JP3613732B2

JP3613732B2 - 時間分解分光法を用いた定量および定性生体内組織分析

Info

Publication number: JP3613732B2
Application number: JP52235994A
Authority: JP
Inventors: チャンス，ブリトン; カウフマン，ケネス，ジェー．
Original assignee: ノン−インヴェイシヴテクノロジイ，インク．
Priority date: 1993-03-30
Filing date: 1994-03-30
Publication date: 2005-01-26
Anticipated expiration: 2020-01-26
Also published as: JPH08508429A; HK1014642A1; JP3665061B2; EP0691820B1; CA2158640C; CA2158640A1; EP0691820A1; CN1039190C; JP2004195247A; DE69432218T2; EP0691820A4; US5386827A; WO1994022361A1; CN1120307A; DE69432218D1

Description

従来の技術
本発明は、生体内組織の特性把握のための時間分解分光法および装置に関するものである。
連続波（CW）組織酸素計は、生物学的組織における光学吸収色素（たとえば、ヘモグロビン、オキシヘモグロビン）の生体内濃度を決定するために広く用いられてきた。CW酸素計は、組織内の連続光の減衰を測定し、ベール・ランバートの方程式または変形ベール・ランバートの吸光度方程式に基づいて濃度を評価する。ベール・ランバートの方程式（１）には、吸収成分（Ｃ）と、消光率（ε）と、光子移動路程長さ＜Ｌ＞と、減衰光度（I/I_O）との関係が述べられている。

CW分光光度技法では、εと、Ｃと、＜Ｌ＞とを同時に決定することはできない。光子路程長さがすべての対象物にわたって一定および均一であると仮定できるとすると、CW酸素計を用いて吸収成分（Ｃ）の直接定量化が可能となる。
組織において、光学移動路程長さは、CW酸素計によって検査された内部組織の寸法、構造、および生理機能で変化する。たとえば、脳においては、その灰色と白い色素と構造は、個人個人で異なる。加えて、その光子移動路程長さは、吸収成分の相対的濃度の関数である。つまり、たとえば、血液中のヘモグロビン濃度が高い状態のある器官にわたる路程長さは、血液中のヘモグロビン濃度が低い場合の路程長さとは異なるであろう。さらに、多くの組織成分の吸収率は波長依存であるため、路程長さは光の波長によってしばしば決定される。このようにして、可能であれば、組織内のヘモグロビン濃度を定量化する際、路程長さを直接測定することが好ましい。
ひんぱんに、生体内のヘモグロビン飽和を決定することが好ましい。液体が出された器官のおける動脈の酸素飽和は定量化されうるが、動脈を残したままでヘモグロビン酸素濃度の変化を推定することは不可能である。また、静脈（venous drainage）から特定の毛管ベッド（capillary bed）における酸素飽和の中間値を決定することは不可能である。毛管ベッドからの血液サンプルを引き出す技法は未だ考案されていない。
CW酸素計とは異なり、時間分解分光法（TRSパルス）は、組織内の光の吸収や散乱などの他の組織の特性とともに、移動する光子の平均路程長さも直接測定することができる。
上記で引用した特許および特許出願に記載されているように、TRSシステムでは、光学投入口と光学検出口との間の通路を移動する10^-10秒の光のパルスで組織に入射する。入射パルスの形状は、組織の散乱および吸収特性によって変形する。変形光は、光電子増倍管によって検出され、マルチチャネル分析器内で増幅され、集積される。マルチチャネル分析器は、各入射光パルスにおける単一光子のみを収集する。検出された光子それぞれからの信号は、遅延のためにコード化され、記憶される。パルスは、比較的長い時間（およそ５分）以上蓄積され、約10⁵カウントが検出された最大パルスで収集される。比較的長い時間とは、検出されたパルス上の対数傾斜（logarithmic slope）の３、40年にわたる適度なはめ合いが得られるような、適度な統計値を得るのに必要な時間である。
いくつかの出願では、比較的長い収集時間が好ましいとされている。さらに、単一光子カウンティングTRSパルスシステムの装置は、CWシステムの場合と比較してコストがかかる。米国特許第5,119,815号で説明された実施例のTRSパルスシステムの複雑さ、コストおよびサイズは、今日の価格重視のヘルスケア産業における確実な適用へは市場に対する障害となる。
したがって、定量および定性組織試験のためのデータ蓄積に比較的短時間を必要とする対費用効果のよい時間分解分光システムの必要が生じている。
発明の概要
一態様において、本発明は、光源と、光学検出器と、積分タイミング制御装置およびプロセッサとともにゲートされた積分器とを用いて対象物の生物学的組織の検査のための方法およびシステムの性能を備えている。検査される組織の散乱特性と吸収特性とは、光源に接続された光学投入口と検出器に接続された光学検出口との間を移動する光子により決定される。光源は、投入口において、可視または赤外線範囲内で選択された波長の電磁放射線の光子のパルスを組織へ導くように適応している。パルスは、およそナノ秒またはそれ以下の継続期間を有している。検出器は、検出口において、投入口から組織へ移動された変形パルスの光子を検出するよう適応している。ゲートされた積分器および積分タイミング制御装置は、変形パルスの到着時間にわたり別々に区切られた少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって光子を積分するよう適応している。プロセッサは、時間的間隔それぞれにわたり積分された光子の数に基づいて、検査される組織の生理学的特性を決定するよう適応している。
本発明のこの態様の好ましい実施例には、次の特徴のひとつまたはそれ以上が含まれてもよい。
本システムは、変形パルスの到着時間にわたり区切られた選択された時間的間隔にわたって光子を積分するよう適応された追加のゲートされた積分器と積分タイミング制御装置とをさらに含む。
本システムは、変形パルスの到着時間にわたり別々に区切られた少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて、検査される組織の吸収係数（μ_ａ）を決定することができる。
吸収係数は、変形パルスの到着時間の減衰傾斜から決定される。
ゲートされた積分器と、積分タイミング制御装置と、プロセッサとは、導かれたパルスと対応する変形パルスの検出された分布が最大値を有する時間との間の遅延時間（t_max）を決定するよう適応されている。
プロセッサは、さらに、式：

