JP3577335B2 - 散乱吸収体計測方法及び装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本願の発明は、複数の所定波長の光のパルス光や方形波光あるいは連続光を生体などの散乱吸収体に入射し、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した所定波長の光を検出して、散乱吸収体の内部情報を非侵襲に計測するもので、散乱吸収体内部の特定吸収成分の吸収係数や濃度の比、さらには特定吸収成分の成分比、ヘモグロビンの酸素飽和度、およびそれらの時間変化や空間分布などを計測すること、あるいはこれらの計測の精度を高めることができる散乱吸収体の内部計測方法及び装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】
生体のような散乱吸収体内部の吸収成分の測定、あるいはその測定精度の向上に対する要請は従来から非常に強く、従来いくつかの報告や試みがある。その中の主なものを、この節の最後に参考文献^１−５）として一括して示す（なお、以降では、^Ｘ）によって参考文献の番号を示すものとする）。
【０００３】
一般に、光は散乱吸収体の内部でランダムに散乱、吸収されるため、直進しない。吸収が零である散乱体では、光の総量が減ることはないが、光は散乱成分によってランダムに散乱されるため、折れ曲がりながら進む。この場合、光が散乱の影響を受けずに進める距離は、平均自由行程あるいは平均拡散長と呼ばれ、輸送散乱係数μ_ｓ ′の逆数となる。生体試料などの場合、この平均自由行程は２ｍｍ程度である。また、散乱吸収体では散乱成分のほかに吸収成分も含まれているので、光が散乱して進む距離に応じて吸収が生じ、その距離に対して光量が指数関数的に減衰する。
【０００４】
散乱吸収体内部の吸収係数や輸送散乱係数の精密測定の分野の従来技術としては、連続光やパルス光入射に対する透過光あるいは反射光の光量（時間積分値）を計測するものと、パルス光入射に対する透過光あるいは反射光を時間分解計測し、その波形を解析するものがある。これらのうち、前者はよく知られているランバート・ベール（Ｌａｍｂｅｒｔ−Ｂｅｅｒ）則を基本原理とする吸光度測定を利用するもので、これと併せてさらに２波長分光測定の原理を応用するものもある。ここで、ランバート・ベール則は、試料の吸光度（ａｂｓｏｒｂａｎｃｅ， またはｏｐｔｉｃａｌ ｄｅｎｓｉｔｙ ）が試料のモル吸光係数、モル濃度、および試料の厚さとの積に比例する、あるいは厚さを一定としたとき吸光度差が試料の濃度差に比例するというものである。
【０００５】
ところが、散乱吸収体で吸光度を測定する場合、散乱吸収体の光入射位置と光検出位置との間を拡散伝搬する光の平均光路長（ｏｐｔｉｃａｌ ｐａｔｈｌｅｎｇｔｈ）が、散乱吸収体の吸収係数μ_ａ に依存して変化する。したがって、従来の光路長を一定と仮定する散乱吸収体に対する吸光度測定では、この平均光路長の吸収係数依存性が大きな問題となり、吸収係数あるいは吸収成分の濃度などを正確に計測することができない、あるいはそれらしい計測ができても測定誤差が大きくなるため実用できない。例えば、特願昭６２−２４８５９０、特願昭６２−３３６１９７、特願平２−２３１３７８などは、光路長が一定であると仮定する吸光度を測定することを基本原理としているから、上記光路長変化に起因する計測誤差を避けることができない。
【０００６】
また、吸光度測定の際に、あらかじめ別の方法で測定した平均光路長を使用する方法もあるが、上記のように平均光路長が吸収係数に依存して変化するので、これを一定値として近似することに起因する誤差を避けることはできない。その他、パルス光などを使用して吸光度差を測定する方法^２）、これらに２波長分光の原理を応用する方法、３種類以上の波長の光を使用して吸光度を測定する方法もあるが、いずれの場合にも散乱吸収体に対して光路長が一定であると仮定した吸光度測定法を適用しているため、光路長変化に起因する大きな誤差が発生し、十分な計測精度が得られない。
【０００７】
吸光度測定に基づかない従来技術で、パルス光や変調光を使用して、透過光あるいは反射光を時間分解計測して波形解析する方法は、時間分解計測をするから、光量つまり光信号の時間積分値を計測する本願の発明の計測方法や装置に比較して、計測方法や装置がきわめて複雑になり、かつ装置が高価になるという難点がある。実際に、パルス光を散乱吸収体に入射したときの反射光あるいは透過光を時間分解計測し、その波形から内部の吸収情報を計測する試みがいくつか^３−５）ある。このとき測定される光信号は、散乱と吸収の影響によって、だらだらと減衰する長い裾をひく信号となる。Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ らは、均一な散乱吸収体のモデルを考えて、パルス光入射に対する出力信号を解析的に求めた^３）。Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ らが求めた式が与える光信号の強度の時間波形は、均一な散乱吸収体を用いた実験で得られる波形とよく一致する。彼らおよび本願の発明者らの実験結果によれば、散乱吸収体を構成する吸収成分の吸収係数は、上記の光信号が十分に減衰したとき、つまり十分時間が経過したときの波形の傾斜（微分値）で与えられる。しかし、吸収係数を求める部分の光信号が十分に減衰している必要があるということは、信号が微弱であるということと等価であるから、被計測信号の信号対雑音比（ＳＮ比）が悪くなり、必然的に測定誤差が増大するとともに、計測時間も長くなるので、実用化することが困難である。以上の他にも種々の試みがあるが、いずれも、計測精度が不十分である。
【０００８】
上記のように、現在までに開発あるいは報告されている上記分野の計測法や計測装置では、いずれの場合にも十分な計測精度が得られていない。このような状況を鑑み、本願の発明者は、上記分野の計測の基本となる散乱吸収体内部の光の振る舞いについて、理論的かつ実験的に詳細に解析、検討して、従来の解析方法は散乱吸収体内部の複雑な光の振る舞いを記述するのに十分でない、あるいは従来の計測法や計測装置の計測原理を導く過程で導入している多くの近似が、実際の計測対象や計測現場で成立しないため、その結果として大きな誤差が測定値に含まれることなどを明らかにした。本願の発明は、これらの解析、検討、実験などに基づいて、上記の誤差を小さくして計測精度を高める新しい計測方法と計測装置とを提供することを目的とする。
【０００９】
（参考文献）
１） Ｂ． Ｃ． Ｗｉｌｓｏｎ ａｎｄ Ｓ． Ｌ． Ｊａｃｑｕｅｓ： Ｏｐｔｉｃａｌ Ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ａｎｄ Ｔｒａｎｓｍｉｔｔａｎｃｅ ｏｆ Ｔｉｓｓｕｅｓ： Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ， ＩＥＥＥ Ｊ． Ｑｕａｔｕｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ．， Ｖｏｌ．２６， Ｎｏ．１２， ｐｐ．２１８６−２１９９ （１９９０）
２） Ｉ． Ｏｄａ， Ｙ． Ｉｔｏ， Ｈ． Ｅｄａ， Ｔ． Ｔａｍｕｒａ， Ｍ． Ｔａｋａｄａ， Ｒ． Ａｂｕｍｉ， Ｋ． Ｎａｇａｉ， Ｈ． Ｎａｋａｇａｗａ， ａｎｄ Ｍ． Ｔａｍｕｒａ： Ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｏｘｙｇｅｎａｔｉｏｎ ｍｏｎｉｔｏｒ ａｎｄ ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｂｙ ＮＩＲ ｓｐｅｃｔｒｏｐｈｏｔｏｍｅｔｒｙ， Ｐｒｏｃ． ＳＰＩＥ， Ｖｏｌ．１４３１， ｐｐ．２８４−２９３ （１９９１）
３） Ｍ． Ｓ． Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ， Ｂ． Ｃｈａｎｃｅ， ａｎｄ Ｂ． Ｃ． Ｗｉｌｓｏｎ： Ｔｉｍｅ ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｒｅｆｌｅｃｔａｎｃｅ ａｎｄ ｔｒａｎｓｍｉｔｔａｎｃｅ ｆｏｒ ｔｈｅ ｎｏｎ−ｉｎｖａｓｉｖｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｉｓｓｕｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ， Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ， Ｖｏｌ．２８， Ｎｏ．１２， ｐｐ．２３３１−２３３６ （１９８９）
４） Ｍ． Ｓ． Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ， Ｊ． Ｄ． Ｍｏｕｌｔｏｎ， Ｂ． Ｃ． Ｗｉｌｓｏｎ， ａｎｄ Ｂ． Ｃｈａｎｃｅ： Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｉｍｅ−ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｔｏ ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ ｔｈｅｒａｐｈｙ ｄｏｓｉｍｅｔｒｙ， Ｐｒｏｃ． ＳＰＩＥ， Ｖｏｌ．１２０３， ｐｐ．６２−７５ （１９９０）
