JPH027653B2 - - Google Patents
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- JPH027653B2 JPH027653B2 JP57047054A JP4705482A JPH027653B2 JP H027653 B2 JPH027653 B2 JP H027653B2 JP 57047054 A JP57047054 A JP 57047054A JP 4705482 A JP4705482 A JP 4705482A JP H027653 B2 JPH027653 B2 JP H027653B2
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/6486—Measuring fluorescence of biological material, e.g. DNA, RNA, cells
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
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- G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
- G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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- Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は生体内の器官の酸化還元度の測定装置
に係る。
に係る。
［従来の技術］
この種の装置としては米国の専門紙“Journal
of applied physiology（応用生理学）”（1971年７
月発行、第31巻、No.１）に記載の論文“Optical
consequences of blood substitution on tissue
oxidation−reduction state microfluorometry
（組織の酸化還元状態マイクロ螢光測定法におけ
る血液交換の光学的結果）”（Shigeki Kobayashi
他著）に開示されている装置が良く知られてい
る。この装置は水銀灯とフイルタとで構成された
放射線源を備えており、この放射線源は異なる２
種類の波長の光、即ち紫外線（366nｍ）と赤外
光（720nｍ）とで器官を照射する機能を有して
いる。器官が紫外線で照射されると螢光（440−
480nｍ）が励起され、この螢光は光電受光器に
捕集される。
of applied physiology（応用生理学）”（1971年７
月発行、第31巻、No.１）に記載の論文“Optical
consequences of blood substitution on tissue
oxidation−reduction state microfluorometry
（組織の酸化還元状態マイクロ螢光測定法におけ
る血液交換の光学的結果）”（Shigeki Kobayashi
他著）に開示されている装置が良く知られてい
る。この装置は水銀灯とフイルタとで構成された
放射線源を備えており、この放射線源は異なる２
種類の波長の光、即ち紫外線（366nｍ）と赤外
光（720nｍ）とで器官を照射する機能を有して
いる。器官が紫外線で照射されると螢光（440−
480nｍ）が励起され、この螢光は光電受光器に
捕集される。
又、赤外線は器官照射後エネルギの一部が反射
ビームとして送り返され別の光電受光器に捕集さ
れる。この装置は更に前記両受光器の出力信号を
記録するためのシステムをも有している。
ビームとして送り返され別の光電受光器に捕集さ
れる。この装置は更に前記両受光器の出力信号を
記録するためのシステムをも有している。
［発明が解決しようとする問題］
器官の酸化還元状態は前述の螢光の強度によつ
て検知される。
て検知される。
しかしながら組織内の赤血球濃度の変化によつ
て測光学的測定値が乱され、特に生体内の器官に
ついて実験を行う場合はこの乱れが著しい。実
際、組織内の赤血球濃度が減少すると螢光の記録
量が増大する。
て測光学的測定値が乱され、特に生体内の器官に
ついて実験を行う場合はこの乱れが著しい。実
際、組織内の赤血球濃度が減少すると螢光の記録
量が増大する。
前述の反射赤色光の強度の変化はこの組織内赤
血球濃度を表わすものである。
血球濃度を表わすものである。
一定の酸化還元状態に維持されている器官への
実験を通して、Kobayashiは前述の論文に開示さ
れている装置を用いることにより、血液が完全に
排除された器官と種々の赤血球含有率を有する器
官とについて螢光の強度を赤色光の反射強度に関
係づけるグラフ及び式を作成することに成功し
た。Kobayashiによれば、彼の研究の結果は螢光
の変動を組織内の赤血球濃度の関数として電子的
方法により補償することが可能であることを示し
ている。
実験を通して、Kobayashiは前述の論文に開示さ
れている装置を用いることにより、血液が完全に
排除された器官と種々の赤血球含有率を有する器
官とについて螢光の強度を赤色光の反射強度に関
係づけるグラフ及び式を作成することに成功し
た。Kobayashiによれば、彼の研究の結果は螢光
の変動を組織内の赤血球濃度の関数として電子的
方法により補償することが可能であることを示し
ている。
前述の論文に開示されている装置は、生体から
分離されて人為的に潅流を施されたいる器官、即
ち、生理的状態からはほど遠い器官のモデルに関
し、実験室内でのみ行い得る実験を通して振幅の
大きい、緩慢な且つ誘発された状態のNADH／
NAD比変化を調べるための装置である。
分離されて人為的に潅流を施されたいる器官、即
ち、生理的状態からはほど遠い器官のモデルに関
し、実験室内でのみ行い得る実験を通して振幅の
大きい、緩慢な且つ誘発された状態のNADH／
NAD比変化を調べるための装置である。
本発明の目的は、生体内の器官の酸化還元度を
正確に測定し得る装置を提供することにある。
正確に測定し得る装置を提供することにある。
［問題点を解決するための手段］
本発明によれば、前述の目的は、紫外線の第１
のパルスを発生する第１のレーザ発生器と、ヘモ
グロビンの等吸収波長の赤外線の第２のパルスを
発生する第２のレーザ発生器と、第１のパルス及
び第２のパルスを受容するとともに当該受容した
第１のパルス及び第２のパルスを１つの点に集め
る集め手段と、前述の集められた第１のパルス及
び第２のパルスを一端で受容するとともに他端か
ら前述の受容した第１のパルス及び第２のパルス
を器官に送出し、当該送出された第１のパルスの
照射により器官から放出された螢光の第３のパル
ス及び前述の送出された第２のパルスの照射によ
り器官から反射された第４のパルスを他端で受容
すると共に当該受容した第３のパルス及び第４の
パルスを１つの点に送出すべく、一端が１つの点
上に配置されると共に他端が器官内に配置される
べき光フアイバと、前述の発生した第１のパルス
を受容すると共に当該第１のパルスの強度を検出
する第１の検出手段と、前述の発生した第２のパ
ルスを受容すると共に当該第２のパルスの強度を
検出する第２の検出手段と、１つの点に送出され
た第３のパルスを受容すると共に当該第３のパル
スの強度を検出する第３の検出手段と、１つの点
に送出された第４のパルスを受容すると共に当該
第４のパルスの強度を検出する第４の検出手段
と、前述の検出された第１のパルスから第４のパ
ルスを受容すると共に当該受容した第１のパルス
から第４のパルスに基づいて器官の酸化還元度を
計算する計算手段とを備えており、集め手段は、
前述の集められた第１のパルスの光路と前述の集
められた第２のパルスの光路とが光フアイバの一
端における光フアイバの第１の長手軸の方向に沿
つて一直線になるように構成されており、光フア
イバの一端の端面は、当該一端の端面で反射され
る第１のパルス及び第２のパルスの部分を集め手
段の外部に配向するように前記第１の長手軸の方
向に対して傾斜しており、光フアイバの他端の端
面は、光フアイバの一端から光フアイバの他端へ
と送られた第１のパルス及び第２のパルスのうち
