JPH03172739A - 組織を表示するための方法および装置 - Google Patents
組織を表示するための方法および装置Info
- Publication number
- JPH03172739A JPH03172739A JP2202330A JP20233090A JPH03172739A JP H03172739 A JPH03172739 A JP H03172739A JP 2202330 A JP2202330 A JP 2202330A JP 20233090 A JP20233090 A JP 20233090A JP H03172739 A JPH03172739 A JP H03172739A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- tissue
- light
- display method
- receiver
- volume flow
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 43
- 238000002798 spectrophotometry method Methods 0.000 claims abstract description 8
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 6
- 238000000926 separation method Methods 0.000 claims abstract description 5
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 claims abstract 2
- 230000010354 integration Effects 0.000 claims abstract 2
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 claims description 17
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 17
- 238000005286 illumination Methods 0.000 claims description 9
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 claims description 9
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 9
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 9
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 9
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 7
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 6
- 239000000725 suspension Substances 0.000 claims description 6
- 230000002792 vascular Effects 0.000 claims description 6
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 claims description 5
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 claims description 4
- 238000011065 in-situ storage Methods 0.000 claims description 3
- 238000002329 infrared spectrum Methods 0.000 claims description 2
- 238000004566 IR spectroscopy Methods 0.000 claims 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims 1
- 239000003086 colorant Substances 0.000 abstract description 2
- 230000023077 detection of light stimulus Effects 0.000 abstract 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 32
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 15
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 9
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 9
- 210000000278 spinal cord Anatomy 0.000 description 8
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 7
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 6
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 6
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 6
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 5
- 230000004089 microcirculation Effects 0.000 description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 4
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 4
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 4
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 4
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 4
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 3
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 3
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 3
- 210000004088 microvessel Anatomy 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 2
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 2
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 2
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 2
- 239000011295 pitch Substances 0.000 description 2
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 description 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 2
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 2
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 244000058084 Aegle marmelos Species 0.000 description 1
- 235000003930 Aegle marmelos Nutrition 0.000 description 1
- 244000291564 Allium cepa Species 0.000 description 1
- 235000002732 Allium cepa var. cepa Nutrition 0.000 description 1
- 206010021143 Hypoxia Diseases 0.000 description 1
- 206010058467 Lung neoplasm malignant Diseases 0.000 description 1
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-NJFSPNSNSA-N Xenon-133 Chemical compound [133Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-NJFSPNSNSA-N 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 239000002473 artificial blood Substances 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 210000000481 breast Anatomy 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 230000003727 cerebral blood flow Effects 0.000 description 1
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 description 1
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 210000003298 dental enamel Anatomy 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000002405 diagnostic procedure Methods 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 1
- 230000007954 hypoxia Effects 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 201000005202 lung cancer Diseases 0.000 description 1
- 208000020816 lung neoplasm Diseases 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000002610 neuroimaging Methods 0.000 description 1
- 230000005693 optoelectronics Effects 0.000 description 1
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 230000009984 peri-natal effect Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000011897 real-time detection Methods 0.000 description 1
- 239000001054 red pigment Substances 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 1
- 210000004761 scalp Anatomy 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000010184 time-resolved spectral analysis Methods 0.000 description 1
- 230000008733 trauma Effects 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000005406 washing Methods 0.000 description 1
