JPH08254497A - 強度変調光を用いて散乱媒質を検査する方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 測定器の精度を限定することなく、電子工学
的な支出を減少させることができる、散乱物質を検査す
る方法を提供する。 【解決手段】 散乱媒質を検査する方法であって、高周
波数の変調信号が周波数発生器１８から発生され、発光
器１０の光の強度が前記変調信号によって変化させら
れ、前記発光器からの光が前記媒質に照射され、前記変
調信号は周波数チャープからなり、前記変調信号は前記
周波数発生器１８から、少なくとも２個の互いに異なる
信号パス２３Ａ、２４を経由して信号ミキサ３１に伝達
され、このため周波数チャープのあいだに前記信号ミキ
サの入力信号が差周波数だけ異なり、前記差周波数の量
は、前記信号パス２３Ａ、２４の信号走行時間のあいだ
の差と、前記変調周波数の変化率との関数であり、測定
信号パス２３Ａとしての少なくとも１個の信号パスは、
前記媒質を透過する光路部分２０Ａを含んでいる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、散乱媒質を検査す
る方法に関する。とくに、本発明は、強度変調光（inte
nsity-modulated light）を用いて生物学的マトリック
スを検査する方法に関する。

【０００２】ここで強度変調光とは、発光器から発光さ
れた光が高周波数の変調信号によって、その放射エネル
ギー流量とが変化させられた光を意味する。

【０００３】

【従来の技術および発明が解決しようとする課題】強度
変調光を用いて生物学的マトリックスを検査するような
処理においては、光は放射サイトで１次光として媒質に
照射される。そして、散乱媒質から発生する光が、前記
放射サイトからの定義された測定距離に位置する検出サ
イトにおける２次光として検出される。すなわち、前記
２次光は、受光器として動作する光電変換器によって電
気測定信号に変換される。放射された１次光と検出され
た２次光とを比較することによって、測定される値が前
記光と前記散乱媒質との相互作用の関数である測定量が
決定される。このように決定されることによって、前記
測定量は、検査において所要の結果である大きさを表わ
している。このような測定量は、しばしば検査結果の
「定量化しうるパラメータ」特性と呼ばれる。

【０００４】本発明は、放射サイトと検出サイトのあい
だで光の多重散乱が生じるケースに関する。この光の多
重散乱とは、前記散乱媒質内部の散乱中心が高密度であ
って、フォトンの平均自由行程が放射サイトと検出サイ
トのあいだの光路よりも非常に短く、したがって前記２
つの位置のあいだにおいて、光が光路上で何度も散乱す
る（少なくとも１０回、好ましくは１００回）ことを意
味する。

【０００５】本発明の１つの重要な応用は、生物学的マ
トリックスの検査である。このばあい、「生物学的マト
リックス」とは体液（とくに血液）または有機体の組織
のことである。生物の組織とくに皮膚組織、および典型
的な体液においてはともに、非常に多くの散乱中心が存
在しているので、たとえ測定距離が短くても多重散乱が
生じる。

【０００６】かかる状況において、分析される物質の濃
度が決定される分析方法は、とくに重要である。さら
に、前記パラメータが、所望の濃度を決定するために必
要な測定量を表わしている。これらの分析方法は、特定
の分析された物質の濃度を組織中で、すなわち、「in v
ivo」で血液サンプルを取ることなしに直接決定しうる
ため、このような分析方法は、医学的に非常に重要であ
る。以下の記載においては、一般性を制限することな
く、生物学的マトリックス、とくに組織が、本発明に用
いられる散乱媒質として言及されている。

【０００７】一般的な法則として、生物学的マトリック
スにおいて測定する際に考慮される光の波長はおよそ３
００ｎｍと数千ｎｍのあいだである。すなわち、スペク
トルの範囲は、ＵＶ付近から赤外光のあいだである。
「光」という表現は、可視光スペクトルに限られたもの
として解釈されてはならない。

【０００８】本発明は、とくに、１次光が一定強度で散
乱媒質内部に照射されるのではなく、一次光が、周波数
が１００ＭＨｚより大きい無線周波数内の範囲の変調信
号で増幅変調されている処理方法に関する。光強度波
（light-intensity waves）は、このようにして生物学
的マトリックスに伝搬され、その波長は、生物学的マト
リックスにおける光強度波の位相速度を変調周波数で除
した商に等しい。

【０００９】このような方法は「周波数領域（domain）
測定」とよばれる。周波数領域測定（以下、「ＦＤ方
法」とよぶ）によれば２個のパラメータ（以下、「ＦＤ
パラメータ」とよぶ）を測定することができる。

【００１０】第１に、検出された２次光の交流振幅およ
び／または直流振幅が、放射された１次光に関連して測
定されうる。これら２個のパラメータは、生物学的マト
リックスとの相互作用による光の強度の変化を示し、し
たがって集合的に「強度パラメータ」と呼ばれる。

【００１１】第２に、媒質内の光の位相シフトを測定す
ることは可能である。生物学的マトリックスにおける放
射サイトと検出サイトのあいだの光の走行時間（transi
t time）の結果前記位相シフトがえられる。前記走行時
間ｄｔは、位相シフトｄＦ（ｄｔ＝ｄＦ／Ｗ、ここでＷ
は１次光の変調周波数である）に直接比例している。ゆ
えに、位相シフトは光の走行時間パラメータである。一
般に、本発明においては、走行時間パラメータは、光の
走行時間に関連するものであれば、どのような定量化し
うるパラメータでもなりうる。すなわち、走行時間パラ
メータは散乱媒質において、放射サイトと検出サイトの
あいだの光の走行時間の明確な測定値を示す。

