JPH05103786A - Measuring device for metabolism information - Google Patents
Measuring device for metabolism informationInfo
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- JPH05103786A JPH05103786A JP3266692A JP26669291A JPH05103786A JP H05103786 A JPH05103786 A JP H05103786A JP 3266692 A JP3266692 A JP 3266692A JP 26669291 A JP26669291 A JP 26669291A JP H05103786 A JPH05103786 A JP H05103786A
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- tissue
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、光を用いて心臓や脳
等の生体組織や器官内の酸素飽和度すなわち酸素代謝等
の生体情報を測定するのに適した生体組織の代謝情報測
定装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an apparatus for measuring metabolic information of biological tissue, which is suitable for measuring biological information such as oxygen saturation in biological tissue and organs such as heart and brain using light, that is, oxygen metabolism. Regarding
【０００２】[0002]
【従来の技術】赤色から近赤外領域の光は生体組織に対
しての高い透過性やヘモグロビン、ミオグロビン、チト
クローム酸化酵素などの生体の酸素代謝をつかさどる物
質への吸光性やその酸素結合情報に対応する吸光スペク
トルの変化といった特徴を持っている。2. Description of the Related Art Light in the red to near-infrared region has high permeability to living tissues and its light absorption and oxygen binding information to substances that control oxygen metabolism of living organisms such as hemoglobin, myoglobin, and cytochrome oxidase. It has features such as corresponding changes in absorption spectrum.
【０００３】このような特徴を利用して、ＵＳＰ４２２
３６８０，ＵＳＰ４２８１６４５に示されているよう
に、生体内の心臓や脳などの各種器官の酸素代謝を測定
する方法が知られている。これは、７００〜１３００ｎ
ｍの近赤外領域の光を生体内の器官や組織に照射し、前
記器官および組織深部より反射してきた反射光、あるい
は透過してきた光を検出して、波長間の光強度を比較演
算することで血液量、ヘモグロビンおよびチトクローム
の酸素化度を測定している。Utilizing such characteristics, USP422
As shown in 3680, US Pat. No. 4,281,645, a method of measuring oxygen metabolism of various organs such as heart and brain in a living body is known. This is 700-1300n
Light in the near-infrared region of m is applied to an organ or a tissue in a living body, reflected light reflected from the deep organ or tissue or light transmitted therethrough is detected, and light intensity between wavelengths is compared and calculated. It measures blood volume, hemoglobin and cytochrome oxygenation.
【０００４】前記チトクロームとは、細胞のミトコンド
リア内に存在する銅を持つ色素タンパク質（酸化型Ｃｕ
2+還元型Ｃｕ+ ）。通常８０％が酸化型であるが、虚血
時、早期に還元型となる。このため、各波長の吸収量か
らチトクロームの酸化還元状態を測定でき、組織の酸素
代謝の指標として使用される。[0004] The cytochrome is a pigment protein (oxidized Cu) having copper present in the mitochondria of cells.
2+ reduced Cu +). Usually, 80% is an oxidative type, but during ischemia, it becomes a reducing type early. Therefore, the redox state of cytochrome can be measured from the absorption amount at each wavelength, and it can be used as an index of tissue oxygen metabolism.
【０００５】心筋梗塞が起きた場合、最悪の場合は心筋
の壊死に至るが、早期や急性の場合には心筋の活動は停
止しているが、壊死に至らない場合がある。このような
場合にはＰＴＣＡやバイパスが有効である。これまで、
ＰＥＴを用いて心筋が生きているか、死んでいるかの診
断を行い、バイパス術の実施の判断を行っていたが、Ｐ
ＥＴ装置は、きわめて高価であり、あまり普及していな
い。When myocardial infarction occurs, myocardial necrosis is caused in the worst case, but in early or acute cases, myocardial activity is stopped but sometimes it is not. In such a case, PTCA and bypass are effective. So far
I used PET to diagnose whether myocardium was alive or dead, and decided to perform bypass surgery.
ET devices are extremely expensive and not very popular.
【０００６】心筋組織を測定する場合、実際には、下肢
大動脈からスコープを挿入し、図７に示すように、スコ
ープ１の先端部２を心筋組織３に押し当てながら冠状動
脈にあらかじめ配置されたバルーン等で所定期間閉塞さ
せて心筋の代謝変化を測定することで診断している。こ
のとき、心筋が死んでいると代謝変化はないことから、
心筋が生きているか、死んでいるかを診断できる。When measuring the myocardial tissue, the scope is actually inserted from the aorta of the lower extremity and, as shown in FIG. 7, the distal end portion 2 of the scope 1 is pressed against the myocardial tissue 3 and placed in advance in the coronary artery. Diagnosis is made by occluding a balloon for a predetermined period of time and measuring the metabolic changes in myocardium. At this time, if myocardium is dead, there is no metabolic change,
Can diagnose whether myocardium is alive or dead.
【０００７】ところで、従来の代謝情報測定装置として
知られている特開昭５９−２３０５３３号公報は、光源
からの光を投光用ファイバを通じて生体組織に投光し、
生体組織からの反射光を複数の光ファイバ束を用いて受
光部へ伝送し、端面にそれぞれ設けた異なる波長フィル
タで分光した後、各波長別に反射光の強さを測定して対
象となる生体組織の情報を測定している。By the way, Japanese Patent Application Laid-Open No. 59-230533, which is known as a conventional metabolic information measuring apparatus, projects light from a light source onto a living tissue through a light projecting fiber,
The reflected light from the living tissue is transmitted to the light receiving part using a plurality of optical fiber bundles, and after being separated by different wavelength filters provided on the end faces, the intensity of the reflected light is measured for each wavelength and the target living body It measures the information of the organization.