- 229940106670 xenon-133 Drugs 0.000 description 1
Classifications
-
- 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
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
- G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
-
- 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
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N2021/178—Methods for obtaining spatial resolution of the property being measured
- G01N2021/1785—Three dimensional
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Hematology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、組織を表示する方法および装置に関するもの
である。
である。
この方法および装置は素材、すなわち生理学的組織およ
び器官のミクロ組織およびマクロ組織、および毛細管中
の懸濁液の容積流量を含めて物理的および化学的循環プ
ロセスを示す自然物、素材および製品の内部組織を表示
するためのものである。従って本発明は、医学および生
物学において、また自然界および技術面での素材および
製品の組織、表面、容積および容積流量の観察ないしは
判断のために使用される。
び器官のミクロ組織およびマクロ組織、および毛細管中
の懸濁液の容積流量を含めて物理的および化学的循環プ
ロセスを示す自然物、素材および製品の内部組織を表示
するためのものである。従って本発明は、医学および生
物学において、また自然界および技術面での素材および
製品の組織、表面、容積および容積流量の観察ないしは
判断のために使用される。
光容積描写法において、近赤外線の定常光を組織容積の
中に導入し、組織から放射される光を組織容積の反射光
として化1定ないしは表示する事は公知である。生化学
的に見れば、容積描写法に際して組織の中に一定の光ポ
テンシャルが設定され、この先ポテンシャルが生理学的
情報によって、例えば血液の赤色素ヘモグロビンによっ
て時間的にまた場所的に変調される。この変調は伝送信
号または後方散乱の形で測定され、その場合発信器およ
び受信器が相互に対向してまたは同一面の中に配置され
る。(Perinatal Medicine 4th
EuropeanCongress of Perl
natal Medicine、 Praguc。
中に導入し、組織から放射される光を組織容積の反射光
として化1定ないしは表示する事は公知である。生化学
的に見れば、容積描写法に際して組織の中に一定の光ポ
テンシャルが設定され、この先ポテンシャルが生理学的
情報によって、例えば血液の赤色素ヘモグロビンによっ
て時間的にまた場所的に変調される。この変調は伝送信
号または後方散乱の形で測定され、その場合発信器およ
び受信器が相互に対向してまたは同一面の中に配置され
る。(Perinatal Medicine 4th
EuropeanCongress of Perl
natal Medicine、 Praguc。
August 1974. GcorgThicmc
Stuttgart AvlccnumCzccosl
ovak Medical Press、 Pragu
c、 1975. S。
Stuttgart AvlccnumCzccosl
ovak Medical Press、 Pragu
c、 1975. S。
497; Mcdlzintcchnik 23(19
83)、 78: J、 lnvcst−Ing、Er
ll1ato1.82(1984) 515; Bio
mcdizinischeTechnlk 31(1
98B)、 246; Z、 K11n、 M
ad、 (BerlinDDR) 43 (1988
)、 185.299.945.1093 )。
83)、 78: J、 lnvcst−Ing、Er
ll1ato1.82(1984) 515; Bio
mcdizinischeTechnlk 31(1
98B)、 246; Z、 K11n、 M
ad、 (BerlinDDR) 43 (1988
)、 185.299.945.1093 )。
直径7. 5c+nの新生児の頭蓋を通しての透照ない
しは光透過が全体として「シングルフレームイメージ」
として再現された。さらに840nmおよび760 n
mの波長で成人男子の手の透照が行われ、その際にヒポ
キシアのあるまたはない状態の全体的投射映像が表示さ
れ、またその際に血管と骨を識別する事ができた。著者
は、組織が数センチメートルの深さまでNIR照射に対
して十分に透明であり、また伝送された光子により、空
間的特定能力は悪いが最後の1センチメートルの深さま
での組織解明の可能性はあるという結論に達している(
InforIIlatlon processing
1n medical 1mag−1ng、 proc
、 9th confcrcncc、 Washing
ton D、C,。
しは光透過が全体として「シングルフレームイメージ」
として再現された。さらに840nmおよび760 n
mの波長で成人男子の手の透照が行われ、その際にヒポ
キシアのあるまたはない状態の全体的投射映像が表示さ
れ、またその際に血管と骨を識別する事ができた。著者
は、組織が数センチメートルの深さまでNIR照射に対
して十分に透明であり、また伝送された光子により、空
間的特定能力は悪いが最後の1センチメートルの深さま
での組織解明の可能性はあるという結論に達している(
InforIIlatlon processing
1n medical 1mag−1ng、 proc
、 9th confcrcncc、 Washing
ton D、C,。
10−14.O[i、 1985. Maritinu
s N1jhof’f’ Publish。
s N1jhof’f’ Publish。
Portrect 198B、 8.155 )。
このような公知の光容債描写法ないしは透照法はいずれ
も容積の全体的11111J定法である。このような全
体的測定は、特定の容積を測定できない欠点がある事は
明らかである。
も容積の全体的11111J定法である。このような全
体的測定は、特定の容積を測定できない欠点がある事は
明らかである。
医学的研究のためにミクロ容積を測定する目的で適当な
測定ゾンデが公知である。この測定ゾンデは、光発信器
と受信器とから成り、これらの発信器と受信器は同一面
に直接に隣接して配置され、光は伝送体を介して測定部
位に伝送され、この場合に測定ゾンデは針または中空針
から成り、その先端の直径が2〜20μmであるから、
ミクロ組織の容積部分の検出には適当である(DE−O
33,009,901)。
測定ゾンデが公知である。この測定ゾンデは、光発信器
と受信器とから成り、これらの発信器と受信器は同一面
に直接に隣接して配置され、光は伝送体を介して測定部
位に伝送され、この場合に測定ゾンデは針または中空針
から成り、その先端の直径が2〜20μmであるから、
ミクロ組織の容積部分の検出には適当である(DE−O
33,009,901)。
ミクロ容積部分のこのような測定装置の欠点は測定ゾン
デを中空針ないしはミクロピペットの形で被測定ミクロ
組織の部位の手前まで侵入させ、ないしは外傷的にまた
は擾乱的に導入する事にある。このような中空針をもっ
て例えば脳髄の測定部位の付近まで到達するには、頭皮
、頭蓋骨および脳皮質を傷つけなければならず、必ず外
傷を脳に与えるので、このような方法は側底副作用なし
ではすまない。
デを中空針ないしはミクロピペットの形で被測定ミクロ
組織の部位の手前まで侵入させ、ないしは外傷的にまた
は擾乱的に導入する事にある。このような中空針をもっ
て例えば脳髄の測定部位の付近まで到達するには、頭皮
、頭蓋骨および脳皮質を傷つけなければならず、必ず外
傷を脳に与えるので、このような方法は側底副作用なし
ではすまない。
このような装置を使用する場合、検査物に光を伝送する
導電性物質を特定の圧力のもとに注射する。このように
注射針またはミクロピペットを使用して化学的物質を導
入する事はその器官の機能に対する干渉を意味し、不測
の副作用を生じる。
導電性物質を特定の圧力のもとに注射する。このように
注射針またはミクロピペットを使用して化学的物質を導
入する事はその器官の機能に対する干渉を意味し、不測
の副作用を生じる。
しかし、公知のように局所的な分離したミクロ区域にお
いて調節される血液ミクロ循環を判断するためには(E
urop、 Ncurol、 20 (1981)、
200 )、この処置はflu定によって血液不足が生
じ測定そのものを誤らせる可能性がある。また擾乱を伴
わず副作用のない測定を可能とするレーザ走査式顕微鏡
が公知である。このようなレーザ式顕微鏡によれば、点
状光源が共焦点システムを介して、生きた標本の表面組
織、細胞および細胞内部のミクロ組織を三次元的に表示
し、n1定する事ができる。
いて調節される血液ミクロ循環を判断するためには(E
urop、 Ncurol、 20 (1981)、
200 )、この処置はflu定によって血液不足が生
じ測定そのものを誤らせる可能性がある。また擾乱を伴
わず副作用のない測定を可能とするレーザ走査式顕微鏡
が公知である。このようなレーザ式顕微鏡によれば、点
状光源が共焦点システムを介して、生きた標本の表面組
織、細胞および細胞内部のミクロ組織を三次元的に表示
し、n1定する事ができる。
例えばタマネギのクロモツムをその内部の16部位にお
いて測定する事ができる。光学断面は、深さ解像力にお
いて0.5マイクロメートルの間隔に達する。本質的部
分はそれぞれの採取点の三次元的再現を示す。技術材料
の表面下方の観察、例えば金属エナメルの粒子の調整お
よび材料の多孔性、破断特性および摩耗特性の評価も可
能である。
いて測定する事ができる。光学断面は、深さ解像力にお
いて0.5マイクロメートルの間隔に達する。本質的部
分はそれぞれの採取点の三次元的再現を示す。技術材料
の表面下方の観察、例えば金属エナメルの粒子の調整お
よび材料の多孔性、破断特性および摩耗特性の評価も可
能である。
しかし例えばインシチュまたはインビボで比較的大きな
不均質マクロ構造の深さにおいて、平方センチメートル
ステラジアンあたりミリワット領域の比較的小さな光強
さをもって、外傷を伴わずに副作用なしに急速に、この
マクロ組織内部の任意の部分のミクロ組織の空間的およ
び時間的変動を三次元的に動的に計測し乃至は表示しよ
うとするならば、これはレーザ式顕微鏡によって実施で
きない。この課題、すなわちマクロ組織中の任意部分の
ミクロ組織の測定は、公知の磁気共鳴式−断層撮影法に
よって解決される。しかしそのためには、若干のテスラ
電流の磁界が必要であり、これは副作用なしには生理学
的組織に作用しない。そのほか分光測光法として、光反
射を必要とする装置、ないしは脳髄および心臓などの器
官中の代謝の診断のため非侵入的に連続的に非外傷的に
インビボ使用される対応の装置が公知である。(US4
.223.680;4,281,645゜4.321.
930;4.380,240)これらの装置は、700
−1300no+の波長範囲(近赤外線領域)の2つの
特定の波長をもって組織中に光を加える。この場合、導
入部位から数センチメートルの比較的離れた部位で感光
性検出器によって、光の反射ないしは伝送が測定される
。従って、微分的ではなく積分的な空間測定と評価が必
要となる。
不均質マクロ構造の深さにおいて、平方センチメートル
ステラジアンあたりミリワット領域の比較的小さな光強
さをもって、外傷を伴わずに副作用なしに急速に、この
マクロ組織内部の任意の部分のミクロ組織の空間的およ
び時間的変動を三次元的に動的に計測し乃至は表示しよ
うとするならば、これはレーザ式顕微鏡によって実施で
きない。この課題、すなわちマクロ組織中の任意部分の
ミクロ組織の測定は、公知の磁気共鳴式−断層撮影法に
よって解決される。しかしそのためには、若干のテスラ
電流の磁界が必要であり、これは副作用なしには生理学
的組織に作用しない。そのほか分光測光法として、光反
射を必要とする装置、ないしは脳髄および心臓などの器
官中の代謝の診断のため非侵入的に連続的に非外傷的に
インビボ使用される対応の装置が公知である。(US4
.223.680;4,281,645゜4.321.
