JPH08509880A - 経路長補正式酸素計等 - Google Patents

経路長補正式酸素計等

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JPH08509880A JP6521168A JP52116894A JPH08509880A JP H08509880 A JPH08509880 A JP H08509880A JP 6521168 A JP6521168 A JP 6521168A JP 52116894 A JP52116894 A JP 52116894A JP H08509880 A JPH08509880 A JP H08509880A
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Abstract

(57)【要約】 組織検査用経路長補正式分光光度計は、選択された周波数の搬送波を発生する発振器（１０）と、被験者に導入される、選択された周波数で強度変調される選択された波長の光を発生するＬＥＤ光源（２２ａ−２２ｃ）と、被験者の組織中を移動した光を検出するフォトダイオード検出器（２４ａ−２４ｃ）とを含む。また、この分光光度計は、導入光と検出光間の位相シフトを測定する位相検出器（６０ａ−６０ｃ）と、被検組織中の光減衰の決定用の光度検出器（４０ａ−４０ｃ）と、光子移動経路長を計算し、この経路長と前記減衰データに基づいて被検組織の生理学的特性を決定するように適応されたプロセッサとを含む。

Description

【発明の詳細な説明】 経路長補正式酸素計等 発明の背景 本発明は、特定対象部位の組織の速やかな検査用の着用可能な組織分光光度計 に関する。 連続波（ＣＷ）組織酸素計は、生物組織の光吸収色素（例えばヘモグロビン、 酸素ヘモグロビン）の濃度を速やかに測定するために広く用いられている。この ＣＷ酸素計は、組織内の連続光の減衰を測定し、ベール ランバート方程式また は修正されたベール ランバート吸光方程式に基づいて濃度を求める。ベール ランバート方程式（１）は、吸光成分の濃度（Ｃ）と、消衰係数（ε）と、光子 移動経路長〈Ｌ〉と、減衰した光強度（Ｉ/Ｉ0）の間の関係を表わす。 ＣＷ分光光度計の技術は、同時にε、Ｃ及び〈Ｌ〉を測定することができない。 光子経路長が全ての被験者にわたって一定かつ均等であったと仮定することがで きれば、ＣＷ酸素計を用いて成分濃度（Ｃ）の直接的な定量化が可能である。 組織中において、光移動経路長は、ＣＷ酸素計で検査される内部組織のサイズ 、構造及び生理機能と共に変化する。例えば、脳では、その灰白質及び白質とそ れらの構造は種々の個体で異なっている。さらに、光子移動経路長自体が吸光成 分の相対濃度の関数になっている。その結果、例えば、高い血液ヘモグロビン濃 度の器官中の経路長は、低い血液ヘモグロビン濃度の器官中の経路長と異なる。 さらに、多く の組織成分の吸光係数は波長に依存するので、この経路長はしばしば光の波長に 依存する。したがって、可能な場所では、組織のヘモグロビン濃度を定量化する 時に直接この経路長を測定するのが効果的である。 発明の概要 一態様において、本発明は、連続波分光学と位相変調分光学の原理を用いる経 路長補正式酸素計である。この酸素計は、長い作動期間中被験者の体に着用され るように構成された小型ユニットである。また、この酸素計は、救急治療設備や 手術中の手術室や外傷関連場所における組織監視に適している。 この酸素計は、皮膚上に置かれる、体に合った支持構造に取り付けられる。こ の支持構造には、被検組織に導入される種々の波長からなる光を発生する数個の 発光ダイオード（ＬＥＤ）と、特定波長検出用干渉フィルタを備えた数個のフォ トダイオード検出器が封入されている。ＬＥＤとフォトダイオードは共に皮膚上 に直接置かれるので、光ファイバを用いる必要はない。ＬＥＤとダイオード検出 器の間隔は目標の組織部位を検査するように選択される。また、支持構造は、Ｌ ＥＤとダイオード検出器の間に配置され、光源から検出器まで皮下的に移動する 光の検出を減らすように設計された、身体に適合した防壁を含んでいる。さらに 、支持構造は、皮膚から光子が逃げて検出されなくなるのを防止するための手段 を含むこともできる。例えば、この光子逃げ防止手段はＬＥＤとフォトダイオー ド検出器の回りに配置される 酸素計のＬＥＤ、ダイオード検出器及び電子制御回路は、身体に着用されるの に適したバッテリーパックまたは標準的な５０／６０Ｈｚ電源で給電される。電 子回路は、光源、検出器の動作を指令してデー タ取得及び処理を指令するプロセッサとを含む。