JP3247694B2 - 低酸素症を測定する時間及び周波数領域分光装置 - Google Patents
低酸素症を測定する時間及び周波数領域分光装置Info
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 吸収及び分散パラメータ双方に関する情報が、同質組
織において、有用となり、かつ位置測定の可能性によっ
て、非同質組織に付随して生ずる様々な問題が改善され
るに従い連続光線（CW）方法による、分散媒体の吸収性
成分の濃度の定量化に対する従来の制限が解決される場
合、明らかに新分野の研究の出現が可能となる。
織において、有用となり、かつ位置測定の可能性によっ
て、非同質組織に付随して生ずる様々な問題が改善され
るに従い連続光線（CW）方法による、分散媒体の吸収性
成分の濃度の定量化に対する従来の制限が解決される場
合、明らかに新分野の研究の出現が可能となる。
未熟児に対する低酸素症／阻血及び出血の影響はよく
知られており、これらの症状の早期発見の必要性は、超
音波及び核磁気共鳴も用いた現在の研究から明らかであ
る。新生児に対する他の方法、特に、心臓に適用される
心肺側路及び他の外科処置の間の脳の低酸素症の監視及
び長びいた分娩での子宮の収縮によって影響される産道
での幼児の脳の低酸素症でさえもが、活発な酸素化ヘモ
グロビンの濃度を実時間で定量化する信頼できる方法に
対しての他の必要性を示している。成人の場合、多数の
類似の適用方法が、実施されている。例えば最近移植さ
れた肝臓、膵臓等の酸素化の監視を含めて、心肺側路の
外科的処置又はAICDテスト（心室の脱筋肉性振動）にお
ける脳の低酸症から、アルツハイマー・パーキンソン及
び多数の梗塞痴呆症（MID）のような長期の脳疾病にお
ける血液の流れの変化又は血液の流れの不足の発見に及
ぶ範囲でこれらの方法が適用されている。これらの方法
すべてが、露出した組織に対して容易に適用され、かつ
重要な読み取りをすることが要求される充分なデータを
数秒の短時間で収集することができる装置に指令を与え
る。時間は、臨床診断及び判断の基本であることが多
い。かくて、基準化処理等は測定後に行なわれるが、シ
ステム自体が、研究中に自動的に基準化されるべきであ
る。
知られており、これらの症状の早期発見の必要性は、超
音波及び核磁気共鳴も用いた現在の研究から明らかであ
る。新生児に対する他の方法、特に、心臓に適用される
心肺側路及び他の外科処置の間の脳の低酸素症の監視及
び長びいた分娩での子宮の収縮によって影響される産道
での幼児の脳の低酸素症でさえもが、活発な酸素化ヘモ
グロビンの濃度を実時間で定量化する信頼できる方法に
対しての他の必要性を示している。成人の場合、多数の
類似の適用方法が、実施されている。例えば最近移植さ
れた肝臓、膵臓等の酸素化の監視を含めて、心肺側路の
外科的処置又はAICDテスト（心室の脱筋肉性振動）にお
ける脳の低酸症から、アルツハイマー・パーキンソン及
び多数の梗塞痴呆症（MID）のような長期の脳疾病にお
ける血液の流れの変化又は血液の流れの不足の発見に及
ぶ範囲でこれらの方法が適用されている。これらの方法
すべてが、露出した組織に対して容易に適用され、かつ
重要な読み取りをすることが要求される充分なデータを
数秒の短時間で収集することができる装置に指令を与え
る。時間は、臨床診断及び判断の基本であることが多
い。かくて、基準化処理等は測定後に行なわれるが、シ
ステム自体が、研究中に自動的に基準化されるべきであ
る。
酸素化又は脱酸素ヘモグロビンの信頼できる定量測定
に対する必要性を反映した完全に異なる分野の適用例
は、こぎ働力（ergometry）、自転車働力のような制限
運動又は力テスト装置等で人体を運動させることにあ
る。この場合、収縮中の筋肉の運動にとって必要なの
は、その上にのる皮膚に装置をしっかり取り付けること
である。この場合、運動以前の準備時間は最小であるべ
きであり、運動中の筋肉層の安定した脱酸素状態及び運
動に続く一時的な回復な記録が必要である。代表的な適
用例は、国内の舟のこぎ手（national rower）、トライ
アスロン（水泳、ランニング及びサイクリング）であ
り、同様に重要なのは、血管手術の後の筋肉の訓練及び
リハビリテーション並びに長いヘッド療養、老人病の萎
縮又は宇宙旅行による筋肉の退化の研究である。
に対する必要性を反映した完全に異なる分野の適用例
は、こぎ働力（ergometry）、自転車働力のような制限
運動又は力テスト装置等で人体を運動させることにあ
る。この場合、収縮中の筋肉の運動にとって必要なの
は、その上にのる皮膚に装置をしっかり取り付けること
である。この場合、運動以前の準備時間は最小であるべ
きであり、運動中の筋肉層の安定した脱酸素状態及び運
動に続く一時的な回復な記録が必要である。代表的な適
用例は、国内の舟のこぎ手（national rower）、トライ
アスロン（水泳、ランニング及びサイクリング）であ
り、同様に重要なのは、血管手術の後の筋肉の訓練及び
リハビリテーション並びに長いヘッド療養、老人病の萎
縮又は宇宙旅行による筋肉の退化の研究である。
かくして、言うまでもなく、ヘモグロビン脱酸素及び
ヘモグロビン濃度の迅速かつ再生可能な読み取りを行な
う装置が非常に望ましい。しかし、実際上このような装
置は高度の信号対騒音割合及び極めて強力な測定算法を
必要とし、位置測定の多少の可能性を有する。
ヘモグロビン濃度の迅速かつ再生可能な読み取りを行な
う装置が非常に望ましい。しかし、実際上このような装
置は高度の信号対騒音割合及び極めて強力な測定算法を
必要とし、位置測定の多少の可能性を有する。
脳の皮膚及び脚の大きい筋肉（バスタス／ラテラリ等
（Vastus Lateralis,etc.））は比較的同質であるが、
脳の内部層及び前腕の筋肉は異質である。更に、病気の
組織、梗塞脳、腫瘍の壊死部分は、それ自体特に興味深
い異質性を示し、しかも、もしこれらが隣接組織の測定
に含まれているとするならば、これにより誤まった吸収
及び分散値が与えられることになる。かくて、組織内の
光子の伝播についての知識及び入力／出力結合の適切な
配置が、高精度の分光装置のため又は画像の構成のため
に適切なデータの集合の取得のために必要とされる。
（Vastus Lateralis,etc.））は比較的同質であるが、
脳の内部層及び前腕の筋肉は異質である。更に、病気の
組織、梗塞脳、腫瘍の壊死部分は、それ自体特に興味深
い異質性を示し、しかも、もしこれらが隣接組織の測定
に含まれているとするならば、これにより誤まった吸収
及び分散値が与えられることになる。かくて、組織内の
光子の伝播についての知識及び入力／出力結合の適切な
配置が、高精度の分光装置のため又は画像の構成のため
に適切なデータの集合の取得のために必要とされる。
原則的に、時間分解式分光装置により、伝送又は反射
光線による濃度及び輝度の測定は、光子の移動時間遅れ
又は通路の長さの測定に変換される。これによって従来
は可能ではなかった極めて分散度の高い組織の濃度変化
定量化が可能となる。このような装置の特徴及びその原
理は、例えば本願の出願人による幾つかの米国特許出願
に開示されている。
光線による濃度及び輝度の測定は、光子の移動時間遅れ
又は通路の長さの測定に変換される。これによって従来
は可能ではなかった極めて分散度の高い組織の濃度変化
定量化が可能となる。このような装置の特徴及びその原
理は、例えば本願の出願人による幾つかの米国特許出願
に開示されている。
発明の概要 本発明は、前述の患者監視及び判断を行なうための内
科／外科の必要条件を達成するヘモグロビンの脱酸素状
態を映像化するためのシステムを提供するために、時間
及び周波数領域の分光学技術の新規の組み合わせを用い
る。
科／外科の必要条件を達成するヘモグロビンの脱酸素状
態を映像化するためのシステムを提供するために、時間
及び周波数領域の分光学技術の新規の組み合わせを用い
る。
かくて、本発明の好適な実施例において、ヘモグロビ
ンの定量化用の時分割、時間分解式分光装置は、２種類
の波長の間で光のパルスをファイバカプラを介して交互
に伝送するレーザを有している。検出器は、移動光線を
受けいれ、増幅されて、次いでディスクリミネータに送
信されてTTLパルスを形成する信号を発する。本装置
は、時間−振幅変換器を用いて振幅信号を形成する。こ
の信号は、次いで周波数交番と同期され、２個の専用の
複数通信路解析器に伝送され、この解析器は出力信号を
形成する。最後に、信号処理装置は出力信号を時間に関
するパルス強度の終端傾斜の割合に変換する。この割合
は、主体の組織のヘモグロビンの飽和に直接比例してい
る。
ンの定量化用の時分割、時間分解式分光装置は、２種類
