JPH0634788B2 - 生物医学用光ファイバープローブ - Google Patents
生物医学用光ファイバープローブInfo
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- JPH0634788B2 JPH0634788B2 JP3019911A JP1991191A JPH0634788B2 JP H0634788 B2 JPH0634788 B2 JP H0634788B2 JP 3019911 A JP3019911 A JP 3019911A JP 1991191 A JP1991191 A JP 1991191A JP H0634788 B2 JPH0634788 B2 JP H0634788B2
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- A61B5/6852—Catheters
- A61B5/6855—Catheters with a distal curved tip
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Description
【０００１】
【発明の背景】ある物質の蛍光特性及び燐光特性が周囲
の状況に応じて変化するということは以前から知られて
いた。例えば、発光物質の中には「クエンチング（ｑｕ
ｅｎｃｈｉｎｇ）」という現象、すなわち、酸素と反応
して発光が消光する現象を示すものがある。化学的及び
／又は物理的測定装置においてこの現象を利用すべく、
各種の装置が提案されてきた。
の状況に応じて変化するということは以前から知られて
いた。例えば、発光物質の中には「クエンチング（ｑｕ
ｅｎｃｈｉｎｇ）」という現象、すなわち、酸素と反応
して発光が消光する現象を示すものがある。化学的及び
／又は物理的測定装置においてこの現象を利用すべく、
各種の装置が提案されてきた。
【０００２】例えば、米国特許第４，８１０，６５５号
が開示する装置は、励起光を蛍光物質にあて、蛍光の減
衰の時間依存性を測ることによって酸素濃度を求めてい
る。蛍光物質の周囲の酸素濃度は変化するので、時間の
経過に伴う蛍光の減衰のパターンもまた変化する。前記
米国特許が開示する装置は「光パイプ」を用いて、必要
な励起光を蛍光物質に伝え、さらにその光をセンサに戻
している。
が開示する装置は、励起光を蛍光物質にあて、蛍光の減
衰の時間依存性を測ることによって酸素濃度を求めてい
る。蛍光物質の周囲の酸素濃度は変化するので、時間の
経過に伴う蛍光の減衰のパターンもまた変化する。前記
米国特許が開示する装置は「光パイプ」を用いて、必要
な励起光を蛍光物質に伝え、さらにその光をセンサに戻
している。
【０００３】欧州特許出願第０，２８３，２８９号で
は、光ファイバーの端部に結合している燐光物質から発
光される長寿命の燐光の強度を測定している。この光フ
ァイバーは、静脈カテーテルのような小さな管に挿入で
きるように十分に小さく、このため燐光物質を血管内に
配置し、生体内のＰＯ2 センサとして作動させることが
できる。
は、光ファイバーの端部に結合している燐光物質から発
光される長寿命の燐光の強度を測定している。この光フ
ァイバーは、静脈カテーテルのような小さな管に挿入で
きるように十分に小さく、このため燐光物質を血管内に
配置し、生体内のＰＯ2 センサとして作動させることが
できる。
【０００４】光ファイバーをベースとする他のＰＯ2 セ
ンサが米国特許第４，４７６，８７０号および欧州特許
出願第０，２５２，５７８号に示されている。米国特許
第４，５７６，１７３号が開示している装置は、比較的
寿命が長い「シングレット酸素発光」をモニターする。
この「シングレット酸素発光」とは、腫瘍のような生体
組織が感光化学物質で処理され、入射光に晒されたとき
に発する燐光である。この装置ではチョップされた、す
なわちパルス状の入射光が用いられる。比較的長寿命の
「シングレット酸素発光」、すなわち感光性化学物質の
比較的短寿命の蛍光から発する燐光を細分化するため、
この装置では求積検知システムを採用している。パルス
状励起光と同位相の信号は求積システムにより細分化さ
れ、パルス状励起光とは位相が９０度ずれる。パルス状
信号と位相がずれている求積信号は所望の長寿命を有す
る「シングレット酸素発光」信号からなる。
ンサが米国特許第４，４７６，８７０号および欧州特許
出願第０，２５２，５７８号に示されている。米国特許
第４，５７６，１７３号が開示している装置は、比較的
寿命が長い「シングレット酸素発光」をモニターする。
この「シングレット酸素発光」とは、腫瘍のような生体
組織が感光化学物質で処理され、入射光に晒されたとき
に発する燐光である。この装置ではチョップされた、す
なわちパルス状の入射光が用いられる。比較的長寿命の
「シングレット酸素発光」、すなわち感光性化学物質の
比較的短寿命の蛍光から発する燐光を細分化するため、
この装置では求積検知システムを採用している。パルス
状励起光と同位相の信号は求積システムにより細分化さ
れ、パルス状励起光とは位相が９０度ずれる。パルス状
信号と位相がずれている求積信号は所望の長寿命を有す
る「シングレット酸素発光」信号からなる。
【０００５】米国特許第４，５７６，１７３号は「周波
数分域信号処理」について述べているが、同特許におけ
る信号処理は求積信号を同相信号から隔離することに他
ならない。こうして隔離した求積信号の振幅をモニター
して、所望の「シングレット酸素発光」強度がモニター
される。
数分域信号処理」について述べているが、同特許におけ
る信号処理は求積信号を同相信号から隔離することに他
ならない。こうして隔離した求積信号の振幅をモニター
して、所望の「シングレット酸素発光」強度がモニター
される。
【０００６】被験者の体内の化学的及び／又は物理的状
態をモニターするために、この装置も含めて、光ファイ
バーをベースとする他の発光プローブ及び装置が提案さ
れてきたが、このために利用される装置はある顕著な欠
陥を有していた。光ファイバープローブは、体内に挿入
することを容易にするため、直径が約４５０マイクロメ
ータ以下であることが必要である。１個の血管カテーテ
ルの孔を通して、あるいは皮下注射器の針を通す場合の
ように、複数の光ファイバープローブが１個の開口を通
して体内に挿入されるような場合には、各光ファイバー
プローブの直径を最小に維持することが特に重要であ
る。そのような小径のプローブ内に収容することができ
る発光物質の量は限られている。そのうえ、光ファイバ
ーに沿って伝達された励起光によって発光物質に付与す
ることができるエネルギの総量はその光ファイバーの断
面積に一次比例する。このように、限られた光エネルギ
のみが光ファイバープローブ内にある発光物質を励起さ
せるために付与することができる。これら全ての要因
が、発光物質によって発せられ、ファイバーに沿って末
端まで伝達され戻された応答光の振幅を限定する傾向に
ある。高感度の光検出器でさえも弱い信号しか発するこ
とができない。さらに、その信号は多くの原因、例えば
光学的及び／又は電気的部品の経時的変化による干渉を
受けやすい。実際の発光物質からのプローブにおける弱
い応答信号は背景雑音により隠されてしまうこともあ
る。換言すれば、そのような装置においては信号−雑音
比が貧弱でしかないということである。この問題は、蛍
光または早期減衰燐光のような比較的短寿命の発光現象
における減衰比を測定するようにつくられた装置の場合
に、特に著しいものであった。
態をモニターするために、この装置も含めて、光ファイ
バーをベースとする他の発光プローブ及び装置が提案さ
れてきたが、このために利用される装置はある顕著な欠
陥を有していた。光ファイバープローブは、体内に挿入
することを容易にするため、直径が約４５０マイクロメ
ータ以下であることが必要である。１個の血管カテーテ
ルの孔を通して、あるいは皮下注射器の針を通す場合の
ように、複数の光ファイバープローブが１個の開口を通
して体内に挿入されるような場合には、各光ファイバー
プローブの直径を最小に維持することが特に重要であ
る。そのような小径のプローブ内に収容することができ
る発光物質の量は限られている。そのうえ、光ファイバ
ーに沿って伝達された励起光によって発光物質に付与す
ることができるエネルギの総量はその光ファイバーの断
面積に一次比例する。このように、限られた光エネルギ
のみが光ファイバープローブ内にある発光物質を励起さ
せるために付与することができる。これら全ての要因
が、発光物質によって発せられ、ファイバーに沿って末
端まで伝達され戻された応答光の振幅を限定する傾向に
ある。高感度の光検出器でさえも弱い信号しか発するこ
とができない。さらに、その信号は多くの原因、例えば
光学的及び／又は電気的部品の経時的変化による干渉を
受けやすい。実際の発光物質からのプローブにおける弱
い応答信号は背景雑音により隠されてしまうこともあ
る。換言すれば、そのような装置においては信号−雑音
比が貧弱でしかないということである。この問題は、蛍
光または早期減衰燐光のような比較的短寿命の発光現象
における減衰比を測定するようにつくられた装置の場合
に、特に著しいものであった。
【０００７】このように、本発明以前においては、発光
をベースとした生物医学用モニター装置及び方法におけ
るさらなる改良が望まれていた。
をベースとした生物医学用モニター装置及び方法におけ
るさらなる改良が望まれていた。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明はこれらの要望を
満たすものである。
満たすものである。
【０００９】本発明の一つの態様として、本発明は被験
者の体内の状況をモニターする装置を提供する。この態
様における本発明に係る装置は、被験者の体内に挿入で
きるようにされたプローブを備えている。このプローブ
は、先端および末端を有する、細長い光伝達ファイバー
を有している。プローブには、さらに、該プローブと光
学的に連通しているファイバーの先端において発光化合
物が取付られており、発光化合物がファイバーを通って
伝達された励起光を受光し、発光化合物により発せられ
た応答光がファイバーの末端に戻れるようにされてい
る。発光化合物は、プローブの先端が被験者の体内にあ
るときには、モニターの対象となっている状況の影響を
受ける一または二以上の発光減衰時間パラメータを有し
ている。例えば、発光化合物には燐光物質を含有させる
ことができる。この燐光物質は、その燐光性が酸素の存
在によってより急速に減衰していくように、酸素により
抑制されるものである。
者の体内の状況をモニターする装置を提供する。この態
様における本発明に係る装置は、被験者の体内に挿入で
きるようにされたプローブを備えている。このプローブ
は、先端および末端を有する、細長い光伝達ファイバー
を有している。プローブには、さらに、該プローブと光
学的に連通しているファイバーの先端において発光化合
物が取付られており、発光化合物がファイバーを通って
伝達された励起光を受光し、発光化合物により発せられ
た応答光がファイバーの末端に戻れるようにされてい
る。発光化合物は、プローブの先端が被験者の体内にあ
るときには、モニターの対象となっている状況の影響を
受ける一または二以上の発光減衰時間パラメータを有し
ている。例えば、発光化合物には燐光物質を含有させる
ことができる。この燐光物質は、その燐光性が酸素の存
在によってより急速に減衰していくように、酸素により
抑制されるものである。
【００１０】また、本発明に係る装置は、ファイバーを
通して励起光を発光化合物にあてる手段を有しているこ
とが好ましい。この励起光付与手段は、振幅が周期的に
変化し、複数の励起周波数を有する成分を有する励起光
を付与するようにすることが好ましい。このため、発光
化合物は、周期的に変化し、かつ複数の応答周波数を有
する複数の応答成分を有する応答光を発し、この応答光
はファイバーを通ってファイバーの末端まで伝達され
る。さらに、この装置は、ファイバーの末端において応
答光を検出する手段を有することが好ましく、この手段
は、複数の応答成分の各々のうちの少なくとも一つの特
性を有する応答光の周波数分域表示値を引き出す。本発
明に係る装置は、また、周波数分域表示値に含まれる特
性から発光化合物の発光減衰時間パラメータの一つまた
は二つ以上の値を引き出す手段をも有している。引き出
された発光減衰パラメータは被験者の状況における物質
の発光を表しているので、これらの発光減衰パラメータ
は被験者の状況によって変化するものである。
通して励起光を発光化合物にあてる手段を有しているこ
とが好ましい。この励起光付与手段は、振幅が周期的に
変化し、複数の励起周波数を有する成分を有する励起光
を付与するようにすることが好ましい。このため、発光
化合物は、周期的に変化し、かつ複数の応答周波数を有
する複数の応答成分を有する応答光を発し、この応答光
はファイバーを通ってファイバーの末端まで伝達され
る。さらに、この装置は、ファイバーの末端において応
答光を検出する手段を有することが好ましく、この手段
は、複数の応答成分の各々のうちの少なくとも一つの特
性を有する応答光の周波数分域表示値を引き出す。本発
明に係る装置は、また、周波数分域表示値に含まれる特
性から発光化合物の発光減衰時間パラメータの一つまた
は二つ以上の値を引き出す手段をも有している。引き出
された発光減衰パラメータは被験者の状況における物質
の発光を表しているので、これらの発光減衰パラメータ
は被験者の状況によって変化するものである。
【００１１】フーリエ変換または同様な変換を用いて検
出された応答光を周波数分域表示値に変換すること、お
よび変換された情報から減衰パラメータを求めることを
行うことにより幾つかの利点がもたらされる。本発明の
装置は発光強度ではなく減衰時間パラメータをモニター
するので、発光物質の変質または漂白、プローブの製造
誤差、あるいは装置の光学通路の変化によってもたらさ
れる発光強度の変化に対しては本質的に反応しない。周
波数分域情報から減衰時間パラメータを求めることによ
って、極めて短い減衰時間および減衰時間の極めて小さ
な変化に対して感度が大きく高められる。このように、
本発明の本態様に係る好適な装置は蛍光および急速に減
衰する燐光に対応する極めて短い減衰時間をモニターす
ることができ、また環境の変化によってもたらされるそ
れらの短い減衰時間の極めて小さな変化をも検出するこ
とができる。したがって、これらの発光物質はモニター
対象の状況に反応する蛍光または短い燐光しか有しない
ものであるが、モニター対象の状況に対する高い感度の
ような所望の特性を有しており、これらの発光物質をプ
ローブの発光化合物内に用いることができる。このよう
に、モニターされる発光は１００ナノ秒、１０ナノ秒ま
たはそれ以下の単位の減衰時間を有する。
出された応答光を周波数分域表示値に変換すること、お
よび変換された情報から減衰パラメータを求めることを
行うことにより幾つかの利点がもたらされる。本発明の
装置は発光強度ではなく減衰時間パラメータをモニター
するので、発光物質の変質または漂白、プローブの製造
誤差、あるいは装置の光学通路の変化によってもたらさ
れる発光強度の変化に対しては本質的に反応しない。周
波数分域情報から減衰時間パラメータを求めることによ
って、極めて短い減衰時間および減衰時間の極めて小さ
な変化に対して感度が大きく高められる。このように、
本発明の本態様に係る好適な装置は蛍光および急速に減
衰する燐光に対応する極めて短い減衰時間をモニターす
ることができ、また環境の変化によってもたらされるそ
れらの短い減衰時間の極めて小さな変化をも検出するこ
とができる。したがって、これらの発光物質はモニター
対象の状況に反応する蛍光または短い燐光しか有しない
ものであるが、モニター対象の状況に対する高い感度の
ような所望の特性を有しており、これらの発光物質をプ
ローブの発光化合物内に用いることができる。このよう
に、モニターされる発光は１００ナノ秒、１０ナノ秒ま
たはそれ以下の単位の減衰時間を有する。
【００１２】さらに、周波数分域変換を行うことによっ
て固有の平均化または雑音の抑止作用が得られる。この
ように、周波数分域変換により得られた周波数分域表示
値の特性、および周波数分域表示値の特性から求められ
た発光減衰時間パラメータは応答光信号における雑音ま
たはランダムな変化に対して比較的低い感度を有する。
雑音は、また周期的に変化する応答光のサイクルをモニ
ターすること、および時間分域の結果を平均化すること
によっても抑止することができる。しかしながら、周波
数分域変換の雑音抑止効果は、応答信号における信号対
雑音比が等しい状況下での時間分域平均にのみ要求され
るよりも少ない数の応答光サイクルをモニターする際
に、所定の程度の正確性を有する減衰時間特性を招来さ
せる。次いで、これによって比較的短い時間における被
験者内部の状況の測定を行うことができ、ひいては急速
に変化する状況をモニターすることができるようにな
る。周波数分域変換の方法を用いることによって、実質
的に正確性を犠牲にすることなく、小径のプローブを用
いて生体被験者内部の状況を実用的にモニターすること
ができる。
て固有の平均化または雑音の抑止作用が得られる。この
ように、周波数分域変換により得られた周波数分域表示
値の特性、および周波数分域表示値の特性から求められ
た発光減衰時間パラメータは応答光信号における雑音ま
たはランダムな変化に対して比較的低い感度を有する。
雑音は、また周期的に変化する応答光のサイクルをモニ
ターすること、および時間分域の結果を平均化すること
によっても抑止することができる。しかしながら、周波
数分域変換の雑音抑止効果は、応答信号における信号対
雑音比が等しい状況下での時間分域平均にのみ要求され
るよりも少ない数の応答光サイクルをモニターする際
に、所定の程度の正確性を有する減衰時間特性を招来さ
せる。次いで、これによって比較的短い時間における被
験者内部の状況の測定を行うことができ、ひいては急速
に変化する状況をモニターすることができるようにな
る。周波数分域変換の方法を用いることによって、実質
的に正確性を犠牲にすることなく、小径のプローブを用
いて生体被験者内部の状況を実用的にモニターすること
ができる。
【００１３】本発明のこの態様に係る好適な装置におい
ては、光ファイバーは直径約４５０マイクロメータ以下
であり、好ましくは約２００マイクロメータ以下であ
り、最も好ましくは約１４０マイクロメータまたはそれ
以下である。発光化合物は望ましくは光ファイバーの先
端においてマスとして形成されており、ファイバーが延
びている方向と直交する方向におけるそのマスの直径ま
たは長さは約４５０マイクロメータ以下であり、好まし
くは約２００マイクロメータ以下であり、最も好ましく
は約１４０マイクロメータまたはそれ以下である。その
ような小径の複数の光ファイバーを、複数の発光化合物
を有する複合プローブにおいて用いることができる。た
だし、プローブの全直径は合理的な制限内にあるように
維持される。
ては、光ファイバーは直径約４５０マイクロメータ以下
であり、好ましくは約２００マイクロメータ以下であ
り、最も好ましくは約１４０マイクロメータまたはそれ
以下である。発光化合物は望ましくは光ファイバーの先
端においてマスとして形成されており、ファイバーが延
びている方向と直交する方向におけるそのマスの直径ま
たは長さは約４５０マイクロメータ以下であり、好まし
くは約２００マイクロメータ以下であり、最も好ましく
は約１４０マイクロメータまたはそれ以下である。その
ような小径の複数の光ファイバーを、複数の発光化合物
を有する複合プローブにおいて用いることができる。た
だし、プローブの全直径は合理的な制限内にあるように
維持される。
【００１４】最も好ましくは、応答光を検出し周波数分
域表示値をもたらす手段は応答光の振幅を標本抽出し、
それによって一連の応答サンプル値を与える。このサン
プル値は各々反復性の応答光サイクルにおける所定の点
での応答光の振幅を表しているものである。周波数分域
表示値をもたらす手段は一連の応答サンプル値を周波数
分域表示値に変換する手段を有していることが最も望ま
しい。周波数分域表示値への変換は、例えばフーリエ変
換を一連の応答サンプル値に適用することにより行う。
好ましくは、このサンプリング手段は、応答光を直接に
サンプリングする手段、すなわち応答光、またはその応
答光を表す電気信号をサンプリングする手段を有してお
り、これらのサンプリングは中間的な周波数シフトすな
わち相関関係的なステップを事前に行うことなく行われ
る。
