JP2000507348A - 吸光係数および修正散乱係数の測定 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 小さな吸光係数の変化、または光源−検出装置間距離の変化により生じる、輝度および位相および変調の深さの変化の測定からなる、高度の散乱媒体内の絶対吸光係数（発色団の濃度）および修正散乱係数を測定する方法。吸光係数の変化は、ａ）発色団の濃度の変化、またはｂ）波長の小さな変化により起こすことができる。

Description

【発明の詳細な説明】 吸光係数および修正散乱係数の測定 本発明は、高度の散乱媒体中における吸光係数および修正散乱係数の測定に関 する。本発明は、筋肉、脳または他の組織内の種々の成分および発色団の濃度（ 例えば、ヘモグロビン、酸素ヘモグロビンまたは酸素濃度）の、試験管内でのま たは生体内での測定のような生物医学光学に適用することができる。本発明は、 また例えば、食品および色素生産のような他の濁った媒体内、または製造プロセ ス制御の補佐としての化学プロセスにおける吸収物の濃度の測定にも使用するこ とができる。さらに、本発明は、光散乱媒体内の電解質、グルコース、乳酸塩ま たは尿素のような（非吸収）成分の濃度の測定、および屈折率の測定を行うため に、前記光散乱媒体内の修正散乱係数の測定にも使用することができる。 吸光および散乱特性の分析は、生物医学光学の多くの分野において重要な問題 であり、特に、組織内のヘモグロビン（Ｈｂ）、酸素ヘモグロビン（ＨｂＯ₂） およびシトクロム・オキシダーゼの濃度の測定にとって重要な問題である。これ ら発色団の近赤外線スペクトルは異なっているので、前記発色団の濃度の変化は 、組織表面から散乱反射した光の強度の変化から計算することができる。しかし 、組織内の前記発色団の絶対濃度、すなわち、絶対吸光係数は容易に推定するこ とはできない。 高度の散乱媒体中における吸光係数（μ_a）の測定については、いくつかの実 験方法が提案されてきたが、それらの方法の大部分は、組織から散乱した光の輝 度変調した光源の輝度および到着時間（飛行時間）の両方、または位相の測定に 基づくものである。吸光係数および修正散乱係数（μ_a、μ_s）は、固定変調周波 数での異なる光源−検出装置間距離に対する拡散強度および位相の測定値から推 定することができる。他の方法としては、単一の距離、複数の変調周波数測定値 を使用することができる。短い光源−検出装置間距離が複数分かっている場合に は、μ_aおよびμ_sを知るには、反射率を測定すれば十分である。 本発明の好適な実施形態の場合には、吸光係数の測定方法として、他の方法を 採用している。研究対象のシステムの吸光係数または他のパラメータ（例えば、 光源−検出装置間距離）の少しの変化が、輝度変調した光の拡散（反射または透 過）光の輝度および飛行時間（または位相Φ）および変調の深さを変化させるこ と、および前記変化の比は、媒体の散乱特性とは、重要なことだが、無関係であ ることを発見した。前記変化の比は、絶対吸光係数の望ましい推定値になる。こ の特定の近似法は、μ_a値からμ_s値までのある範囲内においては有効な方法であ る。しかし、前記範囲は近赤外線内の生物学の組織内で発見される範囲を含む。 それ故、本明細書で使用する「光」という用語は、赤外線（特に近赤外線）およ び可視光線を含む。変調の深さＭは、輝度変調光の定常成分の振幅に対する変化 成分の振幅の比である。 修正散乱係数は、吸光係数から、また輝度、飛行時間および／または位相、ま たは変調の深さから容易に推定することができる。 それ故、ある観点から見た場合、本発明は、媒体への光の通過（本明細書に定 義する）、媒体から放射された拡散光の検出、ある共通の原因による前記光の輝 度、位相（または通過時間）および変調の深さの中の少なくとも二つにおける変 化の測定、および前記変化からの係数の測定からなる、散乱媒体の吸光係数また は修正散乱係数の測定方法を提供する。 他の観点から見た場合、本発明は、媒体への光の通過（本明細書に定義する） 、吸光係数のまたは光源と光検出装置の相対位置の少しの変化による、媒体から 放射された拡散光の変化の測定、および前記変化からの係数の測定からなる、散 乱媒体の吸光係数および修正散乱係数の測定方法を提供する。 本発明は、また本発明の方法で使用することができるように適合および構成し た装置を提供する。 それ故、前記一般的な記述に限定されず、さらに他の観点から見た場合、本発 明は、媒体へ光を通過（本明細書に定義する）させるための手段、媒体から放射 された拡散光を検出するための手段、前記装置および媒体により形成されたシス テムのパラメータに変化を起こさせるための手段、前記放射光の輝度、位相（ま たは通過時間）および変調の深さの中の少なくとも二つにおける結果としての変 化を測定するための手段、前記少なくとも二つの変化を測定するための手段、お よび前記変化から前記係数を測定するための手段を備える、散乱媒体の吸光係数 または修正散乱係数を測定するための装置を提供する。 