JPH11344442A - 媒体パラメ―タの決定方法及び自己参照型の光センサ - Google Patents
媒体パラメ―タの決定方法及び自己参照型の光センサInfo
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- JPH11344442A JPH11344442A JP11082214A JP8221499A JPH11344442A JP H11344442 A JPH11344442 A JP H11344442A JP 11082214 A JP11082214 A JP 11082214A JP 8221499 A JP8221499 A JP 8221499A JP H11344442 A JPH11344442 A JP H11344442A
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Abstract
結合効率の影響を受けることなく媒体のパラメータを常
に高精度に決定する。 【解決手段】 媒体、好ましくは例えば生体組織などの
高度散乱媒体のパラメータ決定する方法及び装置を構成
する。少なくとも2つの離間した光源が、組織又は他の
媒体を通って少なくとも2つの離間した検出器まで至る
光を提供する。これらの検出器は、ある定まった寸法に
制約される。そのような検出器により受け取られた結合
されたデータは、光源強度、検出器の感度、光源から媒
体までの光の結合効率、及び媒体から検出器までの光の
結合効率から実質的に独立であるデータを提供すること
ができる。2つの光源からの光はほぼ同一の波長を有す
る。
Description
どの媒体の光学伝搬特性を検出することにより該媒体の
パラメータを決定する方法及び該方法を実施する際に用
いる自己参照型の光センサに関する。
号5,497,769号及び5,492,118号で
は、多数の光源に基づく計器であり且つ周波数領域での
分光原理を用いる計器が、例えば吸収係数、換算された
散乱係数及び屈折率などの散乱媒体の光伝播特性を間接
的に検査する決定方法に関して説明されている。生体組
織の光学特性を測定することによって、米国特許番号
5,497,769号及び5,492,118号で説明
されたこの計器は、オキシヘモグロビン、デオキシヘモ
グロビン、グルコースなどの物質濃度を決定することが
できる。周波数領域での分光原理が周知されており、該
原理は周波数領域における蛍光測定法及び又は燐光測光
法で使用され、中でも例えばグラットンの米国特許番号
4,840,485その他、及び米国特許番号5,21
2,386号及び5,323,010号などに開示され
ている。
波数の正弦波状に変調された光を用いて作動する。典型
的には、プローブは測定されるべき媒体の表面と接触し
た状態で配置される。平均的な光強度、光強度の変調振
幅及び変調の位相が、多数の源検出器の各区分で測定さ
れ、例えば人間或いは動物の組織などの高度な散乱媒体
の吸収係数、散乱係数及び/又は屈折率の決定を可能に
する。多数の波長の源が用いられるとき、例えばオキシ
ヘモグロビン、デオキシヘモグロビンの濃度を、組織の
散乱又は反射特性に関する何らの先験的な知識或いは推
定を必要とすることなく、直接測定することができる。
これは、組織内の散乱が固体から固体へと、また個体内
の様々な組織の間で幅広く変化するので、重要な前進で
ある。散乱は組織内で時間の経過と共に変化し得るので
ある。
の先行技術では、複数の光源及び1つの検出器(或いは
複数の検出器)は既知の光伝播特性の基準に対して定期
的に較正しなければならない。この較正は、光源の強度
及び/又は位相が例えば時間や温度などの多くの要因に
より推移し、検出器の位相応答も推移し得るので定期的
に繰り返さなければならない。更には、この較正は、既
知の特性を持つ基準サンプルと測定されるべきサンプル
との間の光結合効率であり得る相違点を示すことができ
ない。髪の毛や土などがこの効率に影響を与えることが
でき、この効率で光はプローブとサンプルとの間を伝播
する。また、サンプルに抗してプローブを保持するため
に使用される圧力変化は、サンプルへの光の結合効率並
びにサンプルから検出器への光出力の結合効率に影響を
与えることができる。
で、光源及び検出器を較正する必要無しに、媒体のパラ
メータを常に高精度に決定できる方法及び該方法を実施
する際に用いる自己参照型の光センサを提供することを
目的とする。
効率、並びに、媒体及び検出器間の光結合効率の影響を
受けることなく、媒体のパラメータを常に高精度に決定
できる方法及び自己参照型の光センサを提供することを
目的とする。
型式のプローブが提供され、このプローブは、上記と類
似した測定が較正の必要なくなされることを可能にする
という利点を有する。光源の強度、光検出器の感度、光
源及び検出器の高周波位相応答、現存するファイバー製
の光案内手段の結合効率及び高度の散乱サンプルの中に
入る光と出て行く光との結合効率を知ったり、予め制御
することは必要ではない。また、測定の前後で実行され
る任意の較正によって修正因子を見出す必要もない。本
明細書で説明される、測定を行うために使用されるプロ
ーブ及びプロセスは、本発明を用いることによって上記
に掲げた因子から独立に表すことができるからである。
かくして、本発明により得られるデータは、サンプルの
光学特性及び範囲を広げると生体組織のヘモグロビン或
いはグルコースを含むサンプル中の様々な実体の濃度を
演算するために使用することができる。
を含まず、典型的には組織の光吸収率が低い約650n
m乃至1000nmの波長範囲にある近赤外領域の光
で、人間或いは動物の組織などの高度な散乱媒体の放射
をほとんど瞬間的に望むデータを得ることができるのが
よい。このような光は組織を通って数cmまで移動する
ことができ、組織成分の測光学的及び分光学的決定に役
立つ分光窓を提供する。 (本発明のパラメータ決定方法)本発明によれば、媒体
のパラメータを決定する方法が提供され、該方法は、次
のステップを含む。即ち、第1の光源から媒体を通って
第1の検出器まで光の第1の部分を通過させる。次いで
第1の光源から媒体を通って第1の検出器から離れた第
2の検出器まで光の第2の部分を通過させる。
れる第2の検出器まで光の第3の部分も通過させる。更
に、第2の光源から媒体を通って第1の検出器まで光の
第4の部分を通過させる。
及び、第2の光源と第2の検出器との間の距離は、ぼぼ
等しい。第1の光源と第2の検出器との間の距離、及
び、第2の光源と第1の検出器との間の距離も、ほぼ等