このデータは、使用者が携帯す る読出し装置に表示したり、遠隔測定工学により遠隔場所に送ったり、後で使用 するためにメモリに蓄積したりすることができる。 酸素計は、光源から検出器まで移動する光の減衰を測定して、平均移動経路長 を決定するように適応される。移動経路長及び強度減衰データは組織特性の直接 定量化のために用いられる。 他の態様では、本発明は、移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織 検査用分光光度計であって、光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して 組織中を散乱した光子の平均移動時間と比較可能な、選択された周波数の搬送波 を発生するように適応された発振器と、前記発振器に作用的に接続され、前記周 波数で強度変調されて前記入力ポートから被験者に導かれる、選択された波長の 光を発生するように適応された光源と、前記入力ポートと検出ポート間の被験者 の組織中を移動した、選択された波長の光を前記検出ポートから検出するように 適応されたフォトダイオード検出器と、前記発振器及びダイオード検出器からの 信号が入力されるように作用的に接続され、導入光と検出光間の位相シフトを測 定するように適応された位相検出器と、前記位相シフトに基づいて経路長を計算 し、該経路長に基づいて被検組織の生理学的特性を決定するように適応されたプ ロセッサとを含む分光光度計である。 他の態様では、本発明は、移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織 検査用分光光度計であって、光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して 組織中を散乱した光子の平均移動時間と比較可能な、選択された周波数の搬送波 を発生するように適応された発振器と、前記発振器に作用的に接続され、前記周 波数で強度変調されて前 記入力ポートから被験者に導かれる、選択された波長の光を発生するように適応 された光源と、前記入力ポートと検出ポート間の被験者の組織中を移動した、選 択された波長の光を前記検出ポートから検出するように適応されたフォトダイオ ード検出器と、前記搬送波に基づいて、予め定められた実質的に異なる位相の第 １及び第２の基準位相信号を発生するように適応された分相器と、前記基準信号 と検出された発光信号を相関させ、それらからそれぞれ実出力信号と虚出力信号 を発生する第１及び第２のダブルバランスドミキサと、前記実出力信号と虚出力 信号に基づいて、導入光と検出光間の位相シフトを計算し、該位相シフトに基づ いて被検組織の生理学的特性を決定するように適応されたプロセッサとを含む分 光光度計である。 他の態様では、本発明は、移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織 検査用分光光度計であって、光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して 組織中を散乱した光子の平均移動時間と比較可能な、第１の選択された周波数の 搬送波を発生するように適応された第１の発振器と、前記発振器に作用的に接続 され、前記第１の周波数で強度変調されて前記入力ポートから被験者に導かれる 、選択された波長の光を発生するように適応された光源と、前記入力ポートと検 出ポート間の被験者の組織中を移動した、前記波長の光を前記検出ポートから検 出するように適応され、検出した光に対応する第１の周波数の検出信号を発生す るフォトダイオード検出器と、前記第１の周波数から１０4Ｈｚのオーダーでオ フセットされる前記第２の周波数の搬送波を発生するように適応される第２の発 振器と、前記第１及び第２の発振器に接続され、前記第１及び第２の周波数の差 にほぼ等しい周波数の基準信号を発生するように適応された基準ミキサーと、前 記第２の発振器からの信号と前記検出器信号が入力されるように接続され、 前記検出信号を前記差周波数に変換するように適応されたミキサーと、前記基準 ミキサーからの信号及び変化された検出信号が入力されるように作用的に接続さ れ、導入光と検出光間の位相シフトを測定するように適応された位相検出器と、 前記位相シフトに基づいて前記経路長を計算し、該経路長に基づいて被検組織の 生理学的特性を決定するように適応されたプロセッサとを含む分光光度計である 。 これらの態様の好適な実施例は以下の１つ以上の特徴を含むことができる。 