JPH10511875A - 生物組織の生体内検査用の光学カプラ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 生物組織の生体内検査用の光学カプラは、被検査組織（４０）の上または近くに位置決め可能な光学的入力ポート（１９）と、光学的入力ポートへ光学的に結合され、かつ可視または赤外波長の光学放射を放射源から光学的入力ポート（１９）へ伝導するように構成される第一の光案内（２０）とを含む。光学カプラは、入力ポート（１９）から被検査組織内で移動した放射を受けるように構成および配置される、被検査組織の上または近くに位置決め可能な光学的検出ポート（２１）をも含む。検出ポート（２１）へ接続される検出器光案内（２２）は、検出ポートから光学検出器へ放射を伝導するように構成される。少なくとも部分的に、被検査組織と入力および検出ポートの周りに配置される光学媒体（１２）は、放射を組織へ結合し、光子の漏出を制限し、または組織から逃れた光子を阻止するように配列される。

Description

【発明の詳細な説明】 生物組織の生体内検査用の光学カプラ 発明の背景 連続波（ｃｗ）分光測光器は生物組織内での光学的吸収色素（例えば、ヘモグ ロビン、酸化ヘモグロビン）の生体内濃度を決定するために広く使用されてきた 。例えば、パルス酸素測定法においてｃｗ分光測光器は、光を指や耳たぶ内へ導 入して光を減衰し、ついでビア・ラムバートの式または補正されたビア・ラムバ ートの吸収の式に基づき濃度を評価する。ビア・ラムバートの式（１）は、吸収 性構成物質の濃度（Ｃ）と、消光係数（ε）と、光子移動経路長〈Ｌ〉と、減衰 される光強さ（Ｉ／Ｉ₀）との間の関係を記述する。 しかしながら、ビア・ラムバートの式の直接の適用にはいくつもの問題がある 。生物組織と生理機能はかなり変化するから、移動光子の光学的経路長もかなり 変化して、放射源や検出器の幾何学的位置から単純に決定することはできない。 さらに、光子の移動経路長それ自体が吸収性構成物質の相対濃度の関数である。 結果として、例えば、高い血液ヘモグロビン濃度を有する器官を通る経路長は、 低い血液ヘモグロビン濃度を有する同じものと異なる。さらに、しばしば、多く の組織構成物質の吸収係数は波長に依存するから、経路長は光の波長に依存する 。この問題に対する一つの解答は、同時にεと、Ｃと、〈Ｌ〉とを決定すること であるが、これは従来知られたパルス酸素濃度計では不可能である。 さらに、小さい容量の組織（例えば、指）の量的測定に対して、組織から逃れ た光子は吸収されたものとして計量されるから、光子の漏出はかなりの誤差を導 入する。その他の誤差は、被検査組織への光の不規則結合または入力および検出 ポートの相対的な幾何学的配列の変化のために発生する。 時間分解式（ＴＲＳパルス）および位相変調式（ＰＭＳ）分光測光器は移動光 子の平均経路長を直接測定できるが、時間分解または周波数分解されるスペクト ルの適当な定量化が実施できるのは、放射源・検出器の間隔を比較的大きくとっ てスペクトルを集める時だけである。この様に間隔を拡げることは、耳たぶや指 や生検組織のような小さい容量の組織に対して得るには困難である。 それゆえ、分光測光システムとともに使用される光学カプラと、比較的小さい 容量の生物組織を定量的に検査する方法とが必要である。 発明の要約 この発明は、可視または赤外放射を使用する、関係物の比較的小さい容量の生 物組織の検査のための分光測光システムを特徴とする。 発明の一つの態様により、可視または赤外放射を使用する、関係物（例えば、 固体、液体またはガス状態の生物組織、有機または無機物質）の比較的小さい対 象の検査のための分光測光システムが、対象を通過する経路へ導入される。シス テムは、対象内へ放射を導入するようにされた光学的入力ポートと、対象内の経 路を通って移動した放射を検出するようにされた光学的検出ポートとを有する分 光測光器と、関係物の比較的小さい対象の周りに配置されかつ対象の外側に導入 される光子の漏出を制限するようにされた光子漏出阻止手段と、導入される放射 と検出される放射の間の変化に基づいて対象の光学特性を決定するようにされた 処理手段とを含む。 発明の別の態様により、可視または赤外放射を使用する、関係物の比較的小さ い容量の生物組織の検査のためのシステムは、光学的入力ポートに放射を導入す るようにされた放射源を有する分光測光器と、入力ポートから光学検出ポートへ の経路を通って移動した放射を検出するようにされた検出器と、導入される放射 と検出される放射の間の変化を評価するようにされたプロセッサとを含む。シス テムは、また、比較的大きい容量の光学媒体と、選択自在な散乱および吸収特性 を有する形成光子阻止手段と、組織・媒体光学経路を発生すべく関係物の生物組 織を移動経路内へ位置決めするようにされた位置決め手段とを含み、光学媒体は 実質的に組織・媒体光学経路からの光子の漏出を制限し、さらに、組織・媒体光 学経路の検出される光学特性に基づき組織の生理学的特性と光学媒体の散乱また は吸収特性とを決定するようにされた処理手段とを含む。 発明のこれらの態様の好適な実施例は、以下の一つ以上の特徴を含む。 光子漏出阻止手段は、対象を包囲する、選択自在な光学特性の光学媒体を含む 。選択自在な光学特性は、吸収または散乱係数である。 光子漏出阻止手段は、対象を包囲する光学媒体を含む。媒体は、対象の光学特 性に実質的に調和する少なくとも一つの光学特性を有する。分光測光器は、ＰＣ Ｔ出願ＷＯ ９２／２０２７３とＰＣＴ／ＵＳ ９５／１５６６６に述べられる ような連続波分光測光器（ＣＷＳ）、ＵＳ特許４，９７２，３３１，５，１８７ ，６７２、またはＰＣＴ出願ＷＯ ９４／２１１７３に述べられるような位相変 調分光ユニット（ＰＭＳ）、ＵＳ特許５，１１９，８１５や５，３８６，８２７ またはＰＣＴ出願ＷＯ ９４／２２３６１に述べられるような時間分解分光ユニ ット（ＴＲＳ）、またはＰＣＴ出願ＷＯ ９３／２５１４５に述べられるような フェーズドアレー・システムであり、これらのすべては、これらの全体において 、このなかで説明されたような参考文献によって統合される。 決定される生理学的特性は、ヘモグロビン飽和、酵素濃度、またはグルコース のような組織物質の濃度である。 システムは、選択される生理学的特性の、単独の測定または連続的な、時間依 存的監視を行う。 上述のシステムは、光子漏出阻止手段によって包囲される対象内へ、選択され る波長の電磁放射を導入し、かつ入力ポートから光学検出ポートへ対象内で移動 した放射を検出することによって作動する。システムは、導入される放射と検出 される放射の間の変化に基づいて対象の光学特性を決定する。さらに、対象の光 学特性に匹敵し得る周囲の光学媒体を有する、異なる光子漏出阻止手段を選択す る。つぎに、システムはふたたび、対象の光学特性を測定する。測定は周囲媒体 の光学特性が実質的に対象の光学特性に調和するまで反復して繰り返す。 別の重要な態様により、発明は生きている組織の領域を非侵入的に監視するた めの光学的結合システムである。結合システムは、組織に位置決め可能かつ監視 される組織内へ光放射を導入するようにした刺激（入力）ポートと、放射を放射 源から刺激ポートへ運ぶための刺激通路を決定する第一の光案内と、組織に位置 決め可能で監視される組織内において刺激ポートから検出ポートへ移動した放射 を受けるようにした検出ポートとを含む。検出ポートは刺激ポートの入力領域よ り大きい検出領域を有する。検出ポートに接続される検出光案内は、放射を検出 ポートから光学検出器へ運ぶ。結合システムは、また、柔軟で透明なバッグに内 蔵されかつ監視される組織と刺激および検出ポートの周りに部分的に配置される 光学的調和液をも含む。 発明のこの態様の好適な実施例は、一つ以上の以下の特徴を含む。 光学結合システムは、組織に位置決め可能で監視される組織内へ放射源の放射 を導入するようにした多数の刺激（入力）ポートと、多数の光案内とを含み、上 記光案内はそれぞれ、放射を放射源から対応する刺激ポートへ運ぶための刺激通 路を定める。 光学結合システムは、また、組織に位置決め可能で監視される組織内で移動し た放射を受けるようにした多数の検出ポートと、放射を検出ポートから少なくと も一つの光学検出器へ運ぶための、それぞれ対応する検出ポートへ接続される多 数の検出光案内とを含む。 光学的調和液は、部分的に、ポートと監視される組織の間に位置決めされる。 光学的調和液は、公知の散乱または吸収特性を有する。 光学結合システムは、さらに、光学的調和液の公知の散乱または吸収特性を変 えるための手段と、光学的調和液の散乱または吸収特性を制御自在に変えること によって結合システムを校正するための手段とを含む。 別の重要な態様により、発明は生物組織の生体内検査用の光学カプラである。 