【００１２】すでに述べたように、前記パラメータは、
放射された１次光に関連して２次光からそれぞれ決定さ
れる。以下、略記表現ＡＣ、ＤＣ、およびＰはさきに言
及した３つのパラメータに対し使用される。３つのパラ
メータとは、ＡＣ振幅、ＤＣ振幅、および位相シフトで
ある。

【００１３】生物学的マトリックス中の分析される物質
の濃度の分析決定のための測定量として、光のパラメー
タを決定するＦＤ方法の使用は、これまではたいてい時
間分解（time-resolved）分光法（ＦＤ spectroscopy）
に関連して議論されてきた。このことは、散乱媒質の分
光器における基本的な問題、すなわち主に光路長に対す
る知識不足を解決すべくなされる。この知識は、分光法
によって測定される吸収スペクトルを定量化すること、
および吸収物質の濃度を計算することが必要である。非
散乱媒質においては、光路長は、光セルの長さである。
散乱媒質中において、多くの分散工程による経路の長さ
には統計上の分布がある。ＦＤ分光器を使用するばあ
い、ランダムに分布された散乱媒質中の平均光路長を測
定し、かつそれを特定の吸収値に関連づけることが可能
である。

【００１４】このような方法は、たとえばつぎのような
刊行物から知ることができる。

【００１５】ジェイ アール ラコイッツ（J.R.Lackow
icz）著「ギガヘルツの周波数領域蛍光：複素強度減衰
解法、ピコセカンドの処理と今後の展開（Gigahertz Fr
equency-Domain Fluorometry: Resolution of Complex
Intensity Decays,Picosecond Processes and Future D
evelopments）」、組織中のフォトン移動（Photon Migr
ation in Tissues）、アカデミックプレス／ニューヨー
ク（Academic Press/New York）、ブリトン チャンス
（Britton Chance）編集１６９〜１８６頁、１９８９年 ビー チャンス（B.Chance）ら著「ヘモグロビンの時分
解分光器・・・（Time-resolved spectroscopy of hemo
globin…）」アナリティカル バイオケミストリー（An
alytical Biochemistry）、１７４（１９８８年）、６
９８〜７０７頁米国特許第５，９７２，３３１号、米国
特許第５，１１９，８１５号、米国特許第５，１２２，
９７４号、および米国特許第５，１６７，２３０号各明
細書エイ ダンカン（A.Duncan）ら著「近赤外分光器お
よび画像のための多重波長、広帯域、強度変調光分光器
（A multiwavelength,wide band,intensity modulated
optical spectrometer for hear infrared spectroscop
y and imaging）」ＳＰＩＥ１８８８（１９９３年）２
４８〜２５７頁 これらの刊行物にあげられた例は、色素特性、とくに赤
い血液色素であるヘモグロビンを有する高吸収物質の分
析に関する。

【００１６】国際特許出願ＰＣＴ／ＤＥ ９４／０１２
９０は先に出願され、未公開であるが、前述のように、
生物学的マトリックス中のグルコース濃度を決定する方
法が開示されている。そしてその開示によると、ＦＤ測
定法を用いると、生物学的マトリックス内部の光の走行
時間パラメータは、グルコース濃度に関連した測定量と
して測定される。この分析が基づいている原理は、前述
の分光器の分析とは異なる。グルコースの光学的吸収
は、適用できる波長範囲が小さいので、（分光器の分析
は）実際の分析には使用できない。むしろ、ここで述べ
る分析は、不均質の生物学的マトリックス内部ではフォ
トンの平均光路長が、グルコース濃度によって非常に大
きな程度にまで影響されるという事実に基づいている。
前記平均光路長は、結果として、グルコース濃度の直接
の測定基準である。分光器での測定において習慣的であ
る、数個の異なる波長においての測定は、この原理には
必要でない。

【００１７】ＦＤパラメータについての情報は、画像処
理にも使用される。たとえば、胸部の腫瘍検査に使用さ
れる。前記検査は女性の乳房の検査があげられ、とくに
乳ガンの早期発見のための検査があげられる。この検査
には、１次光によって検査対象の体積部分を走査するこ
とが必要である。すなわち、組織の表面のそれぞれの部
分を走査することが必要である。この方法で２次光から
えられた位相シフトと強度に関する情報は、さらに画像
情報へと加工（処理）される。このことがエムカシュケ
（M.Kaschke）らの「位相変調技術による組織の透写画
像形成（Transillumination Imaging of Tissue by Pha
se Modulation Techniques）」オーイーエー プロシー
ディングス オン アドバンシズ イン オプティカル
イメージング アンド フォトン マイグレーション
（ＯＥＡ Proceedings on Advances in Optical Imagin
g and Photon Migration）、２１（１９９４年）、８８
〜９２頁に開示されている。

