JPH07163571A - 種々異なる波長の光による組織検査装置 - Google Patents
種々異なる波長の光による組織検査装置Info
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- JPH07163571A JPH07163571A JP6214978A JP21497894A JPH07163571A JP H07163571 A JPH07163571 A JP H07163571A JP 6214978 A JP6214978 A JP 6214978A JP 21497894 A JP21497894 A JP 21497894A JP H07163571 A JPH07163571 A JP H07163571A
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- A—HUMAN NECESSITIES
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-
- 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
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- G01N21/49—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 それぞれの被検領域に関してそこに存在する
組織成分についての知識を得ることができるようにす
る。 【構成】 種々異なる所定の波長の光を少なくとも実質
的に同時に照射するための手段と、光の検出手段と、評
価手段とが設けられており、前記照射手段は、すべての
波長の光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーン
を有しており、前記光の検出手段は、光出射ゾーンに対
向する光入射ゾーンを有しており、検出された光におけ
る種々異なる所定の波長の光成分のそれぞれの強度に相
応する信号を送出し、前記評価手段には前記検出手段の
信号が供給され、該評価手段は、記憶されたデータに基
づき、前記信号から種々異なる組織成分の濃度について
のデータを検出し、前記記憶されたデータは、多くても
種々異なる所定の波長の数に相応する数の種々異なる組
織成分の濃度を種々異なる所定の波長の光ごとに記憶し
たものである。
組織成分についての知識を得ることができるようにす
る。 【構成】 種々異なる所定の波長の光を少なくとも実質
的に同時に照射するための手段と、光の検出手段と、評
価手段とが設けられており、前記照射手段は、すべての
波長の光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーン
を有しており、前記光の検出手段は、光出射ゾーンに対
向する光入射ゾーンを有しており、検出された光におけ
る種々異なる所定の波長の光成分のそれぞれの強度に相
応する信号を送出し、前記評価手段には前記検出手段の
信号が供給され、該評価手段は、記憶されたデータに基
づき、前記信号から種々異なる組織成分の濃度について
のデータを検出し、前記記憶されたデータは、多くても
種々異なる所定の波長の数に相応する数の種々異なる組
織成分の濃度を種々異なる所定の波長の光ごとに記憶し
たものである。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、種々異なる波長の光に
より組織を検査する装置に関する。
より組織を検査する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の装置は、可視光線、近赤外線ま
たは赤外線により動作することができる。可視光線の波
長は３８０ｎｍから７８０ｎｍの間であり、近赤外線の
波長は７８０ｎｍから１．５μｍの間であり、赤外線の
波長は１．５μｍから１ｍｍの間である。冒頭に述べた
形式の装置に対しては６００ｎｍから１．２μｍの波長
領域がとくに適する。
たは赤外線により動作することができる。可視光線の波
長は３８０ｎｍから７８０ｎｍの間であり、近赤外線の
波長は７８０ｎｍから１．５μｍの間であり、赤外線の
波長は１．５μｍから１ｍｍの間である。冒頭に述べた
形式の装置に対しては６００ｎｍから１．２μｍの波長
領域がとくに適する。
【０００３】組織の多数の光学的特性、例えば吸収、散
乱およびスペクトル特性は光を照射することにより検出
される。したがって例えば乳房に光を照射し、これから
出射する光を検知し、このようにして得られた情報を適
切に評価することによって、乳ガン診断の際に組織変化
を検出することができる。公知の装置は被検組織の異質
部を検出できるだけである。被検組織、例えば異質部の
種類に関する知識は測定結果からは導き出すことができ
ない。
乱およびスペクトル特性は光を照射することにより検出
される。したがって例えば乳房に光を照射し、これから
出射する光を検知し、このようにして得られた情報を適
切に評価することによって、乳ガン診断の際に組織変化
を検出することができる。公知の装置は被検組織の異質
部を検出できるだけである。被検組織、例えば異質部の
種類に関する知識は測定結果からは導き出すことができ
ない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、冒頭
に述べた形式の装置をそれぞれの被検領域に関してそこ
に存在する組織成分についての知識を得ることができる
ように構成することである。
に述べた形式の装置をそれぞれの被検領域に関してそこ
に存在する組織成分についての知識を得ることができる
ように構成することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記課題は本発明によ
り、種々異なる所定の波長の光を少なくとも実質的に同
時に照射するための手段と、光の検出手段と、評価手段
とが設けられており、前記照射手段は、すべての波長の
光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーンを有し
ており、前記光の検出手段は、光出射ゾーンに対向する
光入射ゾーンを有しており、検出された光における種々
異なる所定の波長の光成分のそれぞれの強度に相応する
信号を送出し、前記評価手段には前記検出手段の信号が
供給され、該評価手段は、記憶されたデータに基づき、
前記信号から種々異なる組織成分の濃度についてのデー
タを検出し、前記記憶されたデータは、多くても種々異
なる所定の波長の数に相応する数の種々異なる組織成分
の濃度を種々異なる所定の波長の光ごとに記憶したもの
であるように構成して解決される。
り、種々異なる所定の波長の光を少なくとも実質的に同