域表示値をもたらす手段は応答光の振幅を標本抽出し、
それによって一連の応答サンプル値を与える。このサン
プル値は各々反復性の応答光サイクルにおける所定の点
での応答光の振幅を表しているものである。周波数分域
表示値をもたらす手段は一連の応答サンプル値を周波数
分域表示値に変換する手段を有していることが最も望ま
しい。周波数分域表示値への変換は、例えばフーリエ変
換を一連の応答サンプル値に適用することにより行う。
好ましくは、このサンプリング手段は、応答光を直接に
サンプリングする手段、すなわち応答光、またはその応
答光を表す電気信号をサンプリングする手段を有してお
り、これらのサンプリングは中間的な周波数シフトすな
わち相関関係的なステップを事前に行うことなく行われ
る。
【００１５】本発明に係る装置は、本件出願の優先権主
張の基礎となっている米国特許出願と同日になされた米
国特許出願「コヒーレント・サンプリングを利用した周
波数ドメイン蛍光測定法」に開示された要素を有するよ
うにすることができる。この米国特許出願の全体は本件
出願に援用されて記述の一部をなしている。この米国特
許出願において詳しく述べられているように、サンプリ
ングは、応答光信号における基本的な、または最も低い
周波数成分よりも低いサンプリング周波数において行う
ようにすることができ、これによって、異なるサイクル
の基本的周波数成分から連続的にサンプリングを行うこ
とができる。これによって、合理的なサンプル反復率で
作動しているサンプリング装置でもって急速に変化する
応答光のサンプリングを行うことが可能になる。この技
術は波形スキップサンプリングと呼ばれているものであ
る。最も好ましくは、応答光は基本的周波数の成分をそ
の周波数の調波において有しており、上記の波形スキッ
ピングサンプリングは応答光基本成分に固有のサンプリ
ング率でもって行われ、このため所定数のサンプルが取
られた後に、次のサンプルが第一のサンプルと同じサイ
クル部分に位置するに至る。
張の基礎となっている米国特許出願と同日になされた米
国特許出願「コヒーレント・サンプリングを利用した周
波数ドメイン蛍光測定法」に開示された要素を有するよ
うにすることができる。この米国特許出願の全体は本件
出願に援用されて記述の一部をなしている。この米国特
許出願において詳しく述べられているように、サンプリ
ングは、応答光信号における基本的な、または最も低い
周波数成分よりも低いサンプリング周波数において行う
ようにすることができ、これによって、異なるサイクル
の基本的周波数成分から連続的にサンプリングを行うこ
とができる。これによって、合理的なサンプル反復率で
作動しているサンプリング装置でもって急速に変化する
応答光のサンプリングを行うことが可能になる。この技
術は波形スキップサンプリングと呼ばれているものであ
る。最も好ましくは、応答光は基本的周波数の成分をそ
の周波数の調波において有しており、上記の波形スキッ
ピングサンプリングは応答光基本成分に固有のサンプリ
ング率でもって行われ、このため所定数のサンプルが取
られた後に、次のサンプルが第一のサンプルと同じサイ
クル部分に位置するに至る。
【００１６】本発明の他の態様によれば、生体被験者内
部の状況をモニターする方法が提供される。本発明のこ
の態様による方法は、細長い光学的に伝達可能なファイ
バーと発光物質とを先端部に有するプローブを用いてお
り、このプローブを、プローブの末端部が被験者体外か
らアクセス可能であるように、被験者内に挿入する過程
を含んでいる。この方法は、さらに、上述のように振幅
が周期的に変化する励起光を、該励起光をファイバーを
通すことによって、ファイバーの先端部において発光物
質にあてる過程と、発光物質により放出され、ファイバ
ーの末端まで伝達された応答光を検出する過程とを有し
ている。この方法はさらに二つの過程をも有している。
一つは、異なる周波数を有する複数の応答成分の各々の
少なくとも一つの特性を有する応答光の周波数分域表示
値をもたらす過程であり、他の一つは、周波数分域表示
値のこれらの特性から発光化合物の一つまたは二以上の
発光減衰パラメータの値を引き出す過程である。本発明
の装置と関連して述べたように、周波数分域変換、およ
び周波数分域表示値の特性からの減衰パラメータの引き
出しを行うことによって、速度や雑音抑制などの利点が
もたらされる。
部の状況をモニターする方法が提供される。本発明のこ
の態様による方法は、細長い光学的に伝達可能なファイ
バーと発光物質とを先端部に有するプローブを用いてお
り、このプローブを、プローブの末端部が被験者体外か
らアクセス可能であるように、被験者内に挿入する過程
を含んでいる。この方法は、さらに、上述のように振幅
が周期的に変化する励起光を、該励起光をファイバーを
通すことによって、ファイバーの先端部において発光物
質にあてる過程と、発光物質により放出され、ファイバ
ーの末端まで伝達された応答光を検出する過程とを有し
ている。この方法はさらに二つの過程をも有している。
一つは、異なる周波数を有する複数の応答成分の各々の
少なくとも一つの特性を有する応答光の周波数分域表示
値をもたらす過程であり、他の一つは、周波数分域表示
値のこれらの特性から発光化合物の一つまたは二以上の
発光減衰パラメータの値を引き出す過程である。本発明
の装置と関連して述べたように、周波数分域変換、およ
び周波数分域表示値の特性からの減衰パラメータの引き
出しを行うことによって、速度や雑音抑制などの利点が
もたらされる。
【００１７】本発明のこれらの、および他の目的、特徴
および利点は図面を参照して、好適な実施例について以
下に詳細に説明することにより容易に明らかになる。
および利点は図面を参照して、好適な実施例について以
下に詳細に説明することにより容易に明らかになる。
【００１８】
【実施例】図１に示すように、本発明の一実施例に係る
装置は、メモリー２２とデータ入出力機２４とを有する
中央制御コンピュータ２０を有している。さらに、本装
置は予め定めた周波数でクロックパルスを発するように
されているプログラム可能なクリスタル・クロック２６
を有している。プログラム可能なパルス発生器２８は電
気的な矩形波パルスを励起周波数Ｆe およびサンプリン
グ周波数Ｆs で発するように形成されている。励起周波
数Ｆe およびサンプリング周波数Ｆs はクリスタル・ク
ロック２６からのクロック信号を計数することによって
求められるものである。パルス発生器２８は、矩形波パ
ルスの励起周波数Ｆe およびサンプリング周波数Ｆs が
コンピュータ２０によって選択可能であるように配置さ
れており、コンピュータによる選択は、各サイクルにお
いてパルス発生器２８によって計数されるべきクロック
２６の発生クロック信号の数を調整することによって行
われる。さらに、パルス発生器２８は、コンピュータ２
０によって制御されて周波数Ｆs およびＦe において発
せられる矩形波パルスの幅、すなわちデューティ・サイ
クルを変えることができるように設けられている。
装置は、メモリー２２とデータ入出力機２４とを有する
中央制御コンピュータ２０を有している。さらに、本装
置は予め定めた周波数でクロックパルスを発するように
されているプログラム可能なクリスタル・クロック２６
を有している。プログラム可能なパルス発生器２８は電
気的な矩形波パルスを励起周波数Ｆe およびサンプリン
グ周波数Ｆs で発するように形成されている。励起周波
数Ｆe およびサンプリング周波数Ｆs はクリスタル・ク
ロック２６からのクロック信号を計数することによって
求められるものである。パルス発生器２８は、矩形波パ
ルスの励起周波数Ｆe およびサンプリング周波数Ｆs が
コンピュータ２０によって選択可能であるように配置さ
れており、コンピュータによる選択は、各サイクルにお
いてパルス発生器２８によって計数されるべきクロック
２６の発生クロック信号の数を調整することによって行
われる。さらに、パルス発生器２８は、コンピュータ２
０によって制御されて周波数Ｆs およびＦe において発
せられる矩形波パルスの幅、すなわちデューティ・サイ
クルを変えることができるように設けられている。
【００１９】励起周波数Ｆe を有するパルス発生器２８
の出力は光パルス源３０の入力部と接続している。光パ
ルス源３０は電気的に制御可能な光発生構造体を備えて
いる。この光発生構造体は発光ダイオード、あるいは他
の各要素を組み合わせたものとすることができる。例え
ば、音響オプティックモジュレーター、あるいは与えら
れた電気信号に応答して光の通過を制御するように設け
られた他の機器と連結している連続波レーザーなどであ
る。パルス発生源３０の光出力側は制御可能な可変開口
３２と帯域オプティックフィルター３４とを介して公知
の光学的スイッチ兼カプラ３６の入力部に接続してい
る。帯域オプティックフィルター３４は所定の領域の波
長を有する光のみ通過させ、その領域から外れる波長を
有する光は遮断するように形成されている。カプラ３６
の出力の一つはプローブ４２に送られる。
の出力は光パルス源３０の入力部と接続している。光パ
ルス源３０は電気的に制御可能な光発生構造体を備えて
いる。この光発生構造体は発光ダイオード、あるいは他
の各要素を組み合わせたものとすることができる。例え
ば、音響オプティックモジュレーター、あるいは与えら
れた電気信号に応答して光の通過を制御するように設け
られた他の機器と連結している連続波レーザーなどであ
る。パルス発生源３０の光出力側は制御可能な可変開口
３２と帯域オプティックフィルター３４とを介して公知
の光学的スイッチ兼カプラ３６の入力部に接続してい
る。帯域オプティックフィルター３４は所定の領域の波
長を有する光のみ通過させ、その領域から外れる波長を
有する光は遮断するように形成されている。カプラ３６
の出力の一つはプローブ４２に送られる。
【００２０】プローブ４２は、末端４４と先端４５とを
有する細長い光伝達ファイバー４３を有している。光伝
達ファイバー４３は段階インデックスクォーツ光ファイ
バーである。光伝達ファイバー４３はコア４６とクラッ
ディング４７とを有し、クラッディング４７はファイバ
ー４３の全長にわたってコア４６をとり囲んでいる。コ
ア４６とクラッディング４７はともにクォーツその他の
透明物質からつくられているが、クラッディング４７の
屈折率はコア４６よりもわずかに小さい。光伝達ファイ
バー４３の断面はほぼ円形である。光伝達ファイバー４
３の外径ｄ0 は約４５０マイクロメータ以下であり、好
ましくは約２００マイクロメータ以下であり、最も好ま
しくは約１４０マイクロメータ以下である。コア４６の
直径ｄｃは光伝達ファイバー４３の外径ｄ0 の約６０〜
８０％である。すなわち、光伝達ファイバー４３の外径
ｄ0 が約１４０マイクロメータである場合には約１００
マイクロメータであり、より好ましくは約１００ミクロ
ン以下である。
有する細長い光伝達ファイバー４３を有している。光伝
達ファイバー４３は段階インデックスクォーツ光ファイ
バーである。光伝達ファイバー４３はコア４６とクラッ
ディング４７とを有し、クラッディング４７はファイバ
ー４３の全長にわたってコア４６をとり囲んでいる。コ
ア４６とクラッディング４７はともにクォーツその他の
透明物質からつくられているが、クラッディング４７の
屈折率はコア４６よりもわずかに小さい。光伝達ファイ
バー４３の断面はほぼ円形である。光伝達ファイバー４
３の外径ｄ0 は約４５０マイクロメータ以下であり、好
ましくは約２００マイクロメータ以下であり、最も好ま
しくは約１４０マイクロメータ以下である。コア４６の
直径ｄｃは光伝達ファイバー４３の外径ｄ0 の約６０〜
８０％である。すなわち、光伝達ファイバー４３の外径
ｄ0 が約１４０マイクロメータである場合には約１００
マイクロメータであり、より好ましくは約１００ミクロ
ン以下である。
【００２１】発光物質のマス４８が光伝達ファイバー４
３の先端４５に取り付けられている。このマス４８は、
酸素が浸透可能な透明プラスティック樹脂５０の中に埋
め込まれた燐光物質４９の結晶からなるものである。マ
ス４８は、プラスティック樹脂５０をファイバー４３の
材料に接着させることによって、ファイバー４３に結合
されていることが好ましい。マス４８の直径（ファイバ
ー４３が延びている方向と直交する方向における長さ）
はファイバー４３の外径ｄ0 とほぼ等しいか、あるいは
わずかに大きいだけである。酸素が浸透可能なプラステ
ィック樹脂５０は、ダウ・ケミカル（Ｄｏｗ Ｃｈｅｍ
ｉｃａｌ）社が販売しているペレタン（Ｐｅｌｌｅｔｈ
ａｎｅ）のようなポリウレタンとしても良いし、あるい
はゼネラル・エレクトリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌ
ｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ．）が販売しているようなシリコー
ンカーボネートとしても良い。燐光物質４９は酸素に対
して大きな感度を有しており、酸素が存在するときには
燐光が消えることが好ましい。使用することができる物
質の中には次の族から選択された化合物の金属化された
誘導体が含まれる。その族とは、ポルフィリン、塩素、
バクテリア性塩素、ポルフィリノーゲン、およびこれら
の化合物のアルキルまたはアリール置換誘導体からなる
族である。これらの化合物は全て特有のマルチリング構
造を有しており、この構造においては複数の窒素原子が
該構造の中心に隣接して相互に並んで配置されている。
金属化された化合物においては、金属原子またはイオン
は該化合物の中心に隣接して配置されており、これらの
金属原子またはイオンは一般にマルチリング構造の窒素
原子と結合していると考えられている。使用することが
できる金属化された誘導体の中にはプラチナおよびパラ
ジウムからなる族から選択されたそれらの軸受メタルが
含まれる。これらの金属は組み合わせて用いることも可
能である。特に好適な酸素反応型発光物質はプラチナテ
トラフェニルポルフィリン（一般に「プラチナポルフィ
リン」と呼ばれている）である。
３の先端４５に取り付けられている。このマス４８は、
酸素が浸透可能な透明プラスティック樹脂５０の中に埋
め込まれた燐光物質４９の結晶からなるものである。マ
ス４８は、プラスティック樹脂５０をファイバー４３の
材料に接着させることによって、ファイバー４３に結合
されていることが好ましい。マス４８の直径（ファイバ
ー４３が延びている方向と直交する方向における長さ）
はファイバー４３の外径ｄ0 とほぼ等しいか、あるいは
わずかに大きいだけである。酸素が浸透可能なプラステ
ィック樹脂５０は、ダウ・ケミカル（Ｄｏｗ Ｃｈｅｍ
ｉｃａｌ）社が販売しているペレタン（Ｐｅｌｌｅｔｈ
ａｎｅ）のようなポリウレタンとしても良いし、あるい
はゼネラル・エレクトリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌ
ｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ．）が販売しているようなシリコー
ンカーボネートとしても良い。燐光物質４９は酸素に対
して大きな感度を有しており、酸素が存在するときには
燐光が消えることが好ましい。使用することができる物
質の中には次の族から選択された化合物の金属化された
誘導体が含まれる。その族とは、ポルフィリン、塩素、
バクテリア性塩素、ポルフィリノーゲン、およびこれら
の化合物のアルキルまたはアリール置換誘導体からなる
族である。これらの化合物は全て特有のマルチリング構
造を有しており、この構造においては複数の窒素原子が
該構造の中心に隣接して相互に並んで配置されている。
金属化された化合物においては、金属原子またはイオン
は該化合物の中心に隣接して配置されており、これらの
金属原子またはイオンは一般にマルチリング構造の窒素
原子と結合していると考えられている。使用することが
できる金属化された誘導体の中にはプラチナおよびパラ
ジウムからなる族から選択されたそれらの軸受メタルが
含まれる。これらの金属は組み合わせて用いることも可
能である。特に好適な酸素反応型発光物質はプラチナテ
トラフェニルポルフィリン（一般に「プラチナポルフィ
リン」と呼ばれている）である。
【００２２】マス４８内部の発光化合物は光伝達ファイ
バー４３とは光を伝達し得る関係にある。このため、光
が末端４４から先端４５までファイバー４３に沿って通
過する場合には、少なくともその光の一部はマス４８に
入り込む。これとは逆に、燐光物質４９による燐光発光
のように光がマス４８から放射される場合には、その放
射された光の少なくとも一部はファイバー４３のコア４
６内部に入り込み、ファイバー４３に沿って末端４４の
方向に戻っていく。
バー４３とは光を伝達し得る関係にある。このため、光
が末端４４から先端４５までファイバー４３に沿って通
過する場合には、少なくともその光の一部はマス４８に
入り込む。これとは逆に、燐光物質４９による燐光発光
のように光がマス４８から放射される場合には、その放
射された光の少なくとも一部はファイバー４３のコア４
６内部に入り込み、ファイバー４３に沿って末端４４の
方向に戻っていく。
【００２３】光伝達ファイバー４３の末端４４は公知の
光ファイバー連結器５１を介してカプラ３６と接続して
いる。カプラ３６の出力は帯域オプティックフィルター
５３を介して検出器５６に通じている。検出器５６は光
を電気信号に変換するものであり、この変換により電気
信号の振幅は検出器５６に供給される入射光の振幅に対
して一次的関係を有するようにされる。検出器５６は反
応時間が極めて短い高感度装置であることが好ましい。
検出器５６はフォトマルチプライヤ管を有することが適
当であり、フォトマルチプライヤ管としては、例えばハ
ママツ・フォトニクス株式会社のＲ９２８を用いる。さ
らに、検出器５６はアバランシェフォトダイオードとマ
イクロチャネルプレートとを有する。これらもハママツ
・フォトニクス株式会社が販売しているものである。検
出器５６の電気信号は増幅器５８に送られる。増幅器５
８の出力は電気帯域フィルター６０に送られる。帯域フ
ィルター６０は、基本励起周波数Ｆe のわずか下方から
上側周波数Ｆu までの通過帯域を有していることが好ま
しい。上側周波数Ｆu は一般的には周波数Ｆe の約５〜
１００倍であり、好ましくは周波数Ｆe の約５〜５０倍
である。このように、帯域フィルター６０の通過帯域
は、一般的に、基本励起周波数Ｆe と予め定めた周波数
の高調波群とを包含するように決められている。例え
ば、基本励起周波数Ｆe と最初の５個の調波、あるいは
基本励起周波数Ｆe と最初の１００個の調波などを含む
ように決められている。帯域フィルター６０の出力は、
アナログからディジタルへ変換するトリガー可能なＡ／
Ｄ変換器６２の信号入力部へ送られる。Ａ／Ｄ変換器６
２はトリガー信号を受信すると帯域フィルター６０を通
過した電気信号の瞬間的な振幅を捕獲し、その捕獲した
値をディジタルの形で送り出す。Ａ／Ｄ変換器６２の出
力はＤＭＡ（ダイレクト・メモリ・アクセス・デバイ
ス）６４を通ってコンピュータ２０のメモリー２２に送
られる。これによって、Ａ／Ｄ変換器が供給したディジ
タル値は、コンピュータ２０内部の処理動作を妨げるこ
となく、ほとんど即座にメモリー２２内部の所定の位置
に書き込むことが可能になる。Ａ／Ｄ変換器６２のトリ
ガー入力部はサンプリング周波数Ｆs のパルスを発する
パルス発生器２８の出力部と接続しており、このため、
それらの各パルスによってＡ／Ｄ変換器６２がトリガー
され、さらにサンプルが捕獲される。
光ファイバー連結器５１を介してカプラ３６と接続して
いる。カプラ３６の出力は帯域オプティックフィルター
５３を介して検出器５６に通じている。検出器５６は光
を電気信号に変換するものであり、この変換により電気
信号の振幅は検出器５６に供給される入射光の振幅に対
して一次的関係を有するようにされる。検出器５６は反
応時間が極めて短い高感度装置であることが好ましい。
検出器５６はフォトマルチプライヤ管を有することが適
当であり、フォトマルチプライヤ管としては、例えばハ
ママツ・フォトニクス株式会社のＲ９２８を用いる。さ
らに、検出器５６はアバランシェフォトダイオードとマ
イクロチャネルプレートとを有する。これらもハママツ
・フォトニクス株式会社が販売しているものである。検
出器５６の電気信号は増幅器５８に送られる。増幅器５
８の出力は電気帯域フィルター６０に送られる。帯域フ
ィルター６０は、基本励起周波数Ｆe のわずか下方から
上側周波数Ｆu までの通過帯域を有していることが好ま
しい。上側周波数Ｆu は一般的には周波数Ｆe の約５〜