を用いて、検査される組織の効率のよい散乱係数（１−ｇ）μ_ａを決定するように適用される。上記の式において、ρは投入口と検出口との距離であり、ｃは組織内の光の速度である。
光源は、さらに、投入口において、可視または赤外線範囲内で第２の選択された波長の電磁放射線の光子のパルスを組織へ導くように適応され、検出器は、さらに、検出口において、投入口から組織内に移動された第２の波長の変形パルスの光子を検出するよう適応される。ゲートされた積分器および積分タイミング制御装置は、変形パルスの到着時間にわたり、少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって、検出された光子を積分するよう適応される。プロセッサは、さらに、選択された波長それぞれの時間的間隔それぞれにわたって積分された光子の数に基づいて、検査される組織の生理学的特性を決定するよう適応される。
検査される組織の吸収係数（μ_ａ）は、変形到着時間にわたり別々に区切られた少なくとも２つの選択された時間間隔にわたって積分された光子の数に基づいて、プロセッサにより決定されてもよい。
プロセッサは、さらに、選択された波長それぞれにおける吸収係数に基づいて、組織ピグメントの濃度を決定するよう適応される。
プロセッサは、さらに、２つの選択された波長における吸収係数の比に基づいて、酸素飽和Ｙを決定するよう適応される。
ゲートされた積分器および積分タイミング制御装置は、さらに、変形パルスの全体の到着時間にわたり別々に区切られたいくつかの選択された時間的間隔にわたって検出された光子を積分するよう適応され、プロセッサは、さらに、全体の到着時間にわたり変形パルスの強度分布を決定するよう適応される。
プロセッサは、さらに、光子の分布の平均路程長さを決定するよう適応される。
決定された路程長さは、酸素計により測定されたデータを校正するために使用される。
光源は、パルスジェネレーターおよびパルサーによって駆動されるレーザーを含む。光源の波長は、600nmから1000nmの範囲内である。
図面の詳細な説明
図１は、本発明の１実施例に係る２つのゲート積分回路のTRSパルスシステムのブロック図である。
図２は、第１図のシステムのタイミング図表である。
図３は、本発明の別の実施例に係る単一積分回路単一波長のTRSパルスシステムのブロック図である。
図４は、本発明の別の実施例に係る多重ゲート積分回路のTRSパルスシステムのブロック図である。
図５および図5Aは、第４図のシステムのための代表的時間分解分光とタイミング図表をぞれぞれ示す。
図5Bは、異なる吸収および散乱特性の範囲で組織の中を移動された光子の時間分解分光を示す。
図６は、時間校正のために改造された追加の基準ファイバーを用いるTRSパルスシステムのブロック図である。
図6Aは、変形パルスおよび基準パルスを含む時間分解分光である。
好ましい実施例の説明
1992年２月12日に特許庁に提出された簡素化されたTRSという題の公開書類第301,998号に記述されたように、図１（公開書類のBC148）は、100MHzで作動する0.5ナノ秒のパルスジェネレータ（12）と0.5ナノ秒の時間で100MHzのパルス列とからなる適切な電子コンポーネントを説明している。これらのパルスは、670nmのレーザーダイオード（14）または816nmのレーザーダイオード（16）へ交互に切り替えられ、たとえば、額などの対象物（10）を50MHzの周波数で照らす。出力（20）は、広帯域増幅器／インピーダンスチェンジャー（24）に接続され、また２つの平行なパルス積分回路に接続されたR928PMT（22）によって検出される。これらのパルス積分回路は、２つの波長（670および816nm）による対象物のイルミネーションに対応する時間に始動される。このためのトリガジェネレータは、タイミング図表（図２）に従い、２つのトリガ生成回路（15、17）からなり、それらは対応する光源から取り出されたダイオードによりトリガされる。このようにして、積分回路（26および28）は、特定の光源が動作している場合のみに始動される。それらの出力（27および29）は、減算および比率回路に接続され、ゆえに出力は、２つの波長の比率であり、次に、飽和のための簡単なコンピュータ（32）へ接続される。