光フアイバの他端の端面で反射した寄生パルスが
全て光フアイバの外周スリーブ部内に吸収される
ように光フアイバの他端における光フアイバの第
２の長手軸の方向に対して傾斜している生体内の
器官の酸化還元度の測定装置により達成される。
のパルスを発生する第１のレーザ発生器と、ヘモ
グロビンの等吸収波長の赤外線の第２のパルスを
発生する第２のレーザ発生器と、第１のパルス及
び第２のパルスを受容するとともに当該受容した
第１のパルス及び第２のパルスを１つの点に集め
る集め手段と、前述の集められた第１のパルス及
び第２のパルスを一端で受容するとともに他端か
ら前述の受容した第１のパルス及び第２のパルス
を器官に送出し、当該送出された第１のパルスの
照射により器官から放出された螢光の第３のパル
ス及び前述の送出された第２のパルスの照射によ
り器官から反射された第４のパルスを他端で受容
すると共に当該受容した第３のパルス及び第４の
パルスを１つの点に送出すべく、一端が１つの点
上に配置されると共に他端が器官内に配置される
べき光フアイバと、前述の発生した第１のパルス
を受容すると共に当該第１のパルスの強度を検出
する第１の検出手段と、前述の発生した第２のパ
ルスを受容すると共に当該第２のパルスの強度を
検出する第２の検出手段と、１つの点に送出され
た第３のパルスを受容すると共に当該第３のパル
スの強度を検出する第３の検出手段と、１つの点
に送出された第４のパルスを受容すると共に当該
第４のパルスの強度を検出する第４の検出手段
と、前述の検出された第１のパルスから第４のパ
ルスを受容すると共に当該受容した第１のパルス
から第４のパルスに基づいて器官の酸化還元度を
計算する計算手段とを備えており、集め手段は、
前述の集められた第１のパルスの光路と前述の集
められた第２のパルスの光路とが光フアイバの一
端における光フアイバの第１の長手軸の方向に沿
つて一直線になるように構成されており、光フア
イバの一端の端面は、当該一端の端面で反射され
る第１のパルス及び第２のパルスの部分を集め手
段の外部に配向するように前記第１の長手軸の方
向に対して傾斜しており、光フアイバの他端の端
面は、光フアイバの一端から光フアイバの他端へ
と送られた第１のパルス及び第２のパルスのうち
光フアイバの他端の端面で反射した寄生パルスが
全て光フアイバの外周スリーブ部内に吸収される
ように光フアイバの他端における光フアイバの第
２の長手軸の方向に対して傾斜している生体内の
器官の酸化還元度の測定装置により達成される。
［作用］
本発明の生体内の器官の酸化還元度の測定装置
は、ヘモグロビンの等吸収波長の赤外線の第２の
パルスを発生する第２のレーザ発生器を有してお
り、更に、光フアイバの一端の端面は、当該一端
の端面で反射される第１のパルス及び第２のパル
スの部分を集め手段の外部に配向するように光フ
アイバの第１の長手軸の方向に対して傾斜してお
り、光フアイバの他端の端面は、光フアイバの一
端から光フアイバの他端へと送出された第１のパ
ルス及び第２のパルスのうち光フアイバの他端の
端面で反射した寄生パルスが全て光フアイバの外
周スリーブ部内に吸収さるように光フアイバの他
端における光フアイバの第２の長手軸の方向に対
して傾斜しているが故に、生体内の器官の酸化還
元状態及び当該器官を循環する血液の酸化状態に
依存しない反射パルス、即ち第４のパルスを検出
し得、加えて、光フアイバの他端の端面で反射さ
れる寄生パルスの検出を回避し得ると共に、光フ
アイバの一端の端面で反射される第１のパルス及
び第２のパルスの検出を回避し得、その結果、生
体内の器官の酸化還元度の測定を正確に行い得
る。
は、ヘモグロビンの等吸収波長の赤外線の第２の
パルスを発生する第２のレーザ発生器を有してお
り、更に、光フアイバの一端の端面は、当該一端
の端面で反射される第１のパルス及び第２のパル
スの部分を集め手段の外部に配向するように光フ
アイバの第１の長手軸の方向に対して傾斜してお
り、光フアイバの他端の端面は、光フアイバの一
端から光フアイバの他端へと送出された第１のパ
ルス及び第２のパルスのうち光フアイバの他端の
端面で反射した寄生パルスが全て光フアイバの外
周スリーブ部内に吸収さるように光フアイバの他
端における光フアイバの第２の長手軸の方向に対
して傾斜しているが故に、生体内の器官の酸化還
元状態及び当該器官を循環する血液の酸化状態に
依存しない反射パルス、即ち第４のパルスを検出
し得、加えて、光フアイバの他端の端面で反射さ
れる寄生パルスの検出を回避し得ると共に、光フ
アイバの一端の端面で反射される第１のパルス及
び第２のパルスの検出を回避し得、その結果、生
体内の器官の酸化還元度の測定を正確に行い得
る。
［実施例］
以下、添付図面に基づき本発明による装置の特
定実施例を説明する。
定実施例を説明する。
第１図ではレーザ発生器としての窒素レーザ発
振器１により波長337nｍの紫外線のパルス２が
軸４に沿つて色素レーザ３の容器方向へ放出され
る。レーザ発振器１は例えば、火花間隙における
放電によつて発生した後平らな励起線に沿つて伝
搬される電流波により励起される。色素レーザ３
は容器を有しており、これにはジメチル−スルフ
オキシド（DMSO）などの溶媒にジエチルオキ
サトリカルボシアニン（DOTC）沃化物及びヘ
キサメチルインドトリカルボシアニン（HITC）
沃化物など２種類の色素を溶かして得られた混合
物の溶媒溶液が充填されている。軸４と直交する
軸６に沿つて波長805nｍの赤外線のパルスを放
出し得るように容器３には２つの鏡を有する光学
的空洞共振器が設けられている。
振器１により波長337nｍの紫外線のパルス２が
軸４に沿つて色素レーザ３の容器方向へ放出され
る。レーザ発振器１は例えば、火花間隙における
放電によつて発生した後平らな励起線に沿つて伝
搬される電流波により励起される。色素レーザ３
は容器を有しており、これにはジメチル−スルフ
オキシド（DMSO）などの溶媒にジエチルオキ
サトリカルボシアニン（DOTC）沃化物及びヘ
キサメチルインドトリカルボシアニン（HITC）
沃化物など２種類の色素を溶かして得られた混合
物の溶媒溶液が充填されている。軸４と直交する
軸６に沿つて波長805nｍの赤外線のパルスを放
出し得るように容器３には２つの鏡を有する光学
的空洞共振器が設けられている。
レーザ発振器１の出口には薄板状の光学手段７
が軸４に対し45゜傾斜した状態で配置されている。
光学手段７はパルス２のエネルギの中10％を軸８
方向へ90゜反射させ、残りの90％を透過させる。
このようにして透過したパルスは、光学手段７と
色素レーザ３との間に配置されている円筒形の集
光レンズ５の方向へ軸４に沿つて伝送する。な
お、色素レーザ３と、集光レンズ５とは、ヘモグ
ロビンの等吸収波長の赤外線のパルスを発生する
レーザ発生器を構成する。
が軸４に対し45゜傾斜した状態で配置されている。
光学手段７はパルス２のエネルギの中10％を軸８
方向へ90゜反射させ、残りの90％を透過させる。
このようにして透過したパルスは、光学手段７と
色素レーザ３との間に配置されている円筒形の集
光レンズ５の方向へ軸４に沿つて伝送する。な
お、色素レーザ３と、集光レンズ５とは、ヘモグ
ロビンの等吸収波長の赤外線のパルスを発生する
レーザ発生器を構成する。
軸４に平行な軸９上には、
一方の端面１２が生体内の器官１３に接続され
ている光フアイバ１１の他方の端面１０と、 焦点が端面１０上に位置するよう軸９上にセン
タリングされている集光レンズ１４と、 軸８及び９のほぼ交点に当る位置に配置されて
おり、光学手段７と直交するように軸９に対し
45゜傾斜している薄板状の光学手段１５と、 光学手段１５に平行して軸６及び９のほぼ交点
上に配置された薄板状の光学手段１６と、 光学手段１６に平行して軸９と反射軸１８との
ほぼ交点上に配置された薄板状の光学手段１７
と、軸９と直交するように配置された光学フイル
タ１９と、 光電受光器２０と が順次配置されている。
ている光フアイバ１１の他方の端面１０と、 焦点が端面１０上に位置するよう軸９上にセン
タリングされている集光レンズ１４と、 軸８及び９のほぼ交点に当る位置に配置されて
おり、光学手段７と直交するように軸９に対し
45゜傾斜している薄板状の光学手段１５と、 光学手段１５に平行して軸６及び９のほぼ交点
