JPH0889500A - 複数光源を備えた光センサー - Google Patents
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- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 相対濃度ベースでリアルタイムに定量しモニ
ターできる方法を提供する。 【構成】 媒質と接触する面を有するセンサーヘッド１
２と、その面を照射する光を検出する光センサーと、光
センサーからの距離を異にして面に配置された複数の光
源と、光源の逐次的な点滅を起こさせるタイミング回路
と、点灯された光からの光を第１の周波数で振幅変調す
るための回路と、振幅変調された光信号とコヒーレント
な、第１の周波数と異なる第２の周波数の第２の信号を
該光センサーに提供するための手段と、第２の信号によ
って該光センサーの利得を変調し又は出力を増幅するた
めの手段と、そして媒質を通って光センサーへ到達した
該光信号の位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成分のう
ち少なくとも１つを検出するために、相互相関周波数を
有する結果の信号を光センサーから導き出すための手段
と、を含んでなる。
ターできる方法を提供する。 【構成】 媒質と接触する面を有するセンサーヘッド１
２と、その面を照射する光を検出する光センサーと、光
センサーからの距離を異にして面に配置された複数の光
源と、光源の逐次的な点滅を起こさせるタイミング回路
と、点灯された光からの光を第１の周波数で振幅変調す
るための回路と、振幅変調された光信号とコヒーレント
な、第１の周波数と異なる第２の周波数の第２の信号を
該光センサーに提供するための手段と、第２の信号によ
って該光センサーの利得を変調し又は出力を増幅するた
めの手段と、そして媒質を通って光センサーへ到達した
該光信号の位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成分のう
ち少なくとも１つを検出するために、相互相関周波数を
有する結果の信号を光センサーから導き出すための手段
と、を含んでなる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】組織の光学的性質の判定は、医療
の多くの分野において、診断及びモニタリング目的での
基本的重要性を有している。種々の組織において異なっ
た波長の光が異なった浸透性を有するということはよく
知られている。例えば近赤外領域（約650 ｎｍ乃至約10
00ｎｍ）においては、この波長の光は組織に数センチメ
ート浸透する。本明細書において、術語「光」は、赤外
線及び紫外線のようなヒトの目には見えない他の電磁放
射をも包含する。
の多くの分野において、診断及びモニタリング目的での
基本的重要性を有している。種々の組織において異なっ
た波長の光が異なった浸透性を有するということはよく
知られている。例えば近赤外領域（約650 ｎｍ乃至約10
00ｎｍ）においては、この波長の光は組織に数センチメ
ート浸透する。本明細書において、術語「光」は、赤外
線及び紫外線のようなヒトの目には見えない他の電磁放
射をも包含する。
【０００２】
【従来の技術】様々な光が有する、組織内へに数センチ
メートル浸透する能力のため、１つ又はより多くの波長
において光の吸収を測定することによって測光法又は分
光光度法をヘモグロビンのような組織の代謝物の濃度を
測定するために用いることができる。臨床目的で組織の
光学的性質を測定する装置は、所望のパラメーター、例
えばオキシヘモグロビン若しくはデオキシヘモグロビ
ン、グルコースその他の代謝物の量的情報を提供するこ
とが望ましく且つ重要である。
メートル浸透する能力のため、１つ又はより多くの波長
において光の吸収を測定することによって測光法又は分
光光度法をヘモグロビンのような組織の代謝物の濃度を
測定するために用いることができる。臨床目的で組織の
光学的性質を測定する装置は、所望のパラメーター、例
えばオキシヘモグロビン若しくはデオキシヘモグロビ
ン、グルコースその他の代謝物の量的情報を提供するこ
とが望ましく且つ重要である。
【０００３】通常の手技においては、既知の厚みのサン
プルを透過した光の測定によって、ある物質の濃度の絶
対的測定を行うことができる。そのような透過光の測定
は、吸光係数を決定することを可能にする。これを用い
て、測定された物質の濃度をBeer-Lambert則によってそ
の物質の分子消衰係数を用いて計算することができる。
プルを透過した光の測定によって、ある物質の濃度の絶
対的測定を行うことができる。そのような透過光の測定
は、吸光係数を決定することを可能にする。これを用い
て、測定された物質の濃度をBeer-Lambert則によってそ
の物質の分子消衰係数を用いて計算することができる。
【０００４】媒質中に存在している１つより多い物質に
よる妨害のある場合には、それらの物質が異なった吸収
スペクトルを有すると仮定すれば、異なった波長での測
定を用いて、媒質中に存在している１つ又はより多くの
化学種の濃度を定量するための方法を提供することがで
きる。この方法の成功の如何は、測定の精度と存在して
いる異なった物質の数とに依存している。
よる妨害のある場合には、それらの物質が異なった吸収
スペクトルを有すると仮定すれば、異なった波長での測
定を用いて、媒質中に存在している１つ又はより多くの
化学種の濃度を定量するための方法を提供することがで
きる。この方法の成功の如何は、測定の精度と存在して
いる異なった物質の数とに依存している。
【０００５】組織や、例えばエマルジョン等のような他
の混濁度の高い材料の測光法においては、更なる問題が
生ずる。この開示の目的のためには、術語「組織」は、
生きた材料を包含するが、更には、例えばエマルジョン
から、組織について本発明によって行われるのと類似の
データを得たい場合には、そのようなエマルジョン等の
生きていない材料をも含み得るものと理解しなければな
らない。光が完全に組織を通過して反対側で検出できる
ような特別な身体の薄い領域を除いては、先行技術にお
いては、組織の平板を透過した光の測定は、非侵襲的方
法を用いては実際的ではなかった。この一例は、臨床的
に用いられている測光法的血中酸素センサーであり、そ
れは、指先に密着して直接それに光を通過させてリアル
タイムの酸素濃度データを与える。
の混濁度の高い材料の測光法においては、更なる問題が
生ずる。この開示の目的のためには、術語「組織」は、
生きた材料を包含するが、更には、例えばエマルジョン
から、組織について本発明によって行われるのと類似の
データを得たい場合には、そのようなエマルジョン等の
生きていない材料をも含み得るものと理解しなければな
らない。光が完全に組織を通過して反対側で検出できる
ような特別な身体の薄い領域を除いては、先行技術にお
いては、組織の平板を透過した光の測定は、非侵襲的方
法を用いては実際的ではなかった。この一例は、臨床的
に用いられている測光法的血中酸素センサーであり、そ
れは、指先に密着して直接それに光を通過させてリアル
タイムの酸素濃度データを与える。
【０００６】組織測光法においては、透過光の量は、分
析対象たる媒質の吸収のみでなく、その散乱的性質にも
依存している。この光散乱は、組織、エマルジョン及び
同様の材料の測光法分析の複雑さを非常に大きくする。
それは、散乱光は、透過光の量に対し、組織その他の種
々のサンプル間で相当に変動し得る予測できない変動を
与えるからである。
析対象たる媒質の吸収のみでなく、その散乱的性質にも
依存している。この光散乱は、組織、エマルジョン及び
同様の材料の測光法分析の複雑さを非常に大きくする。
それは、散乱光は、透過光の量に対し、組織その他の種
々のサンプル間で相当に変動し得る予測できない変動を
与えるからである。
【０００７】多くの異なった方法が、この測光法的方法
における散乱の問題を処理するために提案されてきた。
例えば、測定すべき組織のタイプに基づいた経験的補正
が、吸収特性に対する散乱の影響を処理するために用い
られてきた。反射光測定のためには、表面の反射能の計
算をするために理論的モデルが使用されてきた。これら
の原理に基づく市販の機器はあるものの、これら全ての
モデルは余り成功していない。主たる問題点は、組織中
の一物質の濃度の適正な予測を得るためには、対応する
組織サンプルの大きな数の統計的分析に基づいて何らか
の先験的な較正を実施しなければならないことである。
しかしながら、種々の個体から得られた組織内における
散乱の変動の幅は、測光法結果が皮膚の色、筋肉中の脂
質量のような諸因子によって強く影響されることで、基
本的に予測不能の結果をもたらす。
における散乱の問題を処理するために提案されてきた。
例えば、測定すべき組織のタイプに基づいた経験的補正
が、吸収特性に対する散乱の影響を処理するために用い
られてきた。反射光測定のためには、表面の反射能の計
算をするために理論的モデルが使用されてきた。これら
の原理に基づく市販の機器はあるものの、これら全ての
モデルは余り成功していない。主たる問題点は、組織中
の一物質の濃度の適正な予測を得るためには、対応する
組織サンプルの大きな数の統計的分析に基づいて何らか
の先験的な較正を実施しなければならないことである。
しかしながら、種々の個体から得られた組織内における
散乱の変動の幅は、測光法結果が皮膚の色、筋肉中の脂
質量のような諸因子によって強く影響されることで、基
本的に予測不能の結果をもたらす。
【０００８】1990年に日本の浜松社は、新生児モニタリ
ングのための組織の酸素化及び全血量の測定用に、NIRO
500と呼ばれる簡単な組織分光光度計を導入した。この
装置の原理は、Copeの米国特許第5,032,024 号に開示さ
れている。この機器は、定常状態機器であり、近赤外領
域において発光する４つの異なったレーザーダイオード
に基づいている。その光は、光ファイバーシステムを用
いて組織へ誘導される。その測定は純粋に定常状態のも
のであり、組織中の光路の長さは測定できない。従っ
て、本発明とは逆に、オキシ及びデオキシヘモグロビン
の絶対量ではなしに、単に相対量が得られるのみであ
る。
ングのための組織の酸素化及び全血量の測定用に、NIRO
500と呼ばれる簡単な組織分光光度計を導入した。この
装置の原理は、Copeの米国特許第5,032,024 号に開示さ
れている。この機器は、定常状態機器であり、近赤外領
域において発光する４つの異なったレーザーダイオード