光学カプラは、被検査組織の上や近くに位置決め可能な選択される入力領域の光 学入力ポートと、光学入力ポートに光学的に結合されかつ可視または赤外線波長 の光放射を放射源から光学入力ポートへ伝導するように構成される第一の光案内 とを含み、上記光学入力ポートは光放射を被検査組織へ導入するように構成およ び配置され、さらに、被検査組織の上や近くに位置決め可能な選択される検出領 域の光学検出ポートとを含む。検出ポートは被検査組織内で入力ポートから検出 ポートへ移動した放射を受けるように構成および配置される。検出ポートへ光学 的に結合される検出器光案内は、放射を検出ポートから光学検出器へ伝導するよ うに構成される。光学カプラは、また、少なくとも部分的に被検査組織と入力お よび検出ポートの周りに配置されかつ被検査組織から逃れる光子の漏出を制限す る、あるいは光子の逃れを阻止するように構成される光学媒体をも含む。 別の重要な態様により、発明は生物組織の生体内検査用の光学カプラである。 光学カプラは、被検査組織の方向へ向けられる選択される入力領域の光学入力ポ ートと、少なくとも部分的に被検査組織と入力および検出ポートの周りに配置さ れる光学媒体とを含む。光学媒体は、また、組織と入力ポートの入力領域の間に 、および組織と検出ポートの検出領域の間にも配置され、かつ光学媒体は公知の 散乱または吸収特性を示す。光学入力ポートへ光学的に結合される第一の光案内 は、可視または赤外線波長の光放射を放射源から、放射を光学媒体へ導入するよ うに構成および配置される光学入力ポートへ伝導するように構成される。光学検 出ポートは被検査組織と光学媒体内で入力ポートから検出ポートへ移動した放射 を受けるように構成および配置される。検出ポートへ光学的に結合される検出器 光案内は、放射を検出ポートから光学検出器へ伝導するように構成される。 別の重要な態様により、発明は生物組織の領域を非侵入的に監視するための光 学的結合システムである。結合システムは、組織に直接位置決め可能な末端を有 する、少なくとも二本の光ファイバから造られる放射源プローブを含む。各末端 は光放射を被検査組織内に導入するように構成される入力ポートを形成する。フ ァイバは放射源からの放射を受けるための、少なくとも一つの結合ポートを形成 するように構成および配置される基端を有する。結合システムは、また、組織に 直接位置決め可能な末端を有する、少なくとも一本の光ファイバから造られる検 出プローブをも含む。末端は被検査組織内で移動した放射を受けるように構成さ れる検出ポートを形成する。ファイバは、検出される放射を光学検出器へ運ぶた めの、少なくとも一つの結合ポートを形成するように構成および配置される基端 を有する。 光学ファイバは、入力ポートまたは検出ポートにおいて放射の所望の結合を得 るように配置される光学的調和媒体を含む。 発明のこの態様の好適な実施例は、一つ以上の以下の特徴を含む。 光学媒体は被検査組織の吸収または散乱特性に実質的に調和する吸収または散 乱特性を有する。 光学カプラは、さらに、光学媒体の吸収または散乱特性を制御自在に変化させ るように構成および配置される光学システムを含む。システムは光学媒体の吸収 または散乱特性を被検査組織の吸収または散乱特性に実質的に調和させるように 適合する。 光学カプラは、さらに、選択される入力領域の第二入力ポートと、第二入力ポ ートへ光学的に結合される光案内とを含む。検出ポートは第一入力ポートと第二 入力ポートへ相対的に、対称に配置される。検出ポートは入力ポートへ相対的な 、伝導幾何学的配列または後方散乱幾何学的配列において配置される。 光学カプラは被検査組織に相対的な、可動の光学ポートに適応する。 光学カプラは、さらに、多数の入力ポートと、対応する入力ポートへ光学的に 結合される多数の光案内とを含む。多数の入力ポートは、公知の時間変化パター ンの同時放射を導入して、少なくとも一つの方向に光子密度の実質的勾配を有す る放射の導入を、結果として形成するように配置される。多数の入力ポートは一 次元または二次元の配列を形成する。光学検出ポートは被検査組織へ相対的な別 の位置へ可動である。 光学カプラは、また、多数の検出ポートと、対応する検出ポートへ光学的に結 合される、多数の検出器光案内をも含む。 光学媒体は、固体、液体、またはガスから造られる。光学媒体は、また、平滑 面、球面、または発泡スチロールの固体粒子をも含む。光学媒体は、また、内脂 質溶液のような、選択可能な吸収または散乱特性の液体をも含む。光学媒体は選 択可能な吸収または散乱特性の柔軟な固体を含む。 光学カプラは、上記光学入力ポートの入力領域より大きい光学検出ポートの検 出領域を有する。 光学カプラは、さらに、ニードル局所限定手順のためのポートを含むか、同時 に、または組織の光学検査と同時に、あるいは引き続いて行う組織の超音波検査 のために配置される。光学カプラは、さらに、組織のＭＲＩ検査の実施のために 配置されるＭＲＩコイルのセットを含む。 光学カプラは、体内通路を経て、または皮膚を通じて内部組織へ挿入のために 内視鏡、カテーテル、ガイドワイヤなどの上に配置される。光学カプラは、選択 される内部組織の可視および分光器検査のために設計される。カテーテルに含ま れる膨張自在なバルーンは、入力および検出ポートを分光器検査のために選択さ れる組織に対して押圧する。カテーテルは、また、分光器検査の前後に組織領域 から生検試料を採取するための生検付加装置をも含む。 別の重要な態様により、発明は生物組織の生体内検査用の光学カプラである。 光学カプラは、被検査組織の方向へ向けられる選択される第一領域と第一領域の 方向へ反対に向けられる選択される第二領域との光学入力ポートと、被検査組織 の方向へ向けられる、選択される検出領域の光学検出ポートとを含む。入力ポー トは、第二領域を越えて走査される光線を受容しかつ第一領域において組織へ光 線を導入すべく構成される。光学カプラは、また、少なくとも部分的に被検査組 織と入力および検出ポートの周りに配置される光学媒体をも含む。光学媒体は、 また、組織と入力ポートの入力領域の間に、かつ組織と検出ポートの検出領域の 間にも配置される。光学媒体は公知の吸収または散乱特性を示す。光学検出ポー トは被検査組織と光学媒体内で入力ポートから検出ポートへ移動した放射を受け るように構成および配置される。検出ポートへ光学的に結合される検出器光案内 は、放射を検出ポートから光学検出器へ伝導するように構成される。 発明のこの態様の好適な実施例は、以下の一つ以上の特徴を含む。 光学検出ポートの検出領域は、検出領域の既知の位置に位置決めされる多数の 検出下位区分を含む。各検出下位区分は被検査組織内で移動した放射を受けかつ 受けた放射を検出器へ運ぶように構成および配置される。 光学検出器は、おのおの、検出器光案内を経て対応する検出下位区分からの光 を受ける半導体検出器の配列を含む。このように、検出される放射の時間輪郭は 、個々の位置で測定できる。 光線は検出下位区分を越えて蓄積される検出シーケンスに相対的な選択される パターンを使用する入力ポートを越えて走査される。それから、移動光子の入力 および検出位置を知ることによって、平均光子移動経路が計算される。 一般に、光学結合システムは被検査組織に対して、すぐれた光の結合を用意す る。結合システムは、また、組織面からの光子の漏出を実質的に阻止しかつ導入 される放射に対して半無限の境界条件を得る。光学媒体のより大きい容量は、通 常、小さい組織寸法に対して使用される。光学結合システムは、また、組織形状 または特性に無関係に、入力（刺激）ポートと検出ポートの選択される幾何学的 配列をも正確に得る。正確な幾何学的配列は、しばしば、連続波（ＣＷＳ）ユニ ット、位相変調ユニット、ＴＲＳユニット、またはフェーズドアレー・ユニット によって測定される光子移動パターンの適正な評価のために重要である。 図面の簡単な説明 図１は比較的小さい寸法の組織の検査のための分光システムの概略図である。 図２と２Ａは指の分光測定中に光子の漏出を阻止するための円筒の異なる図で ある。 図２Ｂは指酸素測定のための、予め選択される光学特性の円筒セットである。 図３は頭の分光測光的研究のための光ファイバの保持機の概略図である。 図４は患者の脳組織の内部のヘモグロビンの酸素供給・脱酸素状態を監視する ための光学結合システムの平面図である。 図４Ａは幾つもの入力および検出ポートを利用する脳組織の検査のための光学 結合システムである。 図５ないし５Ｃは胸組織の光学検査のための幾つもの光学結合システムである 。 図５Ｄはニードル局所限定手順に対しても適応する二次元入力配列付きの光学 結合システムである。 図５Ｅと５Ｆは、それぞれ、超音波および磁気共鳴画像描写と一緒の光学検査 に対して適応する光学結合システムである。 図６は配列検出器付きの走査システムに対して適応する光学窓付きの光学結合 システムである。 