時に照射するための手段と、光の検出手段と、評価手段
とが設けられており、前記照射手段は、すべての波長の
光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーンを有し
ており、前記光の検出手段は、光出射ゾーンに対向する
光入射ゾーンを有しており、検出された光における種々
異なる所定の波長の光成分のそれぞれの強度に相応する
信号を送出し、前記評価手段には前記検出手段の信号が
供給され、該評価手段は、記憶されたデータに基づき、
前記信号から種々異なる組織成分の濃度についてのデー
タを検出し、前記記憶されたデータは、多くても種々異
なる所定の波長の数に相応する数の種々異なる組織成分
の濃度を種々異なる所定の波長の光ごとに記憶したもの
であるように構成して解決される。
【０００６】
【作用】したがって検出手段は、被検組織を通過した光
成分を検出し、所定の種々異なる波長ごとに、照射され
た光の被検組織通過成分の強度に相応する信号を送出す
る。光は照射手段により被検組織に照射される。前記の
信号に基づいて評価手段は、被検組織の種々異なる組織
成分の濃度に相応するデータを検出する。本発明の装置
により、検出手段から送出された信号の評価の際に、種
々異なる組織成分の吸収に関するデータを検査に使用さ
れる波長の光に対して使用することができ、組織成分の
濃度、有利には相対濃度に関する予測を組織成分につい
てのデータを使用して種々異なる組織領域で行うことが
できる。種々異なる組織成分の吸収に相応するデータは
必ずしも吸収自体を表すデータである必要はない。その
ようなデータの代わりに、種々異なる波長ごとの組織成
分の透過率または減光率を表すデータを使用することが
できる。
成分を検出し、所定の種々異なる波長ごとに、照射され
た光の被検組織通過成分の強度に相応する信号を送出す
る。光は照射手段により被検組織に照射される。前記の
信号に基づいて評価手段は、被検組織の種々異なる組織
成分の濃度に相応するデータを検出する。本発明の装置
により、検出手段から送出された信号の評価の際に、種
々異なる組織成分の吸収に関するデータを検査に使用さ
れる波長の光に対して使用することができ、組織成分の
濃度、有利には相対濃度に関する予測を組織成分につい
てのデータを使用して種々異なる組織領域で行うことが
できる。種々異なる組織成分の吸収に相応するデータは
必ずしも吸収自体を表すデータである必要はない。その
ようなデータの代わりに、種々異なる波長ごとの組織成
分の透過率または減光率を表すデータを使用することが
できる。
【０００７】本発明の実施例では、評価手段は次式を用
いて種々異なる組織成分の相対濃度を評価する。
いて種々異なる組織成分の相対濃度を評価する。
【０００８】
【数４】
【０００９】ここでλi（ｉ＝１、．．ｎ）は所定の種
々異なる波長、Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光の
強度、ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射される
それぞれの波長の光強度、ｄは照射される組織領域の厚
さであり、υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分
を表し、Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の
相対濃度、αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組
織成分の減光率、Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおけ
る被検組織の吸収である。
々異なる波長、Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光の
強度、ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射される
それぞれの波長の光強度、ｄは照射される組織領域の厚
さであり、υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分
を表し、Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の
相対濃度、αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組
織成分の減光率、Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおけ
る被検組織の吸収である。
【００１０】比較的に大きな組織領域を検査することが
できるようにするため、有利な実施例では走査手段が設
けられており、これにより走査運動の際に光出射ゾーン
が拡大される。この場合評価手段は、種々異なる組織成
分の相対濃度を次式を用いて光出射ゾーンの位置関数と
して検出する。
できるようにするため、有利な実施例では走査手段が設
けられており、これにより走査運動の際に光出射ゾーン
が拡大される。この場合評価手段は、種々異なる組織成
分の相対濃度を次式を用いて光出射ゾーンの位置関数と
して検出する。
【００１１】
【数５】
【００１２】ここで同じ式符号は式（１）の場合と同じ
意味を有し、ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の光
出射ゾーンのそれぞれの位置、Ｉ（λi、ｘk）は光出射
ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの波長の検出
光の強度、Ｋυ（ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位
置に対するそれぞれの組織成分の相対濃度である。
意味を有し、ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の光
出射ゾーンのそれぞれの位置、Ｉ（λi、ｘk）は光出射
ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの波長の検出
光の強度、Ｋυ（ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位
置に対するそれぞれの組織成分の相対濃度である。
【００１３】評価手段が式（１）または式（２）を使用
して動作するならば、強度ＩO（λi）が既知であり、時
間的に一定であることが前提である。そのため相応の較
正測定の精度、照射手段の光源の安定性並びに被検組織
に光学的に入力結合ないし被検組織から出力結合される
光の安定性に高い要求が課せられる。これらの要求を緩