に基づいている。その光は、光ファイバーシステムを用
いて組織へ誘導される。その測定は純粋に定常状態のも
のであり、組織中の光路の長さは測定できない。従っ
て、本発明とは逆に、オキシ及びデオキシヘモグロビン
の絶対量ではなしに、単に相対量が得られるのみであ
る。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明により、高度に
混濁した媒質中に混ざり合っている材料の絶対量の濃度
が、定量的な仕方で測定できる。特に、本発明によっ
て、オキシ及びデオキシヘモグロビン、グルコースその
他のような組織の代謝物が、連続的にリアルタイムで定
量的に測定できる。これは、組織の狭い部分、例えば指
のような末端に光を通す必要なしに達成できる。寧ろ、
代謝物の濃度その他のパラメーターの定量のために、セ
ンサーを、身体の一層中心の領域に配置することができ
る。これは非侵襲的方法によって、本質的に即時に達成
できる。また、存在している種々の代謝物を、選択的に
且つ定量的に、本質的に即時に測定することができる。
混濁した媒質中に混ざり合っている材料の絶対量の濃度
が、定量的な仕方で測定できる。特に、本発明によっ
て、オキシ及びデオキシヘモグロビン、グルコースその
他のような組織の代謝物が、連続的にリアルタイムで定
量的に測定できる。これは、組織の狭い部分、例えば指
のような末端に光を通す必要なしに達成できる。寧ろ、
代謝物の濃度その他のパラメーターの定量のために、セ
ンサーを、身体の一層中心の領域に配置することができ
る。これは非侵襲的方法によって、本質的に即時に達成
できる。また、存在している種々の代謝物を、選択的に
且つ定量的に、本質的に即時に測定することができる。
【００１０】グルコースのようなある種の物質は、組織
を通した光の測光法的定量のために使用することのでき
る便利な光の波長においては、強い吸収線を欠いてい
る。この情況において、組織中又はエマルジョン材料中
のグルコースその他の代謝物の濃度を測光法的に定量す
るという問題は、非常に困難なものになる。
を通した光の測光法的定量のために使用することのでき
る便利な光の波長においては、強い吸収線を欠いてい
る。この情況において、組織中又はエマルジョン材料中
のグルコースその他の代謝物の濃度を測光法的に定量す
るという問題は、非常に困難なものになる。
【００１１】本発明により、高度に散乱性の媒質の成分
（例えば組織中のグルコースの濃度）を、モニターされ
る材料によって強く吸収される光のバンドがない場合に
おいて、測光法の技術によって相対濃度ベースでリアル
タイムに定量しモニターすることのできる方法が提供さ
れる。
（例えば組織中のグルコースの濃度）を、モニターされ
る材料によって強く吸収される光のバンドがない場合に
おいて、測光法の技術によって相対濃度ベースでリアル
タイムに定量しモニターすることのできる方法が提供さ
れる。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明により、患者の組
織のような高度に混濁した媒質中の物質の存在及び濃度
について、次の段階を含んでなる方法によって分析する
ことができる。すなわち、１つの光センサーから異なっ
た距離だけ離してある複数の光源を逐次的に点滅させつ
つ該光源からの光の強度を第１の周波数で変調し、そし
て該変調された光を試験のための混濁したサンプルを通
して当該センサーへ伝える。また、この変調された光と
コヒーレントな第２の周波数の信号を該光センサーに提
供して、該コヒーレントな信号によって、該第１の周波
数と異なった該第２の周波数で該光センサーの利得を変
調し又は出力を増幅する。次いで、該変調された光を受
信しながら、該センサーから結果の信号を導き出す（該
結果の信号は、該第１の周波数と該第２の周波数との差
の周波数を有する）。これから、センサーによって感知
された変調された光の次の特性のうち少なくとも２つを
検出することが可能となる。すなわち、位相ずれ成分、
ＤＣ成分、及びＡＣ成分である。
織のような高度に混濁した媒質中の物質の存在及び濃度
について、次の段階を含んでなる方法によって分析する
ことができる。すなわち、１つの光センサーから異なっ
た距離だけ離してある複数の光源を逐次的に点滅させつ
つ該光源からの光の強度を第１の周波数で変調し、そし
て該変調された光を試験のための混濁したサンプルを通
して当該センサーへ伝える。また、この変調された光と
コヒーレントな第２の周波数の信号を該光センサーに提
供して、該コヒーレントな信号によって、該第１の周波
数と異なった該第２の周波数で該光センサーの利得を変
調し又は出力を増幅する。次いで、該変調された光を受
信しながら、該センサーから結果の信号を導き出す（該
結果の信号は、該第１の周波数と該第２の周波数との差
の周波数を有する）。これから、センサーによって感知
された変調された光の次の特性のうち少なくとも２つを
検出することが可能となる。すなわち、位相ずれ成分、
ＤＣ成分、及びＡＣ成分である。
【００１３】術語「ＤＣ成分」及び「ＡＣ成分」は、光
源からの光の振幅の異なった部分を規定する。特に、先
に記述したように、光源からの光は、強度が振幅変調さ
れたものであり、それにより第１の周波数のサイクルで
明るくそして薄暗くなる。この周波数は、光の強度の揺
らぎが目には見えないほど、典型的には非常に早い（例
えば80乃至200 ＭＨｚ）。光のＡＣ成分は、サイクルの
頂点からサイクルの谷までの光の強度の変化よりなる。
すなわち、光が振幅変調の急速なサイクルを経る際の光
の強度の最大の変化である。ＤＣ成分は、ゼロから最低
強度まで測定された、光が常に有する強度部分であり、
それは勿論、振幅変調によって光 に課された波のパタ
ーンの谷の底に観測される。
源からの光の振幅の異なった部分を規定する。特に、先
に記述したように、光源からの光は、強度が振幅変調さ
れたものであり、それにより第１の周波数のサイクルで
明るくそして薄暗くなる。この周波数は、光の強度の揺
らぎが目には見えないほど、典型的には非常に早い（例
えば80乃至200 ＭＨｚ）。光のＡＣ成分は、サイクルの
頂点からサイクルの谷までの光の強度の変化よりなる。
すなわち、光が振幅変調の急速なサイクルを経る際の光
の強度の最大の変化である。ＤＣ成分は、ゼロから最低
強度まで測定された、光が常に有する強度部分であり、
それは勿論、振幅変調によって光 に課された波のパタ
ーンの谷の底に観測される。
【００１４】従って、光信号の最大強度（それは各波の
頂点において観測される）は、ＤＣ成分とＡＣ成分との
和である。振幅変調されたサイクルにおける光の最小強
度は、ＤＣ成分のみである。
頂点において観測される）は、ＤＣ成分とＡＣ成分との
和である。振幅変調されたサイクルにおける光の最小強
度は、ＤＣ成分のみである。
【００１５】本発明によれば、振幅変調された光がヒト
の組織又は他の高度に混濁した材料を通ってセンサーに
至る際に、該振幅変調された光信号の位相が偏移し、Ｄ
Ｃ成分及びＡＣ成分が減衰する。この情報から、組織中
に存在するある種の物質の濃度に関する量的情報を、リ
アルタイムでまたは各瞬間ごとのベースで得ることが可
能である。
の組織又は他の高度に混濁した材料を通ってセンサーに
至る際に、該振幅変調された光信号の位相が偏移し、Ｄ
Ｃ成分及びＡＣ成分が減衰する。この情報から、組織中
に存在するある種の物質の濃度に関する量的情報を、リ
アルタイムでまたは各瞬間ごとのベースで得ることが可
能である。
【００１６】これは好ましくは、光センサーから異なっ
た距離にある複数の光源を逐次的に点滅させることによ
って達成される。こうして、異なった距離にある複数の
光源の各々から提供されるデータによって、位相ずれ、
ＤＣ成分及び／又はＡＣ成分についての異なった値が、
特徴的な勾配を有する直線的なグラフデータを算出する
ために、各光源について別々に測定される。一旦それら
の勾配が知られると、用いられた光の波長において、散
乱及び吸収係数の値が算出できる。これらの値から、特
に２つの異なった波長において、オキシヘモグロビン、
デオキシヘモグロビン、及び／又はグルコース等のよう
な存在する材料の絶対濃度を算出することができる。一
旦、例えばオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビ
ンの濃度が知られると、患者の酸素飽和及び血液量を算
出することができる。
た距離にある複数の光源を逐次的に点滅させることによ
って達成される。こうして、異なった距離にある複数の
光源の各々から提供されるデータによって、位相ずれ、
ＤＣ成分及び／又はＡＣ成分についての異なった値が、
特徴的な勾配を有する直線的なグラフデータを算出する
ために、各光源について別々に測定される。一旦それら
の勾配が知られると、用いられた光の波長において、散
乱及び吸収係数の値が算出できる。これらの値から、特
に２つの異なった波長において、オキシヘモグロビン、
デオキシヘモグロビン、及び／又はグルコース等のよう
な存在する材料の絶対濃度を算出することができる。一
旦、例えばオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビ
ンの濃度が知られると、患者の酸素飽和及び血液量を算
出することができる。
【００１７】これは、マイクロプロセッサー等によって
非常に素早く達成することができ、それにより、単にセ
ンサーのヘッドを患者の皮膚に当てるだけで、光が患者
の組織を完全に通過して反対側へ至る必要なしに、各値
をリアルタイムで医者又は看護婦に対して表示すること
ができる。
非常に素早く達成することができ、それにより、単にセ
ンサーのヘッドを患者の皮膚に当てるだけで、光が患者
の組織を完全に通過して反対側へ至る必要なしに、各値
をリアルタイムで医者又は看護婦に対して表示すること
ができる。
【００１８】グルコースのような材料の濃度は、散乱係
数の変化をモニターすることによって定量することがで
きる。散乱係数は、用いられる光の波長において分析対
象である材料が特徴的な強い吸収バンドを有しないで
も、測定することができる。本発明の操作につき特定の
理論に依存する意思はないが、組織のような高度に散乱
性の媒質中において、散乱係数は、グルコースその他の
試験材料の濃度に依存すると信じられている。存在する
グルコースの濃度の変化は、高度に散乱性の媒質のうち
水性部分の屈折率を変化させる。例えば、水性の脂肪エ
マルジョン中に存在するグルコースの濃度がモニターさ
れているならば、該エマルジョンの脂肪相は、例えば1.