930;4.380,240)これらの装置は、700
−1300no+の波長範囲(近赤外線領域)の2つの
特定の波長をもって組織中に光を加える。この場合、導
入部位から数センチメートルの比較的離れた部位で感光
性検出器によって、光の反射ないしは伝送が測定される
。従って、微分的ではなく積分的な空間測定と評価が必
要となる。
これは、器官全体または器官の比較的大きな部分、すな
わち比較的大きな容積しか測定乃至計測できないという
欠点がある。微細解像断層撮影および多次元表示におい
ては、このような大きな単位容積を使用する必要はない
。後方散乱によって操作する場合に特にそうである。
わち比較的大きな容積しか測定乃至計測できないという
欠点がある。微細解像断層撮影および多次元表示におい
ては、このような大きな単位容積を使用する必要はない
。後方散乱によって操作する場合に特にそうである。
さらに例えば肺癌の検査のため、胸部にNIR光線を透
過する方法が公知であるが、この場合にも透過光線が測
定されるのであって、点−微分的計測は実施されない(
DE31,03.609)。
過する方法が公知であるが、この場合にも透過光線が測
定されるのであって、点−微分的計測は実施されない(
DE31,03.609)。
脳または女性胸部の単数または複数の組織部分の公知の
診断法においては、コンピュータ断層診断のための公知
のアルゴリズムが使用され、また光透過原理が応用され
る(US4,515,165゜US−PS469,27
5.DD210−202゜US−PS4,570,63
8.DE30,19゜234 C2)。この場合、光
線(λ−70〇−1300nm)が組織を透過させられ
、その行程において減衰される。この減衰した光線が、
その強さに対して校正できない。
診断法においては、コンピュータ断層診断のための公知
のアルゴリズムが使用され、また光透過原理が応用され
る(US4,515,165゜US−PS469,27
5.DD210−202゜US−PS4,570,63
8.DE30,19゜234 C2)。この場合、光
線(λ−70〇−1300nm)が組織を透過させられ
、その行程において減衰される。この減衰した光線が、
その強さに対して校正できない。
公知の他の方法および装置(DE−O83,724,5
93)によれば、検査物の流動性と相違する吸収光が特
定の量に保持される。これは本質的に検査物中の波長の
長さの調節によって生じる。この方法および装置は本質
的に光行程の長さの変更と検査物の均質性を前提とする
ので、非均質組織においては容積流れの構造がミリ秒領
域で空間的に時間的に変動するので、この容積流れ構造
を動的に確定する事ができない。
93)によれば、検査物の流動性と相違する吸収光が特
定の量に保持される。これは本質的に検査物中の波長の
長さの調節によって生じる。この方法および装置は本質
的に光行程の長さの変更と検査物の均質性を前提とする
ので、非均質組織においては容積流れの構造がミリ秒領
域で空間的に時間的に変動するので、この容積流れ構造
を動的に確定する事ができない。
また、非均質物体中の光の走行長さの変動が、測定され
る容積の変動を伴わずに技術的に実施できるか否かが疑
わしい。しかし非均質容積はその容積に対する光減衰の
比例性を示さない。大血管および小血管中の血液流速の
1ltJ定のため、ドツプラー流量法が公知である(B
ibllotheca、 anat。
る容積の変動を伴わずに技術的に実施できるか否かが疑
わしい。しかし非均質容積はその容積に対する光減衰の
比例性を示さない。大血管および小血管中の血液流速の
1ltJ定のため、ドツプラー流量法が公知である(B
ibllotheca、 anat。
No、18. Krager、 Ba5el 1979
. S、18; Tcrap!e−vochc 32k
(19g2)、 5082; Int、 J、
Microzirkula−Hon: C1In、
cxp、5 (198B)、 73: Inve
sting。
. S、18; Tcrap!e−vochc 32k
(19g2)、 5082; Int、 J、
Microzirkula−Hon: C1In、
cxp、5 (198B)、 73: Inve
sting。
Dermatol、 82 (1984)、 515)
、この方法によれば、ミクロ組織中の血液粒子流の速
度を測定する事が可能である。この場合、不可避的にミ
クロ組織中の遅い流速も一緒に測定される事が欠点であ
る。
、この方法によれば、ミクロ組織中の血液粒子流の速
度を測定する事が可能である。この場合、不可避的にミ
クロ組織中の遅い流速も一緒に測定される事が欠点であ
る。
またドツプラー流量法によれば、血管中の血液要素の流
速のみが測定される。実際の赤血球容積流量、すなわち
特定の時点に特定の断面を貫流する赤血球の二(狭いミ
クロ組織においては流速に対して小さいが、広いミクロ
組織においては流速に対して大きい赤血球容積流量)は
ドツプラー流量測定法によって測定する事ができない。
速のみが測定される。実際の赤血球容積流量、すなわち
特定の時点に特定の断面を貫流する赤血球の二(狭いミ
クロ組織においては流速に対して小さいが、広いミクロ
組織においては流速に対して大きい赤血球容積流量)は
ドツプラー流量測定法によって測定する事ができない。
すなわち、血管系統中の赤血球の流速は血管系統を通る
容積流量によって限定されるが、この容積流量は血液1
1の細胞成分にも非細胞成分にも該当する。マクロ血管
系統においては、容積流量はハーゲン/ポアズイユ法則
を考慮して流量計によって測定可能である。ミクロ循環
系統においては個々のパラメータはもはや前記の法則に
従わず、減衰を示す(Dtsch、 Arch、 f
、 K11n、 Mcdizin 169 (193
0)。
容積流量によって限定されるが、この容積流量は血液1
1の細胞成分にも非細胞成分にも該当する。マクロ血管
系統においては、容積流量はハーゲン/ポアズイユ法則
を考慮して流量計によって測定可能である。ミクロ循環
系統においては個々のパラメータはもはや前記の法則に
従わず、減衰を示す(Dtsch、 Arch、 f
、 K11n、 Mcdizin 169 (193
0)。
212; K11n、 Wschr、 7 (1928
) 100) 、血液流量をtPj定する他の公知の方
法は容積流量、すなわち血液の細胞成分と非細胞成分と
の合計流量に関して情報を与える。この場合、赤血球の
容積流量の測定と非細胞成分としての血漿の容積流量の
測定が区別されていない。血液流量が毎分組織100g
あたりmlで与えられ、例えばキセノン−133アイソ
トープ法によって血管系統全体の中で非選択的に確定さ
れている(J、 Neo−rol、 Neursurg
。
) 100) 、血液流量をtPj定する他の公知の方
法は容積流量、すなわち血液の細胞成分と非細胞成分と
の合計流量に関して情報を与える。この場合、赤血球の
容積流量の測定と非細胞成分としての血漿の容積流量の
測定が区別されていない。血液流量が毎分組織100g
あたりmlで与えられ、例えばキセノン−133アイソ
トープ法によって血管系統全体の中で非選択的に確定さ
れている(J、 Neo−rol、 Neursurg
。
Psychiat、 35(1972)、 285;
L’Encephale 4(1978)。
L’Encephale 4(1978)。
233; Brain 94(1971)、 645)
。
。
新しい脳血行コンピュータ断層測定法「キセノン−コン
ピュータ断層測定」においては、非放射性キセノンが吸
入され、血液中に飽和されて、この経路を通してすべて
の器官、脳にも到達する。
ピュータ断層測定」においては、非放射性キセノンが吸
入され、血液中に飽和されて、この経路を通してすべて
の器官、脳にも到達する。
組織へのキセノンの到着速度が血行の尺度となる(Ch
ip Nr、8−August 1988. S、 2
41−=−244)。
ip Nr、8−August 1988. S、 2
41−=−244)。
しかし明らかに非放射性ガスの余分の吸入は欠点である
。
。
本発明の基本的課題は、特定の目標位置および容積の放
射線測定を使用しまたマツトリック状に並置された複数
のIR光源とIR受信器による組織の多次元表示法にお
いて、受信器から離間した組織が検出され、微細解像な
いし高解像断層撮影表示が可能となり、組織が点焦点と
して動的に容積流量として特定されまた表示され、毛細
管血管内部および不均質な、空間的、時間的および量的
に組成の変動する組織内部の任意部位の任意の容積流量
が多次元的にリアルタイムで特定され、その際に大血管
中の遅い流速の測定が避けられるように成された方法お
よび装置に関するものである。
射線測定を使用しまたマツトリック状に並置された複数
のIR光源とIR受信器による組織の多次元表示法にお
いて、受信器から離間した組織が検出され、微細解像な
いし高解像断層撮影表示が可能となり、組織が点焦点と
して動的に容積流量として特定されまた表示され、毛細
管血管内部および不均質な、空間的、時間的および量的
に組成の変動する組織内部の任意部位の任意の容積流量
が多次元的にリアルタイムで特定され、その際に大血管
中の遅い流速の測定が避けられるように成された方法お
よび装置に関するものである。
本発明によれば、表面エミッタおよび表面受信器として
同一面に配置された光源および受信器が測定される物体
に対して2方向に案内され、光源が特定の光強さを有す
るNIR領域のIR光線を発生し、その際に、100キ
ロヘルツ領域のパルス周波数でIA面前後ピーク電流を
発生するIR放射ダイオードが制御され、光の検出およ
びACチャンネルとDCチャンネルにおける信号の分離
後に、信号のリアルタイム分光n1光分析を成す。
同一面に配置された光源および受信器が測定される物体
に対して2方向に案内され、光源が特定の光強さを有す