上に配置された薄板状の光学手段１６と、 光学手段１６に平行して軸９と反射軸１８との
ほぼ交点上に配置された薄板状の光学手段１７
と、軸９と直交するように配置された光学フイル
タ１９と、 光電受光器２０と が順次配置されている。
光学手段７、集光レンズ１４、光学手段１５及
び１６は、本発明に係る集め手段を構成する。
び１６は、本発明に係る集め手段を構成する。
光フアイバ１１は、光学手段７、集光レンズ１
４、光学手段１５及び１６によつて集められた紫
外線のパルスと赤外線のパルスを一端で受容する
と共に他端から前述の受容した２つのパルスを器
官１３に送出し、当該送出された紫外線のパルス
の照射により器官１３から放出された螢光のパル
ス及び前述の送出された赤外線のパルスの照射に
より器官１３から反射されたパルスを前述の他端
で受容すると共に当該受容した２つのパルスを前
述の一つの点に送出すべく、前述の一端が前述の
一つの点上に配置されると共に、前述の他端が器
官１３内に配置される。
４、光学手段１５及び１６によつて集められた紫
外線のパルスと赤外線のパルスを一端で受容する
と共に他端から前述の受容した２つのパルスを器
官１３に送出し、当該送出された紫外線のパルス
の照射により器官１３から放出された螢光のパル
ス及び前述の送出された赤外線のパルスの照射に
より器官１３から反射されたパルスを前述の他端
で受容すると共に当該受容した２つのパルスを前
述の一つの点に送出すべく、前述の一端が前述の
一つの点上に配置されると共に、前述の他端が器
官１３内に配置される。
軸８上には光学手段７と光学手段１５との間に
光減衰器２１を配置し、光学手段１５の後に第１
の検出手段としての光電受光器２２を配置する。
光電受光器２２は紫外線のパルスの強度を検出す
る。
光減衰器２１を配置し、光学手段１５の後に第１
の検出手段としての光電受光器２２を配置する。
光電受光器２２は紫外線のパルスの強度を検出す
る。
同様にして、軸６上には色素レーザ３と光学手
段１６との間に光減衰器２３が配置され光学手段
１６の後に第２の検出手段としての光電受光器２
４が配置される。光電受光器２４は赤外線のパル
スの強度を検出する。
段１６との間に光減衰器２３が配置され光学手段
１６の後に第２の検出手段としての光電受光器２
４が配置される。光電受光器２４は赤外線のパル
スの強度を検出する。
軸１８上には光電受光器２５が配置されてお
り、光学手段１７と光電受光器２５との間にフイ
ルタ２６が配置されている。
り、光学手段１７と光電受光器２５との間にフイ
ルタ２６が配置されている。
光学手段１７、光電受光器２５及びフイルタ２
６は、本発明に係る第３の検出手段を構成する。
光学フイルタ１９及び光電受光器２０は、本発明
に係る第４の検出手段を構成する。
６は、本発明に係る第３の検出手段を構成する。
光学フイルタ１９及び光電受光器２０は、本発明
に係る第４の検出手段を構成する。
４つの光電受光器２０，２２，２４及び２５の
出力は計算手段としての処理回路３１の４つの入
力２７，２８，２９及び３０に夫々接続されてい
る。
出力は計算手段としての処理回路３１の４つの入
力２７，２８，２９及び３０に夫々接続されてい
る。
第２図は処理回路３１の説明図である。図から
明らかなように処理回路３１の入力３０には分岐
回路３２の一方の端部が接続されている。分岐回
路３２では入力３０に続いて増幅器３３、積分器
３４及びサンプリング回路３５が順次直列に接続
されており、分岐回路３２の他方の端部は除算回
路３６の一方の入力に接続されている。除算回路
３６の他方の入力には分岐回路３７の一方の端部
が接続されており、分岐回路３７では除算回路３
６の後にサンプリング回路３８、積分器３９及び
増幅器４０が順次直列に接続されている。分岐回
路３７の他方の端部は処理回路３１の入力２８に
接続されている。
明らかなように処理回路３１の入力３０には分岐
回路３２の一方の端部が接続されている。分岐回
路３２では入力３０に続いて増幅器３３、積分器
３４及びサンプリング回路３５が順次直列に接続
されており、分岐回路３２の他方の端部は除算回
路３６の一方の入力に接続されている。除算回路
３６の他方の入力には分岐回路３７の一方の端部
が接続されており、分岐回路３７では除算回路３
６の後にサンプリング回路３８、積分器３９及び
増幅器４０が順次直列に接続されている。分岐回
路３７の他方の端部は処理回路３１の入力２８に
接続されている。
分岐回路３７では入力２８と増幅器４０との間
にパルス発生器４１が更に接続されている。
にパルス発生器４１が更に接続されている。
処理回路３１の入力２７には分岐回路４２の一
方の端部が接続されており、分岐回路４２では入
力２７に続いて増幅器４３、積分器４４及びサン
プリング回路４５が順次直列に接続されている。
分岐回路４２の他方の端部は除算回路４６の一方
の入力に接続されており、この除算回路４６の他
方の入力は分岐回路４７の一方の端部に接続され
ている。分岐回路４７は除算回路４６に続いて順
次直列に接続されたサンプリング回路４８、積分
器４９及び増幅器５０を有しており、分岐回路４
７の他方の端部が処理回路３１の入力２９に接続
されている。
方の端部が接続されており、分岐回路４２では入
力２７に続いて増幅器４３、積分器４４及びサン
プリング回路４５が順次直列に接続されている。
分岐回路４２の他方の端部は除算回路４６の一方
の入力に接続されており、この除算回路４６の他
方の入力は分岐回路４７の一方の端部に接続され
ている。分岐回路４７は除算回路４６に続いて順
次直列に接続されたサンプリング回路４８、積分
器４９及び増幅器５０を有しており、分岐回路４
７の他方の端部が処理回路３１の入力２９に接続
されている。
２つの除算回路３６及び４６の出力はマルチプ
レクサ回路５１の２つの入力に夫々接続されてお
り、マルチプレクサ回路５１の出力はアナログデ
イジタル変換器５２の入力に接続されている。そ
してアナログデイジタル変換器５２の出力は計算
機５３の入力に接続されており、計算機５３の出
力はレジスタ５４の入力に接続されている。
レクサ回路５１の２つの入力に夫々接続されてお
り、マルチプレクサ回路５１の出力はアナログデ
イジタル変換器５２の入力に接続されている。そ
してアナログデイジタル変換器５２の出力は計算
機５３の入力に接続されており、計算機５３の出
力はレジスタ５４の入力に接続されている。
以上第１図及び第２図に基づいて説明した本実
施例の装置は次のように作動する。
施例の装置は次のように作動する。
先ずレーザ発振器１より波長337nｍの紫外線
のパルス２が放出される。光学手段７を介してパ
ルス２のエネルギの中10％が反射し軸８沿いに光
学手段１５方向へ向かう。光学手段１５は波長
337nｍの紫外線のエネルギの一部を反射させ残
りを光電受光器２２の方向へ透過させる。従つて
光学手段７によつて反射されたパルス２は光学手
段１５により軸９と平行な方向に反射され集光レ
ンズ１４を介して光フアイバ１１の一方の端面１
０上に集束する。
のパルス２が放出される。光学手段７を介してパ
ルス２のエネルギの中10％が反射し軸８沿いに光
学手段１５方向へ向かう。光学手段１５は波長
337nｍの紫外線のエネルギの一部を反射させ残
りを光電受光器２２の方向へ透過させる。従つて
光学手段７によつて反射されたパルス２は光学手
段１５により軸９と平行な方向に反射され集光レ
ンズ１４を介して光フアイバ１１の一方の端面１
０上に集束する。
光学手段７はパルス２のエネルギの残り90％を
軸４沿いに透過させる。このようにして透過され
たエネルギは集光レンズ５を介して色素レーザ３
の容器内に集束し色素レーザ３を励起する。そし
て色素レーザ３により波長805nｍの赤外線のパ
ルスが軸６に沿つて放出される。光学手段１６は
波長805nｍの光を一部反射させる性質を有して
おり、そのため色素レーザ３より送られたパルス
のエネルギの半分が軸９に沿つて反射し、残り半
分は前述の光学手段１６を透過して光電受光器２
４に向かう。光学手段１５は波長805nｍの光に
対して透明であるため、光学手段１６を介して反
射してきたパルスを集光レンズ１４の方向に透過
させる。このようにして透過されたパルスは集光
レンズ１４を介して光フアイバ１１の一端の端面
１０の一つの点１０９（第４図参照）上に集束す
る。
軸４沿いに透過させる。このようにして透過され