しいが前記距離とは異なる。
てもよい。単一の光源を含むステップを、同時に実行す
るようにしてもよい。次に、上記ステップで検出器によ
り受信されたデータを、光源の強度、検出器の感度、光
源から媒体への光の結合効率、及び、媒体から検出器へ
の光の結合効率からほぼ独立である態様で結合すること
ができる。これに基づいて、かかるデータから媒体のパ
ラメータを決定する。
り多くの或いはより良いデータを得るため異なる波長の
光部分を用いて再度実行してもよいが、本態様では、ほ
ぼ同一の波長を有している。
は、検出器と光源との間の媒体を通る距離の関数として
光部分の強度を含む。本発明に係る方法は、必要である
ならば、上記引用特許、特に米国特許番号5,497,
769号及び5,492,118号で説明された方法と
類似の態様で実行することができる。特にこれらの特許
では、結合されたデータは、(それらの前述した特許で
定義されたように)検出器からの信号の少なくとも2つ
の位相、交流(AC)成分及び直流(DC)成分を示
す。かくして、距離に関する上記成分の変化率は、第1
及び第2の検出器により検出される光部分の少なくとも
2つの位相シフト、直流成分の自然対数、及び交流成分
の自然対数を決定するため使用することができる。この
ことから、媒体の例えば吸収係数、散乱係数、及び/又
は屈折率などを決定することができ、これらから媒体の
様々な成分の濃度を決定し、実時間で監視することがで
きる。
れた手法で各々の光源から高度な散乱媒体を通って光の
変調された部分を通過することによって実行することが
できる。光の第4の部分を通る最初の変調部分は、ほぼ
同じ波長を持ち、各々は第1の周波数で変調される。第
1及び第2の検出器は第1の周波数とは異なる第2の周
波数で変調される。
た光部分から第3の周波数での合成信号を演算すること
ができ、この第3の周波数は第1の周波数と第2の周波
数との間の相違を示し、一般に、「相互相関周波数(cr
oss correlation frequency)」と称されているもので
ある。これより、データポイントを、第1及び第2の検
出器からのデータを結合して決定することができる。次
に媒体の望ましいパラメータは、データポイントから、
典型的には前に引用された特許での説明に類似した手法
で決定することができる。
から検出された、位相シフト、直流成分の自然対数、及
び交流成分の自然対数のうち、少なくとも2つにおける
距離による変化率を決定するためのステップを、上記方
法において用いることができる。これより、上述したよ
うに、媒体の吸収係数、屈折率及び散乱係数の少なくと
も1つを決定することができる。これによって、例えば
上で引用された最初の2つの特許で提供される公式に従
って光の2つの異なる波長を2回用いる本発明の上記方
法を実施することによって、典型的に2つの波長におけ
る吸収係数からヘモグロビンの少なくとも1つの形態に
おける媒体の絶対濃度を決定することが可能になる。そ
の代わりに、グルコースの相対濃度を屈折率により乗算
された散乱係数から媒体中で決定することができる。
ータを決定するステップは、光源の強度、第1及び第2
の検出器の感度、光源及び検出器の高周波数位相応答、
光源から高度な散乱媒体まで通過する光の結合効率から
ほぼ独立である態様で第1及び第2の検出器から受け取
った応答データを結合するステップを含むことができ、
これによって光源及び検出器の較正が不必要とみなすこ
とができる結果となる。このシステムエラーは、相殺し
合う。
め、単一部材である第1の光源を複数回順次使用し、単
一部材である第2の光源を複数回順次使用する繰り返し
に基づいて上記方法を変更した態様で使用することがで
きる。
出器に各々第3の光源からの光の第5及び第6の部分を
各々通過させる、追加のステップを含むことができる。
第3の光源は、第1及び第2の検出器から等距離に配置
され、これによって参照光源が検出器の自己較正のため
に提供される結果となる。
後者の方法は、本発明の第2実施形態を示し、自己参照
される絶対プローブのように参照されることができる。
ータを決定するための計器10が開示されている。特
に、この計器は、生きている患者の組織におけるヘモグ
ロビン、オキシヘモグロビン及び/又はグルコースの濃
度を監視するという目的がある。これは、患者14の皮
膚、例えば頭、腿、或いは腕などに対してプローブ即ち
剛性ハウジング12の面16を押し当てることによって
達成される。また、このプローブを、液体中に浸漬させ
てもよい。面16が堅く穏やかな圧力で患者の皮膚に同
一面内で圧された状態で、図2乃至図5に示す代替設計
された面を用いてもよい。
12は、プローブ12の面16から突出している、2つ
の検出器18、19及び4つの光源20、21、23、
25を備えている。面16はパーティションにより範囲
を画定してもよく、これによって光源20、21、2
3、25からの光がこのパーティションを通って患者の
組織を通過するように放射され、患者の組織を通過した
そのような光が検出器18、19によって検出されるよ
うにしてもよい。検出器18、19及び光源20、2
1、23、25は、ワイヤ及び/又はケーブル22の可
撓性を持った光案内手段と連通しており、これによって
光がケーブル22を通過して様々な光源に至り、検出器
18からの信号がケーブル22を通過してコントローラ
24に至るようにしている。その代わりに、光源がプロ
ーブに取り付けられたLEDであって、更にこれらのL
EDは、それの発光及び消灯を選択するためコントロー
ラ24により制御される電位ポテンシャルを運ぶ細かい
ワイヤに接続されるようにしてもよい。また、必要とあ
らば、光がプローブ12の面16上の様々な場所即ち位
置で検出されるように、単一の検出器が適切な光ファイ
バー及び他の従来の設備を用いて該単一の検出器を交互
に使用する方法で使用されるようにしてもよい。この検
出器はコントローラ24に備わっていてもよく、一対の
光案内手段などにより面16と連通するようにしてもよ
い。更に、線形CCDカメラを検出器として役立つよう
に使用することもでき、このとき該CCDカメラは特に
図2に示す分離型検出器18、19と等価な構造を構成
するように光ファイバーと接続される。アレイ型検出器
が検出器18、19の両方を構成するように使用するこ
とができる。これらのシステムは、すべて「(1つの)
検出器」又は「(複数の)検出器」という用語によって
包括される。
ンピュータ28などの電子プロセッサにコンダクター2
6により伝達される。このコンピュータでは、信号をデ