の波長の間で光のパルスをファイバカプラを介して交互
に伝送するレーザを有している。検出器は、移動光線を
受けいれ、増幅されて、次いでディスクリミネータに送
信されてTTLパルスを形成する信号を発する。本装置
は、時間−振幅変換器を用いて振幅信号を形成する。こ
の信号は、次いで周波数交番と同期され、２個の専用の
複数通信路解析器に伝送され、この解析器は出力信号を
形成する。最後に、信号処理装置は出力信号を時間に関
するパルス強度の終端傾斜の割合に変換する。この割合
は、主体の組織のヘモグロビンの飽和に直接比例してい
る。
本発明の別の好適な実施例において、主体の組織内の
ヘモグロビン濃度に対する定量データを提供することが
できる周波数領域分光装置が提供される。この実施例で
は、レーザ及び検出器が同様に用いられ、２種類の波長
の電磁放射パルスを交互に主体内に発生し、主体では、
受信信号が増幅される。位相検出器は、伝送パルスと検
出された出力信号との間の移相を決定するために用いら
れる。パルス交番と同期される電子スイッチは、交互の
波長を分離し、これらを信号処理装置に伝送する。信号
処理装置は、位相信号の合計、差及び割合を表わす出力
信号を形成する。これらのデータは、ヘモグロビン飽和
の数値に変換される。
ヘモグロビン濃度に対する定量データを提供することが
できる周波数領域分光装置が提供される。この実施例で
は、レーザ及び検出器が同様に用いられ、２種類の波長
の電磁放射パルスを交互に主体内に発生し、主体では、
受信信号が増幅される。位相検出器は、伝送パルスと検
出された出力信号との間の移相を決定するために用いら
れる。パルス交番と同期される電子スイッチは、交互の
波長を分離し、これらを信号処理装置に伝送する。信号
処理装置は、位相信号の合計、差及び割合を表わす出力
信号を形成する。これらのデータは、ヘモグロビン飽和
の数値に変換される。
本発明の更に別の実施例では、主体の組織を通じて光
を伝送するために、交互にパルスを発生するレーザ及び
検出器を同様に用いた周波数領域分光装置が開示されて
いる。受信信号は同様に増幅され、次いで位相検出器に
送信されるのと同様に、２個の二重平衡型混合器に送信
される。二重平衡型混合器も０に設定され、90゜分相器
を介して送信される移相信号を受信する。各二重平衡型
混合器の出力は、同期回路に伝送される。同期回路は、
二種類の波長の各々毎に信号の実部分及び仮想部分をそ
れぞれ分離する。位相検出信号も、同期回路に送信され
る。同期回路は、信号を各波長に対応するDC部分に分離
させる。最後に、信号処理手段が設けられ、これにより
検出信号の移相及び振幅を示す処理信号が得られる。こ
れらの処理信号は、次には、各波長での組織の変調指標
を示す信号へと変換することができる。
を伝送するために、交互にパルスを発生するレーザ及び
検出器を同様に用いた周波数領域分光装置が開示されて
いる。受信信号は同様に増幅され、次いで位相検出器に
送信されるのと同様に、２個の二重平衡型混合器に送信
される。二重平衡型混合器も０に設定され、90゜分相器
を介して送信される移相信号を受信する。各二重平衡型
混合器の出力は、同期回路に伝送される。同期回路は、
二種類の波長の各々毎に信号の実部分及び仮想部分をそ
れぞれ分離する。位相検出信号も、同期回路に送信され
る。同期回路は、信号を各波長に対応するDC部分に分離
させる。最後に、信号処理手段が設けられ、これにより
検出信号の移相及び振幅を示す処理信号が得られる。こ
れらの処理信号は、次には、各波長での組織の変調指標
を示す信号へと変換することができる。
組織領域内でのヘモグロビンの濃度を測定する方法も
開示されている。
開示されている。
図面の簡単な説明 第１図は、時間分割分光器の概略図である。
第２図は、周波数領域分光器の概略図である。
第３図は、時分割／位相変調分光器の概略図である。
好適な実施例の詳細な説明 パルスを発生するレーザダイオードの光源の有用性及
び成人の頭のような大量の組織が、５〜10nsec継続する
光子の移動を示すという知識によって、かご形光電子増
倍管のような“速度の遅い”検出装置が、特に後者は組
織測定によっては、最も適切な延長充血応答と共に得ら
れるので極めて魅力あるものになるという可能性が広が
った。特に、電子なだれ形成のシリコンダイオードは、
適切な速度を有するが、感度領域が小さいので、多種の
検出器及び適当な集光装置に対する必要性は現在のとこ
ろ、その適用を成人の脳等のような大量の組織に限定し
ている。これらの構成要素と簡単な光子計数装置とによ
って、時間分解装置が携帯使用のために実用化されてい
る。事実上、現在有用な組織の分光光度計は、パルス発
生レーザダイオード及び改良された光子計数技術の使用
により、時間領域分光器に容易に変更することができ
る。
び成人の頭のような大量の組織が、５〜10nsec継続する
光子の移動を示すという知識によって、かご形光電子増
倍管のような“速度の遅い”検出装置が、特に後者は組
織測定によっては、最も適切な延長充血応答と共に得ら
れるので極めて魅力あるものになるという可能性が広が
った。特に、電子なだれ形成のシリコンダイオードは、
適切な速度を有するが、感度領域が小さいので、多種の
検出器及び適当な集光装置に対する必要性は現在のとこ
ろ、その適用を成人の脳等のような大量の組織に限定し
ている。これらの構成要素と簡単な光子計数装置とによ
って、時間分解装置が携帯使用のために実用化されてい
る。事実上、現在有用な組織の分光光度計は、パルス発
生レーザダイオード及び改良された光子計数技術の使用
により、時間領域分光器に容易に変更することができ
る。
組織研究のための簡単な携帯可能な時間領域装置の形
状は、第１図の構成図に示されており、ここでは、“か
ご形”光電子増倍検出器10及びレーザダイオード光源20
が用いられている。この装置は、より高度で小型の時間
相関された単一の光子計数（TCSPC）装置に対する必要
性に役立つ。第１図に示すように、本装置の好適な実施
例では、ハママツ（Hamamatsu）PLP−10パルスレーザダ
イオード22、24は、10MHzの反復周波数、754nm及び810n
mの波長で作動される。レーザダイオード22、24は、両
方のダイオードを駆動する5mWパルサ19に接続される100
MHzパルス発生器18によって駆動される。この実施例に
おいて、ファイバカプラ28は、光のパルスを主体50内に
導入する。２個のレーザダイオード22、24からの光は、
60Hz振動ミラー26によって電機的に時分割されるので、
これらは交互にファイバカプラ28を照らす。伝送される
光子は、主体50を介し検出器10へ移動する。この形状を
用いると、延長充血感知式かご形光電子増倍検出器10
は、図示のように5cmより大なる入力／出力ファイバ分
離部になる人間の脳の研究のために用いることができ
る。計器の機能は、この検出器としては、ノナノ秒FWHM
応答を示す。非画像形成分光用のR928光電子増倍管10
は、200平方ミリミータの検出領域を設けるために、額
に直接結合することができる。他の実施例では、20平方
ミリメータの領域を有するファイバ光学カップリング
（図示せず）を用いいることができる。この場合、信号
−騒音割合は明らかに減少するが、空間分解能は増加す
る。
状は、第１図の構成図に示されており、ここでは、“か
ご形”光電子増倍検出器10及びレーザダイオード光源20
が用いられている。この装置は、より高度で小型の時間
相関された単一の光子計数（TCSPC）装置に対する必要
性に役立つ。第１図に示すように、本装置の好適な実施
例では、ハママツ（Hamamatsu）PLP−10パルスレーザダ
イオード22、24は、10MHzの反復周波数、754nm及び810n
mの波長で作動される。レーザダイオード22、24は、両
方のダイオードを駆動する5mWパルサ19に接続される100
MHzパルス発生器18によって駆動される。この実施例に
おいて、ファイバカプラ28は、光のパルスを主体50内に
導入する。２個のレーザダイオード22、24からの光は、
60Hz振動ミラー26によって電機的に時分割されるので、
これらは交互にファイバカプラ28を照らす。伝送される
光子は、主体50を介し検出器10へ移動する。この形状を
用いると、延長充血感知式かご形光電子増倍検出器10
は、図示のように5cmより大なる入力／出力ファイバ分
離部になる人間の脳の研究のために用いることができ
る。計器の機能は、この検出器としては、ノナノ秒FWHM
応答を示す。非画像形成分光用のR928光電子増倍管10
は、200平方ミリミータの検出領域を設けるために、額
に直接結合することができる。他の実施例では、20平方
ミリメータの領域を有するファイバ光学カップリング