【００１８】公知のＦＤ方法において、ヘテロダイン式
の測定方法は、ほとんどのばあい位相シフトを測定する
ために使用される。１次光が変調された周波数を用いる
変調周波数ｆ₁に加うるに、第２の一定周波数ｆ₂が発生
される。前記ｆ₂はｆ₁より差周波数（differential fre
quency）ｄｆだけ小さい。受光器の測定信号は周波数ｆ
₁で変調され、周波数ｆ₂と電子信号ミキサでミックスさ
れる。そして信号ミキサからの出力信号は、狭帯域周波
数選択測定原理によって測定される。狭帯域周波数選択
測定原理は、信号ミキサの出力が狭いバンド幅のバンド
パスフィルターに濾波されることを意味する。この原理
によって測定される際、たとえば差周波数ｄｆ（「相互
相関周波数」とも呼ばれる）に同調されているロックイ
ン増幅器が用いられる。

【００１９】この原理を実行するために、周波数ｆ₁お
よびｆ₂を発生させるための２個の高周波数発生器（１
００ＭＨｚを超える）が必要である。発振器の安定性
は、相互相関周波数（約１００Ｈｚから５０ｋＨｚま
で）が受ける妨害変動を避けるために厳しい要求条件を
満たさなければならない。これは電子工学的にはかなり
高価なものを必要とする。

【００２０】これに基づいて、本発明は生物学的マトリ
ックス、および同様に他の散乱媒質を検査するための方
法を提供する際の問題に関しており、ＦＤシステムを採
用することによって公知の方法に比較して、測定器の精
度は限定することなく、電子工学的な支出が減少してい
る。

【００２１】

【課題を解決するための手段】問題は散乱媒質、とく
に、強度変調光を用いて生物学的マトリックスを検査す
る以下の方法によって解決される。この方法においては
高周波数の変調信号が周波数発生器によって発生され、
発光器の光の強度が前記変調信号によって変化させら
れ、前記発光器から発光された光が前記媒質に照射さ
れ、前記変調信号は周波数チャープからなり、該周波数
チャープのあいだ変調周波数は初期周波数から最終周波
数へと遷移させられ、前記変調信号は前記周波数発生器
から、少なくとも２個の互いに異なる信号経路を経由し
て信号ミキサに送られ、このため周波数チャープのあい
だに前記信号ミキサの入力信号が差周波数だけ異なって
おり、前記差周波数の量は、前記少なくとも２個の信号
経路の信号時間のあいだの差と、前記変調周波数の変化
率との関数であり、測定信号パスとしての少なくとも１
個の信号パスは、前記媒質を透過する光路部分を含んで
おり、かつ、信号ミキサの出力信号はさらに散乱媒質に
ついての情報を提供するように処理される方法である。

【００２２】一般的な法則として、少なくとも２個の異
なる信号パスを走行するのに必要な信号走行時間は異な
っており、したがって、えられる差周波数はゼロに等し
くはない。しかしながら本発明においては、実施態様は
同じ信号走行時間（差周波数がゼロになる）の動作状態
が、少なくとも２個の異なる信号パスに生じるようにす
ることも可能である。

【００２３】本発明の方法を用いると、ＦＤパラメータ
を、とくに、ヒトの組織においてinvivoの分析における
測定量としてただ１個の周波数発生器を用いて測定する
ことが可能である。すなわち周波数の安定性に関する特
定の必要条件を満たす必要がない。したがって電子工学
的支出に関しては、測定精度への影響なしに相当の節約
が達成できる。このことは、糖尿病における血液中のグ
ルコースレベルの連続的なモニタの例にみられるような
ものへの利用に際して、とくに重要である。分析に際し
ては、個人ユーザにも利用できるように、安価な装置を
利用することが可能とされる。

【００２４】以下は、添付図面に膜式的に示される実施
態様を参照して、本発明を詳細に説明する。

【００２５】

【発明の実施の形態】図１はＸ軸に沿った光の一次元的
伝播特性を模式的に示している。光は、放射サイトであ
る位置０に配置され、かつ一本調子に（steadily）生じ
る変調周波数で変調されている。光源によって照射され
る。もし、変調周波数が周波数チャープのあいだ単調に
生じているなら、そのチャープのあいだいかなるときも
伝播方向（Ｘ軸）に沿った異なる検出サイト（Ａ、Ｂ、
Ｃ）において異なる周波数が測定される。図１は「瞬間
的な記録」を表わしている。０ポイント（すなわち、光
源の位置）の近辺において高い変調周波数の信号が測定
される（すなわち短い波長で示される）一方、そこで検
出される光は、時間のより早い時点、すなわち、より低
い周波数でチャープするあいだ放射されるので、大きく
離れたところでは変調周波数は連続的に減少する。もち
ろん、それぞれの検出サイトにおいてチャープのすべて
の周波数が発生しているが、個々の特定の瞬間は異なる
距離に位置した検出サイトにおいて異なる周波数が測定
される。結果として、いかなる瞬間にも上昇する周波数
の生じる周波数チャープのあいだは、短い方の測定距離
Ｄ１を有する検出サイトＡで測定される周波数は、大き
い方の測定距離Ｄ２を有する検出サイトＢで測定される
周波数より大きいであろう。周波数が直線的に変わる、
換言すれば変化（上昇、または下降）の率が時間に関し
て一定である周波数チャープは、容易に発生させられ
る。この仮定に基づいて、そしてこの仮定は本発明にお
いて好ましいものであるが、周波数チャープのあいだに
おける、放射サイトからの異なる距離の２つの検出サイ
トのあいだの周波数の差（差周波数）は時間に関して一
定であり、かつ検出サイトのあいだの距離に比例する。
このようにして次式（１）が適用される。

