【発明の詳細な説明】
散乱媒体内の異なる波長における吸収係数の比の決定
本発明は、散乱媒体内の異なる波長における吸収係数の比の決定と、媒体内の
発色団の相対濃度の決定とに関する。
散乱媒体内の発色団濃度の比の測定が（もしそれが利用できれば）、プロセス
品質制御にとって重要な指標となるような工業プロセスは数多く存在している。
それらの例は、バイオリアクタ及び食品処理における液体及び固体中の水分、蛋
白質、及び脂肪の含有率の測定、及び染色プロセスにおける相対染料濃度の測定
であり、これらの相対濃度は染色される製品が呈する最終色の一貫性に対して臨
界的である。
他の工業応用は、組織サンプル内の発色団の濃度、例えば相対オキシー及びデ
オキシ−ヘモグロビン濃度の比の測定である。生体内のこれらの量の測定は、組
織内の血液の酸素飽和の測定と同様に、臨床支援にも有用である。
本発明の少なくとも好ましい実施の形態の目的は、散乱媒体内の発色団の相対
濃度を決定する方法を提供することであり、また媒体自体の相対吸収係数を決定
する方法を提供する（若干の応用にとっては、これで十分であるから）ことであ
る。
本発明の第１の面は、異なる波長における光散乱媒体の吸収係数μa(λ1)及び
μa(λ2)の比を決定する方法を提供する。本方法は、
ａ）媒体を通して光を（後に定義する）通過させるステップと、
ｂ）光が媒体を通過する際に吸収係数によって影響される２つの波長λ1及び
λ2における光の特性Ｘを測定するステップと、
ｃ）２つの周波数における吸収係数に変化Δμa(λ1)及びΔμa(λ2)を与える
ステップと、
ｄ）ステップ（ｂ）を繰り返すステップと、
ｅ）２つの波長における上記吸収係数の変化からまたはそれらを表す量か
ら、特性Ｘから、及び媒体の輸送散乱係数μs'(λ1)及びμs'(λ2)から、上記２
つの波長における吸収係数μa(λ1)及びμa(λ2)の比を決定するステップと、
を含んでいる。
本明細書において使用する用語「光」は、近赤外スペクトルを含む。
上記吸収係数は、共通原因によって変化させる、例えば散乱媒体内の発色団の
濃度を変化させることによって変化させることが可能であり、吸収係数の変化を
表す量は吸収係数Δμa(λ1)、Δμa(λ2)である。組織の場合には、これらの変
化は静脈内に外来染料（例えば、インドシアニングリーン）を注射するか、また
は酸素化ヘモグロビン、または体積を変更することによって故意に発生させるこ
とができる。
本方法は、先ず媒体に発色団を添加して濃度を変化させることを含む。
吸収係数μa(λ1)及びμa(λ2)の比は、発色団吸収係数Δμa(λ1)、Δμa(λ2
)の比から、及び散乱媒体の輸送散乱係数Δμs'(λ1)及びΔμs'(λ2)の比から
決定することができる。
一実施の形態においては、ステップ（ｂ）において測定される特性は、光が媒
体を通過する際の光の減衰Ａであることができる。
別の実施の形態においては、光は強度変調されていても、またはパルス化され
た光であってもよく、測定される特性Ｘは、媒体を通過する光の位相、または変
調の深さ、または飛行時間（透過時間）である。
本発明は、散乱媒体の吸収係数の波長に伴う変動（スペクトル特性）を決定す
る方法を更に提供する。本方法は、関心波帯にまたがる複数の波長において上述
した方法を遂行するステップと、上記ステップ（ｅ）において参照波長λrにお
ける吸収係数に対する吸収係数の比を決定するステップとからなり、波長に伴う
上記比の変動が上記スペクトル特性である。
本発明のさらなる面においては、光散乱媒体内のスペクトル特性（以下に定義
）が既知の発色団濃度の比を決定する方法が提供される。本方法は、ｎ（ｎは発
色団の数）より少なくない異なる波長（それらの１つは参照波長λr
である）において上述したステップ（ａ）乃至（ｄ）の方法を逐行するステッ
プと、上記ステップ（ｅ）を逐行して他の各波長毎に媒体の比μa(λ1)／μa(λr
)を決定するステップと、上記比から媒体内の発色団の相対濃度を決定するステ
ップとを含んでいる。
スペクトル特性とは、λに伴うμaの変動のことを言う。
発色団の１つの吸収係数の絶対値が既知である（例えば、水分）か、または他
の手段によって知ることができる場合には、本方法は他の発色団の絶対スペクト
ル特性を、従って絶対濃度を求めることができる。
本発明は、上述した方法に使用するための装置を更に含む。
以下に添付図面を参照して実施の形態を説明する。
図１は、後述する式（３）及び（４）の近似から、比μa(λ1)／μa(λ2)内の
分数誤差を示している。即ち図１は、μa(λ1)＝0.02ｍｍ-1、μs'(λ2)＝μs'(
λr)＝１ｍｍ-1、及び源検出器ｒ＝50ｍｍとして、式（３）及び（４）の近似か