ータに変換し、必要に応じて、特に本明細書で説明され
る手法で数学的に処理することができる。
テムを設けてもよい。このシステムでは、一つの光源の
みが常時点灯し、且つ、両方の検出器からの信号が、与
えられた時刻で単一の光源から生成された光に応答した
ものであるように、各光源のオンオフを切り替え制御す
ることができる。これは、コントローラ24内に設けら
れた従来の回路により提供される。その代わりに且つ同
等に、光源を多重送信する他の手段、例えばチョッピン
グ又は周波数多重送信(frequency multiplexing)など
を用いることができる。
源を2又はそれ以上の光案内手段の間で機械光学的に切
り替えることができるならば減じることができる。この
とき、波長毎に単一の光源が要求されるが、プローブ上
ではまだ光源の2位置が確保される。波長を調整可能な
光源を用いることにより、要求される光源の数を減少さ
せることも可能である。また、理論的には、1つの電子
光学検出器を2つの光案内手段の間で切り替えることが
できる。しかしながら、1つの検出器がこの方法で時間
分割制御される場合には、2つの検出器位置に到達する
光の測定は、同時には行われなくなる。これは、後者の
デバイスが光源強度の迅速な変化及び他の変化に対し感
度が低下するため、欠点となるであろう。
おり、このプローブは均衡の取れた絶対型式のものであ
る。図示のように、少なくとも2つの光源20、23及
び2つの検出器18、19が要求される。しかしなが
ら、第2の組の光源21、25が図示されたものと同等
の幾何学的配置で提供される方がより好ましい。
ンXbで示すように、第1の光源20から患者14の組
織媒体を通って第1の検出器18にまで至る。同時に又
は継時的に、ラインXfで示すように、光の第2の部分
は第1の光源から媒体を通って第2の検出器19にまで
至る。
から組織媒体を通って第2の検出器19にまで至り、こ
の経路は光部分Xaとして特定される。同時に又は継時
的に、光の第4の部分Xeは、第2の光源23から媒体
を通って第1の検出器18にまで通過される。
と、第1の光源20と第1の検出器18との間の距離
は、第2の光源23と第2の検出器19との間の距離に
ほぼ等しい。換言すれば、光部分Xb及びXaは、組織
を通る長さが相等しい。また、第1の光源20と第2の
検出器19とは第2の光源23と第1の検出器18との
間の距離にほぼ等しい。換言すれば、組織を通過する光
部分Xe及びXfの長さはほぼ等しく、前者の距離とは
異なっている。
いる。光源21及び25が、異なる波長で同じ方法が実
行されることを可能にするべく光学的に提供され、ある
環境において例えばオキシヘモグロビン及び/又はデオ
キシヘモグロビンなどの組織媒体14の成分について定
量的決定を可能にする。かくして、必要とあらば、上述
した方法が、同じ波長を持つ光源21、25で実行され
るが、同じ検出器18、19を用いながら光源20、2
3の波長とは異なっている。光源と検出器との間で光源
20、23に対して見出されるのと同じ距離という拘束
は、光源21、25に対し適用されることがわかる。必
要ならば追加の波長を持つ追加の光源の対を追加するこ
とができる。
下に説明する。均一で高度な散乱媒体の中で光が光源か
ら外側に進行するとき、媒体中のある点で観測(測定)
された放射エネルギー密度Uは、観測点と光源との間の
距離の関数として光源からの距離の増加と共に指数関数
的に減少する。距離に関する放射エネルギー密度Uの変
化率は、媒体の光学特性に依存する。光源の放射強度が
正弦波状に変動する場合、光源から外側の媒体を通って
伝播するため「光子密度波(photon density wave)」
と云うことができる。媒体中の任意の点xにおける、放
射エネルギー密度uの時間tにおける変化は、次の波動
方程式によって記述することができる。
ΦU)+UDC(x) UACは変動振幅、fは変動の周波数、ΦUは位相、UDC
は平均放射エネルギー密度である。UAC及びUDCの両方
は、観測点と光源との間の距離の関数として指数関数的
に減少する。しかしながら、UACはUDCが減少するより
も更に迅速に減少する。
行している間、該光子密度波の速度は、媒体中の光の速
度よりも遅い。固定時刻における位相(又は位相シフ
ト)は、光子密度波の速度に従って距離に関して線形に
増加する。
て媒体の光学特性に依存する。UAC、UDC及びΦUの変
化を測定することによって、媒体の光学特性に関する情
報を得ることができる。これらの特性のうち3つが、吸
収係数μa、換算された散乱係数μ’s、及び屈折率ηで
ある。吸収係数は物質中の吸収量の測定値であり、μ’
sは散乱量の測定値であり、ηは媒体中の光速度の測定
値である。物質中の散乱及び吸収は光の波長に従って変
化する。それで、μa、及びμ’sを測定するために、狭
い波長バンド幅で放射する光源(又は狭い波長バンド幅
の光のみを検出する検出器)が用いられる。
UAC、UDC及び/又はΦUの変化を測定することによっ
てμa、μ’s、或いはηを高度な散乱媒体中で推定する
ことができる。この主張を裏付ける数学は、均一媒体の
表面に接触した状態で配置されたプローブの場合につい
て、米国特許番号5,497,769号及び5,49
2,118号で以前に論じられた。手短にいえば、dを
光源と検出器との間の距離、lnを自然対数とすると、
ln(UACd2)、ln(UDCd2)及びΦUがdに対し
てプロットされ、各々が直線を与えた場合、これらの直
線の傾斜角をμa/η及びημs’の値を計算するために
使用することができる。ηが既知の場合はμa及びμs’
の値を計算することができる。これら3つの傾斜角のう
ち2つを決定する必要がある。通常では、この2つは、
dに関するln(UACd2)或いはln(UDCd2)のい
ずれかの変化及びΦUの変化が用いられる。最初の2つ
の傾斜角を使用するだけでは、測定に際して非常な精度
を要するからである。表面の測定及びサンプル中に浸漬
されたプローブを用いた測定に適した類似の数学的手法
が、フィシュキン及びグラットンによる「直線エッジに
より境界をつけられた、吸収する半無限平面を含む強散
乱媒体における光子密度波の伝播(Propagation of Pho
ton-density Waves in Strongly Scattering Media Con
taining an Absorbing Semi-infinite Plane Bounded b
y a Straight Edge)」(J.Opt.Soc.Am.