【００２６】

【数１】

【００２７】ここにｄｆは放射サイトからの測定距離Ｄ
１とＤ２とに位置した２つの検出サイトのあいだの差周
波数である。ｄｆ／ｄｔはチャープのあいだの周波数の
変化率であり、ｖは媒体中の光の伝播速度である（光速
ｃと屈折率Ｎからｖ＝ｃ／Ｎにしたがってえられる）。

【００２８】前述の議論は容易に一般化される。すなわ
ち、信号が２つの異なる信号パスに沿って異なる信号走
行時間ｔ₁、ｔ₂で伝達される何れの配置に関しても、差
周波数ｄｆは次式（２）に示されるように走行時間ｄｔ
とチャープのあいだの変調周波数の変化率の関数であ
る。

【００２９】（２） ｄｆ＝ｆ（ｄｆ／ｄｔ，ｄｔ） 図２は本発明を実現する第１の可能性を示している。発
光器１０、たとえば発光ダイオードは放射サイト０にお
いて境界面１２を通って生物学的マトリックス１４中へ
１次光を照射する。生物学的マトリックス１４は好まし
くは皮膚組織であり、境界面１２は皮膚の表面によって
形成される。生物学的マトリックス１４から出てくる光
は２つの検出サイトＡおよびＢで検出され、検出サイト
Ａ、Ｂは放射サイト０から異なる測定距離に配置されて
いる。

【００３０】光電変換器、たとえば光増幅器または光ダ
イオード、とくにアバランシェ光ダイオードが検出器１
５Ａおよび１５Ｂとして用いられうる。光学的素子の配
置と実施方法は従来と同じものである。この点に関して
は、たとえばさきに言及した刊行物を参照することがで
きる。とくに発光器および検出器は、境界面１２に向け
て直接配置されるか、または光ファイバがより遠隔の光
学素子に接続されるために用いられうる。

【００３１】発光器１０は周波数発生器１８および増幅
回路１９によって供給電圧が供給され、その供給電圧は
周波数発生器１８の周波数にしたがって変調される。周
波数変調器１８によって発生させられた変調信号は無線
周波数域内におけるチャープ周波数（ＲＦチャープ）か
らなり、無線周波数域内では一定の変化率（高速道路の
出入口ランプのランプ形状）で変調周波数が上昇したり
または下降したりしている。周波数チャープの帯域幅
（すなわち、初期周波数と最終周波数との差）は少なく
とも１０ＭＨｚとされるべきであり、そして最大で３０
０ＭＨｚである。一般的に、周波数スペクトル中の大へ
ん広いウィンドウにおいて変調周波数が用いられうる。
変調周波数は好ましくは５０ＭＨｚ（最低周波数とし
て）と１０００ＭＨｚ（最高周波数として）の範囲内に
あるべきである。

【００３２】生物学的マトリックス１４中へ放射された
光は記号的に表わされた光路をへて異なる検出サイトＡ
およびＢに到達する。入射サイト（入口サイト）０にお
ける光の入射から検出サイト（出口サイト）ＡおよびＢ
における光の発生までの信号パスの部分は、媒質中を通
る光路部分２０Ａ、２０Ｂ（以下、測定光路部分と略記
する）として示されている。測定光路部分２０Ａ、２０
Ｂをたどる光の信号走行時間の両者のあいだの差は放射
サイト０からの測定サイトのＤ１、Ｄ２の距離に対応す
る。検出サイトＡ、Ｂで発生する光は検出器１５Ａ、１
５Ｂで電気信号に変換され、増幅器２５Ａ、２５Ｂで増
幅され、かつ比較的広帯域幅の通過帯域通過フィルタ
（以下、バンドパスフィルタという）２７Ａ、２７Ｂで
前記電気信号は濾波される。バンドパスフィルタの通過
帯域は周波数チャープの帯域幅（以下、バンド幅とい
う）に調整されており、バンドパスフィルタの最低周波
数より下と最高周波数より上の周波数チャープの周波数
の通過を阻止する。

【００３３】そののち、信号は第１の信号ミキサ３１の
第１の入力３１ａと、第２の信号ミキサ３２の第２の入
力３２ａとに伝達される。周波数発生器１８から発光器
１０に至り、そこから測定光路部分２０Ａ、２０Ｂをへ
て検出器１５Ａ、１５Ｂに至り、さらにそこから信号ミ
キサ３１、３２の入力３１ａ、３２ｂに至る変調信号の
信号パスは全体としてそれぞれ測定信号パス２３Ａ、２
３Ｂとして記されている。

【００３４】それぞれのばあいに基準信号が信号ミキサ
３１、３２のそれぞれの第２の入力３１ｂ、３２ｂに印
加される。前記基準信号は周波数発生器１８から基準信
号パス２４をへて信号ミキサ３１、３２に伝達される。
本発明において、基準信号パスはつねに、同じ周波数発
生器から測定信号パスを経るのと同じ信号ミキサに通じ
ている信号パスであり、媒質中を通る光路部分は含んで
いない。

【００３５】出力３１ｃおよび３２ｃにおける信号ミキ
サ３１、３２の出力信号は狭帯域幅バンドパスフィルタ
２９Ａおよび２９Ｂをへて測定評価ユニット３０へと伝
達される。