たエネルギは集光レンズ５を介して色素レーザ３
の容器内に集束し色素レーザ３を励起する。そし
て色素レーザ３により波長805nｍの赤外線のパ
ルスが軸６に沿つて放出される。光学手段１６は
波長805nｍの光を一部反射させる性質を有して
おり、そのため色素レーザ３より送られたパルス
のエネルギの半分が軸９に沿つて反射し、残り半
分は前述の光学手段１６を透過して光電受光器２
４に向かう。光学手段１５は波長805nｍの光に
対して透明であるため、光学手段１６を介して反
射してきたパルスを集光レンズ１４の方向に透過
させる。このようにして透過されたパルスは集光
レンズ１４を介して光フアイバ１１の一端の端面
１０の一つの点１０９（第４図参照）上に集束す
る。
実際には、紫外線のパルス及び赤外線のパルス
が双方共ほぼ同時に端面１０上に到達すると考え
てよい。
が双方共ほぼ同時に端面１０上に到達すると考え
てよい。
参考までに、光フアイバ１１としては直径400
ミクロンのシリカ製の芯線を同じくシリカ製では
あるが屈折率のより小さい光スリーブで被覆した
ものが使用され得る。光スリーブは500ミクロン
の外径を有していてもよく、また外径700ミクロ
ンのプラスチツク材料製の保護スリーブで包囲さ
れていてもよい。このプラスチツク材料としては
殺菌可能であつて血液に対し凝固作用を示さない
ものを選択する。必要であればこのように構成さ
れた光フアイバをカテーテル又は皮下針内に挿入
して使用することも勿論可能である。
ミクロンのシリカ製の芯線を同じくシリカ製では
あるが屈折率のより小さい光スリーブで被覆した
ものが使用され得る。光スリーブは500ミクロン
の外径を有していてもよく、また外径700ミクロ
ンのプラスチツク材料製の保護スリーブで包囲さ
れていてもよい。このプラスチツク材料としては
殺菌可能であつて血液に対し凝固作用を示さない
ものを選択する。必要であればこのように構成さ
れた光フアイバをカテーテル又は皮下針内に挿入
して使用することも勿論可能である。
光フアイバ１１は例えば手術を受けている患者
の心臓などの器官１３を照射すべく、光フアイバ
１１の一端の端面１０から光フアイバ１１の他端
の端面１２に向けて紫外線のパルス及び赤外線パ
ルスを双方共伝送する。
の心臓などの器官１３を照射すべく、光フアイバ
１１の一端の端面１０から光フアイバ１１の他端
の端面１２に向けて紫外線のパルス及び赤外線パ
ルスを双方共伝送する。
紫外線のパルスは器官１３内で平均波長480n
ｍの青色の螢光のパルスを励起する。この螢光の
パルスは光フアイバ１１により端面１２から端面
１０へと伝送され、次いで集光レンズ１４を介し
て軸９沿いに進み、波長480nｍの螢光のパルス
に対し透明である光学手段１５及び１６を順次透
過する。
ｍの青色の螢光のパルスを励起する。この螢光の
パルスは光フアイバ１１により端面１２から端面
１０へと伝送され、次いで集光レンズ１４を介し
て軸９沿いに進み、波長480nｍの螢光のパルス
に対し透明である光学手段１５及び１６を順次透
過する。
螢光のパルスはその後光学手段１７によつて反
射され、螢光のパルスのみを透過させる帯域フイ
ルタであるフイルタ２６を介して軸１８に沿つて
光電受光器２５まで送られる。
射され、螢光のパルスのみを透過させる帯域フイ
ルタであるフイルタ２６を介して軸１８に沿つて
光電受光器２５まで送られる。
光フアイバ１１により器官１３に伝送された赤
外線のパルスのエネルギは器官１３によつて一部
が反射され、光フアイバ１１を介して端面１２か
ら端面１０へと逆方向に送り返される。このよう
にして送り返された反射パルスは次に集光レンズ
１４を介して軸９に沿つて進み、波長805nｍの
赤外線のパルスに対し透明である光学手段１５を
透過する。この赤外線のパルスの半分はその後光
学手段１６を介して光学手段１７の方向に透過
し、光学手段１７がこの赤外線のパルスに対して
透明であるためこの赤外線のパルスをも透過し、
この透過した赤外線のパルスは、色素レーザ３よ
り放出された赤外線のパルスのみを通す帯域フイ
ルタであるフイルタ１９をも透過して最終的には
光電受光器２０に到達する。
外線のパルスのエネルギは器官１３によつて一部
が反射され、光フアイバ１１を介して端面１２か
ら端面１０へと逆方向に送り返される。このよう
にして送り返された反射パルスは次に集光レンズ
１４を介して軸９に沿つて進み、波長805nｍの
赤外線のパルスに対し透明である光学手段１５を
透過する。この赤外線のパルスの半分はその後光
学手段１６を介して光学手段１７の方向に透過
し、光学手段１７がこの赤外線のパルスに対して
透明であるためこの赤外線のパルスをも透過し、
この透過した赤外線のパルスは、色素レーザ３よ
り放出された赤外線のパルスのみを通す帯域フイ
ルタであるフイルタ１９をも透過して最終的には
光電受光器２０に到達する。
種類の異なる複数の器官を検査する場合などは
これらの器官に合わせて紫外線のパルス及び赤外
線のパルス夫々の強度を調整すべく光減衰器２１
及び２３が作動する。
これらの器官に合わせて紫外線のパルス及び赤外
線のパルス夫々の強度を調整すべく光減衰器２１
及び２３が作動する。
情報処理回路では螢光のパルス及びレーザ発振
器１より放出された紫外線のパルスが夫々分岐回
路３２及び３７で信号に変えられ、除算回路３６
がこれらの両信号間の比を演算し、その結果、除
算回路３６の出力では光電受光器２２より送出さ
れたレーザ信号の強度に依存しない螢光信号Ｆが
得られる。
器１より放出された紫外線のパルスが夫々分岐回
路３２及び３７で信号に変えられ、除算回路３６
がこれらの両信号間の比を演算し、その結果、除
算回路３６の出力では光電受光器２２より送出さ
れたレーザ信号の強度に依存しない螢光信号Ｆが
得られる。
同様にして、分岐回路４２及び４７では器官に
よつて反射された赤外線のパルスと色素レーザ３
より放出された赤外線のパルスとが夫々信号に変
えられ、これら両信号間の比が除算回路４６によ
り演算されて、その結果、光電受光器２４より送
出されたレーザ信号とは別の信号Ｉが除算回路４
６の出力に得られる。
よつて反射された赤外線のパルスと色素レーザ３
より放出された赤外線のパルスとが夫々信号に変
えられ、これら両信号間の比が除算回路４６によ
り演算されて、その結果、光電受光器２４より送
出されたレーザ信号とは別の信号Ｉが除算回路４
６の出力に得られる。
前述の信号Ｆ及びＩはマルチプレクサ回路５１
及びアナログデイジタル変換器５２を通過した後
計算機５３に到達する。計算機５３は次の式 Io／Ｉ＝１＋Ｋ・1n（Fo／Ｆ） に従い値Ｆ及びＩより値Foを導き出す機能を有
している。この式中、Io及びFoは器官内の血液
が完全に排除されている場合に得られるＩ及びＦ
の値を表わし、Ｋ及びIoはあらかじめテストによ
り決定され得る定数である。
及びアナログデイジタル変換器５２を通過した後
計算機５３に到達する。計算機５３は次の式 Io／Ｉ＝１＋Ｋ・1n（Fo／Ｆ） に従い値Ｆ及びＩより値Foを導き出す機能を有
している。この式中、Io及びFoは器官内の血液
が完全に排除されている場合に得られるＩ及びＦ
の値を表わし、Ｋ及びIoはあらかじめテストによ
り決定され得る定数である。
このようにして得られた値Foは組織内の赤血
球濃度によつて変化することはなく、検査の対象
である器官の酸化還元状態を表わす。
球濃度によつて変化することはなく、検査の対象
である器官の酸化還元状態を表わす。
パルス発生器４１は、分岐回路３２，３７，４
２及び４７内の素子全てと処理回路３１のマルチ
プレクサ回路５１及びアナログデイジタル変換回
路５２の素子とに対して、レーザ発振器１よりレ
ーザパルスが発せられる毎に予め決定されている
時間窓を開放する機能を有している。そのためパ
ルス発生器４１は矢印で示されているようにパル
ス発生器１４の出力を有しており、前述の各素子
はやはり矢印で示された制御入力を有している。
パルス発生器４１の各出力は各素子の制御入力に
夫々接続されており、例えば出力５５は結線５６
を介して増幅器４０の制御入力５７に接続されて
いる。これらの時間窓はインパルスが素子に到達
する瞬間に合わせて各素子を短時間だけ作動させ
ることにより寄生信号、特に光フアイバ１１の端
面１０に集束されたパルスの反射信号が記録され
