JPS63275327A - 診断装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、人間あるいは動物の脳組織などの体内器室の
酸素量を測定する診断装置に関し、特に血液中のヘモグ
ロビンの酸素量、細ＩＩ２！内のチトクロムの酸素量を
近赤外光によって検出することで、体内器官の酸素量を
測定する診断装置に関する。

〔従来の技術〕

一般的に、脳組織等の体内器官の機能を診断する際に、
体内器官内の酸素量が十分なものであって適切に利用さ
れているか否かは、基本的かつ重要なパラメータとなる
０体内器官への十分な酸素の供給は、胎児、新生児の生
育力に欠くことができないものであり、酸素の供給が十
分でない場合には、胎児、新生児の死亡率は高く、また
生存しえたとしても後遺症として体内器官に与える影響
は大きい、また酸素が欠乏することによって体内の全て
の器官が影響を受けるが、特に脳組織への損傷が大きい
。

このような体内器官の酸素量を早期にかつ容易に診断す
るために、１９８１年８月４日に付与された米国特許第
４，２８１，６４５号に開示されているような診断装置
が開発されている。この種の診断装置では、血液中の酸
素運搬媒体であるヘモグロビンと、酸化還元反応を行な
う細胞中のチトクロムａ、ａ３とによる近赤外光の吸収
スペクトルに基づいて、体内器官、特に脳の酸素量の変
化を測定するようになっている。すなわち、波長範囲が
７００乃至１３００ｎｍの近赤外光は、第４図（ａ）に
示すように酸素と結合したヘモグロビン（Ｈｂ０２）と
酸素の取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）とで異なる吸収
スペクトルαＨｂ０２’’Ｈｂを示し、また第４図（ｂ
）に示すように酸化されたチトクロムａ、ａ３　　（Ｃ
ｙ０２　）と還元されたチトクロムａ、ａ３　　（Ｃｙ
）とで異なる吸収スペクトル’ｃｙｏ２　”　　　を呈
する。このよ　ｙ うな近赤外光の性質を利用して、患者の頭部の一方の側
から４種類の異なる波長λ１．λ２．λ３゜λ４（例え
ば７７５ｎｍ、８００ｎｍ、８２５ｎｍ、８５０ｎｍ）
の近赤外光を時分割で入射させ、頭部を透過した光量を
頭部の他方の側で順次に検出し、これら４種類の検出結
果に所定の演算処理を施すことで、４つの未知数、すな
わち、酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素
ノ取除かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトク
ロムａ　＊　ａ　３　（Ｃｙ　Ｏ２）　＋還元されたチ
トクロムａ、ａ３　　（Ｃｙ）のそれぞれの濃度変化量
を算出し、これに基づいて例えば脳の酸素量の変化を測
定するようになっている。

第５図はこのような診断装置の概略構成図である。第５
図において従来の診断装置は、４種類の異なる波長λ１
．λ２．λ３．λ４の近赤外光をそれぞれ出力するレー
ザダイオードなどの光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４と、光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４の出力タイミングを制御する光源制御袋！
５５と、光源ＬＤＩ乃至ＬＤｄから出力される近赤外光
を頭部６０にそれぞれ照射させるための光ファイバ５０
−１乃至５０−４と、光ファイバ５０−１乃至５０−４
の端部を互いに束にして保持する照射側取付具５１と、
照射用取付具５１の取付けられる側とは反対側の頭部６
０の所定位置に取付けられる検出側取付具５２と、検出
側取付具５２に保持され頭部６０を透過した近赤外光を
案内する光フーアイバ５３と、光ファイバ５３によって
案内された近赤外光の光子数を計数し近赤外光の透過量
を測定する透過光検出装置５４と、診断装置全体を制御
し、さらに近赤外光の透過量に基づき脳組織の酸素の変
化量を測定するコンピュータシステム５６とからなって
いる。

コンピュータシステム５６は、プロセッサ６２と、メモ
リ６３と、ディスプレイ、プリンタなどの出力装Ｍ　６
４と、キーボードなどの入力装置６５とを備えており、
これらはシステムバス６６によって互いに接続されてい
る。またコンピュータシステム５６のシステムバス６６
には、外部Ｉ１０として、光源制御袋Ｗ５５と、透過光
検出装置５４とが接続されている。