【０００８】また、特公昭６１−１１６１４号公報は、
７００〜１３００ｎｍのスペクトル範囲内にある各種波
長の光を含む近赤外領域を所定のサイクルで交互に断続
的に生体組織に投光し、生体組織からの反射光を受光部
で受光し、各波長別に反射光の強さを測定して対象とな
る生体組織の情報を測定している。Further, Japanese Patent Publication No. 61-11614 discloses
Near-infrared regions including light of various wavelengths within a spectrum range of 700 to 1300 nm are alternately and intermittently projected onto a living tissue in a predetermined cycle, and reflected light from the living tissue is received by a light receiving unit, Information on the target biological tissue is measured by measuring the intensity of reflected light for each wavelength.
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】ところで、ＵＳＰ４２
２３６８０，ＵＳＰ４２８１６４５の両特許において、
出願人は近赤外領域の光を用いて酸素代謝を計測する場
合では、その光の経路は比較的長くなければならないと
強調している。つまり、長い経路にまたがるというよう
にするということは対象とする組織に対し深部の代謝情
報を含むことができるからである。By the way, USP42
In both patents of 23680 and USP 4281645,
The applicant emphasizes that when measuring oxygen metabolism using light in the near infrared region, the light path must be relatively long. In other words, the fact that it spans a long path can include the metabolic information of the deep part in the target tissue.
【００１０】また、臓器の代謝を一方向から光を照射お
よび検出する（これを反射方式と呼ぶ）場合、前記目的
を達成するためには、光の照射部および検出部はそれぞ
れ数センチ程度離す必要があると述べている。“近赤外
生体計測法を用いた対外循環時の脳酸素代謝の監視”人
口臓器19(1)535-538(1990)では脳内の酸素代謝を測定す
るため照射部と検出部を３〜４ｃｍ離している。Further, in the case of irradiating and detecting the metabolism of an organ with light from one direction (this is called a reflection system), in order to achieve the above-mentioned object, the light irradiation part and the detection part are separated from each other by several centimeters. States that it is necessary. “Monitoring cerebral oxygen metabolism during external circulation using near-infrared biometrics” In artificial organ 19 (1) 535-538 (1990), the irradiation part and the detection part are 3 to measure oxygen metabolism in the brain. 4 cm apart.
【００１１】また、近年、光ファイバーバンドルを用い
て、胃、大腸はもちろんのこと血管内を画像で観察でき
る内視鏡が医学全般で利用されている。この内視鏡は対
外から見えない臓器を体腔内から直接観察することで疾
患の診断を正確かつ早期に行える特徴を持つ。In recent years, an endoscope which uses an optical fiber bundle to observe not only the stomach and large intestine but also the inside of blood vessels has been used in general medicine. This endoscope has a characteristic that a disease can be diagnosed accurately and early by directly observing an organ that cannot be seen from the outside from the body cavity.
【００１２】さらに、内視鏡にはチャンネルという孔が
設けられており、対外よりチャンネルを通じて体内に生
検鉗子、電気メスなどの処置具が挿入可能で画像による
診断では分からない病変部の診断や治療等に用いられ
る。Furthermore, the endoscope is provided with a hole called a channel, and a treatment instrument such as biopsy forceps or an electric scalpel can be inserted into the body through the channel from the outside. Used for medical treatment.
【００１３】最近ではこのチャンネルを利用して酸素飽
和度を測定するための光ファイバープローブを挿入し
て、病変部の代謝情報を診断したり、または光プローブ
をＸ線透視下で直接挿入して臓器の酸素代謝を求める検
討が行われている。Recently, an optical fiber probe for measuring oxygen saturation using this channel is inserted to diagnose metabolic information of a lesion site, or an optical probe is directly inserted under X-ray fluoroscopy to detect organs. Studies are being conducted to determine the oxygen metabolism of.
【００１４】前記光プローブについては“光ファイバー
プローブを用いた医用反射光スペクトル分析装置”医用
電子と生体工学Vol.28No3(1990),特開昭５９−２３０５
３３に詳しい。Regarding the optical probe, "Medical reflection spectrum analyzer using optical fiber probe" Medical Electronics and Biotechnology Vol.28 No3 (1990), JP-A-59-2305
Detailed in 33.
【００１５】ところで、前述のような光ファイバープロ
ーブは体腔内に挿入可能なように、そのプローブの挿入
部の外径は細く、そのため、光を照射する照射部と検出
する検出部が極めて近接して配置されており、また光速
に比べ十分に長い時間幅のパルス光を使っているため、
光が比較的長い経路をまたがらず組織表面を通過した光
を検出するようになっている。すなわち、このような方
法は組織の表面に限って代謝情報を測定するものであ
り、組織深部の代謝情報は組織の表皮や表皮表面につい
た体液や血液の影響を強く受け測定できなかった。By the way, the above-mentioned optical fiber probe has a small outer diameter at the insertion portion of the probe so that it can be inserted into the body cavity, and therefore the irradiation portion for irradiating light and the detecting portion for detecting are extremely close to each other. Since it is arranged and uses pulsed light with a time width that is sufficiently longer than the speed of light,
It is designed to detect light that has passed through the tissue surface without crossing a relatively long path. That is, such a method measures the metabolic information only on the surface of the tissue, and the metabolic information in the deep tissue cannot be measured because it is strongly influenced by the epidermis of the tissue, the body fluid attached to the surface of the epidermis, and blood.