ゲートおよび遅延ジェネレータ（19）は、タイミング図表（図２）に従って作動するものであり、それぞれ適切なトリガパルスによりトリガされる２つのジェネレータからなる（または同一のゲートされたコンポーネントが電子切替え装置で時分割されてもよい）。
670nmの光源から得られたトリガパルス（36）は、２〜2.7ナノ秒からゲートパルス１（40）のための遅延ゲート（38）を生じるようにタイミング図表（34）を区切る。ゲートは、検出された光子（41）を積分するパルス積分回路をトリガする。816nmの光源についても同様のことが行われ、ここではゲート（19）が第２のパルス積分回路（28）をトリガする。その後、遅延ゲート２の遅延時間が選択され、遅延ゲート２（42）は、上述したように２つの光源からのパルスについて3.8〜5.4ナノ秒からゲートパルス２（44）がトリガされる。
この積分を示し、その後アナログ（またはデジタル）の回路で対数へ変換されるアナログの電圧が、使用可能となる。この２つの間の既知の時間差によって分割されたこれら対数により、適切なスケーリングで、たとえば、670nmの特定の波長のためのμ_ａが得られる。別の波長つまり816nmも可能であり、ゆえに２つの波長のμ_ａ値が得られ、飽和（32）のための通常の計算に入れられる。
図３は、ゲート制御された光子信号積分のための単一の積分器を使用する「ボックスカー」簡素化TRSシステムの別のインプリメンテーションを図式で示している。パルサー54に接続されたおよそ100MHzの周波数で作動するパルスジェネレータ52は、レーザー56（たとえば、ハママツPLP−10パルス発生レーザーダイオード）を駆動するレーザー56は、選択された波長（たとえば754nm）およびおよそ100psec（およそ１ナノ秒のパルスも使用できる）の定時間の光のパルス列を生成する。光のパルスは、光学ファイバー58と結合され、投入口で対象物50に導かれる。送信された光子は、対象物へ移動し、光学ファイバー60の検出口へ到着する。移動工程では、入力パルスは、対象物50の組織の散乱および吸収特性により変形されてきた。検出口に到着した光子は、検出器62（たとえば、ハママツ光電子増倍管R928、R1517、MCPR1712、R1892など）に伝送される。
検出器62の出力は、広帯域増幅器／インピーダンスチェンジャー64で増幅され、ボックスカー積分器66に結合される。パルスゲートにより始動された積分器66は、所定の時間にわたりすべての到着光子を集める。積分器（72）は、コンピュータインターフェイスモジュール74に送られる。コンピュータ76は、積分器66の収集時間の間検出されたカウントの数を記憶する。
積分器66は、パルサー54からの信号55によりトリガされるトリガ65を含む。トリガ65は、遅延ゲート67を駆動し、次に、ゲート幅回路69により特定された時間的間隔の間すべての検出された光子のカウントを開始する。ゲート幅ノーマライザー71からの出力は、前もって選択したゲート幅間隔の間で検出口に到達されたすべての光子を示すアナログ信号もしくはデジタル信号である。スタンフォードリサーチシステムによって製造されたSR250を用いることにより適切な積分器が得られる。