５） Ｅ． Ｍ． Ｓｅｖｉｃｋ， Ｎ． Ｇ． Ｗａｎｇ， ａｎｄ Ｂ． Ｃｈａｎｃｅ： Ｔｉｍｅ−ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ｐｈｏｔｏｎ ｉｍａｇｉｎｇ， Ｐｒｏｃ． ＳＰＩＥ， Ｖｏｌ．１５９９，ｐｐ．２７３−２８３ （１９９１）
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本願の発明の散乱吸収体計測方法及び装置は、光路長変化を十分に考慮した新しい知見、つまり所定波長の光が散乱吸収体の内部を拡散伝搬して所定の検出位置に到達するときの光検出信号（計測値）と複数の既知のパラメータとの間の複数の連立関係を利用して、散乱吸収体の吸収係数、さらには特定の吸収成分に関する情報を計測するものである。
【００１１】
すなわち、本願発明の散乱吸収体計測方法は、（ａ）散乱吸収体に対して散乱係数が等しいと見做せる２つの所定波長の光を入射し、（ｂ）２つの光入射位置−光検出位置間の距離に対応する検出位置で、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した所定波長の光を検出して３種類以上の検出信号を取得し、（ｃ）散乱吸収体の表面における所定波長の光の入射位置に対して、散乱吸収体での境界条件を満たす所定位置に導入された負極性の仮想点光源を用いて、所定波長の光がそれぞれ拡散伝搬して検出位置に到達するときの散乱吸収体内の拡散伝搬経路における散乱特性および吸収特性と、検出信号との方程式を求め、３種類以上の検出信号に対する３種類以上の方程式の連立関係を利用して、検出信号を演算処理して散乱吸収体の内部情報を導出する、ことを特徴とする（医療行為を除く）。
【００１２】
ここで、所定波長の光は、散乱吸収体内部の特定吸収成分に対して吸収係数が異なる２つの波長の光であり、演算処理は、散乱係数を同一と見做して得られる散乱吸収体の第１次内部情報の導出処理と、第１次内部情報を利用した散乱吸収体の特定成分に関する情報である第２次内部情報の導出処理とである、ことを特徴としても良い。
【００１３】
また、本願発明の散乱吸収体計測装置は、（ａ）散乱吸収体に対して散乱係数が等しいと見做せる２つの所定波長の光を発生する光発生手段と、（ｂ）所定波長の光を散乱吸収体に入射させる光入射手段と、（ｃ）２つの光入射位置−光検出位置間の距離に対応する検出位置で、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した所定波長の光を検出して３種類以上の検出信号を取得する光検出手段と、（ｄ）散乱吸収体の表面における所定波長の光の入射位置に対して、散乱吸収体での境界条件を満たす所定位置に導入された負極性の仮想点光源を用いて、所定波長の光がそれぞれ拡散伝搬して検出位置に到達するときの散乱吸収体内の拡散伝搬経路における散乱特性および吸収特性と、検出信号との方程式を求め、３種類以上の検出信号に対する３種類以上の方程式の連立関係を利用して、検出信号を演算処理して散乱吸収体の内部情報を導出する演算処理手段と、を備えることを特徴とする。
【００１４】
ここで、所定波長の光は、散乱吸収体内部の特定吸収成分に対して吸収係数が異なる２つの波長の光であり、演算処理手段は、散乱係数を同一と見做して得られる散乱吸収体の第１次内部情報の導出処理と、第１次内部情報を利用した散乱吸収体の特定成分に関する情報である第２次内部情報の導出処理と、を実行する、ことを特徴としても良い。
【００１５】
【作用】
本願の発明の散乱吸収体計測方法及び装置は、散乱と吸収の影響を受けながら散乱吸収体の内部を拡散伝搬した光を散乱吸収体の外部で測定して、この測定値を演算処理して、散乱吸収体の内部情報を計測する。このとき、散乱吸収体内部を拡散伝搬する光の振る舞いおよびその結果である信号つまり光検出信号が、散乱吸収体内部の散乱成分や吸収成分などの性質や濃度に依存することを利用して、複数の異なる所定波長の光に対して複数の異なる光入射位置−検出位置間距離で検出した３種類以上の検出信号（計測値）を演算処理して、散乱吸収体の吸収係数、特定吸収成分の濃度などに関する内部情報を計測する。この場合、計測対象の多箇所で上記の計測を行えば前記情報の空間分布、また、異なる時間に上記の計測を行えば前記情報の時間変化を計測することができる。
【００１６】
より具体的に述べると、本願の発明の方法および装置では、複数の異なる所定波長は、散乱吸収体を構成する散乱成分に対して輸送散乱係数が等しいか、差があっても無視できる程度に小さいと見做なすことができ、かつ特定吸収成分に対して吸収係数が異なるように選ばれる。そして、前記所定波長の光を散乱吸収体に入射し、複数の異なる光入射位置−検出位置間距離に対応する散乱吸収体の内部を拡散伝搬した光を検出して、３種類以上の検出信号（計測値）を得る。つぎに、前記所定波長の光が前記検出位置に拡散伝搬して到達するときの散乱および吸収と、前記検出信号（計測値）との間の３つ以上の連立関係に基づいて、前記３種類以上の検出信号と既知のパラメータとを演算処理して、前記散乱吸収体の内部情報を定量計測する。このとき、本願の発明で初めて開示される検出信号 （計測値）と各種パラメータおよび散乱吸収体の内部情報との関係が利用される。
【００１７】
以上の場合、複数の異なる所定波長の光に対して１つの光入射位置と２つの光検出位置を用いる方法、あるいは逆に２つの光入射位置と１つの光検出位置を用いる方法などがある。また、実際の生体試料などでは、散乱係数が同一または差があっても無視できる程度に小さくなるように、複数の異なる所定波長を選択することができる。
【００１８】
したがって、前述した従来の吸光度測定に共通する光路長変化にともなう測定誤差の問題が解決される。また、本願の発明は、時間分解計測しないで、光量つまり光信号の時間積分値を測定する方法であるから、装置構成が極めて簡単になる。本願の発明によって、手術中や運動中の人の脳内の酸素濃度などのモニタリングや計測なども可能になる。
【００１９】
【実施例】
以下、添付図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
【００２０】
（１）散乱吸収体の内部情報計測方法
（１．１）散乱吸収体の内部情報計測の原理
生体のような散乱吸収体内部で、光は散乱、吸収されながら拡散伝搬し、その一部は表面に出てくる。つまり、光は散乱吸収体の内部で散乱、吸収されるが、これを透過することができる。例えば図１は、散乱吸収体の１点に光を入射し、他の点で拡散光（反射光）を検出する様子を示す。散乱吸収体に入射された光は、ランダムに散乱されてほぼ全域に広がるが、この図では、光検出器で検出される光子の飛跡のみが模式的に示されている。つまり図１は、計測に利用される光子の飛跡を示している。
【００２１】
このような散乱吸収体内部の光の振る舞いは、光拡散理論（Ｐｈｏｔｏｎ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｔｈｅｏｒｙ ）によって、かなり厳密に記述、解析できることが知られている。この光拡散理論によれば、散乱吸収体に入射された光パルスは、散乱吸収体内部で散乱、吸収されながら拡散伝搬する際に、パルス幅が広がっていくことなどが示される。図２は散乱吸収体内部における光検出量を求めるための仮想光源の設定を示す図である。この図に示すように、散乱吸収体の表面の１点（ρ＝０，ｚ＝０）に光を入射したとき、点Ｐ（ρ，ｚ）で検出される光つまり光信号は、光拡散方程式から導出することができる。この場合、散乱吸収体の表面と外部では光拡散が存在しないから、この条件を満たすように境界条件を設定する必要がある。Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ らは、負極性の点光源を仮定してこの境界条件を満たす方法を開発し、これから得られる理論値と実際の実験値とがよく一致することを報告している。図２では、この負極性の点光源が○印点（ρ＝０，ｚ＝−ｚ_０ ）に導入してある。
【００２２】
他方、散乱吸収体の内部を拡散伝搬する光子１個１個の振る舞いは、コンピュータを利用したモンテカルロシミュレーション（Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎ ）によって解析、実験、検討することができる。また、実際に散乱吸収体の物理模型や生体試料などを用いて実験することもできる。最近得られている知見では、光拡散理論から導かれる結果、モンテカルロシミュレーションの結果、およびサンプルによる実験結果の間には、良い一致が見られている。したがって、散乱吸収体の内部の光の振る舞いは光拡散方程式でよく記述されると考えてよい。さらに、本願の発明者による上記のような種々の解析、実験、検討、および最近のさらに詳しい散乱吸収体内部の光の振る舞いの解析、実験などでも、散乱吸収体の内部の光の振る舞いが光拡散方程式でよく記述されることが示されている。
【００２３】
さて、以上のような散乱吸収体の内部の光の振る舞いを記述する光拡散方程式は、例えば、光子流動率（ｆｌｕｅｎｃｅ ｒａｔｅ）φを用いて次のように記述される。
【００２４】
【数１】