図７と７Ａは脳の光学検査のための“ヘアブラシ”光学結合システムである。 図８と８Ａは光学およびＭＲＩ検査のための“ヘアブラシ”光学結合システム である。 図９と９Ａは胸組織の検査のために構成される走査結合システムである。 図１０、１０Ａおよび１０Ｂはカテーテルの上に配置される光学カプラである 。 図１１と１１Ａはカテーテルの上に配置される分光測光器である。 好適実施例の説明 図１を参照して、異なる光学カプラの作動の基本原理が、システム１０を述べ ることによって説明される。比較的小さい容量の生物組織の検査のために設計さ れるシステム１０は、選択可能な光学特性の光学媒体１２と、分光測光器１８と 、滴定法循環システム３０と、コンピュータ制御装置３５とを含む。位置指示棒 １５に付加される、関係１４の生物組織は光学媒体１２内に浸される。分光測光 器１８は光案内２０と２２を経て伝導される可視光線または赤外放射を使用する ことによって媒体１２の光学特性を検査する。好適実施例では光ファイバである 光案内２０と２２は、それぞれ、光源２１と光検出器２３へ接続される。光学入 力ポート１９において導入される光子は吸収および散乱経路を通って媒体１２内 に移動し、かつ検出ポート２１において検出される。入力ポート１９と検出ポー ト２１の、選択可能な固定される幾何学配列は、移動経路、すなわち、光学領域 ２５を制御する。 システム３０は媒体１２の吸収および散乱特性を正確に変えるように適応する 。媒体１２は、それの濃度に依存する散乱特性を示す（カビ・ビトラム社製造の ）内脂質溶液と、吸収特性を示すカーボンブラック・インドインクとを含む。媒 体１２の吸収または散乱特性は溶液を適正に混合することによって一定および均 一に維持されるか、または滴定システム３０内の成分の濃度を変えることによっ てほぼ連続的に変化され得る。管３２と３４は溶液の連続循環のために適応する 。 システムの作動において、組織１４は、まず、光学領域２５から離れて位置決 めされる。分光測光器１８は光学領域２５内で媒体１２を検査し、かつ制御装置 ３５は被検出データを、吸収係数（μ_a）と散乱係数（μ_s）の、予め選択される 値に対して比較する。つぎに、位置指示棒１５は組織１４を領域２５内へ位置決 めし、かつ分光測光器１８は組織１４と媒体１２の光学特性を測定する。組織１ ４とともに、およびなしで集められる分光データから、コンピュータ制御装置３ ５は組織１４の光学特性を決定する。 別の好適な作動方法において、媒体１２の光学特性の測定後、媒体１２の散乱 および吸収特性は、領域２５内へ挿入される時、組織１４が領域２５の混乱状態 をもたらさいないように、滴定によって組織１４の特性へ調和する。媒体１２の 散乱および吸収係数を組織１４の係数へ調和させた後、分光測光器１８は同じデ ータを組織１４とともに、またはなしで検出する。μ_a ^*とμ_s ^*の既知の滴定値は 組織１４のμ_aとμ_sに等しい。調和方法は最初にμ_aを調和し、次にμ_sを調和す るか、またはその逆によって行う。 上述の方法は、生体内と生体外の両組織検査へ適用できる。組織１４は透明材 料内に封入される生検試料または媒体１２内に挿入される人の指部分である。分 光測光器１８が使用する光の波長は、関係物の組織成分（例えば、ヘモグロビン 、酸化ヘモグロビン、グルコース、酵素）に依存して選択される。多数の波長を 使用することはこの発明の範囲内にある。 この発明は、光学媒体１２の、異なる好適実施例の使用を予見する。図２を参 照すると、媒体１２で満たされた中空円筒４２が、例えば、指４０を包囲し、か つ導入される光子の漏出を阻止する。媒体１２の光学特性、圧力、および容量は 、管３２と３４によって円筒４２へ接続されるシステム３０によって制御される 。円筒４２の内側壁は、柔軟な、透明の障壁４４から造られる。円筒４２内への 挿入後、障壁４４は指の周りにソフトに適合する。内側障壁４４の寸法は、指４ ０を引っ込めた後、媒体１２が円筒４２の容量を完全に満たすようなものである 。これは、媒体１２のバックグラウンド測定と媒体１２内での指４０の測定の両 方を、図１と関連的に説明したのと同じ方法で可能にする。入力ポート１９と検 出ポート２１の位置によって制御される光学領域２５は、伝導または反射のいず れかの幾何学的配列内にある。 図２Ｂを参照すると、別の実施例において、円筒４２は、円筒のセット４２Ａ 、４２Ｂ、４２Ｃ．．．によって代替され、上記各円筒は一定の、予め選択され る散乱および吸収特性の液体または固体状態での媒体１２を含む。固体の光学媒 体は、ゲルのような吸収性の柔軟な媒体内に埋め込まれるチタン酸化物、または その他の散乱体である。 人の指が個々の円筒内へ挿入され、かつ挿入される指の光学特性が分光測光器 １８によって測定される。円筒および入力ポート・検出ポート幾何学的配置の既 知の光学特性を使用して、指の光学特性（例えば、μ_aとμ_s）は、ひとつの円筒 の特性に調和させ得る。 分光測光器１８の好適実施例は、連続波分光計、位相変調分光計、および時間 分解分光計であり、これらのすべては上述の文書に記述される。 二重波長連続波分光計とともに作動するシステム１０は、例えば、指酸素濃度 計として使用される。図２Ａに示すように、指４０内へ導入される光子の大部分 は、周囲媒体１２によって漏出に対して阻止される。このように、導入される光 子は吸収されるか、または検出ポート２１へ達し、かつ検出器によって記録され る。吸収される時、漏出光子の計数誤差は発生しない。円筒４２のμ_a ^*とμ_s ^*の 選択される各値に対応するバックグラウンド分光データは、指と円筒のμ_aとμ_s の値を各波長に対して調和させ得るシステム内に記憶される。ヘモグロビン（Ｈ ｂ）と酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ₂）に敏感な二つの波長、例えば、７５４ｎｍ と８１６ｎｍで作動する連続波分光計に対して、ヘモグロビン飽和（Ｙ）は、吸 収係数の比を取りかつ酸素飽和に対して以下の式を使用することによって計算さ れる。 ここで、係数は、それぞれε_Hb＝０．３８ｃｍ^-1ｍＭ^-1とε_Hb＝０．１８ｃｍ^-1 ｍＭ^-1である７５４ｎｍと８１６ｎｍでのヘモグロビンの消光値と、それぞれ Δε_HbO-Hb＝０．０２５ｃｍ^-1ｍＭ^-1とΔε_HbO-Hb＝０．０３ｃｍ^-1ｍＭ^-1であ る酸化ヘモグロビンとヘモグロビンの間の差異消光係数とから決定する。 当業者には公知であるように、ヘモグロビン飽和測定において酸素濃度計は検 出されるデータを標準化して、血液容量変化に起因する変動を除去する。しかし ながら、容量変化はパルス速度を検出するために使用される。 代替的に、位相変調分光計は、数センチメートルの距離で検出器から導入され る、位相変調される光の強さと位相ずれθを検出することによって光子の移動を 測定するために使用される。小さい容量の組織に対して、入力ポートと放射ポー トの間の最良の間隔は、光学媒体１２を用いて得られる。さらに、媒体１２は、 実質的に光子の漏出を除去する。 検出される位相ずれは、図２Ａに示す光子経路長の分配の平均に直接関係する 。光子の移動の理論は、検出される光子は反射幾何学的配列での三次元“バナナ 状”分配パターンまたは伝導幾何学的配列での三次元“シガー状”分配パターン によって説明可能なことを予言する。領域２５の中心内へ組織１４の挿入は、経 路長の分配において非均一性をもたらす。すなわち、バナナ状の光学領域は２５ は、組織吸収特性が媒体１２の特性と異なると、非均一である。組織のμ_aが周 囲媒体のそれより小さいとき、平均経路長〈Ｌ〉は、より長い経路長の光子がよ り多く吸収され、逆の場合も同じであるから、減少する。このように、組織１４ は、経路長と位相ずれθでの変化をもたらす。 さらに、検出される強さは、強く散乱される媒体の散乱および吸収特性の重要 な尺度である変調指数（Ｍ）を与える。変調指数は、ＡＣとＤＣ（ＤＣ^λ）振幅 の和に対するＡＣ振幅（Ａ^λ）の比として決定される。 Analytical Biochemistry Vol.195,pp.330-351，1991 においてセビック等に 記述されるように、低い変調周波数（すなわち、２πｆ＜＜μ_aｃ）に対して位 相ずれは、飛翔の平均時間〈ｔ〉の直接的尺度である。すなわち、θ→２πｆ〈 ｔ〉₀すべての光子が一定の速度ｃで移動する媒体での位相ずれは、有効平均経 路長θ→２πｆ〈Ｌ〉／ｃを記述する。ここで、全経路長は等しく加重される。 決定さ れる経路長は吸収特性の決定のためのビア・ラムバートの式で使用される。 変調周波数が増大するにつれて、より短い経路長はより重く加重されるに至る 。周波数（すなわち、２πｆ＞＞μ_aｃ）において、位相ずれは、もはや、経路 長分配の良い尺度ではなくて、吸収係数μ_aと有効散乱係数（１−ｇ）μ_sに直接 比例する。 