さらに他の観点から見た場合、本発明は、媒体へ光を通過（本明細書に定義す る）させるための手段、吸光係数に少しの変化を起こさせたり、または光源と光 検出装置の相対位置に少しの変化を起こさせるための手段、媒体から放射された 拡散光の、結果としての変化を測定するための手段、および前記の結果としての 変化から必要な係数を測定するための手段を備える、散乱媒体の吸光係数および 修正散乱係数を測定するための装置を提供する。 好適には、吸光係数は、放射拡散光の輝度の変化およびその通過時間（位相） の変化の比、または変調深さの変化に対する輝度または位相の変化の比から測定 することが好ましい。 吸光係数の少しの変化は、例えば、数ナノメートルだけ、媒体内に入り込んだ 光の波長の変化によって起こる場合もある。また、吸光係数の前記少しの変化は 、散乱媒体内の発色団の濃度の変化によって起こる場合もある。 本発明の方法は、また媒体内の異なる位置から放射された入力の輝度または位 相または変調の深さの測定による修正散乱係数の測定からなる、前記請求の範囲 の任意の請求項記載の方法を含むことができる。 前記測定手段は、輝度および通過時間の変化の比から吸光係数を測定すること ができる。 通過時間の変化として、放射光内の変化を測定するための手段を設置すること もできる。 吸光係数に変化を起こさせるために、光の波長を少し変化させるための手段を 設置することができる。 ある実施形態の場合には、媒体内に光を通過させるための手段は、レーザ・ダ イオード、すなわち、レーザの動作温度を変化させるための手段を備える波長を 変化させるための手段を備える。 他の実施形態の場合には、媒体内に光を通過させるための手段は、非常に近接 した波長を持つ複数の光源と、前記光源を電気的に選択するための手段を備える 波長を変更するための手段とを備える。 さらに他の実施形態の場合には、媒体内に光を通過させるための手段は、白色 光源と、前記白色光源からの複数の非常に近接した波長を個々に選択するための 手段とを備える、波長を変化させるための手段を備える。 前記光源および前記検出装置は、請求項１１に記載したように、移動すること ができる装置で、この場合、光源および検出装置は移動することができ、および ／または複数の光源および／または検出装置は間隔を置いて設置されている。 本発明の他の特徴は、請求の範囲に記載してある。 添付の図面を参照しながら、いくつかの実施形態を含めて以下に本発明をさら に詳細に説明するが、それにより本発明は制限されるものではない。 図１は、μ_aの関数としてのＱ_aおよびＶ_aを示す。 図２は、Ｖ_M＝２００ＭＨｚ、ｎ＝１．３３およびｒ＝３０ｍｍの場合に計算 したμ_aおよびμ_s’の関数としての定数Ｑ_aのラインである。 図３は、ｒ＝３５ｍｍ、μ_s＝０．７５、１．０、１．２５および１５０ｍｍ^{- 1} 、およびｎ＝１．５６の場合に式８および９で計算したμ_aの関数としての、Ｑ_r ＝（∂Ａ／∂ｒ）／（∂Φ／∂ｒ）およびＶ_r＝（∂Φ／∂ｒ）／（∂Ｍ／∂ｒ ）である。 図４は、Ｖ_M＝２００ＭＨｚ、ｎ＝１．５６およびｒ＝３５ｍｍの場合に計算 した、μ_aおよびμ_s’の関数としての定数Ｑ_rのラインである。 図５ａ）は、波長の変化に対する、減衰ΔＡ、位相ΔΦおよび変調の深さの、 実験により測定した変化である。図５ｂ）は、相関関係ΔＡおよび位相ΔΦであ る。図５ｃ）は、ΔΦおよびΔＭの相関関係を示す。 図６ａ）は、吸光係数μ_aの変化による、減衰ΔＡ、位相ΔΦおよび変調の深 さΔＭの実験により測定した変化である。図６ｂ）は、相関関係ΔＡおよび位相 ΔΦである。図６ｃ）は、ΔΦおよびΔＭの相関関係を示す。 図７は、液体人体模型の吸光係数μ_a＝μ_a ^w＋μ_a ^dを示す。この場合、μ_a ^wは 水の吸収であり、μ_a ^dはＣ_d＝１．４０ｘ１０^-5ｖ／ｖの濃度に対するダイ吸収 である。点線は、４つのレーザ波長に対する、実験から得た実験的吸光係数を示 す。 図８（ａ）は、オプトード（ｏｐｔｏｄｅ）距離ｒ＝４０ｍｍ、λ＝７４０ｎ ｍの場合の、ボランティアの前腕部の、加圧帯による閉塞中の、減衰ΔＡおよび 位相ΔΦの変化である。図８（ｂ）は、５０ｓ＜ｔ＜１７０ｓの場合の、図８（ ａ）に示すデータに対するΔＡとΔΦとの間の相関関係である。一次回帰の勾配 は、ΔＡ／ΔΦ＝４．６７ ＯＤ／ラジアンである。 図９は、固体人体模型の吸光係数μ_a（実線）および修正散乱係数μ_s’（破線 ）である（誤差は、それぞれ±１％および±２％）。この図は、Ｑ_a（Δλ）か ら得た吸光係数（図５の黒丸参照）、およびＱ_r（図１０の黒四角参照）を示す 。