るのを回避するためのものである。
２及び４７内の素子全てと処理回路３１のマルチ
プレクサ回路５１及びアナログデイジタル変換回
路５２の素子とに対して、レーザ発振器１よりレ
ーザパルスが発せられる毎に予め決定されている
時間窓を開放する機能を有している。そのためパ
ルス発生器４１は矢印で示されているようにパル
ス発生器１４の出力を有しており、前述の各素子
はやはり矢印で示された制御入力を有している。
パルス発生器４１の各出力は各素子の制御入力に
夫々接続されており、例えば出力５５は結線５６
を介して増幅器４０の制御入力５７に接続されて
いる。これらの時間窓はインパルスが素子に到達
する瞬間に合わせて各素子を短時間だけ作動させ
ることにより寄生信号、特に光フアイバ１１の端
面１０に集束されたパルスの反射信号が記録され
るのを回避するためのものである。
第２図に示されているようにレジスタ５４には
信号Foのみならず信号Ｉ及びＦも記録される。
信号Foのみならず信号Ｉ及びＦも記録される。
以上説明してきた本実施例の装置は多くの利点
を有している。
を有している。
例えば20Hzと120Hzとの間で繰返す周波数のパ
ルスの形で作動する種々のタイプの紫外線レーザ
より、放出される光の強度が大きければ、検査さ
れる器官の平均照射強度を低く維持しながら螢光
量を増加させることが可能である。このような条
件の下では器官を照射することにより特に熱効果
が原因となつて測定すべき値（例えばNADH／
NAD比）が乱れるようなことは一切なく、まし
てや組織が変質することなどあり得ない。
ルスの形で作動する種々のタイプの紫外線レーザ
より、放出される光の強度が大きければ、検査さ
れる器官の平均照射強度を低く維持しながら螢光
量を増加させることが可能である。このような条
件の下では器官を照射することにより特に熱効果
が原因となつて測定すべき値（例えばNADH／
NAD比）が乱れるようなことは一切なく、まし
てや組織が変質することなどあり得ない。
前述の周波数のパルスを繰返し放出すればヒト
（休息時の心臓周波数1.2Hz）又は動物（ラツトの
心臓周波数５Hz）を対象に測定する場合、正確な
測定値を得るに十分な数のパルスが各心臓周期毎
に検査すべき組織に送られる。
（休息時の心臓周波数1.2Hz）又は動物（ラツトの
心臓周波数５Hz）を対象に測定する場合、正確な
測定値を得るに十分な数のパルスが各心臓周期毎
に検査すべき組織に送られる。
螢光のパルスを発生させるためにはエキサイマ
ーレーザ又はエキサイプレクスレーザを窒素レー
ザの代りに使用してもよい。しかし乍ら、波長
（337mm）がNADHの吸収ピークに極めて近い窒
素レーザを使用する方が、信号／雑音の比を増大
させ得るという点で好ましい。
ーレーザ又はエキサイプレクスレーザを窒素レー
ザの代りに使用してもよい。しかし乍ら、波長
（337mm）がNADHの吸収ピークに極めて近い窒
素レーザを使用する方が、信号／雑音の比を増大
させ得るという点で好ましい。
色素レーザを赤外線源として使用すると２つの
利点が得られる。その一つは、この色素レーザが
紫外レーザより放出されたパルスのエネルギの一
部で励振され得、その結果、２種類の測定パル
ス、即ち紫外線のパルス及び赤外線のパルスを殆
んど同時に得ることができる点であり、もう一つ
は前述の色素レーザが、ヘモグロビンの「等吸
収」波長と指称される805nｍの波長にも適合し
得る点である。即ち、波長が805nｍであれば器
官の反射係数はこの器官の酸化還元状態にも、当
該器官を循環する血液の酸化状態にも依存しな
い。
利点が得られる。その一つは、この色素レーザが
紫外レーザより放出されたパルスのエネルギの一
部で励振され得、その結果、２種類の測定パル
ス、即ち紫外線のパルス及び赤外線のパルスを殆
んど同時に得ることができる点であり、もう一つ
は前述の色素レーザが、ヘモグロビンの「等吸
収」波長と指称される805nｍの波長にも適合し
得る点である。即ち、波長が805nｍであれば器
官の反射係数はこの器官の酸化還元状態にも、当
該器官を循環する血液の酸化状態にも依存しな
い。
情報の処理回路はレスポンス時間が極めて短か
く、そのため２種類のレーザパルスを分離する時
間より明らかに短かい時間内に演算のすべてを完
了する。
く、そのため２種類のレーザパルスを分離する時
間より明らかに短かい時間内に演算のすべてを完
了する。
単一の光フアイバは十分な可撓性を有している
ため、これを使用すれば例えば血管内におけるカ
テーテルの経路などを追跡することが可能であ
る。この単一の光フアイバは更にフアイバー組織
間のインタフエースが一つしかないという利点を
も有している。放出パルスと受容パルスとのエネ
ルギ比が増大するという理由から、放出インタフ
エースと受容インタフエースが互に独立している
場合にはフアイバー組織間のインタフエースが一
つであることが好ましいのである。
ため、これを使用すれば例えば血管内におけるカ
テーテルの経路などを追跡することが可能であ
る。この単一の光フアイバは更にフアイバー組織
間のインタフエースが一つしかないという利点を
も有している。放出パルスと受容パルスとのエネ
ルギ比が増大するという理由から、放出インタフ
エースと受容インタフエースが互に独立している
場合にはフアイバー組織間のインタフエースが一
つであることが好ましいのである。
しかしながら、放出パルス及び受容パルスの伝
送に単一の光フアイバを使用する場合は問題が生
じる。何故なら、光フアイバの両端面におけるこ
れらパルスの寄生反射によつて測定値に誤差が生
じる危険性がでてくるからである。この問題は第
１図に示されている本実施例の装置に使用されて
いる基準赤外線の如く放出パルス及び受容パルス
の波長が同一である場合は特に複雑である。即ち
この場合は受容時にフイルタによつて寄生反射を
阻止することができない。
送に単一の光フアイバを使用する場合は問題が生
じる。何故なら、光フアイバの両端面におけるこ
れらパルスの寄生反射によつて測定値に誤差が生
じる危険性がでてくるからである。この問題は第
１図に示されている本実施例の装置に使用されて
いる基準赤外線の如く放出パルス及び受容パルス
の波長が同一である場合は特に複雑である。即ち
この場合は受容時にフイルタによつて寄生反射を
阻止することができない。
本発明装置の別の実施例（図示せず）では器官
と接続している光フアイバの先端はフレネル寄生
反射を減少すべく半球形など丸味のある形状を有
している。
と接続している光フアイバの先端はフレネル寄生
反射を減少すべく半球形など丸味のある形状を有
している。
第１図に示す本発明の実施例では、光フアイバ
の両端が平らであり、光フアイバ１１の出口側の
端面１２の法線と光フアイバ１１の伝送軸とで形
成される角度が十分に大きいため光フアイバ１１
によつて伝送され且つ端面１２によつて反射され
たレーザパルスが光フアイバ１１を介して端面１
２から端面１０へと逆方向に伝送されることが一
切ない。
の両端が平らであり、光フアイバ１１の出口側の
端面１２の法線と光フアイバ１１の伝送軸とで形
成される角度が十分に大きいため光フアイバ１１
によつて伝送され且つ端面１２によつて反射され
たレーザパルスが光フアイバ１１を介して端面１
２から端面１０へと逆方向に伝送されることが一
切ない。
この状態は第３図に詳細に示されている。第３
図では、屈折率n1の芯１０１を、n1より小さい屈
折率n2を有する外周スリーブ部としてのスリーブ
１０２で囲繞したものにより光フアイバ１１が構
成されている場合を想定した。パルスの出口側の
端面１２の点１０４での法線１０３は光フアイバ
１１の長手軸としての伝送軸１０５と共に角Ｃを
形成している。１０６は光フアイバ１１によつて
伝送され、端面１２上の点１０４に集束されたレ
ーザパルスの円錐形のビームである。このビーム
１０６のエネルギの大部分は端面１２を通過し、
ビーム１１５として器官１３を照射する。ビー１
０６の残りのエネルギは端面１２上で反射してビ
ーム１０７になる。ビーム１０６が伝送軸１０５
と共に限界伝送角度Ａより小さい角度をフアイバ
内に形成することは明白である。限界伝送角度Ａ
の値は次の式より求められる。
図では、屈折率n1の芯１０１を、n1より小さい屈
折率n2を有する外周スリーブ部としてのスリーブ
１０２で囲繞したものにより光フアイバ１１が構