和するため本発明のとくに有利な実施例では、走査運動
が行われる場合に対して、評価手段が種々異なる組織成
分ごとに、光入射ゾーンの順次連続する位置間での相対
濃度の変化を次式を用いて検出する。
して動作するならば、強度ＩO（λi）が既知であり、時
間的に一定であることが前提である。そのため相応の較
正測定の精度、照射手段の光源の安定性並びに被検組織
に光学的に入力結合ないし被検組織から出力結合される
光の安定性に高い要求が課せられる。これらの要求を緩
和するため本発明のとくに有利な実施例では、走査運動
が行われる場合に対して、評価手段が種々異なる組織成
分ごとに、光入射ゾーンの順次連続する位置間での相対
濃度の変化を次式を用いて検出する。
【００１４】
【数６】
【００１５】ただし同じ式符号は式（１）と式（２）と
同じ意味を有し、ΔＫυ（ｋ）は光出射ゾーンの位置ｋ
とｋ＋１間で、それぞれの組織成分ごとに発生する相対
濃度の変化に相応する。
同じ意味を有し、ΔＫυ（ｋ）は光出射ゾーンの位置ｋ
とｋ＋１間で、それぞれの組織成分ごとに発生する相対
濃度の変化に相応する。
【００１６】本発明の変形実施例では、検出手段の信号
に対して対数がとられる。これにより評価手段の簡単化
ないし評価手段により費やされる計算コストの低減が達
成される。というのは、順次連続する２つの光出射ゾー
ン間（光出射ゾーンの位置を以下、走査位置と称する）
で発生する吸収変化は隣接する走査位置に所属する強度
の簡単な減算により求めることができるからである。
に対して対数がとられる。これにより評価手段の簡単化
ないし評価手段により費やされる計算コストの低減が達
成される。というのは、順次連続する２つの光出射ゾー
ン間（光出射ゾーンの位置を以下、走査位置と称する）
で発生する吸収変化は隣接する走査位置に所属する強度
の簡単な減算により求めることができるからである。
【００１７】本発明の実施例では、種々異なる所定の波
長の少なくとも１つが組織成分のうちの２つのイソベス
ト（ｉｓｏｂｅｓｔｉｓｃｈ）点の波長に相応するよう
に選択される。イソベスト点において２つの組織成分は
同じ吸収係数を有するから、波長を相応に選択した場
合、吸収は２つの組織成分の比に相互に依存しない。こ
のことにより、式（１）から式（３）により表される線
形方程式を濃度ないし濃度変化の検出のために評価手段
が解く際に容易になる。その際評価手段は、マトリクス
反転法または最小２乗法に従って動作する。
長の少なくとも１つが組織成分のうちの２つのイソベス
ト（ｉｓｏｂｅｓｔｉｓｃｈ）点の波長に相応するよう
に選択される。イソベスト点において２つの組織成分は
同じ吸収係数を有するから、波長を相応に選択した場
合、吸収は２つの組織成分の比に相互に依存しない。こ
のことにより、式（１）から式（３）により表される線
形方程式を濃度ないし濃度変化の検出のために評価手段
が解く際に容易になる。その際評価手段は、マトリクス
反転法または最小２乗法に従って動作する。
【００１８】
【実施例】本発明の実施例を以下、図面に基づき説明す
る。
る。
【００１９】図１には本発明の装置が示されている。こ
の装置は例えば乳ガン診断に使用することができる。こ
の装置は複数の光源ｌ1〜ｌnを有し、これらの光源から
それぞれ別の波長λ1〜λnのコヒーレント光が出力され
る。光源ｌ1〜ｌnの各々は半導体レーザダイオードとそ
れぞれ所属の電流源を有する。これは図２に示されてい
る。図２は半導体レーザダイオード２４nと電流源２５n
を有する光源ｌnを示す。各光源ｌ1〜ｌnには電気信号
発生器２1〜２nが配属されている。電気信号発生器はそ
れぞれの光源ｌ1〜ｌnに含まれる電流源に固定周波数の
交流信号を供給する。この信号によってそれぞれの光源
ｌ1〜ｌnに含まれる半導体レーザダイオードの供給電流
が変調される。各信号発生器２1〜２nはそれぞれ別の周
波数ｆ1〜ｆnの交流信号を形成する。レーザダイオード
から送出される光の振幅ないし強度はその供給電流の電
流強度に実質的に比例するから、光源ｌ1〜ｌnはそれぞ
れ異なる波長λ1〜λnの光を送出し、この光はそれぞれ
異なる変調周波数ｆ1〜ｆnにより振幅変調される。光源
ｌ1〜ｌnから送出される光は光導波体３1〜３nを介して
光導波体−ファン−イン−カプラ４に供給される。この
カプラはｎ個の入力側と１つの出力側を有し、入力側に
はそれぞれ１つの光導波体３1〜３nが接続されており、
出力側には光導波体５が接続されている。光導波体５の
自由端部は装置の光出射ゾーンを形成する。この光導波
体５を介して生体被検対象６、すなわち患者の身体領
域、例えば乳房に測定光信号が供給される。
の装置は例えば乳ガン診断に使用することができる。こ
の装置は複数の光源ｌ1〜ｌnを有し、これらの光源から
それぞれ別の波長λ1〜λnのコヒーレント光が出力され
る。光源ｌ1〜ｌnの各々は半導体レーザダイオードとそ
れぞれ所属の電流源を有する。これは図２に示されてい
る。図２は半導体レーザダイオード２４nと電流源２５n
を有する光源ｌnを示す。各光源ｌ1〜ｌnには電気信号
発生器２1〜２nが配属されている。電気信号発生器はそ
れぞれの光源ｌ1〜ｌnに含まれる電流源に固定周波数の
交流信号を供給する。この信号によってそれぞれの光源
ｌ1〜ｌnに含まれる半導体レーザダイオードの供給電流
が変調される。各信号発生器２1〜２nはそれぞれ別の周
波数ｆ1〜ｆnの交流信号を形成する。レーザダイオード
から送出される光の振幅ないし強度はその供給電流の電
流強度に実質的に比例するから、光源ｌ1〜ｌnはそれぞ
れ異なる波長λ1〜λnの光を送出し、この光はそれぞれ
異なる変調周波数ｆ1〜ｆnにより振幅変調される。光源
ｌ1〜ｌnから送出される光は光導波体３1〜３nを介して
光導波体−ファン−イン−カプラ４に供給される。この
カプラはｎ個の入力側と１つの出力側を有し、入力側に
はそれぞれ１つの光導波体３1〜３nが接続されており、
出力側には光導波体５が接続されている。光導波体５の
自由端部は装置の光出射ゾーンを形成する。この光導波
体５を介して生体被検対象６、すなわち患者の身体領
域、例えば乳房に測定光信号が供給される。
【００２０】測定光信号は光源ｌ1〜ｌnからそれぞれ送
出される光を光導波体−ファン−イン−カプラ４を用い
て重畳することにより得られる。光源ｌ1〜ｌnの光は被
検体に同時にかつ同じ個所で供給される。しかし光源ｌ
1〜ｌnの光は被検体に少なくとも実質的に同時に供給さ
れれば十分である。すなわち、光源ｌ1〜ｌnの光はそれ
ぞれ通過する組織に測定結果に影響を及ぼし得るような
変化が生じないよう急速に順次連続して照射される。ま
た光源ｌ1〜ｌnの光を被検体６に少なくとも実質的に同
じ個所で供給することができる。したがって例えば、光
導波体−ファン−イン−カプラ４を省略して代わりに光
ファイバケーブルを使用することもできる。この光ファ