本出願によれば、コンピュータ76は、遅延ゲート67の遅延時間とゲート幅回路69のゲート幅時間とを設定する。システムは、検出されたパルスの全体の時間分布にわたる積分ゲート幅を走作できる。ゲート幅ノーマライザー71は、検出された信号レベルに係る積分時間の幅を調整する。検出されたパルスの下落の指数関数的な減衰にしたがって、ゲート幅は、より小さな信号について対数で増加されてもよい。これは、雑音比に対して信号を増加する。システムは、少なくとも10KHzの繰り返し速さで駆動する。
図４を参照すると、代わりに、多重（少なくとも３つ）並列積分器が、より速くより効率のよいシステムに用いられる。このシステムは、図３のシステムと同様であり、遅延ゲートおよびゲート幅を適切に選択することにより図５に示された検出パルス（89）の全体の分布を決定するために用いられる。
パルサー54に接続されたパルスジェネレータ52は、レーザー56および57を交互に駆動する。この交互の結合は、およそ10⁷Hzの周波数で動作するスイッチャー53により得られる。可視または赤外線範囲および時間10^-8から10^-10秒における波長の光のパルスが、光学ファイバー98または他の光ガイドを介して対象物10に交互に結合される。光のパルスは、ファイバー98の投入口とファイバー100の検出口との間に位置される対象物50の組織により変形される。変形されたパルスは、検出器102によって検出され、検出された信号は、前置増幅器104により増幅される。積分器80、82および84は、図5Aのタイミング図表に示されたように、選択されたゲート幅間隔の間データを収集する。入力パルスと相互に関係づけられたトリガ55は、選択された遅延時間を有するように設定された（図5Aに示された）遅延ゲート１、２および３をトリガする。各遅延ゲートは、遅延幅時間の間検出器に到着するすべての光子を収集する対応する積分器をそれぞれトリガする。各積分器は、ゲート幅により画定された積分時間の間検出口に到着する光子を収集する。この形状は、少なくとも10kHzの繰り返し速さをもたらす。
図５および図5Aのゲート装置は、信号の減衰傾斜（decay slope）を検出するためにゲート91および95を用い、一方バックグランド信号を決定するために第３のゲート99が用いられてもよい。積分器80および92の出力92および96は、傾斜を計算するために用いられる。
個々の積分器におけるほぼ等しい対信号雑音比を得るためには、時間ウインドウの長さは、遅延時間を有するゲート幅における対数的増加で信号強さの指数関数的減衰に適合される。
図５および図5Aを参照して、遅延ゲート（90、94および98）を走査し、ゲート幅を適切に調整することにより、システムは、全検出されたパルスに対応するデータを収集する。その後、検出されたパルスの形状（89）が計算され、すなわち、時間依存光度分布Ｉ（ｔ）が決定される。検出されたパルス形状Ｉ（ｔ）は、検査される組織の散乱特性および吸収特性についての情報を有する。散乱特性および吸収特性は組織内の光子路程の分布に密接な関係がある。光学フィールドは、組織の光学特性（吸収係数μ_ａ、散乱係数μ_ｓ、および非等方散乱の平均余弦ｇ）と同様、出入力口セパレーション（ρ）の関数である。分析生化学（Analytical Biochemistry）195、330（1991年）でE.M.Sevick、B.Chance、J.Leigh、S.NiokaおよびM.Marisが記述したような、組織内の光子移動を記述するのに一般的拡散方程式が使用される。これは、すべてが説明されたとして参照によりここに組み込まれる。
システムは、無限境界状態に近いグリーン関数のような無限媒体（infinite boundary）内のフルエンス分布のための所定の解を使用し、ここで、反射形態（reflectance geometry）Ｒ（ρ、ｔ）または透過形態Ｔ（ρ、ｄ、ｔ）において検出された光の強度について、拡散方程式が解かれる。センチメートル台の入出力口のセパレーションを有するセミ無限媒体における反射装置において、反射は、次のように決定された。