誤差バーは、修正散乱係数が０．７５ｍｍ^-1＜μ_s’＜２ｍｍ^-1であると仮定 した場合の変化を示す。 図１０（ａ）は、固体人体模型（λ＝７４４ｎｍに対する、μ_a＝０．０１３ ５ｍｍ^-1、μ_s’＝０．９４ｍｍ^-1、ｎ＝１．５６、図９と比較）上で測定した 、光源−検出装置間距離の関数としての、減衰の変化（ΔＡ）および位相の変化 （ΔΦ）を示す。実線は、データを通る一次回帰ラインであり、破線は、拡散理 論（式８および９）により計算した。図１０（ｂ）は、図１０（ａ）に示すデー タに対する、ΔＡおよびΔΦの相関関係である。一次回帰は、勾配ΔＡ／ΔΦ＝ ２．３８ ＯＤ／ラジアンを持つ。図９は、この勾配から得た吸光係数μ_aを示 す。 図１１は、胎児の頭部で測定した、ΔＡとｄΦ、およびΔΦとΔＭとの間の実 験により測定した相関関係である。 図１２および図１３は、本発明の種々の形の装置である。 散乱媒体内の光の移動は、媒体の修正散乱係数μ_s’、吸光係数μ_aおよび屈折 率ｎによる、光の輝度、飛行時間および位相および変調の深さを解明する拡散理 論により分析することができる。半無限の半分の空間上の「ペンシル・ビーム」 光源の場合には、光源から距離ｒのところで検出した、反射率Ｒおよび平均通過 時間（「飛行時間」）￣＜ｔ＞は、それぞれ下記式で表すことができる。 および 式（１）および（２）の場合、ρ＝（ｒ²＋ｚ₀ ²）^1/2、Ｚ₀＝１／μ_s’、ｃ＝ ｃ₀／ｎは、媒体内の光の速度（真空中の光の速度Ｃ₀）であり、μ_eff＝［３・ μ_a＋μ_s’）］^1/2は、有効減衰係数であり、Ｄ＝１／３（μ_a＋μ_s’）は、拡 散係数である。 この場合、散乱特性は一定であると仮定して、反射率およびμ_a内の変化に関 する平均時間の変化を考慮に入れる。吸光係数（Δμ_a）が何等かの変化をする と、反射率は、Ｒ₀からＲ＝Ｒ₀＋ΔＲ（Δμ_a）へ変化し、平均時間は、＜ｔ＞ 。から＜ｔ＞＝＜ｔ＞₀＋Δ＜ｔ＞に変化する。減衰の微分係数または、輝度Ａ の変化は、Ａ＝ｌｏｇ（Ｒ₀／Ｒ）により、定義し、μ_aに関する＜ｔ＞は、下記 式により表される。 および 適用する拡散近似はμ_a＜＜μ_s’であるので、μ_eff＝（３μ_aμ_s’）^1/2およ びＤ＝１／（３μ_s’）である。前記近似を使用し、式（３）を式（４）で割る と、下記式が得られる。 ここで考慮する光学的特性および光源−検出装置間距離は、ρ・μ_eff／２＞ ＞μ_a／μ_s’であるので、下記式が得られる。 ρ＞１／μ_effであるので、前記式はμ_s’から独立した望ましい近似である。 すなわち、μ_aのみの一次関数である。 発色団の濃度を測定するのに、周波数領域スペクトロメータ（ＦＤＳ）または 輝度変調光学スペクトロメータ（ＩＭＯＳ）を使用する場合には、周波数Ｖ_Mで 輝度変調した光波の位相Φが、平均時間＜ｔ＞の代わりに測定される。Φおよび ＜ｔ＞は、約２００ＭＨｚ以下の複数の周波数で、簡単な線形関係により結合さ れる。 光源−検出装置間距離ｒに関する減衰の微分係数部分＜ｔ＞は、下記式により 表される。 および 他の方法としては、周波数領域スペクトロメータを使用する場合には、位相Φ および変調の深さＭ、すなわち、前記変調光波の直流成分に対する交流成分の比 は、下記式により表される。 および 但し、および 前記式は、均質の半無限半空間に対して有効である。他の幾何学的形状の場合 には、それに応じて式を修正しなければならない。しかし、本発明の前記の好適 な実施形態において説明した方法は、同様に、これらの修正した式からμ_aを誘 導することができる。 図１ａ）の場合には、Ｑ_a＝（∂Ａ／∂μ_a）／（∂Φ／∂μ_a）であり、位相 の変化に対する減衰の変化の比は、吸光係数μ_aの関数の形で示される。図１ａ ）の曲線は、μ_a＝１．０ｍｍ^-1，１．２５ｍｍ^-1．部分１．５０ｍｍ^-1の場合 の修正散乱係数、光源−検出装置間距離ｒ＝３０ｍｍ、変調周波数ｙ_M＝２００ ＭＨｚ、および屈折率ｎ＝１．３３の場合の周波数式から計算したものである。 図１ａ）を見れば、望ましい一次近似は、Ｑ_aがμ_aに対して直線的に変化してい ることが分かる。それ故、幾何学的形状が一定である場合には、一定の散乱特性 および純粋な吸収の変化Ｑ_aは、主としてμ_aだけに依存する。従って、測定した 減衰の変化および位相の変化は、絶対（平均）吸光係数に近い推定値になる。図 １ａ）の水平の線は、下記の実験で使用したスペクトロメータの４つの異なる波 長に対するＱ_aの測定値を示す。 μ_s’に対するＱ_aの依存性をさらに推定するために、図２にμ_aおよびμ_s’の 関数としての、定数Ｑ_aのラインを示す。前記ラインは、μ_s’＝０．５ｍｍ^-1か らμ_s’＝１．