分光光度計は、さらに、前記フォトダイオード検出器に接続されて検出された 光の光度を測定するように適応された光度検出器を含むことができ、プロセッサ は、さらに、生理学的特性の決定のために前記光度が入力されるように適応され る。 分光光度計は、さらに、前記光源及びフォトダイオードに切り換え可能に接続 され、前記波長の光の吸収を決定するように適応された低周波酸素計回路を含む ことができ、したがって、プロセッサは、さらに、生理学的特性の決定のために 、前記酸素計回路から吸光値が入力されるように適応される。 分光光度計は、さらに、導き入れられる光と検出される光に対応する信号を平 均するように適応された２つの自動利得制御装置を含むことができ、平均化され た信号は共に位相検出器に入力される。 フォトダイオード検出器は、さらに、実質的に単一波長のフィルタを含むこと ができる。 分光光度計は、さらに、前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で 強度変調される第２の選択された周波数の光を発生するように適応された第２の 光源であって、この発光が第２の入力ポートから被験者に導入される第２の光源 と、さらに、それぞれ前記第１及び 第２の入力ポートと前記検出ポート間の被験者の組織中を移動した前記第１及び 第２の波長の光を前記検出ポートから交互に検出するように適応されたフォトダ イオード検出器と、さらに、検出された第１及び第２の波長に対応する信号が交 互に入力されるように適応された位相検出器と、さらに、前記位相検出器からの 位相シフトが交互に入力されるように適応されたプロセッサであって、この位相 シフトが、前記組織の生理学的特性の決定のために後で用いられるプロセッサと を含むことができる。 分光光度計は、さらに、前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で 強度変調される第２の選択された波長の光を発生するように適応された第２の光 源であって、この発光が第２の入力ポートから被験者に導入される第２の光源と 、それぞれ前記第２の入力ポートと第２の検出ポート間の被験者の組織中を移動 した前記第２の波長の光を前記第２の検出ポートから検出するように適応された 第２のフォトダイオード検出器と、さらに、基準信号と前記第３のダイオード検 出器からの検出信号とが入力されるように作用的に接続され、前記第２の波長の 導入光と検出光間の位相シフトを測定するように適応された第２の位相検出器と 、さらに、前記第２の波長の第２の位相シフトが入力されるように適応されたプ ロセッサであって、前記第１及び第２の位相シフトが、前記組織の生理学的特性 の決定のために後で用いられるプロセッサとを含むことができる。 ２波長分光光度計は、さらに、前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周 波数で強度変調される第３の選択された波長の光を発生するように適応された第 ３の光源であって、この発光が第３の入力ポートから被験者に導入される第３の 光源と、それぞれ前記第３の入力ポートと第３の検出ポート間の被験者の組織中 を移動した前記第３の波 長の光を前記第３の検出ポートから検出するように適応された第３のフォトダイ オード検出器と、基準信号と前記第３のダイオード検出器からの検出信号とが入 力されるように作用的に接続され、前記第３の波長の導入光と検出光間の位相シ フトを測定するように適応された第３の位相検出器と、さらに、前記位相検出器 からの位相シフトが入力されるように適応されたプロセッサであって、前記第１ 、第２及び第３の位相シフトが、前記組織の生理学的特性の決定のために後で用 いられるプロセッサとを含むことができる。 この２波長分光光度計は、さらに、それぞれ第１、第２（または第３）のフォ トダイオード検出器に接続され、各波長の検出光の光度を測定するように適応さ れた第１、第２（または第３）の光度検出器と、さらに、前記組織の生理学的特 性の決定のために、前記光度が入力されるように適応されたプロセッサとを含む ことができる。 前記光源は、可視または赤外線領域の選択された波長の光を発生する発光ダイ オードとすることができる。 前記フォトダイオードはＰＩＮダイオードまたはアバランシェダイオードとす ることができる。 検査された前記組織の生理学的特性は、ヘモグロビン酸素添加、ミオグロビン 、シトクロム鉄及び銅、メラニン、グルコース等とすることができる。 図面の簡単な説明 図１は、本発明による経路長補正式酸素計のブロック図である。 図２は、図１の酸素計に用いられる５０．１ＭＨｚ（５０．１２５ＭＨｚ）発 振器の概略回路図である。 