るNIR領域のIR光線を発生し、その際に、100キ
ロヘルツ領域のパルス周波数でIA面前後ピーク電流を
発生するIR放射ダイオードが制御され、光の検出およ
びACチャンネルとDCチャンネルにおける信号の分離
後に、信号のリアルタイム分光n1光分析を成す。
つぎに特定の周波数帯域について積分および微分によっ
て得られた信号が対応の色に割当られ、モニタ上に光強
さ、位置、時間および波長の関数として表示される。周
波数帯域0. 1−4Hz、 4−811z、および8
−12117.について、1 kllzまでの選択的シ
フトをもってリアルタイム分光測光分析を実施する。
て得られた信号が対応の色に割当られ、モニタ上に光強
さ、位置、時間および波長の関数として表示される。周
波数帯域0. 1−4Hz、 4−811z、および8
−12117.について、1 kllzまでの選択的シ
フトをもってリアルタイム分光測光分析を実施する。
表面照射装置の調整は、この照射装置とほとんど重なり
または重ならない被表示物体の面が照射されるように多
次元多重操作においてx−y−z方向に実施される。こ
のような表面照射は、照射される光散乱物体中の軸方向
光強さの集束を生じ、不均質な空間、時間または性質の
変動する被表示物体中の発信器から最も離れた単位容積
の選択的照射を可能とする。これらの最も離れた単位容
積の選択的照射は、照射装置の好ましくは100mW、
end−2,sr−’までの値の光強さによって実施
される。2方向の多重操作により、それぞれの単位容積
は光強さに従って段階的に深い層に配置され、そこで多
次元多重操作によって微分的に検知されまた後方散乱光
として検出される。また単位容積の検知は透過光の検出
によって実施され、すなわち後方散乱光と透過光とが組
織の表示に使用される。被表示物体の照射はパルス操作
によって実施され、この場合に、軸方向の光強さ集束の
結果、平方センチメートルあたり特定の光強さによって
照射される面の表面が増大する事により、表面照射の軸
方向進入度が増大する。この事が、後方散乱光および/
または透過光の軸方向検出に役立つ。
または重ならない被表示物体の面が照射されるように多
次元多重操作においてx−y−z方向に実施される。こ
のような表面照射は、照射される光散乱物体中の軸方向
光強さの集束を生じ、不均質な空間、時間または性質の
変動する被表示物体中の発信器から最も離れた単位容積
の選択的照射を可能とする。これらの最も離れた単位容
積の選択的照射は、照射装置の好ましくは100mW、
end−2,sr−’までの値の光強さによって実施
される。2方向の多重操作により、それぞれの単位容積
は光強さに従って段階的に深い層に配置され、そこで多
次元多重操作によって微分的に検知されまた後方散乱光
として検出される。また単位容積の検知は透過光の検出
によって実施され、すなわち後方散乱光と透過光とが組
織の表示に使用される。被表示物体の照射はパルス操作
によって実施され、この場合に、軸方向の光強さ集束の
結果、平方センチメートルあたり特定の光強さによって
照射される面の表面が増大する事により、表面照射の軸
方向進入度が増大する。この事が、後方散乱光および/
または透過光の軸方向検出に役立つ。
組織表示用照射装置は、x−7面に配置されたlR光源
から成る発信器と2方向に照射し受信する受信器とから
成る。
から成る発信器と2方向に照射し受信する受信器とから
成る。
この表面照射−受信装置は、被表示組織ないしは物体を
網状に部分的または完全に被覆する複数の構造要素から
成り、この場合それぞれ構造要素はマクロ−発信−受信
マトリックスとして配列され、被表示組織の不規則表面
が相違なる角度で相互に整列され、従ってそれぞれの構
造要素を包括する大面積の照射に際してそれぞれの構造
要素の相異なる光方向を生じる。この故に、各構造要素
の被表示物体に対向する側面に、単数または複数のエミ
ッタが配置され、これらのエミッタがマイナス2方向に
放射し、また空間座標系において表面照射−受信器によ
って被覆される物体の配置、および物体に対するそれぞ
れの構造要素の配置、特に相互角度に決定に役立つ。表
面照射装置はX−y方向に小段多重操作において移動さ
れ、重なり合った表面を照射し乃至は被表示物体の深さ
方向に重なり合った単位容積を選択的に照射しこれらの
単位容積を軸方向に重なり合う事なく検出する事ができ
るのであるから、それぞれ構造要素はミクロ構造を成す
。そのため発信器と受信器がこの構造要素の上にミクロ
マトリックスとして10〜20μm間隔で配置され、受
信器の回りに相異なる波長の発信器が配置される。これ
により、NIR領域ないしは基本的分子振動の高調波で
分子大またはμm領域の解像力をもって、特定の素材の
IR分光apl光表示が可能となり、この場合に検出さ
れる素材に種々の色が割当てられ、光強さ、部位および
時間の関数として、例えば時間分解スペクトル分析の手
法でモニタ上に表示される。
網状に部分的または完全に被覆する複数の構造要素から
成り、この場合それぞれ構造要素はマクロ−発信−受信
マトリックスとして配列され、被表示組織の不規則表面
が相違なる角度で相互に整列され、従ってそれぞれの構
造要素を包括する大面積の照射に際してそれぞれの構造
要素の相異なる光方向を生じる。この故に、各構造要素
の被表示物体に対向する側面に、単数または複数のエミ
ッタが配置され、これらのエミッタがマイナス2方向に
放射し、また空間座標系において表面照射−受信器によ
って被覆される物体の配置、および物体に対するそれぞ
れの構造要素の配置、特に相互角度に決定に役立つ。表
面照射装置はX−y方向に小段多重操作において移動さ
れ、重なり合った表面を照射し乃至は被表示物体の深さ
方向に重なり合った単位容積を選択的に照射しこれらの
単位容積を軸方向に重なり合う事なく検出する事ができ
るのであるから、それぞれ構造要素はミクロ構造を成す
。そのため発信器と受信器がこの構造要素の上にミクロ
マトリックスとして10〜20μm間隔で配置され、受
信器の回りに相異なる波長の発信器が配置される。これ
により、NIR領域ないしは基本的分子振動の高調波で
分子大またはμm領域の解像力をもって、特定の素材の
IR分光apl光表示が可能となり、この場合に検出さ
れる素材に種々の色が割当てられ、光強さ、部位および
時間の関数として、例えば時間分解スペクトル分析の手
法でモニタ上に表示される。
前記のミクロ−、マクロ−表面受信器により、不均質な
時間、空間および性質と組成の変化する同一サイズの単
位容積をインシチ二またはその内部を同一光強さをもっ
て照射し表示する事ができ、この場合に照射の光強さの
制御は点微分測定された単位容積の特異減衰係数によっ
て動的にリアルタイムで実施され、同一の単位容積につ
いて得られた時間と性質の相違する減衰グラジェントな
いしは単位容積の特異減衰グラジェントプロフィルをコ
ンピュータの中に記憶し、表示されるマクロ組織中の単
位容積の正確な空間的配置のために使用される。
時間、空間および性質と組成の変化する同一サイズの単
位容積をインシチ二またはその内部を同一光強さをもっ
て照射し表示する事ができ、この場合に照射の光強さの
制御は点微分測定された単位容積の特異減衰係数によっ
て動的にリアルタイムで実施され、同一の単位容積につ
いて得られた時間と性質の相違する減衰グラジェントな
いしは単位容積の特異減衰グラジェントプロフィルをコ
ンピュータの中に記憶し、表示されるマクロ組織中の単
位容積の正確な空間的配置のために使用される。
表示されるマクロ組織内部のコントラスト表示を含めて
、前記の表面放射−受信器によって積分的にまた微分的
に得られた信号を表示のために使用する。
、前記の表面放射−受信器によって積分的にまた微分的
に得られた信号を表示のために使用する。
リアルタイムに点微分的に測定された単位容積の特異減
衰係数を血管系統全体の小血管および大血管のいずれか
の中の毛細管ないしはミクロ血管系統の懸濁液の容積流
量の特定および選択的表示のために使用する。これによ
り、単位容積および単位時間あたり、積分光吸収値とし
て、ないしは時間位相的に変動する容積流量と光吸収に
比例して変動する容積流量との差分として、毛細管を貫
流する懸濁液の割合ないしは流体と固体の成分比率が特
定される。時間位相的にまた光吸収率に比例して変動す
る粒子の容積流量値の間の差分は、赤血球の収縮期に比
例する容積流量と拡張期に比例する容積流量との差分と
して、乃至は下記の商の差分として特定される。
衰係数を血管系統全体の小血管および大血管のいずれか
の中の毛細管ないしはミクロ血管系統の懸濁液の容積流
量の特定および選択的表示のために使用する。これによ
り、単位容積および単位時間あたり、積分光吸収値とし
て、ないしは時間位相的に変動する容積流量と光吸収に
比例して変動する容積流量との差分として、毛細管を貫
流する懸濁液の割合ないしは流体と固体の成分比率が特
定される。時間位相的にまた光吸収率に比例して変動す
る粒子の容積流量値の間の差分は、赤血球の収縮期に比
例する容積流量と拡張期に比例する容積流量との差分と
して、乃至は下記の商の差分として特定される。
この場合、光の受信後に、リアルタイム分光分析の検出
信号が発生され、光強さ、部位、および時間の特定と、
その関数のモニタ上の表示が生じる。
信号が発生され、光強さ、部位、および時間の特定と、
その関数のモニタ上の表示が生じる。
これに関連して、生理的または自然の、また人1的ある
いは技術的な容器系統の中の懸濁液、例えば血液の粒子
成分と非粒子成分とを選択的にそれぞれ毛細管系統につ
いて特定する事ができる。
いは技術的な容器系統の中の懸濁液、例えば血液の粒子
成分と非粒子成分とを選択的にそれぞれ毛細管系統につ
いて特定する事ができる。
収縮期/拡張期の光吸収に比例して変動する粒子容積流
量値はACチャンネルとDCチャンネルの特定の振幅お
よび時点t1とt2に対して下記の商差分として特定さ