（図示せず）を用いいることができる。この場合、信号
−騒音割合は明らかに減少するが、空間分解能は増加す
る。
光電子増倍管10の出力は、適切なロールオフを有する
広帯域増幅器12に直接接続され、適当なパルス形状及び
最適な信号−騒音割合を与える。高／低レベルディスク
リミネータ13は増幅器12から出力信号を受信し、時間／
振幅変換器（TAC）14に、TTLパルスを与える。時間／振
幅変換後に、２種類の波長に対応する計数値が２個の複
数通信路解析器（MCA）30、32で、別々に合計される。
複数通信路解析器30、32の出力は、終端傾斜μａλ１及
びμａλ２を示す信号40、41を算出するために用いるこ
とができる。これらは、除算段階で除算される。という
のは、その割合が単にヘモグロビンの飽和度に変換され
るからである。パルスは、次いで、好ましくは充分な間
隔の間、1000本の複数通信路解析器46に蓄積されるの
で、30又は40倍の強度に対して、対数的傾斜が降下する
ように、最高で105の計数が集積される。２種類の波長
の傾斜に蓄積記憶された情報は、次いで、一組の割合を
形成するために処理され、対数は、好ましくは以下の式
を用いて、飽和度を計算するために用いられる。
広帯域増幅器12に直接接続され、適当なパルス形状及び
最適な信号−騒音割合を与える。高／低レベルディスク
リミネータ13は増幅器12から出力信号を受信し、時間／
振幅変換器（TAC）14に、TTLパルスを与える。時間／振
幅変換後に、２種類の波長に対応する計数値が２個の複
数通信路解析器（MCA）30、32で、別々に合計される。
複数通信路解析器30、32の出力は、終端傾斜μａλ１及
びμａλ２を示す信号40、41を算出するために用いるこ
とができる。これらは、除算段階で除算される。という
のは、その割合が単にヘモグロビンの飽和度に変換され
るからである。パルスは、次いで、好ましくは充分な間
隔の間、1000本の複数通信路解析器46に蓄積されるの
で、30又は40倍の強度に対して、対数的傾斜が降下する
ように、最高で105の計数が集積される。２種類の波長
の傾斜に蓄積記憶された情報は、次いで、一組の割合を
形成するために処理され、対数は、好ましくは以下の式
を用いて、飽和度を計算するために用いられる。
本発明によるこの実施例によって、特に、データに対
する合致が拡散式によって得られた時には、分散因子も
計算することができる。もし５センチメートル以下の入
力／出力距離が所望される場合には、入力関数は、次に
は、実験曲線に適合される拡散式に対する解答により重
畳される。本発明により構成される器具は、携帯できる
という魅力的な可能性を有し、飽和度の読み出しアルゴ
リズムは前記式による吸光係数から容易に計算される。
延長充血感知光電子増倍管の助力により、本実施例装置
は、数分で充分なデータを蓄積することができるが、位
相変調装置の速度に近づくことはない。
する合致が拡散式によって得られた時には、分散因子も
計算することができる。もし５センチメートル以下の入
力／出力距離が所望される場合には、入力関数は、次に
は、実験曲線に適合される拡散式に対する解答により重
畳される。本発明により構成される器具は、携帯できる
という魅力的な可能性を有し、飽和度の読み出しアルゴ
リズムは前記式による吸光係数から容易に計算される。
延長充血感知光電子増倍管の助力により、本実施例装置
は、数分で充分なデータを蓄積することができるが、位
相変調装置の速度に近づくことはない。
当業者にとっては、明らかなように、前記実施例によ
る装置によって収集されたデータ及び得られた信号は、
更に分析することができる。領域動力学的なフーリエ変
換により、位相及び振幅の合成物が得られる。これは、
全ての時間領域情報及び双方にとって好都合な二重波長
モードでの濃度測定に対する適切な情報とを含んでい
る。
る装置によって収集されたデータ及び得られた信号は、
更に分析することができる。領域動力学的なフーリエ変
換により、位相及び振幅の合成物が得られる。これは、
全ての時間領域情報及び双方にとって好都合な二重波長
モードでの濃度測定に対する適切な情報とを含んでい
る。
本発明は、ヘモグロビン濃度を測定する新規の周波数
領域装置も提供する。位相変調装置は、人間の脳及び典
型的な装置における光子の移動パラメータの測定に非常
に適合している。複数周波数装置は、周波数／位相図表
の研究及び組織の位相変調画像形成のためのこの調査で
は、有用でありかつ貴重なものであることが判明した。
臨床用装置のためには、簡単な位相変調装置を設計する
ことが望ましいとされている。しかし、このような設計
は高い精度を必要とする。というのは、前述のように、
光電検出器の周波数が200MHzに限定され、多少程度の移
相及び数センチメートルの通路長さの変化の制限が特徴
である場合には、装置のかご形光電子増倍管の範囲内の
周波数を用いることが便利だからである。かくて、発振
器の精度、励起信号の受信通信路内への漏れ、位相検出
器の浮動及び用いられる２種類の波長を示す通信路間の
漏話は、全て後述するように本発明により容易に解決さ
れる問題点である。
領域装置も提供する。位相変調装置は、人間の脳及び典
型的な装置における光子の移動パラメータの測定に非常
に適合している。複数周波数装置は、周波数／位相図表
の研究及び組織の位相変調画像形成のためのこの調査で
は、有用でありかつ貴重なものであることが判明した。
臨床用装置のためには、簡単な位相変調装置を設計する
ことが望ましいとされている。しかし、このような設計
は高い精度を必要とする。というのは、前述のように、
光電検出器の周波数が200MHzに限定され、多少程度の移
相及び数センチメートルの通路長さの変化の制限が特徴
である場合には、装置のかご形光電子増倍管の範囲内の
周波数を用いることが便利だからである。かくて、発振
器の精度、励起信号の受信通信路内への漏れ、位相検出
器の浮動及び用いられる２種類の波長を示す通信路間の
漏話は、全て後述するように本発明により容易に解決さ
れる問題点である。
周波数領域の研究のための簡単な装置を第２図に示
す。本実施例では、パルス発生器を使用するよりも、む
しろ760及び816nmで、２個のレーザダイオードを駆動す
る200MHz高精度発振器118を使用し、その出力は、図示
するようにファイバ光学式カプラ28内に時分割されて頭
部50に至る。この周波数では、入力／出力分離は、所望
のように10〜5cmの範囲で変えることができ、第１図に
よる時間領域装置の場合のように、光電陰極の感知領域
（200平方ミリメータ）からの全出力又は、ファイバ光
学的カプラの小領域からの全出力を用いることができ
る。前述の本願と併願の特許出願に記載されるように、
200MHz発振器から20KHz程度変位した発振器が通常は、
使用されるが、広帯域位相検出器の有用性によって、好
都合なことに、200MHz信号が、第２図に示されるような
広帯域位相検出器チップ160内で、直接、２種類の光度
に対応する時分割出力と結合される。これらの出力を復
調させるために、振動ミラー26と同期された電子スイッ
チ162が用いられるので、２種類の波長での位相遅れ
は、差の割合として、又は以下の式による飽和の適切な
計算のための合計として利用できる。
す。本実施例では、パルス発生器を使用するよりも、む
しろ760及び816nmで、２個のレーザダイオードを駆動す
る200MHz高精度発振器118を使用し、その出力は、図示
するようにファイバ光学式カプラ28内に時分割されて頭
部50に至る。この周波数では、入力／出力分離は、所望
のように10〜5cmの範囲で変えることができ、第１図に
よる時間領域装置の場合のように、光電陰極の感知領域
（200平方ミリメータ）からの全出力又は、ファイバ光
学的カプラの小領域からの全出力を用いることができ
る。前述の本願と併願の特許出願に記載されるように、
200MHz発振器から20KHz程度変位した発振器が通常は、
使用されるが、広帯域位相検出器の有用性によって、好
都合なことに、200MHz信号が、第２図に示されるような
広帯域位相検出器チップ160内で、直接、２種類の光度
に対応する時分割出力と結合される。これらの出力を復
調させるために、振動ミラー26と同期された電子スイッ
チ162が用いられるので、２種類の波長での位相遅れ
は、差の割合として、又は以下の式による飽和の適切な
計算のための合計として利用できる。
調査によれば、θ０は脳の組織のヘモグロビン遊離分
散性質から測定することができることが判明した。かく
て、電子スイッチ162の３出力は、処理回路164、166に
送られ、これは合計及び差それぞれを形成する。位相出
力も、回路168で結合され、割合を形成する。論理装