ら、比μa(λ2)／μa(λ1)で表した分数誤差を示している。
図２ａは、後述する実験において使用した液体組織を模擬する模型（ファント
ム）の光学特性を示している。吸収特性は、水(μa,w)及び添加した染料(μa,d)
の吸収特性である。輸送散乱係数(μs')は、濃度ｃs＝２％であり、球の直径が
１μｍである場合について、Mieの理論による計算に基づいている。
図２ｂは、λ＝800ｎｍにおいて正規化した模型の吸収係数のスペクトルを示
している。即ち図２ｂは、λ＝800ｎｍにおいて正規化した模型の相対吸収係数
（μa(λ)／μa(800nm)）のスペクトルを示している。点線は模型の水及び染料
吸収（図２ａのμa,w＋μa,d）から導出した真の値を示している。
定数がμs'であるものとし（破線、後述する式（６）から計算した）、またμs'
の波長依存性を含ませることによって（実線、式（７））、μa,dの小さい増加
により誘起された被測定減衰変化を使用してμa(λ)／μa(800nm)を推定した。
図３は、７人の志願者の頭で測定した輸送散乱係数μs'の値を示している。
これらの値は、測定したＴＰＳＦからの推定である（1996年のMatcherらからの
データ）。
図４は、11人の志願者のふくらはぎの筋肉で測定したμs'と、７人の志願者の
頭で測定したμs'の値とを示している。これらの値は、測定したＴＰＳＦからの
推定である（1996年のMatcherらからのデータ）。
図５は、本発明による装置を示している。
発色団濃度の変化、即ち光散乱媒体内の吸収係数の変化(Δμa)は、媒体を拡
散的に透過して媒体の表面において収集される光の強度を変化させる。以下に、
注入された染料の吸収係数の既知のスペクトル特性、及び被測定強度（減衰）の
スペクトルの変化、位相シフト、または平均時間から、どのようにして組織吸収
係数のスペクトル特性を計算することができるかを説明する。
組織吸収係数のスペクトル特性を決定すれば、その発色団の相対濃度、特にオ
キシ−及びデオキシ−ヘモグロビン（ＨｂＯ2及びＨｂ）の濃度を計算すること
ができる。１つの応用は、組織内の血液の酸素飽和（ＨｂＯ2/（ＨｂＯ2＋Ｈｂ
））の監視である。
拡散理論モデル
半無限・半空間の場合、光源から距離ｒにおける反射率は以下のように書くこ
とができる。
式（１）において、ρ＝(r2+z0 2)1/2であり、ｚ0＝1/μs'であり、μs'は輸送散
乱係数である。媒体内の光の速度はｃ＝ｃ0/ｎ（但し、ｃ0は真空内の光の速度
）である。
μeff＝（３・μa(μa＋μs')）1/2は実効減衰係数であり、Ｄ＝（３・（μa
＋μs'））-1は拡散係数である。μaの変化に対する減衰Ａの導関数（入射強度
と検出された強度との比の対数として定義される）は、
である。∂Ａ／∂ｄμaの測定を使用すれば、吸収及び散乱係数の積を推定でき
ることが示唆されている。μs'の波長依存性が既知である場合、μaのスペクト
ル形状は異なる波長における∂Ａ／μaの測定から計算することができる。
散乱が吸収より優勢である（μs'≫μa）ものとすれば、式（２）は次のよう
に近似することができる。
更に、源と検出器との距離が大きい場合には、
になる。式（４）は、異なる波長（λ1、λ2）における吸収係数の比を、これら
の波長における減衰変化（ΔＡ）、吸収係数の変化の比、及びμs'の波長依存性
の測定から推定できることを示している。
式（２）乃至式（３）、及び（４）から求められた近似の有効性を推定するため
に、図１に真のμa(λ2)／μa(λ1)の関数として、計算された比μa(λ2)／μa(
λ1)の誤差をプロットしてある。但し、μa(λ1)＝0.002ｍｍ-1、μs'(λ2)＝μs
'(λ1)＝1ｍｍ-1、及び源・検出器距離ｒ＝50ｍｍであるものとしてある。図に
は、式（３）及び（４）の分数誤差がそれぞれ実線及び点線で示されている。分
数誤差は、μa(λ2)とμa(λ1)の差が増すにつれて増加している。μaの大きさ
の変動が２倍になると約10％の誤差を生ずる。
光散乱模型の相対吸収スペクトルの決定
以上に示唆した方法を、既知の光学特性の液体・光散乱組織を模擬する模型で
試験した。１μｍ直径のシリカ球（ドイツMerck製発色団M1000）を水中に懸濁さ
せ、模型内の散乱中心として使用した。球の直径、及び球と周囲の媒体の両者の
屈折率が既知であるので、散乱特性はMieの理論から導出することができる。球
の計算された散乱断面を、平行化されたビームセットアップからの測定と比較し
た。溶融シリカの屈折率の波長依存性（λをｎｍで表してｎs＝1.447＋3890λ-2
−37λ-4）、及び水の屈折率の波長依存性（ｎw＝1.32＋6878λ-2−1.132・10-9