有効散乱係数は波長に依存しないから、二つの波長において測定される位相ず れの比は、以下のように表される。 ここで、θ₀ ^λは、散乱およびバックグラウンド吸収から生じる、測定される 波長での位相ずれである。吸収係数の比は、例えば、組織飽和Ｙの決定のために 使用される。二重周波数の二重波長位相変調分光計は、θ₀を除去することによ って飽和を決定するために使用される。吸収係数の比は、異なる周波数と波長に おいて測定される位相ずれの関数として表される。 代替的に、入力ポート１９にピコセコンド以下のオーダでの光のパルスを導入 する時間分解分光計（ＴＲＳパルス）が使用される。移動経路長２５の分配を通 して移動する光子は検出ポート２１に集められる。反射率幾何学配列Ｒ（ρ，ｔ ）（または伝導率幾何学的配列Ｔ（ρ，ｄ，ｔ））内で検出される光の強さは、 近似無限境界条件を有するグリーンの関数として無限媒体での拡散の式を解くこ とによって決定された。反射率幾何学配列における半無限媒体条件のために、入 力 および出力ポートの分離は、下式を使用するためには数センチメートルのオーダ でなければならない。 ｔ→∞に対して吸収係数μ_aは以下のように決定される。 ここで、ρは入力ポートと検出ポートの間の分離、ｃは媒体内の光の速さであ る。有効散乱係数（１−ｇ）μ_sは以下のように決定される。 ここで、ｔ_maxは検出される反射率時間輪郭Ｒ（ρ，ｔ）＝Ｉ（ｔ）が最大値 に達する遅れ時間である。式７の右辺は変調パルスの到達時間の減退傾斜である 。吸収係数は、式７で述べられるように、検出されるパルスの傾斜の減退を評価 することによって定量化される。有効散乱係数（１−ｇ）μ_sは式９から決定さ れる。既知のμ_aとμ_sおよび入力ポート、出力ポートの幾何学的配列に対して、 システムは独特の時間輪郭Ｉ（ｔ）を有する。記憶される輪郭は導入される組織 に対して検出される時間輪郭に比較されて、組織１４の散乱および吸収係数を有 する差異輪郭を得る。代替的に、媒体１２と組織１４のμ_aとμ_sは、検出される 時間輪郭が組織１４の導入によって変化しないように、媒体１２の散乱および吸 収特性を変化させることによって調和する。 ＴＲＳシステムは、測定されるデータを定量化すべくＣＷ酸素濃度計を校正す るために使用できる。入力ポートと検出ポートの幾何学的間隔（ρ）と経路長〈 Ｌ〉の間の差異を明らかにするために、酸素濃度計のなかには、以下のような差 動経路長係数（ＤＰＦ）を有する、修正されたビア・ラムバートの式を使用する ものがある。 absorbance=DPF.ε.[C] (10) しかしながら、差動経路長係数は経路長に依存するから、それをＣＷ酸素濃度 計によって正確に決定することはできない。ＴＲＳは、以下のように吸収（μ_a ）と散乱（μ_s）係数を使用してＤＰＦを決定する。 代替的に、ＷＯ ９３／２５１４５に述べられるフェーズドアレー分光計は、 組織異常を局限し、または選択される組織領域を映像的に描写するために使用さ れる。 上述のシステムは、選択される生理特性の、単一の測定または連続的な時間依 存的監視を行うように構成される。システムは測定値の連続的監視のための可視 ディスプレーを含み、かつ測定値が予め選択される値に等しい時、警戒信号を発 する警報装置を含む。 光学カプラの代替的な実施例は、図３に示すオプトロード・ホルダ４５である 。オプトロード・ホルダ４５は新生児の頭４６の検査のために使用される。光フ ァイバ２０と２２は固体散乱材料４７、すなわち、光子４８の漏れに対して戻り 道を与える発泡スチロールのような漏出阻止光学媒体内へ投射される。組織内の 移動光子の経路長は、光子がジグザグ矢印４８によって示すような散乱材料によ って組織へ戻るから、さらに長い。このように、バナナ状のパターンはもっと深 く貫通し、かつ有意の分光データが、ほぼ直接の通路による光子の漏れまたは“ 欠乏”の危険なしに、より小さい入力・出力ファイバ分離において得られる。代 替的に、発泡スチロールは可視または近赤外放射波長の組織放射に対して反射し て戻る金属箔によって置き換えられる。箔は、入力およぴ検出ポートと被検査組 織を包囲する。 図４を参照して、別の実施例の光学結合システムは、脳の組織領域を監視すべ く光学結合装置１１４の前端をヘッド１１０の背面に結合するための、光学結合 装置１１４とスペーサ・カプラ１１６とから成る。（類似のシステムは、内部器 官と筋肉のような、その他の組織領域を監視することができる。） スペーサ・ カプラ１１６は薄くて柔軟な、液体を満たしたバッグであって、上述の状態に対 して光学調和液によって膨張する。スペーサ・カプラ１１６はクッションとして も働き、光学結合装置１１４の前端とヘッド１１０の間にソフトなインタフェー スを用意する。 光学結合装置１１４は、結合装置のうしろからヘッド１１０へ近似赤色放射（ ＮＲ）を供給するための、刺激通路を構成する光ファイバの束の形の光案内１２ ０から成る。ヘッド１１０に隣接する光案内１２０の末端１２１は、刺激ポート を形成する。やはり光ファイバから構成される検出光案内１２４は、結合装置の 長さに沿って延びる。検出光案内１２４の末端１２５の周囲は不透明な反射障壁 １２２である。障壁は、組織表面から隔てられた領域から移動するものを除いて 、実質的に、直接放射と反射放射をすべて阻止する。すなわち、障壁１２２は近 表面光線の吸収体として作用する。これは、接続される分光計が、例えば、表面 でよりむしろ、組織の内部深くでのヘモグロビンの酸化状態を決定することを可 能にする。刺激光案内の長さから検出光案内の内部への放射の漏れを阻止するた めに、放射に対してほぼ不透明な材料の薄い被膜１３０が、好適にファイバ光束 １２０、１２４のおのおのの周りに設置される。 図４の監視システムは、イースト細胞と既知の酸化特性の血液の混合物の、ス ペーサ・カプラ１１６を通る流れによって校正して、血液の酸素・脱酸素ヘモグ ロビン溶液に対するシステムの、初めからの感度を決定することができる。監視 システムの正確さは患者の毛髪と皮膚のアルベドの変化と、さらにスペーサ・カ プラ１１６の厚さの変化を補償することによって改善される。このような補償は 、刺激光案内１２０を密接に包囲するが、不透明な被膜によってそこから分離さ れる光ファイバの環状部分を用意することによって得られる。光案内１２０を通 し て供給されかつ結合装置の前端でファイバの環状部によって検出される刺激放射 は、後方散乱される放射を監視し、さらに、一定の入力放射を維持するように、 ランプ強さを調節すべく使用される。 類似の結合システムを図４Ａに示す。結合システムは、スペーサ・カプラ１１ ６と、２セットの刺激ポート１２１Ａ、１２１Ｂ、１２１Ｃと、それぞれ、一列 に配置される検出ポート１２５Ａ、１２５Ｂ、検出ポートの中央列１２６Ａ、１ ２６Ｂ、１２６Ｃとを含む。刺激ポートの入力領域は１００μｍないし１ｍｍの 直径を有し、かつ検出ポートの検出領域は１ｍｍないし１０ｍｍの直径を有する 。より大きい検出領域は、移動光子の集まりを増大すべく使用される。上述のよ うに、管３２と３４は滴定システムに接続され、かつ柔軟な透明障壁の内部に含 まれる光学的調和液の循環と制御される光学変化のために使用される。上述のよ うに、光学媒体の散乱または吸収特性（μ_a，μ_s′）は、組織のμ_a、組織のμ_s ′、または両方を調和させるために選択される。いくつかの用途ではμ_s′を調 和させかつμ_aを非常に低く維持して、光学媒体内の吸収を実質的に除去するの が有利である。このように、吸収係数は、主として、被検査組織の特性に依存す る。 刺激ポートと検出ポートの各列は、ＰＣＴ／ＵＳ９５／１５６６６に述べるよ うに、ρ走査を行うことによって脳組織の独立した検査のために使用される。光 案内は放射を連続して個々の刺激ポート１２１Ａ、１２１Ｂ、１２１Ｃへ供給し 、かつ導入される光子は、刺激ポート・検出ポート分離に依存する、対応する“ バナナ状”移動経路を越えて、患者の脳を通って検出ポート１２５Ａ、１２５Ｂ へ移動する。検出される、標準化された強さに基づいて、分光計は、アルツハイ マー病の脳内出血、脳血中酸素減少、または組織プラークの特徴を検出するため に使用されるμ_aとμ_s′の値を計算する。 検出ポート１２６Ａ、１２６Ｂ、および１２６Ｃの中央列は、ＰＣＴ／ＵＳ９ ５／１５６９４に述べられる、分離したフェーズドアレー測定のために使用され る。二つの放射源からの光は、刺激ポート１２１Ａ、１２１Ａ′において連続し て、検査される脳組織内へ導入される。二つの放射源の強さは、検出ポート１２ ６Ａが組織内で等しい強さのゼロ平面上に配置されるように選択される。検出器 は、連続的に、入力ポート１２１Ａと１２１Ａ′から検出ポート１２６Ａへ移動 した放射を検出する。検出される信号は、サンプル・アンド・ホールド回路内に 記憶され、かつ引算回路内で減じられて、差動信号を発生する。