【００２５】
ここで、
φ（ｒ，ｔ）：位置ｒ、時刻ｔにおける光子流動率（ｆｌｕｅｎｃｅ ｒａｔｅ ）
〔光子／ｍｍ^２ ・ｓｅｃ 〕（但し、ｒはベクトルである）
Ｄ：光拡散係数（ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ）〔ｍｍ〕
μ_ａ ：吸収係数（ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）〔ｍｍ^−１〕
ｃ：散乱吸収体内部の光速度〔ｍｍ／ｓｅｃ〕（屈折率によって定まる）
Ｓ（ｒ，ｔ）：光源〔光子／ｍｍ^３ ・ｓｅｃ 〕
である。
【００２６】
インパルス光源はデルタ関数で表されるから、原点（ｒ＝０）にｔ＝０のとき入射する光インパルスは、次のように表される。
【００２７】
Ｓ（ｒ，ｔ）＝δ（ｒ，ｔ）＝δ（０，０）＝δ（０）・δ（０）…（１．２）
したがって、インパルス光入射に対する光拡散方程式は次のようになる。
【００２８】
【数２】

【００２９】
ここで、δ（０，０）は、原点（ｒ＝０）にｔ＝０のとき入射する光インパルスである。
【００３０】
また、散乱吸収体に関する種々の光学定数は、
μ_ｓ ：散乱係数（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）〔ｍｍ^−１〕
μ_ｓ ′：輸送散乱係数（ｔｒａｎｓｐｏｒｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）〔ｍｍ^−１〕
μ_ｔｒ：輸送減衰係数（ｔｒａｎｓｐｏｒｔ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ）〔ｍｍ^−１〕
μ_ｅｆｆ ：有効減衰係数（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ）〔ｍｍ^−１〕
ｇ：散乱角θに対するｃｏｓθの平均値（ｍｅａｎ ｃｏｓｉｎｅ ｏｆ ｔｈｅ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ａｎｇｌｅ ）としたとき、

なる関係にある。
【００３１】
半空間を占める散乱吸収体にスポット状の光パルスを入射する場合の境界条件は、前述したＰａｔｔｅｒｓｏｎ らが示したように、図２に示すような負極性の点光源を位置（ρ＝０，ｚ＝−ｚ_０ ）に置くことで実現される。通常はｚ_０ 〜１／μ_ｓ ′となるが、厳密には光の入射方法や散乱吸収体の散乱成分の性質などによって変化する。またこのことは、本願の発明者らのモンテカルロシミュレーションでも確認されている。ただし、本願の発明の計測方法及び装置では、後述するようにｚ_０ を未知数として取り扱うことができるので、ｚ_０ の不確定性、あるいは既知値であるか未知値であるかの議論をする必要がない。また、本願の発明のようにｚ_０ を未知数として取り扱う方法は、ｚ_０ ＝１／μ_ｓ ′と近似する方法に比べて計測精度が優れていることは明らかである。
【００３２】
上記の境界条件で光拡散方程式（１．３）を解いて、散乱吸収体の表面の任意の位置（ρ，０）における光信号Ｒ（ρ，０，ｔ）〔光子／ｍｍ^２ ・ｓｅｃ 〕を求めると、