イバケーブルの一方の端部は光出射ゾーンを形成し、他
方の端部はそれぞれ同数の光ファイバが各光源ｌ1〜ｌn
に導かれるように構成される。
出される光を光導波体−ファン−イン−カプラ４を用い
て重畳することにより得られる。光源ｌ1〜ｌnの光は被
検体に同時にかつ同じ個所で供給される。しかし光源ｌ
1〜ｌnの光は被検体に少なくとも実質的に同時に供給さ
れれば十分である。すなわち、光源ｌ1〜ｌnの光はそれ
ぞれ通過する組織に測定結果に影響を及ぼし得るような
変化が生じないよう急速に順次連続して照射される。ま
た光源ｌ1〜ｌnの光を被検体６に少なくとも実質的に同
じ個所で供給することができる。したがって例えば、光
導波体−ファン−イン−カプラ４を省略して代わりに光
ファイバケーブルを使用することもできる。この光ファ
イバケーブルの一方の端部は光出射ゾーンを形成し、他
方の端部はそれぞれ同数の光ファイバが各光源ｌ1〜ｌn
に導かれるように構成される。
【００２１】装置の光出射ゾーンは被検体６の表面にで
きるだけ密接して存在しなければならない。光出射ゾー
ンに対向して被検体６の反対側にはフォトマルチプライ
ヤ７の形態の検出手段が配置されている。このフォトマ
ルチプライヤは装置の光入射ゾーンを形成し、この入射
ゾーンには光出射ゾーンに対向して被検体６から出た光
測定信号の伝達成分が入射する。フォトマルチプライヤ
７は光測定信号の伝達成分を電気信号に変換する。この
電気信号の時間的経過は、この電気信号が受信光の振幅
包絡曲線に相応するかぎり、受信光の強度の時間的経過
を表す。光出射ゾーンもまた被検体６の表面に密に配置
されている。被検体は扁平で相互に平行に延在する圧縮
板１９と２０の間に、これが実質的に一定の厚さｄを有
するように配置されている。圧縮板は光測定信号に対し
て実質的に透明である。
きるだけ密接して存在しなければならない。光出射ゾー
ンに対向して被検体６の反対側にはフォトマルチプライ
ヤ７の形態の検出手段が配置されている。このフォトマ
ルチプライヤは装置の光入射ゾーンを形成し、この入射
ゾーンには光出射ゾーンに対向して被検体６から出た光
測定信号の伝達成分が入射する。フォトマルチプライヤ
７は光測定信号の伝達成分を電気信号に変換する。この
電気信号の時間的経過は、この電気信号が受信光の振幅
包絡曲線に相応するかぎり、受信光の強度の時間的経過
を表す。光出射ゾーンもまた被検体６の表面に密に配置
されている。被検体は扁平で相互に平行に延在する圧縮
板１９と２０の間に、これが実質的に一定の厚さｄを有
するように配置されている。圧縮板は光測定信号に対し
て実質的に透明である。
【００２２】光出射ゾーンと光入射ゾーンとは相対的相
互に、被検体が存在しない際には光出射ゾーンから出た
光が光入射ゾーンの中心に入射するように配置されてい
る。
互に、被検体が存在しない際には光出射ゾーンから出た
光が光入射ゾーンの中心に入射するように配置されてい
る。
【００２３】フォトマルチプライヤ７の電気信号は、光
源ｌ1〜ｌnの数に相応する数のバンドパスフィルタ８1
〜８nに供給される。このバンドパスフィルタの中心周
波数ｆ1〜ｆnはできるだけ正確に変調周波数ｆ1〜ｆnに
相応するようにする。したがってバンドパスフィルタ８
1〜８nの出力側には電気信号が発生し、この電気信号は
光源ｌ1〜ｌnから発した波長λ1〜λnの光成分の強度を
光測定信号の被検体６により伝達され検出された成分に
ついて表す。
源ｌ1〜ｌnの数に相応する数のバンドパスフィルタ８1
〜８nに供給される。このバンドパスフィルタの中心周
波数ｆ1〜ｆnはできるだけ正確に変調周波数ｆ1〜ｆnに
相応するようにする。したがってバンドパスフィルタ８
1〜８nの出力側には電気信号が発生し、この電気信号は
光源ｌ1〜ｌnから発した波長λ1〜λnの光成分の強度を
光測定信号の被検体６により伝達され検出された成分に
ついて表す。
【００２４】したがってフォトマルチプライヤ７とバン
ドパスフィルタ８1〜８nは検出手段を形成する。これら
の電気信号はそれぞれ信号処理回路９1〜９nに達し、こ
こでそれぞれの検査例に適合した信号処理が例えば整
流、平滑化または積分により行われる。信号処理回路９
1〜９nの出力信号はｎ：１アナログマルチプレクサ１０
に供給される。このマルチプレクサの出力側はアナログ
／ディジタル変換器１１の入力側と接続されている。ア
ナログ／ディジタル変換器１１のディジタル出力データ
は電子計算装置１２の形態の評価手段に達する。この電
子計算装置には装置操作のためのキーボード１３とモニ
タ１４の形態の表示装置が接続されている。
ドパスフィルタ８1〜８nは検出手段を形成する。これら
の電気信号はそれぞれ信号処理回路９1〜９nに達し、こ
こでそれぞれの検査例に適合した信号処理が例えば整
流、平滑化または積分により行われる。信号処理回路９
1〜９nの出力信号はｎ：１アナログマルチプレクサ１０
に供給される。このマルチプレクサの出力側はアナログ
／ディジタル変換器１１の入力側と接続されている。ア
ナログ／ディジタル変換器１１のディジタル出力データ
は電子計算装置１２の形態の評価手段に達する。この電
子計算装置には装置操作のためのキーボード１３とモニ
タ１４の形態の表示装置が接続されている。
【００２５】電子計算装置は図１に破線で示されたメモ
リ２６を有する。メモリには種々異なる複数の組織成分
（例えば筋肉組織、腺組織等。水分、血液および脂肪も
本実施例では組織成分にとしてあてはまる）ごとに吸収
に相応するデータ（例えばそれぞれの吸収係数αυ（λ
i））が種々異なる波長λ1〜λnに対して記憶されてい
る。水分および女性乳腺組織に対しては吸収スペクトル
（波長λについての吸収Ａ）が図３と図４に概略的に示
されている。メモリ２６での前記データの記憶は例えば
関数テーブルの形で行うことができる。種々異なる組織
成分の数はせいぜい種々異なる波長λ1〜λnの数と同じ
である。
リ２６を有する。メモリには種々異なる複数の組織成分
（例えば筋肉組織、腺組織等。水分、血液および脂肪も
本実施例では組織成分にとしてあてはまる）ごとに吸収
に相応するデータ（例えばそれぞれの吸収係数αυ（λ
i））が種々異なる波長λ1〜λnに対して記憶されてい
る。水分および女性乳腺組織に対しては吸収スペクトル
（波長λについての吸収Ａ）が図３と図４に概略的に示
されている。メモリ２６での前記データの記憶は例えば
関数テーブルの形で行うことができる。種々異なる組織
成分の数はせいぜい種々異なる波長λ1〜λnの数と同じ
である。
【００２６】メモリ２６に記憶されたデータを使用し
て、電子計算装置１２は、データがメモリ２６に記憶さ
れている被検組織の組織成分の濃度、例えば相対濃度に
ついてのデータを検出する。
て、電子計算装置１２は、データがメモリ２６に記憶さ
れている被検組織の組織成分の濃度、例えば相対濃度に