【００３６】周波数発生器１８と発光器１０とのあい
だ、および受信器１５Ａ、１５Ｂと信号ミキサ３１、３
２とのあいだの測定信号パス２３Ａ、２３Ｂのうちの電
気的信号パス部分をへてなされる信号伝送にはほとんど
遅延はない。一方、高い屈折率、とくに散乱のために、
測定光路部分２０Ａ、２０Ｂは、非常にゆっくり伝播す
る。有効伝播速度ｃ／１０＝３×１０¹⁰ｍｍ／ｓに対
し、結果として遅延は放射サイトと検出サイトとのあい
だの距離１０ｍｍにつき、３×１０^-10秒である。

【００３７】周波数チャープのあいだの周波数変化率が

【００３８】

【数２】

【００３９】であるので、前記周波数変化率は約３０Ｈ
ｚの周波数シフトに等しい。したがって検出サイト（測
定サイト）Ａ、Ｂで検出された信号の差周波数は、測定
距離Ｄ１とＤ２とが１０ｍｍ異なるとき、３０Ｈｚであ
る。

【００４０】本発明においては同一の周波数発生器を１
つの信号ミキサの２つの入力へ接続している少なくとも
２つの異なる信号パスがある。周波数チャープのあいだ
の変調周波数の変化とともに信号走行時間相互の差は、
信号ミキサの入力のあいだの差周波数に帰着し、その強
度は、変化率

【００４１】

【数３】

【００４２】と信号走行時間のあいだの差との関数であ
る。図２に示す実施態様においては、異なる測定光路部
分２０Ａ、２０Ｂを有する２つの信号パス２３Ａと２３
Ｂと測定光路部分を伴わない基準信号パス２４が設けら
れている。これらの信号パスのそれぞれは異なる信号パ
スを有している。周波数ミキサ（信号ミキサ）３１、３
２の入力３１ａ、３１ｂ、３２ａ、３２ｂのそれぞれに
対して、測定信号パスを通って伝達された測定信号、ま
たは基準パスを通って伝達された基準信号が印加され
る。

【００４３】前記信号ミキサの入力における差周波数は
信号遅延とともに周波数チャープによっておきるもので
あるが、高周波数入力信号の都合よく測定しうる差周波
数にまで周波数を下げる変換に用いることができ、前記
差周波数は好ましくは約１ｋＨｚおよび３０ｋＨｚのあ
いだにあるべきである。技術的に達成しうる変化率と、
比較的小さい測定距離とをもってえられる差周波数は前
述した計算例のようにかなり低い。

【００４４】それ故、図２に示される実施態様におい
て、遅延セクション３４は基準信号パス２４中に設けら
れている。このため、測定信号パス２３Ａ、２３Ｂをへ
て信号ミキサ３１、３２の第１の入力３１ａ、３２ａへ
伝達される測定信号と、基準信号パス２４をへて信号ミ
キサ３１、３２の第２の入力３１ｂ、３２ｂへ伝達され
る基準信号との走行時間差は、結果としてえられる差周
波数が、共通周波数選択的増幅テクニックを用いたミキ
シングの結果えられる相互相関信号の好都合な評価を許
容しうる程度に増大される。１ｋＨｚオーダの差周波数
を確保するために、および周波数チャープの変化率ｄｆ
／ｄｔ＝１００ＭＨｚ／ｍｓをもたせるために、遅延時
間は１０ｎｓ程度でなければならない。かかる遅延時間
は、音響光学的遅延セクションによって、高い安定度を
ともなって達成されうるものであり、当該遅延セクショ
ンにおいては、光の速度に比べて非常に遅い音の速度
が、１ｍｍ程度のパスの長さのコンパクトな構造を許容
しうるものである。

【００４５】この測定の結果として、信号ミキサ３１、
３２の入力３１ａ、３１ｂ、３２ａ、３２ｂにおける入
力信号はたとえば１ｋＨｚの差周波数だけ異なってい
る。

【００４６】従来のヘテロダイン測定テクニックを用い
て、信号ミキシングは信号ミキサ３１、３２中における
高周波数信号の周波数を下げる変換を行なう。その結
果、ＦＤパラメータは好適な比較的低い周波数で好都合
に測定されうる。狭帯域幅バンドパスフィルタ２９Ａ、
２９Ｂは、ＤＣ成分と、ミキシングプロセスからの加算
和信号とを抑える（suppress）。測定評価ユニット３０
において位相関係と強度パラメータＤＣとＡＣは公知の
方法によって測定されうるが、当該公知の方法とはヘテ
ロダイン測定システムにおいてときどき用いられうるよ
うなものである。とりわけ、ＤＳＰ（ディジタル信号プ
ロセッサ）が好適であり、これはさまざまな周波数チャ
ープを介してミキサ出力信号の平均化されデジタル化さ
れた表現をなすものである。そのパラメータＰ、ＡＣ、
ＤＣおよび周波数が、このタイプの商業的に利用しうる
測定装置において実現されている共通のアルゴリズムで
計算されうる。

【００４７】本発明においては周波数チャープのあい
だ、変調周波数が連続的に変わるので、位相シフト（与
えられた一定の測定信号パスに対して）もまた一定では
ない。実際、周波数チャープのあいだの位相差は、上昇
する周波数とともに連続的に増大しかつ下降する周波数
とともに連続的に減少する。再現しうる方法で位相シフ
トＰを測定するために、周波数チャープのあいだにとく
に定められた瞬間に位相を測定することと、このように
してえられた測定値とを比較することとが必要である。
一般に差測定原理を用いることはより簡単であり、この
原理においては、周波数チャープのあいだに２つの定め
られた瞬間、とりわけ周波数チャープの初めと終りに位
相が測定され、そしてこれらの測定値相互の差はさらに
処理される。

