出した酸素化型ヘモグロビン変動量をΔ［Ｈｂ
Ｏ□〕１２３とし、やはりチトクロムオキシダーゼの酸
化還元状態変化に伴う吸光度変化を受ける他の波長（λ
、、λ５．λ６）での吸光度変化から算出した酸素化型
ヘモグロビン変動量をΔ（Ｈｂ０２）４ｓｓとする。
チトクロムオキシダーゼが殆ど変化しない領域。
すなわちラットの場合であれば吸入ガス中の酸素濃度の
高い状態では、吸光度変化はヘモグロビンのみに依存す
ると考えてよく、Δ〔ＨｂＯ２〕□、３とΔ（ＨｂＯｚ
）、ｓｉは同じ波形となる。ただし絶対値は異なる。こ
のとき各時刻での変化量Δ（ＨｂＯ２）□２゜を横軸に
とり、Δ（ＨｂＯｚ）＊ｓｓを縦軸にとってプロットす
ると、第１図（Ａ）のように直線となる。
高い状態では、吸光度変化はヘモグロビンのみに依存す
ると考えてよく、Δ〔ＨｂＯ２〕□、３とΔ（ＨｂＯｚ
）、ｓｉは同じ波形となる。ただし絶対値は異なる。こ
のとき各時刻での変化量Δ（ＨｂＯ２）□２゜を横軸に
とり、Δ（ＨｂＯｚ）＊ｓｓを縦軸にとってプロットす
ると、第１図（Ａ）のように直線となる。
この傾きをＫとして
Ｎ［ｃｙｔａａ３コ＝Δ（ＨｂＯ２〕＊ｓｉ ＫΔ
（Ｈｂ０２ 〕ｘ ２３というパラメータＮ ［ｃｙｔ
ａａ３］を考えると、その波形は第１図（Ｃ）に示され
るようにフラットになり、０を示す。
（Ｈｂ０２ 〕ｘ ２３というパラメータＮ ［ｃｙｔ
ａａ３］を考えると、その波形は第１図（Ｃ）に示され
るようにフラットになり、０を示す。
次に、チトクロムオキシダーゼも途中（時刻ｔｉ）から
還元され始めたとすると、Δ［ＨｂＯｚｌｚ３とΔ（Ｈ
ｂＯ□１４ＳＧとの間に傾きＫの比例関係はなくなり１
例えば第１図（Ｂ）のようにずれてくる。
還元され始めたとすると、Δ［ＨｂＯｚｌｚ３とΔ（Ｈ
ｂＯ□１４ＳＧとの間に傾きＫの比例関係はなくなり１
例えば第１図（Ｂ）のようにずれてくる。
この時刻ｔ１以降ではパラメータＮ ［ｃｙｔａａ３］
の値は、第１図（Ｄ）に示されるように、チトクロムオ
キシダーゼによる吸光度変化分のためにずれを生じてお
り、これがすなわちチトクロムオキシダーゼの酸化還元
状態を反映したパラメータとなる。
の値は、第１図（Ｄ）に示されるように、チトクロムオ
キシダーゼによる吸光度変化分のためにずれを生じてお
り、これがすなわちチトクロムオキシダーゼの酸化還元
状態を反映したパラメータとなる。
これによってチトクロムオキシダーゼの算出法がわから
なくても、ヘモグロビンの算出法さえわかればチトクロ
ムオキシダーゼの酸化還元状態の変化をモニタすること
ができる。
なくても、ヘモグロビンの算出法さえわかればチトクロ
ムオキシダーゼの酸化還元状態の変化をモニタすること
ができる。
３波長演算によりヘモグロビン変動量を算出するときは
、その式は（１）式から ΔＡλｎ−ｋｎ”Δ（ｃｙｔａａ３）＝ ｋｎΔ［Ｈｂ
Ｏ２］＋ ｋｎ’Δ［Ｈｂ） （ｎ＝１．２．３）と
なる。この式から酸素化型ヘモグロビンの変動量を解く
と、 Δ（ＨｂＯ２）＝ （Ａｎ、ΔＡλｎ□＋Ａｎ２ΔＡλ
ｎ２＋ＡｎａΔＡλｎ、）＋ＢｎΔ（ｃｙｔａａ、）と
いう形になる。左辺は実際の酸素化型ヘモグロビン変動
量、右辺第１項は見かけの酸素化型ヘモグロビン変動量
、右辺第２項はチトクロムオキシダーゼ吸光度変化によ
る酸素化型ヘモグロビン測定誤差である。左辺は波長選
択が違えば値が違ってくるが、実際は同じ変化量を示し
ているので、係数Ｋを乗じた後、辺々引き算をすればチ
トクロムオキシダーゼの変化量と吸光度変化量の項のみ
が残る。すなわち吸光度変化からチトクロムオキシダー
ゼ変化量を算出することができる。
、その式は（１）式から ΔＡλｎ−ｋｎ”Δ（ｃｙｔａａ３）＝ ｋｎΔ［Ｈｂ
Ｏ２］＋ ｋｎ’Δ［Ｈｂ） （ｎ＝１．２．３）と
なる。この式から酸素化型ヘモグロビンの変動量を解く
と、 Δ（ＨｂＯ２）＝ （Ａｎ、ΔＡλｎ□＋Ａｎ２ΔＡλ
ｎ２＋ＡｎａΔＡλｎ、）＋ＢｎΔ（ｃｙｔａａ、）と
いう形になる。左辺は実際の酸素化型ヘモグロビン変動
量、右辺第１項は見かけの酸素化型ヘモグロビン変動量
、右辺第２項はチトクロムオキシダーゼ吸光度変化によ
る酸素化型ヘモグロビン測定誤差である。左辺は波長選
択が違えば値が違ってくるが、実際は同じ変化量を示し
ているので、係数Ｋを乗じた後、辺々引き算をすればチ
トクロムオキシダーゼの変化量と吸光度変化量の項のみ
が残る。すなわち吸光度変化からチトクロムオキシダー
ゼ変化量を算出することができる。
請求項１ではヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸
光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態に伴
う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域の２組の波長ペ
