(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光を少なくとも実質的に同時に照射するための手段（１1〜１n、２1〜２n、３1〜３n、４、５）と、光の検出手段（７、８1〜８n）と、評価手段（１２）とが設けられており、
前記照射手段（１1〜１n、２1〜２n、３1〜３n、４、５）は、すべての波長(λ1〜λn）の光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーンを有しており、
前記光の検出手段（７、８1〜８n）は、光出射ゾーンに対向する光入射ゾーンを有しており、検出された光における種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光成分のそれぞれの強度に相応する信号を送出し、
前記評価手段（１２）には前記検出手段（７、８1〜８n）の信号が供給され、該評価手段（１２）は、記憶されたデータに基づき、前記信号から種々異なる組織成分の濃度についてのデータを検出し、
前記記憶されたデータは、多くても種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の数に相応する数の種々異なる組織成分の濃度を種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の光ごとに記憶したものであることを特徴とする、種々異なる波長の光による組織検査装置。
【請求項２】
前記評価手段（１２）は、種々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する、
【数１】
0003655934.tif 000008
ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波長、
Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出された光の強度、
ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射される光の強度、
ｄは透過照射される組織領域の厚さ、
υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、
Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の相対濃度、
αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減衰係数、そして
Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおける被検組織の吸収を表す請求項１記載の装置。
【請求項３】
走査運動を行うように光入射ゾーンを移動させる走査手段(１５、１６）が設けられている請求項１または２記載の装置。
【請求項４】
前記評価手段（１２）は、種々異なる組織成分の相対濃度を光出射ゾーンの位置の関数として、次式を用いて検出する、
【数２】
0003655934.tif 000009
ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波長、
ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の入射個所の光出射ゾーンのそれぞれの位置、
Ｉ（λi，ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの波長の検出された光の強度、
ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射された光の強度、
ｄは透過照射される組織領域の厚さ、
υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、
αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減衰係数、
Ｋυ（ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの組織成分の相対濃度、
Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおける被検組織の吸収を表す請求項３記載の装置。
【請求項５】
前記評価手段（１２）は、種々異なる組織成分ごとに光出射ゾーンの順次連続する位置間の相対濃度変化を次式を用いて検出する、
【数３】
0003655934.tif 000010
ただし、λi（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波長、
ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の光出射ゾーンのそれぞれの位置、
Ｉ（λi，ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの波長の検出された光の強度、
ＩO（λi）はそれぞれの波長の照射された光の強度、
ｄは透過照射される組織領域の厚さ、
υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、
αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減衰係数、
ΔＫυ(ｋ)は光出射ゾーンの位置ｋとｋ＋１との間で発生する相対濃度変化、
ΔＡ（λi）はそれぞれの波長λiにおける、出射ゾーンの位置ｋとｋ＋１との間で発生する被検組織の吸収変化を表す請求項３記載の装置。
【請求項６】
検出手段（７、８1〜８n）の信号に対して対数形成器（１７1〜１７n）が設けられている請求項３から５までのいずれか１項記載の装置。
【請求項７】
種々異なる所定の波長（λ1〜λn）の少なくとも１つは、２つの組織成分のイソベスト（ｉｓｏｂｅｓｔｉｓｃｈ）点の波長に相応するように選択されている請求項１から６までのいずれか１項記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、種々異なる波長の光により組織を検査する装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
この種の装置は、可視光線、近赤外線または赤外線により動作することができる。可視光線の波長は３８０ｎｍから７８０ｎｍの間であり、近赤外線の波長は７８０ｎｍから１．５μｍの間であり、赤外線の波長は１．５μｍから１ｍｍの間である。冒頭に述べた形式の装置に対しては６００ｎｍから１．２μｍの波長領域がとくに適する。
【０００３】
組織の多数の光学的特性、例えば吸収、散乱およびスペクトル特性は光を照射することにより検出される。したがって例えば乳房に光を照射し、これから出射する光を検知し、このようにして得られた情報を適切に評価することによって、乳ガン診断の際に組織変化を検出することができる。公知の装置は被検組織の異質部を検出できるだけである。被検組織、例えば異質部の種類に関する知識は測定結果からは導き出すことができない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、冒頭に述べた形式の装置をそれぞれの被検領域に関してそこに存在する組織成分についての知識を得ることができるように構成することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記課題は本発明により、種々異なる所定の波長の光を少なくとも実質的に同時に照射するための手段と、光の検出手段と、評価手段とが設けられており、