光源制御装置５５は、コンピュータシステム５６からの
指示により、第６図（ａ）乃至（ｄ）に示すような駆動
信号ＡＣＴｌ乃至ＡＣＴ４で光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を駆
動している。第６図（ａ）乃至（ｄ）において１測定期
間Ｍｋ　（ｋ＝１．２．・旧・・）は、Ｎ回のサイクル
ＣＹＩ乃至ＣＹＮがらなっている。サイクルＣＹＩ乃至
ＣＹＮのうちの任意のサイクルＣＹｎのフェーズφｎ１
では、いずれの光源ＬＤＩ乃至ＬＤ、１も駆動されず、
頭部６０には光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４からの近赤外光は照
射されない、またフェーズφｎ２では、光源ＬＤＩが駆
動され、光源ＬＤＩから例えば７７５ｎｍの近赤外光が
出力される。同様にフェーズφｎ　３では光源ＬＤ２が
駆動されて光源ＬＤ２から例えば８００ｎｍの近赤外光
が出力され、フェーズφｎ４では光源ＬＤ３が駆動され
て光源ＬＤ３から例えば８２５　ｎｍの近赤外光が出力
され、フェーズφｎ５では光源ＬＤ４が駆動されて光源
ＬＤ４から例えば８５０ｎｍの近赤外光が出力される。

このように光源制御装置！！　５５は、光源ＬＤＩ乃至
ＬＤ４を時分割で順次に駆動するようになっている。

また透過光検出装置５４は、光ファイバ５３からの近赤
外光の光量を調節するフィルタ５７と、レンズ７０．７
１と、フィルタ５７からの光をパルス電流に変換して出
力する光電子増倍管５８と、光電子増倍管５８からのパ
ルス電流を増幅する増幅器５９と、増幅器５９からのパ
ルス電流のうちで所定の波高閾値以下のパルス電流を取
除く波高弁別器６０と、チャンネルごとの光子数頻度を
検出するマルチ千ヤンネルフォトンカウンタ６１と、マ
ルチチャンネルフォトンカウンタ６１の検出期間を制御
する例えば検出制御器６７と、光電子増倍管５８を収容
しているクーラ６９の温度を調節する温度コントローラ
６８とを備えている。

このような構成の診断装置では、使用に際して、照射側
取付具５１と検出側取付具５２とを頭部６０の所定位置
にテープなどによりしっかりと取付ける０次いで光源制
御装置１！５５により光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４を第６図（
ａ）乃至（ｄ）のようにそれぞれ駆動すると、光源ＬＤ
Ｉ乃至ＬＤ４からは４種類の異なる波長の近赤外光が時
分割で順次に出力され、光ファイバ５０−１乃至５０−
４を介して頭部６０に入射する０頭部６０の骨や柔らか
な組織は、近赤外光に対して透過性であるので、近赤外
光は主に血液中のヘモグロきン、細胞内のチトクロムａ
、ａ３に一部が吸収されて光ファイバ５３に出力され、
光ファイバ５３から透過光検出装置５４に加わる。なお
、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されないフェ
ーズφｎ１では透過光検出装置５４には光源ＬＤＩ乃至
ＬＤＪからの透過光は入射せず、このときには透過光検
出装置５４においてダーク光の検出が行なわれる。

透過光検出装置５４の光電子増倍管５８は、高感度、高
応答速度で動作するフォトンカウンティング用のもので
ある。光電子増倍管５８の出力パルス電流は増幅器５９
を介して波高弁別器６０に入力する。波高弁別器６０で
は、所定の波高閾値以下のノイズ成分を取除き信号パル
スだけをマルチチャンネルフォトンカウンタ６１に入力
させるようになっている。マルチチャンネルフォトンカ
ウンタ６１は、検出制御器６７からの第６図（ｅ）に示
すような制御信号ＣＴＬにより、第６図（ａ）乃至（ｄ
）に示すような光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の駆動信号ＡＣＴ
Ｉ乃至ＡＣＴ４に同期した期間′ｒ。