A,第10巻、No.1号の127頁乃至140頁)で
説明されている。
関して直線を画定しており、それでこの直線の傾斜角は
任意の2点間におけるdに関する変化率であることを強
調すべきである。従って、均一な高度の散乱媒体のμa
及びμs’は、点光源からある距離にある2又はそれ以
上の点における平均的なUDC(又はUAC)の比率、光源
からある距離にある2又はそれ以上の点における位相及
び媒体中のηのみを知っているとみなすことができる。
ημ’s及びμa/ηの値は独立に見出すことができる
が、ηは、測定のみによってはμ’s及びμaから分離す
ることができない。幸運にもηは他の方法(例えば、
「応用光学」28巻、No.12号、2297頁乃至2
302頁、1989年発行のボリンその他による「光フ
ァイバー被覆方法を用いた乳房組織の屈折率)によって
組織中で決定することができる。また、ηが波長に関し
て変化する一方で、組織を含む多くの物質中で小さな波
長範囲に亘ってほとんど一定である。
何故ならば、媒体中の吸収要素の数が既知の場合、この
吸収要素の数に少なくとも等しい波長の数においてμa
が既知の場合、各々の吸収要素の吸光係数が測定された
波長で等しくない場合、吸収体の濃度を決定することが
できる。2つの吸収体A及びBがあり、2つの波長にお
けるμaが各々測定された簡単な場合について、次式が
成り立つ。
り、〔B〕は他方の要素の濃度である。波長λ1におけ
る要素Aの吸光係数は、εA,λ1によって与えられ、波
長λ2における要素Aの吸光係数は、εA,λ2などによ
って与えられる。
エネルギー密度Uの平均を表すために本明細書で使用さ
れる。ここで、xはサンプル内への光の入射ポイントと
観察点との間の距離、即ち「光源及び検出器の分離間
隔」である。光源の波長が特定化されなければならない
場合、添字λを用いて波長を特定することができる。即
ちUDC(x)λと表す。2つの分離間隔におけるU
DC(x)λの比率及びλは、次式によって与えられる。
離間隔である。又は、UDC(x1)λ/UDC(x2)λと
表すこともできる。同様に、放射エネルギー密度の変動
振幅はUAC(x)又はUAC(x)λで示され、2距離に
おける振幅比率はUAC(x 1)λ/UAC(x2)λで示さ
れる。与えられた距離xにおける光子密度波の位相は、
波長が特定されるとき、添字λを用いて再度ΦU(x)
と記述されるであろう。次に、2位置における位相の相
違は、ΦU(x1)λ−ΦU(x2)λとなるであろう。D
C及びACの記号が、光電検出器の信号の直流及び交流
成分を表すために使用され、信号の位相に対しては記号
Pが使用される。
検出器における平均放射フラックス又は検出器からの電
気信号(信号の直流部分)などのUDC(x1)λ及びU
DC(x2)λに直接比例する任意の値の比率に等しいこ
とを記しておくべきである。同様に、UAC(x1)λ/
UAC(x2)λは、例えば検出器からの信号の交流部分
などのUAC(x1)λ及びUAC(x2)λに直接比例する
任意の値の比率に等しい。事実、厳密に等しい特性及び
光学経路を持つ2つの線形検出器を、波長λの単一光源
から2つの距離(x1及びx2)離れたところの媒体の光
を同時に監視するために使用することができるならば、
UDC(x1)λ/UDC(x2)λの比率を、DC(x1,
d1)λ/DC(x2,d2)λ(ここで、d1及びd2は
検出器18及び19を指し示すことができる)の比率か
ら直接見出すことができる。また、U AC(x1)λ/U
AC(x2)λの値は、AC(x1,d1)λ/AC(x2,
d2)λに等しく、ΦU(x1)λ−ΦU(x2)λは、P
(x1,d1)λ−P(x2,d2)λに等しい。
感度、高速度の検出器であって、2つの同一の光学経路
を備えたサンプルに結合された検出器を使用することは
実用的ではない。本明細書で説明されるプローブは、た
とえこれらの光源の強度がわからず、且つ等しくなかっ
たとしても、及びたとえ検出器の感度及び位相応答がわ
からず、且つ等しくなかったとしても、均一散乱中でU
DC(x1)λ/UDC(x2)λ、UAC(x1)λ/U
AC(x2)λ及びΦU(x1)λ−ΦU(x2)λを測定す
るために使用することができる。2つの完全に類似した
光源(及び類似した光源光学経路)を使用することはや
はり同様に実用的ではない。様々な機械的解答を提案す
ることができ、これらの解答では、検出器の位置及び/
又は光源の位置は、動くミラー及び他の装置の手段によ
って変えられる。しかしながら、本明細書で説明される
プローブは、動く部分を全く要せず、複雑さを追加する
こともほとんどない。
し、このプローブは、較正すること無しに量的示度を提
供し、上述されたシステム変数により引き起こされるエ
ラーから独立している。特に、いくつかのプロトタイプ
の絶対プローブを、「Issデュアルチャンネルオキシ
メータ(ISS Dual Channel Oximeter)」を用いて使用
した。このISSオキシメータは、変動するレーザダイ
オードを16個まで時間分割制御し、2つの光電子増倍
管(PM)の検出器を有し、それらすべてが可撓性の光
ファイバー製光案内手段に連結されている。光源切り替
えのタイミングは、パーソナルコンピュータ28により
制御され、アナログ−デジタルコンバータが2つの光電
子増倍管からの信号を測定するために使用される。
が使用された。従って、本明細書において光源への言及
は、光がプローブから放射され及びサンプル内へと放射
されるポイントに言及されたものと理解するべきであ
る。また、光ファイバー製の光案内手段は、プローブに
検出器18、19を接続するために使用され、それで
「検出器」という用語はプローブ面14上の位置に言及
されたものと理解されるべきである。このプローブ面上
の位置から検出器を励起する光が集められ、「光源及び
検出器の分離間隔」は、光がプローブにより放射される
ポイントと、プローブにより集められるポイントとの間
の距離となる。
ーブが開示されており、このプローブは図2の構成と機
能的に類似しているが、検出器18a、19aが光源2
0a、21a、23a、25aのグループの外側に配置
されている。第1の光源20a及び第1の検出器18a
間の距離が第2の光源23a及び第2の検出器19aの
間の距離と同一である上述した配置上の制約が本実施形
態並びに図2の実施形態に当てはまっていることが理解
できる。また、前記のように、第1の光源20a及び第
2の検出器19a間における距離は、第2の光源23a
と第1の検出器18a間の距離とほぼ同じである。
実施形態で追加された光源21、25の使用と同様の目