つぎに、差動信 号が、組織を検査するために使用される。この相殺測定は、３セットの刺激およ び検出ポート（例えば、それぞれ、１２１Ａ、１２１Ａ′ と１２６Ａ、１２１ Ｂ、１２１Ｂ′と１２６Ｂ、１２１Ｃ、１２１Ｃ′と１２６Ｃ）を介して行われ て、脳の前頭葉を検査する。 図５を参照して、類似型の光学結合システムは胸部組織１１を検査すべく使用 される。円筒の光学カプラは光学媒体１２で満たされる中空円筒４２を含む。円 筒４２は胸壁１１Ａの近くで胸１１の上に置く。上述のように、媒体１２の光学 特性、圧力、および容量は、管３２と３４によって円筒４２に接続されるシステ ム３０によって制御される。光学的調和液は、柔軟な透明障壁４４の内部に含ま れる。円筒４２の内側壁は可視または近赤外放射範囲内の光を調和液へ反射して 戻す薄膜で被覆される。光学カプラは異なる寸法の円筒４２、または、カプラが 胸表面と円筒４２の内側壁の間で選択される間隔を有するように、調節自在な容 量の円筒を使用する。好適な間隔は約１センチメートルであるが、非常に小さい 組織に対しては、半無限の境界状態を得るべく、より大きい間隔が好ましい。こ のように、カプラは、小さい寸法または胸組織の外科的除去後の胸の検査のため にも有用である。円筒４２の配置後、媒体１２の容量は、障壁４４が検査される 胸の周りにソフトに適合するように調節される。代替的に、光学媒体は、柔軟な 固体、例えば、金属や酸化物球状粒子を含む吸収ゲル、または散乱体として滑ら かなガラスビーズである。円筒が検査される胸の上に固く置かれる時、柔軟な障 壁内部に含まれる、過度の光学媒体は円筒の外側に押し動かされる。 上述のように、分光測光器１８は、組織１１と媒体１２の光学特性を測定する 。 光案内２０と２０Ａは光源２１へ接続され、かつ光案内２２は光検出器２３へ接 続される。光学入力ポート１９と１９Ａにおいて導入される光子は、散乱および 吸収経路を介して媒体１２内で移動し、かつ検出ポート２１において検出される 。光学媒体は、通常柔軟であって入力末端検出ポートの、予め選択される固定的 な幾何学的配列を可能にする組織に対して光の均一な結合を得る。連続波分光計 である分光測光器１８、位相変調分光計、または時間分解式分光計は、生検試料 または指に対して、上述のように類似して胸組織を評価する。 さらに、分光測光器１８が光学カプラと一緒に“正常”組織領域上で校正され てから、“正常”時に最初の組織領域と同じ光学特性を有すべき、他の組織領域 を検査するために使用される時、光学分解能は増大する。例えば、光学カプラは 、まず、左胸上に置かれ、かつ組織の光学特性が測定される。ついで、光学カプ ラは組織領域に異常ありと疑われる右胸上に置かれる。右胸の光学特性が測定さ れかつ左胸の正常組織の光学特性に比較して評価される。比較測定は２セットの データを独立的に測定しかつこれらを減算し、すなわち相互に比較することによ って行う。代替的に、おのおのひとつの胸の上に置かれる光学カプラを有する二 つの分光計は、同時に、側性検出器を使用して使用される。このような技術は、 一般に（かつ特に、脳検査に対して）ＰＣＴ出願ＷＯ ９２／２０２７３（１９ ９２年５月１８日出願）に述べられる。 代替的に、分光測光器１８は、上に挙げたＰＣＴ／ＵＳ９５／１５６９４出願 に述べられるフェーズドアレー・システムである。図５Ａは伝導幾何学的配列を 使用する測定用の光学カプラを、かつ図５Ｂは図４Ａの結合システムための、す でに述べられた反射幾何学的配列を使用する測定用の光学カプラを示す。図５Ｃ は同時に入力ポート１９、１９Ａ、１９Ｂおよび１９Ｃから、少なくとも一つの 方向に光子密度の実質的勾配を有する（結果的に導入される）放射を形成する既 知の時間変化パターンの放射を導入するフェーズドアレー・システム用の光学カ プラを示す。導入される方向放射は組織不均等性（例えば、腫瘍、出血）によっ て混乱し、かつ検出位置２１において検出される。検出ポート２１がいくつかの 異なる位置で位置決めされるように、円筒４２はファイバ２２の動きに適応させ るべきスリット穴を含む。組織は、ＷＯ ９３／２５１４５文書に述べられるよ うに、二または三次元内で導入される方向フィールドを走査し、かつ検出ポート を、予め定められる幾何学的配列を介して動かすことによって検査または映像描 写される。 二次元フェーズドアレー・システム用の類似の光学カプラを図５Ｄに示す。柔 軟な透明障壁４４の内部に含まれる光学媒体１２で満たされる中空ボックス４２ Ａは、二次元列を形成すべく配置されるいくつかの光学入力ポート１９、１９Ａ 、１９Ｂ、１９Ｃ、．．．と、検出ファイバ２２の検出ポート２１を受けるべく 構成されるスリット４９または光窓とを含む。代替的に、ポート１９は後方散乱 幾何学的配列内で検出ポートとして使用される。カプラはニードル局所限定手順 のためのポート５０をも含む。（別のアクセスが必要ならば、ポート１９は光フ ァイバまたはニードルの両方に適合させるべく構成される。）ボックス４２Ａの 内側壁は光子を液体４４に戻すような反射材料で裏打ちされる。カプラがニード ル局所限定手順内で使用される時、腫瘍は、まず、ボックス４２Ａを通して撮影 されるＸ線写真によって確認される。Ｘ線写真が撮られる間に、光学液体４４は Ｘ線の高い減衰を避けるべく回収される。ついで、ニードル５１が、腫瘍を金属 ワイヤでマークすべくポート５０を通して配置される。その後、腫瘍は二次元フ ェーズドアレーを使用して検査または局所限定される。ポート１９または５０は 局所限定される腫瘍の生検のためにも使用される。 超音波検査および分光器使用と関連して画像描写する磁気共鳴のために使用さ れる光学カプラを、それぞれ、図５Ｅと５Ｆに示す。図５Ｅを参照して、図５Ｅ の光学カプラは超音波プローブを受けるために構成されたポート５２を有してい る。５Ｆを参照して、磁気共鳴画像描写のための光学カプラは非磁性金属から造 られ、かつ組織の周りに置かれるＭＲＩコイル５６のセットを含む。組織はＭＲ Ｉと光学の両技術を用いて画像描写され、ここで、画像分解能は、ＷＯ ９４／ ２２３６１出願に述べられるように、ＭＲＩと光学検査に対して適するコントラ スト剤を用いて増大する。 別の実施例の図６を参照すると、光学カプラは、入力および検出ファイバの代 わりに光窓のセットを含む。カプラに含まれる中空円筒４２Ａは、三つの光窓６ ３、６４Ａおよび６４Ｂを有する柔軟障壁の内部に含まれる光学媒体１２で満た される。分光測光器６０の光源６２から発射される光線は、ミラーセット６４Ａ と６４Ｂおよび他の光学要素によって、入力ポート６３の、選択される位置へ向 けられる。光学システムは被検査組織に相対的な、入力光線の正確な位置を記憶 する。組織１１内での移動後、変わった光は、検出器６５を用いて検出ポート６ ４Ａまたは６４Ｂにおいて検出される。検出器６５は、例えば、半導体検出器の 列を含む。光学検出ポート６４Ａまたは６４Ｂは検出下位区分の列から形成され 、かつ各下位区分は受けた放射を、対応する半導体検出器へ運ぶ。このように、 システムは検出される放射の強さと正確な座標を記録することができる。既知の 入力放射とそれの座標、および個々の検出器位置に対して検出される放射に基づ いて、システムは、ＰＣＴ出願 ＷＯ ９３／２５１４５に述べられるように、 組織を特徴付ける。 図７を参照すると、光学結合システムの別の実施例はヘアブラシ光学カプラ７ ０である。この光学カプラは、頭部を頭髪で覆う領域内で脳組織へ、および脳組 織からの光の最良の結合を用意すべく設計される。カプラ７０は、少なくとも一 つの放射源プローブ７２と、少なくとも一つの検出プローブ７５とを含む。放射 源プローブ７２は、直径が０．５ないし３ミリメートルおよび長さが少なくとも １．５センチメートルの約２０本の光ファイバから造られる。放射源プローブ７ ２のファイバの入力ポート７３（すなわち、放射チップ）は、所望の入力幾何学 配列と被検査組織の型に依存して、選択される構造（たとえば、マトリックス、 モザイク、円形、直線構造）を形成すべく配置される。ファイバの各放射チップ は、ファイバと組織の間に配置されかつ被検査組織内へ有効に光を導入すべく設 計される光学的調和材料（たとえば、プラスチック、ゲル状材料、被覆など）を 含む。基端においてプローブ７２は一つ以上の光結合ポート７４を有する。プロ ーブは、一緒に束ねられたファイバから造られかつ光源（すなわち、光電球、光 放射ダイオード、レーザ）からプローブへの光の有効な結合を得るべく配置され る、単一の光結合ポートを有する。代替的に、プローブは多数の光結合ポート（ 例えば、ファイバごとに一つのポート）を有し、ここで、発生した光は、連続し て、または同時にファイバ内へ結合される。 検出プローブ７５は一つ以上の検出ポート７６と一つ以上の光結合ポート７７ とを含む。