アを選択しているが、１組をチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態による吸光度変化がない波長域（７００ｎ
ｍ〜７８０ｎｍ）にすればより顕著な差を認めることが
できる。
光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態に伴
う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域の２組の波長ペ
アを選択しているが、１組をチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態による吸光度変化がない波長域（７００ｎ
ｍ〜７８０ｎｍ）にすればより顕著な差を認めることが
できる。
（実施例）
第２図は一実施例の測定装置を表わす。
２−１〜２−６はそれぞれ特定の波長λ１〜λ６のレー
ザ光を発振するレーザダイオードであり、３個ずつの組
が２組設けられている。発振波長λ１〜λ６は７８０ｎ
ｍ以上に設定されている。レーザダイオード２−１〜２
−３は駆動回路４によって順次切り替えて発振させられ
る。翻動回路４はＣＰＵ６によって制御される。８は測
定対象としての生体組織であり、レーザダイオード２−
１〜２−６からのレーザビームが照射用光ガイド１０に
よって生体組織８に導かれる。光ガイド１゜は例えば直
径５ ｍ ｍの光ファイバ束である。１２は検出器であ
る光電子増倍管であり、生体組織８による透過光又は反
射光が検出用光ガイド１４によって光電子増倍管１２に
導かれる。光ガイド１４も例えば直径が５ｍｍの光ファ
イバ束である。
ザ光を発振するレーザダイオードであり、３個ずつの組
が２組設けられている。発振波長λ１〜λ６は７８０ｎ
ｍ以上に設定されている。レーザダイオード２−１〜２
−３は駆動回路４によって順次切り替えて発振させられ
る。翻動回路４はＣＰＵ６によって制御される。８は測
定対象としての生体組織であり、レーザダイオード２−
１〜２−６からのレーザビームが照射用光ガイド１０に
よって生体組織８に導かれる。光ガイド１゜は例えば直
径５ ｍ ｍの光ファイバ束である。１２は検出器であ
る光電子増倍管であり、生体組織８による透過光又は反
射光が検出用光ガイド１４によって光電子増倍管１２に
導かれる。光ガイド１４も例えば直径が５ｍｍの光ファ
イバ束である。
１６は光電子増倍管１２の出力信号を増幅するプリアン
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器、２２は増幅された信号電圧
を周波数に変換するＶ／Ｆ変換器であり、Ｖ／Ｆ変換器
２２の出力信号がＣＰＵ６に入力されてカウントされる
。
プ、１８は増幅された信号をサンプルホールドするサン
プルホールド回路、２０はサンプルホールド回路１８の
出力信号を増幅する増幅器、２２は増幅された信号電圧
を周波数に変換するＶ／Ｆ変換器であり、Ｖ／Ｆ変換器
２２の出力信号がＣＰＵ６に入力されてカウントされる
。
ＣＰＵ６はレーザダイオード２−１〜２−６の発振を制
御するとともに、各波長λ１〜λ、でのデータを取り込
み、経時吸光度変化量ΔＡ工〜ΔＡ６を算出する。算出
した経時吸光度変化量ΔＡ、〜ΔＡ６と予め測定されて
設定された吸光係数に、。
御するとともに、各波長λ１〜λ、でのデータを取り込
み、経時吸光度変化量ΔＡ工〜ΔＡ６を算出する。算出
した経時吸光度変化量ΔＡ、〜ΔＡ６と予め測定されて
設定された吸光係数に、。
ｋ ２． ｋ３． ｋ１’ 、 ｋ２’ 、 ｋ３’
とから酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔ＨｂＯ２〕１□
３とΔ［ＨｂＯ□〕、５．を算出し、これをもとにして
パラメータ Ｎ ［ｃｙｔａａ、 ］ ＝Δ（ＨｂＯｚｌ＊ｓｓ −
ＫΔ［ＨｂＯ２）１２゜を算出する。したがって、ＣＰ
Ｕ６はヘモグロビン量変動算出値の差からチトクロムオ
キシダーゼの変動量を算出する演算部の機能を実現して
いる。
とから酸素化型ヘモグロビン量変動Δ〔ＨｂＯ２〕１□
３とΔ［ＨｂＯ□〕、５．を算出し、これをもとにして
パラメータ Ｎ ［ｃｙｔａａ、 ］ ＝Δ（ＨｂＯｚｌ＊ｓｓ −
ＫΔ［ＨｂＯ２）１２゜を算出する。したがって、ＣＰ
Ｕ６はヘモグロビン量変動算出値の差からチトクロムオ
キシダーゼの変動量を算出する演算部の機能を実現して
いる。
測定系２４は第２図で鎖線で囲まれた部分に該当する。
第２図においてＣＰＵ６には人出刃部３２を介して、こ
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４、測定値などを表示する液晶デイスプレィ３６、