置、例えば、本願等に開示される集積回路の選択及び構
成は、当業者にはっては公知である。
散性質から測定することができることが判明した。かく
て、電子スイッチ162の３出力は、処理回路164、166に
送られ、これは合計及び差それぞれを形成する。位相出
力も、回路168で結合され、割合を形成する。論理装
置、例えば、本願等に開示される集積回路の選択及び構
成は、当業者にはっては公知である。
ここで、項θ０は、単一周波数変調分光装置の適用
を、（１−ｇ）μｓが、推測的に見つもられ、且つ病気
中、放射線療法等の治療中、あるいは動物の標本から組
織への転移の間に起こりうる変化がないと予測される組
織に限定する。しかし、この問題を克服する近似法を用
いる２種類の方法がある。つまり、（ｉ）付加的な第３
の波長を用いること、及び（ii）二重波長、二重周波数
位相変調技術を用いることである。第１の方法では、２
組の波長の吸収係数の割合が、θ０を解くために使用さ
れるので、吸収係数の双方の割合は同一のヘモグロビン
飽和度Ｙと予測される。第２の方法では、二重波長及び
二重周波数、つまり２πf1、２πf2》μａ λ１Ｃ、μａ
λ２Ｃの場合での移相（位相推移）の測定によって、透
過率幾何学からヘモグロビン飽和の情報が得られる。
を、（１−ｇ）μｓが、推測的に見つもられ、且つ病気
中、放射線療法等の治療中、あるいは動物の標本から組
織への転移の間に起こりうる変化がないと予測される組
織に限定する。しかし、この問題を克服する近似法を用
いる２種類の方法がある。つまり、（ｉ）付加的な第３
の波長を用いること、及び（ii）二重波長、二重周波数
位相変調技術を用いることである。第１の方法では、２
組の波長の吸収係数の割合が、θ０を解くために使用さ
れるので、吸収係数の双方の割合は同一のヘモグロビン
飽和度Ｙと予測される。第２の方法では、二重波長及び
二重周波数、つまり２πf1、２πf2》μａ λ１Ｃ、μａ
λ２Ｃの場合での移相（位相推移）の測定によって、透
過率幾何学からヘモグロビン飽和の情報が得られる。
かくて、ここに開示される本発明の好適な実施例は、
時分割式の二重波長、二重周波数測定を可能にする位相
変調分光光度計を使用する。
時分割式の二重波長、二重周波数測定を可能にする位相
変調分光光度計を使用する。
尚、第２図を参照するに、２種類の波長が利用できる
時分割式位相変調装置の構成図が示される。この装置に
よって、２種類の波長の時分割のための振動ミラー26を
用いて信号の適切な合計、差及び割合が与えられる。こ
の装置によって、２種類の波長のみが、必要とされ、且
つ１個の位相検出器のみが、必要とされるので、発振器
装置が簡単なものになる。差又は割合回路によって通常
モードのエラーを大巾に取り消すことができ、かくて簡
単な装置により、高性能が得られる。
時分割式位相変調装置の構成図が示される。この装置に
よって、２種類の波長の時分割のための振動ミラー26を
用いて信号の適切な合計、差及び割合が与えられる。こ
の装置によって、２種類の波長のみが、必要とされ、且
つ１個の位相検出器のみが、必要とされるので、発振器
装置が簡単なものになる。差又は割合回路によって通常
モードのエラーを大巾に取り消すことができ、かくて簡
単な装置により、高性能が得られる。
第２図の装置からのデータ出力を処理する他の方法
は、第３図に図示されており、ここで検出器の出力は、
２個の広帯域二重平衡型混合器（DBM）270、272内に通
され、これは90゜位相分相器274に送られるので、信号
の実（Ｒ）及び仮想（Ｉ）部分が得られる。二重平衡型
混合器270、272は、好ましくは変調周波数で作動する移
相が図示されるような、０に設定される残りの移相φと
みなされるならば、位相φは、そのタンジェントが、実
部分に対しての仮想となる角度であり、一方、振幅は、
これらの数値の平方の合計の平方根である。かくて、本
発明のこの実施例による分光装置によって、変調指標が
提供され、これは第３図に図示するように、狭帯域検出
器276から得られる振幅＋DC要素に対する振幅の商であ
る。同期検出器は、２種類の波長に対する位相及び振幅
値当りの移相をデコードするので、移相の割合は、前記
図表に示すように得られる。θの適切な関数、θの割合
及び振幅の正確な数値を得るため、比（割合）回路はＩ
及びＲの項を除算し、角度が計算される。この場合小角
度の近似法が有効であり、比回路は、第２図に関しての
前記式に対し必要な如く、θλ1/θλ２を計算する。振
幅関数の場合、これらの数値の合計の平方根が計算され
て、振幅が求められ、合計及び除算回路は、２種類の波
長での変調指標を計算する。
は、第３図に図示されており、ここで検出器の出力は、
２個の広帯域二重平衡型混合器（DBM）270、272内に通
され、これは90゜位相分相器274に送られるので、信号
の実（Ｒ）及び仮想（Ｉ）部分が得られる。二重平衡型
混合器270、272は、好ましくは変調周波数で作動する移
相が図示されるような、０に設定される残りの移相φと
みなされるならば、位相φは、そのタンジェントが、実
部分に対しての仮想となる角度であり、一方、振幅は、
これらの数値の平方の合計の平方根である。かくて、本
発明のこの実施例による分光装置によって、変調指標が
提供され、これは第３図に図示するように、狭帯域検出
器276から得られる振幅＋DC要素に対する振幅の商であ
る。同期検出器は、２種類の波長に対する位相及び振幅
値当りの移相をデコードするので、移相の割合は、前記
図表に示すように得られる。θの適切な関数、θの割合
及び振幅の正確な数値を得るため、比（割合）回路はＩ
及びＲの項を除算し、角度が計算される。この場合小角
度の近似法が有効であり、比回路は、第２図に関しての
前記式に対し必要な如く、θλ1/θλ２を計算する。振
幅関数の場合、これらの数値の合計の平方根が計算され
て、振幅が求められ、合計及び除算回路は、２種類の波
長での変調指標を計算する。
第１〜３図に関連した前記の本発明の実施例による分
光装置の構成要素は、特に重要である。レーザダイオー
ド22、24に対する必要条件は、低電力、5mWのレーザダ
イオードは、組織の研究のために、適切な信号を提供す
るために、ほぼ100％変調されなければならないことで
ある。位相変調情報は、大量の組織表面から得られる。
第２の重要な特徴は、適切な電子構造及び同調パラメー
タを必要とする水晶発振器の安定性である。性能値は、
0.2mm/hr浮動し、位相の騒音は0.1帯域幅で、0.9mmより
小さい。信号の変化は、23cmの通路長さで通常は１〜2c
mである。レーザダイオード22、24の波長は、好ましく
は酸素化及び脱酸素ヘモグロビン吸収スペクトル（約80
0nm）間の交差部又は等吸収点の反対側にありかつ、信
号の差は脱酸素状態の変化を表わし、一方、信号の合計
は前述の所望量だけ存在するヘモグロビンの総量を示す
ように、用いられている。
光装置の構成要素は、特に重要である。レーザダイオー
ド22、24に対する必要条件は、低電力、5mWのレーザダ
イオードは、組織の研究のために、適切な信号を提供す
るために、ほぼ100％変調されなければならないことで
ある。位相変調情報は、大量の組織表面から得られる。
第２の重要な特徴は、適切な電子構造及び同調パラメー
タを必要とする水晶発振器の安定性である。性能値は、
0.2mm/hr浮動し、位相の騒音は0.1帯域幅で、0.9mmより
小さい。信号の変化は、23cmの通路長さで通常は１〜2c
mである。レーザダイオード22、24の波長は、好ましく
は酸素化及び脱酸素ヘモグロビン吸収スペクトル（約80
0nm）間の交差部又は等吸収点の反対側にありかつ、信
号の差は脱酸素状態の変化を表わし、一方、信号の合計
は前述の所望量だけ存在するヘモグロビンの総量を示す
ように、用いられている。
データ表示は、コンピュータカップリングのように、
本発明の装置の機能にとり、かなり重要である。操作時
間LCD表示は、信号がLED指示器と共に、位相検出器の線
形範囲内に確実にあり、信号の振幅が所定の限度に達し
ていないことを確実に示すために、好ましくは、監視用
に用いられる。更に、波形飽和から操作データを得るた
めに、コンピュータカップリングが、必要に応じ得られ
る。
本発明の装置の機能にとり、かなり重要である。操作時
間LCD表示は、信号がLED指示器と共に、位相検出器の線
形範囲内に確実にあり、信号の振幅が所定の限度に達し
ていないことを確実に示すために、好ましくは、監視用
に用いられる。更に、波形飽和から操作データを得るた
めに、コンピュータカップリングが、必要に応じ得られ
る。
時間及び周波数領域研究によって測定された通路長さ
の変化も、適切な波長及び適切な吸光係数を用いて簡単