たけ光子数の検出を行ない、光ファイバ５３から入射し
た光に対して各波長ごとの検出フォトン数を計数する。

これにより近赤外光の各波長ごとの透過量データが求め
られる。

すなわち、第６図（ａ）乃至（ｅ）に示すように、光源
制御装置５５の１つのサイクルＣＹｎ中、フェーズφｎ
１では、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４のいずれもが駆動されな
いので、透過光検出装置５−４ではダーク光データｄが
計数される。またフェーズφｎ２乃至φｎ５では光源Ｌ
ＤＩ乃至ＬＤ４が時分割で順次に駆動されるので、透過
光検出装置５４では、４つの異なった波長λ１．λ２．
λ３゜λ４の近赤外光の透過量データ１　　．１よ、。

λ１ １　　．１　　　が順次に計数される。

λ３　　λ４ このように、１つのサイクルＣＹ　ｎ中に順次Ｓｉ数さ
れるダーク光データｄおよび透過量データｔａｉ　、　
ｔａｚ　、ｔ　　　、　ｔ　　　は、Ｎ回のサイλ３　
　λ４ クルＣＹＩ乃至ＣＹＮにわたって計数が続けられる。す
なわちＮ回のサイクルをもって、１測定期間Ｍｋ　（ｋ
＝１．２．・・・・・・）とされる、具体的には、例え
ば１つのサイクルＣＹ　ｎが２００μ秒でありＮが１０
０００回であるとすると、１測定期間Ｍ　は２秒と゛な
る。１測定期間Ｍｋが終了した敷 時点で、ダーク光データの計数結果 軸 計数結果１゛、Ｔよ２　’　Ｔａ３　’　”Ａ４Ａ１ （＝Σ　ｔλｊ／ＣＹｎ）がコンピュータシステｎ＝１ ム５６に転送され、メモリ６３に記憶される。

プロセッサ６２は、１測定期間Ｍｋにおいてメ毛り６３
に記憶された透過量データ、ダーク光データ（’１’　
　　、’Ｉ’　　　、’Ｉ’　　　、Ｔ　　　、Ｄ）Ａ
１　　Ａ２　　Ａ３　　Ａ４ ■と、測定開始時Ｍ。における透過量データ、ダーク光
データ（Ｔａ２　’　　Ａ２１．Ｔ□３゜Ｔａ４　’　
ｐ）ＭＯとから、ダーク減算を行ない、しかる後に透過
Ｉの変化率ΔＴよ１．ΔＴ□２゜Δ′ｒ　　、Δ”　Ａ
　４を算出する。すなわち透過λ３ 量の変化率ＡＴＡｔ　、ＡＴａ２　、ＡＴａ３　　。

Ａ１゛よ、は、 ＡＴａ　Ｊ　＝ｊ　Ｏｇ［（Ｔ’ａ　ｊＤ　）　Ｍｋ／
（Ｔ　　、−Ｄ）　　　］（Ｊ＝１乃至４）λＪ　　　
　　ＭＯ ・・・・・・（１） として算出される。なお、ΔＴえｊの算出において対数
をとっているのは、光学密度としての変化を表わすため
である。

このようにして算出された透過量の変化率ΔＴ　　、Δ
Ｔ、ΔＴ　　、ΔＴλ４から、Ａ１　　　Ａ２　　　Ａ
３ 酸素と結合したヘモグロビン（ＨｂＯ２）、酸素の取除
かれたヘモグロビン（Ｈｂ）、酸化されたチトクロムａ
、ａ　　（Ｃｙ０２　）＋還元されたチトクロムａ、ａ
３　　（Ｃｙ）の濃度変化ΔＸ１ｌｂ０２’ΔＸ　　Δ
Ｘ　　　ΔＸ　をそれぞれ検出するこ１１ｂｌｃｙ０２
°　　ｃｙ とができる、すなわち各成分の濃度変化ΔＸ１！、。２
゜ΔＸ　は、 ΔＸｌ１ｂ’ΔＸｃｙ０２゛Ｃｙ ・・・・・・（２） として検出される。ここでα１ｊは、各波長λｊ（λ１
．λ２．λ３．λ４）における各成分１（ＨｂＯ、Ｈｂ
、Ｃｙ０２　、Ｃｙ）の吸収係数であり、第４図（ａ）
　、　（ｂ）から予め定まっている。