れる。
量値はACチャンネルとDCチャンネルの特定の振幅お
よび時点t1とt2に対して下記の商差分として特定さ
れる。
Aacl −Aac2
Adcl −Adc2
この関係式はミクロ循環系統の自己調整領域の特定のた
めに使用される。
めに使用される。
本発明の利点は、強固な比較的安価な光電式構造要素に
よって、また複雑な、危険な、高価なレーザ装置の使用
を不要とする問題のない対象適用によって、平方センチ
メートルステラジアンあたり約101の比較的小さい光
強さを使用して、不規則な表面を持つ小さいまたは大き
な不均質組織を照射して、その内部組織、例えばこの組
織中の容積流量を静的にまたは動的に、発信器から離間
する方向に、インシチュおよび/またはインビボで多次
元、無擾乱および副作用なしで、時間スペクトル分析と
IRスペクトル分析によってリアルタイム確定し、微細
解像力をもって断層撮影として表示する事のできる方法
および装置にある。
よって、また複雑な、危険な、高価なレーザ装置の使用
を不要とする問題のない対象適用によって、平方センチ
メートルステラジアンあたり約101の比較的小さい光
強さを使用して、不規則な表面を持つ小さいまたは大き
な不均質組織を照射して、その内部組織、例えばこの組
織中の容積流量を静的にまたは動的に、発信器から離間
する方向に、インシチュおよび/またはインビボで多次
元、無擾乱および副作用なしで、時間スペクトル分析と
IRスペクトル分析によってリアルタイム確定し、微細
解像力をもって断層撮影として表示する事のできる方法
および装置にある。
以下、本発明を図面に示す実施例について詳細に説明す
る。
る。
第1図と第2図には、不均質な比較的大きな被表示物体
を、この物体の表面に対応する光束断面を有する表面照
射装置によって照射する実施態様を示す。矢印対は例え
ば脳髄−頭蓋の被表示断面の一部を示し、これらの矢印
に沿って照射装置の光束がx−y方向に図示の小さな多
重ピッチで案内される。各多重ピッチにおいて軸方向に
反射光線が測定される。多重操作によって2方向におい
てもそれぞれの発信器から離間する単位容積が段階的に
照射され、多次元的に微分されるので前記の測定が可能
であり、これらの単位容積は表面照射による軸方向光強
さの集束の結果、光強さに比例して選択的に照射される
からである。それぞれの単位容積に対していわば交換不
能のプロフィルを与える単位容積NIR−減衰グラジエ
ントプロフィルのリアルタイム検出の故に、マクロ組織
、例えば脳髄の最深部において測定された単位容積の正
確な空間的定位が可能となる。被表示物体としての脳髄
に対向する構造側面に照射装置を配置し、その光束をマ
イナスZ方向に向ける事により、被表示物体としての脳
髄乃至は頭蓋の位置、およびこの不規則な頭蓋表面上に
配置された構造要素の角度位置を相互的に決定する事が
できるので、このような追加的配置により被表示組織の
最深部の軸方向にall定された単位容積の空間的に正
確な定位を成すためのもう1つのファクタが得られる。
を、この物体の表面に対応する光束断面を有する表面照
射装置によって照射する実施態様を示す。矢印対は例え
ば脳髄−頭蓋の被表示断面の一部を示し、これらの矢印
に沿って照射装置の光束がx−y方向に図示の小さな多
重ピッチで案内される。各多重ピッチにおいて軸方向に
反射光線が測定される。多重操作によって2方向におい
てもそれぞれの発信器から離間する単位容積が段階的に
照射され、多次元的に微分されるので前記の測定が可能
であり、これらの単位容積は表面照射による軸方向光強
さの集束の結果、光強さに比例して選択的に照射される
からである。それぞれの単位容積に対していわば交換不
能のプロフィルを与える単位容積NIR−減衰グラジエ
ントプロフィルのリアルタイム検出の故に、マクロ組織
、例えば脳髄の最深部において測定された単位容積の正
確な空間的定位が可能となる。被表示物体としての脳髄
に対向する構造側面に照射装置を配置し、その光束をマ
イナスZ方向に向ける事により、被表示物体としての脳
髄乃至は頭蓋の位置、およびこの不規則な頭蓋表面上に
配置された構造要素の角度位置を相互的に決定する事が
できるので、このような追加的配置により被表示組織の
最深部の軸方向にall定された単位容積の空間的に正
確な定位を成すためのもう1つのファクタが得られる。
被表示物体としての脳髄がIR−分光測光的手法で測定
され表示されるのであるから、それぞれの単位容積を相
互に比較し、または光強さ乃至は灰色値の段階的NIR
−断層撮影法によって表示されるためには、各単位容積
に対して同等の照射−光強さIを保証する必要がある。
され表示されるのであるから、それぞれの単位容積を相
互に比較し、または光強さ乃至は灰色値の段階的NIR
−断層撮影法によって表示されるためには、各単位容積
に対して同等の照射−光強さIを保証する必要がある。
これは、それぞれの測定された単位容積のリアルタイム
NIR−減衰係数を次に選択的に照射される単位容積の
照射に際して考慮に入れる事によって達成される。
NIR−減衰係数を次に選択的に照射される単位容積の
照射に際して考慮に入れる事によって達成される。
第3図と第4図は、不均質組織内部において、同等サイ
ズの単位容積が同一光強さをもって規則的に照射される
際に、相異なる相変化を示し、これが組織のミクロ循環
系統による容積変動の選択的特定のために使用できる事
を示す。包括的全体導管系統のマクロ導管においても毛
細管ミクロ導管においても、公知の物理的ファーレウス
効果により、懸濁液の小粒子は相互に分離して軸方向に
(小粒子のサイズに比例して軸方向に)流れる。
ズの単位容積が同一光強さをもって規則的に照射される
際に、相異なる相変化を示し、これが組織のミクロ循環
系統による容積変動の選択的特定のために使用できる事
を示す。包括的全体導管系統のマクロ導管においても毛
細管ミクロ導管においても、公知の物理的ファーレウス
効果により、懸濁液の小粒子は相互に分離して軸方向に
(小粒子のサイズに比例して軸方向に)流れる。
心臓作用の収縮期において、これらの容積流量は拡張期
の場合により増大する。毛細管血管中の血液構成粒子の
ファーレウス効果による分離と軸方向流量は、これらの
血管中の赤血球の流速に比例した赤血球の血管貫通量と
みなされる。赤血球の光吸収性を測定する際に、例えば
イソベスティック波長のヘモグロビン/オキシヘモグロ
ビンの場合、この光吸収率は、赤血球の容積流量の収縮
期/拡張期の差分として、すなわち赤血球の時間的光吸
収の差分に比例し血管系統全体の内部のミクロ循環系統
の中で単位時間中に単位容積を貫流する赤血球の量に容
積比例した差分として選択的に定量的に確定する事がで
きる。このような手法は、例えば心臓または脳髄の組織
の各層について、または人工的血管および血管と光放射
/吸収媒質を埋め込まれたフィルタについて選択的に使
用する事ができる。
の場合により増大する。毛細管血管中の血液構成粒子の
ファーレウス効果による分離と軸方向流量は、これらの
血管中の赤血球の流速に比例した赤血球の血管貫通量と
みなされる。赤血球の光吸収性を測定する際に、例えば
イソベスティック波長のヘモグロビン/オキシヘモグロ
ビンの場合、この光吸収率は、赤血球の容積流量の収縮
期/拡張期の差分として、すなわち赤血球の時間的光吸
収の差分に比例し血管系統全体の内部のミクロ循環系統
の中で単位時間中に単位容積を貫流する赤血球の量に容
積比例した差分として選択的に定量的に確定する事がで
きる。このような手法は、例えば心臓または脳髄の組織
の各層について、または人工的血管および血管と光放射
/吸収媒質を埋め込まれたフィルタについて選択的に使
用する事ができる。
例えば、頭部の16区域のマツピングにおいて、国際的
に臨床脳撮影法として使用されている10乃至20シス
テムに依存して測定部位を選択し、同一の誘導点から同
時に脳髄のミクロ循環単位容積まで、偶発的なEEGマ
ツピングをモニタ上に再現する事ができる。またミクロ
循環単位容積とEEGとの相互作用をマツピングとして
表示する事ができる。EEGと脳ミクロ循環は共に時間
スペクトルとして分析可能だからである。
に臨床脳撮影法として使用されている10乃至20シス
テムに依存して測定部位を選択し、同一の誘導点から同
時に脳髄のミクロ循環単位容積まで、偶発的なEEGマ
ツピングをモニタ上に再現する事ができる。またミクロ
循環単位容積とEEGとの相互作用をマツピングとして
表示する事ができる。EEGと脳ミクロ循環は共に時間
スペクトルとして分析可能だからである。
EEGと)目達し、脳の層の深さをそのミクロ循環単位
容積において測定する事ができる。ミクロ循環単位容積
の同時記録とEEGとにより、EEGによれば粗雑にし
か解明されなかった例えば偶発的“Event−rel
ated”部位をより詳細に定位する事ができ、ないし
は頭部の16区域の層深さを出カスベクトル特定周波数
によって16の光強さでまたは灰色段階で、あるいは赤
、緑、青に対応する複数周波数で、モニタ上に配置する
事ができ、また特定の時間間隔においてそれぞれ周波数
帯域に対する別々のマツピングとして表示する事ができ
る。容積流量の動的プロセスを光強さ、位置、時間およ
び波長の関数として特定する事ができる。微細解像受信
器−マトリックスを使用すれば、動的NIR−断層撮影
を実施する事ができる。
容積において測定する事ができる。ミクロ循環単位容積
の同時記録とEEGとにより、EEGによれば粗雑にし
か解明されなかった例えば偶発的“Event−rel
ated”部位をより詳細に定位する事ができ、ないし
は頭部の16区域の層深さを出カスベクトル特定周波数
によって16の光強さでまたは灰色段階で、あるいは赤
、緑、青に対応する複数周波数で、モニタ上に配置する
事ができ、また特定の時間間隔においてそれぞれ周波数
帯域に対する別々のマツピングとして表示する事ができ