となる。
【００３３】
検出光量Ｉ［ρ］は、上記のＲ（ρ，０，ｔ）を時間積分したものであるから、
【００３４】
【数３】

【００３５】
と表され、この式は積分公式を使って下記のように解くことができる。
【００３６】
【数４】

【００３７】
ここで、Ｉ［ρ］の自然対数をとると、
【００３８】
【数５】

【００３９】
となる。したがって、散乱吸収体のμ_ｅｆｆ は、計測値Ｉ［ρ］、既知の値ρおよびｚ_０ を用いて、（１．７）または（１．８）式から計算することができる。図３はこれらの関係を示すもので、μ_ｓ ′＝０．４５、ｚ_０ ＝１／０．４５とし、μ_ａ をパラメータとして示してある。ただし実際には、前述したように、厳密なｚ_０ の値を知ることが困難である。本願の発明では、上記の基本的な知見をさらに展開して、次のように応用する。
【００４０】
図４は、本願の発明の散乱吸収体計測方法を説明する図である。つまり、均一な散乱吸収体に対して、図４に示したような異なる２つの位置で、異なる２つの波長の光を使用して前記Ｉ［ρ］を計測する。以下では、光入射点と光検出点の距離（以下、単に検出距離と呼ぶ）をρ_１ ，ρ_２ 、また２つの波長をλ_１ とλ_２ として、４種類の計測値をそれぞれ、
Ｉ〔ρ_１ ，λ_１ 〕：検出距離ρ_１ 、波長λ_１ での計測値
Ｉ〔ρ_１ ，λ_２ 〕：検出距離ρ_１ 、波長λ_２ での計算値
Ｉ〔ρ_２ ，λ_１ 〕：検出距離ρ_２ 、波長λ_１ での計測値
Ｉ〔ρ_２ ，λ_２ 〕：検出距離ρ_２ 、波長λ_２ での計測値
のように表すことにする。また、異なる２種の波長λ_１ とλ_２ に対して輸送散乱係数μ_ｓ ′およびｚ_０ は等しいか、または差があっても極めて小さいと仮定し、波長λ_１ とλ_２ に対する吸収係数を、それぞれμ_ａ１，μ_ａ２と表す。すると、波長λ_１ とλ_２ に対するそれぞれの有効減衰係数μ_ｅｆｆ１とμ_ｅｆｆ２は、
μ_ｅｆｆ１＝〔３μ_ａ１（μ_ａ１＋μ_ｓ ′）〕^１／２ …（１．９ａ）
μ_ｅｆｆ２＝〔３μ_ａ２（μ_ａ２＋μ_ｓ ′）〕^１／２ …（１．９ｂ）
また、μ_ａ１，μ_ａ２《μ_ｓ ′のときは、
（μ_ｅｆｆ１／μ_ｅｆｆ２）^２ ＝μ_ａ１／μ_ａ２ …（１．９ｃ）
と表すことができる。
【００４１】
以上から、２つの検出距離と２つの波長に対する計測値は、次の４個の方程式を満足する。
【００４２】
【数６】

【００４３】
【数７】

【００４４】
【数８】

【００４５】
【数９】

【００４６】
これらの方程式（１．１０ａ）乃至（１．１０ｄ）（以後、総称して（１．１０）式とも呼ぶ）のうち、任意の３個の式はそれぞれ独立であり、かつ未知数はμ_ｅｆｆ１，μ_ｅｆｆ２およびｚ_０ の３個である。したがって、３個の計測値と既知の値ρ_１ ，ρ_２ ，λ_１ およびλ_２ を用いて、上記４連の式の中の任意の３連の式から、３つの未知数μ_ｅｆｆ１，μ_ｅｆｆ２およびｚ_０ を求めることができる。なお通常はｚ_０ を求める必要がない。
【００４７】
また、以上のようにしてμ_ｅｆｆ１，μ_ｅｆｆ２およびｚ_０ を求めるには、（１．６
）または（１．７）式から導かれる３連のそれぞれ独立した式であればどんな形の式でもよい。さらに、ｚ_０ が既知数として取り扱える場合には、２連の連立方程式からμ_ｅｆｆ１とμ_ｅｆｆ２とを求めることができる。以上のような連立方程式を解く計算は、コンピュータを利用して高速に実行することができる。
【００４８】
つぎに、近似解法としてｚ_０ 《ρ_１ ，ρ_２ のときの例を述べる。最初にも述べたように、通常、ｚ_０ は１／μ_ｓ ′〜２ｍｍ程度であるから、ρ_１ ，ρ_２ が２０〜１００ｍｍ程度となる通常の測定状態では、ｚ_０ 《ρ_１ ，ρ_２ となる。このとき、（１．１０）式は、
【００４９】
【数１０】

【００５０】
【数１１】

【００５１】
【数１２】

【００５２】
【数１３】

【００５３】
となる。ただし、有効減衰係数μ_ｅｆｆ１とμ_ｅｆｆ２は（１．９ａ）式および（１．９ｂ）式で表される関係にある。したがって、上記と同様にしてμ_ｅｆｆ１とμ_ｅｆｆ２およびｚ_０ を求めることができる。
【００５４】
また、（１．１１）式（（１．１１ａ）式乃至（１．１１ｄ）式）から、
【００５５】
【数１４】

【００５６】
【数１５】

【００５７】
が得られる。この（１．１２）式（（１．１２ａ）式および（１．１２ｂ）式）ではｚ_０ が消去されており、既知のρ_１ とρ_２ を用いてμ_ｅｆｆ１とμ_ｅｆｆ２、さらに、μ_ａ１，μ_ａ２《μ_ｓ ′のときは、（１．９ｃ）式からμ_ａ１／μ_ａ２を求めることができる。
【００５８】
さらに、ρ_１ ・μ_ｅｆｆ１，ρ_１ ・μ_ｅｆｆ２，ρ_２ ・μ_ｅｆｆ１，ρ_２ ・μ_ｅｆｆ２》１であるとき、（１．１２）式は、
【００５９】
【数１６】