検出プローブ７５は放射源プローブ７２に類似の設計を有するが、組 織内で移動する十分な量の光を集めるために、大きな数の、個々のファイバを有 する。基端で検出ファイバも一緒に束ねられて、広領域検出器（例えば、ダイオ ード検出器、ＰＭＴ検出器、またはＭＣＰＤ検出器）へ良好な結合を与える単一 の光結合ポート７７を形成する。放射源プローブ７２と検出プローブ７５の構造 は類似であるから、これらは交換自在に使用できる。いくつかの放射源プローブ と検出プローブは、所望の方法で光を伝えかつ受けるような構造の光学的シーケ ンサまたはマルチプレクサへ結合される。プローブは混線を除去すべく金属被覆 ファイバから造られる。 放射源プローブ７２と検出プローブ７５は、選択されるファイバ位置と、入力 ポートと検出ポートの所望の分離とを得るように構成される支持部材上に組み立 てられる。支持部材も、組織への光の結合を改善するために、圧力をファイバ先 端へ伝えることができる。（ＴＲＳパルス、ＰＭＳ、ＣＷ、またはフェーズドア レー分光測光器のような）接続される分光計は、ポートの大きな分離（ρ＝５な いし１０ｃｍ）において深い組織を、かつ小さい分離（ρ＝０．５ないし２ｃｍ ）において皮膚層を探査する。 ヘアブラシ光学カプラは、ＷＯ ９２／２０２７３出願に述べられるように、 脳、胸、腕、脚、その他の対称な組織領域の検査のために使用される。ヘアブラ シ光学カプラは光学的に対称な身体領域の、非対称の組織特性を検出するために も使用される。図７Ａは頭部に付けられるヘアブラシ・カプラを示す（特に、ま だ、頭蓋骨の間に膜で覆われた特徴的な開口隙間を有する新生児の前頭骨に対し て）。それぞれ、放射源プローブ７２Ａと７２Ｂの入力ポート７３Ａと７３Ｂは 、対応する前頭骨（または側頭骨、後頭骨など）の対称的な位置上に配置される 。検出ポート７５Ａと７５Ｂは対応する入力ポート７３Ａと７３Ｂから同じ間隔 （ρ、通常、３ないし８ｃｍ）にあけられる。分光計は各入力ポートにおいて選 択される波長の放射を導入し、かつ各検出ポートにおいて放射を検出する。分光 計は検出されるデータを分離して記憶し、かつ組織特性内のなんらかの非対称性 を確認すべく、個々の脳領域に対応する記憶データとこれらを関連させる。代替 的に、分光計は差動信号を直接に測定する。正常な組織はほぼ対称な信号を与え る。検出される非対称は、局部的な出血、非対称な発作容量、またはその他の病 的状態のような組織の病によって惹起される（例えば、Ｓ．Ｐ．ゴピナス等によ る J.Neurosurg.,79,1993参照）。 別の実施例において、多重ファイバのヘアブラシ・プローブが、脳の画像描写 のために使用される。この目的のために、一連の半剛性の１ｍｍファイバが発泡 スチロールまたはプラスチックのヘルメット内に埋設される。ヘルメットが頭に 付けられる時、ファイバの入力ポートは毛髪を通して頭皮の表面へ突出する。患 者の頭は、例えば、前頭領域から後頭領域へ延びる、４列、８本のファイバによ って覆われる。多数のファイバが使用されるのは、高い画像分解能が必要とされ る時である。各ファイバは、それの光学結合ポートにおいて光学シーケンサまた はマルチプレクサへ結合される。この方法で、どのファイバも、光源またはＰＣ Ｔ／ＵＳ９３／０５８６８やＰＣＴ／ＵＳ９５／１５６９４に述べられるような 光学描写装置の光検出器へ結合される。 別の実施例の図８を参照すると、ヘアブラシ光学カプラは、同時に磁気共鳴画 像描写（ＭＲＩ）と医療光学画像描写（ＭＯＩ）を使用する、組織の生体検査の ために構成される。カプラはＭＲＩ磁石９０の内側に置かれる患者の頭８８の前 頭領域から後頭領域へ延びる、４列、８本のファイバとともに発泡スチロール・ キャップ８５を含む。光学ファイバは毛髪を通して頭蓋骨へ延び、かつフェライ ト・キャップを含む。各ファイバはそれの光学結合ポートにおいてファイバ連結 箱９２へ結合される。ファイバ連結箱９２は磁石９０の外側に置かれて、頭８８ へ結合される３２本のファイバのどれか１本へファイバ導管９１のスイッチ入切 順序を時間配列すべき、適当な電気・機械的または電気・光学的スイッチを有す る。システムは、伝導のためにどれか１本以上のファイバと、検出のために他の どれかのファイバを使用する。ＭＲＩ／ＭＯＩ制御センタ９４は、画像描写セン タ９５と、光学および磁気画像を発生して重ねるように構成されるコンピュータ システム９６とを含む。光学およびＭＲＩ画像の整合は、ＭＲＩ／光学マーカー によって得られる。三次元マーカーは、各光学ファイバがＮＭＲ画像上に現れる ように、磁気的に弛緩した水のような信号を示す薄膜でファイバを被覆すること によって形成される。この方法で、対応する放射源と検出器ファイバによって発 生する光学画像がＭＲＩ画像へ関連付けられる。重要な点として、このような“ ラベル張りした”ファイバはＮＭＲ検査と干渉しない。 画像描写センタ９５は、ＵＳ特許 ５１１９８１５またはＵＳ特許 ５３８６ ８２７に述べられるＴＲＳシステムを使用する。ＴＲＳシステムは、内因性また は外因性の色素に感じる、ＮＩＲ領域内で異なる波長の光パルス列を発生するＴ ｉサファイヤの整調できるレーザを含む。図８Ａのタイミング図に示すように発 生する光パルスはファイバ導管９１を経てファイバ連結箱９２へ伝えられる。フ ァイバ連結箱９２において信号は光を伝導しかつ脳内の適当な場所からの光を受 ける３２本のファイバへ多重通信される。単一の光学ファイバは頭上の異なる場 所へ付けられる分岐ファイバへも接続される。ＴＲＳシステムは２枚の、多重８ アノード・マイクロチャンネル板検出器をも含む。検出器出力はＭＲＩ走査と調 和した、かつＭＲＩデータとほぼ同じ時間内に完成した画像を発生するパラレル コンピュータへ送られる。 適正な結合を得るために、ファイバは、配列を形成するために空間内で指標付 けされ、かつ組織位置を近似的にまねる指標によって記号化される。これはマス タ同期化パルスへ相対的な配列１から３２までにおいてファイバの位置を確認す る。画像描写シーケンスは、主ファイバを通して確認される側へ、選択される時 間間隔（例えば、５ナノセカンド）で伝えられるパルスの列から成る。各パルス は、時間記号化によって特定の受信ファイバまたは受信ファイバセットから発生 するとき、確認される光学結合ファイバを通して受信されかつ中央コンピュータ によって認識される光子移動パターンを発生する。送信装置のパルスはすべての 伝導ファイバを連続的に刺激する。類似的に、受信されるパターンは、すべての レシーバ位置の合成物である。画像描写コンソールは、ファイバ位置を“知って いる”だけでなく、同期化パルスに関して、それの時間シーケンスによってファ イバ導管から受信される信号を確認する。伝導／受信アルゴリスムは、研究され ている器官に対して特別に選択される個々の位置で検出される、光子拡散パター ンが追従する刺激パルス列から成る。 システムは、平均的な器官または患者特有のアルゴリスムに対して設計される 一般的な伝導／受信アルゴリスムを使用する。さらに、異なるアルゴリスムが、 体位的に同側の、反対の、新規または再発の脳出血に対して使用される。光学カ プラは、特殊な薬の投与中、およびその後の組織状態（例えば、脳出血、コンパ ートメント症候群、または発作容量の変化）の展開を監視するために、より長い 時間周期に対して頭部（またはなんらかの体部分）へ付けることができる。例え ば、システムは、発作容量の展開、または浸透圧薬剤（例えば、マンニトール、 グリセリン）、（数時間遅れた効果を有する）テクサメサソン、または一時的に 脳浮腫を減少するその他の薬の投与後、頭蓋内部の圧力の変化を監視することも できる。システムは、また、溶質（例えば、グルコース）が血流内で平衡を保つ とき、それの展開を監視することもできる。 コンピュータシステム９６は、血管質／血管発生、血管透過性、細胞内の細胞 小器官の増殖／変質などの組織特徴によって、コントラストを持つ二つの画像の オーバーレイを与える。光学画像をＮＭＲ画像へ正しく関連付けるために、光学 画像は適当なコントラストを持つ必要がある。所望の、コントラストの勾配は、 適当なコントラスト剤（例えば、外因性色素）および導入される光の波長を選択 することによって完成される。分光計は散乱係数または吸収係数に基づいて分離 した画像を構成する。さらに、画像描写センタ９５は、ＴＲＳシステムよりむし ろ、振幅変調システムまたはＣＷシステムを使用して、ある種の型式の画像に対 する分解能を増大させる。 図９と９Ａを参照して、光学結合システムの別の実施例として走査カプラ１６ ０を示す。走査カプラ１６０は胸部組織の画像描写のために構成されて、ＷＯ９ ３／２５１４５出願またはＰＣＴ／ＵＳ９５／１５６９４出願に述べられる分光 画像描写システムを使用する。走査システム１６０に含まれる光学カプラ１６２ は立方体または円筒状を有して、光学媒体１６４で満たされる。