ｔ→∞には、吸収係数μ_ａが次のように決められる。
ここでρは、投入口と検出口とのセパレーションであり、ｃは、媒体内の光の速度である。

無限時間の近似値が有効でない場合、μ_ａを得るために式２は次のように書き直される。

Ｄの値は、組織の平均値でも、頭部または胸部など測定される組織のタイプに対する特定の値でもよい。
有効な散乱係数（１−ｇ）μ_ｓは、次のように決定される。

ここで、t_maxは、検出された反射時間分布（Ｒ（ρ、ｔ）≡Ｉ（ｔ）が最大値に到達した時点の遅延時間である。式３の右側部分は、変形パルスの到着時間の減衰傾斜である。
図１、図３および図４のシステムは、吸収係数μ_ａと、組織飽和（Ｙ）と、平均光学波長（＜Ｌ＞）と、散乱係数μ_ｓの直接のリアルタイムの出力を可能とする。吸収係数は、式３で記述されたように、検出されたパルスの減衰傾斜を評価することにより定量化される。有効な散乱係数（１−ｇ）μ_ｓは、式５より決定される。
上述したように、検出されたパルスＩ（ｔ）の強度分布は、検査される組織の吸収特性および散乱特性に強く依存する。比較的同一性の組織（たとえば、胸部組織）については、一般的に、検出されたパルスが、単一の指数関数的な減衰（図5A）を示す。光のパルスが異なるタイプの組織（たとえば、白い色素と灰色の色素とを含む頭部組織）を移動する場合、検出された分布（Ｉ（ｔ））は、ひとつのタイプの組織（図5Bのパルス形状105、106および107参照）のそれぞれの特性「２つもしくはそれ以上の重なったパルス」を含む。図１、２または３のTRSシステムは、移動光子の全体の遅延にわたり遅延ゲートを走査し、強度分布Ｉ（ｔ）を収集し、絡み合いを解く（deconvolute）。コンピュータプロセッサは、２つもしくはそれ以上の重なる曲線に強度分布を繰り返しフィットさせ、式（３）および（５）を用いて効果的に各組織の散乱および吸収特性を決定する。
検出口に案内された光子は、散乱結合点（scattering events）の数によるそれらの移動経路上に散乱される。高い散乱色素において、光子の飛行時間は最長であり、光子は組織の大きな透過値の最大の確率を有する。飛行時間（または平均時間＜ｔ＞）は、速度c/n（ｃは真空状態での光の速度であり、ｎ≒1.36）で移動したと仮定して光子によって移動した路程長さに比例する。検出され絡み合いの解かれた光子強度分布Ｉ（ｔ）から、路程長さの分布の平均路程長さが次のように決定する。

検出された光子が、反射形態において３次元の「バナナ形状の」分布パターンで、または、伝送形態で「葉巻形状の」分布パターンで示されてもよい。凹部もしくは浅い境界は、空気散乱インターフェースに到達した光子の漏れによるものであり、一方、深い境界は、吸収器による長い路程長さの光子の減衰によるものである。組織の吸収特性が均一でない場合、たとえば、出血や腫瘍などの吸収物体がある場合、路程長さの分布もまた均一でない。
光学フィールドは、より深いフィールドへの浸透を成し遂げるようにρを増加することにより、また、走査運動で投入口および検出口を移動することによって組織の中を移動される。
吸収物体がフィールドからきわめて遠い場合、バナナ形状の光学フィールドを変化させない。光学フィールドが強力な吸収物体に近づくと、投入口および検出口から最も遠い距離移動した光子は、吸収器内で吸収プロセスによって除去される。最長の路程長さを有する光子が吸収されるので、フィールドの吸収物体へのアプローチは、平均路程長さ＜Ｌ＞における減少として検出される路程長さの分布を短くする。光学フィールドが吸収物体に近づいたとしても、検出された光子のいくつかは、吸収されることなく物体の周りに移動することができる。これは、路程長さの分布における延長として検出される。このようにして、平均路程長さ測定は、組織の強力な吸収成分（たとえば、腫瘍や部分出血）の位置を知らせる。これは、組織の吸収成分を映すひとつの方法である。
代わりに、対象物上の投入口および検出口を移動し、吸収係数、散乱係数、飽和値などの２次元マップを作成することによって、吸収（または透過）組織成分の限定化が行われてもよい。
ヘモグロビン（Hb）およびオキシヘモグロビン（HbO₂）に敏感に反応する２つの波長（たとえば、754nmおよび816nm）を含むTRSシステムにおいて、ヘモグロビン飽和（Ｙ）は吸収係数の割合を取ることによりかつ酸素飽和について次の式を用いることにより算出される。