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４ｏなどが接続されている。
の装置を操作したり吸光係数を入力するためのキーボー
ド３４、測定値などを表示する液晶デイスプレィ３６、
測定結果を出力するレコーダ３８、異常を知らせる警報
装置４ｏなどが接続されている。
次に、本実施例における吸光度測定動作について説明す
る。
る。
第３図はＣＰＵ６が測定値を取り込み、ダーク補正をす
るまでのタイムチャートである。図には簡単のために、
３波長で測定を行なうように説明しているが、第２図の
実施例は６波長での測定であり、単にレーザダイオード
の数が増えるだけと考えればよい。
るまでのタイムチャートである。図には簡単のために、
３波長で測定を行なうように説明しているが、第２図の
実施例は６波長での測定であり、単にレーザダイオード
の数が増えるだけと考えればよい。
第３図で、Ａ、Ｂ、Ｃはそれぞれ波長λ□、λ２゜λ３
のレーザダイオード２−１〜２−３の駐動パルス、Ｄは
積分パルス、Ｅはサンプリングパルス、Ｆはリセットパ
ルス、Ｇは光電子増倍管１２の出力信号、Ｈは波長λ１
のチャネルのサンプルホールド前の出力信号である。他
のチャネルについても同様の出力信号Ｈが得られる。Ｓ
λ□は信号レベル、Ｄλ□はダークレベルである。■は
Ｓλ１Ｄλ□であり、これによって真の信号レベルを得
ることができる。
のレーザダイオード２−１〜２−３の駐動パルス、Ｄは
積分パルス、Ｅはサンプリングパルス、Ｆはリセットパ
ルス、Ｇは光電子増倍管１２の出力信号、Ｈは波長λ１
のチャネルのサンプルホールド前の出力信号である。他
のチャネルについても同様の出力信号Ｈが得られる。Ｓ
λ□は信号レベル、Ｄλ□はダークレベルである。■は
Ｓλ１Ｄλ□であり、これによって真の信号レベルを得
ることができる。
（発明の効果）
本発明によれば、ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴
う吸光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態
変化に伴う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域におい
て、吸光度変化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化
に依存すると仮定して算出された２組の波長群のヘモグ
ロビン量変動算出値の差からチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態を測定するので、ヘモグロビンに比べて吸
光度変化の小さいチトクロムオキシダーゼの酸化還元状
態を光源波長の選択の制約を受けることなく、無侵襲に
測定することが可能になる。
う吸光度変化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態
変化に伴う吸光度変化がともに生ずる近赤外領域におい
て、吸光度変化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化
に依存すると仮定して算出された２組の波長群のヘモグ
ロビン量変動算出値の差からチトクロムオキシダーゼの
酸化還元状態を測定するので、ヘモグロビンに比べて吸
光度変化の小さいチトクロムオキシダーゼの酸化還元状
態を光源波長の選択の制約を受けることなく、無侵襲に
測定することが可能になる。
第１図は本発明の測定原理を説明する図、第２図は測定
装置の一実施例を示すブロック図、第３図は一実施例の
検出動作を示すタイムチャートである。 ２−１〜２−６・・・・・・レーザダイオード、６・・
・・・・ＣＰＵ、８・・・・・・生体組織、２４・・・
・・・測定系。 第１図 特許出願人 株式会社島津製作所
装置の一実施例を示すブロック図、第３図は一実施例の
検出動作を示すタイムチャートである。 ２−１〜２−６・・・・・・レーザダイオード、６・・
・・・・ＣＰＵ、８・・・・・・生体組織、２４・・・
・・・測定系。 第１図 特許出願人 株式会社島津製作所
Claims (2)
- （１）ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変
化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う
吸光度変化がともに生ずる近赤外領域において、２組の
異なる波長群の光を生体組織に照射して各波長での吸光
度変化を測定し、各波長群について吸光度変化が全てヘ
モグロビンの酸素化−脱酸素化に依存すると仮定してヘ
モグロビン量変動を算出し、これら２組の波長群のヘモ
グロビン量変動算出値の差からチトクロムオキシダーゼ