λ4）を使用した時に、実験的散乱断面と理論的散乱断面が一致した。これらの
屈折率、及び模型内の球の濃度（ｃd＝２％vol./vol.）の場合に、600乃至1050
ｎｍの波長について輸送散乱係数μs'を計算した。計算されたμs'は波長と共に
ほぼ線形に減少し、計算された値にまたがる一次回帰からμs'＝0.92−0.00047
λ[ｍｍ-1](λはｎｍ)が得られた。模型の吸収係数は２つの成分、即ち水の吸収
（μa,w）及びｃd＝0.0031％vol./vol.の濃度で添加された染料（英国ICI製S109
564）の吸収（μa,d）からなる。μs'及びμaの両方のスペクトルを図２ａに示
す。
摸型（体積300ｍｌ）の反射光強度を測定するために、ＣＣＤ分光計をハロゲ
ン光源と共に使用した。光をランプから模型まで、及び模型から検出器まで輸送
する光ファイバの端は模型内に約２ｍｍ埋め込まれ、源と検出器との距離はｒ＝
38ｍｍであった。染料の濃度をΔｃd＝2.5×10-4％だけ変化させる前及び後に、
反射光強度の２つのスペクトル（Ｉ0及びＩ）を記録した。減衰変化ΔＡ(λ)＝l
og[Ｉ0(λ)/Ｉ(λ)]のスペクトルを計算した。散乱の波長依存性を無視すれば、
ａ）吸収変化の相対的な大きさに関して（即ち、染料の吸収スペクトルμa,dに
よって除して）、及びｂ）λ＝800ｎｍにおいて正規化した式４／５によるスペ
クトル特性μa(λ)の一次近似が得られる。
μa(λ)のこの一次近似（図２ｂに破線で示す）は、真のμs(λ)/μa(800nm）と
はかなり異なっている。模型の波長依存散乱係数（μs'＝0.92ｍｍ-1−0.00047
λ[ｍｍ-1]に関して実験データを補正し、図２ｂに実線でプロットしたスペクトルを得た。これらの実験データはλ＜950
ｎｍの場合に、予測されたμaスペクトルと良好に一致した。より長い波長の場
合の実験データは雑音が多く、μaは実際より小さく推定された。これらの波長
における信号対雑音比が貧弱なのは、ＣＣＤ検出器が低感度であることと、模型
の吸収係数が高いことが原因である。これらの波長における過小な読み（図１に
示す）について同じように説明すれば、式（３）〜（５）を導出するために使用
した近似がより大きい比μa(λ)/μa(800nm)に打勝つからである。
相対吸収スペクトルからの相対発色団濃度の計算
上記実験における発色団濃度と血液の酸素飽和との比の決定は、以下の諸点に
依存する。
ａ）減衰スペクトルは、μs'の波長依存性について補正することができる。図
３及び４は、時点展開関数（temporal point spread functions:ＴＰＳＦ）から
求めた志願者の頭及びふくらはぎ筋肉のμs'を示している。絶対μs'は志願者が
異なると30％まで変化するが、同じような波長特性を有している。従って、μs'
変動に対する減衰スペクトルを補正することができる。
ｂ）吸収係数の純粋な変化が発生しており、吸収係数変化の波長依存性は既知
である。吸収変化は、外来染料によって、またはヘモグロビン濃度の変化によっ
て誘起され得る。ＨｂまたはＨｂＯ2の変化は、吸い込んだガスの小さい変化に
よって発生し得る。代替として、吸収係数は希釈によって（例えば、塩類溶液を
注入することによって）低下させることができる。
ｃ）全ての組織発色団のスペクトル特性は既知である。組織、及び近赤外
における波長における優勢発色団は、デオキシ−及びオキシ−ヘモグロビン及び
水分であり、それらの吸収スペクトルは既知である。一般に、波長λにおける吸
収係数は、
と書くことができる。ここに、εn（単位：ｍｍ-1・ｍＭ-1）はｎ番目の発色団
の吸光係数であり、ｃnは濃度（単位：ｍＭ-1）である。少なくともｎ波長にお
ける比μa(λ)/μa(λr)(λrは参照波長)が決定されれば、繰り返し技術を使用
して相対発色団濃度ｃn/ｃR（但し、ｃRは参照発色団の濃度を表す）を計算する
ことができる。
波長の数は媒体内の発色団の数に等しいか、またはそれより大きくなければな
らない。減衰変化を誘起させるために使用する染料の吸収スペクトルを知らなけ
ればならない。組織内の相対オキシ・／デオキシ・ヘモグロビン濃度を決定する
場合、染料は例えばインドシアニングリーンであることができる。
以上の説明では、光強度の変化の測定が使用されている。強度変調された光波
の飛行時間の変化、位相シフト、または変調の深さを同じように活用することが
できる。
即ち、光子の平均（通過）時間(<ｔ>)の変化、または強度光波の位相（周波数
ｖMで変調されている）を使用してμaのスペクトル特性を計算することができる
。
平均通過時間は、