ついてのデータを検出する。
【００２７】被検体の比較的大きな領域についてのデー
タを収集することができるようにするため、キャリッジ
１５の形態の走査手段が光導波体１５およびフォトマル
チプライヤ７に対して設けられている。キャリッジ１５
は調整ユニット１６によって、装置の光出射ゾーン（お
よびひいては照射位置）と光入射ゾーンとが走査運動の
形式に応じて被検体６に対して相対的に配列されるよう
に調整される。調整ユニットは電子計算装置１２により
制御される。有利には走査運動は連続的に行われるので
はなく、多数の離散的な走査位置が順次走査されるよう
に行われる。例えば走査運動中に、２５６の走査位置に
対してデータを収集することができる。これらの走査位
置はマトリクス状にそれぞれ１６の行と列に配列され、
列方向および行方向にそれぞれ同じ間隔を相互に有す
る。その際走査運動は有利には歩進的にミアンダ状の運
動で行われる。これは図５に×印でマークされた６４の
走査位置ｘ1〜ｘ64により概略的に示されている。
タを収集することができるようにするため、キャリッジ
１５の形態の走査手段が光導波体１５およびフォトマル
チプライヤ７に対して設けられている。キャリッジ１５
は調整ユニット１６によって、装置の光出射ゾーン（お
よびひいては照射位置）と光入射ゾーンとが走査運動の
形式に応じて被検体６に対して相対的に配列されるよう
に調整される。調整ユニットは電子計算装置１２により
制御される。有利には走査運動は連続的に行われるので
はなく、多数の離散的な走査位置が順次走査されるよう
に行われる。例えば走査運動中に、２５６の走査位置に
対してデータを収集することができる。これらの走査位
置はマトリクス状にそれぞれ１６の行と列に配列され、
列方向および行方向にそれぞれ同じ間隔を相互に有す
る。その際走査運動は有利には歩進的にミアンダ状の運
動で行われる。これは図５に×印でマークされた６４の
走査位置ｘ1〜ｘ64により概略的に示されている。
【００２８】どのようにして電子計算装置１２が種々異
なる組織成分の濃度についてのデータを検出するかは、
装置の３つの動作形式のうちのどれがキーボード１３に
より選択されたかに依存する。
なる組織成分の濃度についてのデータを検出するかは、
装置の３つの動作形式のうちのどれがキーボード１３に
より選択されたかに依存する。
【００２９】第１の動作形式ではただ１つの走査位置に
対してだけデータが検出される。この第１の動作形式は
それぞれの検査例の必要性に応じてキーボード１３の適
切な操作によって開始することができる。
対してだけデータが検出される。この第１の動作形式は
それぞれの検査例の必要性に応じてキーボード１３の適
切な操作によって開始することができる。
【００３０】この第１の動作形式では電子計算装置は種
々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
【００３１】
【数７】
【００３２】ただし、λｉ（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異
なる所定の波長、Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光
の強度、ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射され
るそれぞれの波長の光強度、ｄは照射される組織領域の
厚さであり、υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成
分を表し、Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分
の相対濃度、αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの
組織成分の減光率、Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにお
ける被検組織の吸収である。
なる所定の波長、Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光
の強度、ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射され
るそれぞれの波長の光強度、ｄは照射される組織領域の
厚さであり、υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成
分を表し、Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分
の相対濃度、αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの
組織成分の減光率、Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにお
ける被検組織の吸収である。
【００３３】このようにして得られた種々異なる組織成
分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利には
数値で表示される。
分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利には
数値で表示される。
【００３４】第２の動作形式では前に説明した走査運動
が実行される。その際に収集されたデータから電子計算
装置１２は個々の走査位置ｘ1〜ｘkに対して、種々異な
る組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
が実行される。その際に収集されたデータから電子計算
装置１２は個々の走査位置ｘ1〜ｘkに対して、種々異な
る組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
【００３５】
【数８】
【００３６】ここで同じ式符号は式（１）の場合と同じ
意味を有し、ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中のそ
れぞれの離散的走査位置、Ｉ（λi、ｘk）はそれぞれの
走査位置に対するそれぞれの波長に対する検出された光
の強度、Ｋυ（ｘk）はそれぞれの走査位置に対するそ
れぞれの組織成分の相対濃度である。
意味を有し、ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中のそ
れぞれの離散的走査位置、Ｉ（λi、ｘk）はそれぞれの
走査位置に対するそれぞれの波長に対する検出された光
の強度、Ｋυ（ｘk）はそれぞれの走査位置に対するそ
れぞれの組織成分の相対濃度である。
【００３７】このようにして検出された種々異なる組織