また１は、近赤外光が進行する方向の頭部６０の長さで
ある。

このようにしてコンピュータシステム５６において検出
された各成分の濃度変化ΔＸ１１．。２゜ΔＸ　　Ｘ　
　　ΔＸ　は、換言すれば、脳内の１１ｂＩｃｙ０２”
ｃｙ 酸素量の変化であるので、これらを出力装置６４に出力
させることで、脳内の酸素量の変化を知り診断すること
ができる。

〔発明が解決しようとする問題点〕

ところで、近赤外光の透過量は、頭部６０の大きさすな
わち近赤外光が進行する方向の頭部６０の長さ１により
１０　乃至１０５のオーダで著しく変化する。また頭部
６０の大きさが患者に依らず一定であると仮定しても、
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４（レーザダイオード）の出力パワ
ーが波長λ１゜λ２．λ３１λ４　（７７５ｎｍ、８０
０．ｎｍ。

８２５ｎｍ、８５０ｎｍ＞ごとに１０１のオーダで変化
することにより、近赤外光の透過量自体は、１０１のオ
ーダで順次に変化する。

一方、透過光検出装置５４の光電子増倍管５８のダイナ
ミックレンジは１０２程度のオーダであるので、診断中
、光電子増倍管５８に入射する光量は、頭部６０の長さ
１に依存せずかつ光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４の出力パワーの
波長ごとの変化に依らずに概略一定に保たれるのが望ま
しい。

そのために、従来では、フィルタ５７として手動でフィ
ルタ値を調節することのできる可変減光ＮＤフィルタを
用い、１人の患者の診断を開始する際には、光電子増倍
管５８に入射する光量すなわち透過量が最適なものとな
るようフィルタ５７のフィルタ値および光源ＬＤＩ乃至
ＬＤ４の個々の出力パワーを手動により調節するように
していた。

このように従来の診断装置では、フィルタ５７の調節と
光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーの調節を手動で行な
わなければならなかったので、透過量を最適なものに迅
速かつ正確に調節することができないという問題があっ
た。

さらに、フィルタ５７のフィルタ値は、診断開始時に一
度調節された後は、変更しないようにしているので、診
断中、フィルタ５７の位置がずれても、これを回復する
ことができず、精度の高い診断結果を得ることができな
いという問題があった。

本発明は、近赤外光の透過量が検出に適した光量となる
よう透過量を迅速かつ正確に調節することができると同
時に精度の裔い診断結果を得ることの可能な診断装置を
提供することをＦＩ的としている。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明は、波長の異なる近赤外光をそれぞれ出力する複
数の光源と、複数の光源を制御し、複数の光源から出力
される近赤外光を体内器官に順次に入射させる光源制御
手段と、体内器官を透過した近赤外光を検出する透過量
検出手段とを備えた診断装置において、前記透過量検出
手段は、体内器官を透過した近赤外光を減光するフィル
タと、前記フィルタのフィルタ値を可変に設定するフィ
ルタ駆動手段とを備え、前記光源制御手段および前記フ
ィルタ駆動手段は、近赤外光の透過量が検出に適した光
量となるよう、前記複数の光源の出力パワーおよび前記
フィルタのフィルタ値をそれぞれ制御するようになって
いることを特徴とする診断装置によって、上記従来技術
の問題点を改善しようとするものである。

〔作用〕

本発明では、体内器官の酸素量の実際の測定に先立ち、
体内器官からの近赤外光の透過ｌが検出に適した光量と
なるよう、透過光検出手段のフィルタのフィルタ値と複
数の光源の出力パワーとを制御する。

このために、複数の光源を順次に駆動して、波長の異な
る近赤外光を体内器官に順次に入射させる１体内器官を
透過した近赤外光の透過量は、透過量検出手段により検
出されて、透過量が１＆適なものとなるような複数の光
源のそれぞれの出力パワーと、フィルタのフィルタ値と
を求める。