によって与えられ、位相は<t>のほぼ線形関数である。
μaに対する<t>の導出は、次のように近似することができる。
従って、従って、測定された平均通過時間の変化に対する式５の等価は、
である。位相変化ΔΦの測定の場合、式（１２）を式（９）と組合せると、
を得ることができる。
変調の深さは、次のように書くことができる。
ここに、Ψ0＝μeff・ρ[1＋Ｘ2]1/4、Ψr＝−Ψ0・sin(θ/2)
Ψ1＝Ψ0・cos(θ/2)、θ＝tan-1(Ｘ)、Ψm＝μeff・ρ、及び
Ｘ＝(２πｖM)/(μaｃ)。
μaの変化は、変化ΔＭを誘起する。式（７）、（１２）、及び（１３）に等
価として、２つの異なる波長における吸収係数の比は、これらの波長において測
定された分数変化δＭ＝ΔＭ／Ｍから次式に従って導出することができる。
図５は、本発明の一実施の形態による媒体を通過する光の減衰の変化を測定す
る装置の概要図である。被検査媒体１０は、白光源１２からの光を光ファイバ１
４を通して受ける。
拡散した光は光ファイバによって受けられ、波長分散デバイス１８へ、次いで
検出器２０へ送られる。検出器２０の出力はＰＣまたは他のデータプロセッサ２
２へ供給される。
例えば分光計のような波長分散デバイスは光学スリットを含み、回折格子は媒
体から出た白光をその成分波長に分割し、関心波長が出力スリットによって、ま
たはもし検出器２０がスターリング・アレイ型であれば、それぞれの要素により
検出されることによって選択される。検出器２０は電荷結合デバイス、またはフ
ォトダイオードのアレイであることができる。
光源１２の強度を一定に保つことができれば、入力光強度を測定するための検
出器２０を設ける必要はない。全ての必要データは、加えられたλ及びμaの変
化によって生ずる強度の変化の中に含まれている。
分光計の代替として、関心波長を通過させるための２つまたはそれ以上のフィ
ルタ要素を有する干渉フィルタを有し、回転可能に取付けられたフィルタ輪のよ
うな波長選択デバイスを使用することができる。
組織を試験する場合の関心波長は、典型的には650ｎｍ乃至1000ｎｍの範囲内
にある。光源と検出器ファイバとの間の距離が小さい（＜5ｍｍ）場合、約2000
ｎｍ（2μｍ）までの波長が適切である。好ましくは、波長分散または選択デバ
イスは10ｎｍより狭い帯域幅を有しているべきである。
代替の実施の形態では、白光源１２はスイッチ可能な、または選択可能な異な
る波長の単色光源（例えば、レーザダイオードまたはＬＥＤ）に置換され、従っ
て波長分散または選択デバイス１８は必要がない。レーザダイオードは、放射光
の波長がより単色であるのでＬＥＤよりも好ましい。
飛行時間<t>を測定することによって本発明を実現する場合、源１２とし
てパルス化レーザダイオードを使用して特定波長のパルス化された光を媒体１０
へ供給する。
波長分散デバイス１８は省略され、検出器２０はパルスの到着時間を決定する
手段に置換される。<t>を確立することができるように信号がレーザダイオード
の駆動回路からライン２４を介して供給され、パルスの開始時点を検出器に指示
する。
位相シフトΔφ、または光の変調の深さを測定することによって本発明を実現
する場合、光源１２はスイッチ可能なレーザダイオードまたはＬＥＤの何れかで
ある周波数を選択できる強度変調単色光源か、または幾つかの選択用フィルタを
用いる白光源である。検出器２０は位相感応型であり、入力からサンプルへの参
照信号をライン２６を介して受ける。位相検出は便宜的にロックイン技術によっ
て行うことができ、媒体からの出力は、参照信号及び90°位相シフトした参照信
号の両方を検出器信号に正確に乗ずることによって、ライン２６からの入力と比
較される。
本明細書に開示した及び／または添付図面に示した各特色（各項は請求の範囲
を含む）は、他の開示した及び／または例示した特色を独立的に組み入れること
ができる。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Determination of the ratio of absorption coefficients at different wavelengths in a scattering medium
The present invention provides a method for determining the ratio of absorption coefficients at different wavelengths in a scattering medium,
Determination of relative concentrations of chromophores.