成分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利に
はグラフで表示される。これは例えば次のようにして行
うことができる。すなわち種々異なる組織成分に種々異
なる色を、種々異なる相対濃度にそれぞれの色の種々異
なる明度を配属し、相対濃度のグラフィック表示がその
配列の点で走査位置の配列に相応するようにするのであ
る。このようにして相対濃度のグラフィック表示を複数
の組織成分に対して同時に行うことができる。その際、
複数の“画像”を同時にモニタ１４に表示することがで
きる。しかし相対濃度を種々異なる組織成分の１つに対
してだけ表示することもできる。この場合、１つの比較
的に大きな“画像”だけがモニタ１４に表示される。こ
のようにして得られた画像に基づいて、異質部、例えば
腫瘍Ｔの存在を識別し、異質部の位置を確定することが
できる。
成分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利に
はグラフで表示される。これは例えば次のようにして行
うことができる。すなわち種々異なる組織成分に種々異
なる色を、種々異なる相対濃度にそれぞれの色の種々異
なる明度を配属し、相対濃度のグラフィック表示がその
配列の点で走査位置の配列に相応するようにするのであ
る。このようにして相対濃度のグラフィック表示を複数
の組織成分に対して同時に行うことができる。その際、
複数の“画像”を同時にモニタ１４に表示することがで
きる。しかし相対濃度を種々異なる組織成分の１つに対
してだけ表示することもできる。この場合、１つの比較
的に大きな“画像”だけがモニタ１４に表示される。こ
のようにして得られた画像に基づいて、異質部、例えば
腫瘍Ｔの存在を識別し、異質部の位置を確定することが
できる。
【００３８】第３の動作形式の場合、電子計算装置１２
は種々異なる組織成分の相対濃度を個々の走査位置に対
して検出することはしない。その代りに、種々異なる組
織成分に対する相対濃度変化を検出する。この相対濃度
変化は順次連続する、したがって隣接する走査位置間に
発生するものである。これは次式を用いて行う。
は種々異なる組織成分の相対濃度を個々の走査位置に対
して検出することはしない。その代りに、種々異なる組
織成分に対する相対濃度変化を検出する。この相対濃度
変化は順次連続する、したがって隣接する走査位置間に
発生するものである。これは次式を用いて行う。
【００３９】
【数９】
【００４０】ただし同じ式符号は式（１）と式（２）と
同じ意味を有し、ΔＫυ（ｋ）は走査位置ｋとｋ＋１間
で発生する相対濃度の変化に相応する。このようにして
検出されたデータのモニタ１４上の表示は有利には第２
の動作形式に関連して説明したように行う。ただ種々異
なる相対濃度ではなく、相対濃度の変化が種々異なる明
度値に配属される点で異なる。
同じ意味を有し、ΔＫυ（ｋ）は走査位置ｋとｋ＋１間
で発生する相対濃度の変化に相応する。このようにして
検出されたデータのモニタ１４上の表示は有利には第２
の動作形式に関連して説明したように行う。ただ種々異
なる相対濃度ではなく、相対濃度の変化が種々異なる明
度値に配属される点で異なる。
【００４１】図６に示された簡単なモデル例は本発明の
機能の基礎となる関連を示す。
機能の基礎となる関連を示す。
【００４２】一定の厚さを有する被検モデル２１は２つ
の組織成分ＡとＢからなり、したがって隣接する走査位
置間の相対濃度変化を検出するためには２つの波長λ1
とλ2の光による照射で十分である。
の組織成分ＡとＢからなり、したがって隣接する走査位
置間の相対濃度変化を検出するためには２つの波長λ1
とλ2の光による照射で十分である。
【００４３】組織成分Ａはその吸収派が波長に依存しな
い組織成分である。したがって αA（λ1）＝αA（λ2）＝α が成り立つ。
い組織成分である。したがって αA（λ1）＝αA（λ2）＝α が成り立つ。
【００４４】組織成分Ｂの吸収係数は波長λ2に対して αB（λ2）＝α＋βα である。
【００４５】被検モデル２１は図６に示したように、ｘ
方向では組織成分Ａの相対濃度が線形に減少し、一方組
織成分の相対濃度は線形に増加するように作製されてい
る。
方向では組織成分Ａの相対濃度が線形に減少し、一方組
織成分の相対濃度は線形に増加するように作製されてい
る。
【００４６】被検モデル２１がｘ方向に経過する走査運
動により、左から右へ経過する走査運動に対して横方向
に走査されると、第１の波長λ1についての吸収変化に
対して ΔＡ（λ1，ｘ）＝０ が得られる。なぜなら波長λ1はイソベスト点の波長に
相応するからである。
動により、左から右へ経過する走査運動に対して横方向
に走査されると、第１の波長λ1についての吸収変化に
対して ΔＡ（λ1，ｘ）＝０ が得られる。なぜなら波長λ1はイソベスト点の波長に
相応するからである。
【００４７】波長λ2についての吸収変化に対しては ΔＡ（λ2，ｘ）＝βα Δｘ／ｘO が得られる。すなわち、線形の増加または減少である
（走査方向による）。
（走査方向による）。
【００４８】モデル例に対する式（３）の分解能は ΔＫA＝−ΔＫB および ΔＫA＝−Δｘ／ｘO ないし ΔＫB＝Δｘ／ｘO である。すなわち、成分Ｂの線形の増加または成分Ａの
線形の減少である。
線形の減少である。
【００４９】したがって相対濃度の経過に対しては ＫA＝ａ−ｘ／ｘO ないし ＫB＝ｂ＋ｘ／ｘO があてはまる。ここで付加的定数ａないしｂの値は式
（３）の解によっては決定されない。
（３）の解によっては決定されない。
【００５０】これら定数の決定は、隣接する走査位置間
の吸収変化の代わりにただ１つの走査位置に対して吸収
を測定した場合に初めて可能となる。この場合は式
（２）の解行列に定数ａとｂも決定されることとなる。
の吸収変化の代わりにただ１つの走査位置に対して吸収
を測定した場合に初めて可能となる。この場合は式
（２）の解行列に定数ａとｂも決定されることとなる。
【００５１】本発明の別の実施例が図７に示されてい
る。前に説明した実施例との相違点は、波長λ1〜λnの
少なくとも１つが組織成分の２つのイソベスト点の波長
に相応するように選択されていることである。イソベス
ト点のデータについてはメモリ２６に記憶されている。
相応する組織成分相互の比は測定された吸収ないし測定
された吸収変化に影響を及ぼさないから、電子計算装置
１２に対する計算コストが低減される。
る。前に説明した実施例との相違点は、波長λ1〜λnの
少なくとも１つが組織成分の２つのイソベスト点の波長
に相応するように選択されていることである。イソベス
ト点のデータについてはメモリ２６に記憶されている。
相応する組織成分相互の比は測定された吸収ないし測定
された吸収変化に影響を及ぼさないから、電子計算装置