42の屈折率を有するであろう。これは大豆油の屈折率で
ある。該エマルジョンの水相の屈折率は、約1.33であ
る。異なった濃度のグルコースを含有する水の屈折率
は、ある幅にわたって変化し、それは該エマルジョン全
体の散乱特性を変化させるであろう。こうして、混濁し
た媒質の散乱係数は、存在するグルコースの濃度と共に
変動する。
数の変化をモニターすることによって定量することがで
きる。散乱係数は、用いられる光の波長において分析対
象である材料が特徴的な強い吸収バンドを有しないで
も、測定することができる。本発明の操作につき特定の
理論に依存する意思はないが、組織のような高度に散乱
性の媒質中において、散乱係数は、グルコースその他の
試験材料の濃度に依存すると信じられている。存在する
グルコースの濃度の変化は、高度に散乱性の媒質のうち
水性部分の屈折率を変化させる。例えば、水性の脂肪エ
マルジョン中に存在するグルコースの濃度がモニターさ
れているならば、該エマルジョンの脂肪相は、例えば1.
42の屈折率を有するであろう。これは大豆油の屈折率で
ある。該エマルジョンの水相の屈折率は、約1.33であ
る。異なった濃度のグルコースを含有する水の屈折率
は、ある幅にわたって変化し、それは該エマルジョン全
体の散乱特性を変化させるであろう。こうして、混濁し
た媒質の散乱係数は、存在するグルコースの濃度と共に
変動する。
【００１９】該水性媒質の屈折率が懸濁粒子の屈折率に
一致すると、散乱は消失する。従って、媒質中の散乱粒
子の屈折率が一定であるならば、該媒質の散乱係数は、
該培地の残り部分の屈折率の関数となる。こうして、散
乱性媒質の水性部分に含まれるグルコースその他の材料
の濃度を、ベースラインデータとの比較によるか又は
（一層単純なエマルジョンの場合には）予め計算された
測定値の表によって、散乱係数から決定することができ
る。
一致すると、散乱は消失する。従って、媒質中の散乱粒
子の屈折率が一定であるならば、該媒質の散乱係数は、
該培地の残り部分の屈折率の関数となる。こうして、散
乱性媒質の水性部分に含まれるグルコースその他の材料
の濃度を、ベースラインデータとの比較によるか又は
（一層単純なエマルジョンの場合には）予め計算された
測定値の表によって、散乱係数から決定することができ
る。
【００２０】典型的には、種々の組織サンプルの散乱特
性の変動性の観点から、ベースラインデータとの比較に
よりグルコースその他の材料の濃度の相対的変化をモニ
ターする事ができるよう、同じ組織について取られたベ
ースラインデータを使用する。こうして、例えば糖尿病
患者が、単に測光法ヘッドを自分の体の同じ部分、例え
ば前腕又は腿に当てることによって、自分の血糖値を反
復的にモニターすることができる。散乱係数は、該測光
法装置中のソフトウェアにより、各読み取り毎に算出す
ることができる。糖尿病の患者に、例えば、血糖レベル
の変化について一日を通して頻繁に自らをモニターする
機会を与えるために、散乱係数の如何なる変化も、何ら
かの慣用の警告モードによって示すことができる。
性の変動性の観点から、ベースラインデータとの比較に
よりグルコースその他の材料の濃度の相対的変化をモニ
ターする事ができるよう、同じ組織について取られたベ
ースラインデータを使用する。こうして、例えば糖尿病
患者が、単に測光法ヘッドを自分の体の同じ部分、例え
ば前腕又は腿に当てることによって、自分の血糖値を反
復的にモニターすることができる。散乱係数は、該測光
法装置中のソフトウェアにより、各読み取り毎に算出す
ることができる。糖尿病の患者に、例えば、血糖レベル
の変化について一日を通して頻繁に自らをモニターする
機会を与えるために、散乱係数の如何なる変化も、何ら
かの慣用の警告モードによって示すことができる。
【００２１】本発明における光を検出するためのセンサ
ーは、組織中で散乱した光を検出することができ、それ
により光源からセンサーまでの光路は直線的である必要
がない。実際、光の放射方向と光感知の一般的方向は、
ここに開示するセンサーヘッドの特定の具体例によって
示されるように、平行であってよい。
ーは、組織中で散乱した光を検出することができ、それ
により光源からセンサーまでの光路は直線的である必要
がない。実際、光の放射方向と光感知の一般的方向は、
ここに開示するセンサーヘッドの特定の具体例によって
示されるように、平行であってよい。
【００２２】好ましくは、ここに用いられる光を感知す
るためのセンサーは、共通のセンサーヘッド中に、セン
サーと並んで光源並びに、患者の組織を介さないで光源
から光センサーに光が直接アクセスするのを阻止するた
めの、遮蔽物を有するものであってもよい。
るためのセンサーは、共通のセンサーヘッド中に、セン
サーと並んで光源並びに、患者の組織を介さないで光源
から光センサーに光が直接アクセスするのを阻止するた
めの、遮蔽物を有するものであってもよい。
【００２３】本発明のセンサー装置は、光センサーから
の距離を異にする複数の光源の各々からの別々の信号に
よって与えられる位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成
分のうち少なくとも２つの勾配を算出するための電子的
プロセッサーを有していてもよい。これにより、該プロ
セッサーは、該組織の散乱係数及び吸収係数も算出する
ことができる。これにより、例えば、組織中に存在する
オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのうち少
なくとも１つの絶対濃度を、典型的には吸光度係数から
算出することができる。センサー装置は、次いで、その
ような濃度をリアルタイムな値として表示するための手
段を有していてよい。
の距離を異にする複数の光源の各々からの別々の信号に
よって与えられる位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成
分のうち少なくとも２つの勾配を算出するための電子的
プロセッサーを有していてもよい。これにより、該プロ
セッサーは、該組織の散乱係数及び吸収係数も算出する
ことができる。これにより、例えば、組織中に存在する
オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのうち少
なくとも１つの絶対濃度を、典型的には吸光度係数から
算出することができる。センサー装置は、次いで、その
ような濃度をリアルタイムな値として表示するための手
段を有していてよい。
【００２４】光源からの光の強度は、好ましくは、約50
乃至150 ＭＨｚにて振幅変調される。第２の信号の有す
る第２の周波数は、同じオーダーではあるが、第１の周
波数からは典型的には約10Ｈｚ乃至100 ＫＨｚだけ異な
っている。
乃至150 ＭＨｚにて振幅変調される。第２の信号の有す
る第２の周波数は、同じオーダーではあるが、第１の周
波数からは典型的には約10Ｈｚ乃至100 ＫＨｚだけ異な
っている。
【００２５】典型的には、用いられる光は約650 ｎｍ乃
至約1000ｎｍの波長のものであり、光センサーからの距
離を異にする少なくとも３つの光源が備えられている。
しかしながら、光源が一対の列をなした状態で、そして
各一対の光源が該光センサーから同じ距離に備えられて
いるよう、距離を異にする少なくとも６つの光源が備え
られていることが好ましい。これは、異なった光の波長
において同時にデータを収集することを可能にし、この
異なった波長の光は各々、一層正確なデータ収集のため
に、該列をなした光源の各々一つの列から放射される。
至約1000ｎｍの波長のものであり、光センサーからの距
離を異にする少なくとも３つの光源が備えられている。
しかしながら、光源が一対の列をなした状態で、そして
各一対の光源が該光センサーから同じ距離に備えられて
いるよう、距離を異にする少なくとも６つの光源が備え
られていることが好ましい。これは、異なった光の波長
において同時にデータを収集することを可能にし、この
異なった波長の光は各々、一層正確なデータ収集のため
に、該列をなした光源の各々一つの列から放射される。
【００２６】該複数の光源の各々は、上述の第１の周波
数と第２の周波数との差よりなる周波数（「相互相関周
波数」という。）を有する波の周期の正確な倍数である
一定の時間長にわたって、逐次的に活性化（発光）され
ることが好ましい。
数と第２の周波数との差よりなる周波数（「相互相関周
波数」という。）を有する波の周期の正確な倍数である
一定の時間長にわたって、逐次的に活性化（発光）され
ることが好ましい。
【００２７】また、各光源から受け取られる測光法情報
の増強された平均を得るために、該光センサーによって
感知された情報は、合計され８乃至800 回の反復から平
均されることができる。
の増強された平均を得るために、該光センサーによって
感知された情報は、合計され８乃至800 回の反復から平
均されることができる。
【００２８】典型的には、本発明の方法及び装置は、周
知の周波数領域蛍光測定法及び／又は燐光測定法の原理
を用いており、それは、例えば取り分け、Gratton の米
国特許第4,840,485 号、第5,212,386 号及び第5,323,01
0 号に開示されている。
知の周波数領域蛍光測定法及び／又は燐光測定法の原理
を用いており、それは、例えば取り分け、Gratton の米
国特許第4,840,485 号、第5,212,386 号及び第5,323,01
0 号に開示されている。
【００２９】更に本発明により、患者の組織のような混
濁した媒質中の材料の相対濃度を、次の方法によって測
定することができる。該方法は、すなわち、該混濁した
媒質内へ光を照射し、該混濁した媒質を通過した光の散
乱係数を測定し、該散乱係数を該組織に関して測定され
ている従前の散乱係数と比較することよりなる。
濁した媒質中の材料の相対濃度を、次の方法によって測
定することができる。該方法は、すなわち、該混濁した
媒質内へ光を照射し、該混濁した媒質を通過した光の散
乱係数を測定し、該散乱係数を該組織に関して測定され
ている従前の散乱係数と比較することよりなる。
【００３０】混濁した媒質中の多くの材料が、該材料の
濃度が変化するとき、該混濁した媒質を通過する光の散
乱係数の変化を引き起こすことが見いだされている。特
に、生きた患者の組織中のグルコースの濃度について
は、そのようなモニタリングが可能である。その方法
は、好ましくは、生きた組織中の水相中の、又はエマル
ジョンの水相中の溶質について適用できる。該方法は、
溶質が強く吸収する波長における測光法的測定が不都合
な情況においては、特に有利である。
濃度が変化するとき、該混濁した媒質を通過する光の散