に濃度変化に変換することができる種々の公式が存在す
る。生化学者は、組織濃度の測定を必要としているが、
生理学者は、一方の他方に対する飽和度の変化、ヘモグ
ロビンの場合には、通常、全体（酸素化＋脱酸素）に対
する酸素化の飽和度変化に満足している。これらのアル
ゴリズムは、一般的に、前述のように、一対の波長で測
定された通路長さの割合を含んでいる。しかし、当業者
には明らかなように、他の吸収体も研究することができ
る。例えば、注射されたインドシアニン−グリーン（流
れ指示器）又は脂肪、蛋白質、水等のような自然に発生
する吸収体が、本発明によって利用されるような光子移
動技術によって研究される。
の変化も、適切な波長及び適切な吸光係数を用いて簡単
に濃度変化に変換することができる種々の公式が存在す
る。生化学者は、組織濃度の測定を必要としているが、
生理学者は、一方の他方に対する飽和度の変化、ヘモグ
ロビンの場合には、通常、全体（酸素化＋脱酸素）に対
する酸素化の飽和度変化に満足している。これらのアル
ゴリズムは、一般的に、前述のように、一対の波長で測
定された通路長さの割合を含んでいる。しかし、当業者
には明らかなように、他の吸収体も研究することができ
る。例えば、注射されたインドシアニン−グリーン（流
れ指示器）又は脂肪、蛋白質、水等のような自然に発生
する吸収体が、本発明によって利用されるような光子移
動技術によって研究される。
主体50への装置の結合は、重要であり、これはプラス
チック性の光線ガイド28によって充分に果たされるが、
成人の場合のように入力／出力分離が５〜10cmを超える
ならば、大領域の検出器が主体の皮膚と直接接触する、
通常は２平方センチメートルの受容領域が望ましい。同
様に、分光装置は、大表面領域から信号を受信すること
を必要とするが、この領域での像形成には、人間の頭の
周囲の多数の点からの約1cmの信号に制限を設定するこ
とが、脳出血の平面的な映像化には好ましい。
チック性の光線ガイド28によって充分に果たされるが、
成人の場合のように入力／出力分離が５〜10cmを超える
ならば、大領域の検出器が主体の皮膚と直接接触する、
通常は２平方センチメートルの受容領域が望ましい。同
様に、分光装置は、大表面領域から信号を受信すること
を必要とするが、この領域での像形成には、人間の頭の
周囲の多数の点からの約1cmの信号に制限を設定するこ
とが、脳出血の平面的な映像化には好ましい。
上記の位相変調装置の性能は、浮動、騒音及び他のパ
ラメータの定量化と共に実験的に測定されている。例え
ば、模式装置及び人間の頭部に適用されるようなレーザ
ダイオードの光源及びかご形検出器の性能が注目されて
いる。動物の標本は、時間分解及び位相変調の双方の装
置の性能を定量化するための優れた装置を提供するが、
運動する人間の筋肉は、特に、現実に作動している装置
の信号−騒音割合の点から装置の機能性を確実にするた
めに最適である。
ラメータの定量化と共に実験的に測定されている。例え
ば、模式装置及び人間の頭部に適用されるようなレーザ
ダイオードの光源及びかご形検出器の性能が注目されて
いる。動物の標本は、時間分解及び位相変調の双方の装
置の性能を定量化するための優れた装置を提供するが、
運動する人間の筋肉は、特に、現実に作動している装置
の信号−騒音割合の点から装置の機能性を確実にするた
めに最適である。
この適用例は、時間及び周波数領域分光装置用の三種
類の装置を提示している。各装置は、ヘモグロビンの飽
和度及び血液量を測定することができる。最も広範囲の
測定は、第１図に図示する装置によって行なわれる。と
いうのは、光子の衰微の全体的時間形状が測定され、か
つμｓとは独立して、測定は長時間でも行なわれるから
である。恐らく、器具使用の最も重要な特徴は、対数的
傾斜、μａ値が、長い時間、つまり５〜10ns読み出され
ている限り、光電子増倍管の電圧による時間遅れの変化
は一次的因子ではないとみなされることである。かく
て、この装置は長い通路長さ及び大きく離れた入力／出
力が、利用できる成人の頭に対して最適である。
類の装置を提示している。各装置は、ヘモグロビンの飽
和度及び血液量を測定することができる。最も広範囲の
測定は、第１図に図示する装置によって行なわれる。と
いうのは、光子の衰微の全体的時間形状が測定され、か
つμｓとは独立して、測定は長時間でも行なわれるから
である。恐らく、器具使用の最も重要な特徴は、対数的
傾斜、μａ値が、長い時間、つまり５〜10ns読み出され
ている限り、光電子増倍管の電圧による時間遅れの変化
は一次的因子ではないとみなされることである。かく
て、この装置は長い通路長さ及び大きく離れた入力／出
力が、利用できる成人の頭に対して最適である。
第２図及び第３図の装置は、骨格の筋肉又は幼児にみ
られるように、より短かい通路長さに適している。第３
図の装置は、多数の周波数で利用でき、かつ適切にフー
リエ変換される場合には、パルス時間方法と同じ情報内
容を有する広範囲の情報を与える。しかし、特定の搬送
周波数に限定されている時には、この方法は、θ値の割
合を介したヘモグロビンの飽和の定量化を保持し、更に
変調指標を与える。かくて、この装置は像形成、脳出血
又はヘモグロビンの他の局部的な補充部用に独特の特性
を有することになる。この装置は、実際に10又は多分そ
れ以上の因子により、第１の装置より相当速い。
られるように、より短かい通路長さに適している。第３
図の装置は、多数の周波数で利用でき、かつ適切にフー
リエ変換される場合には、パルス時間方法と同じ情報内
容を有する広範囲の情報を与える。しかし、特定の搬送
周波数に限定されている時には、この方法は、θ値の割
合を介したヘモグロビンの飽和の定量化を保持し、更に
変調指標を与える。かくて、この装置は像形成、脳出血
又はヘモグロビンの他の局部的な補充部用に独特の特性
を有することになる。この装置は、実際に10又は多分そ
れ以上の因子により、第１の装置より相当速い。
第２図の装置は、飽和度の計算のために必要な移相の
割合を得るために、少数のチップのみを必要とする最も
簡単な装置である。この装置もかなり速く、恐らく脳の
記録には適当な５秒の時定数を有する。
割合を得るために、少数のチップのみを必要とする最も
簡単な装置である。この装置もかなり速く、恐らく脳の
記録には適当な５秒の時定数を有する。
第１図の装置は、光電子増倍管上の所定のダイオード
電圧に対して一定であり、そのわずかな変化に対し殆ど
変化しないとみなされているそれ自体の器具の機能を除
けば、測定の必要性がないとみなされている。言うまで
もなく、θの値の割合は、受け容れられるものであり、
かくて、測定エラーは、二次的な重要性を有しているだ
けであるが、第２図及び第３図の装置は、θ値用の測定
を必要とする。当然ながら、特に、100〜500MHzの領域
での利用可能な電子回路の迅速な開発によれば、前記装
置を更に単純化することになる。現在のところ、時分割
レーザダイオードの波長の使用及び飽和値の移相の割合
からの計算により、単一波長の装置の場合より、浮動及
びバックグラウンド信号は、極めて少なくなっている。
明らかに、所望の数多くの波長が時分割によって得られ
る。
電圧に対して一定であり、そのわずかな変化に対し殆ど
変化しないとみなされているそれ自体の器具の機能を除
けば、測定の必要性がないとみなされている。言うまで
もなく、θの値の割合は、受け容れられるものであり、
かくて、測定エラーは、二次的な重要性を有しているだ
けであるが、第２図及び第３図の装置は、θ値用の測定
を必要とする。当然ながら、特に、100〜500MHzの領域
での利用可能な電子回路の迅速な開発によれば、前記装
置を更に単純化することになる。現在のところ、時分割
レーザダイオードの波長の使用及び飽和値の移相の割合
からの計算により、単一波長の装置の場合より、浮動及
びバックグラウンド信号は、極めて少なくなっている。
明らかに、所望の数多くの波長が時分割によって得られ
る。
従って、本発明の好適実施例の目的は、脳組織の低酸
素症の研究のために適切なデータを得るために、何が必
要とされているを示すことである。第１の要件は、明ら
かに、適切な精度及び再生可能性を有する装置であり、
そして、距離が約1mm又は対数的傾斜が0.001（つまり、
mmでの対応値）であることが必要である。絶対的な安定
性は必須のものではない。しかし、飽和測定及び絶対濃
度のために、傾斜の差又は割合の測定は必要である。第
２の主要な要件は、適切な信号が発生される波長、つま
り、ヘモグロビンの飽和又は濃度の変化が、通路長さに
重大な変化を与える波長を選択することである。容易な
測定も必要なことである。動物の見本の場合、阻血及び
低酸素症により、100％の変化を容易に得ることができ