【００１６】この発明は、前記事情に着目してなされた
もので、その目的とするところは、組織表面からの反射
光と組織深部からの反射光とを分離して測定することが
でき、代謝状態に左右される深部組織からの反射光を受
光して正確に代謝情報を測定できる代謝情報測定装置を
提供することにある。The present invention has been made by paying attention to the above-mentioned circumstances, and its purpose is to separate and measure the reflected light from the tissue surface and the reflected light from the deep part of the tissue. It is an object of the present invention to provide a metabolic information measuring device capable of accurately measuring metabolic information by receiving reflected light from deep tissue depending on the state.
【００１７】[0017]
【課題を解決するための手段】この発明は、前記目的を
達成するために、生体組織に対して組織の代謝情報を測
定する検査光を出射する検査光出射手段と、前記組織内
を透過した検査光を受光する受光手段とを有し、前記受
光手段の受光結果に基づいて前記生体組織の代謝情報を
測定するものにおいて、光出射制御手段によって前記検
査光をパルス的に出射制御し、パルス的に出射される検
査光に対応して得られる受光信号を経時的に変化する信
号として受光し、解析する解析手段とを具備したことに
ある。In order to achieve the above object, the present invention provides an inspection light emitting means for emitting inspection light for measuring metabolic information of a tissue to a living tissue, and an inspection light emitting means for transmitting the inspection light. A light receiving means for receiving the inspection light, and measuring the metabolic information of the living tissue based on the light reception result of the light receiving means, wherein the light emission control means controls the emission of the inspection light in a pulsed manner. The light receiving signal obtained in response to the inspection light that is emitted as a signal is received as a signal that changes with time and is analyzed.
【００１８】[0018]
【作用】生体の体腔内に挿入したプローブの先端部を被
検査部としての生体組織に押し当て、光出射制御手段に
よって検査光をパルス的に出射すると、検査光としての
パルス光は生体組織を散乱、反射しながら透過し、再び
受光部によって受光される。受光信号は経時的に変化す
る信号として受光し、解析する解析手段によって生体組
織の代謝情報を測定する。[Function] When the tip of the probe inserted into the body cavity of the living body is pressed against the living tissue as the portion to be inspected and the inspection light is emitted in a pulsed manner by the light emission control means, the pulsed light as the inspection light is emitted to the living tissue. The light is scattered, reflected, transmitted, and received again by the light receiving unit. The light receiving signal is received as a signal that changes with time, and the metabolic information of the living tissue is measured by the analyzing means for analyzing.
【００１９】[0019]
【実施例】以下、この発明の各実施例を図面に基づいて
説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００２０】図１〜図３は第１の実施例を示す。図１は
代謝情報測定装置の全体構成を示すもので、１１は体腔
内の例えば心臓、胃、大腸、脳等に挿入可能な伸長で、
かつ細径なフレキシブルチューブよりなるプローブであ
る。1 to 3 show a first embodiment. FIG. 1 shows the overall configuration of the metabolic information measuring device. Reference numeral 11 denotes an extension that can be inserted into a body cavity, such as the heart, stomach, large intestine, or brain,
It is also a probe consisting of a thin flexible tube.
【００２１】このプローブ１１には生体組織に対して組
織の代謝情報を測定する検査光を出射する検査光出射手
段としての照射用ファイバー１２と組織内を透過した検
査光を受光する受光手段としての受光用ファイバー１３
が内挿されている。前記プローブ１１の先端部には照射
用ファイバー１２と対向する照射窓１４が、受光用ファ
イバー１３と対向する受光窓１５が設けられている。The probe 11 has an irradiation fiber 12 as an inspection light emitting means for emitting inspection light for measuring metabolic information of the tissue to the living tissue and a light receiving means for receiving the inspection light transmitted through the tissue. Fiber for light reception 13
Is interpolated. An irradiation window 14 facing the irradiation fiber 12 and a light receiving window 15 facing the light receiving fiber 13 are provided at the tip of the probe 11.
【００２２】一方、１６はＮｄ：ＹＡＧレーザ発振器で
ある。このＮｄ：ＹＡＧレーザ発振器から発振されるパ
ルス光は、図２（ａ）に示すように、波長λ＝１０６４
ｎｍであり、第１〜第３のビームスプリッタ１７ａ〜１
７ｃによって４分され、第１および第２のミラー１８
ａ，１８ｂとともに光出射制御手段としての第１〜第４
のシャッタ１９ａ〜１９ｄを介して第１〜第４の色素レ
ーザダイオード２０ａ〜２０ｄに導かれる。On the other hand, 16 is an Nd: YAG laser oscillator. The pulsed light emitted from this Nd: YAG laser oscillator has a wavelength λ = 1064 as shown in FIG.
nm, and the first to third beam splitters 17a to 1
7c quadrant, the first and second mirrors 18
a to 18b together with first to fourth light emission control means
Is guided to the first to fourth dye laser diodes 20a to 20d via the shutters 19a to 19d.
【００２３】ここで、前記第１〜第４のシャッタ１９ａ
〜１９ｄは、図２（ｂ）に示すように、第１〜第４のシ
ャッタ１９ａ〜１９ｄの順に「開」となり、この「開」
時に、図２（ｃ）に示すように、第１の色素レーザダイ
オード２０ａの波長λ1 は７７５ｎｍ、第２の色素レー
ザダイオード２０ｂの波長λ2 は８１０ｎｍ、第３の色
素レーザダイオード２０ｃの波長λ3 は８７０ｎｍ、第
４の色素レーザダイオード２０ｃの波長λ4 は９０４ｎ
ｍのパルス光を順次発光するようになっている。Here, the first to fourth shutters 19a
2 to 19d are "open" in the order of the first to fourth shutters 19a to 19d as shown in FIG.