ここで、係数は、754nmおよび816nmにおけるヘモグロビンの消光値と、オキシヘモグロビンとヘモグロビンとの消光差異係数とから決定される。吸光値は、それぞれ、ε_Hb＝0.38cm^-1mM^-1と、ε_Hb＝0.18cm^-1mM^-1であり、消光差異係数は、それぞれ、Δε_HbO-Hb＝0.025cm^-1mM^-1と、Δε_HbO-Hb＝0.03cm^-1mM^-1である。
図１、図３および図４の単一波長システムは、組織内で移動する光子の光学路程長さの決定のために用いられてもよい。式１を用いてオキシヘモグロビンの濃度を定量的に算出するよう、路程長さは、酸素計から減衰データ（I/I_O）とともに使用される。
投入口と検出口との幾何学的距離（ρ）と路程長さ（＜Ｌ＞）との差異の原因を示すには、下記のように、いくつかの酸素計が差異路程長さ因数でベール・ランバート方程式（DPF）を用いる。
absorbance＝DEP.ε．［Ｃ］（７）
ここで、［Ｃ］は、吸収成分の濃度である。差異路程長さ因数は、路程長さによるため、CW酸素計によって正確には決定され得ない。しかし、以下のように吸収係数（μ_ａ）および散乱係数（μ_ｓ）を用いて決定され得る。

このようにして、TRSシステムは、測定されたデータを定量化するためにCW酸素計を校正するために使用することができる。
脳の調査において、TRSパルスシステムは、白い色素と灰色の色素において各波長における散乱係数（μ_ｓ）と吸収係数（μ_ａ）を得るために用いられる。吸収因数は、酸素飽和を決定するために用いられ、そして酸素飽和は、低酸素症、部分出血および可逆性または非可逆性疾患を検出するために用いられる。検査される組織における散乱変化は、灰色色素に埋め込まれた斑点やもつれとして表わされるパーインベンティカル・ハイパーインテンス症候群（PVH）、アルツハイマー病などの表示となり得る。
前述の説明で示唆したように、検出されたパルスの遅延時間を正確に決定する必要がある。図１、３および５のシステムでは、パルサーは、各ボックスカー積分器に直接トリガ信号を送る。上記で引用した特許出願に記載された単一光子カウンティングTRSパルスシステムにおいては、パルサーは、パルスがレーザーから放出されたとき対時間振幅変換器へトリガ信号を送る。しかしながら、検出されたパルスの遅延時間を変更する必要がある場合、PMT検出器に接続された既知の長さの第３の基準ファイバーが投入口の近くへ位置付けされる。検出された基準パルスは、基準ファイバーの長さに比例する遅延を有し、遅延時間は校正される。
図６は、入力パルスの基準タイミングに適応される２重の波長TRSパルスシステムのブロック図を示す。レーザーダイオード122、124（たとえば、ハママツPLP10レーザーダイオード）は、5mWのパルサー119に接続された100MHzのパルスジェネレータ118により駆動される。レーザー122、124からの光は、60Hzの振動ミラー126により電気機械的に時分割されて、対象物10に光のパルスを伝導するファイバーカプラー128を交互に照らす。光子は、対象物を通り、ファイバー127の検出口へさらに光電子増倍管である検出器110へ移動する。加えて、既知の長さの基準ファイバー129は、ファイバー128の投入口に位置しており、また検出器110に接続している。
光電子増倍管110の出力は、適切な逃げ部を有する広帯域増幅器112に直接接続され、良好なパルス形状および光学信号を雑音比に与える。高／低レベル弁別器113は、増幅器112から出力信号を受け取る。弁別器113は、パルス増幅弁別器である。ここで、許容パルスのしきい値がパルスのピークの振幅の一定分率である。次に、分別器パルスは、対時間振幅変換器（TAC）114へ送られる。対時間振幅変換器は、開始と停止のパルス間の時間差に比例する振幅を有する出力パルスを生成する。パルス−光子検出回路は、典型的光子分布を得るためにおよそ10MHzの周波数で繰り返される。各検出された光子からの信号は、遅延のためにコード化され、記憶される。時間から振幅への変換にしたがって、２つの波長に対応するカウントは、それぞれ２つのマルチチャネル分析器（MCA）130、132に別々に合計される。図6Aに示されたように、各マルチチャネル分析器は、検査される組織により変形した検出パルス（142）と基準ファイバー129により収集された基準パルス（140）とからなる時間分解分光を収集し、蓄積する（図６）。基準ファイバー129がファイバー128の投入口に位置しているため、基準パルスの遅延は、基準ファイバー129の既知の長さに比例する。基準パルスの既知の遅延時間と基準パルス（140）の検出された遅延時間とを比較することにより、散乱されたパルス（142）のタイムスケールは、正確に校正される。
さらに、実施例は、次の請求の範囲内のものである。