５ｍｍ^-1までの変化、すなわち、組織について予想される散乱係 数の大体の範囲に対して、対応する吸光係数がほんの約１０％だけ変化すること を証明している。それ故、この程度の正確さで、μ_aを予測するには、散乱特性 についての正確な知識は必要ではない。ある組織のタイプの場合には、μ_a’は ０．５−１．５ｍｍ^-1も変化して、より正確なμ_aの推定値が得られることはま ずありえない。しかし、本明細書に記載した方法は、媒体の散乱特性は変化しな いと仮定している。 図１ｂ）は、比、Ｖ_a＝（∂Φ／∂μ_a）／（∂Ｍ／∂μ_a）、すなわち、吸光 係数の関数としての、変調の深さの変化に対する位相の変化の比を示す。媒体は 、図１ａ）に示すのと同じ光学特性を持つものと仮定した。Ｖ_aに対する異なる 数値のμ_s’の影響は、無視することができる。望ましい近似に対して、Ｖ_aは μ_a’の一次関数である。それ故、図１ｂ）の場合には、μ_aをＶ_aの測定値から 得 ることができる。減衰の変化および変調の深さの変化の比に対しては、同じ考察 が有効である。 式（１）〜（１６）は、媒体と環境との間には一致した境界が存在すると仮定 する。反射率、平均時間および変調の深さの計算に対して、物理的にもっと正確 な一致していない境界条件を適用した場合には、Ｑ_aおよびＶ_aに対する数値は、 図１のデータからほんの僅か異なるだけである。 図３ａ）は、式（８）および（９）から計算したμ_aの関数としての商、Ｑ_r＝ （∂Ａ／∂ｒ）／（∂Φ／∂ｒ）を示す。屈折率をｎ＝１．５６および光源−検 出装置間距離をｒ＝３５ｍｍと仮定した。図１と同様に、Ｑ_rに対する修正散乱 係数の影響は少ない。従って、ｒに関する減衰および位相の変化の比を測定すれ ば、μ_sの一つの推定値が得られる。図４は、Ｑ_rの一定の数値に対するμ_aの推 定値に対するμ_s’の影響を示す。μ_a’の変化によるμ_a’の不確かさは、Ｑ_aに 対する数値と同じである（図１および図２を参照）。 図３ｂ）は、比、Ｖ_r＝（∂Φ／∂ｒ）／（∂Ｍ／∂ｒ）を示す。Ｑｒと同様 に、Ｖ_rに対するμ_s’の影響は小さく、μ_aをΔΦ／ΔＭの測定値から得ること ができる。 それ故、（定義するように）光で対象物を調査する場合には、体内の成分物質 の濃度は、減衰および経路の長さ（飛行時間）の測定値、または経路の長さおよ び変調の深さの変化、または減衰および変調の深さの変化の測定値から推定する ことができる。ある対象物を通る光の減衰および経路の長さの両方を測定するに は、二つの技術を使用することができる。前記二つの方法、すなわち、時間領域 または周波数領域は異なるものであるので、それぞれの方法について別々に説明 する。 ＜時間領域の測定＞ ある対象物を通る光の減衰および経路の長さは、ピコ秒レーザおよびストリー ク・カメラのような光検出装置を使用することにより、時間領域内で最も正確に 測定することができる。前記レーザは、前記対象物に紫外線のパルスを当てるの に使用され、光検出装置は、前記対象物との相互作用による、前記パルスの形の 変化を測定するのに使用される。（すなわち、光検出装置は、インパルス応答を 測定する。） 測定したインパルス応答が、下記式で表される平均＜ｔ＞を持つ、関数ｇ（ｔ ）である場合には、 経路の長さ（または平均飛行時間）は、下記式により計算することができる。 但し、Ｃ₀は真空中の光の速度、ｎは調査中の対象物の平均屈折率である。 前記タイプのシステムは、大型で高価であるので、実験室内の設備、または製 造または加工工場内の固定装置として以外では使用できない恐れがある。 前記システムで使用するのに適している光源としては、イオン・レーザ、揚水 式ダイ・レーザおよびイオン・レーザ揚水式固体レーザがある。適当な検出装置 としては、ストリーク・カメラ、マイクロチャネル・プレート光電子増倍管およ び時間解像単一光子カウント・システムがある。 別の方法としては、調査が必要なのは平均経路長さまたは通過時間であり、探 査中の対象物の完全なインパルス応答ではないので、時間解像度がもっと低い、 もっと簡単な計器装備を使用することができる。この別の方法は、広いパルスで の対象物の調査からなる。 ＜周波数領域測定＞ ある対象物を通る光の減衰および経路の長さを測定するために、修正輝度変調 光学スペクトロメータ（ＩＭＯＳ）を使用することができる。ＩＭＯＳを使用し た場合、前記光の輝度は、高い周波数（すなわち、通常、１ＭＨｚ以上の周波数 ）で、正弦波状に変調される。その後、位相感知検出装置が、前記対象物に入る 光学波形の位相と、前記対象物から出てくる光学波形の位相との差を測定する。 測定した位相差は、経路の長さの一次関数であるので、経路の長さを容易に測定 することができる。 それ故、輝度、飛行時間（または位相）および変調の深さの変化を検出するた めに、時間領域測定用のインストルメント、または周波数領域測定用のインスト ルメントを使用して、吸光係数および修正散乱係数を測定することができる。 