的のために、これら後者の2つの光源が第1及び第2の
光源20a、23aの同一波長とは異なる同一波長を持
つ光を提供する状態で存在している。
光源の各々は、使用中に、短い周期の時間(数ミリ秒か
ら数秒)で切り替えられ、両方の検出器からの対応する
信号は同時に測定される。他の方法では、必要とあらば
検出器の測定は逐次的となり、各々の光源は検出器が唯
一の光源からの光を検出するように逐次的にオンオフさ
れる。上記光源構成の対称性は、較正無しに、UDC(x
2)λ/UDC(x1)λ、UAC(x2)λ/UAC(x1)λ
及びΦU(x2)λ−ΦU(x1)λの平均を演算すること
を可能にする。ここで、x1及びx2は光源及び検出器の
2つの分離間隔であり、例えば、一方の光源及び検出器
の分離間隔に対してXa、Xbであり、他方の光源及び
検出器の分離間隔に対してXe、Xfである(図2)。
1の光源(例えば光源20)がオンのとき、U
DC(x1)λ及びUDC(x2)λは、検出器に対する感度
因子及び光源に対する強度因子が分かっている場合、2
つの関係から次式のように見出すことができる。
d1,λDC(x1,s1,d1)〔1〕 UDC(x2)λ=Is2U’DC,S1Xd2,λSd2,λDC(x
2,s1,d2)〔2〕 指標d1及びd2は、例えば図2では検出器18,19及
び他の図ではこれに対応する検出器などのシステム内の
検出器に言及している。指標s1、s2は、例えば図2で
は光源20、23及び他の図ではこれに対応する光源な
どの第1及び第2の光源に言及している。DC(xa,
sb,dc)は、光源bから距離xaにある検出器cから
の光源bに由来する信号の平均である。Xd1,λは単位
光子密度当たりのボルト(又は電流)単位で示す検出器
cの感度である。U’DC,sbは、光源bの強度である。
Sdc,λは光源1及び2の波長(λ)における(すべて
の比例損失(proportional losses)を含む)感度検出
器cの損失因子である。Isbは、光源bに対する強度損
失因子(すべての比例損失を含む)。強度損失因子I、
検出器損失因子S、強度U’、及び感度Xが未知であ
る。
3)がオンであるとき、次式が成り立つ。 UDC(x1)λ=Is2U’DC,S2Sd2,λXd2,λDC(x
1,s2,d2)〔3〕 UDC(x2)λ=Is2U’DC,S2Sd1,λXd1,λDC(x
2,s2,d1)〔4〕 次に、自明な変換操作によって、次式を得る。
及びUDC(x2)λに対する表現を上記に得た式〔5〕
の最終項に置き換えることによって、次式が得られる。
セルされる。(式中の≡記号は、測定で何らかの誤差が
常に生じることを強調するため上式で使用される。)類
似の議論によって、次式が成立することを示すことがで
きる。
初に位相遅延が既知量としてデバイス内で導入された場
合、2点の距離における光子密度波の位相は、光源1が
オンとなっている間、次式から見い出すことができる。
d1,λ+wa1,λ 〔10〕 Φ(x2)λ=P(x2,s1,d2)+qd2,λ+ws1,λ
' 〔11〕 ここで、P(xa,sb,dc)は、光源bからの光(距
離xa走行した)に由来して検出器cで測定された位相
である。検出器の位相遅延(電子的及び光学的)は、q
d1,λ及びqd2,λにより与えられ、ws1,λ及びws2,λ
は光源に対する位相遅延(電子的及び光学的)である。
出すことができる。 Φ(x2)λ=P(x2,s2,d1)+qd1,λ+ws2,λ
〔12〕 Φ(x1)λ=P(x1,s2,d2)+qd2,λ+ws2,λ
〔13〕 次に、次式を記す。
びΦU(x2)に対する表現を上記に得た式〔14〕の最
終項に置き換えることによって、次式が得られる。
光源位置21,25をプローブに単に追加する場合に
は、他の波長にこれらの光源を調整することによって均
衡のとれた絶対プローブに追加の波長を追加することが
できる。追加の光源位置の各組は、2つの検出器位置に
関して上記に説明されたのと同じ対称性を保持しなけれ
ばならないが、2つの光源及び検出器の分離間隔まで必
ずしも前と同じに定める必要はない。1波長につき少な
くとも2つの光源が存在しなければならない一方で、検
出器に関して同じ対称性を保持する各々の対も2以上あ
ったとしてもよい。 (自己参照絶対プローブの実施形態)図4を参照する
と、特に図2及び図3で図解されたスキームの変更が示
されている。
のプローブは前記実施形態と機能が類似しているが、自
己参照機能を有している。特に、図4のプローブ面は、
図2の対応する光源と類似している4つの光源20b、
21b、23b、25bを長方形状に配列した状態で載
置している点において図2の実施形態と類似している。
また、プローブ面16bは、1対の光検出器18b、1
9bを載置しており、これらの光検出器は、図2の実施
形態で対応する光検出器と同じ位置に配置するのが好ま
しい。しかしながら、このシステムは、前記実施形態よ
りも変化や非対称的配列に対して、より耐性がある。
源30が追加され、好ましくは、それに加えて第2の参
照光源32が更に追加されるのがよい。参照光源30
が、光源20b、23bの波長を持つ光を放射すると共
に、参照光源32が光源21b、25bの波長を持つ光
を放射する。参照光源30は、各々の検出器18b、1
9から等間隔に配置されている。参照光源30と共に機
能する他の光源20b、23bは、上述した対称性に制
限されるのが好ましいが、特定の光源及び検出器間の距
離を変えることもできる。同じことが、参照光源32及
び該光源と共に機能する他の光源21b、25bの間の
関係にも当てはまる。
れる。このサイクルは、必要とあらば連続的に繰り返す
ことができる。検出器の感度及び位相修正因子を決定す
るために参照光源30、32を使用することができる。
これらの感度及び位相の応答修正因子は、動的に測定し
てもよく、次いで検出器18b、19bがオンとなって
いる間に、各々の光源20b、23b(及び対応する光
源21b、25b)から検出された信号に適用される。
例えば、第1の参照光源30を発光させ、検出器18b
及び19bからの平均的な信号の大きさの比率を記録す
ることができる。次に、参照光源30を消灯させ、検出
器18b、19bの平均的な信号の大きさが記録されて
いる状態で測定用光源20bを発光させることができ
る。次に、このステップで検出器19bで測定された値
は、参照光源30からの光に対する検出器18bの応答
と検出器19bの応答との記録された比率によって乗じ
られる。かくして、修正ステップが適用されて、各々の
検出器18b、19bの異なる感度に起因する誤差を消