【００４８】説明されたごとく、周波数チャープの、現
在達成されうる変化率と、生物学的マトリックス上での
測定のために好ましい短い測定距離とで好都合に測定さ
れうる相互相関周波数を達成するために、遅延セクショ
ン３４は必要とされる。しかしながら、脳組織の検査や
技術的検査手段に関する測定において考慮されるような
大きな測定距離であれば、遅延セクションなしに信号ミ
キサ入力において充分高い差周波数を達成することもま
た可能である。

【００４９】かかる測定条件のもとで、差周波数それ自
身を位相シフトＰのかわりに走行時間パラメータとして
用いることもまた可能である。このことは短い測定距離
では不可能である。なぜなら、たとえば前述の計算例
（約３０ｍｓの周期に等しい）における３０Ｈｚとい
う、結果としての差周波数は、たとえば１ｍｓのあいだ
の周波数チャープのあいだに測定されえないからであ
る。しかしながら、もし、測定距離を増大することによ
り、および／または周波数チャープの期間を増大するこ
とにより、および／または変化率

【００５０】

【数４】

【００５１】を増大することにより、その対応する周期
が周波数チャープの期間より短い差周波数を達せられる
なら、測定された差周波数は信号パス相互の走行時間の
差の大きさをなしている。

【００５２】一定の遅延セクション３４が差周波数を適
用することを必要とするかぎり、遅延セクションは同じ
信号ミキサに至る２つの信号パスの１つに選択的に配置
されうる。

【００５３】図３は、本発明において、媒質中を通過す
る１つの光路部分２０のみとともに動作することもまた
可能であることを示している。基準信号パス２４中に遅
延セクション３４があり、遅延セクション３４の前後で
の信号が信号ミキサ４１に向けて伝達される。当該信号
ミキサ４１の出力信号は測定評価ユニット３０を用いる
周波数選択測定に必要な基準周波数をなしている。

【００５４】図２と同様に、測定信号パス２３は周波数
発生器１８から増幅器１９をへて発光器１０に至り、そ
こから測定光路部分２０をへて検出器１５に至り、さら
にそこから信号ミキサ４２の入力に至る。生物学的マト
リックス１４中を通過して測定光路部分２０をへて検出
器１５に到達する光は増幅器２５によって増幅され、フ
ィルタ２７によって濾波されたのち、信号ミキサ４２に
到達し、基準信号が印加されるところとは別の入力に入
力される。その出力信号は測定評価ユニット３０に向け
て伝達される。

【００５５】この実施態様において、測定評価ユニット
３０のための、および高周波数の測定信号の周波数を下
げる変換のための基準信号は、遅延セクション３４と信
号ミキサ４１とともに周波数チャープによる単純な方法
でつくられる。そうでないばあいは、測定手順は従来公
知のヘテロダイン法に大部分一致している。

【００５６】図４は基準信号パスがないばあいの実施態
様を示している。ここにおいて、少なくとも２つの、好
ましくは（図示されるごとく）少なくとも３つの検出器
１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃが設けられており、これにより
２次光が放射サイト０からの異なる測定距離Ｄ１、Ｄ
２、Ｄ３に位置した検出サイトＡ、Ｂ、Ｃで検出され
る。光の照射は、図２に示されるのと同様に周波数発生
器１８、増幅器１９および発光器１０を用いてなされ
る。測定信号パスの２次側における信号処理もまた、増
幅器２５Ａ、２５Ｂ、２５Ｃおよびフィルタ２７Ａ、２
７Ｂ、２７Ｃを用いて図２と同様になされる。

【００５７】このばあいにおいても、周波数発生器１８
の変調信号は、異なる信号走行時間で、異なる信号パス
を経由して、少なくとも１個の信号ミキサ（２個の測定
信号経路を有する）、好ましくは図示されるように２個
の信号ミキサ５１、５２に送られる。しかし、図４を図
２と対比すると、すべての測定信号パス２３Ａ、２３Ｂ
および２３Ｃは、生物学的マトリックス１４を透過する
測定光路部分２０Ａ、２０Ｂおよび２０Ｃをそれぞれ有
する。これらの信号パスの中の１個である２３Ａには遅
延セクション３４が設けられている。この測定信号パス
を通るそれぞれの測定信号は、信号ミキサ５１、５２の
入力の１つ５１ａ、５２ａに並列に伝達される。残りの
２つの測定信号パス２３Ｂ、２３Ｃを通る測定信号は、
残りの入力５１ｂ、５２ｂに入力される。前記信号ミキ
サ５１、５２の出力５１ｃ、５２ｃにおいて周波数を下
げる変換がされた相互相関信号は、今度は狭帯域幅のバ
ンドパスフィルタ５３、５４を経由して、測定評価ユニ
ット３０に伝達される。

【００５８】図２による実施態様において、図３と図４
による実施態様の信号ミキサ３１、３２、４２の出力信
号の特性が公知の測定方法によって決定され、位相関係
Ｐと、強度パラメータＤＣおよびＡＣが信号ミキサ３
１、３２、４２の出力信号の特性から決定される。