Ｑ_aを入手する一つの方法は、波長λに同調することにより吸光係数に小さな 変化を起こさせる方法である。すなわち、散乱媒体の吸収スペクトル上を走査す る方法である。散乱係数は、前記波長を実質的に変化させないものでなければな らない。 この技術を実行するために、著しい特徴を持つ光学特性（λ＝７５８ｎｍの場 合の、μ_a＝０．０１６０ｍｍ、μ_a’＝０．９３４ｍｍ，ｎ＝１．５６、ナノメ ートル当たり∂_μa＝＋１．５％、ナノメートル当たり∂_μa’＝−０．０５％） を持つ固体光散乱人体模型を使用した。λ＝７５３ｎｍからλ＝７６１ｎｍ（Ｆ ＷＨＭ＝２ｎｍ）の間の波長を変化させるために、温度同調可能なダイオード・ レーザを使用した。前記人体模型から反射した光は、光供給ファイバから距離ｒ ＝３０ｍｍのところで検出され、ダイオード・レーザの出力が不安定であるため に、距離ｒ＝７ｍｍのところの基準測定値により、減衰および位相の変化を修正 した。 図５ａ）は、この波長範囲の減衰、位相および変調の深さの変化の測定値であ る。相関関係曲線の一次回帰は、Ｑ_a＝２．２３ ＯＤ／ラジアン（図５ｂ）お よびＶ_a＝５，０３ラジアン（図５ｃ）の勾配を示す。前記式に従ってこれら数 値を分析することにより、０．７５ｍｍ^-1＜μ_s’＜２．０ｍｍ^-1に対する、μ_a ＝０．０１６１ｍｍ^-1の吸光係数を、Ｑ_aから、Ｖ_aからμ_a＝０．０１６３ｍｍ^{- 1} を計算した。これらの数値は、μ_aの真の数値と非常によく一致する。 波長を、発色団の吸収スペクトルに調整する必要がある。例えば、ヘモグロビ ンおよび酸素ヘモグロビンの吸光係数は、Δλ＝１ｍｍ当たり∂_μd＝±２％ま で変化する。すなわち、数ナノメートルによる波長の変化は、十分大きな吸収の 変化を引き起こすのに十分である。 それ故、例えば、数ナノメートルの狭い範囲内で、光源の波長を同調すること ができるようにＩＭＯＳを修正することにより、例えば、（５〜２０ナノメート ルの間で）、結果として起こった減衰ΔＡ、位相ΔΦおよび変調の深さΔＭの変 化を測定することができ、それにより、絶対吸光係数を測定することができる。 μ_aは、同じΔλに対するΔＡ、ΔΦおよび変調の深ΔＭから測定されるので、 Δλの正確な数値は重要ではない。 ＩＭＯＳ光源としては、例えば、修正レーザ・ダイオード、変調ＬＥＤ、また は出力を必要な速度および正確さで制御することができるランプ等を使用するこ とができる。変調は、任意の単一周波数、または多重周波数の正弦波をベースと するスキームにより行うことができる。ＩＭＯＳ用の適当な検出装置としては、 光電子増倍管、ホトダイオードおよびＣＣＤ（電荷結合素子）検出装置等がある 。 波長への同調は、例えば、すでに説明したように、光源の温度調整、または電 流源の調整、または同調可能なフィルタの使用のような多くの方法で行うことが できる。他の方法としては、波長が近接している多数の個々の選択可能な光源（ 例えば、複数のＬＥＤ）として、ポッケル電池および他の波長選択装置（例えば 、プリズムまたは格子）と一緒に、白色光源を使用することができる。 濃度調整により吸光係数を測定する実験において、Ｖ_M＝２００ＭＨｚの周波 数で輝度変調された、４つの異なるレーザ・ダイオード（λ＝７４４ｎｍ、８０ ７ｎｍ、８３２ｎｍ、８６０ｎｍ）を内蔵する、周波数領域スペクトロメータを 使用した。位相感知アンプが、多重散乱光の位相シフトを検出した。光源と散乱 媒体との間、および散乱媒体と検出装置との間で光を送るために、光ファイバを 使用した。 この方法を実証するために、既知の吸光係数および修正散乱係数（それぞれ、 μ_aおよびμ_s’）の散乱人体模型を使用した。前記人体模型は、光散乱センタと しての働きをする水中に懸濁した球形のポリスチレンの粒子からなる。前記球体 （直径０．６μｍ〜２．５μｍ）の散乱係数μ_s’を得るために、ミー理論を使 用した。前記人体模型の吸光係数（μ_a）は、既知の数値μ_a＝μ_a ^w＋μ_a ^dに、水 の吸光係数（μ_a ^w）とダイの吸光係数（μ_a ^d）（Ｓ１０９５６４、ＩＣＩ、英国 、マンチェスター）を加えたものである。図７は、Ｃ_d＝１．４０ｘ１０^-5ｖ／ ｖのダイ濃度での、μ_a ^w＋μ_a ^dのスペクトルである。周波数領域スペクトロメー タの光伝達および検出ファイバの両端部は、容積Ｖ＝１００ｍｍｘ８０ｍｍｘ６ ０ｍｍの人体模型の表面に約２ｍｍだけ挿入してある。 ダイ濃度Ｃ_dを１．４４％（λ＝７４４ｎｍの場合の、Δμ_a＝１．５６ｘ１０^-4 ｍｍ^-1に対応）ずつ１４段階に変化させて、人体模型の吸光係数μ_aを変化さ せた。散乱微小球体Ｃ_aの濃度は１％ｖ／ｖであり、一定に維持された。