図３は、図１の酸素計に用いられるＰＩＮダイオード及び前置増幅器の概略回 路図である。 図４は、図１の酸素計に用いられる光度検出器の概略回路図である。 図５は、図１の酸素計に用いられる２５ｋＨＺフィルタの概略回路図である。 図６は、図１の酸素計のＡＧＣ回路の概略図である。 図７は、図１の酸素計の位相検出器の概略回路図である。 図８Ａは、酸素計の光源−検出器プローブの平面図である。 図８Ｂは、さらに光子移動を示した、図８Ａの線８Ｂから見た横断面図である 。 好適な実施例の説明 経路長補正式酸素計の好適な一実施例は、５０．１ＭＨｚの周波数で強度変調 されて被検組織に直接結合される、選択された３波長の光を発生する３つのＬＥ Ｄを用いる。各波長において、導き入れられる光は組織によって変化し、皮膚に 接して置かれた広範囲フォトダイオードで検出される。導入光と検出光は、移動 する光子の平均経路長に相当する相対位相シフトを決定するために比較され、さ らに、光減衰が決定される。 図１を参照すると、酸素計は、電力増幅器１５に接続され、５０．１ＭＨｚで 動作する主発振器１０を含む。この主発振器１０は、それぞれ７６０ｎｍ、８４ ０ｎｍ及び９０５ｎｍ（または９５０ｎｍ）光を発するＬＥＤ２２ａ、２２ｂ及 び２２ｃ（例えば、日立製ＨＬＰ２０ＲＧまたはＨＬＰ ４０ＲＧ）を駆動する のに十分な出力電力を有する。５０．１２５ＭＨｚで動作する第２の局部発振器 １４とミキサー１２は、２５ｋＨｚの基準周波数１３を発生するために用いられ る。皮膚上に直接置かれる各ＬＥＤは、周囲組織の血液潅流を変えることもある 不快な温度上昇をなくすために適当な放熱器を備えている。３個のＰＩＮアイオ ード検出器２４ａ、２４ｂ及び２４ｃがＬＥＤか ら約５ｃｍの距離に配置され、約１ｃｍ2の検出範囲を有する。組織内の数セン チメートルの深さを移動する光子は各ＰＩＮダイオードで検出される。光源−検 出器間隔は、より深くまたはより浅く移動する光子を捕えるために増減すること ができる。ＰＩＮダイオード２４ａ、２４ｂ及び２４ｃからの信号は、それぞれ 前置増幅器３０ａ、３０ｂ及び３０ｃで増幅される。 増幅された信号（３２ａ，３２ｂ，３２ｃ）はそれぞれ、光度検出器３６a、 ３６ｂ及び３６ｃとミキサー４０ａ、４０ｂ及び４０ｃに送られる。光度検出器 は、式１に用いられるべき各波長の検出信号の強度値を決定するために用いられ る。各ミキサーは、局部発振器１４から５０．１２５ＭＨｚ基準信号（４１ａ， ４１ｂ．４１ｃ）が入力されるように接続されており、検出信号を２５ｋＨｚ周 波数信号（４２ａ，４２ｂ，４２ｃ）に変換する。ミキサーは、ミニ＝サーキッ ツ（Mini-Circuits）（ニューヨーク市ブルックリン）から市販されている高ダ イナミックレンジ周波数ミキサー、モデルＳＲＡ−１Ｈである。検出信号（４２ ａ，４２ｂ，４２ｃ）はそれぞれフィルタ４５ａ，４５ｂ，４５ｃでろ波される 。 位相検出器６０ａ，６０ｂ及び６０ｃは各波長における入力信号と検出信号の 位相シフトを決定するために用いられる。各位相検出器には２５ｋＨｚ検出信号 （５４ａ，５４ｂ，５４ｃ）と２５ｋＨｚ基準信号（５６ａ，５６ｂ，５６ｃ） が入力される。両信号は、信号変化のダイナミックレンジをカバーするために自 動利得制御装置５０及び５２で自動的にならされる。位相検出器６０ａ，６０ｂ 及び６０ｃは、各波長における光子の移動遅延に対応して位相シフト信号（６２ ａ，６２ｂ，６２ｃ）を発生する。各位相シフト信号は、プロセッサ７０で実行 される計算アルゴリズムに用いられる移動移路長に比例する。 図２は、５０．１ＭＨｚ主発振器１０及び５０．１２５ＭＨｚ局部発振器１４ として用いられる精密発振器の概略回路図である。発振器水晶は基本共振モード の動作のために中和されており、これは長期間安定を達成する。両発振器は、周 波数ドリフトが生じた場合に、周波数差が２５ｋＨｚに一定に維持されるように 熱結合されている。 ＰＩＮダイオード２４ａ，２４ｂ及び２４ｃは、図３に示されるように、前置 増幅器３０ａ，３０ｂ及び３０ｃに直接接続されている。酸素計は、１０ｍｍ× １０ｍｍ感度範囲と、３２０ｎｍ乃至１０６０ｎｍの範囲のスペクトル応答を有 するＰＩＮ シリコン フォトダイオードＳ１７２３−０４を用いている。検出 信号は、各々約２０ｄＢ増幅を与えるステージ２０及び３１で増幅される。ＮＥ ５２０５Ｎ演算増幅器は＋８Ｖが給電されて高利得状態で動作している。増幅さ れた検出信号（３２ａ，３２ｂ及び３２ｃ）はプロセッサ７０に送られ、プロセ ッサ７０は式１に示されるように光減衰比またはその対数を計算する。 また、図５を参照すると、ＡＧＣ回路は増幅用ＭＣ１３５０集積回路を用い、 位相検出器６０の入力信号を実質的に一定レベルに維持する。