Measuring the ratio of chromophore concentrations in the scattering medium (if available)
There are many industrial processes that can be important indicators for quality control.
Examples include water and solids in liquids and solids in bioreactors and food processing.
Determination of white matter and fat content and relative dye concentration in the dyeing process
These relative concentrations are important for the consistency of the final color exhibited by the dyed product.
Worldly.
Other industrial applications include chromophore concentrations in tissue samples, such as relative oxy and deoxy.
It is a measure of the ratio of oxy-hemoglobin concentrations. Measurement of these quantities in vivo is
As well as measuring blood oxygen saturation in the tissue, it is also useful for clinical support.
It is an object of at least a preferred embodiment of the invention that the relative chromophores in the scattering medium
To provide a method for determining the concentration and also determine the relative absorption coefficient of the medium itself
(For some applications, this is sufficient).
You.
The first aspect of the present invention relates to the absorption coefficient μ of the light scattering medium at different wavelengths.a(λ1)as well as
μa(λTwo) Is provided. The method is
a) passing light (defined below) through the medium;
b) two wavelengths λ that are affected by the absorption coefficient as the light passes through the medium1as well as
λTwoMeasuring a characteristic X of light at
c) Change in absorption coefficient at two frequencies Δμa(λ1) And Δμa(λTwo)give
Steps and
d) repeating step (b);
e) from the change in the absorption coefficient at two wavelengths or the quantity representing them
From the characteristic X and from the transport scattering coefficient μ of the medium.s'(λ1) And μs'(λTwo) From above 2
Absorption coefficient μ at two wavelengthsa(λ1) And μa(λTwoDetermining the ratio of
Contains.
As used herein, the term “light” includes the near infrared spectrum.
The absorption coefficient is varied by a common cause, for example the chromophore in the scattering medium
It is possible to change by changing the concentration, and the change in the absorption coefficient
The amount to be expressed is the absorption coefficient Δμa(λ1), Δμa(λTwo). In the case of an organization, these changes
Injection can be accomplished by injecting a foreign dye (eg, indocyanine green) intravenously or
Can be generated intentionally by changing oxygenated hemoglobin or volume.
Can be.
The method involves first adding a chromophore to the medium to change the concentration.
Absorption coefficient μa(λ1) And μa(λTwo) Is the chromophore absorption coefficient Δμa(λ1), Δμa(λTwo
) And the transport scattering coefficient of the scattering medium Δμs'(λ1) And Δμs'(λTwo)
Can be determined.
In one embodiment, the property measured in step (b) is that the light
It can be the attenuation A of light as it passes through the body.
In another embodiment, the light may be intensity modulated or pulsed.
The measured characteristic X is the phase or variation of the light passing through the medium.
Key depth, or flight time (permeation time).
The present invention determines the variation (spectral characteristic) of the absorption coefficient of a scattering medium with wavelength.
Methods are further provided. The method is described above at multiple wavelengths spanning the waveband of interest.
Performing the method described above, and the reference wavelength λ in step (e).rIn
Determining the ratio of the absorption coefficient to the absorption coefficient at which
The variation in the ratio is the spectral characteristic.
In a further aspect of the invention, there is provided a spectral characteristic in a light scattering medium (defined below).
Is provided to determine the ratio of known chromophore concentrations. The method uses n (where n is
Not less than different wavelengths (one of them is the reference wavelength λ)r
), The steps (a) to (d) described above are sequentially performed.
And step (e) described above, and the ratio μ of the medium for each of the other wavelengths.a(λ1) / Μa(λr
And determining the relative concentration of the chromophore in the medium from the ratio.
And the top.
Spectral characteristics are μ with λaAbout the fluctuation of
The absolute value of the absorption coefficient of one of the chromophores is known (eg, moisture), or
The method can be used to determine the absolute spectrum of other chromophores
And therefore the absolute concentration.
The invention further comprises an apparatus for use in the above-described method.
Embodiments will be described below with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 shows the ratio μ from the approximation of equations (3) and (4) described later.a(λ1) / Μa(λTwo)Inside
Shows the fractional error. That is, FIG.a(λ1) = 0.02mm-1, Μs'(λTwo) = Μs'(
λr) = 1mm-1And source detector r = 50 mm, approximation of equations (3) and (4)
From the ratio μa(λTwo) / Μa(λ1) Indicates a fractional error.
FIG. 2a shows a model (phant) simulating the liquid tissue used in the experiments described below.