１００倍であり、好ましくは周波数Ｆe の約５〜５０倍
である。このように、帯域フィルター６０の通過帯域
は、一般的に、基本励起周波数Ｆe と予め定めた周波数
の高調波群とを包含するように決められている。例え
ば、基本励起周波数Ｆe と最初の５個の調波、あるいは
基本励起周波数Ｆe と最初の１００個の調波などを含む
ように決められている。帯域フィルター６０の出力は、
アナログからディジタルへ変換するトリガー可能なＡ／
Ｄ変換器６２の信号入力部へ送られる。Ａ／Ｄ変換器６
２はトリガー信号を受信すると帯域フィルター６０を通
過した電気信号の瞬間的な振幅を捕獲し、その捕獲した
値をディジタルの形で送り出す。Ａ／Ｄ変換器６２の出
力はＤＭＡ（ダイレクト・メモリ・アクセス・デバイ
ス）６４を通ってコンピュータ２０のメモリー２２に送
られる。これによって、Ａ／Ｄ変換器が供給したディジ
タル値は、コンピュータ２０内部の処理動作を妨げるこ
となく、ほとんど即座にメモリー２２内部の所定の位置
に書き込むことが可能になる。Ａ／Ｄ変換器６２のトリ
ガー入力部はサンプリング周波数Ｆs のパルスを発する
パルス発生器２８の出力部と接続しており、このため、
それらの各パルスによってＡ／Ｄ変換器６２がトリガー
され、さらにサンプルが捕獲される。
【００２４】帯域フィルター６０からの電気出力はフィ
ードバック開口制御回路６５にも送られる。制御回路６
５とコンピュータ２０とは、制御回路６５が帯域フィル
ター６０からの電気信号の振幅に対して目標物すなわち
セットポイント値を受信することができるように結合さ
れている。開口制御回路６５はまた可変開口３２とも接
続しており、可変開口３２は開口制御回路６５からの制
御信号に応答する。このように、開口制御回路６５は、
帯域フィルター６０からの信号のピーク振幅が予め選択
されたセットポイントに維持されるように、可変開口３
２を調節する。また、開口制御回路６５は、コンピュー
タ２０からの適当なコマンドによってのみ可変開口３２
を調節し、そのようなコマンドが発せられない場合に
は、開口制御回路６５は可変開口３２のセッティングを
定数値に維持する。
ードバック開口制御回路６５にも送られる。制御回路６
５とコンピュータ２０とは、制御回路６５が帯域フィル
ター６０からの電気信号の振幅に対して目標物すなわち
セットポイント値を受信することができるように結合さ
れている。開口制御回路６５はまた可変開口３２とも接
続しており、可変開口３２は開口制御回路６５からの制
御信号に応答する。このように、開口制御回路６５は、
帯域フィルター６０からの信号のピーク振幅が予め選択
されたセットポイントに維持されるように、可変開口３
２を調節する。また、開口制御回路６５は、コンピュー
タ２０からの適当なコマンドによってのみ可変開口３２
を調節し、そのようなコマンドが発せられない場合に
は、開口制御回路６５は可変開口３２のセッティングを
定数値に維持する。
【００２５】本発明の一実施例に係る方法においては、
プローブ４２は被験者体内に挿入され、プローブ４２の
先端が被験者体内に位置し、被験者体内の状況を検知し
得るようにされる。図１に示すように、光伝達ファイバ
ー４３の先端４５は人間その他の哺乳動物である被験者
Ｓの血管Ｂ内部に、例えば、静脈または動脈カテーテル
５１のような公知の血管カテーテルを介して挿入され
る。ファイバー４３、およびファイバー４３の先端４５
にある発光化合物のマス４８は比較的直径が小さいの
で、上記の挿入は容易に行うことができる。例えば、カ
テーテル５１は約４５０マイクロメーターの内径を有す
る公知の２２ゲージカテーテルを用いることができ、こ
のようなカテーテルに対してはファイバー４３を容易に
嵌合させることができる。プローブの挿入のためにその
ような小さなカテーテルを用いることができることによ
り大きな利点が生じる。すなわち、そのような小さなカ
テーテルは血管内に配置させることが比較的容易であ
り、被験者に対しても最小限の外傷のみを与えるのにと
どまるからである。プローブ４２は、ファイバー４３の
先端４５が血管内にあり、末端４４が被験者の体外にあ
るように配置され、これによって、光ファイバー連結器
５１を介してのカプラ３６への接続が容易にアクセス可
能となっている。プローブが所定の位置に配置される
と、マス４８内部の酸素浸透可能なプラスティック樹脂
５０は血管Ｂ内の血液の酸素と平衡状態に達し、これに
よりマス４８内の燐光物質４９は、血液内の酸素濃度に
よって変化する酸素量に晒されることになる。
プローブ４２は被験者体内に挿入され、プローブ４２の
先端が被験者体内に位置し、被験者体内の状況を検知し
得るようにされる。図１に示すように、光伝達ファイバ
ー４３の先端４５は人間その他の哺乳動物である被験者
Ｓの血管Ｂ内部に、例えば、静脈または動脈カテーテル
５１のような公知の血管カテーテルを介して挿入され
る。ファイバー４３、およびファイバー４３の先端４５
にある発光化合物のマス４８は比較的直径が小さいの
で、上記の挿入は容易に行うことができる。例えば、カ
テーテル５１は約４５０マイクロメーターの内径を有す
る公知の２２ゲージカテーテルを用いることができ、こ
のようなカテーテルに対してはファイバー４３を容易に
嵌合させることができる。プローブの挿入のためにその
ような小さなカテーテルを用いることができることによ
り大きな利点が生じる。すなわち、そのような小さなカ
テーテルは血管内に配置させることが比較的容易であ
り、被験者に対しても最小限の外傷のみを与えるのにと
どまるからである。プローブ４２は、ファイバー４３の
先端４５が血管内にあり、末端４４が被験者の体外にあ
るように配置され、これによって、光ファイバー連結器
５１を介してのカプラ３６への接続が容易にアクセス可
能となっている。プローブが所定の位置に配置される
と、マス４８内部の酸素浸透可能なプラスティック樹脂
５０は血管Ｂ内の血液の酸素と平衡状態に達し、これに
よりマス４８内の燐光物質４９は、血液内の酸素濃度に
よって変化する酸素量に晒されることになる。
【００２６】コンピュータ２０は本装置を付勢して所定
のルーティンを行わせる。コンピュータ２０はデータ入
出力機２４を介してコンピュータ２０に与えられた指示
に応じて、発すべき基本周波数Ｆe を選択する。一般的
には、基本周波数Ｆe は、マス４８の化合物の既知の減
衰時間の範囲からオペレータによって直接に選択され
る。このように、各発光化合物について基本周波数Ｆe
は所定の範囲に収まるようになっている。通常与えられ
る光パルスの基本周波数は、連続するパルス間の反復時
間Ｔe が観察すべき発光現象の減衰時間よりも長くなる
ように、選択される。一般的には、反復時間Ｔe は予想
される減衰時間の約５倍から約２０倍である。上述した
好適な燐光物質については、その減衰時間は約２０マイ
クロ秒であり、したがって基本周波数Ｆe は約７００Ｈ
ｚから約１０ＫＨｚである。
のルーティンを行わせる。コンピュータ２０はデータ入
出力機２４を介してコンピュータ２０に与えられた指示
に応じて、発すべき基本周波数Ｆe を選択する。一般的
には、基本周波数Ｆe は、マス４８の化合物の既知の減
衰時間の範囲からオペレータによって直接に選択され
る。このように、各発光化合物について基本周波数Ｆe
は所定の範囲に収まるようになっている。通常与えられ
る光パルスの基本周波数は、連続するパルス間の反復時
間Ｔe が観察すべき発光現象の減衰時間よりも長くなる
ように、選択される。一般的には、反復時間Ｔe は予想
される減衰時間の約５倍から約２０倍である。上述した
好適な燐光物質については、その減衰時間は約２０マイ
クロ秒であり、したがって基本周波数Ｆe は約７００Ｈ
ｚから約１０ＫＨｚである。
【００２７】コンピュータ２０は、そのように選択され
た基本周波数Ｆe よりも大きい割合でクロックパルスを
発生させるようにクリスタル・クロック２６をセット
し、さらに、パルス発生器２８を付勢して、選択された
基本周波数Ｆe を有する一連の電気パルスとしてドライ
ブ信号Ｄ（ｔ）を発する。また、コンピュータ２０はパ
ルス発生器２８を制御して波形のデューティサイクルを
制御する。図３に示すように、ドライブ信号Ｄ（ｔ）は
各サイクルにおいて高状態６６と低状態６８との間で交
互に変化する。波形がオン状態すなわち高状態となって
いる時間Ｔh は全サイクル時間Ｔe に対して比較的小さ
な割合である。以後、分数Ｔh ／Ｔe すなわち各サイク
ルにおける高状態の時間の割合をその波形の「デューテ
ィサイクル」と呼ぶ。数学の基本原理から容易に理解で
きるように、そのような矩形状の波形は基本周波数Ｆe
を有する基本成分と基本周波数Ｆe の倍数の周波数を有
する調波成分を有している。
た基本周波数Ｆe よりも大きい割合でクロックパルスを
発生させるようにクリスタル・クロック２６をセット
し、さらに、パルス発生器２８を付勢して、選択された
基本周波数Ｆe を有する一連の電気パルスとしてドライ
ブ信号Ｄ（ｔ）を発する。また、コンピュータ２０はパ
ルス発生器２８を制御して波形のデューティサイクルを
制御する。図３に示すように、ドライブ信号Ｄ（ｔ）は
各サイクルにおいて高状態６６と低状態６８との間で交
互に変化する。波形がオン状態すなわち高状態となって
いる時間Ｔh は全サイクル時間Ｔe に対して比較的小さ
な割合である。以後、分数Ｔh ／Ｔe すなわち各サイク
ルにおける高状態の時間の割合をその波形の「デューテ
ィサイクル」と呼ぶ。数学の基本原理から容易に理解で
きるように、そのような矩形状の波形は基本周波数Ｆe
を有する基本成分と基本周波数Ｆe の倍数の周波数を有
する調波成分を有している。
【００２８】コンピュータ２０は、また、パルス発生器
２８を付勢してサンプリング周波数Ｆs およびサンプリ
ング時間Ｔs を有する一連のトリガーパルスを発生させ
る。以下に述べるように、サンプリング時間Ｔs は、サ
ンプリング時間Ｔs が全サイクル時間Ｔe 、あるいは全
サイクル時間Ｔe の整数倍とわずかに異なるように選択
される。サンプリング時間Ｔs と全サイクル時間Ｔe と
の間の好適な関係は、
２８を付勢してサンプリング周波数Ｆs およびサンプリ
ング時間Ｔs を有する一連のトリガーパルスを発生させ
る。以下に述べるように、サンプリング時間Ｔs は、サ
ンプリング時間Ｔs が全サイクル時間Ｔe 、あるいは全
サイクル時間Ｔe の整数倍とわずかに異なるように選択
される。サンプリング時間Ｔs と全サイクル時間Ｔe と
の間の好適な関係は、
【００２９】
【数１】
【００３０】である。ここで、Ｎw は１または１より大
きい正の整数であり、Ｎp は１より大きい絶対値を有す
る有理数である。Ｎpは整数であることが最も好まし
い。Ｎp は正であっても、負であってもよい。
きい正の整数であり、Ｎp は１より大きい絶対値を有す
る有理数である。Ｎpは整数であることが最も好まし
い。Ｎp は正であっても、負であってもよい。
【００３１】パルス発生器２８からのドライブ信号Ｄ
（ｔ）は光パルス源３０に送られ、光パルス源３０はこ
のドライブ信号Ｄ（ｔ）に応じて振幅が変化する光を発
する。このように、励起パルス信号の高状態６６の期間
においては、光はオンになり、これに対して、低状態６
８の間においては光はオフ、すなわち低い値になってい
る。この励起光は可変開口３２と帯域フィルター３４と
を通過してカプラ３６に達する。コンピュータ２０は最
初に基準サイクルを設定する。この基準サイクルの間に
コンピュータ２０はカプラ３６にコマンドを出し、励起
光を検出器５６まで通過させる。検出器５６は入射され
てきたこの励起光を表す電気信号を発する。開口制御回
路６５は増幅器５８からの信号のピーク振幅を検出し、
次いで可変開口３２を調節してこの信号の振幅がＡ／Ｄ
変換器６２の作動範囲内の特定の範囲に入るようにす
る。この調節が一旦行われると、開口制御回路６５は可
変開口３２を一定のセッティングに維持する。帯域フィ
ルター６０は電気信号をフィルターにかけたものをＡ／
Ｄ変換器６２に送る。
（ｔ）は光パルス源３０に送られ、光パルス源３０はこ
のドライブ信号Ｄ（ｔ）に応じて振幅が変化する光を発
する。このように、励起パルス信号の高状態６６の期間
においては、光はオンになり、これに対して、低状態６
８の間においては光はオフ、すなわち低い値になってい
る。この励起光は可変開口３２と帯域フィルター３４と
を通過してカプラ３６に達する。コンピュータ２０は最
初に基準サイクルを設定する。この基準サイクルの間に
コンピュータ２０はカプラ３６にコマンドを出し、励起
光を検出器５６まで通過させる。検出器５６は入射され
てきたこの励起光を表す電気信号を発する。開口制御回
路６５は増幅器５８からの信号のピーク振幅を検出し、
次いで可変開口３２を調節してこの信号の振幅がＡ／Ｄ
変換器６２の作動範囲内の特定の範囲に入るようにす
る。この調節が一旦行われると、開口制御回路６５は可
変開口３２を一定のセッティングに維持する。帯域フィ
ルター６０は電気信号をフィルターにかけたものをＡ／
Ｄ変換器６２に送る。
【００３２】本方法のこの段階において帯域フィルター
６０を通過した電気信号は励起光を表す基準信号であ
る。この基準信号は光学要素３０、３４、３６を介して
光パルス源３０により与えられたもので、この基準信号
にはこれらの光学要素によって、あるいは検出器５６、
増幅回路５８によって、さらにフィルター６０それ自体
によって振幅変化、位相シフトあるいは歪みがもたらさ
れている。この励起信号Ｅ（ｔ）（図３参照）はほぼ矩
形波の形状をなしており、元のドライブ信号Ｄ（ｔ）と
同じ基本周波数Ｆe および反復時間Ｔe を有している。
Ａ／Ｄ変換器６２はフィルター６０を通る基準電気信号
をサンプリングする。検出器５６により発せられた基準
電気信号は直接にサンプリングされる。すなわち、いか
なる中間的な相関関係、混合、あるいは周波数シフト操
作も行われていない。換言すれば、サンプリング装置す
なわちＡ／Ｄ変換器６２に到達する信号の各成分は、検
出器５６が発した信号内の対応する成分と同じ周波数を
有している。
６０を通過した電気信号は励起光を表す基準信号であ
る。この基準信号は光学要素３０、３４、３６を介して
光パルス源３０により与えられたもので、この基準信号
にはこれらの光学要素によって、あるいは検出器５６、
増幅回路５８によって、さらにフィルター６０それ自体
によって振幅変化、位相シフトあるいは歪みがもたらさ
れている。この励起信号Ｅ（ｔ）（図３参照）はほぼ矩
形波の形状をなしており、元のドライブ信号Ｄ（ｔ）と
同じ基本周波数Ｆe および反復時間Ｔe を有している。
Ａ／Ｄ変換器６２はフィルター６０を通る基準電気信号
をサンプリングする。検出器５６により発せられた基準
電気信号は直接にサンプリングされる。すなわち、いか
なる中間的な相関関係、混合、あるいは周波数シフト操
作も行われていない。換言すれば、サンプリング装置す
なわちＡ／Ｄ変換器６２に到達する信号の各成分は、検
出器５６が発した信号内の対応する成分と同じ周波数を
有している。
【００３３】パルス発生器２８が発したトリガーすなわ
ちサンプリング信号の各パルスにおいて、Ａ／Ｄ変換器
６２はトリガーパルスが来たときに基準信号の振幅を捕
らえることによりサンプリングを行い、その振幅を表す
ディジタルワードを発する。これらのディジタルワード
はＡ／Ｄ変換器６２により発せられたものであるのでＤ
ＭＡ６４はこれらのディジタルワードを受け取り、それ
らを順番にメモリー２２に記憶する。この一連の作動が
続けられ、一連の基準あるいは励起値がメモリー２２内
に記憶される。Ａ／Ｄ変換器６２に与えられたサンプリ
ング信号すなわちトリガー信号の反復時間Ｔs は励起信
号の反復時間Ｔe とわずかに異なっているので、Ａ／Ｄ
変換器６２により捕獲された各サンプルは励起信号Ｅ
（ｔ）の波形においてわずかに異なった地点において生
じる。図３においては、各サンプルの反復時間Ｔs はＥ
（ｔ）波形において黒丸の点として示されている。その
ようなサンプルのうち第一番目のものである７０（ａ）
はオン状態すなわち高状態の始期において生じている。
その次のサンプル７０（ｂ）はＥ（ｔ）の次のサイクル
において「オン」期間の始期よりもわずかに後に生じて
いる。サンプル７０（ｃ）はその波形のわずかに後の時
点において生じている。以下、同様である。
ちサンプリング信号の各パルスにおいて、Ａ／Ｄ変換器
６２はトリガーパルスが来たときに基準信号の振幅を捕
らえることによりサンプリングを行い、その振幅を表す
ディジタルワードを発する。これらのディジタルワード
はＡ／Ｄ変換器６２により発せられたものであるのでＤ
ＭＡ６４はこれらのディジタルワードを受け取り、それ
らを順番にメモリー２２に記憶する。この一連の作動が
続けられ、一連の基準あるいは励起値がメモリー２２内
に記憶される。Ａ／Ｄ変換器６２に与えられたサンプリ
ング信号すなわちトリガー信号の反復時間Ｔs は励起信
号の反復時間Ｔe とわずかに異なっているので、Ａ／Ｄ
変換器６２により捕獲された各サンプルは励起信号Ｅ
（ｔ）の波形においてわずかに異なった地点において生
じる。図３においては、各サンプルの反復時間Ｔs はＥ
（ｔ）波形において黒丸の点として示されている。その
ようなサンプルのうち第一番目のものである７０（ａ）
はオン状態すなわち高状態の始期において生じている。
その次のサンプル７０（ｂ）はＥ（ｔ）の次のサイクル
において「オン」期間の始期よりもわずかに後に生じて
いる。サンプル７０（ｃ）はその波形のわずかに後の時
点において生じている。以下、同様である。
【００３４】図３に示した例においては、サンプリング
時間Ｔs は励起波形Ｅ（ｔ）の一つの反復時間Ｔe より
もわずかに大きい。すなわち、前述の（式１）において
Ｎw ＝１である。Ｎw が１よりも大きい場合には、サン
プルなしのＥ（ｔ）の全期間は連続するサンプルの間に
おいて生じる。連続サンプルの間の時間Ｔs と励起波形
の時間Ｔe の整数倍との差は時間Ｔe の有理分数、すな
わちＴe／Ｎp である。ここで、Ｎp は有理数である。
図３に示す例においては、Ｎp は１より大きい絶対値を
有する整数である。したがって、（Ｎp ＋１）番目のサ
ンプルは第１番目のサンプルとＥ（ｔ）の同じ地点に位
置する。このように、サンプル７０（ｄ）はサンプル７
０（ａ）と全く同じＥ（ｔ）の地点に取られることにな
る。換言すれば、各サンプルにおいては、そのサンプル
はＥ（ｔ）波形よりＴe ／Ｎp だけ遅れ、このためＮp
個のサンプルが取られた後、Ｅ（ｔ）波形に対するその
サンプルの蓄積遅れは時間Ｔe 、すなわち波形の全反復
時間に等しくなり、これにより次のサンプルは第一のサ
ンプルと同じ波形の地点に位置する。このように、サン
プリングは励起波形に関して固有である。それぞれのＮ
p 個のサンプルはその波形の一つのサイクルを表す表示
を構成する。サンプリングは十分な時間にわたって続け
られ、多くのＮp 個のサンプルが蓄積される。
時間Ｔs は励起波形Ｅ（ｔ）の一つの反復時間Ｔe より
もわずかに大きい。すなわち、前述の（式１）において
Ｎw ＝１である。Ｎw が１よりも大きい場合には、サン
プルなしのＥ（ｔ）の全期間は連続するサンプルの間に
おいて生じる。連続サンプルの間の時間Ｔs と励起波形
の時間Ｔe の整数倍との差は時間Ｔe の有理分数、すな
わちＴe／Ｎp である。ここで、Ｎp は有理数である。
図３に示す例においては、Ｎp は１より大きい絶対値を
有する整数である。したがって、（Ｎp ＋１）番目のサ
ンプルは第１番目のサンプルとＥ（ｔ）の同じ地点に位
置する。このように、サンプル７０（ｄ）はサンプル７
０（ａ）と全く同じＥ（ｔ）の地点に取られることにな
る。換言すれば、各サンプルにおいては、そのサンプル
はＥ（ｔ）波形よりＴe ／Ｎp だけ遅れ、このためＮp
個のサンプルが取られた後、Ｅ（ｔ）波形に対するその
サンプルの蓄積遅れは時間Ｔe 、すなわち波形の全反復
時間に等しくなり、これにより次のサンプルは第一のサ
ンプルと同じ波形の地点に位置する。このように、サン
プリングは励起波形に関して固有である。それぞれのＮ
p 個のサンプルはその波形の一つのサイクルを表す表示
を構成する。サンプリングは十分な時間にわたって続け
られ、多くのＮp 個のサンプルが蓄積される。
【００３５】サンプルが採取されている間に、コンピュ
ータ２０は波形の所定の地点から取られた全てのサンプ
ルを平均化する。このように、コンピュータ２０はサン
プリング地点７０（ａ）において記録された値と、サン
プリング地点７０（ｄ）において記録された値と、他の
サンプリング地点（図示せず）において記録された値と
を波形の同じ地点において平均化し、波形のこの地点に