乱係数の変化を引き起こすことが見いだされている。特
に、生きた患者の組織中のグルコースの濃度について
は、そのようなモニタリングが可能である。その方法
は、好ましくは、生きた組織中の水相中の、又はエマル
ジョンの水相中の溶質について適用できる。該方法は、
溶質が強く吸収する波長における測光法的測定が不都合
な情況においては、特に有利である。
【００３１】こうして、患者のグルコースのレベルを、
本発明の方法により測光法によってモニターすることが
できる。本方法は定量的でなく、そのため結果を患者の
同じ組織又は他の測定用サンプルについて測定された散
乱係数データのベースラインと比較することが非常に望
ましい。こうして、正常の散乱係数を測定でき、それに
より、将来の測定値、例えば糖尿病患者のグルコースレ
ベルを、光セルとセンサーとを患者の皮膚、例えば腿、
前腕又は腹部に単に当てることにより、モニターするこ
とができる。散乱係数について認識された、ベースライ
ン値からの如何なる変化も、グルコース量の変化を示す
ものであり、処置をするよう患者に警告を与えるのに役
立つ。
本発明の方法により測光法によってモニターすることが
できる。本方法は定量的でなく、そのため結果を患者の
同じ組織又は他の測定用サンプルについて測定された散
乱係数データのベースラインと比較することが非常に望
ましい。こうして、正常の散乱係数を測定でき、それに
より、将来の測定値、例えば糖尿病患者のグルコースレ
ベルを、光セルとセンサーとを患者の皮膚、例えば腿、
前腕又は腹部に単に当てることにより、モニターするこ
とができる。散乱係数について認識された、ベースライ
ン値からの如何なる変化も、グルコース量の変化を示す
ものであり、処置をするよう患者に警告を与えるのに役
立つ。
【００３２】好ましくは、患者の組織等のような高度に
混濁した媒質中のそのような物質の存在及び濃度につい
て、次の方法により分析することができる。該方法は、
１つの光センサーから異なった距離で離してある複数の
光源を逐次的に点滅させつつ該光源からの光の強度を第
１の周波数で変調し、そして該変調された光を混濁した
サンプルを通して当該センサーへ伝える。また、この変
調された光とコヒーレントな、該第１の周波数と異なっ
た第２の周波数の信号を該光センサーに提供して、該コ
ヒーレントな信号によって該光センサーの利得を変調し
又は出力を増幅する。次いで、該変調された光を受信し
ながら、該センサーから結果の信号を導き出す（該結果
の信号は、該第１の周波数と該第２の周波数との差の周
波数である）。これから、センサーによって感知された
変調された光の次の特性のうち少なくとも２つを検出す
ることが可能となる。すなわち、位相ずれ成分、ＤＣ成
分、及びＡＣ成分である。これらは、光源によって元々
放射されたものとしての該変調された光の対応する成分
と比較される。
混濁した媒質中のそのような物質の存在及び濃度につい
て、次の方法により分析することができる。該方法は、
１つの光センサーから異なった距離で離してある複数の
光源を逐次的に点滅させつつ該光源からの光の強度を第
１の周波数で変調し、そして該変調された光を混濁した
サンプルを通して当該センサーへ伝える。また、この変
調された光とコヒーレントな、該第１の周波数と異なっ
た第２の周波数の信号を該光センサーに提供して、該コ
ヒーレントな信号によって該光センサーの利得を変調し
又は出力を増幅する。次いで、該変調された光を受信し
ながら、該センサーから結果の信号を導き出す（該結果
の信号は、該第１の周波数と該第２の周波数との差の周
波数である）。これから、センサーによって感知された
変調された光の次の特性のうち少なくとも２つを検出す
ることが可能となる。すなわち、位相ずれ成分、ＤＣ成
分、及びＡＣ成分である。これらは、光源によって元々
放射されたものとしての該変調された光の対応する成分
と比較される。
【００３３】
【実施例】図面において、非侵襲的且つ定量的にリアル
タイムで患者の生きた組織中のオキシヘモグロビン及び
デオキシヘモグロビンの濃度を測定するためのセンサー
装置が示されている。センサー機器10は、センサーヘッ
ド12を含んでなり、該センサーヘッドは、平らでも又
は、患者の腕、腿、胸その他の輪郭と一層よく接触する
よう彎曲していてもよいセンサー面14を有する本体を含
んでなる。センサーヘッド12は、センサー面14と共に、
患者の皮膚に密着するよう配置されている。ケーブル16
は、光学的及び電子的信号をプロセッサーユニット18へ
送るための光ファイバー及び電気的導線の双方を含んで
いる。代わりとしては、該光検出器は、センサーヘッド
上に配置されていてもよくケーブル16は光ファイバーを
含まなくてもよい。データは、慣用の仕方で読み取り窓
20に表示することができる。
タイムで患者の生きた組織中のオキシヘモグロビン及び
デオキシヘモグロビンの濃度を測定するためのセンサー
装置が示されている。センサー機器10は、センサーヘッ
ド12を含んでなり、該センサーヘッドは、平らでも又
は、患者の腕、腿、胸その他の輪郭と一層よく接触する
よう彎曲していてもよいセンサー面14を有する本体を含
んでなる。センサーヘッド12は、センサー面14と共に、
患者の皮膚に密着するよう配置されている。ケーブル16
は、光学的及び電子的信号をプロセッサーユニット18へ
送るための光ファイバー及び電気的導線の双方を含んで
いる。代わりとしては、該光検出器は、センサーヘッド
上に配置されていてもよくケーブル16は光ファイバーを
含まなくてもよい。データは、慣用の仕方で読み取り窓
20に表示することができる。
【００３４】センサーヘッド12は、それぞれの光源22及
び24が各々慣用の光センサー26から異なった距離にある
よう、それぞれ４つずつの光源22及び24が離れた列に配
置されているように、８つの光源22、24（個々にＤ１〜
Ｄ８と表示されている）を有する。光源22及び24は、発
光ダイオード、レーザーダイオード、又は他の、所望の
周波数範囲で振幅変調させることのできる如何なる光源
系でもよい。また、光源の波長は吸光度の差を最大にす
るように選択され、このオキシヘモグロビン及びデオキ
シヘモグロビン種のための特定の具体例においては、特
に700 〜900 ｎｍである。
び24が各々慣用の光センサー26から異なった距離にある
よう、それぞれ４つずつの光源22及び24が離れた列に配
置されているように、８つの光源22、24（個々にＤ１〜
Ｄ８と表示されている）を有する。光源22及び24は、発
光ダイオード、レーザーダイオード、又は他の、所望の
周波数範囲で振幅変調させることのできる如何なる光源
系でもよい。また、光源の波長は吸光度の差を最大にす
るように選択され、このオキシヘモグロビン及びデオキ
シヘモグロビン種のための特定の具体例においては、特
に700 〜900 ｎｍである。
【００３５】図４のマルチプレクサー回路により、それ
ぞれの光源22、24は、一度に１つずつ、急速に連続して
点滅される。この具体例においては、光源は、光源の変
調及び散乱係数と吸光度係数に対する上述の勾配の感受
性を最大にする周波数を提供するために、周波数120 Ｍ
Ｈｚにて正弦波的に振幅変調される。また、この周波数
において良好な感度を有する検出器又はセンサー26は、
容易に入手可能である。同様に、ヘモグロビン検出のた
めには、そのような周波数が、最大の信号／ノイズ比を
提供する。
ぞれの光源22、24は、一度に１つずつ、急速に連続して
点滅される。この具体例においては、光源は、光源の変
調及び散乱係数と吸光度係数に対する上述の勾配の感受
性を最大にする周波数を提供するために、周波数120 Ｍ
Ｈｚにて正弦波的に振幅変調される。また、この周波数
において良好な感度を有する検出器又はセンサー26は、
容易に入手可能である。同様に、ヘモグロビン検出のた
めには、そのような周波数が、最大の信号／ノイズ比を
提供する。
【００３６】それぞれの光源22、24からの変調された光
信号は、患者の組織に入り、高度に散乱された仕方で組
織を通ってセンサー26へ至る。各光源22、24からセンサ
ー26への、組織を通らない直接的な光伝達は、ゴム製の
光遮蔽バリア30（それはセンサーヘッド12のセンサー面
14より僅かに外方へ突出している）によって阻止され
る。
信号は、患者の組織に入り、高度に散乱された仕方で組
織を通ってセンサー26へ至る。各光源22、24からセンサ
ー26への、組織を通らない直接的な光伝達は、ゴム製の
光遮蔽バリア30（それはセンサーヘッド12のセンサー面
14より僅かに外方へ突出している）によって阻止され
る。
【００３７】センサー26によって感知された組織を通っ
た光は、接続ケーブル16内の光ファイバー32（図３）に
よって伝達され、該ケーブルはまた、各々センサーヘッ
ド12とプロセッサーユニット10との間を連絡する導線を
も有する。光ファイバー32からの光は、光電子増倍検出
器34へ伝えられる。
た光は、接続ケーブル16内の光ファイバー32（図３）に
よって伝達され、該ケーブルはまた、各々センサーヘッ
ド12とプロセッサーユニット10との間を連絡する導線を
も有する。光ファイバー32からの光は、光電子増倍検出
器34へ伝えられる。
【００３８】周波数シンセサイザーカード25は、ヘッド
12及び発光ダイオード22、24に導線27（やはりケーブル
16内にある）を介してそれぞれの発光ダイオード22、24
に120.0000ＭＨｚ（これは上述の第１の周波数である）
の振幅変調を課すための無線周波数信号を提供するため
の、慣用の回路を備えた周波数発生器を有する。
12及び発光ダイオード22、24に導線27（やはりケーブル
16内にある）を介してそれぞれの発光ダイオード22、24
に120.0000ＭＨｚ（これは上述の第１の周波数である）
の振幅変調を課すための無線周波数信号を提供するため
の、慣用の回路を備えた周波数発生器を有する。
【００３９】周波数シンセサイザーカード25はまた、光
電子増倍検出器34の利得を変調するために、第１の信号
とコヒーレントであるがしかし120.0004ＭＨｚの第２の
周波数で変調されている第２の信号を、導線36を介して
送る周波数シンセサイザーをも有する。こうしてアナロ
グ信号（ファイバー32及び導線36を介した各信号の関数
である）が、検出器34から導線38に沿ってデータ獲得カ
ード40へと送られる。データ獲得カード40によって感知
されたこの特定のアナログ信号は、第１の信号と第２の
信号との差の周波数であってこの実施例においては400
Ｈｚである、「相互相関周波数」を有する。このよく確
立された方法は、光電子増倍検出器中に120 ＭＨｚで変
調された電流と光電子増倍ダイノードに注入された120.