去することができる。次に、測定用光源23bは更なる
較正のため上記のように光源20bと同様に取り扱うこ
とができる。
使用され得るという点を除き、システムに適用された光
の変動振幅及び位相を修正することができる。この修正
因子は次式によって与えられる。
は、DC(x,s,d2)λ、AC(x,s,d2)λ、
及びΦs(x,s,d2)λに対する修正因子であり、
sR及びxRは、参照光源30若しくは32、及び、光源
及び検出器の間の距離を表す。UDC(x1)λ/UD
C(x2)λ、UDC(x1)λ/UDC(x2)λ及び
ΦU(x1)λ−ΦU(x2)λが次式より見出すことがで
きる。
存在は余分な測定を提供する。多数の結果を平均化する
ことができる。1波長当たりにつきほんの2つだけの光
源位置、1回の測定及び1つの参照光源を持つことも可
能である。
ローブは、均衡のとれた絶対型式及び自己参照型式の両
方の基本的な設計基準に適合することができる。それは
上述した対称性を持ってもよく、(1波長当たりにつ
き)第3の「参照」光源を持ってもよい。この場合に
は、上記対称性を有するのが好ましい。いずれか1組の
式を用いても、或いは、両方の式を用いてもよく、その
答えがサンプルの均一性のチェックとして比較されるか
らである。
定されるべき材料に対して堅固に圧されるか、或いは、
サンプルが液体の場合、このプローブはサンプル中に浸
漬される。各々の光源を順次オンにするサイクルが確立
され、無限に繰り返される。両方の検出器からの信号が
監視され、各々の光源の「オン」周期に連係してAC、
DC及びΦが測定される。各々の波長において、U
DC(x1)λ/UDC(x2)λ、UAC(x1)λ/U
AC(x2)λ、Φ(x1)λ−Φ(x2)λ、μa、μs’
などの各値を演算するためコンピュータを使用すること
ができる。この結果がコンピュータにより表示される
か、或いはメモリに格納される。測定における信号対ノ
イズ比を改善するため数サイクル分の結果を平均化する
ことができる。
(自己較正される)絶対測定をなすために使用すること
ができ、或いは、それらは最初の(平均的な)光学特性
を測定し、次いで波長当たりにつき、ただ一つの光源を
用いて使用することができる。試験される媒体の最初の
光学特性が試験され、これらの測定値は、「修正因子」
を演算するのに使用され、各々2つの検出器18b、1
9bの応答を対等にすることができる。次に、波長当た
りただ一つの光源位置、即ち光源20b、23bのうち
の一つだけ及び光源21b、25bのうちの一つだけを
用いて更なる測定をなすことができる。これらの光源が
多重時間制御される場合、これによって、サンプルの光
学特性における変化のより迅速な測定が可能となり、光
学特性の実時間測定に資することができる。
cが異なる実施形態で示されている。この実施形態は図
4の実施形態と等価である。図5に示す実施形態では、
第1及び第2の検出器18c、19cが、ここで使用さ
れる各々の光源の外側に配置されている。異なる波長用
の光源20c、21cが光源23c、25cと共に図示
のように配置されている。これらは図4で同じ番号のそ
れらの対応物と等価である。第1及び第2の検出器18
c、19cに対するこれら4つの光源の空間的関係は図
3の実施形態で見出されるものと同じであるのが好まし
いが、2つの参照光源30c及び32cが追加されてい
る。参照光源30c、32cは検出器18c、19cの
間に等間隔に配置され、図4の実施形態において対応す
る参照光源30、32に関連して説明された態様で機能
する。
2及び図4の各々)のいくつかのプロトタイプのプロー
ブが製作され、単一光源、単一検出器を用いた測定によ
って以前に決定された光学特性を持つサンプルを測定す
るために使用された。使用した光源及び検出器は、2波
長における多重距離光源及び光ファイバー製光案内手段
に連結された検出器の複数組を有し、前記に引用した米
国特許番号5,497,769号に開示された設計に類
似したISSデュアルチャンネルオキシメータを含む。
この計器は、本発明の変更されたヘッド部12の各々の
検出器を照射する変調光の相対振幅及び位相を測定する
ため直前に引用された特許で説明されたようなヘテロダ
イン方式及びデジタルフーリエ変換方法を使用する。こ
れらの方法では、前に引用された特許に係るデバイスが
使用される。光源は振幅が変調されたダイオードレーザ
ーであり、検出器は感度変調された光電子増倍管(PM
T)であった。光電子増倍管は、レーザーダイオードを
変調するため使用される110MHzの基本周波数とは
僅かに異なる周波数で変調される。かくして、検出器は
基本変調周波数と検出器変調周波数との差に等しい相互
相関周波数で信号を生成する。この相互相関周波数は、
典型的には約10KHzまであり得る。
調の振幅は、検出器を照射する光の平均強度及び光の強
度での変調振幅に比例する。検出器の相互相関周波数信
号の位相は、基本周波数における光の変調の位相に等し
い。両方の検出器からの信号は、パーソナルコンピュー
タでのアナログデジタル変換器によってサンプリングさ
れる。従来型式のフーリエ変換アルゴリズムが、相互相
関周波数における変調振幅(AC)、信号の位相
(P)、及びゼロ周波数振幅(DC)を演算するために
使用される。
散乱を提供するために使用されるリポジンIIIファット
エミュレーション(Liposyn III fat emulation)(ア
ボット(Abbott)研究所)を含む水性サスペンションと
アブソーバーとしてのインド製インクとを含み、それら
は、そのような媒体の6リットル以上を保持するおおよ
そ14インチ径で7インチの高さを有するプラスティッ
ク製円筒容器内に入れられていた。かくして、そのよう
な媒体は、この容器の中心近傍に配置されたとき光源及
び検出器に関して実効的に無限であり、媒体の頂部表面
に接触した状態で保持された光源及び検出器に関して単
一の平面境界では実効的に半無限であった。様々な量の
リポジンが様々なテスト用の固体含有物の変化を得るた
め混合物に添加され、各々の混合物の光学特性が、図2
の設計を有するプローブを用いて各々測定された。
るプローブが、830nmの波長を持つ2つの光源2
0、23と、750nmの波長を持つ2つの光源21、
25と、2つの検出器18、19とを用いて作動され
た。検出器18,19の間の距離は、1.4cmであっ
た。より短い光源及び検出器の間の分離間隔は2.9c
mであった。
置され、水性媒体の表面下約1mmのところを保持され
ている(光案内手段である)光源の先端部20、21、