【００５９】これらのパラメータはそののち、たとえ
ば、さきに説明した公知の方法のひとつを適切に用いる
ことによって、所望の検査結果を決定するために使用さ
れる。位相シフトは、このようにＦＤ分光器を用いた方
法において、たとえば放射サイトと検出サイトのあいだ
における光の光学的パスの長さの測定として用いられう
る。とくに好ましい例が、本発明にかかわる測定方法の
使用の際に用いられており、この方法は、グルコース濃
度を決定するための国際特許出願ＰＣＴ／ＤＥ９４／０
１２９０に説明されている。本発明は前述のように画像
処理においても用いられる。これらの処理の何れにおい
ても、本発明にかかわる測定方法は公知のヘテロダイン
処理および測定装置において経費を削減し、かつ比肩し
うるほど（よい）精度をうることができる。

【００６０】本発明の方法の測定システムの要求条件は
ヘテロダイン測定方法のそれとつぎのように比較されう
る。ヘテロダインシステムにおいては、ｃ／１０の伝播
速度で、１００ＭＨｚの周波数を有する一定の変調は３
００ｍｍの波長を示す。１０ｍｍの測定距離は、結果と
して１２度の位相シフト（（１０／３００）×３６０）
に等しい。もし、本発明の方法を用いて、前述の数値を
用いた例の仮定を採用すれば、３０Ｈｚの差周波数が、
周波数チャープの始まりと終りのあいだの１２度の位相
差と同等である。生物学的マトリックスの散乱作用が検
査され、かつ平均自由光路長における変化（とくにグル
コース濃度における変化により生じる）が１％であると
仮定すると、０．１度の位相角の測定の分解能はいずれ
の方法においても必要である。

【００６１】パラメータの決定において、とりわけ、放
射された光に関係するパラメータに関連する、検出され
た光の位相差Ｐの決定は、当然、位相関係、およびマト
リックス１４の中に照射される発光器１０からの強度に
対する情報が測定評価ユニット３０に伝達されることが
前提とされる。これは図３による実施態様のばあいであ
る。類似の追加が、図２による実施態様に用いられう
る。

【００６２】図４に示される実施態様では、位置ＡＢ
間、および位置ＡＣ間の検出サイトのあいだの前述のパ
ラメータの変化を決定するために図示されている。測定
された位相差は、したがってこれらの測定位置で検出さ
れる光相互の位相差である。生物学的マトリックス内の
光の走行時間の変化に基づく検査（たとえば国際特許出
願ＰＣＴ／ＤＥ ９４／０１２９０のような）では、こ
のような差（２個の検出サイトに関する）は、放射サイ
トに関する差としての光走行時間の変化の測定と同様
に、有用である。

【００６３】

【発明の効果】本発明の方法を用いると、ＦＤパラメー
タを、とくに、ヒトの組織においてinvivoの分析におけ
る測定量としてただ１個の周波数発生器を用いて測定す
ることが可能である。すなわち周波数の安定性に関する
特定の必要条件を満たす必要がない。したがって電子工
学的支出に関しては、測定精度への影響なしに相当の節
約が達成できる。分析に際しては、個人ユーザにも利用
できるように、安価な装置を利用することが可能である
という効果を奏する。

【００６４】すなわち、本発明によれば精度を下げるこ
となく、安価に散乱媒質の検査を行なうことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明にかかわる光の伝播特性を図式的に説明
する説明図である。

【図２】本発明を実現するための第１の配置を示すブロ
ック図である。

【図３】本発明を実現するための第２の配置を示すブロ
ック図である。

【図４】本発明を実現するための第３の配置を示すブロ
ック図である。

【符号の説明】 ０ 放射サイト Ａ、Ｂ、Ｃ 検出サイト １０ 発光器 １２ 境界面 １４ 生物学的マトリックス １５、１５Ａ、１５Ｂ、１５Ｃ 検出器 １８ 周波数発生器 １９ 増幅回路 ２０、２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ 測定光路部分 ２３、２３Ａ、２３Ｂ、２３Ｃ 測定信号パス ２５、２５Ａ、２５Ｂ、２５Ｃ 増幅器 ２７、２７Ａ、２７Ｂ、２７Ｃ バンドパスフィルタ ２９Ａ、２９Ｂ、５３、５４ 狭帯域幅バンドパスフィ
ルタ ３０ 測定評価ユニット ３１、３２、４１、４２、５１、５２ 信号ミキサ ３１ａ、３１ｂ、３１ｃ、３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、５
１ａ、５１ｂ、５１ｃ、５２ａ、５２ｂ、５２ｃ 信号
ミキサの入力 ３４ 遅延セクション

フロントページの続き (72)発明者 ハンス−ペーター ハール ドイツ連邦共和国、デー−69168 ビース ロッホ、バルトシュトラーセ ２ (72)発明者 ジルク ベッカー ドイツ連邦共和国、デー−69115 ハイデ ルビルヒ、キルヒシュトラーセ 14 (72)発明者 アレクサンダー クヌエッテル ドイツ連邦共和国、デー−69469 バイン ハイム、ブルンヒルトシュトラーセ 39