おける全てのサンプルに対する平均値を出す。同様にし
て、コンピュータ２０は波形の第二の地点を表す全ての
サンプル、すなわち、サンプリング地点７０（ｂ）、サ
ンプリング地点７０（ｅ）および他の同様な値（図示せ
ず）についての平均値を算出する。この処理段階では標
準的なコンピュータ平均化技術を用いる。このようにし
て、それぞれのサンプルはＮp 個の別個のメモリーレジ
スタに保持されているＮp 個のランニング総計に加えら
れる。コンピュータ２０は（Ｎp ＋１）番目の各サンプ
ルを同じメモリーレジスターに送り、そのサンプルはそ
のレジスターにおけるランニング総計に加えられる。次
いで、各総計はその総計に含まれているサンプル数で除
される。このようにして、Ｎp 個の別個の平均値が算出
される。Ｎp 個のこれらの平均サンプル値はサンプル化
された励起信号を構成し、それらが集合で励起信号Ｅ
（ｔ）の完全な波形を表す。サンプリング時間Ｔs はＥ
（ｔ）波形の反復時間Ｔe よりも実際に長いが、効果的
なサンプリング率はＮw Ｎp の絶対値にほぼ等しいファ
クターが乗ぜられる。波形はＮp 個のサンプル地点によ
って表されるので、効果はサンプリング率が約Ｎw Ｎp
倍の大きさであるかのように、あるいは励起波形Ｅ
（ｔ）の基本周波数がＮw Ｎp で除されたかのように、
ほぼ同じとなる。この効果は図３に破線で示した仮定の
Ｅ（ｔ）サンプル化波形によって表される。このよう
に、連続するサンプル間の期間Ｔs は破線の波形の乗ぜ
られた反復期間の小さな分数でしかない。
ータ２０は波形の所定の地点から取られた全てのサンプ
ルを平均化する。このように、コンピュータ２０はサン
プリング地点７０（ａ）において記録された値と、サン
プリング地点７０（ｄ）において記録された値と、他の
サンプリング地点（図示せず）において記録された値と
を波形の同じ地点において平均化し、波形のこの地点に
おける全てのサンプルに対する平均値を出す。同様にし
て、コンピュータ２０は波形の第二の地点を表す全ての
サンプル、すなわち、サンプリング地点７０（ｂ）、サ
ンプリング地点７０（ｅ）および他の同様な値（図示せ
ず）についての平均値を算出する。この処理段階では標
準的なコンピュータ平均化技術を用いる。このようにし
て、それぞれのサンプルはＮp 個の別個のメモリーレジ
スタに保持されているＮp 個のランニング総計に加えら
れる。コンピュータ２０は（Ｎp ＋１）番目の各サンプ
ルを同じメモリーレジスターに送り、そのサンプルはそ
のレジスターにおけるランニング総計に加えられる。次
いで、各総計はその総計に含まれているサンプル数で除
される。このようにして、Ｎp 個の別個の平均値が算出
される。Ｎp 個のこれらの平均サンプル値はサンプル化
された励起信号を構成し、それらが集合で励起信号Ｅ
（ｔ）の完全な波形を表す。サンプリング時間Ｔs はＥ
（ｔ）波形の反復時間Ｔe よりも実際に長いが、効果的
なサンプリング率はＮw Ｎp の絶対値にほぼ等しいファ
クターが乗ぜられる。波形はＮp 個のサンプル地点によ
って表されるので、効果はサンプリング率が約Ｎw Ｎp
倍の大きさであるかのように、あるいは励起波形Ｅ
（ｔ）の基本周波数がＮw Ｎp で除されたかのように、
ほぼ同じとなる。この効果は図３に破線で示した仮定の
Ｅ（ｔ）サンプル化波形によって表される。このよう
に、連続するサンプル間の期間Ｔs は破線の波形の乗ぜ
られた反復期間の小さな分数でしかない。
【００３６】この効果はサンプリング理論の観点から説
明することができる。よく知られているサンプリング理
論によれば、サンプリング率Ｆs での通常の非波形スキ
ッピングサンプリングでは、最大周波数Ｆh （Ｆh ＝Ｆ
S ／２）までの波形内の成分の位相及び変調については
サンプルから完全な情報を得ることができる。基本周波
数Ｆe を有する波形の公知のサンプリングでは、 ＦS ＝Ｎp Ｆe である。ここで、Ｎp は波形の１サイクル毎のサンプル
の数である。このように、通常の非波形スキッピングサ
ンプリングでは、 Ｆh ＝Ｎp Ｆe ／２ である。Ｆh 、Ｎp およびＦe 間の同様の関係が波形ス
キッピングサンプリングに適用される。しかしながら、
上述の波形スキッピングサンプリングでは、ＦS とＦe
との間の関係が異なる。波形スキッピングサンプリング
では、 ＦS ＝Ｎp Ｆe ／（Ｎw Ｎp ＋１） である。このように、そのサンプルによって情報が与え
られるところの最も高い周波数とサンプリング周波数と
の間の関係は、 Ｆh ＝（Ｎw Ｎp ＋１）ＦS ／２ である。換言すれば、波形スキッピングサンプリングで
は、所定のサンプリング率ＦS で観測可能な最大周波数
Ｆh にＮw Ｎp のファクターを乗じる。
明することができる。よく知られているサンプリング理
論によれば、サンプリング率Ｆs での通常の非波形スキ
ッピングサンプリングでは、最大周波数Ｆh （Ｆh ＝Ｆ
S ／２）までの波形内の成分の位相及び変調については
サンプルから完全な情報を得ることができる。基本周波
数Ｆe を有する波形の公知のサンプリングでは、 ＦS ＝Ｎp Ｆe である。ここで、Ｎp は波形の１サイクル毎のサンプル
の数である。このように、通常の非波形スキッピングサ
ンプリングでは、 Ｆh ＝Ｎp Ｆe ／２ である。Ｆh 、Ｎp およびＦe 間の同様の関係が波形ス
キッピングサンプリングに適用される。しかしながら、
上述の波形スキッピングサンプリングでは、ＦS とＦe
との間の関係が異なる。波形スキッピングサンプリング
では、 ＦS ＝Ｎp Ｆe ／（Ｎw Ｎp ＋１） である。このように、そのサンプルによって情報が与え
られるところの最も高い周波数とサンプリング周波数と
の間の関係は、 Ｆh ＝（Ｎw Ｎp ＋１）ＦS ／２ である。換言すれば、波形スキッピングサンプリングで
は、所定のサンプリング率ＦS で観測可能な最大周波数
Ｆh にＮw Ｎp のファクターを乗じる。
【００３７】容易に入手できる公知のサンプリング及び
ディジタル化装置、例えば公知のサンプル−ホールド回
路およびアナログ−ディジタル変換器は最大２０ＭＨｚ
までの最大サンプリング周波数Ｆs を与える。しかしな
がら、Ｎw Ｎp の値は最大で約数百またはそれ以上であ
ってもよい。このように、従来のサンプリング装置でさ
えも、最大数ＧＨｚまでの最大周波数Ｆh を得ることが
できた。したがって、数Ｈｚから数ＧＨｚまでの成分周
波数に対する位相及び変調の完全な情報をサンプルから
得ることができる。
ディジタル化装置、例えば公知のサンプル−ホールド回
路およびアナログ−ディジタル変換器は最大２０ＭＨｚ
までの最大サンプリング周波数Ｆs を与える。しかしな
がら、Ｎw Ｎp の値は最大で約数百またはそれ以上であ
ってもよい。このように、従来のサンプリング装置でさ
えも、最大数ＧＨｚまでの最大周波数Ｆh を得ることが
できた。したがって、数Ｈｚから数ＧＨｚまでの成分周
波数に対する位相及び変調の完全な情報をサンプルから
得ることができる。
【００３８】特別の高率サンプリング及びディジタル化
装置を用いれば、より大きな周波数Ｆs およびそれに対
応するより大きな周波数Ｆh を与えることができる。サ
ンプリング装置は波形に沿って地点サンプルを取るもの
としては通常扱われないが、サンプル−ホールド回路そ
の他の真のサンプリング装置は、小さいが有限であるサ
ンプル捕獲期間の間の波形の一部を表すサンプル信号を
提供する。波形スキッピング技術では許容可能なサンプ
ル捕獲期間を評価できる程度に拡大することができな
い。波形スキッピングサンプリングで用いられるサンプ
ル捕獲期間は通常のサンプリングにおいて用いられるサ
ンプル捕獲期間より大きいものであってはならず、さら
にＴe ／Ｎp よりも小さいことが好ましい。
装置を用いれば、より大きな周波数Ｆs およびそれに対
応するより大きな周波数Ｆh を与えることができる。サ
ンプリング装置は波形に沿って地点サンプルを取るもの
としては通常扱われないが、サンプル−ホールド回路そ
の他の真のサンプリング装置は、小さいが有限であるサ
ンプル捕獲期間の間の波形の一部を表すサンプル信号を
提供する。波形スキッピング技術では許容可能なサンプ
ル捕獲期間を評価できる程度に拡大することができな
い。波形スキッピングサンプリングで用いられるサンプ
ル捕獲期間は通常のサンプリングにおいて用いられるサ
ンプル捕獲期間より大きいものであってはならず、さら
にＴe ／Ｎp よりも小さいことが好ましい。
【００３９】エイリアシングを最小にするため、励起信
号の調波量はほぼＦh またはそれ以下の周波数に限定す
ることが好ましい。これは、励起波形のデューティサイ
クルを該デューティサイクルＴh ／Ｔe が１／Ｎp より
小さくなるように選択することにより行われる。
号の調波量はほぼＦh またはそれ以下の周波数に限定す
ることが好ましい。これは、励起波形のデューティサイ
クルを該デューティサイクルＴh ／Ｔe が１／Ｎp より
小さくなるように選択することにより行われる。
【００４０】励起波形に関して所定数のサンプルが採取
された後で、コンピュータ２０はオプティカルスイッチ
３６を付勢し、励起光をプローブ４２内部に向ける。こ
れにより、試験サイクルが開始される。この試験サイク
ルの間においては、励起光は光ファイバー４３の末端４
４内部に送られ、次いで励起光は光ファイバー４３内部
を通って発光化合物のマス４８まで進む。励起光の反復
バーストは発光化合物にあてられ、この発光化合物は励
起光の各バーストに応答して光を発する。発せられた光
の各バーストの強度は励起光のバーストが終わった後、
減衰する。放射光すなわち応答光の反復バーストは光フ
ァイバー４３を通ってその末端４４へ進み、スイッチ３
６を通って検出器５６へ至る。検出器５６に到達した放
射光あるいは応答光は検出器５６によって、さらに増幅
回路５８によって電気応答信号に変換される。この電気
応答信号は帯域フィルター６０を通過する。試験サイク
ルの始期においては、開口制御回路６５は可変開口３２
を調節して、プローブ４２内の発光化合物により放射さ
れた応答光が適当な大きさの電気信号を増幅器５８から
発するようにする。
された後で、コンピュータ２０はオプティカルスイッチ
３６を付勢し、励起光をプローブ４２内部に向ける。こ
れにより、試験サイクルが開始される。この試験サイク
ルの間においては、励起光は光ファイバー４３の末端４
４内部に送られ、次いで励起光は光ファイバー４３内部
を通って発光化合物のマス４８まで進む。励起光の反復
バーストは発光化合物にあてられ、この発光化合物は励
起光の各バーストに応答して光を発する。発せられた光
の各バーストの強度は励起光のバーストが終わった後、
減衰する。放射光すなわち応答光の反復バーストは光フ
ァイバー４３を通ってその末端４４へ進み、スイッチ３
６を通って検出器５６へ至る。検出器５６に到達した放
射光あるいは応答光は検出器５６によって、さらに増幅
回路５８によって電気応答信号に変換される。この電気
応答信号は帯域フィルター６０を通過する。試験サイク
ルの始期においては、開口制御回路６５は可変開口３２
を調節して、プローブ４２内の発光化合物により放射さ
れた応答光が適当な大きさの電気信号を増幅器５８から
発するようにする。
【００４１】帯域フィルター６０からＡ／Ｄ変換器６２
へ通過する電気応答信号は図３においてＦ（ｔ）として
概略的に表されている。この信号は反復する一連の減衰
期間を有している。各減衰期間は単一の励起光パルスに
対応しているので、応答信号Ｆ（ｔ）は励起信号Ｅ
（ｔ）として同じ基本周波数Ｆe および同じ反復期間Ｔ
e を有している。Ａ／Ｄ変換器６２は励起信号に関して
述べたのと同様な方法で作動され、同じサンプリング周
波数Ｆs およびサンプリング期間Ｔs を用いて、応答信
号Ｆ（ｔ）の一連のサンプルを採取する。繰り返すと、
サンプリング速度はその波形の基本周波数Ｆe に特有の
もので、サンプル間のサンプリング期間Ｔs はその波形
の反復期間Ｔe の最も近い整数倍数とは小さな量Ｔe ／
Ｎp だけ異なっている。ここで、Ｎp は１より大きい絶
対値を有する有理数である。従って、その波形の有限数
の基本期間またはサイクルの後には、サンプルは前のも
のと同様に、その波形Ｆ（ｔ）の同一の地点において取
られる。最も好ましくは、Ｎp は整数であり、このため
Ｎp 個のサンプルが取られた後、サンプリング地点は前
回のサンプリングと同様にその波形の同一の地点に決め
られる。このようにして、図３に示すように、サンプリ
ング地点７２（ｂ）は、既にそれまでＮt 個のサンプル
が取られているサンプリング地点７２（ａ）と同じよう
にＦ（ｔ）波形において同一の地点になる。繰り返して
言うと、効果は、図３においてサンプルされた波形Ｆ
（ｔ）によって示されるように、サンプリング率があた
かも約Ｎw Ｎ p 倍高いかのように、あるいは、サンプル
された波形Ｆ（ｔ）の周波数があたかも約Ｎw Ｎp 倍低
いかのように、ほぼ同一となる。
へ通過する電気応答信号は図３においてＦ（ｔ）として
概略的に表されている。この信号は反復する一連の減衰
期間を有している。各減衰期間は単一の励起光パルスに
対応しているので、応答信号Ｆ（ｔ）は励起信号Ｅ
（ｔ）として同じ基本周波数Ｆe および同じ反復期間Ｔ
e を有している。Ａ／Ｄ変換器６２は励起信号に関して
述べたのと同様な方法で作動され、同じサンプリング周
波数Ｆs およびサンプリング期間Ｔs を用いて、応答信
号Ｆ（ｔ）の一連のサンプルを採取する。繰り返すと、
サンプリング速度はその波形の基本周波数Ｆe に特有の
もので、サンプル間のサンプリング期間Ｔs はその波形
の反復期間Ｔe の最も近い整数倍数とは小さな量Ｔe ／
Ｎp だけ異なっている。ここで、Ｎp は１より大きい絶
対値を有する有理数である。従って、その波形の有限数
の基本期間またはサイクルの後には、サンプルは前のも
のと同様に、その波形Ｆ（ｔ）の同一の地点において取
られる。最も好ましくは、Ｎp は整数であり、このため
Ｎp 個のサンプルが取られた後、サンプリング地点は前
回のサンプリングと同様にその波形の同一の地点に決め
られる。このようにして、図３に示すように、サンプリ
ング地点７２（ｂ）は、既にそれまでＮt 個のサンプル
が取られているサンプリング地点７２（ａ）と同じよう
にＦ（ｔ）波形において同一の地点になる。繰り返して
言うと、効果は、図３においてサンプルされた波形Ｆ
（ｔ）によって示されるように、サンプリング率があた
かも約Ｎw Ｎ p 倍高いかのように、あるいは、サンプル
された波形Ｆ（ｔ）の周波数があたかも約Ｎw Ｎp 倍低
いかのように、ほぼ同一となる。
【００４２】励起波形Ｅ（ｔ）に関連して先に述べた最
大の観測可能な周波数Ｆh における同一の増加分が応答
信号Ｆ（ｔ）のサンプリングの際にも応用される。励起
サンプルに関するのと同様に、応答サンプルはメモリー
２２内部のメモリーアクセスユニット６４によって順次
捕獲され、記憶される。そして、応答波形における同一
の地点を表す複数のサンプルはコンピュータ２０によっ
て平均化され、その波形の各サンプル地点に対する平均
値が算出される。
大の観測可能な周波数Ｆh における同一の増加分が応答
信号Ｆ（ｔ）のサンプリングの際にも応用される。励起
サンプルに関するのと同様に、応答サンプルはメモリー
２２内部のメモリーアクセスユニット６４によって順次
捕獲され、記憶される。そして、応答波形における同一
の地点を表す複数のサンプルはコンピュータ２０によっ
て平均化され、その波形の各サンプル地点に対する平均
値が算出される。
【００４３】コンピュータ２０は本装置の他の構成要素
を付勢し、前述と同じ方法で交互に複数の基準及び試験
サイクルを実行する。交互に試験及び基準サイクルを行
うことによって装置の特性におけるドリフト、すなわち
偏差が平均化され、応答信号および励起信号に等しい効
果をもたらす。各サイクルからのデータ（一連の平均
値）はメモリー２２内において別々に保持される。必要
な数のサイクルが一旦完了すると、コンピュータ２０は
標準的な周知のディジタル急速フーリエ変換アルゴリズ
ムをデータに対して実施する。各基準サイクル及び各試
験サイクルに対する、メモリー２２内部に記憶された一
連の平均値により構成されたサンプリングされた各励起
信号および応答信号は別々にフーリエ級数展開式に変換
される。応答信号のフーリエ級数展開式（ＦＳ）r は
［数２］（発明の詳細な説明の最後の欄を参照。以下の
全ての式についても同様。）によって表される。［数
２］において、Ｒn,r はｎ番目の調和周波数の応答信号
成分の真の大きさであり、Ｉn,r はｎ番目の調和周波数
における応答成分の仮想上の大きさである。サンプリン
グされた励起信号のフーリエ級数展開式（ＦＳ）e も同
様の形の式で表される。ただし、この式ではｎ番目の調
和周波数における励起信号成分の真の大きさ、および仮
想上の大きさを各々表す二つの係数Ｒn,e およびＩn,e
が用いられている。
を付勢し、前述と同じ方法で交互に複数の基準及び試験
サイクルを実行する。交互に試験及び基準サイクルを行
うことによって装置の特性におけるドリフト、すなわち
偏差が平均化され、応答信号および励起信号に等しい効
果をもたらす。各サイクルからのデータ（一連の平均
値）はメモリー２２内において別々に保持される。必要
な数のサイクルが一旦完了すると、コンピュータ２０は
標準的な周知のディジタル急速フーリエ変換アルゴリズ
ムをデータに対して実施する。各基準サイクル及び各試
験サイクルに対する、メモリー２２内部に記憶された一
連の平均値により構成されたサンプリングされた各励起
信号および応答信号は別々にフーリエ級数展開式に変換
される。応答信号のフーリエ級数展開式（ＦＳ）r は
［数２］（発明の詳細な説明の最後の欄を参照。以下の
全ての式についても同様。）によって表される。［数
２］において、Ｒn,r はｎ番目の調和周波数の応答信号
成分の真の大きさであり、Ｉn,r はｎ番目の調和周波数
における応答成分の仮想上の大きさである。サンプリン
グされた励起信号のフーリエ級数展開式（ＦＳ）e も同
様の形の式で表される。ただし、この式ではｎ番目の調
和周波数における励起信号成分の真の大きさ、および仮
想上の大きさを各々表す二つの係数Ｒn,e およびＩn,e
が用いられている。
【００４４】所定の周波数における応答成分と同じ周波
数における励起成分との間の位相遅れ、すなわち位相差
は［数３］によって表される。この［数３］において、
Δφ W （ｎ）はｎ番目の調和周波数に対する位相遅れで
ある。サンプリングされた応答信号のフーリエ級数展開
式における各成分の絶対変調は［数４］によって表され
る。この［数４］において、Ｒo,r は応答信号の平均強
度、すなわちＤ．Ｃ．レベルである。同様に、励起信号
における各成分の絶対変調Ｍn,e は同じ式で与えられる
が、係数としてはＲn,e 、Ｉn,e およびＲo,e が用いら
れる。これらの絶対変調を用いて、ｎ番目の調和周波数
に対する変調比Ｍn は［数５］によって与えられる。
数における励起成分との間の位相遅れ、すなわち位相差
は［数３］によって表される。この［数３］において、
Δφ W （ｎ）はｎ番目の調和周波数に対する位相遅れで
ある。サンプリングされた応答信号のフーリエ級数展開
式における各成分の絶対変調は［数４］によって表され
る。この［数４］において、Ｒo,r は応答信号の平均強
度、すなわちＤ．Ｃ．レベルである。同様に、励起信号
における各成分の絶対変調Ｍn,e は同じ式で与えられる
が、係数としてはＲn,e 、Ｉn,e およびＲo,e が用いら
れる。これらの絶対変調を用いて、ｎ番目の調和周波数
に対する変調比Ｍn は［数５］によって与えられる。
【００４５】各成分に対する変調比は所定の周波数にお
ける変調の変化の測定値である。
ける変調の変化の測定値である。
【００４６】各位相遅れ及び各変調比Ｍn の算出には、
ある基準サイクルからサンプリングされた励起波形のフ
ーリエ級数展開式における所定のｎ番目の調波成分の特
性と、ある試験サイクルからサンプリングした応答波形
のフーリエ級数展開式における成分の対応する特性との
比較も含んでいる。この比較を行うことによって、計測
器の効果が効果的に除去される。励起波形と応答波形は
ともに計測器の構成部品に起因する歪みもしくは位相遅
れおよび変調を取り込んでいる。一旦、位相遅れ及び変
調比が各試験サイクルに対して別々に算出されると、こ
れらのパラメータの各々は全試験サイクルにわたって平
均化され、これによって各パラメータに対する最終的な
平均値が求められる。
ある基準サイクルからサンプリングされた励起波形のフ