表１に 、 その結果得られた、異なるレーザ波長に対する人体模型の光学特性を示す。μ_a が約３０％変化する間のμ_aの波長依存性は無視できる程度のものである。表１ のμ_aの数値は、Ｃ_d＝１．４０・１０^-5 ｖ／ｖの濃度に対するものである。 ４つの異なる波長λに対する人体模型の光学特性。μ_sｉの数値は、ミ ー理論から得たものである。μ_aは、ダイ吸光係数μ_a ^dおよび水吸光係数μ_a ^wか らなる。最後の２つの欄は、減衰および位相の変化の比（ΔＡ／ΔΦ）および図 １から得た対応する吸光係数を示す。 吸光係数の変化の関数としての、輝度位相および変調の深さの変化は、周波数 領域スペクトロメータを使用して記録した。図６ａ）は、λ＝７４４ｎｍに対す る前記変化を示す。ΔＡ対ΔΦ曲線上においては（図６ｂ参照）、両者は密接な 相関関係を持っている。一次回帰の勾配は、ΔＡ／ΔΦ＝２．４７ ＯＤ／ラジ アンである。Ｑ_a＝ΔＡ／ΔΦの測定値および既知の修正散乱係数を使用するこ とにより、図１ａ）から吸光係数μ_aを読み取ることができる。四つ全部の波長 に対するμ_aの実験値を、表１および図１ａ）に示す。図１ａ）から対応する吸 光係数を読み取り、図７の吸光係数スペクトルにそのグラフを示す。対応する吸 光係数は、数パーセントの範囲内で予想数値と一致する（表１参照）。図６ｃに 、ΔＭとΔΦとの間の相関関係を示す。一次回帰の勾配は、ΔΦ／ΔＭ＝３．５ ３ラジアンである。この数値を使用して、図１ｂからμ_aを読み取ることができ るが、その数値は０．０１３５ｍｍ^-1である。この数値は、真のμ_s値とも一致 する。 第２の実験においては、生体内での吸光係数を測定するために前記方法を使用 し、それにより静脈を閉塞している間の血流の変化を実証した。 図８ａ）は、健康なボランティアの前腕部を、加圧帯で閉塞している間の、λ ＝７４０ｍｍに対する減衰および位相の変化を示す。オプトード間隔はｒ＝４０ ｍｍであり、周波数領域スペクトロメータの変調周波数はＶ_M＝２００ＭＨｚで あった。加圧帯内の血圧は、ｔ＝６０秒で約２００ｍｍＨｇに上昇し、ｔ＝１８ ０秒で下降した。閉塞中は、減衰差も位相差は増大し、血液の酸素化の変化によ り吸光係数の増大が見られた。５０秒から１７０秒までの間の減衰および位相の 変化の間の相関関係（図８ｂ参照）から、勾配ΔＡ／ΔΦ＝４．８５ ＯＤ／ラ ジアンであることが分かる。組織の屈折率がｎ＝１．４であると仮定した場合、 式、（３），（４）および（７）により、吸光係数、μ_a＝０．０２６ｍｍ^-1（ μ_a’＝０．５ｍｍ^-1）およびμ_a＝０．０２８ｍｍ^-1（μ_s’＝１．０ｍｍ／ｌ ）が得られる。 さらに、他の実験の場合には、分娩中胎児の頭部で、減衰および位相の変化を 測定した。収縮により、幼児の頭部内の血流および血液の量が変化する。すなわ ち、吸光係数に変化が起こる。図１１ａ）および図１１ｂ）は、二つの波長（λ₁ ＝８０７ｎｍおよびλ_s＝８３２ｎｍ）に対する、約１．５分間の１回の収縮の 間に測定した、減衰および位相の変化の相関関係、および位相と変調の深さの変 化の相関関係を示す。測定した勾配ΔＡ／ΔΦ（λ₁）＝４．７２ ＯＤ／ラジ アンは、μ_a（λ₁）＝０．０２６ｍｍ^-1に対応し、勾配ΔＡ／ΔΦ（λ₂）＝６ １ ＯＤ／ラジアンは、μ_a（λ₂）＝０．０３３ｍｍ^-1に対応する。両方の波長 における、純粋なヘモグロビンおよび酸素ヘモグロビンの吸光係数を使用して、 光により調査した組織の血液の酸素飽和を計算して７７％を得ることができた。 位相および変調の深さの変化ΔΦ／ΔＭ（λ₁）＝２．７５ラジアン（図１１ｂ ）参照）の測定勾配は、μ_a（λ₁）＝０．０１２ｍｍ^-1に対応する。この吸収値 は、ΔＡ／ΔΦから得た吸収値とは異なる。それは、減衰および変調の深さの調 査値が組織の大きさにより異なるからである。減衰測定値は、光源検出装置の近 い、すなわち、媒体の表面に近い容積の変化の影響を受け易いが、位相および変 調の深さは、媒体内の深いところの容積に非常に大きく影響される。それ故、Δ Φ／ΔＭは、脳のより深い層の吸光係数（および酸素飽和）を示す傾向が高い。 反対に、ΔＡ／ΔΦは、外側の組織の層の吸光係数を示す。 光源−検出装置間距離が変化する場合の測定値からμ_aを入手するために、人 体模型に対していくつかの実験が行われた。減衰および位相の変化が、固定散乱 人体模型に対する光源−検出装置間距離の関数として計算された（図１０ａ）参 照）。模型の光学特性は、λ＝７４４ｎｍに対して、ｎ＝１．５６、μ_a＝０． ０１３４ｍｍ^-1およびμ_s’＝０．０９４ｍｍ^-1であった。図１０ｂ）の場合に はΔＡとΔΦの相関関係は、２．３８ ＯＤ／ラジアンである。式（８）および （９）によるこの勾配を分析した結果（図３および図４参照）、μ_a’が０．７ ５ｍｍ^-1−２ｍｍ^-1の仮定修正散乱係数に対して、吸光係数０．