【００６０】
【数１７】

【００６１】
となるから、（１．９ｃ）式を用いると、
【００６２】
【数１８】

【００６３】
となり、簡単にμ_ａ１／μ_ａ２の値を求めることができる。
【００６４】
以上のようなμ_ａ１／μ_ａ２の値を求める計算は、（１．１０），（１．１１），（１．１２），（１．１３）の連立方程式のいずれを用いてもよく、コンピュータを利用して高速に計算することができる。また、μ_ａ１／μ_ａ２の値を求める式は、（１．６）式から導かれる式であればどんな形の式でもよい。このようなμ_ａ１／μ_ａ２は、後述するヘモグロビンの酸素飽和度などの計測に利用される。
【００６５】
以上のような２波長分光計測では、散乱吸収体に含まれる吸収成分の吸収係数の波長依存性を利用する。例えば、図５に吸収スペクトルを示す酸化・還元ヘモグロビンや酸化・還元ミオグロビンの計測では、酸化・還元に対して吸収係数の差が大きい波長の光、つまり７００ｎｍから１．２μｍの波長の光がよく使用される。また、異なる２種の波長の光に対する散乱成分の散乱係数は同一または差があっても極めて小さいものと仮定したが、実際の生体試料などでは、その差が無視できる程度に小さくなるように波長を選択することができる。また、以上に説明した結果の信頼性および妥当性は、本願の発明者らのモンテカルロシミュレーションや実験でも確認されている。
【００６６】
本願の発明は、光検出信号の積分値を利用するので、光パルスの波形はどんな形のものであっても、積分時間が規定できるものであれば十分である。例えば方形波や連続光でもよいことは明らかである。また、３種以上の波長の光や３種以上の検出距離で計測すれば、さらに計測精度を向上させること、あるいはバックグラウンド吸収のある試料の計測などが可能になる。なお、図４では１つの光入射位置に２種の波長の光を入射して異なる２つの位置で光検出したが、これとは逆に異なる２つの位置に２種の波長の光を入射して１つの光検出位置で検出する方法でも、上記と同様のことが成立する。また、このような光入射位置と光検出位置の組み合わせは、種々のものがある。
【００６７】
また以上では、計測対象が半空間を占める散乱吸収体である場合について説明したが、実際には、有限の大きさの散乱吸収体を計測することが多い。この場合、図４の散乱吸収体の表面側で前記の境界条件が満足され、かつ散乱吸収体内部を拡散伝搬する大部分の光に対して光拡散の条件が成立すればよい。この条件は、検出距離ρ_１ とρ_２ に比較して散乱吸収体が十分大きいと見做せれば成立する。例えば、図４に示した波線部分は、検出位置に到達する大部分の光が通過する領域を示す。このようなことは、例えば、前述したＳｅｖｉｃｋらが報告した散乱吸収体内部のバナナ状の光の束、あるいは本願の発明者らのモンテカルロシミュレーションの結果からも明らかである。
【００６８】
また、検出距離ρ_１ およびρ_２ に比較して散乱吸収体の厚さ（ｚ方向）が十分に大きいと見做せないときは、散乱吸収体の背面側（光入射面と対抗する反対側の表面）に、境界条件を満足させるような第２の負極性と正極性の点光源を導入すればよい。このとき、原理的には、この第２の負極性と正極性の点光源の影響を補正するために、さらに第３の負極性と正極性の点光源、さらにそれを補正するために第４の負極性と正極性の点光源などが必要となる。しかし、これらで導入する点光源の出力光（信号）への影響は、その順序に従って急激に減少するので、有限の数の点光源で近似することができる。この場合、前出の（１．５）式乃至（１．１０）式は、追加した負極性と正極性の点光源の影響に関する項を追加したものとなる。しかし、この式は、項の数が増えるだけで、未知数の数や各式の独立性などは不変であるから、前記と同様のことが成立する。
【００６９】
さらに、本願の発明の計測方法と装置は、スラブ状の試料に適用することもでき、その様子を図６と図７に示す。ただし、図６では２箇所から光を入射して、それぞれ別の位置から光を検出している。また、図７では、１つの点に光を入射し、異なる場所で、異なる検出距離で光検出している。なお、スラブ状の試料の場合には、光拡散方程式（１．３）から導かれる結果、つまり前述の（１．７）式に相当する式は、検出距離をｄとしたとき、例えば、

となる。ところが、この（１．１５）式は（１．７）式の式の形が変わっただけ、つまり未知数や既知数の数が同じでパラメータも同一であるから、前記の場合と同様に変形、展開することができ、（１．１０）式に対応する４個の方程式が得られる。
【００７０】
したがって、上記と同様にして、３個の計測値と上記４個の式の中の任意の３連の式を用いて、３つの未知数μ_ｅｆｆ１，μ_ｅｆｆ２およびｚ_０ を求めることができる。なお、通常はｚ_０ を求める必要がない。また、以上のような演算は、（１．１５）式から導かれるそれぞれ独立した式であればどんな形の式でもよい。
【００７１】
さらに、ｚ_０ が既知数として取り扱える場合には、（１．１５）式から導かれるそれぞれ独立な２つの式からなる連立方程式をとくことによってμ_ｅｆｆ１，μ_ｅｆｆ２を求めることができる。また、これからμ_ａ１／μ_ａ２の値を導出して、ヘモグロビンの酸素飽和度など、吸収成分に関する内部情報を求めることができる。以上のような連立方程式を解く計算は、コンピュータを利用して高速に実行される。
【００７２】
以上に説明したようなスラブ状試料の計測で得られる散乱吸収体の内部情報は、光を散乱吸収体に入射した位置と光検出位置とを結ぶ直線に沿う前記情報の平均値である。したがって、内部情報が図６および図７に示した検出位置間の距離に比較して十分粗に分散している場合には、これらの値が上記の直線に沿った線積分値であると見做すことによって、簡単なイメージングを行うことができる。また、Ｘ線ＣＴに見られるような画像再構成を行って、これらの内部情報に関する断層像を得ることもできる。また、後述するようなヘモグロビンやミオグロビンの酸素飽和度、吸収成分の分布などのイメージングや断層像の再構成などもできる。さらに、上記の計測を異なる時間に行えば、前記内部情報の時間変化を計測することが可能である。以上のような演算処理は、メモリ、ディスプレイなどを備えるコンピュータ装置によって高速に実行される。
【００７３】
つぎに、本願の発明の有効性を示す１つの例として、本願の発明による方法と、従来の一定の光路長を仮定する吸光度法との計測誤差について述べておく。
【００７４】
前述した図４に示したような半空間を占める散乱吸収体を考えた場合、検出される光信号は（１．５）式で表せる。このような信号に対して、平均光路長＜Ｌ＞、つまり重心を考えると、
【００７５】
【数１９】

【００７６】
となる。
【００７７】
ここで、生体試料に対する標準的な値として、μ_ｓ ′＝０．４５（ｍｍ^−１），ｚ_０ ＝１／μ_ｓ ′、または計測条件としてρ＝５０（ｍｍ）を考え、μ_ａ が０．０１から０．０２に変化するときの平均光路長をそれぞれ、＜Ｌ（μ_ａ ＝０．０１）＞と＜Ｌ（μ_ａ ＝０．０２）＞とすれば、平均光路長を一定と仮定するときの平均光路長に対する誤差Δは、
【００７８】
【数２０】