利得量はＡＧＣ５ ０及び５２が等しくなるように選択されている。信号振幅は帰還網５３で制御さ れている。ＡＧＣは、検出された信号と基準信号の振幅を実質的に一定にし、位 相検出器の振幅変化と位相変化の間のクロストークに起因して検出される位相シ フトの変化を消去する。 図６を参照すると、各位相検出器は、実質的に正弦的な検出信号（５４ａ，５ ４ｂ及び５４ｃ）と基準信号（５６ａ，５６ｂ及び５６ｃ）を矩形波に変換する シュミットトリガを含んでいる。この矩形波は、相補ＭＯＳシリコンゲートトラ ンジスタを有する検出器に入力さ れている。位相シフト信号はプロセッサ７０に送られる。 酸素計は、すなわち標準的な遅延装置を用いて既知の媒体の選択された間隔に 関する位相シフトを測定し、主発振器１０と局部発振器１４の間の電気的遅延を 変えるためにコネクタ線の長さを切り換えることにより校正される。 図８Ａ及び８Ｂを参照すると、光源−検出器プローブ２０は、体に合った支持 構造２１に取り付けられた、選択された波長を有する数個のＬＥＤ（２２ａ，２ ２ｂ及び２２ｃ）と、ＰＩＮフォトダイオード（２４ａ，２４ｂ及び２４ｃ）を 含んでいる。また、この構造２１は、逃げる光子を被検組織に戻すように設計さ れた選択された散乱及び吸光特性を有する材料（例えばスタイロフォーム）で作 られた光子逃げ防壁２７を含んでいる。さらに、支持構造は、ＬＥＤとダイオー ド検出器間に配置され、光源から検出器まで直接伝播する光子を吸収して、皮下 的に移動する光子の検出を防止するように設計された体に合った第２の防壁２８ も含んでいる。また、支持構造２１は、電子シールド２１ａでカプセル化された 電子回路網２９も含んでいる。 各ＰＩＮダイオードには、蒸着された単一波長薄膜フィルタ（２５ａ，２５ｂ 及び２５ｃ）が備えられている。フィルタは、異なる波長信号のクロストークを 除去し、３個の光源の連続的動作を可能にする。換言すれば、時分割は必要とさ れない。 フォトダイオードの使用は、標準的な位相変調装置に用いられる光電子増倍管 と比較した場合多くの利点を有する。フォトダイオードは皮膚上に直接置かれる 。換言すれば、光ファイバは必要とされない。さらに、光電子増倍管に必要な高 電圧電源を用いる必要がない。フォトダイオードは非常に小型であり、皮膚に密 着して置くのが容易である。光電子増倍管の利点は、増倍利得が非常に大きいこ とと、光電子 増倍管における直接混合が可能なことである。これは、フォトダイオードでは直 接達成することができない。本発明は、ＰＩＮダイオード、アバランシェダイオ ード等のようないくつかの異なるフォトダイオードの使用をもくろんでいる。 プロセッサは、あたかもここに完全に示されているかのように参照により含ま れる、イー・エム・セビック（E．M．Sevick）等によって１９９１年４月１５日 、分析生化学（Analytical Biochemistry）１９５，３３０に発表された“組織 酸素添加の決定のための時間分解かつ周波数分解された光スペクトルの定量化” に開示された式に基づいたアルゴリズムを用いる。 各波長において、位相シフト（θλ）（６２ａ，６２ｂ，６２ｃ）は、次のよ うに経路長を計算するために用いられる。すなわち、 ここで、ｆは１０ＭＨｚ乃至１００Ｍｚの範囲の導入光の変調周波数、ｔλは光 子移動遅延時間、ｃは散乱媒体中の光子速度、Ｌλは移動経路長である。 式（２）は低い変調周波数、すなわち２πｆ≪μa・ｃ、で有効である。ＬＥ Ｄ及びフォトダイオードの周波数限界のため、５０ＭＨｚの変調周波数が選択さ れた。しかしながら、より高速のＬＥＤ及びフォトダイオードには、位相シフト を増加させるより高い変調周波数を用いるのが望ましい。高い変調周波数、すな わち２πｆ≪μa・ｃでは、位相シフトはもはや平均経過時間〈ｔ〉に比例しな い。 ここで、ρは光源−検出器間隔、（1-g）μsは有効散乱係数、ｆは変調周波数、 μa λは波長λにおける吸収係数である。 ２波長において、吸収係数の比は次のように決定される。すなわち、 ここで、θO λは背景散乱及び吸収を表わす。 波長は、可視及び赤外線範囲にあり、水、シトクロム鉄及び銅、酸素添加及び 酸素除去された形態のヘモグロビン、メラニン、グルコース等のような種々の組 織成分に感度のある吸光度を持つように選択される。 酸素添加及び酸素除去されたヘモグロビンについて、ベール＝ランバート関係 に関して書かれた吸収係数は次の通りである。