る。容積流量の動的プロセスを光強さ、位置、時間およ
び波長の関数として特定する事ができる。微細解像受信
器−マトリックスを使用すれば、動的NIR−断層撮影
を実施する事ができる。
第1図は、本発明により表示される物体の上部および下
部の不規則表面を通る断面であって、上部にはIR照射
−受信ラインをマトリックスとして図示し、x−y方向
の多次元多重操作によりミクロ組織を通してIRの表面
照射と反射光線の検出を可能とする状態を示す断面図、
第2図は単位容積によって構成された不均質なミクロ組
織においてx−y−z座標系の2方向における同一サイ
ズの単位容積vOの選択的順次照射強さ!によって生じ
る相異なる定量的および定性的減衰を示す図、また第3
図と第4図は心臓動作の収縮期Sと拡張期りの同一単位
容積vOを示し、マクロ血管A、V中の時間的に不変化
のへマドクリットと毛細管乃至ミクロ血管M中の時間的
に変化するヘマトクリットを含み、その中を赤血球が軸
方向に流れ血漿が縁に沿って流れ、収縮期においてミク
ロ血管が拡張期よりも大きな割合の赤血球を含み、毛細
管中の赤血球の量が赤血球の容積流量に比例する状態を
示す図である。 SE・・・発信器−受信器、ST・・・ミクロ組織、■
・・・NIR光線の強さ、vO・・・単位容積、A・・
・動脈、■・・・静脈、M・・・ミクロ血管、S・・・
収縮期、D・・・拡張期。 Fig、3 S Fig、4
部の不規則表面を通る断面であって、上部にはIR照射
−受信ラインをマトリックスとして図示し、x−y方向
の多次元多重操作によりミクロ組織を通してIRの表面
照射と反射光線の検出を可能とする状態を示す断面図、
第2図は単位容積によって構成された不均質なミクロ組
織においてx−y−z座標系の2方向における同一サイ
ズの単位容積vOの選択的順次照射強さ!によって生じ
る相異なる定量的および定性的減衰を示す図、また第3
図と第4図は心臓動作の収縮期Sと拡張期りの同一単位
容積vOを示し、マクロ血管A、V中の時間的に不変化
のへマドクリットと毛細管乃至ミクロ血管M中の時間的
に変化するヘマトクリットを含み、その中を赤血球が軸
方向に流れ血漿が縁に沿って流れ、収縮期においてミク
ロ血管が拡張期よりも大きな割合の赤血球を含み、毛細
管中の赤血球の量が赤血球の容積流量に比例する状態を
示す図である。 SE・・・発信器−受信器、ST・・・ミクロ組織、■
・・・NIR光線の強さ、vO・・・単位容積、A・・
・動脈、■・・・静脈、M・・・ミクロ血管、S・・・
収縮期、D・・・拡張期。 Fig、3 S Fig、4
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、特に表面エミッタとしてのx−y面に並置された複
数のIR光源と受信器による特定の目標位置および容積
の放射線測定を使用して組織を表示する方法であって、 表面エミッタおよび表面受信器として同一面に配置され
た光源および受信器が測定される物体に対してz方向に
案内される段階と、 光源が特定の光強さを有するNIR領域のIR光線を発
生させ、その際にキロヘルツ領域のパルス周波数でmA
乃至A領域のピーク電流を発生するIR放射ダイオード
が制御される段階と、多重操作においてx−y−z方向
に強さが変動する光放射が、被測定不均質物体およびそ
の内部で乃至はインシチュ表示されるべき同一サイズの
単位容積を同一光強さによって選択的に照射する段階と
、 光の検出およびACチャンネルとDCチャンネルにおけ
る信号の分離後に、点微分測定された単位容積の特異減
衰係数によってリアルタイムで光強さの制御が実施され
、その際に同一の単位容積によって保持され時間、性質
および量の相違する減衰グラジェントプロフィルがコン
ピュータに記憶されて、多数回測定される単位容積の正
確な空間的定位のために利用され、また種々の血管から
成る血管系統の1つの中の毛細管血管中の懸濁液の単位
容積および単位時間あたりの容積流量の選択的特定およ
び表示のために積分光吸収値として使用される段階と、 また毛細管系統のそれ自***相的に変動する容積流量値
と光吸収に比例する容積流量値との差分を特定する段階
と、 つぎにリアルタイム分光測光分析を成し、その際に特定
の周波数帯域について積分および微分によって得られた
信号が対応の色に割当られ、光強さ、位置、時間および
波長の関数として表示される段階とを含むことを特徴と
する、組織表示法。 2、特に周波数帯域0.1−4Hz、4−8Hz、およ
び8−12Hzについて、1kHzまでの選択的シフト
をもってリアルタイム分光測光分析を実施する事を特徴
とする、請求項1に記載の組織表示法。 3、IR照射が軸方向に強さ集束され、また表面エミッ
タの強さ焦点が照射リングの直径の1/3に達する事を
特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 4、表面エミッタとして配置された光源の光強さが好ま
しくは100mW.cm^−^2.sr^−^1までの
値に段階的に配置され乃至は目標値に変更される事を特
徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 5、多重操作においてx−y−z方向にIR光源の調整
が実施され、多次元的にx方向、y方向およびz方向に
おいて微分測定される事を特徴とする、請求項1に記載
の組織表示法。 6、光の受信は優先的に後方散乱光として軸方向に生じ
る事を特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 7、伝送された散乱光の受信は特に軸方向に生じる事を
特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 8、素材のIRスペクトルはその高調波において測定さ
れ、解析され、NIR領域で表示される事を特徴とする
、請求項1に記載の組織表示法。 9、得られた信号全体が組織表示のために使用される事
を特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 10、ミクロメートル乃至センチメートル領域の同一サ
イズの不均質単位容積の表示が実施される事を特徴とす
る、請求項1に記載の組織表示法。 11、単位容積の選択的表示のため、光束断面が変更さ
れる事を特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 12、特定の組織のコントラスト表示のため、インシチ
ュ特定された単位容積の固有減衰グラジェントが使用さ
れる事を特徴とする、請求項1に記載の組織表示法。 13、IR分光測光によって得られた減衰グラジェント
が特定の組織の表示のために使用される事を特徴とする
、請求項1に記載の組織表示法。 14、時間的にまた光吸収率に比例して変動する粒子の
容積流量値の間の差分は、特に機能的に赤血球の収縮期
に比例する容積流量と拡張期に比例する容積流量との差
分の関数として、乃至は下記の商の差分として特定され
る事を特徴とする、請求項1に記載の組織表示法: 収縮期細胞容積流量/収縮期血漿容積流量−拡張期細胞
容積流量/拡張期血漿容積流量=η15、収縮期/拡張
期の光吸収に比例して変動する粒子容積流量はACチャ
ンネルとDCチャンネルの特定の振幅および時点t1と
t2に対する関数として好ましくは下記の商差分によっ
て特定される事を特徴とする、請求項1に記載の組織表
示法: Aac1−Aac2/dac1−Adc2 16、特に表面エミッタとしてのx−y面に並置された
複数のIR光源と受信器による特定の目標位置および容
積の放射線測定を使用して組織を表示する装置であって
、x−y面に配置されz方向に放射し受信する構造要素
が発信器と受信器とから成る一種のミクロ構造を成し、
これらの構造要素が、測定乃至表示されるべき組織およ
び表面の不均質なほぼ円い物体を大表面の発信−受信マ
トリックスとして、部分的にまたは完全に網状に密接被
覆し、また被測定物と対向する構造要素の側面上に、単
数または複数のエミッタが配置され、これらのエミッタ
はマイナスz方向に特定の波長で放射する事を特徴とす
る、組織表示装置。 17、前記大面積の発信−受信マトリックスの構造要素
がミリメートル乃至センチメートル単位の直径を有する
車を特徴とする、請求項16に記載の組織表示装置。 18、前記のミクロ構造を成す構造要素の中の発信器と
受信器は10乃至20μmの距離に配置されている事を
特徴とする、請求項16に記載の組織表示装置。 19、受信器に付設された種々の波長の発信器がミクロ
構造要素を成す事を特徴とする、請求項16に記載の組
織表示装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DD89334606A DD298677A5 (de) | 1989-11-16 | 1989-11-16 | Verfahren zur bestimmung des volumenflusses |
DD01F/334606-6 | 1989-11-16 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03172739A true JPH03172739A (ja) | 1991-07-26 |
Family
ID=5613856
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2202330A Pending JPH03172739A (ja) | 1989-11-16 | 1990-07-30 | 組織を表示するための方法および装置 |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5158090A (ja) |
JP (1) | JPH03172739A (ja) |