2 (c), the wavelength λ1 of the first dye laser diode 20a is 775 nm, the wavelength λ2 of the second dye laser diode 20b is 810 nm, and the wavelength λ3 of the third dye laser diode 20c is 870 nm. , The wavelength λ4 of the fourth dye laser diode 20c is 904n.
m pulsed light is sequentially emitted.
【００２４】前記第１〜第３の色素レーザダイオード２
０ａ〜２０ｃの出射側には第１〜第３のダイクロイック
ミラー２１ａ〜２１ｃが設けられ、第４の色素レーザダ
イオード２０ｄの出射側には第３のミラー１８ｃが設け
られ、第１〜第４の色素レーザダイオード２０ａ〜２０
ｄから出射されたパルス光は第１のダイクロイックミラ
ー２１ａを介してレンズ２２に導かれ、このレンズ２２
によって前記プローブ１１の照射用ファイバー１２に入
射される。The first to third dye laser diodes 2
The first to third dichroic mirrors 21a to 21c are provided on the emission sides of 0a to 20c, and the third mirror 18c is provided on the emission side of the fourth dye laser diode 20d. Dye laser diode 20a-20
The pulsed light emitted from d is guided to the lens 22 via the first dichroic mirror 21a, and this lens 22
Is incident on the irradiation fiber 12 of the probe 11.
【００２５】また、前記第１のダイクロイックミラー２
１ａとレンズ２２との間には第４のビームスプリッタ１
７ｄが設けられ、この反射光はフォトダイオード２３に
入射される。Further, the first dichroic mirror 2
A fourth beam splitter 1 is provided between the lens 1a and the lens 22.
7d is provided, and the reflected light is incident on the photodiode 23.
【００２６】そして、前記第１〜第４の色素レーザダイ
オード２０ａ〜２０ｄから発光するパルス光は第１〜第
３のビームスプリッタ１７ａ〜１７ｃ等によって、図２
（ｄ）に示すような波長λ1 〜λ4 で繰り返すパルス列
となり、このパルス光は１〜２ｐｓの半値幅で１μｓご
と発生するようになっている。The pulsed light emitted from the first to fourth dye laser diodes 20a to 20d is transmitted by the first to third beam splitters 17a to 17c and the like as shown in FIG.
It becomes a pulse train that repeats at wavelengths λ1 to λ4 as shown in (d), and this pulsed light is generated every 1 μs with a full width at half maximum of 1 to 2 ps.
【００２７】このようなパルス光を生体組織、例えばこ
の実施例においては、心筋Ａに照射した場合、近接した
受光用ファイバー１３で検出したパルス光（検出光）は
心筋Ａ内で反射散乱を繰り返すため、図２（ｅ）に示す
ように、時間的に広がりを帯びたプロファイルとなる。When such pulsed light is applied to living tissue, for example, myocardium A in this embodiment, the pulsed light (detection light) detected by the adjacent light-receiving fiber 13 is repeatedly reflected and scattered in the myocardium A. Therefore, as shown in FIG. 2E, the profile has a temporal spread.
【００２８】前記受光用ファイバー１３で検出したパル
ス光、つまりストリーク像は、レンズ２４を介してスト
リークカメラ２５によって求められ、さらに解析手段と
しての解析装置２６によって前記プロファイルを各波長
ごとに、また各波長間で演算することにより、代謝（Ｈ
ｂＯ2 ，Ｈｂ，ｃｙｔ）を測定する。The pulsed light detected by the light-receiving fiber 13, that is, the streak image, is obtained by the streak camera 25 via the lens 24, and the profile is analyzed for each wavelength by the analysis device 26 as an analysis means. By calculating between wavelengths, metabolism (H
bO 2 , Hb, cyt) is measured.
【００２９】前記解析装置２６はＸ−Ｙレコーダ２７，
表示装置２８および制御装置２９に電気的に接続され、
制御装置２９は前記Ｎｄ：ＹＡＧレーザ発振器１６およ
び第１〜第４のシャッタ１９ａ〜１９ｄを制御してい
る。The analysis device 26 includes an XY recorder 27,
Electrically connected to the display device 28 and the control device 29,
The controller 29 controls the Nd: YAG laser oscillator 16 and the first to fourth shutters 19a to 19d.
【００３０】次に、前述のように構成された代謝情報測
定装置の作用について説明する。生体の体腔内に内視鏡
のチャンネル等を介してプローブ１１を挿入し、プロー
ブ１１の先端部の照射窓１４および受光窓１５を測定し
ようとする心筋Ａに押し当てる。Next, the operation of the metabolic information measuring device configured as described above will be described. The probe 11 is inserted into the body cavity of a living body via a channel of an endoscope, and the irradiation window 14 and the light receiving window 15 at the tip of the probe 11 are pressed against the myocardium A to be measured.
【００３１】そして、制御装置２９によってＮｄ：ＹＡ
Ｇレーザ発振器１６を制御し、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ発振
器１６からパルス光を発振すると、第１〜第３のビーム
スプリッタ１７ａ〜１７ｃと第１および第２のミラー１
８ａ，１８ｂによって第１〜第４のシャッタ１９ａ〜１
９ｄに導かれる。Then, the controller 29 controls Nd: YA
When the G laser oscillator 16 is controlled and pulsed light is oscillated from the Nd: YAG laser oscillator 16, the first to third beam splitters 17a to 17c and the first and second mirrors 1 are generated.