このようにして近赤外光の透過量が検出に適した光量と
なるようフィルタのフィルタ値、光源の出力パワーを求
めた後、実際の診断が行なわれる。

実際の診断では、複数の光源を順次に駆動するに際し、
上述のようにして求められたフィルタ値、出力パワーに
フィルタのフィルタ値および光源の出力パワーを設定し
、しかる後、体内器官に波長の異なる近赤外光を順次に
入射させて、体内器官の酸素量の測定を行なう。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

第１図は本発明に係る診断装置の実施例の概略構成図で
ある。なお第１図において第５図と同様の箇所には同じ
符号を付して説明を省略する。

第１図に示す診断装置１の光源制御装置２は、透過光検
出装置４で検出される近赤外光の透過量が光源ＬＤＩ乃
至ＬＤ、１からの近赤外光の波長λ１．λ２．λ３．λ
４に依らずにｉ＆適なものとなるよう、光源ＬＤＩ乃至
ＬＤ４の出力パワーをコンピュータシステム３からの指
示により自動的に制御するようになっている。

また透過光検出装ｒ！１４のフィルタドライバ６は、コ
ンピュータシステム３からの指示により、フィルタラの
フィルタ値を可変に制御し、これにより頭部６０の大き
さすなわち長さ１が患者ごとに異なる場合でも、光電子
増倍管５８に入射する光量にばらつきがないようにして
いる。

コンピュータシステム３は、従来のコンピュータシステ
ム５６と同様に、システムバス１１にプロセッサ７、メ
モリ８．出力装置９および入力装ｒ！１１０が接続され
ている構成となっているが、光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出
力パワーを自動調節するよう光源制御装置２を制御し、
フィルタ５のフィルタ値を自動調節するようフィルタド
ライバ６を制御するようになっている。

このような構成の診断装置の動作を次に説明する。

測定ｒｇＦ５始時Ｍｏにおいて、１つのサイクルＣＹｎ
のフェーズφｎ２乃至φｎ５では、光源ＬＤ１乃至ＬＤ
４が時分割で順次に駆動され、透過光検出装置４では４
つの異なった波長λ１．λ２゜λ３．λ４の近赤外光の
透過量データｔ、１　。

、ｔ　　が順次に計数される。こ ５λ２・ｔλ３　　λ４ のように、１つのサイクルＣＹｎ中に順次に計数される
透過量データ１　　．１　　．１λ１　　λ２　　λ３
　” し　　は、測定開始時ＭｏのＮ回のサイクルＣＹλ４ １乃至ＣＹＮにわたって計数が行なわれ、Ｎ回目のサイ
クルＣＹＮが終了すると、その計数結果（Ｔ　　　、Ｔ
　　　、Ｔ　　　、Ｔ　　　）　　　がコンλ１　　λ
２　　λ３　　λ４　　ＭＯ°ピユータシステム３に転
送されメモリ８に記憶される。

このようにして測定開始時Ｍ。にメモリ８に記憶された
透過量データ（Ｔ　　　、Ｔ、２．Ｔ、３゜λ１ Ｔλ４）ＭＯに基づいて、プロセッサ７は、これらの各
透過量データ′ｒ　　乃至Ｔλ４が最適なもλ１ のか否かを判断する。また各透過ＩデータＴよ。

乃至Ｔλ４が波長ごとに異なっていないかを判断する。

透過量データＴよ、乃至ＴＡ４が最適なものでないと判
断すると、コンピュータシステム３は、フィルタドライ
バ６を駆動して、フィルタ５のフィルタ値を所定量変化
させると同時に、光源ＬＤｌ乃至ＬＤ４の出力パワーを
所定量変化させる。

また、各週過量データＴ□１乃至Ｔ□４が波長ごとに異
なっている場合には、これらの間にばらつきがなくなる
よう、フィルタ５のフィルタ値および光源ＬＤＩ乃至Ｌ
Ｄ４の出力パワーを波長ごとに変化させる。このように
して求められた波長ごとに最適なフィルタ値および光源
ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワーは、メモリ８内に記憶さ
れる。