０１３５（±０ ．００１０）ｍｍ^-1が得られた。この数値は、真の数値、０．０１３４ｍｍ^-1と 非常によく一致している。 測定したΔＡと一緒にμ_aの推定値を使用することにより、式（１）から修正 散乱係数を計算することができる。図１０ａ）の一次回帰の勾配、ΔＡ／Δｒは 、０．１０９ ＯＤ／μ（λ＝７４４ｎｍ）であり、μ_a＝０．０１３５（±０ ．００１）ｍｍ^-1に対して、μ_s’＝０．９００（±０．０Ｏ６５）ｍｍ^-1であ る。これらの数値は、誤差限界内で真のμ_a’と一致する。同様に、位相勾配は 、ΔΦ／Δｒ＝−０．０４６０ラジアン／μである。推定μ_a値および式（２） と一緒にこの数値を使用して、μ_s’＝０．９０２（±０．０６５）ｍｍ^-1の修 正散乱係数が得られる。 図１２Ａ、図１２Ｂおよび図１２Ｃは、本発明の装置の種々の形の略図である 。図１２Ｂおよび図１２Ｃの装置は、図示の部分を除いて図１２Ａの装置と同じ ものである。 図１２Ａにおいては、標本１０に対して、すでに説明したように、光源１４か ら光ファイバ１２を通して光が当てられる。光源は、既知の振幅および位相を得 るために、スペクトロメータ１８の制御回路１６により駆動される。前記回路１ ６は、狭い範囲内で光の波長を調整するために、駆動電流の動作温度を制御する 。検出装置２０は、光ファイバ２２を通して、標本１０からの拡散光を受光し、 検出装置に接続しているスペクトロメータおよび計算装置２４が、すでに説明し た方法で、μ_aを測定することができるようにする。 ２５で示す略図は、吸光係数μ_aを変化させるための別の手段としての標本の 濃度を調整するための制御可能な溶媒供給源のような手段を示す。 図１２Ｂにおいては、光源１４の代わりに、光ファイバ１２に接続装置２８を 介して接続している４つの個々の光源２６を使用することができる。制御回路１ ６は、標本を照明する光の波長を変えるために、前記４つの光源を選択的に切り 替える。 図１２Ｃの場合には、光源１４の代わりに、既知で制御可能な波長の単色光を 供給するために、制御回路１６により制御されるポッケル電池、プリズムまたは 格子３２と接続している、白色光源３０を使用することができる。 図１３は、Ａ、ΦまたはＭに変化を起こさせるために、その相対的な位置を変 化させる、光源／検出装置構成の変化を示す。前記以外は、この装置は、光源の 波長が固定されているほかは、図１２Ａの装置と同じものである。 図１３Ａの場合には、標本１０は、４つの選択的に切り替えることができる光 源３４の中の一つにより照明され、拡散光が、透過により（標本を通して）検出 装置３６により受信される。前記光源の中の一つを選択することにより、光源− 検出装置間距離が少しだけ変化する。距離の正確な変化を測定する必要はない。 距離の変化が、Ａ、ΦおよびＭの変化の共通の原因であることが分かれば十分で ある。 図１３Ｂの装置は、光源３４が１つであり、適当な検出装置３６を複数使用し ている点を除けば、図１３Ａの装置に類似している。光源−検出装置間距離を同 じように変化させることができる。 図１３Ｃの場合には、光源３４は１つであり、標本１０の入射したのと同じ表 面から反射した拡散光を、受光するように配置されている、一つの検出装置３６ が設置されている光源−検出装置間距離は、光源および検出装置の一方または両 方を移動することにより調整される。他の方法としては、図１３Ａおよび図１３ Ｂに示すように、いくつかの切り替え可能な光源と、いくつかの切り替え可能な 検出装置とを設置することができる。 本発明の詳細に説明してきた実施形態の主な特徴および利点は以下の通りであ る。 ΔＡ、ΔΦおよびΔＭの変化が、吸収の変化により起こった場合には、μ_aを 測定するには、単一の光源−検出装置間距離だけで十分である。ΔＡ、ΔΦおよ びΔＭの変化が、光源−検出装置間距離の変化により生じた場合には、μ_aを知 るために、距離の絶対的な変化を知る必要はない。 変調周波数は一つだけで十分である。 輝度、位相および変調の深さの変化は、絶対値では測定されない。 それ故、他の方法と比較すると、使用する技術は簡単なものですむ。 本明細書（請求の範囲を含む）に開示し、および／または図面に示した各特徴 は、他の開示および／または図示の特徴とは独立して本発明に組み込むことがで きる。 下記の要約は、本出願と一緒に提出されたものであるが、本明細書の一部とし て再びここに記載する。小さな吸光係数の変化、または光源−検出装置間距離の 変化により生じた、輝度および位相および変調の深さの変化の測定からなる、高 度の散乱媒体内の絶対吸光係数（発色団の濃度）および修正散乱係数を測定する 方法。 吸光係数の変化は、ａ）発色団の濃度の変化、またはｂ）波長の小さな変化に より起こすことができる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ワトソン ラッセル イギリス国 ロンドン ダブリュシー１イ ー ６ビーティー ゴゥアー ストリート ユニヴァーシティ カレッジ ロンドン （番地なし) (72)発明者 コープ マーク イギリス国 ロンドン ダブリュシー１イ ー ６ビーティー ゴゥアー ストリート ユニヴァーシティ カレッジ ロンドン （番地なし)