ーリエ級数展開式における所定のｎ番目の調波成分の特
性と、ある試験サイクルからサンプリングした応答波形
のフーリエ級数展開式における成分の対応する特性との
比較も含んでいる。この比較を行うことによって、計測
器の効果が効果的に除去される。励起波形と応答波形は
ともに計測器の構成部品に起因する歪みもしくは位相遅
れおよび変調を取り込んでいる。一旦、位相遅れ及び変
調比が各試験サイクルに対して別々に算出されると、こ
れらのパラメータの各々は全試験サイクルにわたって平
均化され、これによって各パラメータに対する最終的な
平均値が求められる。
【００４７】フーリエ級数展開式は基本励起周波数Ｆe
の複数の調波における波形成分を有しているので、上述
の装置および方法によって、一回の作動で、複数の周波
数において発光化合物４４の光学的特性に関する情報を
効果的に得ることができる。コンピュータ２０はこれら
の位相遅れ及び変調比から発光化合物の発光減衰パラメ
ータを算出することができる。さらに、コンピュータ２
０は発光化合物の発光パラメータを血流値ＰＯ2 に変換
することができる。この変換は発光パラメータ対ＰＯ2
に関する所定の校正曲線に基づいて行われる。
の複数の調波における波形成分を有しているので、上述
の装置および方法によって、一回の作動で、複数の周波
数において発光化合物４４の光学的特性に関する情報を
効果的に得ることができる。コンピュータ２０はこれら
の位相遅れ及び変調比から発光化合物の発光減衰パラメ
ータを算出することができる。さらに、コンピュータ２
０は発光化合物の発光パラメータを血流値ＰＯ2 に変換
することができる。この変換は発光パラメータ対ＰＯ2
に関する所定の校正曲線に基づいて行われる。
【００４８】複数の周波数における位相遅れおよび変調
比を、発光減衰対時間を表す式Ｉ（ｔ）に変換する際の
関係式は既知である。すなわち、用いられる関係式は本
説明の最後に示す［数６］、［数７］、［数８］、［数
９］および［数１０］である。これらの関係式はＩ
（ｔ）に対する関数形を次のように仮定することによっ
て適用される。例えば、単純な実験的な減衰、複数の個
々の、あるいは指数減衰の重ね合わせ、寿命分布または
確率密度関数の観点からの連続指数減衰の重ね合わせ、
または第一及び第二の減衰の重ね合わせなどである。
比を、発光減衰対時間を表す式Ｉ（ｔ）に変換する際の
関係式は既知である。すなわち、用いられる関係式は本
説明の最後に示す［数６］、［数７］、［数８］、［数
９］および［数１０］である。これらの関係式はＩ
（ｔ）に対する関数形を次のように仮定することによっ
て適用される。例えば、単純な実験的な減衰、複数の個
々の、あるいは指数減衰の重ね合わせ、寿命分布または
確率密度関数の観点からの連続指数減衰の重ね合わせ、
または第一及び第二の減衰の重ね合わせなどである。
【００４９】上述したフーリエ級数展開式のような周波
数分域表示値から減衰特性Ｉ（ｔ）を求めることによっ
て、減衰における短時間の現象の極めて高い分解能が得
られる。サンプリングされた所定の信号の周波数分域表
示値に対する時間分解能はサンプリングされた信号それ
自体を直接に観測することによって得られる時間の分解
能よりも実質的に良いものである。換言すれば、燐光の
ような短命の発光に貢献している励起状態の寿命を調べ
る場合のように、所定の時間スパンτを有する現象を測
定するためには、サンプリングされた波形の直接観測を
行う装置においては、サンプル間の時間がほぼスパンτ
に等しいことが要求される。しかしながら、周波数分域
表示値が観測されたときには、サンプル間の時間は少な
くともスパンτよりも大きい大きさの単位であっても良
く、一般的には約２０（ｐｉ）τである。実際には、周
波数ドメイン表示を用いた場合には励起率およびサンプ
リング率は比較的小さい。
数分域表示値から減衰特性Ｉ（ｔ）を求めることによっ
て、減衰における短時間の現象の極めて高い分解能が得
られる。サンプリングされた所定の信号の周波数分域表
示値に対する時間分解能はサンプリングされた信号それ
自体を直接に観測することによって得られる時間の分解
能よりも実質的に良いものである。換言すれば、燐光の
ような短命の発光に貢献している励起状態の寿命を調べ
る場合のように、所定の時間スパンτを有する現象を測
定するためには、サンプリングされた波形の直接観測を
行う装置においては、サンプル間の時間がほぼスパンτ
に等しいことが要求される。しかしながら、周波数分域
表示値が観測されたときには、サンプル間の時間は少な
くともスパンτよりも大きい大きさの単位であっても良
く、一般的には約２０（ｐｉ）τである。実際には、周
波数ドメイン表示を用いた場合には励起率およびサンプ
リング率は比較的小さい。
【００５０】上述の装置においては、波形スキッピング
サンプリング技術および周波数分域表示値の使用の双方
とも、本装置が小さなτを有する極めて短い現象を検出
することを可能にする。測定対象の現象が比較的遅く、
τの実質的な値を伴う場合には、これらの方法のうちの
何れか一方を省略することができる。このように、上述
した波形スキッピングサンプリング技術の代わりに標準
的なサンプリング技術を用いることができる。コンピュ
ータ２０は単にＦs を次のようにセットする。
サンプリング技術および周波数分域表示値の使用の双方
とも、本装置が小さなτを有する極めて短い現象を検出
することを可能にする。測定対象の現象が比較的遅く、
τの実質的な値を伴う場合には、これらの方法のうちの
何れか一方を省略することができる。このように、上述
した波形スキッピングサンプリング技術の代わりに標準
的なサンプリング技術を用いることができる。コンピュ
ータ２０は単にＦs を次のようにセットする。
【００５１】Ｆs ＝Ｎp Ｆe すなわち、上述の式においてＮw ＝０の場合である。
【００５２】図４に本発明の他の実施例に係る装置の概
略を示す。この装置は複合プローブ１４２を有してい
る。プローブ１４２は三つの光伝達ファイバー１４３
ａ、１４３ｂ及び１４３ｃを有しており、これらのファ
イバーの各々は図１に関連して述べた光ファイバー４３
とほぼ同様である。これら三つの光伝達ファイバー１４
３ａ、１４３ｂ及び１４３ｃは相互にほぼ平行に延びて
おり、ポリマーのシース１４１の中に包まれている。シ
ース１４１は三つのファイバーをほぼその先端から末端
まで覆っている。シース１４１の全直径ｄovは約４５０
マイクロメーター以下であることが望ましい。したがっ
て、各ファイバー１４３の外径は約１４０マイクロメー
ターであることが望ましい。ファイバー１４３ａにはそ
の先端に発光化合物のマス１４８ａが取り付けられてお
り、このマス１４８ａとファイバー１４３ａとは光を伝
達し得る関係にある。このため、ファイバー１４３ａの
末端から先端へ進む光はマス１４８ａの内部に進む。
略を示す。この装置は複合プローブ１４２を有してい
る。プローブ１４２は三つの光伝達ファイバー１４３
ａ、１４３ｂ及び１４３ｃを有しており、これらのファ
イバーの各々は図１に関連して述べた光ファイバー４３
とほぼ同様である。これら三つの光伝達ファイバー１４
３ａ、１４３ｂ及び１４３ｃは相互にほぼ平行に延びて
おり、ポリマーのシース１４１の中に包まれている。シ
ース１４１は三つのファイバーをほぼその先端から末端
まで覆っている。シース１４１の全直径ｄovは約４５０
マイクロメーター以下であることが望ましい。したがっ
て、各ファイバー１４３の外径は約１４０マイクロメー
ターであることが望ましい。ファイバー１４３ａにはそ
の先端に発光化合物のマス１４８ａが取り付けられてお
り、このマス１４８ａとファイバー１４３ａとは光を伝
達し得る関係にある。このため、ファイバー１４３ａの
末端から先端へ進む光はマス１４８ａの内部に進む。
【００５３】これに対して、マス１４８ａが発した応答
光はファイバー１４３ａに沿って末端に向かって戻るこ
とになる。ファイバー１４３ｂ、１４３ｃにも各々の先
端に同一の発光物質のマス１４８ｂ、１４８ｃが取り付
けられており、このように発光物質のマス１４８は全て
複合プローブの先端に配置されている。これら発光物質
のマス１４８は各々異なった状況に反応する。すなわ
ち、発光物質のマス１４８ａは、上述したものと同様
な、酸素に反応する物質であり、マス１４８ｂはｐＨに
反応する発光物質からなり、マス１４８ｃは二酸化炭素
ＣＯ2 に反応する。
光はファイバー１４３ａに沿って末端に向かって戻るこ
とになる。ファイバー１４３ｂ、１４３ｃにも各々の先
端に同一の発光物質のマス１４８ｂ、１４８ｃが取り付
けられており、このように発光物質のマス１４８は全て
複合プローブの先端に配置されている。これら発光物質
のマス１４８は各々異なった状況に反応する。すなわ
ち、発光物質のマス１４８ａは、上述したものと同様
な、酸素に反応する物質であり、マス１４８ｂはｐＨに
反応する発光物質からなり、マス１４８ｃは二酸化炭素
ＣＯ2 に反応する。
【００５４】ｐＨに反応するマス１４８ｂは、ｐＨには
反応するが酸素には実質的に反応しない発光物質からな
るようにすることもできる。発光物質は水が浸透可能な
ポリマー、例えばメタアクリレートあるいはアクリルア
ミドなどの中に組み入れることができる。この明細書に
おいて用いてきたように、「発光物質」という用語は、
共働して所望の発光特性及び／又はモニター対象の状況
への反応性を発揮する物質の組み合わせをも含んでい
る。「Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｐＨ Ｆｉｂｅｒ
−ｏｐｔｉｃ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｅｎｓｏｒ Ｂａ
ｓｅｄｏｎ Ｅｎｅｒｇｙ Ｔｒａｎｓｆｅｒ，Ａｎａ
ｌ．Ｃｈｅｍ．１９８７，ｖｏｌ．５９，ｐｐ．４３７
−４３９」においてＪｏｒｄａｎが述べているように、
ｐＨに反応する発光物質は、エオシンのような発蛍光団
と、メタアクリルアミドポリマー内に結合されたフェノ
ールレッドのような吸収剤とを含ませることができる。
このような構造では、発蛍光団それ自体はｐＨその他の
モニターすべき状況に対して反応しなくても良いが、吸
収体は反応しても良い。
反応するが酸素には実質的に反応しない発光物質からな
るようにすることもできる。発光物質は水が浸透可能な
ポリマー、例えばメタアクリレートあるいはアクリルア
ミドなどの中に組み入れることができる。この明細書に
おいて用いてきたように、「発光物質」という用語は、
共働して所望の発光特性及び／又はモニター対象の状況
への反応性を発揮する物質の組み合わせをも含んでい
る。「Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｐＨ Ｆｉｂｅｒ
−ｏｐｔｉｃ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｅｎｓｏｒ Ｂａ
ｓｅｄｏｎ Ｅｎｅｒｇｙ Ｔｒａｎｓｆｅｒ，Ａｎａ
ｌ．Ｃｈｅｍ．１９８７，ｖｏｌ．５９，ｐｐ．４３７
−４３９」においてＪｏｒｄａｎが述べているように、
ｐＨに反応する発光物質は、エオシンのような発蛍光団
と、メタアクリルアミドポリマー内に結合されたフェノ
ールレッドのような吸収剤とを含ませることができる。
このような構造では、発蛍光団それ自体はｐＨその他の
モニターすべき状況に対して反応しなくても良いが、吸
収体は反応しても良い。
【００５５】このような構造では、吸収体は発蛍光団か
らエネルギを吸収し、これによって正味の応答すなわち
放射光を減らす。これは、発蛍光団によって発せられた
応答光を直接に吸収することによって、あるいは発蛍光
団から吸収体への非放射エネルギ伝達によって行われ、
このため、吸収体は発蛍光団の蛍光発光を消光させるよ
うに作用する。双方の現象が同じ発光化合物の中で起こ
り得る。吸収体の特性はモニターすべき状況に応答して
変化するので、そのような吸収及び／又は消光の程度も
変化し、したがって発光物質の応答も変化する。吸収体
が消光を起こすような場合は、応答光の減衰時間特性は
吸収体の特性とともに変化する。他の化合発光物質は、
励起光を吸収するようにされた吸収体を備えている。マ
ス１４８ｃの二酸化炭素に反応する化合物は、マス１４
８ｂにおいて用いられているものと同様な、ｐＨに反応
する発光物質と、水に浸透可能なポリマーとを重炭酸塩
及び水バッファとともに備えているようにしてもよい。
マス１４８ｃは、水は浸透不可能であるが、イオンは浸
透可能である物質からなるコーティングを有するように
しても良く、これによって蓄積中のバッファの乾燥を防
止することができる。
らエネルギを吸収し、これによって正味の応答すなわち
放射光を減らす。これは、発蛍光団によって発せられた
応答光を直接に吸収することによって、あるいは発蛍光
団から吸収体への非放射エネルギ伝達によって行われ、
このため、吸収体は発蛍光団の蛍光発光を消光させるよ
うに作用する。双方の現象が同じ発光化合物の中で起こ
り得る。吸収体の特性はモニターすべき状況に応答して
変化するので、そのような吸収及び／又は消光の程度も
変化し、したがって発光物質の応答も変化する。吸収体
が消光を起こすような場合は、応答光の減衰時間特性は
吸収体の特性とともに変化する。他の化合発光物質は、
励起光を吸収するようにされた吸収体を備えている。マ
ス１４８ｃの二酸化炭素に反応する化合物は、マス１４
８ｂにおいて用いられているものと同様な、ｐＨに反応
する発光物質と、水に浸透可能なポリマーとを重炭酸塩
及び水バッファとともに備えているようにしてもよい。
マス１４８ｃは、水は浸透不可能であるが、イオンは浸
透可能である物質からなるコーティングを有するように
しても良く、これによって蓄積中のバッファの乾燥を防
止することができる。
【００５６】複合プローブ１４２は前述のプローブ４３
と同様な方法で生体の体内に挿入され、これによって、
種々の発光化合物からなる各マス１４８ａ、１４８ｂ、
１４８ｃはその体内での状況に晒されることになる。
と同様な方法で生体の体内に挿入され、これによって、
種々の発光化合物からなる各マス１４８ａ、１４８ｂ、
１４８ｃはその体内での状況に晒されることになる。
【００５７】本装置は、またマルチチャネル照明兼信号
処理装置１００を備えている。この装置１００は三つの
光学スイッチ兼カプラー１３０を有している。これらの
光学スイッチの各々は公知の光学的接続装置を介して一
つのファイバー１４３の末端に接続している。装置１０
０は照明装置１３０をも有しており、この照明装置１３
０は図１に関連して前述した対応する構成要素と同様の
パルス発生源、光パルス源および帯域光学フィルターを
備えているようにすることができる。また、装置１００
は三つの信号処理路１６０を有しており、これらの信号
処理路１６０の各々は検出器、増幅器、帯域フィルタ
ー、アナログ−ディジタル変換器およびダイレクトメモ
リーアクセス（ＤＭＡ）を備えている。いずれも図１の
構成要素に対応するものである。
処理装置１００を備えている。この装置１００は三つの
光学スイッチ兼カプラー１３０を有している。これらの
光学スイッチの各々は公知の光学的接続装置を介して一
つのファイバー１４３の末端に接続している。装置１０
０は照明装置１３０をも有しており、この照明装置１３
０は図１に関連して前述した対応する構成要素と同様の
パルス発生源、光パルス源および帯域光学フィルターを
備えているようにすることができる。また、装置１００
は三つの信号処理路１６０を有しており、これらの信号
処理路１６０の各々は検出器、増幅器、帯域フィルタ
ー、アナログ−ディジタル変換器およびダイレクトメモ
リーアクセス（ＤＭＡ）を備えている。いずれも図１の
構成要素に対応するものである。
【００５８】装置１００はさらにコンピュータ１２０
と、それに対応するクロック、メモリー、データ入出力
機を有している。コンピュータ１２０は三つの光学スイ
ッチ１３６ａ、１３６ｂ、１３６ｃを交互に付勢するよ
うに設けられており、これにより照明装置１３０が交互
にファイバー１４３ａ、１４３ｂ、１４３ｃの各々に連
結し、ひいては交互に各ファイバー及びそれに対応する
マス１４８を選択する。照明装置１３０が各ファイバー
に連結している間において、コンピュータ１２０は照明
装置１３０および選択された光学スイッチ兼カプラー１
３０および信号処理チャネル１６０を付勢し、前述した
ものと同様の一連の作動を行わせる。
と、それに対応するクロック、メモリー、データ入出力
機を有している。コンピュータ１２０は三つの光学スイ
ッチ１３６ａ、１３６ｂ、１３６ｃを交互に付勢するよ
うに設けられており、これにより照明装置１３０が交互
にファイバー１４３ａ、１４３ｂ、１４３ｃの各々に連
結し、ひいては交互に各ファイバー及びそれに対応する
マス１４８を選択する。照明装置１３０が各ファイバー
に連結している間において、コンピュータ１２０は照明
装置１３０および選択された光学スイッチ兼カプラー１
３０および信号処理チャネル１６０を付勢し、前述した
ものと同様の一連の作動を行わせる。
【００５９】このように、各構成部品が付勢されると周
期的に変化する励起光は選択されたマス１４８に向けら
れ、その選択されたマス１４８からの応答光は対応する
信号処理チャネルの検出器に向けられ、さらに各構成部
品が付勢されるとその特定のマスの発光を表す一連の応
答サンプル値が求まる。これら一連の応答サンプル値の
各々は発光応答の周波数分域表示値に変換され、発光の
減衰時間パラメータがその周波数分域表示値の特性から
求められる。コンピュータはまた選択された光学スイッ
チ兼カプラーを付勢して照明装置からの光を対応する信
号処理チャネル１６０に向け、励起光を表す一連の励起
サンプル値を引き出す。これらは前述のようにして処理
され、励起光の周波数分域表示値が求められる。これ
は、選択された化合物の発光減衰時間パラメータを求め
る際に基準値として用いられる。コンピュータ１２０は
各々別々に各マス１４８ａ、１４８ｂ、１４８ｃにおけ
る発光物質の発光減衰時間パラメータを引き出し、これ
らのパラメータを変換して被験者の体内における酸素濃
度、ｐＨおよび二酸化炭素濃度すなわちＰＣＯ2 に対す
る値とする。
期的に変化する励起光は選択されたマス１４８に向けら
れ、その選択されたマス１４８からの応答光は対応する
信号処理チャネルの検出器に向けられ、さらに各構成部
品が付勢されるとその特定のマスの発光を表す一連の応
答サンプル値が求まる。これら一連の応答サンプル値の
各々は発光応答の周波数分域表示値に変換され、発光の
減衰時間パラメータがその周波数分域表示値の特性から
求められる。コンピュータはまた選択された光学スイッ
チ兼カプラーを付勢して照明装置からの光を対応する信
号処理チャネル１６０に向け、励起光を表す一連の励起
サンプル値を引き出す。これらは前述のようにして処理
され、励起光の周波数分域表示値が求められる。これ
は、選択された化合物の発光減衰時間パラメータを求め
る際に基準値として用いられる。コンピュータ１２０は
各々別々に各マス１４８ａ、１４８ｂ、１４８ｃにおけ
る発光物質の発光減衰時間パラメータを引き出し、これ
らのパラメータを変換して被験者の体内における酸素濃
度、ｐＨおよび二酸化炭素濃度すなわちＰＣＯ2 に対す
る値とする。
【００６０】その装置が比較的小径のファイバーを用い
て作動する能力は、複合マルチファイバープローブを用
いる図４の装置のような実施例においては特に重要であ
る。各ファイバー１４３の外径は比較的小径であるの
で、シース１４１を含む全体としてのプローブは、血管
カテーテルあるいは注射針を介して行うように、被験者
の体内へのプローブの挿入を容易にするために直径、お
よびプローブが延びる方向と直交する方向の最大長さを
十分小さくするようにしてもよい。望ましくは、シース
１４１の全直径は約４５０ミクロンまたはそれ以下であ
る。そのような小さな直径を可能にするために、複合プ
ローブ内の各ファイバーは約１４０ミクロンまたはそれ
以下の外径を有していることが望ましい。マス１４８
は、ファイバー１４３が延びる方向と直交する方向にお
ける、マス１４８を横断する最大長さが約４５０ミクロ
ンまたはそれ以下であるように形成される。
て作動する能力は、複合マルチファイバープローブを用
いる図４の装置のような実施例においては特に重要であ
る。各ファイバー１４３の外径は比較的小径であるの
で、シース１４１を含む全体としてのプローブは、血管
カテーテルあるいは注射針を介して行うように、被験者
の体内へのプローブの挿入を容易にするために直径、お
よびプローブが延びる方向と直交する方向の最大長さを
十分小さくするようにしてもよい。望ましくは、シース