0004ＭＨｚの無線周波数信号とのうなりを作り出し、導
線38を通る光電子増倍検出器の出力は400 Ｈｚの相互相
関周波数で変調される。無線周波数の高調波は、検出器
34中の増幅器において低域フィルターによって除去され
る。
電子増倍検出器34の利得を変調するために、第１の信号
とコヒーレントであるがしかし120.0004ＭＨｚの第２の
周波数で変調されている第２の信号を、導線36を介して
送る周波数シンセサイザーをも有する。こうしてアナロ
グ信号（ファイバー32及び導線36を介した各信号の関数
である）が、検出器34から導線38に沿ってデータ獲得カ
ード40へと送られる。データ獲得カード40によって感知
されたこの特定のアナログ信号は、第１の信号と第２の
信号との差の周波数であってこの実施例においては400
Ｈｚである、「相互相関周波数」を有する。このよく確
立された方法は、光電子増倍検出器中に120 ＭＨｚで変
調された電流と光電子増倍ダイノードに注入された120.
0004ＭＨｚの無線周波数信号とのうなりを作り出し、導
線38を通る光電子増倍検出器の出力は400 Ｈｚの相互相
関周波数で変調される。無線周波数の高調波は、検出器
34中の増幅器において低域フィルターによって除去され
る。
【００４０】こうして、各々の光源22、24は、400 Ｈｚ
の相互相関周波数の波の周期の正確な倍数すなわち2.5
ミリ秒又はその倍数に等しいある時間長さにわたって発
光される。典型的な測定においては、センサー26におい
て得られた組織を通過した光の強度に依存して、400 Ｈ
ｚ波の最低８乃至最大800 周期分が集められる。これら
の測定周期の各々は、16分割してディジタル化すること
ができる。測定周期のこれらの集められた波の全ては、
一緒にして平均化されて、Gratton 等の米国特許第5,21
2,386 号に記述されている方法と類似の、16個の点より
なる平均波を与える。次いで、この16個の点よりなる波
が、高速フーリエ変換アルゴリズムを用いて変形でき、
400 Ｈｚという基本倍音の位相ずれ（Ｐ）成分、直流
（ＤＣ）成分、及び／又は交流（ＡＣ）成分を与える。
の相互相関周波数の波の周期の正確な倍数すなわち2.5
ミリ秒又はその倍数に等しいある時間長さにわたって発
光される。典型的な測定においては、センサー26におい
て得られた組織を通過した光の強度に依存して、400 Ｈ
ｚ波の最低８乃至最大800 周期分が集められる。これら
の測定周期の各々は、16分割してディジタル化すること
ができる。測定周期のこれらの集められた波の全ては、
一緒にして平均化されて、Gratton 等の米国特許第5,21
2,386 号に記述されている方法と類似の、16個の点より
なる平均波を与える。次いで、この16個の点よりなる波
が、高速フーリエ変換アルゴリズムを用いて変形でき、
400 Ｈｚという基本倍音の位相ずれ（Ｐ）成分、直流
（ＤＣ）成分、及び／又は交流（ＡＣ）成分を与える。
【００４１】上記の方法は、各々の光源22、24について
繰り返すことができる。２組のデータを得るために、そ
れぞれの光源22は、720 ｎｍのような一波長で発光し、
他の光源24は、850 ｎｍのような他の波長で発光しても
よい。それぞれの光源22の各々は、光源24の各々と同
様、センサー26から異なった距離にあり、それによって
各々の組の個々の光源の各々のデータは異なり、一層遠
い光源は組織を通って一層大きい光の減衰を示すであろ
う。この結果は、センサーからの光源の既知の距離に依
存した、各々の波長におけるＤＣ成分、ＡＣ成分及び位
相ずれ（Ｐ）成分の４組の値であることができる。
繰り返すことができる。２組のデータを得るために、そ
れぞれの光源22は、720 ｎｍのような一波長で発光し、
他の光源24は、850 ｎｍのような他の波長で発光しても
よい。それぞれの光源22の各々は、光源24の各々と同
様、センサー26から異なった距離にあり、それによって
各々の組の個々の光源の各々のデータは異なり、一層遠
い光源は組織を通って一層大きい光の減衰を示すであろ
う。この結果は、センサーからの光源の既知の距離に依
存した、各々の波長におけるＤＣ成分、ＡＣ成分及び位
相ずれ（Ｐ）成分の４組の値であることができる。
【００４２】データ獲得カード40に受け取られた光検出
器34からの信号は、該カード（例えばISS A2D カード）
によってディジタル化される。センサー26からの各光源
の既知の一定の距離と組合さって、それぞれの光がＤＣ
成分、ＡＣ成分及びＰ成分について異なった値を提供す
ることから、これらのデータからコンピューターが、こ
れらの組の光源22、24の各々によって提供されたＤＣ成
分、ＡＣ成分及びＰ成分のうちの少なくとも２つの勾配
（Ｓ）を計算する。これは次のようにして達成できる。
器34からの信号は、該カード（例えばISS A2D カード）
によってディジタル化される。センサー26からの各光源
の既知の一定の距離と組合さって、それぞれの光がＤＣ
成分、ＡＣ成分及びＰ成分について異なった値を提供す
ることから、これらのデータからコンピューターが、こ
れらの組の光源22、24の各々によって提供されたＤＣ成
分、ＡＣ成分及びＰ成分のうちの少なくとも２つの勾配
（Ｓ）を計算する。これは次のようにして達成できる。
【００４３】〔数学的背景〕周波数領域分光光度計にお
いて、光の強度は、一般に100 ＭＨｚの領域であるある
周波数ｆで正弦波的に変調される。光源は、高度に散乱
性の媒質中に、水中における光の速度に対して減少した
速度で伝達する光子密度波を発生する。これは、該光子
密度波を構成している光子の、該媒質中の粒子との大き
な数の衝突のためである。空間の何れの点においても、
光の強度は光源と同じ周波数で正弦波的に変動するが、
光源の強度に対して位相ずれし且つ減衰している。位相
ずれＰ及び正弦波的に強度の変調されたＡＣ及びまた平
均光強度ＤＣの減衰は、光源からの距離ｒ及び散乱（μ
s ）及び吸収（μa ）係数、並びにＤＣ、ＡＣ及びＰの
各値の関数である。光源22、24及び検出器26が両方と
も、患者の腕のような広い均一な媒質の表面に配置され
ているときは、次の関係が成り立つ。
いて、光の強度は、一般に100 ＭＨｚの領域であるある
周波数ｆで正弦波的に変調される。光源は、高度に散乱
性の媒質中に、水中における光の速度に対して減少した
速度で伝達する光子密度波を発生する。これは、該光子
密度波を構成している光子の、該媒質中の粒子との大き
な数の衝突のためである。空間の何れの点においても、
光の強度は光源と同じ周波数で正弦波的に変動するが、
光源の強度に対して位相ずれし且つ減衰している。位相
ずれＰ及び正弦波的に強度の変調されたＡＣ及びまた平
均光強度ＤＣの減衰は、光源からの距離ｒ及び散乱（μ
s ）及び吸収（μa ）係数、並びにＤＣ、ＡＣ及びＰの
各値の関数である。光源22、24及び検出器26が両方と
も、患者の腕のような広い均一な媒質の表面に配置され
ているときは、次の関係が成り立つ。
【００４４】 ＤＣ＝｛ＤＣ0 ｅｘｐ（−ｒ（２ｓ）1/2 ）｝／ｒ2 ＡＣ＝｛ＡＣ0 ｅｘｐ（−ｒｓ1/2 （ｘ＋１）1/2 ）｝
／ｒ2 Ｐ＝Ｐ0 ＋ｒｓ1/2 （ｘ−１）1/2 ここに、 ｓ＝３μa （μa ＋μs ）／２ ｘ＝（ｙ2 ＋１）1/2 ｙ＝２πｆ／ｖμa
／ｒ2 Ｐ＝Ｐ0 ＋ｒｓ1/2 （ｘ−１）1/2 ここに、 ｓ＝３μa （μa ＋μs ）／２ ｘ＝（ｙ2 ＋１）1/2 ｙ＝２πｆ／ｖμa
【００４５】上記の式において、光源と検出器との間の
距離ｒは、独立して正確に測定できる。光の変調の第１
の周波数ｆもまた正確に知られており、ｖは水中での光
の速度である。未知のパラメーターは、散乱及び吸収係
数、及び変調された光の位相、ＤＣ及びＡＣ因子のみで
ある。
距離ｒは、独立して正確に測定できる。光の変調の第１
の周波数ｆもまた正確に知られており、ｖは水中での光
の速度である。未知のパラメーターは、散乱及び吸収係
数、及び変調された光の位相、ＤＣ及びＡＣ因子のみで
ある。
【００４６】上記の式は、光の位相、ＤＣおよびＡＣ因
子を別々に測定することを必要とする。これらの量を独
立して測定するよりも、数通りの距離ｒにおけるＤＣ、
ＡＣ及びＰを測定することの方が実際的である。ｒの関
数としてのｌｎ（ｒ2 ＤＣ）、ｌｎ（ｒ2 ＡＣ）及びＰ
のプロットの勾配は、光源の各定数からは独立した量を
与える。周波数領域分光光度計のこの特定の実施例にお
いて散乱及び吸収係数が測定されるのはこの勾配からで
ある。最初に上に規定したプロットの勾配を最初に決定
すれば、上記の量のうち何れか２つ、すなわちＤＣ及び
Ｐ、ＡＣ及びＰ、並びにＤＣ又はＡＣの測定によって、