【００７９】
となる。したがって、光路長が一定であると仮定して求めた吸光度は、１４％程度の誤差を含むことがわかる。これに対して、本願の発明の方法では、上記平均光路長の変化を初めから考慮して、演算に用いる関係を導出しているので、上記の誤差を極めて小さくすることができる。以上のことは、スラブ状の散乱吸収体を計測する場合でも同様であり、誤差の程度の差は少しあるが、本願の発明の有効性が明らかである。
【００８０】
（１．２）吸収情報の計測方法
ここでは、上記で求めた内部情報に基づいて吸収、あるいは吸収成分に関する情報を演算処理して求める方法について、例を用いて説明する。
【００８１】
（ｉ）ヘモグロビンの酸素飽和度の計測
哺乳類の脳における吸収成分の主なものは、水、チトクローム（ｃｙｔｏｃｈｒｏｍ ）、酸化および還元ヘモグロビンである。近赤外線領域での水とチトクロームの吸収は、酸化および還元ヘモグロビンに対して、ほぼ無視することができる程度に少ない。また、酸化および還元ヘモグロビンは、前出の図５に示すように吸収スペクトルが異なる。さらに、頭蓋骨は、近赤外線に対して散乱体と考えてよい。
【００８２】
以上に対して、いま、波長λ_１ とλ_２ の２種の光を考える。すると、λ_１ とλ_２ に対する吸収係数μ_ａ１とμ_ａ２は、ランバート・ベール則によって、次のようになる。
【００８３】
μ_ａ１＝ε_Ｈｂ，１〔Ｈｂ〕＋ε_{ＨｂＯ，１} 〔ＨｂＯ〕 （２．１ａ）
μ_ａ２＝ε_Ｈｂ，２〔Ｈｂ〕＋ε_{ＨｂＯ，２} 〔ＨｂＯ〕 （２．１ｂ）
但し、
ε_Ｈｂ，１：還元ヘモグロビンの波長λ_１ に対するモル吸収係数〔ｍｍ^−１・Ｍ^−１〕
ε_{ＨｂＯ，１}：酸化ヘモグロビンの波長λ_１ に対するモル吸収係数〔ｍｍ^−１・Ｍ^−１〕
ε_Ｈｂ，２：還元ヘモグロビンの波長λ_２ に対するモル吸収係数〔ｍｍ^−１・Ｍ^−１〕
ε_{ＨｂＯ，２}：酸化ヘモグロビンの波長λ_２ に対するモル吸収係数〔ｍｍ^−１・Ｍ^−１〕
〔Ｈｂ〕：還元ヘモグロビンのモル濃度〔Ｍ〕
〔ＨｂＯ〕：酸化ヘモグロビンのモル濃度〔Ｍ〕
である。
【００８４】
ここで酸素飽和度Ｙは、
Ｙ＝〔ＨｂＯ〕／（〔Ｈｂ〕＋〔ＨｂＯ〕） …（２．２）
であるから、次式を得る。
【００８５】
μ_ａ１／μ_ａ２＝〔ε_Ｈｂ，１＋Ｙ（ε_{ＨｂＯ，１} −ε_Ｈｂ，１）〕
÷〔ε_Ｈｂ，２＋Ｙ（ε_{ＨｂＯ，２} −ε_Ｈｂ，２）〕 …（２．３）
したがって、前述の計測によって求めたμ_ａ１／μ_ａ２と既知のパラメータε_Ｈｂ，１，ε_{ＨｂＯ，１} ，ε_Ｈｂ，２およびε_{ＨｂＯ，２} とを用いて、酸素飽和度Ｙを算出することができる。なお、酸化および還元ヘモグロビンに対して吸収が同一になる波長（〜８００ｎｍ，ｉｓｏｓｂｅｓｔｉｃ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ）を使用すれば上記の式はさらに簡単になる。
【００８６】
（ｉｉ）バックグラウンド吸収がある場合
生体などでは、バックグラウンドの吸収が無視できない場合がある。この場合は、波長λ_１ ，λ_２ およびλ_３ に対するバックグラウンド吸収を、それぞれａ_１ ，ａ_２ およびａ_３ とすれば、ランバート・ベール則によって次式が成立する。
【００８７】
μ_ａ１＝ε_Ｈｂ，１〔Ｈｂ〕＋ε_{ＨｂＯ，１} 〔ＨｂＯ〕＋ａ_１ …（２．４ａ）
μ_ａ２＝ε_Ｈｂ，２〔Ｈｂ〕＋ε_{ＨｂＯ，２} 〔ＨｂＯ〕＋ａ_２ …（２．４ｂ）
μ_ａ３＝ε_Ｈｂ，３〔Ｈｂ〕＋ε_{ＨｂＯ，３} 〔ＨｂＯ〕＋ａ_３ …（２．４ｃ）
この式を整理すると、