The first to fourth shutters 19a to 1 are provided by 8a and 18b.
You are led to 9d.
【００３２】第１〜第４のシャッタ１９ａ〜１９ｄが順
次「開」となると、第１の色素レーザダイオード２０ａ
の波長λ1 は７７５ｎｍ、第２の色素レーザダイオード
２０ｂの波長λ2 は８１０ｎｍ、第３の色素レーザダイ
オード２０ｃの波長λ3 は８７０ｎｍ、第４の色素レー
ザダイオード２０ｃの波長λ4 は９０４ｎｍのパルス光
を順次発光する。When the first to fourth shutters 19a to 19d are sequentially opened, the first dye laser diode 20a is opened.
Of the second dye laser diode 20c, the wavelength λ2 of the second dye laser diode 20b is 810 nm, the wavelength λ3 of the third dye laser diode 20c is 870 nm, and the wavelength λ4 of the fourth dye laser diode 20c is 904 nm. To do.
【００３３】前記第１〜第４の色素レーザダイオード２
０ａ〜２０ｄから出射されたパルス光はレンズ２２を介
して前記プローブ１１の照射用ファイバー１２に入射さ
れ、照射用ファイバー１２の出射窓１４から心筋Ａに照
射される。照射されるパルス光は、波長λ1 〜λ4 で繰
り返すパルス列となり、このパルス光は１〜２ｐｓの半
値幅で１μｓごと発生して心筋Ａに照射する。The first to fourth dye laser diodes 2
The pulsed light emitted from 0a to 20d is incident on the irradiation fiber 12 of the probe 11 via the lens 22, and is irradiated to the myocardium A from the emission window 14 of the irradiation fiber 12. The pulsed light to be irradiated becomes a pulse train that repeats at wavelengths λ1 to λ4, and this pulsed light is generated with a half-value width of 1 to 2 ps at intervals of 1 μs and is applied to the myocardium A.
【００３４】前記受光用ファイバー１３で検出したパル
ス光、つまりストリーク像は、レンズ２４を介してスト
リークカメラ２５によって求められ、さらに解析装置２
６によって前記プロファイルを各波長ごとに、また各波
長間で演算することにより、代謝（ＨｂＯ2 ，Ｈｂ，ｃ
ｙｔ）を測定する。The pulsed light detected by the light-receiving fiber 13, that is, the streak image is obtained by the streak camera 25 via the lens 24, and is further analyzed.
6, the profile is calculated for each wavelength and for each wavelength to calculate metabolism (HbO 2 , Hb, c
yt) is measured.
【００３５】前記解析装置２６において前記プロファイ
ルを各波長ごとに、また各波長間で演算する演算例を、
図３および数１に基づいて説明すると、図３は受光した
１つのストリーク像であり、縦軸は光強度、横軸は時間
である。ｔ1〜ｔ2 の時間における反射光は組織表層部
からの反射光であり、ｔ3 〜ｔ4 における反射光は組織
深部からの反射光である。An example of calculation in which the profile is calculated in the analyzing device 26 for each wavelength and between wavelengths is as follows:
Describing based on FIG. 3 and Equation 1, FIG. 3 is one received streak image, the vertical axis represents light intensity, and the horizontal axis represents time. The reflected light during the time from t 1 to t 2 is the reflected light from the tissue surface layer portion, and the reflected light from t 3 to t 4 is the reflected light from the deep tissue portion.
【００３６】心筋Ａにパルス光を照射した場合、ｔ1 〜
ｔ2 の早い時間における光は心膜など代謝に関与しない
光であり、ｔ3 〜ｔ4 の遅れた光は心筋Ａの代謝情報に
左右される。つまり、ｔ1 〜ｔ2 の組織表層部の光は照
射光強度に対応するので、この領域の光でｔ3 〜ｔ4 の
光を規格化し、対数をとることで代謝による吸光度変化
を測定できる。さらに、Ｊｏｂｓｉｓらの理論にのっと
り波長間で演算することで代謝（ＨｂＯ2 ，Ｈｂ，ｃｙ
ｔ）を測定できる。When the pulsed light is applied to the myocardium A, t 1 to
Light at an early time of t 2 is light that does not participate in metabolism such as pericardium, and delayed light at t 3 to t 4 depends on metabolic information of myocardium A. That is, since the light of the tissue surface layer portion of t 1 to t 2 corresponds to the irradiation light intensity, the light of t 3 to t 4 is standardized by the light of this region, and the change in absorbance due to metabolism can be measured by taking the logarithm. .. Furthermore, by calculating the wavelengths according to the theory of Jobsis et al., Metabolism (HbO 2 , Hb, cy
t) can be measured.