すなわち、 ここで、εHb λ1及びεHbo λ1は、ルックアップテーブルに記憶することができ るヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの消衰係数、［Hb］，［HbO2］はそれ ぞれヘモグロビン及びオキシヘモグロビンの組織濃度、αλ1は背景吸光度であ る。ヘモグロビン飽和は通常次の通り定義される。すなわち、 ３波長測定について、ヘモグロビン飽和は、式（５）及び（６）を用いて次のよ うに計算することができる。 ここで、 である。 したがって、プロセッサ７０は、式（７）に基づいてＹを決定し、次いで式（１ ）に用いられる平均移動経路長Ｌを決定し、各波長λ1，λ2，λ3に関するμa λ を決定する。 他の実施例では、分光光度計のエレクトロニクスは、適当に低い周波数のモジ ュールと、同一光源−検出器プローブ２０に切り換え可能に接続される高い周波 数のモジュールを含んでいる。低周波モジュールと光源−検出器プローブの配置 とは、あたかもここに完全に示されているかのように参照により含まれる、１９ ９１年５月１６日出願の同時係属米国特許出願第７０１，１２７号に開示されて いるヘモグロビン計と実質的に同じである。低周波モジュールは、数ヘルツ乃至 １０4ヘルツの範囲の変調周波数を有する標準的な酸素計に相当し、２または３ 波長の強度減衰データを提供するのに適応している。そして、 ＬＥＤは、各波長の平均経路長を決定する、図１の装置と同様な高周波位相変調 装置に切り換えられる。減衰及び経路長データは、被検組織の生理学的特性の決 定のためにプロセッサ７０に送られる。 他の実施例では、経路長補正式酸素計は、ＬＥＤの光入力ポートからフォトダ イオード検出器（２４ａ，２４ｂ，２４ｃ）の光検出部までの経路を介して被検 組織中を散乱した光子の平均移動時間と比較できる選択された周波数で正弦的に 変調される同一のＬＥＤ光源（２２ａ、２２ｂ，２２ｃ）を用いるが、電子回路 網が異なる。検出出力は２つの広帯域ダブルバランスミキサー（ＤＢＭ）に送ら れる。このミキサーは、信号の実（Ｒ）及び虚（Ｉ）部分が得られるように９０ °分相器に接続される。ダブルバランスミキサーは前記変調周波数で好適に動作 する。この位相（θλ）は、タンジェントが実部分上の虚部分である角度である 。 この位相シフトは、残差の位相シフトθがゼロにセットされた時に取り出され るとすれば、振幅はこれらの値の２乗の和の平方根となる。 この実施例は、振幅を振幅プラス狭帯域検出器から得られたＤＣ成分で割った 商である変調率を計算するために加算及び徐算回路を用いる。 位相プロセッサは、２または３波長の位相及び振幅値に関する位相シフトが入 力され、位相シフトの比を計算する。 各波長について、位相シフト及びＤＣ振幅は、選択された組織特性、例えばヘ モグロビン酸素添加、を決定するために用いられる。 追加の実施例は以下の請求の範囲内にある。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １．移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織検査用分光光度計であ って、 光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して組織中を散乱した光子の平 均移動時間と比較可能な、選択された周波数の搬送波を発生するように適応され た発振器と、 前記発振器に作用的に接続され、前記周波数で強度変調されて前記入力ポート から被験者に導かれる、選択された波長の光を発生するように適応された光源と 、 前記入力ポートと検出ポート間の被験者の組織中を移動した、前記波長の光を 前記検出ポートから検出するように適応されたフォトダイオード検出器と、 前記発振器及びダイオード検出器からの信号が入力されるように作用的に接続 され、導入光と検出光間の位相シフトを測定するように適応された位相検出器と 、 前記位相シフトに基づいて前記経路長を計算し、前記経路長に基づいて被検組 織の生理学的特性を決定するように適応されたプロセッサとからなることを特徴 とする分光光度計。 ２．移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織検査用分光光度計であ って、 光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して組織中を散乱した光子の平 均移動時間と比較可能な、選択された周波数の搬送波を発生するように適応され た発振器と、 前記発振器に作用的に接続され、前記周波数で強度変調されて前記入力ポート から被験者に導かれる、選択された波長の光を発生するように適応された光源と 、 前記入力ポートと検出ポート間の被験者の前記組織中を移動した、前記波長の 光を前記検出ポートから検出するように適応されたフォトダイオード検出器と、 前記搬送波に基づいて、予め定められた実質的に異なる位相の第１及び第２の 基準位相信号を発生するように適応された分相器と、 前記基準位相信号と前記検出された発光信号を相関させ、それらからそれぞれ 実出力信号と虚出力信号を発生する第１及び第２のダブルバランスドミキサと、 前記実出力信号と虚出力信号に基づいて、前記導入光と前記検出光間の位相シ フトを決定し、前記位相シフトに基づいて被検組織の生理学的特性を決定するよ うに適応されたプロセッサとからなることを特徴とする分光光度計。 ３．移動する光子の測定された平均経路長を用いる組織検査用分光光度計であ って、 光入力ポートから光検出ポートまでの経路を介して組織中を散乱した光子の平 均移動時間と比較可能な、第１の選択された周波数の搬送波を発生するように適 応された第１の発振器と、 前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で強度変調されて前記入力 ポートから被験者に導かれる、選択された波長の光を発生するように適応された 光源と、 前記入力及び検出ポート間の被験者の前記組織中を移動した、前記波長の光を 前記検出ポートから検出するように適応され、前記検出光に対応する第１の周波 数の検出信号を発生するフォトダイオード検出器と、 前記第１の周波数から１０4Ｈｚのオーダーでオフセットされる第２の周波数 の搬送波を発生するように適応される第２の発振器と、 前記第１及び第２の発振器に接続され、前記第１及び第２の周波数の差にほぼ 等しい周波数の基準信号を発生するように適応された基準ミキサーと、 前記第２の発振器からの信号と前記検出器信号が入力されるように接続され、 前記検出信号を前記差周波数に変換するように適応されたミキサーと、 前記基準ミキサーからの信号と前記変換された検出信号が入力されるように作 用的に接続され、前記導入光と前記検出光間の位相シフトを測定するように適応 された位相検出器と、 前記位相シフトに基づいて前記経路長を計算し、前記経路長に基づいて被検組 織の生理学的特性を決定するように適応されたプロセッサとからなることを特徴 とする分光光度計。 ４．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、さらに、 前記フォトダイオード検出器に接続され、前記検出光の光度を測定するように 適応された光度検出器を含み、 前記プロセッサは、さらに、生理学的特性の決定のために前記光度が入力され るように適応される分光光度計。 ５．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、さらに、前記光源 及び前記フォトダイオードに切り換え可能に接続され、前記波長の光の吸収を決 定するように適応された低周波酸素計回路を含み、 前記プロセッサは、さらに、生理学的特性の決定のために、前記酸素計回路か ら吸光値が入力されるように適応される分光光度計。 ６．請求の範囲１または３記載の分光光度計において、さらに、前記導入光と 前記検出光に対応する信号をならすように適応された２つの自動利得制御装置を 含み、前記のならされた信号は共に前記位相検出器に入力される分光光度計。 ７．請求の範囲１または３記載の分光光度計において、さらに、 前記フォトダイオード検出器に接続され、前記検出光の光度を測定するように 適応された光度検出器と、 前記導入光と前記検出光に対応する信号を鳴らすように適応された２つの自動 利得制御装置とを含み、前記のならされた信号は共に前記位相検出器に入力され る分光光度計。 ８．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、前記光源は発光ダ イオードであり、前記の選択された波長は可視または赤外線領域にある分光光度 計。 ９．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、前記フォトダイオ ード検出器はＰＩＮダイオードである分光光度計。 １０．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、前記フォトダイ オード検出器はアバランシェダイオードである分光光度計。 １１．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、前記フォトダイ オード検出器は、さらに、実質的に単一波長のフィルタを含む分光光度計。 １２．