となる。したがって、ａ_１ 〜ａ_２ 〜ａ_３ となるように適宜に波長を選択すれば、前記と全く同様にして、３種類の波長の光に対する計測値と既知のパラメータの値を用いて（μ_ａ１／μ_ａ２）および（μ_ａ３／μ_ａ２）を求めて、（２．５）式に代入して、飽和度Ｙを求めることができる。なお、上記の条件ａ_１ 〜ａ_２ 〜ａ_３ は、計測対象である生体などに対して波長をうまく選べば実現できる。但し、３種類の波長に対して散乱係数は等しいと見做せるものと仮定している。
【００８８】
（２）散乱吸収体の内部情報計測装置
（２．１）第１の実施例に係る装置
図８は、本願の発明に係る散乱吸収体計測方法を実施する装置の具体的な構成例を示す。レーザーダイオードなどを使用した光源２は異なる波長λ_１ とλ_２ の光を発生する。計測に使用する光の波長は、計測対象に応じて適宜に選ぶ必要がある。一般に生体では、ヘモグロビンなどの吸収の関係から７００ｎｍ以上の光がよく使用される。また、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンでは、前出の図５に示したように、波長によって吸収係数が異なるから、適宜に波長を選択することによってこれらを分離して計測することができる。この場合、３種以上の異なる波長の光を使用して計測精度をさらに向上することもできる。光源には、レーザーダイオード、発光ダイオード、ＨｅＮｅレーザーなど種々のものが使用できる。また、前述したようにパルス光、方形波光、連続光など、どのような光を発生するものでもよい。
【００８９】
光源２からの光は波長選択器４で波長選択され、光ガイド６を通して計測対象である散乱吸収体２０の表面に入射する。この場合、後述するような集光レンズやピンホールを使用する方法もある。つまり、前述したように散乱吸収体では平均拡散長が２ｍｍ程度であるため、入射光は約２ｍｍ直進するまでに散乱し、光の方向性がなくなる。したがって、数ｃｍ以上の散乱吸収体では平均拡散長の影響を無視することができるから、スポット状に光を入射すれば良い。また、太いビーム状の光を散乱吸収体に入射してもよい。この場合には、複数のスポット状光源が並んでいると考えればよい。
【００９０】
光ガイド６と計測対象２０の間の空間は、図８の実施例では微小になっている。しかし実際には、これを大きくして、この空間に計測対象２０とほぼ等しい屈折率と散乱係数をもつ液状体やゼリー状物体（以下、インターフェース材と呼ぶ）を満たしておいても良い。つまり、光はこのインターフェース材の中を拡散伝搬して計測対象に入射するから何ら問題は生じない。また、散乱吸収体の表面反射が問題になるときには、インターフェース材を適宜に選択することによって、表面反射などの影響を低減することができる。
【００９１】
散乱吸収体の内部を拡散伝搬した光は、前記光入射位置から距離ρ_１ およびρ_２ の位置に置いた光ガイド８および１０で受光される。ここでも前記と同様の理由によって、インターフェース材を使用してもよい。
【００９２】
第１の光検出器１２および第２の光検出器１４は、前記受光信号を電気信号に変換して増幅し、それぞれ検出信号ａおよびｂを出力する。この光検出器１２および１４は、光電子増倍管のほか、光電管、フォトダイオード、アバランシェフォトダイオード、ＰＩＮフォトダイオードなど、あらゆる種類の光検出器を使用することができる。光検出器の選択に際しては、所定波長の光が検出できる分光感度特性をもっていれば良い。また、光信号が微弱であるときは高利得の光検出器を使用する。光検出器の受光面以外の場所は、光を吸収あるいは遮光する構造にしておくことが望ましい。また、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した光が複数の波長の光を含む場合には、光検出器１２および１４と散乱吸収体２０との間の適宜の位置に波長選択フィルタ（図示せず）を入れる。
【００９３】
演算処理部１６は、第１の光検出器１２および第２の光検出器１４からの検出信号ａおよびｂを信号処理して、それぞれ検出光量に比例した計測値ｃおよびｄに変換する。具体的には、演算処理部１６は、光源２の光発生に同期した信号ｅを利用して、検出信号ａおよびｂに対する時間域での積分演算を行う。ただし、パルス光などを利用する場合には、この同期信号ｅを省略することもできる。
【００９４】
つぎに、各々の波長λ_１ とλ_２ に対する計測値ｃおよびｄと、予め別の方法で測定あるいは設定された既知のパラメータρ_１ ，ρ_２ の値とを、前述した３連の関係に基づいて演算処理して散乱吸収体の内部情報、つまり波長λ_１ とλ_２ に対する有効減衰係数μ_ｅｆｆ１およびμ_ｅｆｆ２，さらには吸収係数の比、つまりμ_ａ１／μ_ａ２を算出する。これらの演算処理は、演算処理手段に組み込んだマイクロコンピュータなどで高速に実行する。また必要に応じて、上記で求めた内部情報つまりμ_ａ１とμ_ａ２の比を用いて、前述した（２．３）式の関係に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。さらに、バックグラウンド吸収などがある場合には、前述したように３種以上の波長の光を使用する。
【００９５】
以上の場合、異なる波長の光を同時に含む光を使用する方法と、異なる波長の光を時分割で入射させて使用する方法とがある。具体的な波長選択手段としては、ミラーを用いた光ビーム切り換え器、フィルターを用いた波長切り換え器、光スイッチを用いた光切り換え器などを利用する方法（図９（ａ））がある。また、異なる波長の光を同軸状のビームにして、光入射点の直前に設けた波長選択フィルタで波長選択する方法（図９（ｂ））、あるいはそのまま平行に散乱吸収体に入射して、前記光検出器の直前に設けた波長選択フィルタで波長選択する方法（図１０（ａ））、さらには４個の光検出器を用いて２種の波長の光を２箇所で並列に検出する方法（図１０（ｂ））などがある。また、２つの位置から光を入射する方法もある。
【００９６】
光を生体などの散乱吸収体に入射する手段としては、図８に示した光ガイドを使用する方法の他に、集光レンズ（図１１（ａ））、光ファイバー（図１１（ｂ））、ピンホール（図１１（ｃ））を利用する方法、胃カメラのように体内から入射する方法（図１１（ｄ））などがある。また、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した光を受光して検出する手段としては、図８に示した光ガイドを用いる方法以外に、直接検出する方法（図１２（ａ））、光ファイバーを用いる方法（図１２（ｂ））、レンズを用いる方法（図１２（ｃ））などがある。
【００９７】
また、光検出で得られる信号を低雑音で増幅する必要がある場合には、狭帯域アンプ（図１３（ａ））、ロックインアンプ（図１３（ｂ））などを利用することができる。ロックインアンプを使用する場合には、参照信号として前記同期信号ｅを利用する。この方法は、方形波光やパルス光を用いてダイナミックレンジの高い計測を行うときに有効である。また、散乱吸収体２０が生体試料などで、表面部に吸収層がある場合には、検出距離ρ_１ およびρ_２ の位置で予め別の方法で測定した吸収の値を用いて、前記計測値ｃ及びｄを補正する。
【００９８】
さらに、散乱吸収体に対する光の入射位置と光検出位置とを同期して走査（図示せず）させて、散乱吸収体の各部の内部情報を求めて、フレームメモリー（図示せず）に蓄積し、これをテレビ方式で読み出せば、内部情報の分布を示す画像が得られる。また、異なる時刻に計測すれば、内部情報の時間的変化を計測することができる。前記演算処理部１６は、このようにして得た内部情報を記憶する機能をもち、図８の中の表示記録手段１８はこれらを表示あるいは記録するものである。この際、これらの演算処理は、メモリ、ディスプレイなどを備えるコンピュータ装置によって高速に実行することができる。
【００９９】
（２．２）第２の実施例に係る装置
図１４は、本願の発明に係る散乱吸収体計測方法を実施する装置の具体的な第２の構成例を示す。この場合、散乱吸収体はスラブ状のものである。光源２はそれぞれ異なる波長λ_１ とλ_２ の光を発生する。光源２からの光は、波長選択器４で波長選択され、光ガイド６を通して計測対象である散乱吸収体２０の表面に入射する。散乱吸収体２０の内部を拡散伝搬した光は、前記光入射位置からそれぞれ異なる距離ｄ_１ およびｄ_２ の位置に置いた光ガイド８および１０で受光される。この図は、距離がｄ_１ ＞ｄ_２ となるように、散乱吸収体の一部分に力を加えて凹ませた状態で計測している様子を示す。
【０１００】
光ガイド６，８および１０と計測対象２０の間の空間は、図１４の実施例では微小になっている。しかし、第１の実施例と同様に、この空間に計測対象２０とほぼ等しい屈折率と散乱係数をもつインターフェース材を満たしておいても良い。
【０１０１】
第１の光検出器１２および第２の光検出１４は、前記受光信号を電気信号に変換して増幅し、それぞれ検出信号ａおよびｂを出力する。演算処理部１６は、それぞれ第１の光検出器１２および第２の光検出器１４からの検出信号ａおよびｂを信号処理して、それぞれの検出光量に比例した計測値ｃおよびｄに変換する。この信号処理は、例えば、検出信号ａおよびｂに対する時間積分であり、それぞれの検出光量に比例した計測値ｃおよびｄが得られる。この場合、光源２あるいは波長選択器４の動作と同期した同期信号ｅを利用する。ただし、光源２が方形波光やパルス光を発生する場合には、この同期信号ｅを省略することもできる。
【０１０２】
つぎに、各々の波長λ_１ とλ_２ に対する計測値ｃおよびｄと、予め別の方法で測定あるいは設定された既知のパラメータρ_１ ，ρ_２ の値とを、前述した３連の関係に基づいて演算処理して散乱吸収体の内部情報、つまり波長λ_１ とλ_２ に対する吸収係数の比、つまりμ_ａ１／μ_ａ２を算出する。これらの演算処理は、演算処理手段に組み込んだマイクロコンピュータなどで高速に実行する。また必要に応じて、上記で求めた内部情報を用いて、ヘモグロビンの酸素飽和度などを算出する。さらに、バックグラウンド吸収などがある場合には、前述したように３種以上の波長の光を使用する。
【０１０３】
以上の場合、第１の実施例で説明したのと同様に、異なる波長の光を同時に含む光を使用する方法と、異なる波長の光を時分割で発光させて使用する方法とがある。具体的な波長選択手段としては、前述したミラーを用いる光ビーム切り換え器、フィルターを用いる波長切り換え器、光スイッチを用いる光切り換え器などを利用する方法がある。また、異なる波長の光を同軸状のビームにして、光入射点の直前に設けた波長選択フィルタで波長選択する方法、あるいはそのまま平行に散乱吸収体に入射して、前記光検出器の直前に設けた波長選択フィルタで波長選択する方法、さらには４個の光検出器を用いてそれぞれの検出位置で２種の波長の光を並列に検出する方法などがあることは第１の実施例と同じである。
【０１０４】
また、散乱吸収体に入射する手段としては、第１の実施例と同様の方法がそのまま利用できる。検出信号を低雑音で増幅する必要がある場合には、狭帯域アンプやロックインアンプなどを使用する。さらに、散乱吸収体に対する光の入射点と光検出点の位置を走査（図示せず）させて、散乱吸収体の各部の内部情報を求めて、フレームメモリー（図示せず）に蓄積し、これをテレビ方式で読み出せば、内部情報の分布を示す画像が得られる。異なる時刻に計測すれば、内部情報の時間的変化を計測することができる。前記演算処理部１６は、このようにして得た内部情報を記憶する機能をもち、図１４の中の表示記録手段１８はこれらを表示あるいは記録するものである。これらの演算処理は、メモリ、ディスプレイなどを備えるコンピュータ装置によって高速に実行する。
【０１０５】
また、断層像を計測するような場合には、散乱吸収体の断面に沿うように走査する。この場合、Ｘ線ＣＴに見られるような散乱吸収体、あるいは光源−検出器のペアの回転走査を行い、並進走査と併用することもできる。これらの場合、散乱吸収体２０を取り囲むように、例えば外側がドーナッツ状で内側が散乱吸収体の外形になる袋に入れた前記インターフェース材を使用すると、前記回転走査が容易になる。この場合、さらに多数の光検出位置で光検出する方法もある。
【０１０６】
【発明の効果】
以上に述べたように、本発明による散乱吸収体計測方法および装置によれば、簡単な装置構成で散乱吸収体の内部情報を高精度に計測することができ、２つの波長に対する吸収係数の比、さらには特定成分の濃度比などの内部情報、およびこれらの空間分布や時間的変化、さらにはこれらの断層面内の分布を計測することができる。本発明を利用した計測装置では、光信号の時間積分値を使用するために光の利用率が高くなり、信号対雑音比が大きくなり、計測精度が高くなる。したがって、脳内酸素量や運動中の人の脚の筋肉の中の酸素量などのリアルタイム計測が可能になる。また、人体頭部や胴体部、立ち木などの植物体などに対して、非侵襲で内部情報を計測し、さらにこれらのイメージングや断層像の再構成計測などが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】散乱吸収体内部の光の振る舞いを示す説明図である。
【図２】散乱吸収体内部における光検出量を求めるための説明図である。
【図３】検出光量Ｉ［ρ］と検出距離ρとの関係を示すグラフである。
【図４】本願の発明の原理の説明図である。
【図５】各種生体物質の吸収スペクトルを示すグラフである。
【図６】スラブ状試料の計測を示す説明図である。
【図７】スラブ状試料の計測を示す説明図である。
【図８】第１実施例の装置の構成図である。
【図９】波長の異なる光の切り換えまたは混合を行うための構成図である。
【図１０】波長の異なる光の検出を行うための構成図である。
【図１１】散乱吸収体への光入射方法を示す説明図である。
【図１２】受光方法を示す説明図である。
【図１３】検出信号の低雑音増幅方法を示す説明図である。
【図１４】第２実施例の装置の構成図である。
【符号の説明】
２…光源、４…波長選択器、６，８，１０…光ガイド、１２，１４…光検出器、１６…演算処理部、１８…表示記録部、２０…散乱吸収体。