測定開始時Ｍ。において上述のようにメモリ８に記憶さ
れた各波長ごとに最適なフィルタ値および光源ＬＤＩ乃
至ＬＤ４の出力パワーは、酸素量の実際の測定の際、フ
ィルタ５のフィルタ値および光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出
力パワーを自動制御するのに用いられる。

すなわち、以後の１測定期間Ｍ、（ｋ＝１．２゜・・・
・・・）において、１つのサイクルＣＹｎのフェーズφ
ｎ２乃至φｎ５での透過量データＴよ１乃至ＴＡ４の測
定に際して、プロセッサ７はメモリ８内に記憶されてい
る各フェーズごとのフィルタ値および出力パワーに基づ
いてフィルタ５のフィルタ値および光源ＬＤＩ乃至ＬＤ
４の出力パワーを変化させる。このようにフィルタ５の
フィルタ値および各光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４の出力パワー
を透過量が最適なものとなるよう自動的に順次に変えて
、脳内の酸素量の測定を行なうことができる。

第２図は第１図に示すフィルタ５およびフィルタドライ
バ６の構成例を示す図である。

第２図において、フィルタ５−１は、円環状のＮＤフィ
ルタであり、その円周に沿ってフィルタ値が徐々に変化
している。フィルタ５−１はモータ６−１によって回転
駆動されるようになっており、フィルタ値の最も大きな
部分ＰＳ１が光軸上に位置決めされると、光電子増倍管
５８に入射する近赤外光の減光量は最大となる一方、フ
ィルタ値の最も小さな部分ＰＳ２が光軸上に位置決めさ
れると、光電子増倍管５８に入射する近赤外光の減光量
は最小となる。まなモータ６−１は例えばパルスモータ
であり、コンピュータシステム３によって制御されてい
る。

第２図に示すようなフィルタ５−１およびモータ６−１
の構成によれば、患者ごとに頭部６０の長さ１が変わっ
てもコンピュータシステム３は、前述のようにモータ６
−１を所定量回転させ、フィルタ５−１を回転させて、
光軸上のフィルタ値が最適な透過量データを与えるよう
にフィルタ５−１を位置決めすることができる。

このように、フィルタ値の設定を手動によらずに、簡単
なａ梢で自動的に行なうことができるので、診断に際し
ての操作性を著しく向上させることができる。

しかしながら、上述の例では、フィルタ５−１をモータ
６−１によって機械的に回転させているので、長時間使
用すると、フィルタ５−１の位置決め精度等が劣化し、
診断データの信頼度が低下する恐れがある。また機械部
品を用いているので、診断装置を小型化するには適さず
、さらにはモータロー１に相当の電力を消費するという
難点がある。

第３図は診断装置の信頼性をさらに向上させかつ小型化
が可能なフィルタおよびフィルタドライバの構成例を示
す図である。

第３図において、フィルタ５−２は、液晶板からなって
いる。液晶板は、印加電圧によって減光率が変化するの
で、この性質を利用してフィルタ５−２のフィルタ値を
可変にすることができる。

液晶板のフィルタ５−２には、これに印加電圧を加える
駆動部６−２が接続されている。駆動部６−２はさらに
コンピュータシステム３からの制御信号をフィルタ値に
変換する変換部１２と、変換部１２において変換された
フィルタ値に対応する印加電圧をフィルタ５−２に加え
る駆動回路１３とからなっている。

変換部１２は、コンピュータシステム３からの制御信号
を、例えばその大きさに比例したフィルタ値に変換する
。この場合には、液晶板のフィルタ５−２への印加電圧
はコンピュータシステム３の制御信号の大きさに比例し
て大きくなり、コンピュータシステム３で制御信号の大
きさを変えることにより、フィルタ５−２の減光率を線
形的に変化させることができる。また変換部１２がコン
ピュータシステム３からの制御信号をフィルタ値に非線
形的に変換する場合には、コンピュータシステム３で制
御信号の大きさを変えることにより、フィルタ５−２の
光の減光率を非線形的に変化させることができる。