成されている場合を想定した。パルスの出口側の
端面１２の点１０４での法線１０３は光フアイバ
１１の長手軸としての伝送軸１０５と共に角Ｃを
形成している。１０６は光フアイバ１１によつて
伝送され、端面１２上の点１０４に集束されたレ
ーザパルスの円錐形のビームである。このビーム
１０６のエネルギの大部分は端面１２を通過し、
ビーム１１５として器官１３を照射する。ビー１
０６の残りのエネルギは端面１２上で反射してビ
ーム１０７になる。ビーム１０６が伝送軸１０５
と共に限界伝送角度Ａより小さい角度をフアイバ
内に形成することは明白である。限界伝送角度Ａ
の値は次の式より求められる。
cosA＝n2／n1
第３図のような状態では、ビーム１０７の中の
パルスは全て伝送軸１０５と共にＡより大きい角
度を形成することは明白である。従つてビーム１
０７の中のパルスは全て屈折してスリーブ１０２
内に吸収され、その結果光フアイバ１１を介して
端面１０方向へ送り返される可能性がなくなる。
ビーム１０６の縁１１６が法線１０３に対し軸１
０５と同一側に位置する限りこの状態は変らな
い。従つて、ビーム１０７全体が屈折してスリー
ブ内に吸収されるためには Ｃ＞Ａ でなければならない。
パルスは全て伝送軸１０５と共にＡより大きい角
度を形成することは明白である。従つてビーム１
０７の中のパルスは全て屈折してスリーブ１０２
内に吸収され、その結果光フアイバ１１を介して
端面１０方向へ送り返される可能性がなくなる。
ビーム１０６の縁１１６が法線１０３に対し軸１
０５と同一側に位置する限りこの状態は変らな
い。従つて、ビーム１０７全体が屈折してスリー
ブ内に吸収されるためには Ｃ＞Ａ でなければならない。
光フアイバ１１はこの条件を満たすものであ
る。
る。
即ち、レーザ発振器１及び色素レーザ３より放
出され、光フアイバ１１を介して端面１０から端
面１２へと伝送されたパルスビームの中、端面１
２で反射した寄生パルスは全て光フアイバ１１の
スリーブ１０２内に吸収される。従つて、このよ
うな寄生反射パルスが光フアイバ１１を介して逆
方向に伝達され、集光レンズ１４と光学手段１
５，１６とを透過して光電受光器２０及び２５に
捕集されることにより測定値の正確さが乱される
という現象は生じ得ない。
出され、光フアイバ１１を介して端面１０から端
面１２へと伝送されたパルスビームの中、端面１
２で反射した寄生パルスは全て光フアイバ１１の
スリーブ１０２内に吸収される。従つて、このよ
うな寄生反射パルスが光フアイバ１１を介して逆
方向に伝達され、集光レンズ１４と光学手段１
５，１６とを透過して光電受光器２０及び２５に
捕集されることにより測定値の正確さが乱される
という現象は生じ得ない。
例えば、屈折率がn1＝1.4585であるドープシリ
カとn2＝1.448である純粋シリカとで光フアイバ
１１が形成されている場合、条件Ｃ＞Ａは Ｃ＞約7゜ となる。
カとn2＝1.448である純粋シリカとで光フアイバ
１１が形成されている場合、条件Ｃ＞Ａは Ｃ＞約7゜ となる。
本発明の更に別の特徴によれば、集光レンズ１
４によつて集束されるレーザパルスの軸と光フア
イバ１１の端面１０の法線とで形成されるパルス
の入射角が、パルスの入口側の端面１０で反射し
た分のパルスを集光レンズ１４の外側に送り返す
のに十分な程大きい。
４によつて集束されるレーザパルスの軸と光フア
イバ１１の端面１０の法線とで形成されるパルス
の入射角が、パルスの入口側の端面１０で反射し
た分のパルスを集光レンズ１４の外側に送り返す
のに十分な程大きい。
この状態は第４図に詳細に示されている。光フ
アイバ１１は、屈折率n1の芯１０１を屈折率n2＜
n1のスリーブ１０２で被覆したもので構成されて
いる。軸９を有する円錐形のビーム１０８は、集
光レンズ１４（第１図）より放出され、光フアイ
バ１１の端面１０上の一つの点１０９に集束され
たビームである。点１０９は光フアイバ１１の長
手軸としての伝送軸１１０上に位置しており、軸
９は端面１０の法線１１１と共にパルスの入射角
Ｂを形成している。ビーム１０８のエネルギの一
部は端面１０により反射されて円錐形のビーム１
１２を形成する。前述した条件を満たすためには
ビーム１１２全体が円錐１１３、即ち点１０９を
頂点とし且つ集光レンズ１４の縁を底面とする円
錐の外側に位置していなければならない。
アイバ１１は、屈折率n1の芯１０１を屈折率n2＜
n1のスリーブ１０２で被覆したもので構成されて
いる。軸９を有する円錐形のビーム１０８は、集
光レンズ１４（第１図）より放出され、光フアイ
バ１１の端面１０上の一つの点１０９に集束され
たビームである。点１０９は光フアイバ１１の長
手軸としての伝送軸１１０上に位置しており、軸
９は端面１０の法線１１１と共にパルスの入射角
Ｂを形成している。ビーム１０８のエネルギの一
部は端面１０により反射されて円錐形のビーム１
１２を形成する。前述した条件を満たすためには
ビーム１１２全体が円錐１１３、即ち点１０９を
頂点とし且つ集光レンズ１４の縁を底面とする円
錐の外側に位置していなければならない。
Ｅを円錐１１３の頂角の1/2の角度とし、Ｄを
円錐１０８の頂角の1/2の角度とすれば、前述の
条件は Ｂ＞Ｅ＋Ｄ／２ で表わされる。
円錐１０８の頂角の1/2の角度とすれば、前述の
条件は Ｂ＞Ｅ＋Ｄ／２ で表わされる。
このような状態を実現すれば端面１０で反射し
た寄生反射パルスが逆方向に伝送されて集光レン
ズ１４及び光学手段１５，１６を透過した後光電
受光器２０及び２５によつて捕集されるのを回避
することができる。端面１０上に平均反射方向１
１４に吸収体を配置することも可能である。
た寄生反射パルスが逆方向に伝送されて集光レン
ズ１４及び光学手段１５，１６を透過した後光電
受光器２０及び２５によつて捕集されるのを回避
することができる。端面１０上に平均反射方向１
１４に吸収体を配置することも可能である。
云うまでもなく、レーザエネルギが可能な限り
大量に端面１０を介して光フアイバ１１内に効果
的に伝送されるためには、軸９沿いに伝搬される
パルスビーム１０８が伝送軸１１０に沿つて配置
されている光フアイバ１１の芯内で屈折する必要
がある。Ｆを軸１１０と法線１１１とで形成され
る角度とすれば、式 n3sinB＝n1sinF が成立する。式中、n3は特定の環境における屈折
率を表わす。
大量に端面１０を介して光フアイバ１１内に効果
的に伝送されるためには、軸９沿いに伝搬される
パルスビーム１０８が伝送軸１１０に沿つて配置
されている光フアイバ１１の芯内で屈折する必要
がある。Ｆを軸１１０と法線１１１とで形成され
る角度とすれば、式 n3sinB＝n1sinF が成立する。式中、n3は特定の環境における屈折
率を表わす。
一例として、第４図では角度Ｂを45゜で表わし
たが、この場合n1＝1.4585、n3＝１、環境を空気
とすれば、角度Ｆは約29゜に等しい。
たが、この場合n1＝1.4585、n3＝１、環境を空気
とすれば、角度Ｆは約29゜に等しい。
以上説明してきた実施例に代え、本発明の範囲
内で前述の実施例と等価の技術を使用することは
勿論可能である。
内で前述の実施例と等価の技術を使用することは
勿論可能である。
例えば、器官の酸化還元状態を測定するための
基準としてこの器官による反射が利用されるレー
ザビームは螢光の波長と干渉し合わない任意の波
長を有していてよい。その場合、処理回路３１は
酸化還元状態の測定に必要な修正を加える手段を
有していなければならない。
基準としてこの器官による反射が利用されるレー
ザビームは螢光の波長と干渉し合わない任意の波
長を有していてよい。その場合、処理回路３１は
酸化還元状態の測定に必要な修正を加える手段を
有していなければならない。
本発明の実施例において、基準となるレーザビ
ームは前述のように「等吸収性」と呼ばれる波長
を有している。
ームは前述のように「等吸収性」と呼ばれる波長
を有している。
等吸収波長の中、特に次の２種類が良く知られ
ている。即ち、第１図の実施例の色素レーザ３よ
り放出される805nｍの赤外波長及び別のタイプ
の色素レーザにより放出される585nｍのオレン
ジ波長である。
ている。即ち、第１図の実施例の色素レーザ３よ
り放出される805nｍの赤外波長及び別のタイプ
の色素レーザにより放出される585nｍのオレン
ジ波長である。