DD (1) | DD298677A5 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US11384879B2 (en) | 2016-06-01 | 2022-07-12 | Entegris, Inc. | Fluid circuit with integrated electrostatic discharge mitigation |
Families Citing this family (35)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5353799A (en) * | 1991-01-22 | 1994-10-11 | Non Invasive Technology, Inc. | Examination of subjects using photon migration with high directionality techniques |
US5203328A (en) * | 1991-07-17 | 1993-04-20 | Georgia Tech Research Corporation | Apparatus and methods for quantitatively measuring molecular changes in the ocular lens |
US5853370A (en) * | 1996-09-13 | 1998-12-29 | Non-Invasive Technology, Inc. | Optical system and method for non-invasive imaging of biological tissue |
US6397099B1 (en) | 1992-05-18 | 2002-05-28 | Non-Invasive Technology, Inc. | Non-invasive imaging of biological tissue |
US5447159A (en) * | 1993-02-03 | 1995-09-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Optical imaging for specimens having dispersive properties |
US5673701A (en) * | 1994-10-07 | 1997-10-07 | Non Invasive Technology, Inc. | Optical techniques for examination of biological tissue |
US6058324A (en) * | 1993-06-17 | 2000-05-02 | Non-Invasive Technology, Inc. | Examination and imaging of biological tissue |
US5820558A (en) * | 1994-12-02 | 1998-10-13 | Non-Invasive Technology, Inc. | Optical techniques for examination of biological tissue |
JPH09500566A (ja) * | 1993-11-30 | 1997-01-21 | ベル コミュニケーションズ リサーチ,インコーポレイテッド | 散乱放射の直接的再構成を用いるイメージング・システムおよび方法 |
US6542772B1 (en) * | 1994-12-02 | 2003-04-01 | Non-Invasive Technology, Inc. | Examination and imaging of biological tissue |
US5747810A (en) * | 1995-05-15 | 1998-05-05 | Univ. Of Pennsylvania | Simultaneous absorption and diffusion tomography system and method using direct reconstruction of scattered radiation |
US5787888A (en) * | 1995-05-15 | 1998-08-04 | Schotland; John Carl | Absorption tomography system and method using direct reconstruction of scattered radiation |
US5832922A (en) * | 1995-05-15 | 1998-11-10 | Schotland; John Carl | Diffusion Tomography system and method using direct reconstruction of scattered radiation |
US5905261A (en) * | 1995-12-01 | 1999-05-18 | Schotland; John Carl | Imaging system and method using direct reconstruction of scattered radiation |
US20040064052A1 (en) * | 1996-01-02 | 2004-04-01 | Britton Chance | Non-invasive imaging of biological tissue |
US5994690A (en) * | 1997-03-17 | 1999-11-30 | Kulkarni; Manish D. | Image enhancement in optical coherence tomography using deconvolution |
US5762607A (en) * | 1997-03-19 | 1998-06-09 | Schotland; John Carl | Emission tomography system and method using direct reconstruction of scattered radiation |
SE9701303L (sv) * | 1997-04-09 | 1998-10-10 | Haakan Ugnell | Optisk teknik för identifiering av blodkärl på hud eller organ |
US6002480A (en) | 1997-06-02 | 1999-12-14 | Izatt; Joseph A. | Depth-resolved spectroscopic optical coherence tomography |
EP1007901B1 (en) * | 1997-06-02 | 2009-04-29 | Joseph A. Izatt | Doppler flow imaging using optical coherence tomography |
EP0913120A1 (de) | 1997-10-30 | 1999-05-06 | Krauss, Manfred, Prof., Dr.-Ing.habil. | Vorrichtung und Verfahren zur nichtinvasiven Messung von Kreislauf-Parametern |
WO1999040841A1 (en) * | 1998-02-11 | 1999-08-19 | Non-Invasive Technology, Inc. | Imaging and characterization of brain tissue |
DE69934482T2 (de) * | 1998-02-11 | 2007-09-27 | Non-Invasive Technology, Inc. | Nachweis, abbildung und kennzeichnung von brustumoren |
US20070167704A1 (en) * | 1998-02-13 | 2007-07-19 | Britton Chance | Transabdominal examination, monitoring and imaging of tissue |
CA2319458C (en) * | 1998-02-13 | 2012-04-03 | Non-Invasive Technology, Inc. | Transabdominal examination, monitoring and imaging of tissue |
WO2000016034A1 (en) * | 1998-09-11 | 2000-03-23 | Izatt Joseph A | Interferometers for optical coherence domain reflectometry and optical coherence tomography using nonreciprocal optical elements |
EP1008925B1 (en) * | 1998-12-07 | 2006-01-11 | Hitachi, Ltd. | Device for controlling equipment by using signals from a living body |
US7840257B2 (en) | 2003-01-04 | 2010-11-23 | Non Invasive Technology, Inc. | Examination of biological tissue using non-contact optical probes |