Claims (15)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 強度変調光を用いて散乱媒質を検査する
   方法であって、高周波数の変調信号が周波数発生器（１
   ８）から発生され、発光器（１０）の光の強度が前記変
   調信号によって変化させられ、前記発光器（１０）から
   の光が前記媒質に照射され、前記変調信号は周波数チャ
   ープからなり、該周波数チャープのあいだ変調周波数は
   初期周波数から最終周波数へと遷移させられ、前記変調
   信号は前記周波数発生器（１８）から、少なくとも２個
   の互いに異なる信号パス（２３Ａ、２４）を経由して信
   号ミキサ（３１）に伝達され、このため周波数チャープ
   のあいだに前記信号ミキサ（３１）の入力信号が差周波
   数だけ異なり、前記差周波数の量は、前記少なくとも２
   個の信号パス（２３Ａ、２４）の信号走行時間のあいだ
   の差と、前記変調周波数の変化率との関数であり、測定
   信号パス（２３Ａ）としての少なくとも１個の信号パス
   は、前記媒質を透過する光路部分（２０Ａ）を含んでお
   り、かつ信号ミキサ（３１）の出力信号はさらに散乱媒
   質についての情報を提供するように処理されることを特
   徴とする方法。
2. 【請求項２】 前記散乱媒質が生物学的マトリックスで
   ある請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】 前記変調信号が前記信号パスを経由して
   異なる信号走行時間で信号ミキサへ伝達されるものであ
   り、前記信号パスのひとつは前記媒質を通過する前記光
   路部分を含まない基準信号パス（２４）である請求項１
   または２記載の方法。
4. 【請求項４】 前記変調信号は第２の測定信号パス（２
   ３Ｂ）を経てさらなる信号ミキサ（３２）に供給され、
   光路部分（２０Ｂ）を含む前記第２の測定信号パス（２
   ３Ｂ）が媒質を通過し、前記光路部分が、前記照射位置
   （０）と、前記第１の測定信号パス（２３Ａ）の前記光
   路部分（２０Ａ）とは異なる前記検査位置（Ｂ）のあい
   だに距離を有しており、前記基準信号パス（２４）は前
   記２個の信号ミキサの第２の入力（３１ｂ、３２ｂ）に
   接続されている請求項３記載の方法。
5. 【請求項５】 前記２個の信号パス（２３Ａ、２３Ｂ）
   は、前記変調信号が異なる信号走行時間で信号ミキサ
   （５１）に伝達される測定信号パスであり、それぞれの
   パスが前記媒質を透過する光路部分（２０Ａ、２０Ｂ）
   を含み、前記光路部分は放射サイト（０）と検出サイト
   （Ａ、Ｂ）のあいだの異なる測定距離（Ｄ１、Ｄ２）を
   それぞれ有する請求項１記載の方法。
6. 【請求項６】 前記変調信号が第３の信号パス（２３
   Ｃ）を経由して第２の信号ミキサへと伝達され、前記第
   ３の信号パス（２３Ｃ）は前記媒質中を通過している光
   路部分（２０Ｃ）を含んでおり、さらに該光路部分（２
   ０Ｃ）は放射サイトと検出サイトとのあいだの第３の距
   離を有するものであるとともに、第２の信号の信号ミキ
   サのもう１つの入力（５２ａ）が第１の信号ミキサ（５
   １）の入力（５１ａ）のひとつに接続されている請求項
   ５記載の方法。
7. 【請求項７】 あらかじめ設定された周波数の範囲内の
   値にまで差周波数を増加させるために、前記信号パス
   （２４、２３Ａ）のいずれか１個のパス上にある信号遅
   延セクション（３４）によって、前記変調信号が遅延さ
   れる請求項１、２、３、４、５または６記載の方法。
8. 【請求項８】 前記差周波数が１ｋＨｚと３０ｋＨｚの
   あいだである請求項７記載の方法。
9. 【請求項９】 前記信号ミキサ（３１、３２、４１、５
   １、５２）の出力信号が帯域通過フィルタによって濾波
   され、前記帯域通過フィルタの中心周波数が前記差周波
   数に対応している請求項１、２、３、４、５、６、７ま
   たは８記載の方法。
10. 【請求項１０】 前記散乱媒質が生物の組織であり、周
    波数チャープの最低周波数が５０ＭＨｚより大きく、か
    つ最高周波数が１０００ＭＨｚより小さい請求項１、
    ２、３、４、５、６、７、８または９記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記周波数チャープの帯域幅が少なく
    とも１０ＭＨｚで、最大で３００ＭＨｚである請求項
    １、２、３、４、５、６、７、８、９または１０記載の
    方法。
12. 【請求項１２】 前記媒質（１４）内の前記光路部分
    （２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃ）の平均光路長の変化によっ
    て生じる前記差周波数の変化が、測定され、かつ前記散
    乱媒質についての情報を導出するために用いられる請求
    項１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０または１
    １記載の方法。
13. 【請求項１３】 前記媒質の前記光路部分（２０Ａ、２
    ０Ｂ、２０Ｃ）を通した前記平均の光路長の変化によっ
    て生じる前記増幅変調光の位相の変化が、測定され、か
    つ前記散乱媒質についての情報を導出するために用いら
    れる請求項１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０
    または１１記載の方法。
14. 【請求項１４】 前記増幅変調光の強度パラメータが測
    定され、前記散乱媒質についての情報を導出するために
    用いられる請求項１、２、３、４、５、６、７、８、
    ９、１０または１１記載の方法。
15. 【請求項１５】 前記媒質に光が放射される前記放射サ
    イトが前記媒質の部分体積を走査するために変化し、前
    記信号ミキサからの出力信号が画像情報へと処理される
    請求項１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１
    １、１２、１３または１４記載の方法。