このようにフィルタ５−２として液晶板を用いる場合に
は、機械的に制御される部分を必要としないので、診断
装置を長時間使用しても信頼性が低下するようなことは
なく、また診断装置を小型化にしその消費電力を低減す
ることが可能となる。

なお上述の実施例では光源ＬＤＩ乃至ＬＤ４が４個もう
けられているとして説明したが、光源の個数は４個に限
定されず、２個でも良いし、あるいは４個以上であって
も良い。

〔発明の効果〕

以上に説明したように、本発明によれば、光源制御手段
およびフィルタ駆動手段により複数の光源の出力パワー
およびフィルタのフィルタ値をそれぞれ制御するように
しているので、患者ごとに体内器官の大きさが異なりあ
るいは複数の光源の出力パワーがそれぞれ異なるような
場合でも近赤外光の透過量が検出に適した光量となるよ
うフィルタ値、出力パワーを迅速かつ正確に調節するこ
とができて精度の高い診断結果を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る診断装置の実施例の構成図、第２
図は第１図のフィルタおよびフィルタドライバの構成例
を示す図、第３図は第１図のフィルタおよびフィルタド
ライバの他の構成例を示す図、第４図（ａ）　、　（ｂ
）はそれぞれヘモグロビン、ヂトクロムの吸収スペクト
ルを示す図、第５図は従来の診ＩｔＩｉ装置の構成図、
第６図（ａ）乃至（ｄ）はそれぞれ駆動信号Ａ　Ｃ’Ｉ
”　１乃至ＡＣＴ４のタイムチャート、第６図（ｅ）は
制御信号ＣＴＬのタイムチャートである。 １・・・診断装置、２・・−光源制御装置、３・・・コ
ンピュータシステム、４・・・透過光検出装置、５．５
−１．５−２・・・フィルタ、 ６・・・フィルタドライバ、６−１・・・モータ、６−
２・・・駆動部、ＬＤＩ乃至ＬＤ４・・・光源特許出願
人　　　浜松ポトニクス株式会旺代理人　　弁理士　　
植　木　雅　治 ＰＳ２ 第３図 第４図 λ１　人２　人３　λ４ 人１　　人３ 手続補正書（岐〉　　７ 昭和６２年９ＪＩ０３１−（ １事件の表示 昭和６２年特許願第１１０４６５号 ２　発明の名称 診断装置 ３　補正をする者 事件との関係　　特許出願人 住　所　　静岡県浜松市市野町１１２６番地の１名　称
　　浜松ホトニクス株式会社 代表者　　書　馬　輝　夫 ４代理人 住　所　　（郵便番号１４０） 東京部品用区東大井３丁し１２０番７号６　補正の対象 （１）明細書の「特許請求の範囲」の欄■、第２１頁第
６行目、第２１頁第１３行目乃至　　　特ａｍ噌Ａｃ＝
ｒＪ＃／′ｌ　Ｉ　Ｗ！１　４仁１”ｌ　　ａ＊す１？
ｒ慣補正の内容 （１）特許請求の範囲を別紙のとおり補正する。 （２）明細書第２頁第１９行目乃至第３頁第１行口に「
体内器官」とあるのを［体内器官等の被測定物Ｊと訂正
する。 （３）明細書第３頁第３行目、第１５頁第８行目、第１
５頁第１４行目、第１５頁第１６行口、第１５頁第１８
行目、第１５７’ｌ第２０行［１、第１６頁第３行【１
、第１６頁第１１行目、第１６頁第１６行目、第１６頁
第１７行目、第１７頁第１行目、第１７頁第８行目、第
２５頁第５行目乃至第６行目に「近赤外光」とあるのを
「電磁波」とｉｒ正する。 （４）明細書第３頁第３行目、第１５頁第１６行目、第
１５頁第１７行目、第１５頁第１９行目乃至第２０行目
、第１６頁第１０行目、第１６頁第１１行目、第１６頁
第１６行目、第１６頁第１７行［１、″第１７頁第７行
目、第１７頁第８行口に「体内器官」とあるのを「被測
定物」と訂正する。 （５）明細Ｓ第１４頁第９行目、第１４頁第１３行ｌ］
、第１５頁第２行目、第１６頁第１行目、第１６頁第５
行目、第１６頁第１３行目、第１６頁第２０行目、第１