US7904139B2 (en) | 1999-08-26 | 2011-03-08 | Non-Invasive Technology Inc. | Optical examination of biological tissue using non-contact irradiation and detection |
US6577884B1 (en) | 2000-06-19 | 2003-06-10 | The General Hospital Corporation | Detection of stroke events using diffuse optical tomagraphy |
GB0024641D0 (en) * | 2000-10-07 | 2000-11-22 | Univ Glasgow | Apparatus & method for observing changes in biological structures |
US7061622B2 (en) | 2001-08-03 | 2006-06-13 | Case Western Reserve University | Aspects of basic OCT engine technologies for high speed optical coherence tomography and light source and other improvements in optical coherence tomography |
US20050020922A1 (en) * | 2003-03-04 | 2005-01-27 | Frangioni John V. | Materials and methods for near-infrared and infrared intravascular imaging |
US8144958B2 (en) | 2008-09-11 | 2012-03-27 | Carl Zeiss Meditec Ag | Medical systems and methods |
CN114468991B (zh) * | 2021-02-11 | 2023-01-17 | 先阳科技有限公司 | 抖动影响的抑制方法、装置及可穿戴设备 |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4515165A (en) * | 1980-02-04 | 1985-05-07 | Energy Conversion Devices, Inc. | Apparatus and method for detecting tumors |
FR2576102B1 (fr) * | 1985-01-16 | 1987-02-06 | Aerospatiale | Procede et dispositif de tomodensitometrie quantitative |
US4810875A (en) * | 1987-02-02 | 1989-03-07 | Wyatt Technology Corporation | Method and apparatus for examining the interior of semi-opaque objects |
JP2645718B2 (ja) * | 1988-02-17 | 1997-08-25 | 住友電気工業株式会社 | 光ct装置 |
US4907876A (en) * | 1987-05-08 | 1990-03-13 | Hamamatsu Photonics Kabushiki Kaisha | Examination apparatus for measuring oxygenation in body organs |
-
1989
- 1989-11-16 DD DD89334606A patent/DD298677A5/de not_active IP Right Cessation
-
1990
- 1990-07-16 US US07/552,718 patent/US5158090A/en not_active Expired - Fee Related
- 1990-07-30 JP JP2202330A patent/JPH03172739A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US11384879B2 (en) | 2016-06-01 | 2022-07-12 | Entegris, Inc. | Fluid circuit with integrated electrostatic discharge mitigation |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DD298677A5 (de) | 1992-03-05 |
US5158090A (en) | 1992-10-27 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JPH03172739A (ja) | 組織を表示するための方法および装置 | |
JP3725156B2 (ja) | 生物組織の生体内検査用の光学カプラ | |
US7006220B2 (en) | Apparatus and method for determining tissue characteristics | |
Hielscher et al. | Near‐infrared diffuse optical tomography | |
Chen et al. | Optical doppler tomography | |
US7251518B2 (en) | Blood optode | |
US5817009A (en) | Arrangement for noninvasive determination of the oxygen saturation in human blood vessels or organs | |
Chance | Time-resolved spectroscopy and imaging | |
EP2866654B1 (en) | Real-time tumor perfusion imaging during radiation therapy delivery | |
US20090054763A1 (en) | System and method for spectroscopic photoacoustic tomography | |
WO2008067438A2 (en) | System and method for photoacoustic guided diffuse optical imaging | |
Wabnitz et al. | Time-resolved near-infrared spectroscopy and imaging of the adult human brain | |
Liebert et al. | Multichannel laser-Doppler probe for blood perfusion measurements with depth discrimination | |
US20050277817A1 (en) | Noninvasive measurement system for monitoring activity condition of living body | |
US20140378797A1 (en) | Apparatus for optical analysis of an associated tissue | |
EP0387793B1 (de) | Verfahren und Anordnung zur Darstellung von Strukturen | |
JP3304559B2 (ja) | 光計測方法および装置 | |
Orlova et al. | Algorithm for recognition of vascular structures in the biotissue volume | |
DE19838606A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Messung der lokalen Gehirndurchblutung | |
Liu et al. | 2D phased array fluorescence wireless localizer in breast cancer detection | |
RU2804287C2 (ru) | Способ регистрации и обработки данных оптической биопсии в динамическом режиме | |
Yan et al. | A multimodal sono-contrast NIR spectroscopy system for breast cancer diagnosis: System design and safety considerations | |
DD293199A5 (de) | Verfahren und anordnung zur darstellung von strukturen | |
EP4221571A1 (en) | Pathlength resolved cw-light source based diffuse correlation spectroscopy | |
ZUCCHELLI et al. | Development and applications of a medical device based on time domain functional Near Infrared Spectroscopy for brain imaging |