光学カプラ１６ ２は胸壁近くの胸上方に位置決めされる。上述のように、媒体１６４の光学特性 、圧力、および容量は、カプラへ管セットによって接続される外部システムによ って制御される。光学的調和液体（例えば、２回薄められたＪ＆Ｊベビーローシ ョン）が柔軟な透明障壁の内部に含められる。カプラ１６２の内側壁は、組織表 面からの光子の漏出を阻止するために可視または近赤外放射範囲内で光を調和液 体へ反射して戻す薄膜で被覆される。光学カプラは異なる寸法であるか、または 調節自在な容量を有するから、カプラは胸表面と内側壁の間で選択される間隔を 持つことができる（好適な間隔は約１センチメートルであるが、非常に小さい組 織には半無限の境界状態を得るために、より大きい間隔が好まれる）。このよう に、カプラは小さい胸の、または胸組織の外科的除去後の検査のためにも有用で ある。カプラ１６２の配置後、媒体１６４の容量は、障壁が検査される胸の周 りにソフトに適応するように調節される。代替的に、光学媒体は柔軟な固体、例 えば、散乱体として金属または酸化物球状粒子、滑らかなガラスビーズまたは適 当なプラスチック材料を含む吸収ゲルである。 図９Ａは、両方の胸の同時走査のためのカプラのセット１６２Ａと１６２Ｂを 示す。各カプラに付けられる放射源・検出器プローブ（１６８Ａ、１６８Ｂ、１ ６８Ｃ、１６８Ｄ、１６９Ａ、１６９Ｂ、１６９Ｃ、１６９Ｄ）は、上述の、一 つ以上の光源または検出器を含む。プローブはレール１７０上で可動である。自 動位置決めシステム内で各プローブは、制御装置によって作動するサーボモータ （ステッピングモータ）へ接続される。分光システムに依存して、（図９の）フ ァイバ１７２は、被検査組織内で移動した放射を、検出ポート１７４において集 めかつ放射を検出器へ結合するために使用される。代替的に、ファイバ１７２は 、放射を入力ポート１７４において被検査組織へ結合するために使用される。 電気・光学的走査において、コンピュータ制御装置はプローブの調和した位置 を、送信装置または受信装置の選択される組み合わせに対して維持する。走査は 単一の胸上で、または同時に反対側の胸上で実施する。同時走査の感度は差動信 号を測定することによって増大する。コンピュータは検出される信号または差動 信号を三次元座標系内に表示する。分解能を増大するために、腫瘍内に優先して 蓄積されるコントラスト剤（例えば、カーディオ・グリーン、インディゴシアニ ン・グリーン）を静脈注射する。数回の走査を行って、減退の時間依存性を観察 しかつ疑われる異常の位置を確認する。システムは、疑われる異常と周囲組織の 散乱係数と吸収係数を計算できる。 図１０と１０Ａを参照して、別の実施例の光学カプラ１８１がカテーテル１８ ０の末端に配置される。カテーテル１８０に含まれる、少なくとも二つの光学導 管１８４と１９０は、基端においてファイバ連結箱１８２（例えば、マルチプレ クサ、シーケンサ）へ接続される。光学カプラは、選択される間隔によって分離 される少なくとも一つの入力ポート１８６および少なくとも一つの検出ポート１ ９２と、両ポートの間で放射の直接の移動を阻止するために構成される光学障壁 １８９とを含む。入力ポート１８６と検出ポート１９２も、それぞれ、選択され る光学媒体１８８と１９４を含む。分光検査に先立って、光学導管１８４と１９ ０を内部組織の照明と観察のために使用する。末端でカテーテル１８０は膨張自 在なバルーン１８３を含む。膨張するとき、バルーン１８３は光学ポート１８６ と１９２または柔軟な光学媒体１８８と１９４を被検査組織へを圧迫する。 図１０Ｂにおいて、代替的に、カテーテル１８０はそれの末端で光学カプラ２ ００を含み、上記光学カプラは、まだ子宮内に位置する胎児の脳組織（または他 の組織）の検査または長期間の監視のために構成および配置される。光学カプラ ２００は、選択される位置に光学ポート２０４と２０６を維持するために構成さ れる吸引リング２０２（または吸引カップ）と、光学媒体１９４とを含む。カテ ーテル１８０は産道または母の腹壁を通して子宮へ導入される。 代替的に、光学カプラ２００は、選択される内部組織、例えば、頚部、子宮、 胃腸管、尿管、気管支などの可視および分光検査のために設計される。カテーテ ル１８０は、体内通路を経て、または皮膚を通して選択される組織領域へ導入さ れる。光学導管１８４と１９０は、まず、内部組織を臨床医が位置決定し、可視 化し、かつ検査するために利用される。臨床医がさらなる検査を要する組織領域 を位置決定する時、光学入力と検出ポートが、カテーテル１８０の基端へ光学的 に結合される分光計を利用する分光検査のために位置決めされる。分光検査は入 力ポートから検出ポートへ移動した後方散乱光を検出することによって、または 被検査組織内で刺激される蛍光を検出することによって行う。検査の型式に依存 して、分光測光器は、上掲のＣＷＳ、ＴＲＳ、ＰＭＳ、またはフェーズドアレー 分光測光器、またはＵＳ特許４９３０５１６、５０４２４９４、５１０６３８７ 、５１３１３９８、または５２６１４１０に述べられる分光測光器である。 カテーテル１８０は、また、先行的に分光測光器によって被検査組織領域から 生検試料を採取するための生検付属物をも含む。生検は分光検査が潜在的に異常 な組織を示す場合にのみ行う。このように、初期の分光検査は実質的な生検数を 減らし、かつ関連コストを節減する。 図１１と１１Ａを参照して、別の実施例の分光測光器はカテーテル２１０（例 えば、内視鏡カテーテル）上に配置され、上記カテーテルは膨張自在なバルーン ２１２と内視鏡レンズ２１４とを含む。分光測光器（例えば、ＴＲＳパルス、Ｐ ＭＳ、ＣＷ、またはフェーズドアレー分光測光器）は、それぞれ通路２１７と２ １９上で可動の光源２１６と２１８、および中心に位置する検出器２２０と２２ ２を含む。光学媒体２２４は、少なくとも部分的に光源と検出器を包囲している 。作動において、収縮したバルーンのカテーテル２１０は、例えば、蛍光または 内視鏡観察によって案内される関係物の位置へ体内腔を通して導入される。つぎ に、バルーンは関係物の組織に対して光学媒体２２４を圧迫すべく膨張する。技 術と装置は、例えば、血管閉塞の分析と治療のために血管造影カテーテルを使用 して、（例えば、ＧＩ管壁の測定のために）ＧＩ管のような体内腔または血管へ 適用される。 包括的なシステムは、病床側からの生命維持信号のトランスダクションを含む 多数の病院機能を、ＯＲ、ＩＣＵ、またはＥＲから、指定されるコンピュータへ 供給できる。システムに含まれる多数のオプトロード変換器は、すべての生命維 持信号（血圧、脈拍、体温、呼吸）、心電図、脳電図、血清電解質レベル、およ び医療光学画像描写のあらゆる特徴を測定する（例えば、破損血管からの出血や ヘモグロビンの酸素飽和の非常に簡単な検出、発作、動脈瘤破裂および脳出血の 再発のような潜在的危険の画像描写）。この情報は、非常に精巧なＰＣＭを含む 伝導方法がどれほどすぐれていようとも、適当なトランスダクションを有する、 単一の光学ファイバによって実施可能である。 その他の態様は、以下のクレームに含まれる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ＰＣＴ／ＵＳ９５／１５６９４ (32)優先日 1995年12月４日 (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＣＮ，ＪＰ，ＵＳ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．生組織の領域を非侵入的に監視するための光学結合システムにおいて、 組織において位置決め可能な、かつ監視される組織内へ光学放射を導入するよ うにされた刺激ポートと、 放射源から上記刺激ポートへ上記放射を運ぶための刺激通路を定める第一光案 内と、 組織において位置決め可能な、監視される組織内で上記刺激ポートから検出ポ ートへ移動した放射を受けるようにされた上記検出ポートとから成り、上記検出 ポートは上記刺激ポートの入力領域より大きい検出領域を有し、さらに、 上記検出ポートに接続される、上記放射を上記検出ポートから光学検出器へ運 ぶための検出光案内と、 柔軟な透明バッグの内部に含まれる、部分的に、監視される組織および上記刺 激および検出ポートの周りに配置される光学的調和液体とから成る光学結合シス テム。 ２．組織において位置決め可能な、かつ上記放射源の放射を監視される組織内へ 導入するようにされた多重刺激ポートと、それぞれ上記放射を上記放射源から対 応する刺激ポートへ運ぶための刺激通路を定める多重光案内とを含む、請求項１ 記載の光学結合システム。 ３．組織において位置決め可能な、かつ監視される組織内で移動した放射を受け るようにされた多重検出ポートと、それぞれ上記放射を検出ポートから少なくと も一つの光学検出器へ運ぶための、対応する検出ポートへ接続される多重検出光 案内とを含む、請求項１記載の光学結合システム。 ４．上記光学調和液体が、部分的に、上記ポートと監視される組織の間に位置決 めされる、請求項１、２または３記載の光学結合システム。 ５．上記光学調和液体が、既知の吸収または散乱特性を有する、請求項１、２ま たは３記載の光学結合システム。 ６．さらに、上記光学調和液体の吸収または散乱特性の変更手段を含む、請求項 １、２または３記載の光学結合システム。 ７．さらに、上記光学調和液体の吸収または散乱特性を制御自在に変更すること によって上記結合システムを校正するための手段を含む、請求項６記載の光学結 合システム。 ８．生物組織の生体内検査用の光学カプラにおいて、 被検査組織の上または近くに位置決め可能な、選択される入力領域の光学的な 入力ポートと、 上記入力ポートへ光学的に結合され、かつ可視または赤外波長の光学放射を放 射源から上記光学入力ポートへ伝導すべく構成される第一光案内とから成り、上 記光学入力ポートは上記光学放射を被検査組織へ導入すべく構成および配置され 、さらに、 被検査組織の上または近くに位置決め可能な、選択される検出領域の光学的な 検出ポートとから成り、上記検出ポートは被検査組織内で上記入力ポートから上 記検出ポートへ移動した放射を受けるべく構成および配置され、さらに、 上記検出ポートへ光学的に接続され、上記放射を上記検出ポートから光学検出 器へ伝導すべく構成される検出器光案内と、 少なくとも部分的に、被検査組織と上記入力および検出ポートの周りに配置さ れ、被検査組織から逃れた光子の漏出を制限し、または阻止すべく配置される光 学媒体とから成る光学カプラ。 ９．生物組織の領域を非侵入的に監視するための光学結合システムにおいて、 組織において直接に位置決め可能な末端を有する、少なくとも２本の光ファイ バを含む放射源プローブから成り、上記各末端は光学放射を被検査組織内へ導入 すべく構成される入力ポートを形成し、上記ファイバは上記放射を放射源から受 けるための少なくとも一つの結合ポートを形成すべく構成および配置される基端 を有し、さらに、 組織において直接に位置決め可能な末端を有する、少なくとも１本の光ファイ バを含む検出プローブから成り、上記末端は被検査組織内で移動した放射を受け るべく構成される検出ポートを形成し、上記ファイバは上記検出される放射を光 学検出器へ運ぶための、少なくとも一つの結合ポートを形成すべく構成および配 置される基端を有する光学結合システム。 １０．上記光ファイバが上記入力ポートまたは上記検出ポートにおいて、上記放 射の所望の結合を得るべく配置される光学的調和媒体を含む、請求項８記載の光 学カプラ。 １１．生物組織の生体内検査用の光学カプラにおいて、 被検査組織の方向へ向けられる、選択される入力領域の光学的入力ポートと、 被検査組織の方向へ向けられる、選択される検出領域の光学的検出ポートと、 少なくとも部分的に、被検査組織と上記入力および検出ポートの周りに配置さ れる光学媒体とから成り、上記光学媒体も組織と上記入力ポートの上記入力領域 の間に、かつ組織と上記検出ポートの上記検出領域の間に配置され、上記光学媒 体は既知の吸収または散乱特性を示し、さらに、 上記光学的入力ポートに光学的に結合され、かつ可視または赤外波長の光学放 射を放射源から上記光学的入力ポートへ伝導すべく構成される第一光案内とから 成り、上記光学的入力ポートは上記放射を光学媒体へ導入すべく構成および配置 され、 上記光学的検出ポートは被検査組織と光学媒体内で上記入力ポートから上記検 出ポートへ移動した放射を受けるべく構成および配置され、さらに、 上記検出ポートへ光学的に結合され、上記放射を上記検出ポートから上記光学 検出器へ伝導すべく構成される検出器光案内とから成る光学カプラ。 １２．上記光学媒体が被検査組織の吸収または散乱特性にほぼ調和した吸収また は散乱特性を有する、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 １３．さらに、上記光学媒体の吸収または散乱特性を制御自在に変更すべく構成 および配置される光学システムから成る、請求項８、９または１１記載の光学カ プラ。 １４．上記システムは上記光学媒体の吸収または散乱特性を被検査組織の吸収ま たは散乱特性へほぼ調和するようにされる、請求項１３記載の光学カプラ。 １５．選択される入力領域の第二入力ポートと、上記第二入力ポートへ光学的に 結合される光案内とを含み、上記検出ポートは上記第一入力ポートと上記第二入 力ポートへ相対的に、対称的に配置される、請求項８、９または１１記載の光学 カプラ。 １６．上記入力ポートと上記検出ポートが伝導幾何学的配列に配置される、請求 項１５記載の光学カプラ。 １７．上記入力ポート上記検出ポートが後方散乱幾何学的配列に配置される、請 求項１５記載の光学カプラ。 １８．上記光学ポートが被検査組織に相対的に、別の位置へ可動である、請求項 ８、９または１１記載の光学カプラ。 １９．さらに、多重入力ポートと、それぞれ対応する入力ポートへ光学的に結合 される多重光案内とを含む、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ２０．上記多重入力ポートが同時に既知の時間変化パターンの放射を導入すべく 配置されて、導入された放射が少なくとも一つの方向に光子密度の実質的勾配を 結果的に形成する、請求項１９記載の光学カプラ。 ２１．上記光学的検出ポートが被検査組織に相対的な、別の位置へ可動である、 請求項２０記載の光学カプラ。 ２２．上記多重入力ポートが一次元または二次元の配列を形成する、請求項２０ 記載の光学カプラ。 ２３．多重検出ポートと、それぞれ対応する検出ポートへ光学的に結合される多 重検出器光案内とを含む、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ２４．上記光学媒体が、固体、液体、またはガス媒体を含む、請求項８、９また は１１記載の光学カプラ。 ２５．上記光学媒体が、選択自在な吸収または散乱特性の液体から成る、請求項 ８、９または１１記載の光学カプラ。 ２６．上記光学媒体が、選択自在な吸収または散乱特性の、柔軟な固体から成る 、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ２７．上記光学的検出ポートの上記検出領域が、上記光学入力ポートの上記入力 領域より大きい、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ２８．さらに、ニードル局所限定手順のためのポートを含む、請求項８、９また は１１記載の光学カプラ。 ２９．さらに、組織の光学的検査と同時に、またはそれに続いて実施される組織 の超音波検査のために配置される、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ３０．さらに、組織のＭＲＩ検査を実施すべく配置されるＭＲＩコイルのセット を含む、請求項８、９または１１記載の光学カプラ。 ３１．生物組織の生体内検査用の光学カプラにおいて、 被検査組織の方向へ向けられる第一の選択される領域と、上記第一の領域へ反 対に方向付けられる第二の選択される領域との光学的入力ポートから成り、上記 入力ポートは上記第二の領域を越えて走査される光線を受け、かつ上記光線を上 記第一の領域において組織へ導入すべく構成され、さらに、 被検査組織の方向へ向けられる、選択される検出領域の光学的検出ポートと、 少なくとも部分的に、被検査組織と上記入力および検出ポートの周りに配置さ れる光学媒体とから成り、上記光学媒体も組織と上記入力ポートの上記入力領域 の間に、かつ組織と上記検出ポートの上記検出領域の間に配置され、上記光学媒 体は既知の吸収または散乱特性を示し、 上記光学的検出ポートは被検査組織と光学媒体内で上記入力ポートから上記検 出ポートへ移動した放射を受けるべく構成および配置され、さらに、 上記検出ポートへ光学的に結合され、上記放射を上記検出ポートから上記光学 検出器へ伝導すべく構成される検出器光案内とから成る光学カプラ。 ３２．上記光学的検出ポートの上記検出領域が、上記検出領域の既知の位置に配 置される多数の検出下位区分から成り、上記各検出下位区分は被検査組織内で移 動した放射を受け、かつ上記受けられた放射を検出器へ運ぶべく構成および配置 される、請求項３１記載の光学結合システム。 ３３．上記光学検出器が、それぞれ上記検出器光案内を経て対応する検出下位区 分からの光を受ける半導体検出器の列を含む、請求項３２記載の光学結合システ ム。 ３４．上記光線が、上記検出下位区分の上に蓄積される検出シーケンスに相対的 な、選択されるパターンを使用して上記入力ポートを越えて走査される、請求項 ３１記載の光学結合システム。