【００３７】[0037]
【数１】 [Equation 1]
【００３８】図４および図５は第２の実施例を示す。こ
の実施例は光源として第１〜第４のピコ秒半導体レーザ
３１ａ〜３１ｄを用い、プリズム３２を毎秒数百回転す
る。（例えば、３３３回転／ｓ，各ピコ秒半導体レーザ
３１ａ〜３１ｄを２５０Ｈｚで動作し、同期させると、
順次波長の異なった１ＫＨｚのパルス列となる。）ま
た、この実施例では、照射用と受光用を１本のファイバ
ー３３で共用しているが、受光（反射光）を検出するビ
ームスプリッタ３４が必要となる。4 and 5 show a second embodiment. In this embodiment, the first to fourth picosecond semiconductor lasers 31a to 31d are used as the light source, and the prism 32 is rotated by several hundreds per second. (For example, when each of the picosecond semiconductor lasers 31a to 31d is operated at 250 Hz and synchronized at 333 rotations / s,
It becomes a pulse train of 1 KHz having different wavelengths in sequence. In this embodiment, one fiber 33 is used for both irradiation and light reception, but a beam splitter 34 for detecting light reception (reflected light) is required.
【００３９】図５はこの実施例における心筋Ａからの反
射光のプロファイルであり、照射用と受光用を１本のフ
ァイバーで行っている。ａは表層部からの反射光、ｂは
深部からの反射光であり、組織表層部からの反射光は極
めて強くなる。このときのｔ1 〜ｔ4 は次のように分割
する。およその目安として ｔ3 〜ｔ4 ＝80ｐｓ〜200 ｐｓ＝18.4ｍｍ〜46ｍｍ 0.
23ｍｍ／ｐｓ ｔ1 〜ｔ2 ＝0 ｐｓ(10 ｐｓ）〜20ｐｓ＝ 0 (2.3ｍ
ｍ) 〜4.ｍｍ （ ）は照射用と受光用ファイバーが分かれている場
合）FIG. 5 shows a profile of reflected light from the myocardium A in this embodiment, and one fiber is used for irradiation and one for receiving light. a is reflected light from the surface layer portion, b is reflected light from the deep portion, and the reflected light from the tissue surface layer portion is extremely strong. At this time, t 1 to t 4 are divided as follows. As a rough guide, t 3 to t 4 = 80 ps to 200 ps = 18.4 mm to 46 mm 0.
23 mm / ps t 1 to t 2 = 0 ps (10 ps) to 20 ps = 0 (2.3 m
m) ~ 4 mm () when the irradiation and receiving fibers are separated)
【００４０】図６（ａ）（ｂ）は第３の実施例を示す。
この実施例はプローブ３５の先端部３６を示すもので、
この先端部３６は、プローブ３５の伸長方向に出射端３
７と入射端３８が離れ、かつそれぞれの光軸方向が発散
するように配置された照射用ファイバー３９および検出
用ファイバー４０と、前記照射用ファイバー３９と検出
用ファイバー４０を分けると共に前記照射用ファイバー
３９より照射された光が生体組織４１と接触面４２とを
反射伝搬して検出用ファイバー４０に到達しないよう
に、例えば艶消し黒色塗料などの光吸収物質が接触面４
２に塗られた隔壁部４３と、プローブ３５の外径にほぼ
等しく、前記照射用ファイバー３９、検出用ファイバー
４０および隔壁部４３を固定する固定部４４とから構成
されている。FIGS. 6A and 6B show a third embodiment.
This embodiment shows the tip 36 of the probe 35,
This tip portion 36 is provided in the extension direction of the probe 35 so that the emission end 3
7. The irradiation fiber 39 and the detection fiber 40, which are arranged so that 7 and the incident end 38 are separated and the respective optical axis directions diverge, and the irradiation fiber 39 and the detection fiber 40 are separated and the irradiation fiber In order to prevent the light emitted from 39 from propagating through the living tissue 41 and the contact surface 42 and reaching the detection fiber 40, a light absorbing substance such as matte black paint is applied to the contact surface 4
It is composed of a partition wall 43 applied to No. 2 and a fixing part 44 that is substantially equal to the outer diameter of the probe 35 and fixes the irradiation fiber 39, the detection fiber 40 and the partition wall 43.
【００４１】したがって、照射用ファイバー３９より生
体組織４１に光を照射すると光散乱の影響により広く拡
散する。このとき、光軸は発散する方向を向いているの
で、多くの光を生体組織４１の深部にいたり、その一部
の光は生体組織４１の深部にいたり検出用ファイバー４
０に到達する。しかしながら、ある一部の光は接触面４
２と生体組織４１の表皮とを反射し続け、検出用ファイ
バー４０に到達するものもある。Therefore, when the living tissue 41 is irradiated with light from the irradiation fiber 39, it is widely diffused due to the influence of light scattering. At this time, since the optical axis is in the direction of divergence, a large amount of light is in the deep part of the living tissue 41, or a part of the light is in the deep part of the living tissue 41, and the detection fiber 4 is used.
Reach 0. However, some light is
There are some that continue to reflect 2 and the epidermis of the living tissue 41 and reach the detection fiber 40.
【００４２】ところで、生体組織４１の代謝情報は表皮
や粘膜にはあまり含まれないことが知られている。この
ため、前記のように生体組織４１の表面と接触面４２を
反射伝搬してきた光は代謝情報が含まれずノイズとなる
が、接触面４２に光吸収物質を塗布することで、前記ノ
イズとなる光を接触面４２との反射を繰り返すたびに吸
収し、効果的に減少することができる。すなわち、プロ
ーブ３５の伸長方向の先端部３６に光照射部と光検出部
が近接して固定された構造でも、生体組織４１の深部の
光を検出できる。By the way, it is known that the metabolic information of the living tissue 41 is not contained in the epidermis or the mucous membrane. Therefore, as described above, the light reflected and propagated through the surface of the biological tissue 41 and the contact surface 42 does not contain metabolic information and becomes noise. However, when the light absorbing substance is applied to the contact surface 42, it becomes the noise. The light can be absorbed and effectively reduced each time the light is repeatedly reflected from the contact surface 42. That is, even in the structure in which the light irradiation unit and the light detection unit are fixed in close proximity to the tip end portion 36 of the probe 35 in the extension direction, it is possible to detect the light in the deep portion of the biological tissue 41.