の変動量を測定する測定方法。 - （２）ヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に伴う吸光度変
化とチトクロムオキシダーゼの酸化還元状態変化に伴う
吸光度変化がともに生ずる近赤外領域において、２組の
異なる波長群の光を生体組織に順次照射して各波長での
吸光度変化を測定する測定系と、各波長群について吸光
度変化が全てヘモグロビンの酸素化−脱酸素化に依存す
ると仮定してヘモグロビン量変動を算出し、これら２組
の波長群のヘモグロビン量変動算出値の差からチトクロ
ムオキシダーゼの変動量を算出する演算部とを備えたチ
トクロムオキシダーゼ測定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23137890A JP2932644B2 (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | チトクロムオキシダーゼの測定方法及び測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23137890A JP2932644B2 (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | チトクロムオキシダーゼの測定方法及び測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04110751A true JPH04110751A (ja) | 1992-04-13 |
| JP2932644B2 JP2932644B2 (ja) | 1999-08-09 |
Family
ID=16922683
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23137890A Expired - Lifetime JP2932644B2 (ja) | 1990-08-31 | 1990-08-31 | チトクロムオキシダーゼの測定方法及び測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2932644B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5517987A (en) * | 1993-06-02 | 1996-05-21 | Hamamatsu Photonics K.K. | Method for measuring internal information in scattering medium and apparatus for the same |
| US5529065A (en) * | 1993-06-02 | 1996-06-25 | Hamamatsu Photonics K.K. | Method for measuring scattering medium and apparatus for the same |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5999750B2 (ja) | 2011-08-25 | 2016-09-28 | ソニー株式会社 | 撮像素子、撮像装置及び生体撮像装置 |
| JP2013070030A (ja) | 2011-09-06 | 2013-04-18 | Sony Corp | 撮像素子、電子機器、並びに、情報処理装置 |
-
1990
- 1990-08-31 JP JP23137890A patent/JP2932644B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5517987A (en) * | 1993-06-02 | 1996-05-21 | Hamamatsu Photonics K.K. | Method for measuring internal information in scattering medium and apparatus for the same |
| US5529065A (en) * | 1993-06-02 | 1996-06-25 | Hamamatsu Photonics K.K. | Method for measuring scattering medium and apparatus for the same |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2932644B2 (ja) | 1999-08-09 |
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