るが、人間が主体の研究の場合、患者の安定状態で予測
しうる最大の飽和値は、40％〜80％の範囲である。“正
常”な変化は、この1/5である８〜10％である。かく
て、脳の研究の“酸素飽和”は極めて高水準の安定性及
び再生可能性及び安定した測定も必要とする。
素症の研究のために適切なデータを得るために、何が必
要とされているを示すことである。第１の要件は、明ら
かに、適切な精度及び再生可能性を有する装置であり、
そして、距離が約1mm又は対数的傾斜が0.001（つまり、
mmでの対応値）であることが必要である。絶対的な安定
性は必須のものではない。しかし、飽和測定及び絶対濃
度のために、傾斜の差又は割合の測定は必要である。第
２の主要な要件は、適切な信号が発生される波長、つま
り、ヘモグロビンの飽和又は濃度の変化が、通路長さに
重大な変化を与える波長を選択することである。容易な
測定も必要なことである。動物の見本の場合、阻血及び
低酸素症により、100％の変化を容易に得ることができ
るが、人間が主体の研究の場合、患者の安定状態で予測
しうる最大の飽和値は、40％〜80％の範囲である。“正
常”な変化は、この1/5である８〜10％である。かく
て、脳の研究の“酸素飽和”は極めて高水準の安定性及
び再生可能性及び安定した測定も必要とする。
本発明の実施例による分光装置は、変化する変調周波
数での移相及び変調の測定から、ヘモグロビンの飽和値
を測定することができる。μａ λは、移相θの反射率及
び透過率の測定及び変調周波数ｆの関数としての検出信
号Ｍの復調により識別することができる。理論的考察に
よれば、ｆの傾斜に対するθ及びＭの大きさが最小とな
る臨界位相及び変調周波数f0 θ及びf0 Mは、（１−ｇ）
μｓ又は光源及び検出器の形体に拘らず、関数μａだけ
であることがわかる。移相及び変調スペクトルから識別
される臨界周波数の割合から、吸収係数の割合が以下の
ように得られる。
数での移相及び変調の測定から、ヘモグロビンの飽和値
を測定することができる。μａ λは、移相θの反射率及
び透過率の測定及び変調周波数ｆの関数としての検出信
号Ｍの復調により識別することができる。理論的考察に
よれば、ｆの傾斜に対するθ及びＭの大きさが最小とな
る臨界位相及び変調周波数f0 θ及びf0 Mは、（１−ｇ）
μｓ又は光源及び検出器の形体に拘らず、関数μａだけ
であることがわかる。移相及び変調スペクトルから識別
される臨界周波数の割合から、吸収係数の割合が以下の
ように得られる。
この技術の感度は、脳の特徴であるように組織分散の
増加及び最小の吸収値により、増加する。かくて、f0 θ
瑤及びf0 Mは、微分周波数分解式分光装置が組織の酸化
状態を正確に定量化するために用いられるか否かを決定
するための、生理学的分散特性により媒体の実験的スペ
クトルから識別することができる。
増加及び最小の吸収値により、増加する。かくて、f0 θ
瑤及びf0 Mは、微分周波数分解式分光装置が組織の酸化
状態を正確に定量化するために用いられるか否かを決定
するための、生理学的分散特性により媒体の実験的スペ
クトルから識別することができる。
本発明のある実施例について、詳細に述べたが、本発
明は、決して、これらの実施例に限定されるものではな
い。本明細書を参照すれば、当業者であれば、開示され
た方法及び装置の多数の変更、変形を実現することがで
きるだろう。例えば、開示された回路に、又は本発明の
精神の範囲内にあるその適用例に、ある変更を加えるこ
とができる。従って、本発明の範囲を決定するために、
添付の請求の範囲を参照されたい。
明は、決して、これらの実施例に限定されるものではな
い。本明細書を参照すれば、当業者であれば、開示され
た方法及び装置の多数の変更、変形を実現することがで
きるだろう。例えば、開示された回路に、又は本発明の
精神の範囲内にあるその適用例に、ある変更を加えるこ
とができる。従って、本発明の範囲を決定するために、
添付の請求の範囲を参照されたい。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−185234（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−262839（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−32852（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−119232（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 A61B 10/00 G01N 21/27
Claims (35)
- 【請求項１】患者の生物学的組織を生体条件内で検査す
るための位相変調分光システムであって、 光学的入力ポートと光学的検出ポートとの間における光
子移動によって生物学的組織を検査するように配されて
いる当該入力ポート及び検出ポートと、 前記入力ポートから前記検出ポートへの光子移動の時間
的遅延に対応する周波数の搬送波形を生成する発振器
と、 前記発振器に対して機能的に接続されており、所定の波
長を有し前記周波数で変調される光放射であって前記入
力ポートにおける組織に導入される放射を生成する光源
と、 前記検出ポートに光学的に連結され、また前記入力ポー
トから前記出力ポートにと組織内で移動した前記波長の
光子を検出する光検出器と、 前記導入された放射に基づいて、予め規定された実質的
に異なった位相の第１及び第２の基準位相信号を生成す
る分相器と、 前記基準位相信号及び前記検出された放射を相互に相関
させて、それらから真の出力信号（Ｒ）及び仮想出力信
号（Ｉ）をそれぞれ生成する第１及び第２の二重平衡型
混合器と、 前記真の出力信号及び前記仮想出力信号に基づいて組織
の拡散又は吸収の性質に関係する選択された特性を決定
するプロセッサと を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２】請求の範囲第１項記載のシステムにおい
て、更に、 前記発振器と機能的に接続されており、また第２の波長
を有し前記周波数で変調される光放射を生成する光源
と、 前記各波長で光放射を前記入力ポートにおける組織内に
導入するカプラと、 前記入力ポートから前記検出ポートにかけて組織内を移
動する前記第２の波長の放射を検出する光検出器と、 前記真の出力信号及び前記仮想出力信号を前記第１及び
第２の二重平衡型混合器からそれぞれ受信するように配
され、また前記真の出力信号及び前記仮想出力信号を前
記波長の各々においてそれぞれ分離する第１及び第２の
スイッチと、 前記第２の波長における前記真の出力信号及び前記仮想
出力信号に基づいて組織の拡散又は吸収の性質に関係す
る前記選択された特性を決定するプロセッサと を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項３】請求の範囲第１項又は第２項記載のシステ
ムにおいて、更に、 前記発振器と機能的に接続され、また第３の波長を有し
前記周波数で変調される電磁放射を生成する光源と、 前記検出ポートにおいて前記入力ポートと前記検出ポー
トとの間の組織内を移動する前記第３の波長の放射を検
出する光検出器と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項４】請求の範囲第１項、第２項又は第３項のい
ずれかに記載のシステムにおいて、 前記選択された特性は、前記波長における前記真の出力
信号及び前記仮想出力信号の２乗の合計の平方根として
決定される信号振幅（Ａλ）であることを特徴とするシ
ステム。 - 【請求項５】請求の範囲第４項に記載のシステムにおい
て、 更に、 前記光検出器からの検出信号を受信し、直流出力信号を
生成する狭帯域検出器と、 前記狭帯域検出器からの前記直流出力信号を受信するよ
うに配され、また前波長の少なくとも１つにおいて前記
直流出力信号を分離する第３のスイッチと、 更に前記波長の少なくとも１つにおいて変調インデック
ス（Ｍλ）を「前記信号振幅」と「前記信号振幅＋前記
直流出力信号」の比として決定するプロセッサと を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項６】請求の範囲第１項、第２項又は第３項のい
ずれかに記載のシステムにおいて、 前記選択された特性は、前記入力ポートにおいて導入さ
れた放射と前記検出ポートにおいて検出された放射との
間で前記選択された波長の少なくとも１つにおいて決定
される移相（θλ）であることを特徴とするシステム。 - 【請求項７】請求の範囲第６項記載のシステムにおい