【００４３】[0043]
【発明の効果】以上説明したように、この発明によれ
ば、生体組織からの反射光の反射光強度の時間変化から
生体組織の組織表面からの反射光と組織深部からの反射
光とを分離して測定することができ、生体組織の代謝情
報を正確に測定できるという効果がある。As described above, according to the present invention, the reflected light from the tissue surface of the living tissue and the reflected light from the deep portion of the tissue are separated from the time change of the reflected light intensity of the reflected light from the living tissue. Therefore, there is an effect that the metabolic information of the living tissue can be accurately measured.
【図１】この発明の第１の実施例に係わる代謝情報測定
装置の全体構成図。FIG. 1 is an overall configuration diagram of a metabolic information measuring device according to a first embodiment of the present invention.
【図２】同実施例のパルス波形図。FIG. 2 is a pulse waveform diagram of the embodiment.
【図３】同実施例のプロファイルを示す説明図。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a profile of the embodiment.
【図４】この発明の第２の実施例に係わる代謝情報測定
装置の全体構成図。FIG. 4 is an overall configuration diagram of a metabolic information measuring device according to a second embodiment of the present invention.
【図５】同実施例のパルス波形図。FIG. 5 is a pulse waveform diagram of the embodiment.
【図６】この発明の第２の実施例に係わるプローブの先
端部の断面図および斜視図。6A and 6B are a sectional view and a perspective view of a tip portion of a probe according to a second embodiment of the invention.
【図７】一般的な心筋の代謝状態の診断状態を示す斜視
図。FIG. 7 is a perspective view showing a diagnostic state of a general myocardial metabolic state.
１１…プローブ、１２…照射用ファイバー、１３…受光
用ファイバー、１６…Ｎｄ：ＹＡＧレーザ発振器、２０
ａ〜２０ｄ…第１〜第４の色素レーザダイオード、２６
…解析装置、２９…制御装置。11 ... Probe, 12 ... Irradiation fiber, 13 ... Receiving fiber, 16 ... Nd: YAG laser oscillator, 20
a to 20d ... First to fourth dye laser diodes, 26
... Analysis device, 29 ... Control device.
─────────────────────────────────────────────────────
─────────────────────────────────────────────────── ───
【手続補正書】[Procedure amendment]
【提出日】平成４年２月２１日[Submission date] February 21, 1992
【手続補正１】[Procedure Amendment 1]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００２２[Name of item to be corrected] 0022
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００２２】一方、１６はＮｄ：ＹＡＧレーザ発振器で
ある。このＮｄ：ＹＡＧレーザ発振器から発振されるパ
ルス光は、図２（ａ）に示すように、波長λ＝１０６４
ｎｍであり、第１〜第３のビームスプリッタ１７ａ〜１
７ｃによって４分され、第１および第２のミラー１８
ａ，１８ｂとともに光出射制御手段としての第１〜第４
のシャッタ１９ａ〜１９ｄを介して第１〜第４の色素レ
ーザ２０ａ〜２０ｄに導かれる。On the other hand, 16 is an Nd: YAG laser oscillator. The pulsed light emitted from this Nd: YAG laser oscillator has a wavelength λ = 1064 as shown in FIG.
nm, and the first to third beam splitters 17a to 1
7c quadrant, the first and second mirrors 18
a to 18b together with first to fourth light emission control means
First to fourth dye les through the shutter 19a~19d
To the user 20a to 20d.
【手続補正２】[Procedure Amendment 2]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００２３[Name of item to be corrected] 0023
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００２３】ここで、前記第１〜第４のシャッタ１９ａ
〜１９ｄは、図２（ｂ）に示すように、第１〜第４のシ
ャッタ１９ａ〜１９ｄの順に「開」となり、この「開」
時に、図２（ｃ）に示すように、第１の色素レーザ２０
ａの波長λ１は７７５ｎｍ、第２の色素レーザ２０ｂの
波長λ２は８１０ｎｍ、第３の色素レーザ２０ｃの波長
λ３は８７０ｎｍ、第４の色素レーザ２０ｃの波長λ４
は９０４ｎｍのパルス光を順次発光するようになってい
る。Here, the first to fourth shutters 19a
2 to 19d are "open" in the order of the first to fourth shutters 19a to 19d as shown in FIG.
Sometimes, as shown in FIG. 2C, the first dye laser 20
The wavelength λ1 of a is 775 nm, the wavelength λ2 of the second dye laser 20b is 810 nm, the wavelength λ3 of the third dye laser 20c is 870 nm, and the wavelength λ4 of the fourth dye laser 20c.
Emits 904 nm pulsed light in sequence.
【手続補正３】[Procedure 3]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００２４[Correction target item name] 0024
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００２４】前記第１〜第３の色素レーザ２０ａ〜２０
ｃの出射側には第１〜第３のダイクロイックミラー２１
ａ〜２１ｃが設けられ、第４の色素レーザ２０ｄの出射
側には第３のミラー１８ｃが設けられ、第１〜第４の色
素レーザ２０ａ〜２０ｄから出射されたパルス光は第１
のダイクロイックミラー２１ａを介してレンズ２２に導
かれ、このレンズ２２によって前記プローブ１１の照射
用ファイバー１２に入射される。The first to third dye lasers 20a to 20
The first to third dichroic mirrors 21 are provided on the emission side of c.
a~21c is provided on the exit side of the fourth dye laser 20d is provided a third mirror 18c, the pulse light emitted from the first to fourth dye laser 20a~20d first
The light is guided to the lens 22 via the dichroic mirror 21a, and is incident on the irradiation fiber 12 of the probe 11 by the lens 22.