７頁第２行［１、第１７頁第５行目、第１７頁第６行目
、第１８頁第５行目、第１８頁第１４行目乃至第１５行
目、第２０頁第３行目乃至第４行目、第２０頁第８行目
、第２０頁第１１行目、第２０頁第１４行目、第２０頁
第１６行目、第２１頁第３行目、第２１頁第４行目乃至
第５行許請求の範囲 ５１′Ｓ１　ｑ＋ｒ日、　ヌｎ４１）Ｌン１１　　υ１
Ｊト１、　Ａ１４　五３１１コ２２頁第１１行１１、第
２３頁第９行目、第２３頁第１４行目、第２３頁第１８
行目乃至第１９行ｒ１、第２４頁第５行目、第２５頁第
２行目、第２５頁第６行目乃至第７行口に「フィルタ値
」とあるのを「透過率」と訂正する。 （６）明細書第１４頁第１０行［１、第１８頁第６行目
、第２２頁第５行［」、第２５頁第３行目に１患者」と
あるのを１被験名１と訂正する。 （７）明ＨＡＮ第２４頁第１８行日と第１９行１」との
間に「さらに光源からの電磁波は近赤外光に限らず遠赤
外光、可視光、マイクロ波などでも良い、また本発明の
診断装置は、医学的なお断の分野のみならずより広汎な
診断すなわち測定の分野にも適用可能であり、診断対象
は体内器官に限らず例えば肉バなどの一般的な被測定物
でも良い、」を挿入する。 １１　　波器のＲたス雷庸津を矛ｈｐｈ申自（−六肯数
の光源と、複数の光源を制御し、複数の光源から出力さ
れる一風葱を１皿又〕に順次に入射させる光源制御手段
と、Ｕヱ１を透過したｍを検出する透過量検出手段とを
備えた診断装置において、前記透過量検出手段は、艦皿
１〕を透過したｍを減光するフィルタと、前記フィルタ
の夏盈岸を可変に設定するフィルタ駆動手段とを備え、
前記光源制御手段および前記フィルタ駆動手段は、−風
上の透過量が検出に適した光量となるよう、前記複数の
光源の出力パワーおよび前記フィルタの返Ａ蔗をそれぞ
れ制御するようになっていることを特徴とする診断装置
。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）波長の異なる近赤外光をそれぞれ出力する複数の光
   源と、複数の光源を制御し、複数の光源から出力される
   近赤外光を体内器官に順次に入射させる光源制御手段と
   、体内器官を透過した近赤外光を検出する透過量検出手
   段とを備えた診断装置において、前記透過量検出手段は
   、体内器官を透過した近赤外光を減光するフィルタと、
   前記フィルタのフィルタ値を可変に設定するフィルタ駆
   動手段とを備え、前記光源制御手段および前記フィルタ
   駆動手段は、近赤外光の透過量が検出に適した光量とな
   るよう、前記複数の光源の出力パワーおよび前記フィル
   タのフィルタ値をそれぞれ制御するようになっているこ
   とを特徴とする診断装置。 ２）前記光源制御手段は、前記透過量検出手段によって
   検出される透過量が波長によらずに概略一定のものとな
   るよう、前記複数の光源の出力パワーをそれぞれ制御す
   ることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の診断
   装置。 ３）前記フィルタは、円周に沿ってフィルタ値が徐々に
   変化する円環状のＮＤフィルタであり、前記フィルタ駆
   動手段は、この円環状のＮＤフィルタを所定量回転させ
   るモータであることを特徴とする特許請求の範囲第１項
   に記載の診断装置。 ４）前記フィルタは、印加電圧によりフィルタ値が変化
   する液晶板からなり、前記フィルタ駆動手段は、この液
   晶板のフィルタに所定のフィルタ値に対応した所定の印
   加電圧を印加するようになっていることを特徴とする特
   許請求の範囲第１項に記載の診断装置。