3) shows the optical characteristics of (1). The absorption characteristics are water (μa, w) And the added dye (μa, d)
Is the absorption characteristic. Transport scattering coefficient (μs') Indicates the concentration cs= 2% and the diameter of the sphere is
The case of 1 μm is based on the calculation according to Mie's theory.
FIG. 2b shows the absorption coefficient spectrum of the model normalized at λ = 800 nm.
are doing. That is, FIG. 2b shows the relative absorption coefficient of the model normalized at λ = 800 nm.
(Μa(λ) / μa(800 nm)). Dotted line is model water and dye
Absorption (μ in FIG. 2a)a, w+ Μa, d) Is shown.
Constant is μs'(Dashed line, calculated from equation (6) described later), and μs'
(Solid line, equation (7)),a, dSmall increase in
Μ using the measured attenuation change induced bya(λ) / μa(800 nm) was estimated.
FIG. 3 shows the transport scattering coefficient μ measured on the heads of seven volunteers.s'Value.
These values are estimates from the measured TPSF (from Matcher et al., 1996).
data).
FIG. 4 shows μ measured in the calf muscles of 11 volunteers.s'And of seven applicants
Μ measured on the heads'Indicates the value. These values are derived from the measured TPSF
Estimates (data from Matcher et al., 1996).
FIG. 5 shows an apparatus according to the invention.
The change in chromophore concentration, that is, the change in the absorption coefficient in the light scattering medium (Δμa) Expands the media
Varying the intensity of light that is diffusely transmitted and collected at the surface of the medium. less than,
The known spectral characteristics of the absorption coefficient of the injected dye and the measured intensity (attenuation)
How to absorb tissue from a spectral change, phase shift, or averaging time
The following describes whether the spectral characteristics of the coefficients can be calculated.
Once the spectral properties of the tissue absorption coefficient are determined, the relative concentration of the chromophore, especially
Xy- and deoxy-hemoglobin (HbOTwoAnd calculating the concentration of Hb)
Can be. One application is for oxygen saturation of blood in tissues (HbOTwo/ (HbOTwo+ Hb
)).
Diffusion theory model
In the case of semi-infinity / half space, the reflectance at a distance r from the light source can be written as
Can be.
In equation (1), ρ = (rTwo+ z0 Two)1/2And z0= 1 / μs'And μs'Is transportation
It is a random coefficient. The speed of light in the medium is c = c0/ n (however, c0Is the speed of light in a vacuum
).
μeff= (3μa(μa+ Μs'))1/2Is the effective attenuation coefficient, and D = (3 · (μa
+ Μs'))-1Is the diffusion coefficient. μaDerivative of attenuation A with respect to changes in
Is defined as the log of the ratio of the detected intensity to
It is. ∂A / ∂dμaCan be used to estimate the product of the absorption and scattering coefficients.
It has been suggested that μsIf the wavelength dependence of 'is known, μaThe spectacle
Shape is ΔA / μ at different wavelengthsaCan be calculated from the measurements of
Scattering predominates over absorption (μs'≫μaEquation (2) is as follows:
Can be approximated by
Furthermore, if the distance between the source and the detector is large,
become. Equation (4) describes the different wavelengths (λ1, ΛTwo) Is the ratio of the absorption coefficients
Change (ΔA), the ratio of change in absorption coefficient, and μs'Wavelength dependence
It can be inferred from the measurement.
To estimate the validity of the approximation obtained from equations (2) to (3) and (4)
In FIG. 1, the true μa(λTwo) / Μa(λ1) As a function of the calculated ratio μa(λTwo) / Μa(
λ1) Is plotted. Where μa(λ1) = 0.002mm-1, Μs'(λTwo) = Μs
'(λ1) = 1mm-1, And source-detector distance r = 50 mm. In the figure
In the equation, the fractional errors of the equations (3) and (4) are indicated by a solid line and a dotted line, respectively. Minute
Number error is μa(λTwo) And μa(λ1) Increases as the difference increases. μaSize of
If the variation of the doubling is doubled, an error of about 10% occurs.
Determination of the relative absorption spectrum of the light scattering model
The method suggested above is applied to a model that simulates liquid / light scattering tissue with known optical properties.
Tested. 1 μm diameter silica spheres (chromophore M1000, Merck, Germany) are suspended in water.
And used it as the scattering center in the model. The diameter of the sphere and both the sphere and the surrounding medium
Since the refractive index is known, the scattering properties can be derived from Mie's theory. ball
Compare the calculated scattering cross section with the measurements from the collimated beam setup.
Was. Wavelength dependence of refractive index of fused silica (λ is expressed in nm and ns= 1.447 + 3890λ-2
−37λ-Four) And the wavelength dependence of the refractive index of water (nw= 1.32 + 6878λ-2−1.132 ・ 10-9
λFour), The experimental and theoretical scattering cross sections matched. these
The refractive index and the concentration of the sphere in the model (cd= 2% vol. / Vol.), 600 to 1050
transport scattering coefficient μ for nm wavelengths'Calculated. Calculated μs'With wavelength
Μ from a linear regression that decreases almost linearly and spans the calculated values'= 0.92−0.00047
λ [mm-1] (λ is nm). The absorption coefficient of the model has two components: water absorption
(Μa, w) And cd= Dye added at a concentration of 0.0031% vol./vol.