１４１の全直径は約４５０ミクロンまたはそれ以下であ
る。そのような小さな直径を可能にするために、複合プ
ローブ内の各ファイバーは約１４０ミクロンまたはそれ
以下の外径を有していることが望ましい。マス１４８
は、ファイバー１４３が延びる方向と直交する方向にお
ける、マス１４８を横断する最大長さが約４５０ミクロ
ンまたはそれ以下であるように形成される。
【００６１】単一のプローブを用いて被験者内部の複数
個所の状況を検知する際に、前述したように別個の光学
カプラーおよび別個の信号処理チャネルを用いることは
必ずしも必要なことではない。一つの光学カプラーがプ
ローブの各種のファイバーを交互に一つの処理チャネル
に結合するように形成してもよく、コンピュータはその
信号チャネルからのデータをその各種化合物の発光応答
を表すものとして判断するように設けてもよい。異なる
発光物質が異なる時間スケールにおいて減衰時間の変化
を表す場合には、対応する環境状況における変化に対す
る各化合物の応答は相当に異なる周波数を有する応答成
分に含まれる。例えば、ある物質がピコ秒の範囲（これ
はその化合物によって検出されることになっている周囲
の状況の影響を受ける）の発光減衰時間を有しており、
さらに他の物質がミリ秒の範囲（これはそれに対応する
周囲の状況による影響を受ける）の発光減衰時間を有し
ている場合には、これら二つの物質の応答を共通の検出
器によってモニターすることもでき、また各成分はこれ
ら幅広く変化する周波数において、該検出器からの信号
を帯域フィルターで適当に電気的に濾過することによっ
て分離することもできる。
個所の状況を検知する際に、前述したように別個の光学
カプラーおよび別個の信号処理チャネルを用いることは
必ずしも必要なことではない。一つの光学カプラーがプ
ローブの各種のファイバーを交互に一つの処理チャネル
に結合するように形成してもよく、コンピュータはその
信号チャネルからのデータをその各種化合物の発光応答
を表すものとして判断するように設けてもよい。異なる
発光物質が異なる時間スケールにおいて減衰時間の変化
を表す場合には、対応する環境状況における変化に対す
る各化合物の応答は相当に異なる周波数を有する応答成
分に含まれる。例えば、ある物質がピコ秒の範囲（これ
はその化合物によって検出されることになっている周囲
の状況の影響を受ける）の発光減衰時間を有しており、
さらに他の物質がミリ秒の範囲（これはそれに対応する
周囲の状況による影響を受ける）の発光減衰時間を有し
ている場合には、これら二つの物質の応答を共通の検出
器によってモニターすることもでき、また各成分はこれ
ら幅広く変化する周波数において、該検出器からの信号
を帯域フィルターで適当に電気的に濾過することによっ
て分離することもできる。
【００６２】このような構成においては、幅広く変化す
る周波数において振幅が変化する成分を含んでいる励起
光は双方の物質に同時に適用し得る。例えば、励起光は
比較的低い第一基本周波数におけるパルスを、その低い
第一基本周波数の調波とともに有していても良く、また
励起光はより高い第二基本周波数すなわちパルス周波数
におけるパルスを、その第二基本周波数の調波とともに
有していても良い。サンプリングおよびそれに続く処理
工程は異なる周波数域の異なる信号に対応して別々に行
われる。そのような構成における複数の発光物質は一つ
の化合物に含めることもできるし、複数の化合物に含め
ることもできる。
る周波数において振幅が変化する成分を含んでいる励起
光は双方の物質に同時に適用し得る。例えば、励起光は
比較的低い第一基本周波数におけるパルスを、その低い
第一基本周波数の調波とともに有していても良く、また
励起光はより高い第二基本周波数すなわちパルス周波数
におけるパルスを、その第二基本周波数の調波とともに
有していても良い。サンプリングおよびそれに続く処理
工程は異なる周波数域の異なる信号に対応して別々に行
われる。そのような構成における複数の発光物質は一つ
の化合物に含めることもできるし、複数の化合物に含め
ることもできる。
【００６３】図４に関連して述べた複数ファイバー・複
数マス装置の変形例においては、ファイバーの一つまた
は複数は公知の発光強度反応検出装置に接続されている
のに対して、一つまたは複数の他のファイバーは上述し
た発光時間減衰反応装置に接続されている。このような
方法が用いられるのは、マス１４８の一つまたは複数に
対して用いられる発光物質の発光時間減衰のために発光
時間減衰特性を検知することが困難あるいは高価になる
ような場合である。このような場合には、本発明におけ
る発光時間減衰の検知によって、少なくとも一つの化合
物からの少なくとも一つの発光信号に関しては利点を生
じる。
数マス装置の変形例においては、ファイバーの一つまた
は複数は公知の発光強度反応検出装置に接続されている
のに対して、一つまたは複数の他のファイバーは上述し
た発光時間減衰反応装置に接続されている。このような
方法が用いられるのは、マス１４８の一つまたは複数に
対して用いられる発光物質の発光時間減衰のために発光
時間減衰特性を検知することが困難あるいは高価になる
ような場合である。このような場合には、本発明におけ
る発光時間減衰の検知によって、少なくとも一つの化合
物からの少なくとも一つの発光信号に関しては利点を生
じる。
【００６４】以上述べたような特徴の多くの組み合わせ
は本発明の広範な適用範囲に応じて利用することができ
る。本件明細書において用いている「光」という語には
可視光のみならず、可視スペクトルを超えた電磁気放射
線、例えば赤外線や紫外線放射線なども含まれる。この
ように、赤外線および／または紫外線放射線も発光化合
物から放射される励起光すなわち応答光に含まれるもの
である。さらに、特定の状況に反応する発光物質を用い
るならば、上述した特定の化学的状態以外の状況をもモ
ニターすることが可能である。温度その他の状況やＰＯ
2 、ｐＨおよびＰＣＯ2 以外の化学的状況に反応する発
光物質は本発明が関する分野の通常の技術者には公知で
あり、それらの発光時間減衰パラメータが周囲の状況に
対して反復的に変化するものであることを条件として、
これらの発光化合物のいくつかを用いることも可能であ
る。また、上述の装置は励起光をサンプリングし、発光
時間減衰パラメータを求める際に用いる基準値を引き出
す。しかしながら、励起光のそのようなサンプリングは
省略することもでき、そのような場合には発光時間減衰
パラメータは、既知の、あるいは仮定の定数標準値に基
づいて応答信号の周波数分域表示値から求めることもで
きる。
は本発明の広範な適用範囲に応じて利用することができ
る。本件明細書において用いている「光」という語には
可視光のみならず、可視スペクトルを超えた電磁気放射
線、例えば赤外線や紫外線放射線なども含まれる。この
ように、赤外線および／または紫外線放射線も発光化合
物から放射される励起光すなわち応答光に含まれるもの
である。さらに、特定の状況に反応する発光物質を用い
るならば、上述した特定の化学的状態以外の状況をもモ
ニターすることが可能である。温度その他の状況やＰＯ
2 、ｐＨおよびＰＣＯ2 以外の化学的状況に反応する発
光物質は本発明が関する分野の通常の技術者には公知で
あり、それらの発光時間減衰パラメータが周囲の状況に
対して反復的に変化するものであることを条件として、
これらの発光化合物のいくつかを用いることも可能であ
る。また、上述の装置は励起光をサンプリングし、発光
時間減衰パラメータを求める際に用いる基準値を引き出
す。しかしながら、励起光のそのようなサンプリングは
省略することもでき、そのような場合には発光時間減衰
パラメータは、既知の、あるいは仮定の定数標準値に基
づいて応答信号の周波数分域表示値から求めることもで
きる。
【００６５】上述の装置においては、検出器は該検出器
に入射する光を表す連続的な電気信号を発生し、この信
号は一つまたは複数のアナログ−ディジタル変換器によ
って非連続的にサンプリングされる。別の実施例におい
ては、検出器を非連続的に作動させるようにしても良
い。例えば、上述の実施例におけるアナログ−ディジタ
ル変換器をトリガーするために用いたトリガー信号をサ
ンプリングすることに応答する検出器をトリガーすれば
よい。例えばトリガー可能なフォトマルチプライヤ管の
ようなトリガー可能な検出器は本発明の技術分野におい
ては公知である。さらに、使用する特定の光パルス源と
しては実質的に効果的な光パルス源、例えば発光ダイオ
ードや、ポッケル（Ｐｏｃｋｅｌ）電池または音響光学
モジュレータのようなパルス発生器と接続した連続波光
源を用いることができる。
に入射する光を表す連続的な電気信号を発生し、この信
号は一つまたは複数のアナログ−ディジタル変換器によ
って非連続的にサンプリングされる。別の実施例におい
ては、検出器を非連続的に作動させるようにしても良
い。例えば、上述の実施例におけるアナログ−ディジタ
ル変換器をトリガーするために用いたトリガー信号をサ
ンプリングすることに応答する検出器をトリガーすれば
よい。例えばトリガー可能なフォトマルチプライヤ管の
ようなトリガー可能な検出器は本発明の技術分野におい
ては公知である。さらに、使用する特定の光パルス源と
しては実質的に効果的な光パルス源、例えば発光ダイオ
ードや、ポッケル（Ｐｏｃｋｅｌ）電池または音響光学
モジュレータのようなパルス発生器と接続した連続波光
源を用いることができる。
【００６６】図３に関連して述べた波形スキッピングサ
ンプリングの変形例においては、サンプリングはサンプ
リングされている励起信号すなわち基準信号に対して非
同期的に行われるが、励起周波数よりも低いサンプリン
グ周波数において行われる。この変形例においては、サ
ンプリング周波数とサンプリング期間とは式１において
表した好適な関係には適合していない。サンプリング周
波数は励起周波数よりは低いので、その波形の異なるサ
イクルから連続的にサンプルが取られることになる。サ
ンプリング周波数はその波形の基本周波数とは異なって
いるので、上述した波形スキッピングの変形例における
のと同様に、その波形の異なる位相において異なるサン
プルが取られる。しかしながら、非同期の実施例におい
ては、所定数のサンプルが取られた後においてはサンプ
ルはその波形の同じ位相には位置しない。このように、
多くの数の個々のサンプルをその波形の固有の位相にお
いて集めることが可能である。この一組の固有のサンプ
ルを処理することによって上述した複数組の反復サンプ
ルから得られるデータと本質的に均等なデータを得るこ
とができる。複数の固有サンプル値は一次的には平均化
できないが、既知の数学的手段を用いてサンプル値を処
理することができ、これによって平均化と同様なデータ
平滑化効果を得ることができる。このように、既知のリ
ニア補間すなわち自己相関技術を用いて、隣接する位相
において採取されたサンプルにおける複数の振幅値から
得たその波形の各位相に対する準平均化した振幅値を引
き出すことができる。
ンプリングの変形例においては、サンプリングはサンプ
リングされている励起信号すなわち基準信号に対して非
同期的に行われるが、励起周波数よりも低いサンプリン
グ周波数において行われる。この変形例においては、サ
ンプリング周波数とサンプリング期間とは式１において
表した好適な関係には適合していない。サンプリング周
波数は励起周波数よりは低いので、その波形の異なるサ
イクルから連続的にサンプルが取られることになる。サ
ンプリング周波数はその波形の基本周波数とは異なって
いるので、上述した波形スキッピングの変形例における
のと同様に、その波形の異なる位相において異なるサン
プルが取られる。しかしながら、非同期の実施例におい
ては、所定数のサンプルが取られた後においてはサンプ
ルはその波形の同じ位相には位置しない。このように、
多くの数の個々のサンプルをその波形の固有の位相にお
いて集めることが可能である。この一組の固有のサンプ
ルを処理することによって上述した複数組の反復サンプ
ルから得られるデータと本質的に均等なデータを得るこ
とができる。複数の固有サンプル値は一次的には平均化
できないが、既知の数学的手段を用いてサンプル値を処
理することができ、これによって平均化と同様なデータ
平滑化効果を得ることができる。このように、既知のリ
ニア補間すなわち自己相関技術を用いて、隣接する位相
において採取されたサンプルにおける複数の振幅値から
得たその波形の各位相に対する準平均化した振幅値を引
き出すことができる。
【００６７】これらの、および他の特徴並びにこれまで
述べた特徴の組み合わせを用いることによって、これま
で述べた好適な実施例の説明は特許請求の範囲に記載し
た本発明を制限するものではなく、単なる例示であると
いうことが理解される。以下に述べる非制限的な例もま
た本発明の一つの特徴を示している。
述べた特徴の組み合わせを用いることによって、これま
で述べた好適な実施例の説明は特許請求の範囲に記載し
た本発明を制限するものではなく、単なる例示であると
いうことが理解される。以下に述べる非制限的な例もま
た本発明の一つの特徴を示している。
【００６８】
【実験例】図１に関連して述べたような装置および方法
を用いて、麻酔をかけた犬に対して１０時間にわたって
動脈酸素部分圧測定を行う。二つの別々のプローブを使
用する。各プローブは樹脂の中に拡散したプラチナテト
ラ（パラアミノフェニル）ポルフィンのマスを有してい
る。あるケースでは、この樹脂は市販されているポリカ
ーボネート−ポリディメチルシロキサン・コポリマーと
する。また、他のケースでは、その樹脂はシリコンラバ
ーとする。各プローブは、１００ミクロンのコア直径と
１４０マイクロメーターの外径すなわちクラッディング
直径を有するクォーツ光ファイバーを備えており、発光
化合物は各プローブにおいてファイバーの先端に取り付
けられている。各プローブは犬の大腿部の動脈に挿入さ
れる。各プローブは基本励起周波数すなわち３．１２５
ＫＨｚのパルス周波数Ｆe においてパルス光で励起さ
れ、その結果各プローブから生じる応答光は８ビットの
アナログ−ディジタル変換器を用いて５０ＫＨｚのサン
プリング周波数Ｆs においてサンプリングされる。発光
化合物の燐光により生成された応答光は約２．２ピコワ
ットの強度すなわち信号レベルを有している。データは
その時間領域において１００００回平均化され、平均化
された一連の応答サンプル値が算出される。
を用いて、麻酔をかけた犬に対して１０時間にわたって
動脈酸素部分圧測定を行う。二つの別々のプローブを使
用する。各プローブは樹脂の中に拡散したプラチナテト
ラ（パラアミノフェニル）ポルフィンのマスを有してい
る。あるケースでは、この樹脂は市販されているポリカ
ーボネート−ポリディメチルシロキサン・コポリマーと
する。また、他のケースでは、その樹脂はシリコンラバ
ーとする。各プローブは、１００ミクロンのコア直径と
１４０マイクロメーターの外径すなわちクラッディング
直径を有するクォーツ光ファイバーを備えており、発光
化合物は各プローブにおいてファイバーの先端に取り付
けられている。各プローブは犬の大腿部の動脈に挿入さ
れる。各プローブは基本励起周波数すなわち３．１２５
ＫＨｚのパルス周波数Ｆe においてパルス光で励起さ
れ、その結果各プローブから生じる応答光は８ビットの
アナログ−ディジタル変換器を用いて５０ＫＨｚのサン
プリング周波数Ｆs においてサンプリングされる。発光
化合物の燐光により生成された応答光は約２．２ピコワ
ットの強度すなわち信号レベルを有している。データは
その時間領域において１００００回平均化され、平均化
された一連の応答サンプル値が算出される。
【００６９】次いで、この値は応答光信号の周波数分域
表示値に変換される。サンプリング、平均化および変換
の各工程は繰り返され、応答光信号の第二の周波数分域
表示値が求められる。さらに第一および第二の周波数分
域表示値の特性は相互に平均化され、最終的に平均化さ
れた周波数分域表示値が求められる。次いで、この最終
的に平均化された周波数分域表示値の特性を用いて、燐
光信号のリニア指数減衰の仮定のもとに燐光の寿命が求
められる。さらに、Ｓｔｅｒｎ−Ｖｏｌｌｍｅｒ校正関
数を用いることによってこの寿命は酸素部分圧の値に変
換される。サンプリング、平均化、第一および第二の周
波数分域変換、寿命の決定および酸素部分圧値への変換
を含む全サイクルを行うには約７秒の試験時間を要し、
このサイクルは１０時間の試験の間、ほぼ連続的に繰り
返される。動脈血液のサンプルは試験の間は周期的に引
き出され、標準ノバ（Ｎｏｖａ）生物医学血液ガスアナ
ライザーを用いて分析される。
表示値に変換される。サンプリング、平均化および変換
の各工程は繰り返され、応答光信号の第二の周波数分域
表示値が求められる。さらに第一および第二の周波数分
域表示値の特性は相互に平均化され、最終的に平均化さ
れた周波数分域表示値が求められる。次いで、この最終
的に平均化された周波数分域表示値の特性を用いて、燐
光信号のリニア指数減衰の仮定のもとに燐光の寿命が求
められる。さらに、Ｓｔｅｒｎ−Ｖｏｌｌｍｅｒ校正関
数を用いることによってこの寿命は酸素部分圧の値に変
換される。サンプリング、平均化、第一および第二の周
波数分域変換、寿命の決定および酸素部分圧値への変換
を含む全サイクルを行うには約７秒の試験時間を要し、
このサイクルは１０時間の試験の間、ほぼ連続的に繰り
返される。動脈血液のサンプルは試験の間は周期的に引
き出され、標準ノバ（Ｎｏｖａ）生物医学血液ガスアナ
ライザーを用いて分析される。
【００７０】得られた結果を図５に示す。実線は本発明
に係る二つのプローブから得られたデータに基づく結果
を表しており、一方小さな正方形は前述したノバ生物医
学アナライザーを用いて採取した基準データを表してい
る。この結果は二つのプローブから得られた結果がよく
一致していること、および標準装置ともよく適合するこ
とを示している。
に係る二つのプローブから得られたデータに基づく結果
を表しており、一方小さな正方形は前述したノバ生物医
学アナライザーを用いて採取した基準データを表してい
る。この結果は二つのプローブから得られた結果がよく
一致していること、および標準装置ともよく適合するこ
とを示している。
【００７１】
【数２】
【００７２】
【数３】
【００７３】
【数４】
【００７４】
【数５】
【００７５】
【数６】
【００７６】
【数７】
【００７７】
【数８】
【００７８】
【数９】
【００７９】
【数１０】
【図１】本発明の第一の実施例に係る装置の概略的なブ
ロック線図である。
ロック線図である。
【図２】図１に示した装置の一部分を拡大した詳細図で
ある。
ある。
【図３】図１に示した装置の作動中において生じるある
波形を理想化したものの線図である。
波形を理想化したものの線図である。
【図４】本発明の第二の実施例に係る装置を示した、一
部にブロック線図を含む概略図である。
部にブロック線図を含む概略図である。
【図５】本発明の実施例に係る一つのモニター方法にお
いて得られた結果を示すグラフである。
いて得られた結果を示すグラフである。
２０ 中央制御コンピュータ ２２ メモリー ２４ データ入出力機 ２６ クリスタル・クロック ２８ パルス発生器 ３０ 光パルス発生源 ３２ 可変開口 ３６ カプラー ４２ プローブ ４３ 光伝達ファイバー ４４ 末端 ４５ 先端 ４６ コア ４７ クラッディング ４８ マス ４９ 燐光物質 ５０ プラスチック樹脂 ５１ 光ファイバー連結器 ５３ 帯域オプティックフィルター ５６ 検出器 ５８ 増幅器 ６０ 帯域フィルター ６２ Ａ／Ｄ変換器 ６４ ＤＭＡ ６５ 開口制御回路 １００ 信号処理装置 １２０ コンピュータ １３０ 照明装置 １３０ａ 光学スイッチ兼カプラー １３０ｂ 光学スイッチ兼カプラー １３０ｃ 光学スイッチ兼カプラー １４１ シース １４２ 複合プローブ １４３ａ 光伝達ファイバー １４３ｂ 光伝達ファイバー １４３ｃ 光伝達ファイバー １４８ａ マス １４８ｂ マス １４８ｃ マス １６０ａ 信号処理路 １６０ｂ 信号処理路 １６０ｃ 信号処理路
Claims (16)
- 【請求項１】 被験者の体内に挿入可能なプローブを備
え、該プローブは末端および先端を有する細長い光伝達
ファイバーを有しており、前記プローブには前記ファイ
バーと光伝達が可能であるように前記ファイバーの前記
先端において発光化合物が取り付けられており、前記発
光化合物は前記プローブの前記先端が被験者の体内に配
置されているときには被験者体内の状況による影響を受
ける一つまたは二つ以上の発光減衰時間パラメータを有
しており、 前記化合物に対して振幅が周期的に変化する励起光を前