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．散乱媒体の吸光係数または修正散乱係数の測定方法であって、媒体への光 の通過（本明細書に定義する）、媒体から放射された拡散光の検出、ある共通の 原因による前記光の輝度、位相（または通過時間）および変調の深さの中の、少 なくとも二つにおける変化の測定、および前記変化からの係数の測定からなる方 法。 ２．請求項１記載の方法において、前記共通の原因が、前記吸光係数の小さな 自然のまたは人為的な変化、またはその検出装置への光源の相対的な位置の小さ な変化である方法。 ３．散乱媒体の吸光係数および修正散乱係数の測定方法であって、媒体への光 の通過（本明細書に定義する）、吸光係数のまたは光源と光検出装置の相対位置 の少しの変化による媒体から放射された拡散光の変化の測定、および前記変化か らの係数の測定からなる方法。 ４．前記請求項何れか１項記載の方法において、前記吸光係数を、前記二つの 変化の比から測定する方法。 ５．請求項１記載の方法において、前記通過時間の変化を、放射光の位相の変 化を測定することにより測定する方法。 ６．請求項２ないし請求項５の何れか１項記載の方法において、吸光係数の前 記小さな変化が、媒体に通過した光の波長の変化により生じる方法。 ７．請求項６記載の方法において、前記波長が数ナノメートルだけ変化する方 法。 ８．請求項２ないし請求項５の何れか１項記載の方法において、吸光係数の小 さな変化が、散乱媒体内の発色団の濃度の変化により起こる方法。 ９．請求項２記載の方法において、経路の長さまたは位相の変化が、光源およ び、または検出装置の移動により起こる方法。 １０．前記請求項の何れか１項記載の方法において、媒体内の異なる位置から 放射された光の輝度または位相または変調の深さを測定することによる、修正散 乱係数の測定からなる方法。 １１．散乱媒体の吸光係数または散乱係数を測定するための、前記請求項の何 れか１項記載の方法での使用に適合するように、およびそのように構成されてい る装置。 １２．散乱媒体の吸光係数または修正散乱係数を測定するための装置であって 、媒体へ光を通過（本明細書に定義する）させるための手段と、媒体から放射さ れた拡散光を検出するための手段と、前記装置および媒体により形成されたシス テムのパラメータに変化を起こさせるための手段と、前記放射光の輝度、位相（ または通過時間）および変調の深さの中の少なくとも二つにおける結果としての 変化を測定するための手段と、前記少なくとも二つの変化を測定するための手段 と、前記変化から前記係数を測定するための手段とからなる装置。 １３．散乱媒体の吸光係数および修正散乱係数を測定するための装置であって 、媒体へ光を通過（本明細書に定義する）させるための手段と、吸光係数に少し の変化を起こさせたり、または光源と光検出装置の相対位置に、少しの変化を起 こさせるための手段と、媒体から放射された拡散光の結果としての変化を測定す るための手段と、前記の結果としての変化から必要な係数を測定するための手段 とを備える。 １４．請求項１２または請求項１３記載の装置において、前記測定手段が、前 記二つの結果としての変化の比から必要な係数を測定する装置。 １５．請求項１４記載の装置において、前記測定手段が、輝度および通過時間 の変化の比から吸光係数を測定する装置。 １６．請求項４記載の装置において、吸光係数に変化を起こさせるために、少 しだけ光の波長を変化させるための手段を備える装置。 １７．請求項１６記載の装置において、媒体に光を通過させるための手段が、 レーザ・ダイオードを備え、波長を変化させるための手段が、レーザの動作温度 を変化させるための手段を備える装置。 １８．請求項１６記載の装置において、媒体に光を通過させるための手段が、 非常に近接した波長を持つ複数の光源を備え、波長を変化させるための手段が、 前記光源を選択的に切り替えるための手段を備える装置。 １９．請求項１６記載の装置において、媒体に光を通過させるための手段が、 白色光源を備え、波長を変化させるための手段が、前記白色光源からの非常に近 接した複数の波長を個々に選択するための手段を備える装置。 ２０．請求項１１記載の装置において、光源および／または検出装置が移動す ることができ、および／または間隔を置いて複数の光源および／または検出装置 が設置されている装置。