564) absorption (μa, d). μs'And μa2a are shown in FIG. 2a.
You.
In order to measure the reflected light intensity of a model (300 ml volume), a CCD spectrometer was
It was used together with a light source. Transport light from lamp to model and from model to detector
The end of the optical fiber is embedded about 2 mm in the model, and the distance between the source and the detector is r =
38 mm. Δcd= 2.5 × 10-FourBefore and after changing by%
Two spectra of reflected light intensity (I0And I) were recorded. Attenuation change ΔA (λ) = 1
og [I0(λ) / I (λ)] was calculated. If we ignore the wavelength dependence of scattering,
a) With respect to the relative magnitude of the absorption change (ie the absorption spectrum μ of the dye)a, dTo
And b) the spectrum according to equation 4/5 normalized at λ = 800 nm.
Vector characteristics μaA first approximation of (λ) is obtained.
μaThis first approximation of (λ) (indicated by the dashed line in FIG. 2b) gives the true μs(λ) / μa(800nm) and
Are quite different. The wavelength-dependent scattering coefficient of the model (μs'= 0.92mm-1−0.00047
λ [mm-1] Corrected experimental data forThe spectrum plotted by the solid line in FIG. 2b was obtained. These experimental data show that λ <950
For nm, the expected μaGood agreement with the spectrum. Longer wavelength field
Experimental data is noisy and μaWas estimated to be smaller than actual. These wavelengths
The poor signal-to-noise ratio in the CCD was due to the low sensitivity of the CCD detector
Is caused by a high absorption coefficient. Under readings at these wavelengths (Fig. 1
In the same way, it can be used to derive equations (3) to (5).
Approximated larger ratio μa(λ) / μa(800 nm).
Calculation of relative chromophore concentration from relative absorption spectra
The determination of the ratio between the chromophore concentration and the oxygen saturation of the blood in the above experiment is based on the following points:
Dependent.
a) The attenuation spectrum is μs'Can be corrected for wavelength dependence. Figure
3 and 4 are derived from temporal point spread functions (TPSF)
Μ of the head and calf muscle of the applicants'Is shown. Absolute μs'Is the candidate
If different, it changes up to 30%, but has similar wavelength characteristics. Therefore, μs'
The attenuation spectrum with respect to the fluctuation can be corrected.
b) A pure change in the absorption coefficient has occurred, and the wavelength dependence of the change in the absorption coefficient is known.
It is. Absorption changes are due to foreign dyes or to changes in hemoglobin concentration.
Can be induced. Hb or HbOTwoChanges in small changes in the inhaled gas
Therefore, it can occur. Alternatively, the absorption coefficient can be adjusted by dilution (eg,
(By injection).
c) The spectral properties of all tissue chromophores are known. Tissue and near infrared
The dominant chromophores at wavelengths in are deoxy- and oxy-hemoglobin and
Water and their absorption spectra are known. In general, the absorption at wavelength λ
The yield coefficient is
Can be written. Where εn(Unit: mm-1・ MM-1) Is the nth chromophore
Is the extinction coefficient of cnIs the concentration (unit: mM-1). At least n wavelengths
Ratio μa(λ) / μa(λr) (λrOnce the reference wavelength is determined, use the iterative technique
And relative chromophore concentration cn/ cR(However, cRRepresents the concentration of the reference chromophore)
be able to.
The number of wavelengths must be equal to or greater than the number of chromophores in the medium
No. Know the absorption spectrum of the dye used to induce the decay change
I have to. Determine relative oxy / deoxy hemoglobin concentration in tissue
If so, the dye can be, for example, indocyanine green.
In the above description, measurement of a change in light intensity is used. Intensity modulated light wave
The same time-of-flight changes, phase shifts, or modulation depths
it can.
That is, the change in the average (pass) time (<t>) of the photon, or the phase (frequency
vMIs modulated by μ)aCan calculate the spectral properties of
.
The average transit time is
And the phase is an approximately linear function of <t>.
μaThe derivation of <t> for can be approximated as follows:
Therefore,Therefore, the equivalent of Equation 5 for the change in measured average transit time is:
It is. In the case of measuring the phase change ΔΦ, combining equation (12) with equation (9) gives
Can be obtained.
The modulation depth can be written as:
Here, Ψ0= Μeff・ Ρ [1 + XTwo]1/4, Ψr= −Ψ0・ Sin (θ / 2)
Ψ1= Ψ0・ Cos (θ / 2), θ = tan-1(X), Ψm= Μeff・ Ρ, and
X = (2πvM) / (μac).