第１図の実施例に使用されている色素レーザ３
は、805nｍの等吸収波長を有するパルスを放出
すること並びに紫外線のパルス２により励起され
得ることの２つの利点を有している。
は、805nｍの等吸収波長を有するパルスを放出
すること並びに紫外線のパルス２により励起され
得ることの２つの利点を有している。
更に指摘すべき点として、第１図の実施例では
レーザ発振器１及び色素レーザ３が所定の測定を
実施すべく強さの安定したパルスを放出しさえす
れば光電受光器２２及び２４並びに光減衰器２１
及び２３を配置しなくてもよい。
レーザ発振器１及び色素レーザ３が所定の測定を
実施すべく強さの安定したパルスを放出しさえす
れば光電受光器２２及び２４並びに光減衰器２１
及び２３を配置しなくてもよい。
本発明の実施例はNADH／NAD比の瞬時値を
生体内で連続的に測定するのに使用され得る。
生体内で連続的に測定するのに使用され得る。
本発明の実施例は主として心臓の代射、より特
定的には心臓手術時における心臓の代射の病理学
的変化を調べるのに使用され得る。この場合、心
臓代謝検査はカテーテルを静脈又は動脈のいずれ
かに挿入して使用することにより心内膜レベル即
ち心臓の心室内部で実施される。
定的には心臓手術時における心臓の代射の病理学
的変化を調べるのに使用され得る。この場合、心
臓代謝検査はカテーテルを静脈又は動脈のいずれ
かに挿入して使用することにより心内膜レベル即
ち心臓の心室内部で実施される。
本発明の実施例は脳、肝臓及び腎臓など心臓以
外の器官についても例えば特定の薬物を投与され
ている場合又は腫瘍性形質変化を生じている場合
などの代謝検査に使用可能である。
外の器官についても例えば特定の薬物を投与され
ている場合又は腫瘍性形質変化を生じている場合
などの代謝検査に使用可能である。
［発明の効果］
本発明の生体内の器官の酸化還元度の測定装置
は、ヘモグロビンの等吸収波長の赤外線の第２の
パルスを発生する第２のレーザ発生器を有してお
り、更に、光フアイバの一端の端面は、光フアイ
バの一端の端面が、当該一端の端面で反射される
第１のパルス及び第２のパルスの部分を集め手段
の外部に配向するように光フアイバの第１の長手
軸の方向に対して傾斜しており、光フアイバの他
端の端面は、光フアイバの一端から光フアイバの
他端へと送出された第１のパルス及び第２のパル
スのうち光フアイバの他端の端面で反射した寄生
パルスが全て光フアイバの外周スリーブ部内に吸
収されるように光フアイバの他端における光フア
イバの第２の長手軸の方向に対して傾斜している
が故に、生体内の器官の酸化還元状態及び当該器
官を循環する血液の酸化状態に依存しない反射パ
ルス即ち第４のパルスを検出し得、加えて、光フ
アイバの他端の端面で反射される寄生パルスの検
出を回避し得ると共に、光フアイバの一端の端面
で反射される第１のパルス及び第２のパルスの検
出を回避し得、その結果、生体内の器官の酸化還
元度の測定を正確に行い得る
は、ヘモグロビンの等吸収波長の赤外線の第２の
パルスを発生する第２のレーザ発生器を有してお
り、更に、光フアイバの一端の端面は、光フアイ
バの一端の端面が、当該一端の端面で反射される
第１のパルス及び第２のパルスの部分を集め手段
の外部に配向するように光フアイバの第１の長手
軸の方向に対して傾斜しており、光フアイバの他
端の端面は、光フアイバの一端から光フアイバの
他端へと送出された第１のパルス及び第２のパル
スのうち光フアイバの他端の端面で反射した寄生
パルスが全て光フアイバの外周スリーブ部内に吸
収されるように光フアイバの他端における光フア
イバの第２の長手軸の方向に対して傾斜している
が故に、生体内の器官の酸化還元状態及び当該器
官を循環する血液の酸化状態に依存しない反射パ
ルス即ち第４のパルスを検出し得、加えて、光フ
アイバの他端の端面で反射される寄生パルスの検
出を回避し得ると共に、光フアイバの一端の端面
で反射される第１のパルス及び第２のパルスの検
出を回避し得、その結果、生体内の器官の酸化還
元度の測定を正確に行い得る
第１図は本発明の一実施例の装置の概略説明
図、第２図は第１図の装置の一部を成すブロツク
図、第３図及び第４図は第１図の装置の部分及
びの拡大図である。 １……窒素レーザ発振器、３……色素レーザ、
５，１４……集光レンズ、７，１５，１６，１７
……光学手段、１１……光フアイバ、１３……器
官、１９，２６……フイルタ、１０，１２……光
フアイバの端面、２０，２２，２４，２５……光
電受光器、２１，２３……光減衰器、３１……処
理回路、３３，４０，４３，５０……増幅器、３
４，３９，４４，４９……積分器、３５，３８，
４５，４８……サンプリング回路、３６，４６…
…除算回路、５１……マルチプレクサ回路、５２
……AD変換器、５３……計算機、５４……レジ
スタ、１０１……芯、１０２……スリーブ、１０
３，１１１……法線、９……軸、１０５，１１０
……伝送軸。
図、第２図は第１図の装置の一部を成すブロツク
図、第３図及び第４図は第１図の装置の部分及
びの拡大図である。 １……窒素レーザ発振器、３……色素レーザ、
５，１４……集光レンズ、７，１５，１６，１７
……光学手段、１１……光フアイバ、１３……器
官、１９，２６……フイルタ、１０，１２……光
フアイバの端面、２０，２２，２４，２５……光
電受光器、２１，２３……光減衰器、３１……処
理回路、３３，４０，４３，５０……増幅器、３
４，３９，４４，４９……積分器、３５，３８，
４５，４８……サンプリング回路、３６，４６…
…除算回路、５１……マルチプレクサ回路、５２
……AD変換器、５３……計算機、５４……レジ
スタ、１０１……芯、１０２……スリーブ、１０
３，１１１……法線、９……軸、１０５，１１０
……伝送軸。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 紫外線の第１のパルスを発生する第１のレー
ザ発生器と、ヘモグロビンの等吸収波長の赤外線
の第２のパルスを発生する第２のレーザ発生器
と、前記第１のパルス及び前記第２のパルスを受
容すると共に当該受容した第１のパルス及び第２
のパルスを１つの点に集める集め手段と、前記集
められた第１のパルス及び第２のパルスを一端で
受容するとともに他端から当該受容した第１のパ
ルス及び第２のパルスを前記器官に送出し、当該
送出された第１のパルスの照射により前記器官か
ら放出された螢光の第３のパルス及び前記送出さ
れた第２のパルスの照射により前記器官から反射
された第４のパルスを前記他端で受容すると共に
当該受容した第３のパルス及び第４のパルスを前
記１つの点に送出すべく、前記一端が前記１つの
点上に配置されると共に前記他端が前記器官内に
配置されるべき光フアイバと、前記発生した第１
のパルスを受容すると共に当該第１のパルスの強
度を検出する第１の検出手段と、前記発生した第
２のパルスを受容すると共に当該第２のパルスの
強度を検出する第２の検出手段と、前記１つの点
に送出された前記第３のパルスを受容すると共に
当該第３のパルスの強度を検出する第３の検出手
段と、前記１つの点に送出された前記第４のパル
スを受容すると共に当該第４のパルスの強度を検
出する第４の検出手段と、前記検出された第１の
パルスから第４のパルスを受容すると共に当該受
容した第１のパルスから第４のパルスに基づいて
前記器官の酸化還元度を計算する計算手段とを備
えており、前記集め手段は、前記集められた第１
のパルスの光路と前記集められた第２のパルスの
光路とが前記光フアイバの一端における前記光フ
アイバの第１の長手軸の方向に沿つて一直線にな
るように構成されており、前記光フアイバの一端
の端面は、当該一端の端面で反射される第１のパ
ルス及び第２のパルスの部分を前記集め手段の外
部に配向するように前記第１の長手軸の方向に対
して傾斜しており、前記光フアイバの他端の端面
は、前記光フアイバの一端から前記光フアイバの
他端へと送られた第１のパルス及び第２のパルス
のうち前記光フアイバの他端の端面で反射した寄
生パルスが全て前記光フアイバの外周スリーブ部
内に吸収されるように前記光フアイバの他端にお
ける前記光フアイバの第２の長手軸の方向に対し
て傾斜している生体内の器官の酸化還元度の測定
装置。 ２ 前記集め手段が集束レンズを備えており、当
該集束レンズにより集束されたパルスの軸と前記