Claims

光学投入口と光学検出口との間を移動する複数の光子によって対象物の生物学的組織の散乱特性と吸収特性とを決定することにより該生物学的組織を検査するシステムであって、
第１の位置に設置され、該生物学的組織に光を導く光学投入口と、該光学投入口から離れて存在する第２の位置に配置され、該生物学的組織内を移動した光を受信する光学検出口と、
可視領域又は赤外線領域内の波長を有する電磁放射線の複数のパルスを該光学投入口を介して組織内に導くように構成された光源とを含み、該パルスは、ナノ秒オーダー又はより小さなオーダーの継続時間を有し、該システムは、さらに、
該光学投入口から入射し、該組織内を移動することにより変形したパルスの光子を該光学検出口で検出するように構成された検出器と、
複数のパルスの各々について、該変形したパルスの到着時間にわたって離隔している少なくとも２つの選択された時間的間隔のそれぞれにわたって識別された複数の電子を積分するゲートされた積分器及び積分器タイミング制御装置とを含み、該積分された複数の電子は、該少なくとも２つの選択された時間的間隔のそれぞれにわたって該検出器に到達した該複数の光子に対応しており、該システムは、さらに、
各時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて該検査された組織の生理学的特性を決定するプロセッサとを含むシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、複数のパルスの各々について、該変形したパルスの到着時間にわたって離隔している選択された時間的間隔にわたって該光子を積分する第２のゲートされた積分器と第２の積分器タイミング制御装置とをさらに含むシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、
該光学投入口に光学的に接続され、可視領域又は赤外線領域内の第２の波長を有する電磁放射線のパルスを該組織内に導く第２の光源をさらに含み、
該検出器は、該第２の波長を有すると共に該光学的投入口から該光学的検出口まで該組織内を移動した光子を検出するように構成され、
該ゲートされた積分器と該積分器タイミング制御装置は、該パルスの継続時間にわたって離隔している少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって検出されると共に該第２の波長を有する光子に対応する信号を積分するように構成され、
該プロセッサは、前記各波長について各時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて該検査された組織の生理学的特性を決定するように構成されたシステム。
請求の範囲第１項又は第２項に記載のシステムにおいて、該生理学的特性は、該変形したパルスの到着時間にわたって離隔されている少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて該プロセッサが決定した該検査される組織の吸収係数（μ_ａ）であるシステム。
請求の範囲第４項に記載のシステムにおいて、最大値遅延時間（t_max）から実質的に離隔している複数の時点の間の該変形したパルスの到着時間の減衰傾斜から該吸収係数を決定するシステム。
請求の範囲第４項に記載のシステムにおいて、該吸収係数は、式