１２に対する計算コストが低減される。
【００５２】別の相違点は、信号処理回路９1〜９nとマ
ルチプレクサ１０との間に対数形成器１７1〜１７nが接
続されていることである。その他にスイッチ１８1〜１
８nが設けられており、これにより対数形成器１７1〜１
７nを迂回することができる。
ルチプレクサ１０との間に対数形成器１７1〜１７nが接
続されていることである。その他にスイッチ１８1〜１
８nが設けられており、これにより対数形成器１７1〜１
７nを迂回することができる。
【００５３】図７の装置が前に実施例に関連して説明し
た第１、第２または第３の動作形式で動作するとき、電
子計算装置１２はスイッチ１８1〜１８nを対数形成器１
７1〜１７nが迂回されるように操作する。図７の装置は
すでに説明した３つの動作形式に関しては前に説明した
装置の機能と相違しない。しかし図７の装置は第４の動
作形式で作動させることができる。この第４の動作形式
は第３の動作形式に相応するが、スイッチ１８1〜１８n
が電子計算装置１２によって対数形成器１７1〜１７nが
信号路に存在するよう図示しない仕方で操作される。こ
の場合、隣接する２つの走査点間の吸収変化は相応する
対数信号の減算により容易に求めることができる。その
ため、電子計算装置１２によって費やされる計算コスト
がさらに低減される。
た第１、第２または第３の動作形式で動作するとき、電
子計算装置１２はスイッチ１８1〜１８nを対数形成器１
７1〜１７nが迂回されるように操作する。図７の装置は
すでに説明した３つの動作形式に関しては前に説明した
装置の機能と相違しない。しかし図７の装置は第４の動
作形式で作動させることができる。この第４の動作形式
は第３の動作形式に相応するが、スイッチ１８1〜１８n
が電子計算装置１２によって対数形成器１７1〜１７nが
信号路に存在するよう図示しない仕方で操作される。こ
の場合、隣接する２つの走査点間の吸収変化は相応する
対数信号の減算により容易に求めることができる。その
ため、電子計算装置１２によって費やされる計算コスト
がさらに低減される。
【００５４】前記の実施例の場合、フォトマルチプライ
ヤ７は被検体６から出射した光を直接受光するように配
置される。しかし図示のようにではなく、被検体６から
出射した光を、フォトマルチプライヤの代わりに支持体
１５に設けられた、例えばファイバオプチカル光導波体
または光導波体ケーブルを用いて受光し、フォトマルチ
プライヤに供給することもできる。
ヤ７は被検体６から出射した光を直接受光するように配
置される。しかし図示のようにではなく、被検体６から
出射した光を、フォトマルチプライヤの代わりに支持体
１５に設けられた、例えばファイバオプチカル光導波体
または光導波体ケーブルを用いて受光し、フォトマルチ
プライヤに供給することもできる。
【００５５】検出手段は、フォトマルチプライヤの代わ
りにフォトダイオードまたはＣＣＤを有することもでき
る。
りにフォトダイオードまたはＣＣＤを有することもでき
る。
【００５６】モニタ１４の代わりに、表示手段としてＬ
ＥＤディスプレイ，ＬＣＤディスプレイまたはプラズマ
ディスプレイを設けることができる。
ＥＤディスプレイ，ＬＣＤディスプレイまたはプラズマ
ディスプレイを設けることができる。
【００５７】実施例に関連して説明した、被検体への光
照射手段は、実施例では光源１1〜１n、信号発生器２1
〜２n、光導波体３1〜３n、光導波体ファンインカプラ
４および光導波体５によって構成したが、例えば光源１
1〜１nの光の照射を同時に同じ個所でミラー装置を用い
て行うこともできる。
照射手段は、実施例では光源１1〜１n、信号発生器２1
〜２n、光導波体３1〜３n、光導波体ファンインカプラ
４および光導波体５によって構成したが、例えば光源１
1〜１nの光の照射を同時に同じ個所でミラー装置を用い
て行うこともできる。
【００５８】走査手段の構成も１例として理解された
い。走査手段の別の構成および前記の走査運動とは異な
る走査運動も可能である。
い。走査手段の別の構成および前記の走査運動とは異な
る走査運動も可能である。
【００５９】前記の実施例において、被検体が２つの圧
縮板１９、２０の間に配置される場合は、被検体６に実
質的に一定の厚さが得られる。この種の被検体の圧縮が
できない場合は、被検体の変化する厚さｄを測定検出
し、相応する信号を計算装置１２に供給することもでき
る。相応の手段は当業者には容易である。
縮板１９、２０の間に配置される場合は、被検体６に実
質的に一定の厚さが得られる。この種の被検体の圧縮が
できない場合は、被検体の変化する厚さｄを測定検出
し、相応する信号を計算装置１２に供給することもでき
る。相応の手段は当業者には容易である。
【００６０】メモリ２６に記憶されるデータは、試料を
in vitroで測定することにより得ることができる。例え
ば純粋な脂肪組織スペクトル、純粋な腺組織スペクト
ル、純粋な血液スペクトル等を記録することができる。
in vitroで測定することにより得ることができる。例え
ば純粋な脂肪組織スペクトル、純粋な腺組織スペクト
ル、純粋な血液スペクトル等を記録することができる。
【００６１】前に説明した第４の動作形式に相応する動
作形式でだけ動作するように装置が構成されている場合
は、電子計算装置１２を簡単に構成することができる。
というのは、供給されるデータの評価の際に対数演算を
行う必要がないからである。
作形式でだけ動作するように装置が構成されている場合
は、電子計算装置１２を簡単に構成することができる。
というのは、供給されるデータの評価の際に対数演算を
行う必要がないからである。
【００６２】フォトマルチプライヤ７が測定光信号の直
接照射によって過露光されることを回避するため、適切
なセンサ装置を用いてミアンダ状の走査運動を図５に点
線でい示したように制御することができる。センサ装置
は、被検体６が光出射ゾーンと光入射ゾーンの間にある
ことが確実である走査位置だけを検出する。相応する走
査位置は図５にハッチングで示されている。
接照射によって過露光されることを回避するため、適切
なセンサ装置を用いてミアンダ状の走査運動を図５に点
線でい示したように制御することができる。センサ装置
は、被検体６が光出射ゾーンと光入射ゾーンの間にある
ことが確実である走査位置だけを検出する。相応する走
査位置は図５にハッチングで示されている。
【００６３】
【発明の効果】本発明により、それぞれの被検領域に関
してそこに存在する組織成分についての知識を得ること
ができる。
してそこに存在する組織成分についての知識を得ること
ができる。
【図１】本発明の装置の概略図である。
【図２】図１の一部詳細図である。
【図３】水分の吸収スペクトルを表す線図である。
【図４】女性乳腺組織の吸収スペクトルを表す線図であ
る。
る。
【図５】本発明の装置の走査運動を説明する概略図であ