【手続補正４】[Procedure amendment 4]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００２６[Correction target item name] 0026
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００２６】そして、前記第１〜第４の色素レーザ２０
ａ〜２０ｄから発光するパルス光は第１〜第３のビーム
スプリッタ１７ａ〜１７ｃ等によって、図２（ｄ）に示
すような波長λ１〜λ４で繰り返すパルス列となり、こ
のパルス光は１〜２ｐｓの半値幅で１μｓごと発生する
ようになっている。The first to fourth dye lasers 20 are then provided.
The pulsed light emitted from a to 20d becomes a pulse train that repeats at wavelengths λ1 to λ4 as shown in FIG. 2D by the first to third beam splitters 17a to 17c and the like, and this pulsed light is a half of 1 to 2 ps. The value is generated every 1 μs.
【手続補正５】[Procedure Amendment 5]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００３２[Name of item to be corrected] 0032
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００３２】第１〜第４のシャッタ１９ａ〜１９ｄが順
次「開」となると、第１の色素レーザ２０ａの波長λ１
は７７５ｎｍ、第２の色素レーザ２０ｂの波長λ２は８
１０ｎｍ、第３の色素レーザ２０ｃの波長λ３は８７０
ｎｍ、第４の色素レーザ２０ｃの波長λ４は９０４ｎｍ
のパルス光を順次発光する。When the first to fourth shutters 19a to 19d are sequentially opened, the wavelength λ1 of the first dye laser 20a is set.
Is 775 nm, and the wavelength λ2 of the second dye laser 20b is 8
10 nm, the wavelength λ3 of the third dye laser 20c is 870
nm, the wavelength λ4 of the fourth dye laser 20c is 904 nm.
The pulsed lights of are sequentially emitted.
【手続補正６】[Procedure correction 6]
【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement
【補正対象項目名】００３３[Correction target item name] 0033
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【００３３】前記第１〜第４の色素レーザ２０ａ〜２０
ｄから出射されたパルス光はレンズ２２を介して前記プ
ローブ１１の照射用ファイバー１２に入射され、照射用
ファイバー１２の出射窓１４から心筋Ａに照射される。
照射されるパルス光は、波長λ１〜λ４で繰り返すパル
ス列となり、このパルス光は１〜２ｐｓの半値幅で１μ
ｓごと発生して心筋Ａに照射する。The first to fourth dye lasers 20a to 20
The pulsed light emitted from d is incident on the irradiation fiber 12 of the probe 11 via the lens 22, and is irradiated to the myocardium A from the emission window 14 of the irradiation fiber 12.
The pulsed light emitted is a pulse train that repeats at wavelengths λ1 to λ4.
It occurs every s and irradiates the myocardium A.
【手続補正７】[Procedure Amendment 7]
【補正対象書類名】図面[Document name to be corrected] Drawing
【補正対象項目名】図６[Name of item to be corrected] Figure 6
【補正方法】変更[Correction method] Change
【補正内容】[Correction content]
【図６】 [Figure 6]
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 大曲 泰彦 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 田代 芳夫 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 中村 一成 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 梅山 広一 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 大明 義直 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 山口 征治 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 高山 修一 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Yasuhiko Omagari 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Yoshio Tashiro 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Inside Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Issei Nakamura 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Inside Olympus Optical Co., Ltd. (72) Koichi Umeyama 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo No. Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Yoshinao Daimei 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Seiji Yamaguchi 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo No. Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Shuichi Takayama 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olin Scan Optical Industry Co., Ltd. in
Claims (1)
する検査光を出射する検査光出射手段と、前記組織内を
透過した検査光を受光する受光手段とを有し、前記受光
手段の受光結果に基づいて前記生体組織の代謝情報を測
定する代謝情報測定装置において、前記検査光をパルス
的に出射制御する光出射制御手段と、前記パルス的に出
射される検査光に対応して得られる受光信号を経時的に
変化する信号として受光して解析する解析手段とを具備
したことを特徴とする代謝情報測定装置。1. A test light emitting means for emitting a test light for measuring tissue metabolism information to a biological tissue, and a light receiving means for receiving the test light transmitted through the inside of the tissue. In a metabolic information measuring device for measuring metabolic information of the biological tissue based on a light reception result, a light emission control means for controlling emission of the inspection light in a pulsed manner, and a light emission control means obtained in response to the inspection light emitted in a pulsed manner A metabolic information measuring device, comprising: an analyzing unit that receives and analyzes a received light signal as a signal that changes with time.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3266692A JPH05103786A (en) | 1991-10-16 | 1991-10-16 | Measuring device for metabolism information |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3266692A JPH05103786A (en) | 1991-10-16 | 1991-10-16 | Measuring device for metabolism information |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05103786A true JPH05103786A (en) | 1993-04-27 |
Family
ID=17434366
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3266692A Withdrawn JPH05103786A (en) | 1991-10-16 | 1991-10-16 | Measuring device for metabolism information |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05103786A (en) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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1991
- 1991-10-16 JP JP3266692A patent/JPH05103786A/en not_active Withdrawn
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