によって決定され、ｄ［log_eR（ρ,t）］/dtは、該変形したパルスの到着時間の減衰傾斜から決定され、Ｄは、該検査される組織の拡散係数であり、ｃは、組織内を移動する光子の速度であり、ρは、該光学投入口と該光学検出口との間の距離であり、ｔは、最大値遅延時間（t_max）に比較的近い時間であるシステム。
請求の範囲第４項に記載のシステムにおいて、該ゲートされた積分器と該積分器タイミング制御装置と該プロセッサは、該対応する変形したパルスの検出された強度が最大値を有する時間と該パルスが該組織内に導かれた時間との間の最大値遅延時間（t_max）を決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第７項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、式

を使用して該検査される組織の有効散乱係数（１−ｇ）・μ_ｓを決定するように構成され、ρは、該光学投入口と該光学検出口との間の距離であり、ｃは、組織内を移動する光子の速度であるシステム。
請求の範囲第１項又は第２項に記載のシステムにおいて、
該光源は、可視領域又は赤外線領域内で選択された第２の波長を有する電磁放射線のパルスを該光学投入口を介して該組織内に導くように構成され、
該検出器は、該光学投入口から入射して該組織内を移動すると共に該第２の波長を有する変形したパルスの光子を該光学検出口で検出するように構成され、
該積分器と該積分器タイミング制御装置は、該変形したパルスの到着時間にわたって離隔している少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって検出された光子を積分するように構成され、
該プロセッサは、選択された各波長について、各時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて該検査される組織の生理学的特性を決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第９項に記載のシステムにおいて、該生理学的特性は、吸収係数（μａ）であり、該変形したパルスの到着時間にわたって離隔されている少なくとも２つの選択された時間的間隔にわたって積分された光子の数に基づいて選択された各波長について該プロセッサが該吸収係数（μ_ａ）を決定するシステム。
請求の範囲第10項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、選択された各波長についての該吸収係数に基づいて組織のピグメントの濃度を決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第10項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、２つの選択された波長についての該吸収係数の比に基づいて酸素飽和Ｙを決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第１項又は第２項に記載のシステムにおいて、
該ゲートされた積分器と該積分器タイミング制御装置は、該変形したパルスの到着時間全体にわたって分布している選択された複数の時間的間隔にわたって検出された光子を積分するように構成され、
該プロセッサは、到着時間全体にわたって該変形したパルスの強度分布を決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第13項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、該組織内を移動することにより変形した少なくとも２つのパルスの少なくとも２つの強度分布に対応する少なくとも２つの曲線に該決定された強度分布を適合させるように構成されるシステム。
請求の範囲第２項又は第３項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、光子が移動する光路長の分布から平均光路長を決定するように構成されるシステム。
請求の範囲第15項に記載のシステムにおいて、該平均光路長を使用して連続波酸素系で測定されたデータを校正するシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該光源は、パルスジェネレータとパルサーで駆動されるレーザを含むシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該波長は、600nm乃至1000nmの範囲内に存在するシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該波長は、赤外線領域内に存在するシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該検出器は、光電子増倍管を含む装置。
請求の範囲第２項又は第３項に記載のシステムにおいて、該ゲートされた積分器は、ボックスカー積分器を含むシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該光学的投入口を該対象物の上に移動させる手段をさらに含むシステム。
請求の範囲第１項に記載のシステムにおいて、該光学検出口を該対象物の上に移動させる手段をさらに含むシステム。
請求の範囲第22項又は第23項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、２次元マップを作成するように構成されるシステム。
請求の範囲第24項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、該検査される組織の吸収係数についての２次元マップを作成するように構成されるシステム。
請求の範囲第24項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、該検査される組織の散乱係数についての２次元マップを作成するように構成されるシステム。
請求の範囲第24項に記載のシステムにおいて、該プロセッサは、該検査される組織の飽和値についての２次元マップを作成するように構成されるシステム。
請求の範囲第１項又は第２項に記載のシステムにおいて、該ゲートされた積分器及び積分器タイミング制御装置は、１つのトリガ回路と、１つの遅延回路と、
１つのゲート幅回路と、１つのゲート幅ノーマライザとを含むシステム。