記ファイバーを介して供給する手段を備え、前記励起光
は複数の励起周波数を有する成分を有しており、前記発
光化合物は振幅が周期的に変化するとともに複数の応答
周波数を有する複数の応答成分を有する応答光を発し、
前記応答光は前記ファイバーを介して前記末端に伝達さ
れ、 前記ファイバーの前記末端に伝達された前記応答光を検
出し、前記複数の応答成分の各々の特性のうちの少なく
とも一つを有する前記応答光の周波数分域表示値を引き
出す手段を備え、 前記特性から一つまたは二つ以上の前記化合物の発光減
衰パラメータの値を引き出す手段を備え、前記引き出さ
れた発光減衰パラメータは前記状況とともに変化するも
のである、 生体被験者体内の状況をモニターする装置。 - 【請求項２】 前記発光化合物は約１００ナノ秒以下の
減衰時間を有する一つまたは二つ以上の急速減衰発光モ
ードを有しており、前記の応答光を検出し、周波数分域
表示値を引き出す手段は、前記の一つまたは二つ以上の
急速減衰発光モードを表している前記応答光における成
分の周波数分域表示値を引き出す手段を備えていること
を特徴とする請求項１記載の装置。 - 【請求項３】 前記の応答光を検出し、周波数分域表示
値を引き出す手段は、前記応答光の振幅を直接にサンプ
リングするとともに、反復応答光サイクルにおける所定
の地点において前記応答光の振幅を各々表している一連
の応答ディジタルサンプル値を与える手段と、前記一連
の応答ディジタルサンプル値を前記周波数分域表示値に
変換する手段とを備えていることを特徴とする請求項１
記載の装置。 - 【請求項４】 前記変換手段は、ディジタルフーリエ変
換を前記一連の応答サンプル値に適用する手段を備えて
いることを特徴とする請求項３記載の装置。 - 【請求項５】 前記光の振幅をサンプリングする前記手
段は、前記応答光の複数のサイクルにわたって前記応答
光をサンプリングし、前記複数のサイクルから未処理の
サンプル値を供給する手段と、複数のサイクルからの未
処理サンプル値を平均化し、前記一連の応答サンプル値
における各値を与える手段とを有していることを特徴と
する請求項３記載の装置。 - 【請求項６】 前記の一連の応答サンプル値を与える手
段は複数の前記一連の応答サンプル値を与える手段を備
えており、前記変換手段は変換を独立に各応答サンプル
値に対して適用し、これによって各々が前記複数の応答
成分の各々の少なくとも一つの特性を有している前記応
答光の複数の周波数分域表示値を供給する手段を備えて
おり、前記周波数分域表示値を引き出す手段は、さら
に、複数の前記独立の周波数分域表示値における前記特
性の値を平均化し、平均化された周波数分域表示値を引
き出す手段を備えており、前記特性から前記発光減衰パ
ラメータを引き出す手段は前記平均化された周波数分域
表示値における前記特性から前記発光減衰パラメータを
引き出す手段を備えていることを特徴とする請求項３記
載の装置。 - 【請求項７】 前記応答光をサンプリングする前記の手
段は、前記励起周波数のうちの最も低い周波数よりも低
い周波数を有する前記応答光をサンプリングする手段を
有していることを特徴とする請求項３記載の装置。 - 【請求項８】 周波数分域表示値を引き出す前記の手段
は前記応答成分の各々に対する位相角を求める手段を有
しており、一つまたは二つ以上の発光減衰パラメータを
求める前記の手段は少なくとも部分的には前記位相角か
ら前記パラメータを求める手段を有していることを特徴
とする請求項１記載の装置。 - 【請求項９】 一つまたは二つ以上の発光減衰パラメー
タを引き出す前記の手段は、前記位相角から一つまたは
二つ以上の減衰指数を引き出す手段を有していることを
特徴とする請求項８記載の装置。 - 【請求項１０】 周波数分域表示値を引き出す前記の手
段は前記応答成分の各々に対する変調比を引き出す手段
を有しており、一つまたは二つ以上の発光減衰パラメー
タを引き出す前記の手段は少なくとも部分的には前記変
調比から前記パラメータを引き出す手段を有しているこ
とを特徴とする請求項１記載の装置。 - 【請求項１１】 前記ファイバーは約４５０マイクロメ
ーター以下の直径を有していることを特徴とする請求項
１記載の装置。 - 【請求項１２】 前記プローブは複数のファイバーを有
しており、前記プローブは約４５０マイクロメーター以
下の全直径を有していることを特徴とする請求項１１記
載の装置。 - 【請求項１３】 前記発光化合物は前記ファイバーの先
端に当接しているマスの内部に配置されており、前記マ
スは前記ファイバーの長さ方向と直交する方向における
最大長さとして約４５０マイクロメーター以下の長さを
有していることを特徴とする請求項１１記載の装置。 - 【請求項１４】 前記発光化合物はポリマー内部に拡散
された発光物質を有することを特徴とする請求項１記載
の装置。 - 【請求項１５】 前記発光物質は酸素に対して反応し、
前記ポリマーは、ポリウレタン、ポリシロキサン、ポリ
シロキサン−ポリカーボネート・コポリマーおよびそれ
らの組み合わせからなる族から選択されたものであるこ
とを特徴とする請求項１４記載の装置。 - 【請求項１６】 前記発光物質は、ポルフィリン、塩
素、バクテリア性塩素、ホスホリノーゲンおよび誘導体
およびそれらの組み合わせからなる族から選択された化
合物であることを特徴とする請求項１４記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/481,131 US5127405A (en) | 1990-02-16 | 1990-02-16 | Biomedical fiber optic probe with frequency domain signal processing |
| US481131 | 1990-02-16 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04218140A JPH04218140A (ja) | 1992-08-07 |
| JPH0634788B2 true JPH0634788B2 (ja) | 1994-05-11 |
Family
ID=23910741
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3019911A Expired - Lifetime JPH0634788B2 (ja) | 1990-02-16 | 1991-02-13 | 生物医学用光ファイバープローブ |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5127405A (ja) |
| EP (1) | EP0442276A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0634788B2 (ja) |
Families Citing this family (94)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5315993A (en) * | 1990-02-16 | 1994-05-31 | The Boc Group, Inc. | Luminescence monitoring with modulation frequency multiplexing |
| US5151869A (en) * | 1990-02-16 | 1992-09-29 | The Boc Group, Inc. | Frequency domain fluorometry using coherent sampling |
| EP0453599A1 (en) * | 1990-04-25 | 1991-10-30 | Hewlett-Packard GmbH | A blood gas parameter measuring system |
| CA2053447A1 (en) * | 1990-11-08 | 1992-05-09 | Samuel D. Riccitelli | Intravascular blood parameter sensor apparatus |
| US6564087B1 (en) * | 1991-04-29 | 2003-05-13 | Massachusetts Institute Of Technology | Fiber optic needle probes for optical coherence tomography imaging |
| US5648269A (en) * | 1991-05-03 | 1997-07-15 | Joseph R. Lakowicz | pH and pCO2 sensing by luminescent lifetimes and energy transfer |
| EP0694164A1 (en) * | 1991-05-03 | 1996-01-31 | Joseph R. Lakowicz | Method for optically measuring chemical analytes |
| US5409666A (en) * | 1991-08-08 | 1995-04-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensors and methods for sensing |
| US5296381A (en) * | 1991-08-08 | 1994-03-22 | Minnesota Mining & Manufacturing Co. | Sensing elements and methods for making and using same |
| US5501225A (en) * | 1991-09-20 | 1996-03-26 | Wilson; David F. | Imaging of tissue oxygen using needle phosphorimeter |
| US5246867A (en) * | 1992-01-17 | 1993-09-21 | University Of Maryland At Baltimore | Determination and quantification of saccharides by luminescence lifetimes and energy transfer |
| CA2087412A1 (en) * | 1992-01-17 | 1993-07-18 | Joseph R. Lakowicz | Ph and pco2 sensing by luminescent lifetimes and energy transfer |
| US5448992A (en) * | 1992-12-10 | 1995-09-12 | Sunshine Medical Instruments, Inc. | Method and apparatus for non-invasive phase sensitive measurement of blood glucose concentration |
| US5398681A (en) * | 1992-12-10 | 1995-03-21 | Sunshine Medical Instruments, Inc. | Pocket-type instrument for non-invasive measurement of blood glucose concentration |
| US5593899A (en) * | 1993-02-25 | 1997-01-14 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Device and method for measuring tissue oxygenation through the skin using oxygen dependent quenching of phosphorescence |
| US5341805A (en) * | 1993-04-06 | 1994-08-30 | Cedars-Sinai Medical Center | Glucose fluorescence monitor and method |
| US5456252A (en) * | 1993-09-30 | 1995-10-10 | Cedars-Sinai Medical Center | Induced fluorescence spectroscopy blood perfusion and pH monitor and method |
| US5503559A (en) * | 1993-09-30 | 1996-04-02 | Cedars-Sinai Medical Center | Fiber-optic endodontic apparatus and method |
| US5462879A (en) * | 1993-10-14 | 1995-10-31 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method of sensing with emission quenching sensors |
| ZA948393B (en) * | 1993-11-01 | 1995-06-26 | Polartechnics Ltd | Method and apparatus for tissue type recognition |
| US5701902A (en) * | 1994-09-14 | 1997-12-30 | Cedars-Sinai Medical Center | Spectroscopic burn injury evaluation apparatus and method |
| US5577137A (en) * | 1995-02-22 | 1996-11-19 | American Research Corporation Of Virginia | Optical chemical sensor and method using same employing a multiplicity of fluorophores contained in the free volume of a polymeric optical waveguide or in pores of a ceramic waveguide |
| US5686300A (en) * | 1995-09-11 | 1997-11-11 | Becton Dickinson And Company | Fluorescence detector |
| US5863460A (en) * | 1996-04-01 | 1999-01-26 | Chiron Diagnostics Corporation | Oxygen sensing membranes and methods of making same |
| US6274086B1 (en) | 1996-12-16 | 2001-08-14 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Apparatus for non-invasive imaging oxygen distribution in multi-dimensions |
| US5830138A (en) * | 1996-12-16 | 1998-11-03 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Intravascular catheter probe for clinical oxygen, pH and CO2 measurement |
| WO1998053646A1 (en) * | 1997-05-22 | 1998-11-26 | Schmidt Gregory W | An illumination device using pulse width modulation of a led |
| WO1999001737A2 (en) * | 1997-06-10 | 1999-01-14 | Calspan Corporation | Detection of chemical agent materials using a sorbent polymer and fluorescent probe |
| US6055451A (en) * | 1997-12-12 | 2000-04-25 | Spectrx, Inc. | Apparatus and method for determining tissue characteristics |
| US6306347B1 (en) | 1998-01-21 | 2001-10-23 | Bayer Corporation | Optical sensor and method of operation |
| US6254831B1 (en) | 1998-01-21 | 2001-07-03 | Bayer Corporation | Optical sensors with reflective materials |
| US6190612B1 (en) | 1998-01-21 | 2001-02-20 | Bayer Corporation | Oxygen sensing membranes and methods of making same |
| US5931161A (en) * | 1998-03-18 | 1999-08-03 | Datex-Ohmeda, Inc. | On-airway respiratory gas monitor employing transformed infrared signals |
| US6207110B1 (en) | 1998-08-21 | 2001-03-27 | Bayer Corporation | Metallic overcoating as a light attenuating layer for optical sensors |
| US6107083A (en) * | 1998-08-21 | 2000-08-22 | Bayer Corporation | Optical oxidative enzyme-based sensors |
| AU6139199A (en) | 1998-09-11 | 2000-04-03 | Spectrx, Inc. | Multi-modal optical tissue diagnostic system |
| US6300638B1 (en) | 1998-11-12 | 2001-10-09 | Calspan Srl Corporation | Modular probe for total internal reflection fluorescence spectroscopy |
| US20040097996A1 (en) | 1999-10-05 | 2004-05-20 | Omnisonics Medical Technologies, Inc. | Apparatus and method of removing occlusions using an ultrasonic medical device operating in a transverse mode |
| US6524251B2 (en) | 1999-10-05 | 2003-02-25 | Omnisonics Medical Technologies, Inc. | Ultrasonic device for tissue ablation and sheath for use therewith |
| US6551337B1 (en) | 1999-10-05 | 2003-04-22 | Omnisonics Medical Technologies, Inc. | Ultrasonic medical device operating in a transverse mode |
| CA2398029A1 (en) | 2000-02-08 | 2001-08-16 | Cornell Research Foundation, Inc. | Multiphoton excitation through optical fibers for fluorescence spectroscopy |