て、 前記プロセッサは、更に前記波長の２つにおける前記移
相の比を決定することを特徴とするシステム。 - 【請求項８】請求の範囲第７項記載のシステムにおい
て、 前記プロセッサは、更に前記移相の比に基づきヘモグロ
ビンの飽和度（Ｙ）を決定するとを特徴とするシステ
ム。 - 【請求項９】請求の範囲第１項、第２項又は第３項のい
ずれかに記載のシステムにおいて、 前記発振器により生成された前記搬送波形の周波数は、
100MHzから500MHzの範囲内にあることを特徴とするシス
テム。 - 【請求項１０】請求の範囲第１項、第２項又は第３項の
いずれかに記載のシステムにおいて、 前記システムは、前記搬送波形の100MHzから500MHzの範
囲内における他の周波数で動作することを特徴とするシ
ステム。 - 【請求項１１】請求の範囲第10項記載のシステムにおい
て、組織の前記選択された特性は、前記入力ポートにお
いて導入された放射と前記検出ポートにおいて検出され
た放射との間で少なくとも前記２つの波長及び前記２つ
の波形周波数において決定される移相（θ）であり、 前記プロセッサは、更に前記移相の比に基づいてヘモグ
ロビンの飽和度（Ｙ）を決定することを特徴とするシス
テム。 - 【請求項１２】請求の範囲第１項〜第11項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記波長は約754nm又は約810nmであることを特徴とする
システム。 - 【請求項１３】請求の範囲第１項〜第12項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記システムは、更に組織の酸素化を監視するように配
されていることを特徴とするシステム。 - 【請求項１４】請求の範囲第１項〜第13項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記入力ポート及び前記検出ポートは、脳の検査のため
配されていることを特徴とするシステム。 - 【請求項１５】請求の範囲第１項〜第14項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記システムは、更にヘモグロビンの脱酸素を映すよう
に配されていることを特徴とするシステム。 - 【請求項１６】請求の範囲第１項〜第15項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記光源は、自然にある吸収体に感じ易い前記波長の前
記放射を生成するように配されていることを特徴とする
システム。 - 【請求項１７】請求の範囲第16項記載のシステムにおい
て、前記自然にある吸収体は脂肪、水及びタンパク質の
１つであることを特徴とするシステム。 - 【請求項１８】請求の範囲第１項〜第17項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記光源は、注入された吸収体により影響を受ける前記
波長の前記放射を生成するよう配されていることを特徴
とするシステム。 - 【請求項１９】請求の範囲第１項〜第18項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記光源は、インドシアニン・グリーンに感じ易い前記
波長の前記放射を生成するよう配されていることを特徴
とするシステム。 - 【請求項２０】位相変調分光システムの光学的な入力ポ
ート及び光学的な検出ポート間に位置する生物学的組織
を生体条件内で検査する分光システムにおいて、 前記システムが前記入力ポートから前記検出ポートへの
光子移動の時間的遅延に対応する選択された周波数の搬
送波形を生成する手段と、 所定の波長を有し前記搬送波形で変調される光放射を前
記入力ポートにおいて組織内に導入する手段と、 前記入力ポートから前記出力ポートにかけて組織内を移
動する放射をある時間の間検出する手段と、 予め規定された実質的に異なった位相の第１及び第２の
基準位相信号を生成する手段と、 前記検出された放射と前記第１及び第２の基準信号とを
ある時間の間比較し、真の出力信号（Ｒ）及び仮想出力
信号（Ｉ）をそれぞれ決定する手段と、 前記真の出力信号及び前記仮想出力信号に基づいて組織
の拡散又は吸収の性質に関係する選択された特性を演算
することによって組織を検査する手段と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２１】請求の範囲第20項記載のシステムにおい
て、更に、 第２の波長を有し前記搬送波形により変調される放射を
前記入力ポートにおいて組織内へ導入する手段と、 前記入力ポートから前記検出ポートにかけて組織内を移
動する前記第２の波長の放射を検出する手段と、 前記第２の波長の前記検出された放射と前記第１及び第
２の基準信号とを比較し、そこから前記第２の波長のた
めの真の出力信号（Ｒ）及び前記第２の波長のための仮
想出力信号（Ｉ）をそれぞれ決定する手段と、 前記選択された各波長において前記真の出力信号及び前
記仮想出力信号に基づいて組織の拡散又は吸収の性質に
関係する選択された特性を演算することにより組織を検
査する手段と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２２】請求の範囲第21項記載のシステムにおい
て、更に、 前記搬送波形により変調された第３の波長の放射を前記
入力ポートにおける組織内に導入する手段と、 前記検出ポートにおいて前記入力ポートから前記検出ポ
ートにかけて組織内を移動する前記第３の波長の放射を
検出する手段と、 前記第３の波長の前記検出された放射と前記第１及び第
２の基準信号とを比較し、そこから前記第３の波長のた
めの真の出力信号（Ｒ）及び前記第３の波長のための仮
想出力信号（Ｉ）をそれぞれ検出する手段と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２３】請求の範囲第20項、第21項又は第22項の
いずれかに記載のシステムおいて、 前記選択された特性の演算は、前記入力ポートにおいて
導入された放射と前記検出ポートにおいて検出された放
射との間の、前記波長で決定された移相（θ）の演算を
含むことを特徴とするシステム。 - 【請求項２４】請求の範囲第20項、第21項、第22項又は
第23項のいずれかに記載のシステムにおいて、更に、 前記検出された放射から直流信号を決定する手段と、 前記直流信号及び前記信号振幅に基づき変調インデック
ス（Ｍλ）を演算する手段と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２５】請求の範囲第24項記載のシステムにおい
て、更に、 対応する移相に基づいて前記各波長における吸収係数の
比を決定する手段 を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２６】請求の範囲第25項記載のシステムにおい
て、更に、 前記吸収係数の比に基づいて前記検査された組織のヘモ
グロビン飽和度（Ｙ）を決定する手段 を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２７】請求の範囲第20項、第21項又は第22項の
いずれかに記載のシステムにおいて、 前記選択された特性の演算は、前記各波長のための前記
真の出力信号及び前記仮想出力信号の２乗の合計の平方
根として決定される前記各波長のための信号振幅（Ａ
λ）の演算を含むことを特徴とするシステム。 - 【請求項２８】請求の範囲第27項記載のシステムにおい
て、更に、 前記検出された放射から直流信号を各波長において決定
する手段と、 前記直流信号及び前記信号振幅に基づいて変調インデッ
クス（Ｍλ）を各波長において演算する手段と を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項２９】請求の範囲第20項、第21項又は第22項の
いずれかに記載のシステムにおいて、 前記搬送波形を用いる前記複数の手段は、前記搬送波形
の第２の周波数を用いて行われ、更に前記システムは、
少なくとも２つの波長及び少なくとも２つの周波数にお
いて決定される前記特性を用いて前記組織を検査する手
段を具備することを特徴とするシステム。 - 【請求項３０】請求の範囲第20項〜第29項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記波長は約754nm又は約810nmであることを特徴とする
システム。 - 【請求項３１】請求の範囲第20項〜第30項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記第１及び第２の基準位相信号の生成を行う手段は、