媒質の光学的パラメーターを決定することができる。先
に規定された３つの勾配をＳdc、Ｓac、及びＳp で示す
と、上記勾配に対してμa 及びμs を表す式は次の式か
ら得られる。
子を別々に測定することを必要とする。これらの量を独
立して測定するよりも、数通りの距離ｒにおけるＤＣ、
ＡＣ及びＰを測定することの方が実際的である。ｒの関
数としてのｌｎ（ｒ2 ＤＣ）、ｌｎ（ｒ2 ＡＣ）及びＰ
のプロットの勾配は、光源の各定数からは独立した量を
与える。周波数領域分光光度計のこの特定の実施例にお
いて散乱及び吸収係数が測定されるのはこの勾配からで
ある。最初に上に規定したプロットの勾配を最初に決定
すれば、上記の量のうち何れか２つ、すなわちＤＣ及び
Ｐ、ＡＣ及びＰ、並びにＤＣ又はＡＣの測定によって、
媒質の光学的パラメーターを決定することができる。先
に規定された３つの勾配をＳdc、Ｓac、及びＳp で示す
と、上記勾配に対してμa 及びμs を表す式は次の式か
ら得られる。
【００４７】μa ＝２πｆ（Ｘ2 −１）-1/2／ｖ （濃
度を決定するために使用される） μs ＝Ｓ2 ／３μa −μa （結像特性を決定するため
に使用される。米国特許第5,213,105 号を参照のこ
と。)
度を決定するために使用される） μs ＝Ｓ2 ／３μa −μa （結像特性を決定するため
に使用される。米国特許第5,213,105 号を参照のこ
と。)
【００４８】こうして、吸収係数及び散乱係数を独立に
測定することができる。
測定することができる。
【００４９】シンボルＸ及びＳは、前記３つの異なった
組の可能な測定について次のように定義される。
組の可能な測定について次のように定義される。
【００５０】ＡＣ及び位相の測定を用いて： Ｘ＝（Ｓac 2 ＋Ｓp 2 ）／（Ｓp 2 −Ｓac 2 ） Ｓ＝（Ｓac 2 −Ｓp 2 ）1/2
【００５１】ＤＣ及び位相の測定を用いて： Ｘ＝（Ｓdc 2 ＋２Ｓp 2 ）／Ｓdc 2 Ｓ＝Ｓdc
【００５２】ＤＣ及びＡＣを用いて： Ｘ＝（２Ｓac 2 −Ｓdc 2 ）／Ｓdc 2 Ｓ＝Ｓdc
【００５３】こうして、μa 及びμs が、上記の式を用
いて計算できる。
いて計算できる。
【００５４】上述のように、３つの勾配のうちいずれか
２つが、データ獲得カード40によって一旦計算される
と、カード40によって、光源22及び24によってそれぞれ
用いられた波長の各々における散乱係数及び吸収係数の
値を電子的に算出するために使用できる。好ましくは、
位相ずれ（Ｐ）の勾配及びＤＣの勾配が、散乱係数及び
吸収係数を算出するために用いられる値である。これら
の値から、次の式を用いてオキシヘモグロビン及びデオ
キシヘモグロビンの絶対濃度を計算することができる。
２つが、データ獲得カード40によって一旦計算される
と、カード40によって、光源22及び24によってそれぞれ
用いられた波長の各々における散乱係数及び吸収係数の
値を電子的に算出するために使用できる。好ましくは、
位相ずれ（Ｐ）の勾配及びＤＣの勾配が、散乱係数及び
吸収係数を算出するために用いられる値である。これら
の値から、次の式を用いてオキシヘモグロビン及びデオ
キシヘモグロビンの絶対濃度を計算することができる。
【００５５】〔Ｏ〕＝（μa1εd2−μa2εd1）／（εo1
εd2−εo2εd1） 〔Ｄ〕＝（μa2εo1−μa1εo2）／（εo1εd2−εo2ε
d1）
εd2−εo2εd1） 〔Ｄ〕＝（μa2εo1−μa1εo2）／（εo1εd2−εo2ε
d1）
【００５６】εが消衰係数であるとき、添字ｄ１は第１
の波長（例えば720 ｎｍ）におけるデオキシヘモグロビ
ンの消衰係数であり、添字ｄ２は、第２の波長（例えば
850ｎｍ）におけるデオキシヘモグロビンの消衰係数で
ある。添字ｏ１は、第１の波長におけるオキシヘモグロ
ビンについての同じ係数を表す。添字ｏ２は、第２の波
長におけるオキシヘモグロビンについての同じ係数を表
す。
の波長（例えば720 ｎｍ）におけるデオキシヘモグロビ
ンの消衰係数であり、添字ｄ２は、第２の波長（例えば
850ｎｍ）におけるデオキシヘモグロビンの消衰係数で
ある。添字ｏ１は、第１の波長におけるオキシヘモグロ
ビンについての同じ係数を表す。添字ｏ２は、第２の波
長におけるオキシヘモグロビンについての同じ係数を表
す。
【００５７】種々の波長におけるヘモグロビンについて
の消衰係数は、R. Lemberg及びJ.W.Leggeによる成書 "H
ematin Compounds and Bile Pigments" (Interscience,
N.Y.) 1994より得られる。特に、種々の添字について
のεの値は次の通りである：モル-1ｃｍ-1単位で；ｄ１
＝921 、ｄ２＝414 、ｏ１＝230 、ｏ２＝576
の消衰係数は、R. Lemberg及びJ.W.Leggeによる成書 "H
ematin Compounds and Bile Pigments" (Interscience,
N.Y.) 1994より得られる。特に、種々の添字について
のεの値は次の通りである：モル-1ｃｍ-1単位で；ｄ１
＝921 、ｄ２＝414 、ｏ１＝230 、ｏ２＝576
【００５８】μa1及びμa2は、式に応じて、オキシヘモ
グロビン及びデオキシヘモグロビンについての第１及び
第２の波長におけるそれぞれの吸収係数をそれぞれ示
す。
グロビン及びデオキシヘモグロビンについての第１及び
第２の波長におけるそれぞれの吸収係数をそれぞれ示
す。
【００５９】上記の式が２つの異なった波長の光の使用
を必要とすることが分かるであろう。それらは、前記の
ようにそれぞれ光源22及び光源24から放射することがで
きる。
を必要とすることが分かるであろう。それらは、前記の
ようにそれぞれ光源22及び光源24から放射することがで
きる。
【００６０】オキシ及びデオキシヘモグロビンの上記濃
度から、次の関係を用いて酸素飽和及び血液量を得るこ
とができる。
度から、次の関係を用いて酸素飽和及び血液量を得るこ
とができる。
【００６１】ヘモグロビンの酸素飽和＝100 ％〔Ｏ〕／
（〔Ｏ〕＋〔Ｄ〕） 総ヘモグロビン＝〔Ｏ〕＋〔Ｄ〕
（〔Ｏ〕＋〔Ｄ〕） 総ヘモグロビン＝〔Ｏ〕＋〔Ｄ〕
【００６２】この特定の具体例においては、組織の酸素
化の正確な値を、１秒未満で得ることができる。こうし
て、例えば図５に図解されているように、患者の皮膚に
センサーヘッド12を単に当てるだけで、個々の患者につ
いてのヘモグロビン飽和の記録が経時的に提供できる。
化の正確な値を、１秒未満で得ることができる。こうし
て、例えば図５に図解されているように、患者の皮膚に
センサーヘッド12を単に当てるだけで、個々の患者につ
いてのヘモグロビン飽和の記録が経時的に提供できる。
【００６３】本発明の装置の各操作の度毎に光源22、24
の全てを使用するという必要はない。より多くの光源、
例えば16又は32個の光源を使用してもよい。また、より
多くの代謝物の又は他の代謝物の濃度を得ることの困難
なデータから同時測定するために所望により多重化の原
理をより多くの光源に適用してもよい。４個又は８個よ
り少ない数の光源が使用される場合には、データ取得の
速度はそれに応じて上昇する。より早い取得速度は、心
臓及び呼吸のリズムと相関した信号の測定を可能にする
ことができる。
の全てを使用するという必要はない。より多くの光源、
例えば16又は32個の光源を使用してもよい。また、より
多くの代謝物の又は他の代謝物の濃度を得ることの困難
なデータから同時測定するために所望により多重化の原
理をより多くの光源に適用してもよい。４個又は８個よ
り少ない数の光源が使用される場合には、データ取得の
速度はそれに応じて上昇する。より早い取得速度は、心
臓及び呼吸のリズムと相関した信号の測定を可能にする
ことができる。
【００６４】所望により、身体の異なった部位に配置さ
れた、又は異なったサンプリング速度を有する異なった
検出器又はセンサー26からの信号を処理するために、一
対の検出器ヘッドを備えることができ、それによって速
い過程及び遅い過程を同時に測定することができる。
れた、又は異なったサンプリング速度を有する異なった
検出器又はセンサー26からの信号を処理するために、一
対の検出器ヘッドを備えることができ、それによって速
い過程及び遅い過程を同時に測定することができる。
【００６５】ここに用いられる相互相関周波数は、典型
的には、結果の同等性を維持しつつ、約40Ｈｚ乃至約40
00Ｈｚまで変えることができる。相互相関周波数につい
ての一層高い値は、より速い過程のより優れた検出を可
能にする。
的には、結果の同等性を維持しつつ、約40Ｈｚ乃至約40
00Ｈｚまで変えることができる。相互相関周波数につい