請求の範囲１、２または３記載の分光光度計において、さらに、 前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で強度変調される、第２の 選択された周波数の光を発生するように適応された第２の光源を含み、前記発光 は第２の入力ポートから被験者に導入され、 前記フォトダイオード検出器は、さらに、それぞれ、前記第１及び第２の入力 ポートと前記検出ポート間の前記被験者の組織中を移動した前記第１及び第２の 波長の光を交互に前記検出ポートから検出するように適応され、 前記位相検出器は、さらに、前記の検出された第１及び第２の波長 に対応する信号が交互に入力されるように適応され、 前記プロセッサは、さらに、前記位相検出器からの位相シフトが交互に入力さ れるように適応され、前記位相シフトは前記生理学的特性の決定のために後で用 いられる分光光度計。 １３．請求の範囲１２記載の分光光度計において、さらに、さらに、 前記フォトダイオード検出器に接続され、前記波長の各々における前記検出光 の光度を測定するように適応された光度検出器を含み、 前記プロセッサは、さらに前記生理学的特性の決定のために、前記光度が入力 されるように適応される分光光度計。 １４．請求の範囲１または３記載の分光光度計において、さらに、 前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で強度変調される第２の選 択された波長の光を発生するように適応された第２の光源であって、この発光が 第２の入力ポートから被験者に導入される第２の光源と、 それぞれ、前記第２の入力ポートと第２の検出ポート間の前記被験者の組織中 を移動した前記第２の波長の光を前記第２の検出ポートから検出するように適応 された第２のフォトダイオード検出器と、 基準信号と前記第３のダイオード検出器からの検出信号とが入力されるように 作用的に接続され、前記第２の波長における前記導入光と前記検出光間の位相シ フトを測定するように適応された第２の位相検出器とを含み、 前記プロセッサは、さらに、前記第２の波長における第２の位相シフトが入力 されるように適応され、前記第１及び第２の位相シフトは、前記生理学的特性の 決定のために後で用いられる分光光度計。 １５．請求の範囲１４記載の分光光度計において、さらに、 それぞれ、前記第１及び第２のフォトダイオード検出器に接続され、 前記波長の各々における前記検出光の光度を測定するように適応された第１及び 第２の光度検出器を含み、 前記プロセッサは、さらに、前記生理学的特性の決定のために、前記光度が入 力されるように適応される分光光度計。 １６．請求の範囲１４記載の分光光度計において、さらに、 前記発振器に作用的に接続され、前記第１の周波数で強度変調される第３の選 択された波長の光を発生するように適応された第３の光源であって、この発光が 第３の入力ポートから被験者に導入される第３の光源と、 それぞれ、前記第３の入力ポートと第３の検出ポート間の前記被験者の組織中 を移動した前記第３の波長の光を前記第３の検出ポートから検出するように適応 された第３のフォトダイオード検出器と、 基準信号と前記第３のダイオード検出器からの検出信号とが入力されるように 作用的に接続され、前記第３の波長における前記導入光と前記検出光間の位相シ フトを測定するように適応された第３の位相検出器とを含み、 前記プロセッサは、さらに、前記位相検出器からの位相シフトが入力されるよ うに適応され、前記第１、第２及び第３の位相シフトは、前記生理学的特性の決 定のために後で用いられる分光光度計。 １７．請求の範囲１４記載の分光光度計において、さらに、 それぞれ、前記第１、第２及び第３のフォトダイオード検出器に接続され、前 記波長の各々における前記検出光の光度を測定するように適応された第１、第２ 及び第３の光度検出器を含み、 前記プロセッサは、さらに、前記生理学的特性の決定のために、前記光度が入 力されるように適応される分光光度計。 １８．請求の範囲１６記載の分光光度計において、前記の各光源は 発光ダイオードであり、前記の選択された波長は可視または赤外線領域にある分 光光度計。 １９．請求の範囲１６記載の分光光度計において、前記の各フォトダイオード 検出器はＰＩＮダイオードである分光光度計。 ２０．請求の範囲１６記載の分光光度計において、前記の各フォトダイオード 検出器はアバランシェダイオードである分光光度計。 ２１．請求の範囲１６記載の分光光度計において、前記フォトダイオード検出 器は、さらに、実質的に単一波長のフィルタを含む分光光度計。
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