Claims (4)

1. 散乱吸収体に対して散乱係数が等しいと見做せる２つの所定波長の光を入射し、
   ２つの光入射位置−光検出位置間の距離に対応する検出位置で、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した前記所定波長の光を検出して３種類以上の検出信号を取得し、
   前記散乱吸収体の表面における前記所定波長の光の入射位置に対して、前記散乱吸収体での境界条件を満たす所定位置に導入された負極性の仮想点光源を用いて、前記所定波長の光がそれぞれ拡散伝搬して前記検出位置に到達するときの前記散乱吸収体内の拡散伝搬経路における散乱特性および吸収特性と、前記検出信号との方程式を求め、前記３種類以上の検出信号に対する３種類以上の前記方程式の連立関係を利用して、前記検出信号を演算処理して散乱吸収体の内部情報を導出する、
   ことを特徴とする、医療行為を除く散乱吸収体計測方法。
2. 前記所定波長の光は、前記散乱吸収体内部の特定吸収成分に対して吸収係数が異なる２つの波長の光であり、
   前記演算処理は、前記散乱係数を同一と見做して得られる前記散乱吸収体の第１次内部情報の導出処理と、前記第１次内部情報を利用した前記散乱吸収体の前記特定成分に関する情報である第２次内部情報の導出処理とである、
   ことを特徴とする請求項１記載の散乱吸収体計測方法。
3. 散乱吸収体に対して散乱係数が等しいと見做せる２つの所定波長の光を発生する光発生手段と、
   前記所定波長の光を散乱吸収体に入射させる光入射手段と、
   ２つの光入射位置−光検出位置間の距離に対応する検出位置で、散乱吸収体の内部を拡散伝搬した前記所定波長の光を検出して３種類以上の検出信号を取得する光検出手段と、
   前記散乱吸収体の表面における前記所定波長の光の入射位置に対して、前記散乱吸収体での境界条件を満たす所定位置に導入された負極性の仮想点光源を用いて、前記所定波長の光がそれぞれ拡散伝搬して前記検出位置に到達するときの前記散乱吸収体内の拡散伝搬経路における散乱特性および吸収特性と、前記検出信号との方程式を求め、前記３種類以上の検出信号に対する３種類以上の前記方程式の連立関係を利用して、前記検出信号を演算処理して散乱吸収体の内部情報を導出する演算処理手段と、
   を備えることを特徴とする散乱吸収体計測装置。
4. 前記所定波長の光は、前記散乱吸収体内部の特定吸収成分に対して吸収係数が異なる２つの波長の光であり、
   前記演算処理手段は、前記散乱係数を同一と見做して得られる前記散乱吸収体の第１次内部情報の導出処理と、前記第１次内部情報を利用した前記散乱吸収体の前記特定成分に関する情報である第２次内部情報の導出処理と、を実行する、
   ことを特徴とする請求項３記載の散乱吸収体計測装置。

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