ての一層高い値は、より速い過程のより優れた検出を可
能にする。
【００６６】図６を参照して、示されているグラフは、
ボランティア被験者の群について得られたデータを示
す。それらのボランティアは、体重１ｋｇ当たり２ｇに
相当する量のグルコースを飲んだ。次いで、本発明にお
いて記述した装置を用いて、図６に示されている典型的
な操作で、拡散係数を規則的な間隔で２時間にわたって
モニターした。２つの曲線をなすデータ点が示されてい
るが、三角のデータ点は850 ｎｍの赤外光によって取ら
れ、下のデータ点は720 ｎｍの赤外光によって取られ
た。
ボランティア被験者の群について得られたデータを示
す。それらのボランティアは、体重１ｋｇ当たり２ｇに
相当する量のグルコースを飲んだ。次いで、本発明にお
いて記述した装置を用いて、図６に示されている典型的
な操作で、拡散係数を規則的な間隔で２時間にわたって
モニターした。２つの曲線をなすデータ点が示されてい
るが、三角のデータ点は850 ｎｍの赤外光によって取ら
れ、下のデータ点は720 ｎｍの赤外光によって取られ
た。
【００６７】見られるように、ゼロ点時間は、測光法ユ
ニットのヘッド12が患者の腿に当てられた時の、元々の
散乱係数を表す。グルコースの摂取の後、散乱係数は、
実質的に最低値にまで下がり、次いでゆっくりとした速
度で上昇して、元の値にほぼ等しい値へと戻った。850
ｎｍにおける散乱係数の僅かな「リバウンド」は、糖の
負荷に対する生理的応答、すなわち正常血糖レベルの僅
かな低下を示すものかも知れない。
ニットのヘッド12が患者の腿に当てられた時の、元々の
散乱係数を表す。グルコースの摂取の後、散乱係数は、
実質的に最低値にまで下がり、次いでゆっくりとした速
度で上昇して、元の値にほぼ等しい値へと戻った。850
ｎｍにおける散乱係数の僅かな「リバウンド」は、糖の
負荷に対する生理的応答、すなわち正常血糖レベルの僅
かな低下を示すものかも知れない。
【００６８】これらのデータから、ボランティアの血糖
レベルが、患者の身体の一部を通過した散乱係数のモニ
タリングによりリアルタイムでモニターできることが分
かる。
レベルが、患者の身体の一部を通過した散乱係数のモニ
タリングによりリアルタイムでモニターできることが分
かる。
【００６９】図７を参照して、静脈内脂質エマルジョン
（Intralipidブランドの脂肪エマルジョン）が、図示し
たように増大するグルコース濃度と共に与えられてい
る。脂肪エマルジョン＋糖溶液を通過した光の散乱係数
が種々の既知の濃度において測定され、その結果とし
て、存在するグルコースの濃度に依存して予測可能な仕
方で散乱係数が減少することが示されている。
（Intralipidブランドの脂肪エマルジョン）が、図示し
たように増大するグルコース濃度と共に与えられてい
る。脂肪エマルジョン＋糖溶液を通過した光の散乱係数
が種々の既知の濃度において測定され、その結果とし
て、存在するグルコースの濃度に依存して予測可能な仕
方で散乱係数が減少することが示されている。
【００７０】複数の光源の逐次的な点滅を起こさせるた
めのタイミング回路として、図４の光源マルチプレクサ
がこの具体例において機械的リレーを用いて構成されて
いるが、それぞれの光源22、24を2.5 ミリ秒よりも高速
で逐次的に発光させたいならば、代わりに固体スイッチ
を使用してもよい。
めのタイミング回路として、図４の光源マルチプレクサ
がこの具体例において機械的リレーを用いて構成されて
いるが、それぞれの光源22、24を2.5 ミリ秒よりも高速
で逐次的に発光させたいならば、代わりに固体スイッチ
を使用してもよい。
【００７１】それぞれの光源は、検出器26において同等
の光強度を与えるよう較正しなければならない。これ
は、必要に応じて光源の幾つかの電流を減少させるため
の抵抗を加えることによって達成できる。光源の平衡化
は、アナログ・ディジタル変換器のダイナミックレンジ
の全てを使用することを許容し、そしてそれは機器の構
築に際して行うことができよう。
の光強度を与えるよう較正しなければならない。これ
は、必要に応じて光源の幾つかの電流を減少させるため
の抵抗を加えることによって達成できる。光源の平衡化
は、アナログ・ディジタル変換器のダイナミックレンジ
の全てを使用することを許容し、そしてそれは機器の構
築に際して行うことができよう。
【００７２】しかしながら、光源の発光特性における長
期の使用の間の変動について光源の較正を定期的にチェ
ックすることが望ましい。この較正は、既知の吸収係数
及び拡散係数を有する物質でできた個体ブロック上にヘ
ッド12を置いて、センサー26によって感知されるものと
しての各光源の強度を測定することによって実施できよ
う。この較正手順が、測定すべき特定の組織の測光法的
特性に基づいてある統計表に従って較正する必要がある
現在の市販の酸素メーターの較正とは異なっていること
に注意しなければならない。本発明の機器において定期
的に実施されるべき較正は、それぞれの光源22、24の光
放射特性の簡単な測定であり、それ以上は要しない。
期の使用の間の変動について光源の較正を定期的にチェ
ックすることが望ましい。この較正は、既知の吸収係数
及び拡散係数を有する物質でできた個体ブロック上にヘ
ッド12を置いて、センサー26によって感知されるものと
しての各光源の強度を測定することによって実施できよ
う。この較正手順が、測定すべき特定の組織の測光法的
特性に基づいてある統計表に従って較正する必要がある
現在の市販の酸素メーターの較正とは異なっていること
に注意しなければならない。本発明の機器において定期
的に実施されるべき較正は、それぞれの光源22、24の光
放射特性の簡単な測定であり、それ以上は要しない。
【００７３】本発明の機器は、組織酸素化及び総血液量
のような数種の組織パラメーターについての直接的な、
スクリーン上での、同時の、リアルタイムなモニタリン
グを許容する。血液流及び酸素消費のような他の生理学
的に重要なパラメーターも同様に、独立して測定された
オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン濃度から
算出でき、そしてそのようなパラメーターの時間依存性
も、医療手順、手術操作その他に際して直ちに算出でき
る。
のような数種の組織パラメーターについての直接的な、
スクリーン上での、同時の、リアルタイムなモニタリン
グを許容する。血液流及び酸素消費のような他の生理学
的に重要なパラメーターも同様に、独立して測定された
オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン濃度から
算出でき、そしてそのようなパラメーターの時間依存性
も、医療手順、手術操作その他に際して直ちに算出でき
る。
【００７４】本発明の上述の機器は、好ましくは２つの
異なった波長において吸収係数及び散乱係数を計算する
ために、ＤＣ係数、ＡＣ係数、及び位相ずれ係数という
３つのうち少なくとも２つの距離依存性を利用してい
る。本発明によって得られたデータはまた、上に開示し
たのとは異なるアルゴリズムを用いて所望の情報を得る
ためにも使用できる。
異なった波長において吸収係数及び散乱係数を計算する
ために、ＤＣ係数、ＡＣ係数、及び位相ずれ係数という
３つのうち少なくとも２つの距離依存性を利用してい
る。本発明によって得られたデータはまた、上に開示し
たのとは異なるアルゴリズムを用いて所望の情報を得る
ためにも使用できる。
【００７５】周波数シンセサイザーカード25及びデータ
獲得カード40の双方は、基本的に、先に引用した特許に
記述されたタイプのものであってよい。本発明のための
これらのカードの修正は、当業者が直ちに達成できる。
獲得カード40の双方は、基本的に、先に引用した特許に
記述されたタイプのものであってよい。本発明のための
これらのカードの修正は、当業者が直ちに達成できる。
【図１】 身体組織のパラメーターを感知するために患
者の腕に取り付けた状態の、センサー装置の立面図。
者の腕に取り付けた状態の、センサー装置の立面図。
【図２】 センサーヘッドの詳細を示す、図１のセンサ
ー装置の概要的な平面図。
ー装置の概要的な平面図。
【図３】 図１及び図２のセンサー装置のエレクトロニ
クスのブロックダイアグラム。
クスのブロックダイアグラム。
【図４】 放射される光を高い周波数で振幅変調させな
がら複数の光源を逐次的に点滅させるための、マルチプ
レクサ回路のダイアグラム。
がら複数の光源を逐次的に点滅させるための、マルチプ
レクサ回路のダイアグラム。
【図５】本発明の装置が患者においてヘモグロビン飽和
をいかに非侵襲的にリアルタイムで測定できるか、を示