μaChanges induce a change ΔM. Equations (7), (12), and (13)
As a measure, the ratio of the absorption coefficients at two different wavelengths is measured at these wavelengths.
It can be derived from the determined fractional change δM = ΔM / M according to the following equation.
FIG. 5 measures the change in attenuation of light passing through a medium according to one embodiment of the present invention.
FIG. The medium to be inspected 10 transmits the light from the white light source 12 to the optical fiber 1.
Receive through 4.
The diffused light is received by the optical fiber and is directed to the chromatic dispersion device 18 and then
It is sent to the detector 20. The output of detector 20 is a PC or other data processor 2.
2.
For example, a wavelength dispersion device such as a spectrometer includes an optical slit, and a diffraction grating includes a medium.
The white light emitted from the body is split into its component wavelengths, and the wavelength of interest is
If the detector 20 is a Stirling array type,
Selected by being detected. Detector 20 is a charge coupled device, or
It can be an array of photodiodes.
If the intensity of the light source 12 can be kept constant, a detection for measuring the input light intensity can be performed.
It is not necessary to provide the output device 20. All required data are the added λ and μaStrange
It is included in the change in intensity caused by the transformation.
As an alternative to a spectrometer, two or more filters to pass the wavelength of interest
A rotatable filter wheel with an interference filter with a filter element
Such a wavelength selection device can be used.
The wavelength of interest when examining tissue is typically in the range of 650 nm to 1000 nm
It is in. When the distance between the light source and the detector fiber is small (<5 mm), about 2000
Wavelengths down to nm (2 μm) are suitable. Preferably, chromatic dispersion or selective device
The chair should have a bandwidth less than 10 nm.
In an alternative embodiment, the white light source 12 is a switchable or selectable different light source.
Monochromatic light source (e.g., laser diode or LED)
No chromatic dispersion or selection device 18 is required. Laser diode emits light
Is more preferable than the LED because the wavelength is more monochromatic.
When implementing the present invention by measuring the time of flight <t>,
Pulsed light of a specific wavelength using a pulsed laser diode
Supply to
The chromatic dispersion device 18 is omitted and the detector 20 determines the arrival time of the pulse
Replaced by means. <t> can establish the signal so that the laser diode
From the driver circuit via line 24 to indicate to the detector when the pulse starts
I do.
Implement the present invention by measuring the phase shift Δφ or the depth of light modulation
Light source 12 is either a switchable laser diode or an LED.
An intensity-modulated monochromatic light source that can select a certain frequency, or several selection filters
This is the white light source used. Detector 20 is phase sensitive and provides a reference from input to sample.
An illumination signal is received via line 26. Phase detection is conveniently done by lock-in technology.
The output from the medium is a reference signal and a 90 ° phase shifted reference signal.
By accurately multiplying both of the signals by the detector signal,
Are compared.
Each feature disclosed in this specification and / or shown in the accompanying drawings (each claim is
) Independently incorporates other disclosed and / or exemplified features
Can be.
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フロントページの続き
(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，
ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ
Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ
，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，
ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，Ｍ
Ｗ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ
，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ
，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，
ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，Ｅ
Ｓ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ，ＩＤ
，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，
ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，Ｍ
Ｇ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ
，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，
ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，Ｖ
Ｎ，ＹＵ，ＺＷ
(72)発明者 ワトソン ラッセル
イギリス国 ロンドン ダブリュシー１イ
ー ６ビーティー ゴゥアー ストリート
ユニヴァーシティ カレッジ ロンドン
（番地なし)
(72)発明者 コープ マーク
イギリス国 ロンドン ダブリュシー１イ
ー ６ビーティー ゴゥアー ストリート
ユニヴァーシティ カレッジ ロンドン
（番地なし)────────────────────────────────────────────────── ───
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(81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE,
DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L
U, MC, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF)
, CG, CI, CM, GA, GN, ML, MR, NE,
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W, SD, SZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY)
, KG, KZ, MD, RU, TJ, TM), AL, AM
, AT, AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY,
CA, CH, CN, CU, CZ, DE, DK, EE, E
S, FI, GB, GE, GH, GM, GW, HU, ID
, IL, IS, JP, KE, KG, KP, KR, KZ,
LC, LK, LR, LS, LT, LU, LV, MD, M
G, MK, MN, MW, MX, NO, NZ, PL, PT
, RO, RU, SD, SE, SG, SI, SK, SL,
TJ, TM, TR, TT, UA, UG, US, UZ, V
N, YU, ZW
(72) Inventor Watson Russell
United Kingdom London W1
ー 6 Beatty Gore Street
University College London
(No address)
(72) Inventor Corp Mark
United Kingdom London W1
ー 6 Beatty Gore Street
University College London
(No address)