る。
る。
【図６】本発明の装置の機能を説明する概略図である。
【図７】本発明の変形実施例の概略図である。
１ 光源 ２ 信号発生器 ３、５ 光導波体 ４ 光導波体ファンインカプラ ６ 被検体 ７ フォトマルチプライヤ ８ バンドパスフィルタ ９ 信号処理回路 １０ ｎ：１アナログマルチプライヤ １１ アナログ／ディジタル変換器 １２ 計算装置 １３ キーボード １４ モニタ １５ メモリ １６ 調整ユニット １７ 対数形成器 １８ スイッチ １９、２０ 圧縮板 ２１ 被検モデル ２４ 半導体レーザダイオード ２５ 電流供給部 ２６ メモリ Ｔ 腫瘍
Claims (7)
- 【請求項１】 種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光
を少なくとも実質的に同時に照射するための手段（１1
〜１n、２1〜２n、３1〜３n、４、５）と、光の検出手
段（７、８1〜８n）と、評価手段（１２）とが設けられ
ており、 前記照射手段（１1〜１n、２1〜２n、３1〜３n、４、
５）は、すべての波長(λ1〜λn）の光に対して少なく
とも実質的に同じ光出射ゾーンを有しており、 前記光の検出手段（７、８1〜８n）は、光出射ゾーンに
対向する光入射ゾーンを有しており、検出された光にお
ける種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光成分のそれ
ぞれの強度に相応する信号を送出し、 前記評価手段（１２）には前記検出手段（７、８1〜
８n）の信号が供給され、該評価手段（１２）は、記憶
されたデータに基づき、前記信号から種々異なる組織成
分の濃度についてのデータを検出し、 前記記憶されたデータは、多くても種々異なる所定の波
長（λ1〜λn）の数に相応する数の種々異なる組織成分
の濃度を種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光ごとに
記憶したものであることを特徴とする、種々異なる波長
の光による組織検査装置。 - 【請求項２】 前記評価手段（１２）は、種々異なる組
織成分の相対濃度を次式を用いて検出する、 【数１】 ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波
長、 Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出された光の強度、 ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射される光の強度、 ｄは透過照射される組織領域の厚さ、 υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、 Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の相対濃
度、 αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減
衰係数、そしてＡ（λi）はそれぞれの波長λiにおける
被検組織の吸収を表す請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 走査運動を行うように光入射ゾーンを移
動させる走査手段(１５、１６）が設けられている請求
項１または２記載の装置。 - 【請求項４】 前記評価手段（１２）は、種々異なる組
織成分の相対濃度を光出射ゾーンの位置の関数として、
次式を用いて検出する、 【数２】 ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波
長、 ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の入射個所の光出
射ゾーンのそれぞれの位置、 Ｉ（λi，ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対す
るそれぞれの波長の検出された光の強度、 ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射された光の強度、 ｄは透過照射される組織領域の厚さ、 υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、 αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減
衰係数、 Ｋυ（ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対する
それぞれの組織成分の相対濃度、 Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおける被検組織の吸収
を表す請求項３記載の装置。 - 【請求項５】 前記評価手段（１２）は、種々異なる組
織成分ごとに光出射ゾーンの順次連続する位置間の相対
濃度変化を次式を用いて検出する、 【数３】 ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波
長、 ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の光出射ゾーンの
それぞれの位置、 Ｉ（λi，ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対す
るそれぞれの波長の検出された光の強度、 ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射された光の強度、 ｄは透過照射される組織領域の厚さ、 υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、 αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減
衰係数、 ΔＫυ(ｋ)は光出射ゾーンの位置ｋとｋ＋１との間で発
生する相対濃度変化、 ΔＡ（λi）はそれぞれの波長λiにおける、出射ゾーン
の位置ｋとｋ＋１との間で発生する被検組織の吸収変化
を表す請求項３記載の装置。 - 【請求項６】 検出手段（７、８1〜８n）の信号に対し
て対数形成器（１７1〜１７n）が設けられている請求項
３から５までのいずれか１項記載の装置。 - 【請求項７】 種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の少
なくとも１つは、２つの組織成分のイソベスト（ｉｓｏ
ｂｅｓｔｉｓｃｈ）点の波長に相応するように選択され
ている請求項１から６までのいずれか１項記載の装置。
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