す模範的グラフ。
をいかに非侵襲的にリアルタイムで測定できるか、を示
す模範的グラフ。
【図６】 図１〜４の装置が患者においてグルコースレ
ベルをいかに非侵襲的にリアルタイムで測定できるか、
を示す模範的グラフ。
ベルをいかに非侵襲的にリアルタイムで測定できるか、
を示す模範的グラフ。
【図７】 グルコース濃度を増加させたときの、静脈内
脂質エマルジョン中での２つの波長における散乱係数の
関係を示すグラフ。
脂質エマルジョン中での２つの波長における散乱係数の
関係を示すグラフ。
10＝センサー機器、12＝センサーヘッド、14＝センサー
面、16＝ケーブル、18＝プロセッサーユニット、20＝読
み取り窓、22，24＝光源、25＝周波数シンセサイザーカ
ード、26＝センサー、27＝導線、30＝光遮蔽バリア、32
＝光ファイバー、34＝光電子増倍検出器、40＝データ獲
得カード
面、16＝ケーブル、18＝プロセッサーユニット、20＝読
み取り窓、22，24＝光源、25＝周波数シンセサイザーカ
ード、26＝センサー、27＝導線、30＝光遮蔽バリア、32
＝光ファイバー、34＝光電子増倍検出器、40＝データ獲
得カード
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エンリコ、グラットン アメリカ合衆国61801イリノイ、アーバナ、 フォーンヒルコート 3205 (72)発明者 セルジオ、ファンティーニ アメリカ合衆国61801イリノイ、アーバナ、 サウスオーチャードストリート 1077ビー (72)発明者 マリア、アンジェラ、フランチェスチーニ アメリカ合衆国61801イリノイ、アーバナ、 サウスオーチャードストリート 1977ビー (72)発明者 ウィリアム、マンツリン アメリカ合衆国61820イリノイ、シャンペ イン、チェスナットコート 52 (72)発明者 ベニアミノ、バルビエリ アメリカ合衆国61820イリノイ、シャンペ イン、アルマドライブ 1510 (72)発明者 ジョン、メイアー アメリカ合衆国61801イリノイ、アーバナ、 ウェストメインストリート 502、アパー トメント 202 (72)発明者 スコット、エー、ウォーカー アメリカ合衆国61801イリノイ、アーバナ、 ウェストスプリングフィールド 902、ア パートメント ２
Claims (19)
- 【請求項１】高度に散乱性の媒質のパラメーターのため
のセンサー機器であって、(1) 該媒質と接触するための
面を有するセンサーヘッドと、(2) 該面の一部を照射す
る光を検出するための光センサーと、(3) 該面を通して
該光を透過させるよう配置された複数の光源であって、
該光センサーからの距離を異にするものである光源と、
(4) 該光源の逐次的な点滅を起こさせるためのタイミン
グ回路と、(5) 第１の周波数で振幅変調された光信号を
与えるために、該点灯された光源の強度を変調させるた
めの回路と、(6) 該振幅変調された光信号とコヒーレン
トな、該第１の周波数と異なる第２の周波数の第２の信
号を該光センサーに提供するための手段と、(7) 該第２
の信号によって該光センサーの利得を変調し又は出力を
増幅するための手段と、そして(8) 該光源から該媒質を
通って該光センサーへ到達した該光信号の位相ずれ成
分、ＤＣ成分、及びＡＣ成分のうち少なくとも１つを検
出するために、該変調された光信号を受信しながら該第
１の周波数と該第２の周波数との差である周波数を有す
る結果の信号を該光センサーから導き出すための手段
と、を含んでなるセンサー機器。 - 【請求項２】該光源から該光センサーへの、該媒質を通
過しない光の直接のアクセスを阻止するための遮蔽物を
更に含んでなるものである、請求項１のセンサー機器。 - 【請求項３】該光センサーからの距離を異にする該複数
の光源からの信号によって与えられる該位相ずれ成分、
ＤＣ成分、及びＡＣ成分のうち少なくとも１つの勾配を
算出するためにプロセッサーが備えられているものであ
る、請求項１又は２のセンサー機器。 - 【請求項４】該プロセッサーが、該勾配から測定される
散乱係数及び吸収係数のうち少なくとも１つを算出する
ためのものでもある、請求項３のセンサー機器。 - 【請求項５】該媒質が組織であり、そして該プロセッサ
ーが、該算出された吸収係数を利用して該組織中に存在
するオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのう
ち少なくとも１つの絶対濃度を算出するものであり、そ
してリアルタイムの値として該濃度の表示のための手段
を有するものである、請求項４のセンサー機器。 - 【請求項６】該光源からの光の強度が10乃至500 ＭＨｚ
で振幅変調され、該第２の信号の該第２の周波数が該第
１の周波数から10Ｈｚ乃至100 ＫＨｚだけ異なるもので
ある、請求項１のセンサー機器。 - 【請求項７】該光の波長が650 ｎｍ乃至1000ｎｍの範囲
にある、請求項１のセンサー機器。 - 【請求項８】混濁したサンプルのパラメーターを得るた
めの方法であって、(1) １つの光センサーから異なった
距離で離してある複数の光源を逐次的に点滅させつつ該
複数の光源からの光の強度を第１の周波数で変調し、そ
して該変調された光を試験のための該混濁したサンプル
を通して当該センサーへ伝え、(2) 該変調された光とコ
ヒーレントな、該第１の信号の周波数と異なる第２の周
波数の信号を該光センサーに提供し、(3) 該コヒーレン
トな信号によって該光センサーの利得を変調し又は出力
を増幅し、そして(4) 該光センサーによって感知される
ものとしての位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成分の
うち少なくとも２つを検出するために、該複数の光源か
らの該変調された光を逐次的に受信しつつ該センサーか
ら、該第１の周波数と該第２の周波数との差の周波数を
有する結果の信号を導き出す、ことよりなる方法。 - 【請求項９】該複数の光源の各々が、該第１の周波数と
該第２の周波数との差の周波数を有する波の周期の正確
な倍数に等しいある時間長さにわたって、逐次的に発光
させられるものである、請求項８の方法。 - 【請求項１０】該光源の各々から受信された測光法情報
の増強された平均を得るために、該光センサーによって
感知された各光源からの情報を８乃至800 回合計し平均
化するものである、請求項９の方法。 - 【請求項１１】生きた組織中のヘモグロビン及び／又は
オキシヘモグロビンを検出するために使用するものであ
る請求項８の方法。 - 【請求項１２】生きた組織中のグルコースを検出するた
めに使用するものである、請求項８の方法。 - 【請求項１３】混濁した媒質中の材料の相対的濃度を測
定するための方法であって、(1) 該混濁した媒質内に光
を照射し、(2) 該混濁した媒質を通過する該光の散乱係
数を測定し、そして(3) 該散乱係数を該混濁した媒質の
それまでの散乱係数と比較すること、を含んでなる方
法。 - 【請求項１４】該混濁した媒質が生きた細胞組織であ
る、請求項１３の方法。 - 【請求項１５】該混濁した組織内に照射される該光が、
１つの光センサーから異なった距離で離してある複数の
光源を逐次的に点滅しつつ、該光源からの該光の強度を
第１の周波数で変調することによって与えられるもので
あり、該光センサーに、該変調された光とコヒーレント
な、該第１の周波数と異なる周波数である第２の周波数
の信号が与えられるものである、請求項１３の方法。 - 【請求項１６】該コヒーレントな信号によって該光セン
サーの利得を変調し又は出力を増幅し、更に該複数の光
源からの該変調された光を該混濁した媒質を介して逐次
的に受信しながら該センサーから、該第１の周波数と該
第２の周波数との差の周波数を有する結果の信号を導き
出し、該光源によって元々放射された該変調された光と
の比較において、該センサーによって感知された該変調
された光の位相ずれ成分、ＤＣ成分、及びＡＣ成分のう
ち少なくとも２つを検出するものである、請求項１３の
方法。 - 【請求項１７】該複数の光源の各々が、該第１の周波数
と該第２の周波数との差の周波数を有する波の周期の正
確な倍数に等しいある時間長さにわたって、逐次的に発
光させられるものである、請求項１３の方法。 - 【請求項１８】該光源の各々から受信された測光法情報
の増強された平均を得るために、該光センサーによって
感知された各光源からの情報を８乃至800 回合計し平均
化するものである、請求項１３の方法。 - 【請求項１９】該材料がグルコースである、請求項１３
の方法。
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