| DE60128138T2 (de) * | 2000-11-02 | 2008-01-03 | Cornell Research Foundation, Inc. | In vivo multiphoton diagnostische detektion und bilddarstellung einer neurodegenerativen erkrankung |
| US6519485B2 (en) * | 2000-12-13 | 2003-02-11 | The General Hospital Corporation | Minimally invasive system for assessment of organ function |
| US6654630B2 (en) * | 2001-05-31 | 2003-11-25 | Infraredx, Inc. | Apparatus and method for the optical imaging of tissue samples |
| US20050267326A1 (en) * | 2001-10-02 | 2005-12-01 | Alfred E. Mann Institute For Biomedical Eng. At The University Of Southern California | Percutaneous chemical sensor based on fluorescence resonant energy transfer (FRET) |
| CA2372637A1 (en) * | 2002-02-20 | 2003-08-20 | Institut National D'optique | Packaged optical sensors on the side of optical fibres |
| US6891984B2 (en) * | 2002-07-25 | 2005-05-10 | Lightlab Imaging, Llc | Scanning miniature optical probes with optical distortion correction and rotational control |
| US20040121337A1 (en) * | 2002-12-19 | 2004-06-24 | Nomadics, Inc. | Luminescent polymers and methods of use thereof |
| US6999807B2 (en) * | 2003-01-23 | 2006-02-14 | Scimed Life Systems, Inc. | pH measuring balloon |
| US7591801B2 (en) | 2004-02-26 | 2009-09-22 | Dexcom, Inc. | Integrated delivery device for continuous glucose sensor |
| US8626257B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-01-07 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| CA2535843A1 (en) * | 2003-08-19 | 2005-06-23 | Cornell Research Foundation, Inc. | Optical fiber delivery and collection system for biological applications such as multiphoton microscopy, spectroscopy, and endoscopy |
| US7920906B2 (en) | 2005-03-10 | 2011-04-05 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration |
| US7214190B1 (en) * | 2003-09-09 | 2007-05-08 | Kitchener Clark Wilson | Apparatus and method for noninvasive monitoring of analytes in body fluids |
| US9247900B2 (en) | 2004-07-13 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US7787923B2 (en) * | 2003-11-26 | 2010-08-31 | Becton, Dickinson And Company | Fiber optic device for sensing analytes and method of making same |
| US7496392B2 (en) * | 2003-11-26 | 2009-02-24 | Becton, Dickinson And Company | Fiber optic device for sensing analytes |
| US8364231B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US8532730B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-09-10 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US7794414B2 (en) | 2004-02-09 | 2010-09-14 | Emigrant Bank, N.A. | Apparatus and method for an ultrasonic medical device operating in torsional and transverse modes |
| US8808228B2 (en) | 2004-02-26 | 2014-08-19 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
| WO2009048462A1 (en) | 2007-10-09 | 2009-04-16 | Dexcom, Inc. | Integrated insulin delivery system with continuous glucose sensor |
| US7144370B2 (en) * | 2004-05-12 | 2006-12-05 | General Electric Company | Method and apparatus for imaging of tissue using multi-wavelength ultrasonic tagging of light |
| US8012457B2 (en) | 2004-06-04 | 2011-09-06 | Acusphere, Inc. | Ultrasound contrast agent dosage formulation |
| US20070045902A1 (en) | 2004-07-13 | 2007-03-01 | Brauker James H | Analyte sensor |
| US8989833B2 (en) | 2004-07-13 | 2015-03-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
| US8886272B2 (en) | 2004-07-13 | 2014-11-11 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US7783333B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-08-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous medical device with variable stiffness |
| US8135449B2 (en) * | 2004-08-26 | 2012-03-13 | Oxygen Enterprises, Ltd. | Imaging of oxygen by phosphorescence quenching |
| JP2008527378A (ja) * | 2005-01-11 | 2008-07-24 | イノベーション エンジニアリング、エルエルシー | 負荷に供給されたｒｆ電力およびその負荷の複素インピーダンスを検出する方法 |
| US8060174B2 (en) | 2005-04-15 | 2011-11-15 | Dexcom, Inc. | Analyte sensing biointerface |
| JP4358785B2 (ja) * | 2005-05-27 | 2009-11-04 | 麒麟麦酒株式会社 | 密封容器内の酸素量の測定方法及びこれに用いる密封容器のピアス装置 |
| WO2007081811A2 (en) | 2006-01-04 | 2007-07-19 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Oxygen sensor for internal monitoring of tissue oxygen in vivo |
| EP2021777A2 (en) * | 2006-05-03 | 2009-02-11 | Ocela Technologies | Fluorescence measurement and optical imaging method and apparatus |
| US8433384B2 (en) * | 2006-05-03 | 2013-04-30 | Covidien Lp | Method and apparatus for cerebral oximetry |
| US8755866B2 (en) * | 2006-05-03 | 2014-06-17 | Covidien Lp | Method and apparatus for lymph node mapping |
| US20080306444A1 (en) | 2007-06-08 | 2008-12-11 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
| CA2732962A1 (en) * | 2008-08-04 | 2010-02-11 | University Of Utah Research Foundation | Dye application for confocal imaging of cellular microstructure |
| US8694069B1 (en) | 2009-12-21 | 2014-04-08 | Kosense, LLC | Fiber-optic probe with embedded peripheral sensors for in-situ continuous monitoring |
| EP3575796B1 (en) | 2011-04-15 | 2020-11-11 | DexCom, Inc. | Advanced analyte sensor calibration and error detection |
| CN104768454B (zh) * | 2012-11-08 | 2018-04-24 | 皇家飞利浦有限公司 | 光学探头系统 |
| DK3099232T3 (da) * | 2014-01-31 | 2021-11-22 | Massachusetts Gen Hospital | System og fremgangsmåde til fotoluminescensdetektion |
| DE102014107261A1 (de) * | 2014-05-22 | 2015-11-26 | Nirlus Engineering Ag | Verfahren zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von fließendem Blut |
| EP3282921B1 (en) | 2015-04-16 | 2022-02-16 | Gentuity LLC | Micro-optic probes for neurology |
| JP6981967B2 (ja) | 2015-08-31 | 2021-12-17 | ジェンテュイティ・リミテッド・ライアビリティ・カンパニーGentuity, LLC | 撮像プローブおよびデリバリデバイスを含む撮像システム |
| JP7109377B2 (ja) * | 2016-05-13 | 2022-07-29 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 光経皮酸素モニタリングのシステム及び方法 |
| US11331022B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-05-17 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
| US11382540B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-07-12 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
| WO2019108598A1 (en) | 2017-11-28 | 2019-06-06 | Gentuity, Llc | Imaging system |
| US12262872B2 (en) | 2018-09-17 | 2025-04-01 | Gentuity, Llc | Imaging system with optical pathway |
| EP3962346A4 (en) | 2019-04-30 | 2023-04-19 | Gentuity LLC | IMAGING PROBE WITH FLUID PRESSURIZATION ELEMENT |
| WO2020237024A1 (en) | 2019-05-21 | 2020-11-26 | Gentuity, Llc | Systems and methods for oct-guided treatment of a patient |
| WO2023007813A1 (ja) * | 2021-07-30 | 2023-02-02 | テルモ株式会社 | 測定用プローブ、アダプタおよび測定システム |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4476870A (en) * | 1982-03-30 | 1984-10-16 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Fiber optic PO.sbsb.2 probe |
| US4576173A (en) * | 1982-06-28 | 1986-03-18 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instanteous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using a CW excitation source |
| US4592361A (en) * | 1982-06-28 | 1986-06-03 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instantaneous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using pulsed excitation and time domain signal processing |
| JPS5940830A (ja) * | 1982-08-31 | 1984-03-06 | 浜松ホトニクス株式会社 | レ−ザ光パルスを用いた癌の診断装置 |
| CA1261717A (en) * | 1982-12-23 | 1989-09-26 | John R. Bacon | Method and apparatus for oxygen determination |
| US4579417A (en) * | 1983-01-28 | 1986-04-01 | University Of Delaware | Apparatus for optical fiber communications using standing wave acousto-optical modulator |
| JPS60209146A (ja) * | 1984-03-31 | 1985-10-21 | Olympus Optical Co Ltd | 螢光スペクトル分析装置 |
| US4810655A (en) * | 1985-07-03 | 1989-03-07 | Abbott Laboratories | Method for measuring oxygen concentration |
| US4895156A (en) * | 1986-07-02 | 1990-01-23 | Schulze John E | Sensor system using fluorometric decay measurements |
| US4727730A (en) * | 1986-07-10 | 1988-03-01 | Medex, Inc. | Integrated optic system for monitoring blood pressure |
| US4900933A (en) * | 1986-09-08 | 1990-02-13 | C. R. Bard, Inc. | Excitation and detection apparatus for remote sensor connected by optical fiber |
| EP0329297A3 (en) * | 1988-02-16 | 1990-12-05 | Medex, Inc. | Method and apparatus for measuring partial pressure of oxygen in a fluid |
| US4947850A (en) * | 1988-03-11 | 1990-08-14 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Method and apparatus for imaging an internal body portion of a host animal |
| US4981138A (en) * | 1988-06-30 | 1991-01-01 | Yale University | Endoscopic fiberoptic fluorescence spectrometer |
| US4975581A (en) * | 1989-06-21 | 1990-12-04 | University Of New Mexico | Method of and apparatus for determining the similarity of a biological analyte from a model constructed from known biological fluids |
-
1990
- 1990-02-16 US US07/481,131 patent/US5127405A/en not_active Expired - Fee Related
-
1991
- 1991-01-17 EP EP19910100531 patent/EP0442276A1/en not_active Withdrawn
- 1991-02-13 JP JP3019911A patent/JPH0634788B2/ja not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| US5127405A (en) | 1992-07-07 |
| JPH04218140A (ja) | 1992-08-07 |
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