更に、それぞれの位相が90度異なる第１及び第２の基準
位相信号の生成を行う手段を含むことを特徴とするシス
テム。 - 【請求項３２】請求の範囲第20項〜第31項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記搬送波形で変調される光放射を前記光入力ポートに
おいて組織内に導入する手段は、自然にある吸収体に感
じ易い前記選択された波長の利用を含むことを特徴とす
るシステム。 - 【請求項３３】請求の範囲第32項記載のシステムにおい
て、 前記自然にある吸収体は脂肪、水及びタンパク質の１つ
であることを特徴とするシステム。 - 【請求項３４】請求の範囲第20項〜第33項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記搬送波形で変調される光放射を前記光入力ポートに
おいて組織内に導入する手段は、注入された吸収体に感
じ易い前記選択された波長の利用を含むことを特徴とす
るシステム。 - 【請求項３５】請求の範囲第20項〜第34項のいずれかに
記載のシステムにおいて、 前記搬送波形で変調される光放射を前記光入力ポートに
おいて組織内に導入する手段は、インドシアニン・グリ
ーンに感じ易い前記選択された波長の利用を含むことを
特徴とするシステム。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US645,590 | 1984-08-30 | ||
| US64559091A | 1991-01-24 | 1991-01-24 | |
| PCT/US1992/000463 WO1992013598A1 (en) | 1991-01-24 | 1992-01-21 | Time and frequency domain spectroscopy determining hypoxia |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06506127A JPH06506127A (ja) | 1994-07-14 |
| JP3247694B2 true JP3247694B2 (ja) | 2002-01-21 |
Family
ID=24589636
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP50538292A Expired - Lifetime JP3247694B2 (ja) | 1991-01-24 | 1992-01-21 | 低酸素症を測定する時間及び周波数領域分光装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0568628B1 (ja) |
| JP (1) | JP3247694B2 (ja) |
| DE (1) | DE69230065T2 (ja) |
| HK (1) | HK1014645A1 (ja) |
| SG (1) | SG85573A1 (ja) |
| WO (1) | WO1992013598A1 (ja) |
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| KR101374679B1 (ko) | 2007-01-26 | 2014-03-17 | 엘렉트리씨트 드 프랑스 | 하우징에서 가스의 압력 및/또는 몰 질량의 측정방법, 및 이에 대응하는 측정 어셈블리 |
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| US5353799A (en) | 1991-01-22 | 1994-10-11 | Non Invasive Technology, Inc. | Examination of subjects using photon migration with high directionality techniques |
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| US5820558A (en) * | 1994-12-02 | 1998-10-13 | Non-Invasive Technology, Inc. | Optical techniques for examination of biological tissue |
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| US6081322A (en) * | 1997-10-16 | 2000-06-27 | Research Foundation Of State Of New York | NIR clinical opti-scan system |
| US7006676B1 (en) | 2000-01-21 | 2006-02-28 | Medical Optical Imaging, Inc. | Method and apparatus for detecting an abnormality within a host medium utilizing frequency-swept modulation diffusion tomography |
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|---|---|---|---|---|
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| US3365717A (en) * | 1965-09-03 | 1968-01-23 | South African Inventions | Method of and apparatus for providing a measure of the distance between two spaced points |
| US3522992A (en) * | 1967-06-28 | 1970-08-04 | North American Rockwell | Geodetic survey system and digital phase-meter therefor |
| US4972331A (en) * | 1989-02-06 | 1990-11-20 | Nim, Inc. | Phase modulated spectrophotometry |
-
1992
- 1992-01-21 DE DE69230065T patent/DE69230065T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-01-21 WO PCT/US1992/000463 patent/WO1992013598A1/en active IP Right Grant
- 1992-01-21 JP JP50538292A patent/JP3247694B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1992-01-21 SG SG9602925A patent/SG85573A1/en unknown
- 1992-01-21 EP EP92904962A patent/EP0568628B1/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-12-28 HK HK98116084A patent/HK1014645A1/xx not_active IP Right Cessation
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06506127A (ja) | 1994-07-14 |
| WO1992013598A1 (en) | 1992-08-20 |
| EP0568628A4 (en) | 1996-04-03 |
| EP0568628B1 (en) | 1999-09-29 |
| DE69230065D1 (de) | 1999-11-04 |
| SG85573A1 (en) | 2002-01-15 |
| HK1014645A1 (en) | 1999-09-30 |
| EP0568628A1 (en) | 1993-11-10 |
| DE69230065T2 (de) | 2000-05-31 |
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