23、25を備えている。各々の光源は40ミリ秒間オ
ンの状態に保持され、4つの光源すべてが完全に照明す
るサイクルが0.32秒間、継続し、様々な光源の照明
の間にデッドタイムが存在している。多数のサイクルに
よる結果は少なくとも10秒間平均化され、平均化され
た結果は光学パラメータを演算するため使用された。こ
れらの演算は半無限媒体に対して実行された(1994
年10月、No.10第11巻部分Bのアメリカ光学会
ジャーナル誌2123〜2128頁、又は、米国特許番
号5,497,769号に掲載された、S.ファンティ
ミ,M.フランセシニ及びE.グラットンによる「高度
散乱媒体における光移動に関する半無限幾何学的境界値
問題」で与えられるような演算方法)。
られたデータをチェックするために用いられた。この参
照プローブは、単一の光源ファイバー及び単一の光検出
ファイバーを含んでいた。光源は、処理手続きの間に7
50nmレーザーダイオードと840nmレーザーダイ
オードとの間を切り替えられた。光源ファイバーの末端
部は容器の中心部近傍に置かれ、水性リポジン媒体中に
沈められた。ファイバー間の距離は、コンピュータ制御
された移動ステージによって正確に調整可能であった。
光源及び検出器の分離間隔は、各測定サイクル用の少な
くとも4つの位置に対し変更され、信号の平均AC、D
C及び位相シフトが2、3秒間各位置で記録された。か
くして、すべての示度は単一の光源及び光検出器からき
ている。このサイクルは、光源強度変化及び他の道具の
ずれが結果に影響を及ぼさないことを確証するため少な
くとも5回は繰り返された。平均光学パラメータは、無
限媒体中の光子拡散に関する前記引用で与えられた理論
を用いて、これらの結果に基づいて演算された。
て使用された参照プローブが750nmおよび840n
mの波長でテストされた。図6は、異なる度合いの光散
乱を生成する様々なリポジン濃度の混合物中において各
々のプローブシステムにより2波長で決定された散乱係
数の換算された測定値を示している。様々に異なる体積
含有量を達成するため比較的少ない量のリポジンのみが
追加されるとき、システム中のインク含有量はほぼ一定
に保たれる。
新しい絶対プローブが対照標準として使用される参照方
法と実験的に同一である結果を与える。より高いレベル
の散乱では、図2のプローブが参照プローブ方法より幾
分大きい値を与えるが、これらの結果は、計器の較正無
しに、これらのより高い散乱レベルにおける大きな範囲
の散乱に亘って散乱係数を10パーセント以内の精度で
推定することができることをなおも示している。
に関して演算され、測定された吸収係数がリポジン体積
含有量を同様に様々に変化させて得られた参照プローブ
の方法の結果と比較された。この方法は、体積含有量が
上昇するにつれて散乱係数が増加する結果を提供してい
る。使用されたIR放射に関する750nm及び840
nmの波長において各々のデータがプロットされる。前
記したように、インクの総計含有量は、より多くのリポ
ジンが追加されるとき、小さい量だけ希釈されることに
起因して僅かに変化する程度にインクの濃度は一定に保
たれている。
ーブ方法と実験的誤差の範囲内で本質的に同じ吸収係数
値を与えており、散乱強度の大きな変化に亘って計器を
較正する必要無しに吸収を測定することができることを
示していた。
図2に示す絶対プローブの結果とは少し異なる結果を示
すものがあるが、これらの誤差は、主として半無限理論
で使用される近似によって導入されたもので、UDC(x
1)λ/UDC(x2)λ、UDC(x1)λ/UDC(x2)
λ、及びΦU(x1)λ−ΦU(x2)λの測定値の誤差に
起因するものではないと考えられている。
用及びテストを通して得られた。上記テストの結果は、
本発明のプローブ及びこれを実施する方法が均一で高度
な散乱媒体において吸収係数及び散乱係数の正確で且つ
絶対的な測定が可能であることを確証している。本技術
は、たとえ光源間の変化が弁別できたとしても、光源強
度の変化には敏感ではない。また、本技術は、検出器の
応答変化、光ファイバー製の光案内手段における結合効
率の変化、及びシステムで使用される光ファイバーの汚
れにさえ、敏感ではない。本発明による改善点は、光源
若しくは検出器の因子のドリフト及び変化に対し非常に
大きな耐性を提供する。かくして、それらは、従来技術
とは反対に、測定前の較正を要しないので、更に容易に
使用することができる。
アプローチを用いて使用されるのが好ましいが、それら
は周波数領域の手段を用いての使用に限定されるもので
はない。パルス発光する光源を用いて時間領域の測定用
にこれらのプローブを使用することも可能である。それ
らは、変調無しに定常状態の光源及び検出器でU
(x 1)λ/U(x2)λを測定するためにも使用するこ
とができる。本発明によって提供されるUDC(x1)λ
/UDC(x2)λ、UDC(x1)λ/UDC(x2)λ、及
びΦU(x1)λ−ΦU(x2)λの正確な測定は、本明細
書で論じられた方法と異なる数学的方法と組み合わせて
役立つようにすることができる。例えば、ツチヤに附与
された米国特許番号5,517,987号では、直流
(DC)測定のみを用いた光学パラメータの測定に関す
る方法が説明されている。また、コモヌその他に附与さ
れた米国特許番号5,057,695号で示された方法
と類似した非周波数領域でのアプローチを使用すること
もできる。
提供されたが、本出願に係る発明の範囲を限定すること
を意図するものではなく、本発明の範囲は請求の範囲で
画定される。
するため、本発明の自己参照光センサを備えて、これを
使用する装置の部分概略図である。
のとれた絶対プローブ用の設計を含む、図1に示すプロ
ーブ面の平面図である。
ブ面の代替設計を示す図である。
図である。
の測定結果を示すグラフである。
を示すグラフである。
Claims (22)
- 【請求項1】 媒体のパラメータを決定する方法であっ
て、前記方法は、第1の光源から前記媒体を介して第1
の検出器まで光の第1の部分を通過させ、前記第1の光
源から前記媒体を介して第2の検出器まで光の第2の部
分を通過させ、 第2の光源から前記媒体を介して前記第2の検出器まで
光の第3の部分を通過させ、前記第1の光源と前記第1
の検出器との距離及び前記第2の光源と前記第2の検出
器との距離はほぼ等しく、前記第2の光源から前記媒体
を介して前記第1の検出器まで光の第4の部分を通過さ
せ、前記第1の光源と前記第2の検出器との距離及び前
記第2の光源と前記第1の検出器との距離はほぼ等し
く、 前記各光源の強度、前記各検出器の感度、前記各光源か