光フアイバの一端の端面の法線との間で形成され
る集束パルスの入射角が、集束パルスの頂角の1/
４と、前記光フアイバの一端の端面の前記法線と
前記第１の長手軸との間で形成される角度の1/2
との和より大きくなるように、前記光フアイバの
一端の端面は前記第１の長手軸に対して傾斜して
いる特許請求の範囲第１項に記載の装置。 ３ 前記光フアイバの他端の端面は、前記第２の
長手軸と前記光フアイバの他端の端面の法線との
間で形成される角度が限界伝送角より大きくなる
ように、前記第２の長手軸に対して傾斜している
特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の装置。 ４ 前記第２のレーザ発生器は、前記第１のレー
ザ発生器によつて発生された前記第１のパルスを
受容し、且つ、当該第１のパルスによつて前記第
２のパルスを発生する活性物質を有する特許請求
の範囲第１項から第３項のいずれか一項に記載の
装置。 ５ 前記活性物質は、前記第１のパルスによつて
励起されて波長805nｍのパルスを発生するよう
に構成されている特許請求の範囲第４項に記載の
装置。 ６ 前記活性物質は、前記第１のパルスによつて
励起されて波長585nｍのパルスを発生するよう
に構成されている特許請求の範囲第４項に記載の
装置。 ７ 前記集め手段が、前記第１のレーザ発生器に
よつて発生された前記第１のパルスを受容し、且
つ当該受容した第１のパルスを前記１つの点に向
けて反射させると共に前記光フアイバの他端から
の前記第３のパルス及び前記第４のパルスを通過
させる第１のハーフミラーと、前記第２のレーザ
発生器によつて発生された前記第２のパルスを受
容し、当該受容した第２のパルスを前記１つの点
に向けて反射させると共に前記光フアイバの他端
からの前記第３のパルス及び前記第４のパルスを
通過させる第２のハーフミラーとを有しており、
前記光フアイバの一端、前記第１のハーフミラー
及び前記第２のハーフミラーが一直線に配列され
ている特許請求の範囲第１項から第６項のいずれ
か一項に記載の装置。 ８ 前記第３の検出手段は、前記第２のハーフミ
ラーを通過した前記第３のパルス及び前記第４の
パルスを受容し、且つ、当該第３のパルスを前記
第３の検出手段に向けて反射すると共に前記第４
のパルスを通過させる第３のハーフミラーを有し
ており、前記第４の検出手段は前記第３のハーフ
ミラーを通過した前記第４のパルスを受容するよ
うに配列されている特許請求の範囲第１項から第
７項のいずれか一項に記載の装置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8105948A FR2502783A1 (fr) | 1981-03-25 | 1981-03-25 | Dispositif pour mesurer l'etat d'oxydo-reduction d'un organe vivant in situ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS57188242A JPS57188242A (en) | 1982-11-19 |
| JPH027653B2 true JPH027653B2 (ja) | 1990-02-20 |
Family
ID=9256629
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57047054A Granted JPS57188242A (en) | 1981-03-25 | 1982-03-24 | Apparatus for measuring redox condition of active organ in live body |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS57188242A (ja) |
| FR (1) | FR2502783A1 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6075032A (ja) * | 1983-09-30 | 1985-04-27 | アロカ株式会社 | レ−ザ光による生化学成分分析装置 |
| CN85100424B (zh) * | 1985-04-01 | 1986-10-29 | 上海医疗器械研究所 | 恶性肿瘤固有荧光诊断仪 |
| US5040889A (en) * | 1986-05-30 | 1991-08-20 | Pacific Scientific Company | Spectrometer with combined visible and ultraviolet sample illumination |
| EP0296259A1 (en) * | 1987-06-22 | 1988-12-28 | Pacific Scientific Company | Spectrometer with combined visible and ultraviolet sample illumination |
| EP1744661B1 (en) * | 2004-04-30 | 2013-04-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Probe head for spectroscopic analysis of a fluid |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3811777A (en) * | 1973-02-06 | 1974-05-21 | Johnson Res Foundation Medical | Time-sharing fluorometer and reflectometer |
| US3918812A (en) * | 1973-05-07 | 1975-11-11 | Us Energy | Diagnoses of disease states by fluorescent measurements utilizing scanning laser beams |
| JPS5216358A (en) * | 1975-07-24 | 1977-02-07 | Kubota Ltd | Thresher |
| JPS53135660A (en) * | 1977-04-30 | 1978-11-27 | Olympus Optical Co Ltd | Fluorescent photometric microscope using laser light |
| EP0003015B1 (en) * | 1978-01-03 | 1982-09-29 | Howard Maurice Shapiro | Apparatus for non-invasive detection of zinc protoporphyrin in erythrocytes |
| JPS5628778A (en) * | 1979-08-15 | 1981-03-20 | Hitoji Sakuma | Shuttle cock for badminton and its manufacture and its manufacturing device |
| JPS5546726A (en) * | 1979-09-25 | 1980-04-02 | Canon Inc | Daytime flash pohotographing device |
-
1981
- 1981-03-25 FR FR8105948A patent/FR2502783A1/fr active Granted
-
1982
- 1982-03-24 JP JP57047054A patent/JPS57188242A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS57188242A (en) | 1982-11-19 |
| FR2502783A1 (fr) | 1982-10-01 |
| FR2502783B1 (ja) | 1984-10-26 |
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