ら前記媒体への光の結合効率、前記媒体から前記各検出
器への光の結合効率から実質的に独立である態様で前記
検出器により受け取られたデータを結合し、結合した前
記データから前記媒体のパラメータを決定する、各工程
を含み、前記第1乃至第4の光の部分はほぼ同一の波長
を有する、前記方法。 - 【請求項2】 前記検出器により受け取られたデータ
は、前記検出器及び前記光源間の距離の関数として前記
光の部分の強度を含む、請求項1に記載の方法。 - 【請求項3】 高度に散乱性の媒体のパラメータを決定
する方法であって、第1の光源から前記高度散乱媒体を
介して第1の検出器まで光の第1の変調部分を通過さ
せ、前記第1の光源から前記高度散乱媒体を介して第2
の検出器まで光の第2の変調部分を通過させ、 第2の光源から前記高度散乱媒体を介して前記第2の検
出器まで光の第3の変調部分を通過させ、前記第1の光
源と前記第1の検出器との距離及び前記第2の光源と前
記第2の検出器との距離はほぼ等しく、前記第2の光源
から前記高度散乱媒体を介して前記第1の検出器まで光
の第4の変調部分を通過させ、前記第1の光源と前記第
2の検出器との距離及び前記第2の光源と前記第1の検
出器との距離はほぼ等しく、 前記光の各変調部分は、ほぼ同じ波長を有し、各々が同
じ周波数で変調され、前記第1及び第2の光検出器は、
前記第1の周波数とは異なる第2の周波数で変調され、 前記第1及び第2の検出器からのデータの結合よりなる
データポイントを決定し、 前記データポイントから前記媒体のパラメータを決定す
る、各工程を含む前記方法。 - 【請求項4】 前記結合されたデータは、前記検出器か
らの信号の位相、交流成分及び直流成分のうち少なくと
も2つを示す、請求項3に記載の方法。 - 【請求項5】 前記決定されたパラメータは、前記媒体
の吸収係数、屈折率、及び散乱係数のうち少なくとも1
つを含む、請求項3に記載の方法。 - 【請求項6】 前記複数の光のビームから得られた合成
信号から検出された位相シフト、直流成分の自然対数、
及び交流成分の自然対数のうち少なくとも2つにおける
距離による変化率を決定し、 前記変化率から前記媒体の前記吸収係数、屈折率、及び
散乱係数のうち少なくとも1つを決定する、各工程を含
む、請求項5に記載の方法。 - 【請求項7】 2つの異なる波長を持つ光を用いて前記
方法を2回使用して、前記吸収係数からヘモグロビンの
うち少なくとも1形態の前記媒体における絶対濃度を決
定する工程を更に含む、請求項6に記載の方法。 - 【請求項8】 組織体におけるヘモグロビンの2形態の
比率を決定する工程を更に含む、請求項7に記載の方
法。 - 【請求項9】 前記散乱係数を前記屈折率によって乗じ
ることから前記媒体におけるグルコースの相対濃度を決
定する工程を更に含む、請求項6に記載の方法。 - 【請求項10】 前記データから前記媒体のパラメータ
を決定する工程は、前記各光源の強度、前記第1及び第
2のセンサの感度、前記各光源及び前記センサの高周波
数での位相応答、前記各光源から前記高度散乱媒体へ通
過する光の結合効率、及び、前記高度散乱媒体から前記
検出器へ通過する光の結合効率から実質的に独立である
態様で前記第1及び第2の検出器により受け取られた各
々のデータを結合する各工程を含み、これによって各光
源及び各センサの較正が不必要とする請求項3に記載の
方法。 - 【請求項11】 前記方法は、データ精度を改善するた
め、単一部材である前記第1の光源及び第2の光源を複
数回使用して逐次繰り返される、請求項3に記載の方
法。 - 【請求項12】 第3の光源から前記第1及び第2の検
出器に至る光の第5及び第6の部分を各々通過させる工
程を更に含み、前記第3の光源は、前記検出器の自己較
正用の参照光源を提供するため、前記第1及び第2の検
出器から等距離に配置されている、請求項3に記載の方
法。 - 【請求項13】 前記方法は、自己較正の精度を改善す
るため、単一部材である前記第3の光源を複数回使用し
て逐次繰り返される、請求項12に記載の方法。 - 【請求項14】 前記方法は、データ精度を改善するた
め、単一部材である前記第1の光源及び第2の光源を複
数回使用して逐次繰り返される、請求項1に記載の方
法。 - 【請求項15】 第3の光源から前記第1及び第2の検
出器に至る光の第5及び第6の部分を各々通過させる工
程を更に含み、前記第3の光源は、前記検出器の自己較
正用の参照光源を提供するため、前記第1及び第2の検
出器から等距離に配置されている、請求項1に記載の方
法。 - 【請求項16】 前記方法は、自己較正の精度を改善す
るため、単一部材である前記第3の光源を複数回使用し
て逐次繰り返される、請求項15に記載の方法。 - 【請求項17】 前記第1及び第2の検出器は、単一の
アレイ型検出器の対である、請求項3に記載の方法。 - 【請求項18】 前記第1及び第2の検出器は、単一の
アレイ型検出器の対である、請求項1に記載の方法。 - 【請求項19】 光検出手段を用いてテストするための
媒体と接触する面を有するプローブを含む自己較正型光
センサであって、 前記プローブから信号を受け取るため前記プローブに電
気的に接続されたコントローラと、 前記プローブからの信号に応答した前記コントローラか
らの信号を受け取って処理すると共に前記信号をデータ
に変換するコンピュータと、 を含み、 前記プローブは、前記面の開口を通った光を放射するよ
うに配置された互いに離間する第1及び第2の光源を有
し、前記プローブは、更に前記面の他の開口を通過した
前記媒体からの光を受け取るように配置された互いに離
間する第1及び第2の検出器を有し、 前記第1の光源は、前記第2の光源と前記第2の検出器
との間の間隔に等しい前記第1の検出器からの間隔を有
し、前記第1の光源は、前記第2の光源と前記第1の検
出器との間の間隔に等しい前記第2の検出器からの間隔
を有する、前記自己較正型光センサ。 - 【請求項20】 前記プローブの面が生体組織と接触し
ている、請求項19に記載の自己較正型光センサ。 - 【請求項21】 複数の前記第1の光源と、複数の前記
第2の光源とが存在する、請求項20に記載の自己較正
型光センサ。 - 【請求項22】 第3の光源が前記面の第3の開口を通
って光を通過させるために存在し、前記第3の光源は前
記検出器の自己較正用参照光源を提供するため前記第1
及び第2の検出器の間に等距離に配置されている、請求
項19に記載の自己較正型光センサ。
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