前記照射手段は、すべての波長の光に対して少なくとも実質的に同じ光出射ゾーンを有しており、
前記光の検出手段は、光出射ゾーンに対向する光入射ゾーンを有しており、検出された光における種々異なる所定の波長の光成分のそれぞれの強度に相応する信号を送出し、
前記評価手段には前記検出手段の信号が供給され、該評価手段は、記憶されたデータに基づき、前記信号から種々異なる組織成分の濃度についてのデータを検出し、
前記記憶されたデータは、多くても種々異なる所定の波長の数に相応する数の種々異なる組織成分の濃度を種々異なる所定の波長の光ごとに記憶したものであるように構成して解決される。
【０００６】
【作用】
したがって検出手段は、被検組織を通過した光成分を検出し、所定の種々異なる波長ごとに、照射された光の被検組織通過成分の強度に相応する信号を送出する。光は照射手段により被検組織に照射される。前記の信号に基づいて評価手段は、被検組織の種々異なる組織成分の濃度に相応するデータを検出する。本発明の装置により、検出手段から送出された信号の評価の際に、種々異なる組織成分の吸収に関するデータを検査に使用される波長の光に対して使用することができ、組織成分の濃度、有利には相対濃度に関する予測を組織成分についてのデータを使用して種々異なる組織領域で行うことができる。種々異なる組織成分の吸収に相応するデータは必ずしも吸収自体を表すデータである必要はない。そのようなデータの代わりに、種々異なる波長ごとの組織成分の透過率または減光率を表すデータを使用することができる。
【０００７】
本発明の実施例では、評価手段は次式を用いて種々異なる組織成分の相対濃度を評価する。
【０００８】
【数４】
0003655934.tif 000002
【０００９】
ここでλi（ｉ＝１、．．ｎ）は所定の種々異なる波長、
Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光の強度、
ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射されるそれぞれの波長の光強度、
ｄは照射される組織領域の厚さであり、
υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、
Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の相対濃度、
αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減光率、
Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおける被検組織の吸収である。
【００１０】
比較的に大きな組織領域を検査することができるようにするため、有利な実施例では走査手段が設けられており、これにより走査運動の際に光出射ゾーンが拡大される。この場合評価手段は、種々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて光出射ゾーンの位置関数として検出する。
【００１１】
【数５】
0003655934.tif 000003
【００１２】
ここで同じ式符号は式（１）の場合と同じ意味を有し、
ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中の光出射ゾーンのそれぞれの位置、
Ｉ（λi、ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの波長の検出光の強度、
Ｋυ（ｘk）は光出射ゾーンのそれぞれの位置に対するそれぞれの組織成分の相対濃度である。
【００１３】
評価手段が式（１）または式（２）を使用して動作するならば、強度ＩO（λi）が既知であり、時間的に一定であることが前提である。そのため相応の較正測定の精度、照射手段の光源の安定性並びに被検組織に光学的に入力結合ないし被検組織から出力結合される光の安定性に高い要求が課せられる。これらの要求を緩和するため本発明のとくに有利な実施例では、走査運動が行われる場合に対して、評価手段が種々異なる組織成分ごとに、光入射ゾーンの順次連続する位置間での相対濃度の変化を次式を用いて検出する。
【００１４】
【数６】
0003655934.tif 000004
【００１５】
ただし同じ式符号は式（１）と式（２）と同じ意味を有し、
ΔＫυ（ｋ）は光出射ゾーンの位置ｋとｋ＋１間で、それぞれの組織成分ごとに発生する相対濃度の変化に相応する。
【００１６】
本発明の変形実施例では、検出手段の信号に対して対数がとられる。これにより評価手段の簡単化ないし評価手段により費やされる計算コストの低減が達成される。というのは、順次連続する２つの光出射ゾーン間（光出射ゾーンの位置を以下、走査位置と称する）で発生する吸収変化は隣接する走査位置に所属する強度の簡単な減算により求めることができるからである。
【００１７】
本発明の実施例では、種々異なる所定の波長の少なくとも１つが組織成分のうちの２つのイソベスト（ｉｓｏｂｅｓｔｉｓｃｈ）点の波長に相応するように選択される。イソベスト点において２つの組織成分は同じ吸収係数を有するから、波長を相応に選択した場合、吸収は２つの組織成分の比に相互に依存しない。このことにより、式（１）から式（３）により表される線形方程式を濃度ないし濃度変化の検出のために評価手段が解く際に容易になる。その際評価手段は、マトリクス反転法または最小２乗法に従って動作する。
【００１８】
【実施例】
本発明の実施例を以下、図面に基づき説明する。
【００１９】
図１には本発明の装置が示されている。この装置は例えば乳ガン診断に使用することができる。この装置は複数の光源ｌ1〜ｌnを有し、これらの光源からそれぞれ別の波長λ1〜λnのコヒーレント光が出力される。光源ｌ1〜ｌnの各々は半導体レーザダイオードとそれぞれ所属の電流源を有する。これは図２に示されている。図２は半導体レーザダイオード２４nと電流源２５nを有する光源ｌnを示す。各光源ｌ1〜ｌnには電気信号発生器２1〜２nが配属されている。電気信号発生器はそれぞれの光源ｌ1〜ｌnに含まれる電流源に固定周波数の交流信号を供給する。この信号によってそれぞれの光源ｌ1〜ｌnに含まれる半導体レーザダイオードの供給電流が変調される。各信号発生器２1〜２nはそれぞれ別の周波数ｆ1〜ｆnの交流信号を形成する。レーザダイオードから送出される光の振幅ないし強度はその供給電流の電流強度に実質的に比例するから、光源ｌ1〜ｌnはそれぞれ異なる波長λ1〜λnの光を送出し、この光はそれぞれ異なる変調周波数ｆ1〜ｆnにより振幅変調される。光源ｌ1〜ｌnから送出される光は光導波体３1〜３nを介して光導波体−ファン−イン−カプラ４に供給される。このカプラはｎ個の入力側と１つの出力側を有し、入力側にはそれぞれ１つの光導波体３1〜３nが接続されており、出力側には光導波体５が接続されている。光導波体５の自由端部は装置の光出射ゾーンを形成する。この光導波体５を介して生体被検対象６、すなわち患者の身体領域、例えば乳房に測定光信号が供給される。
【００２０】
測定光信号は光源ｌ1〜ｌnからそれぞれ送出される光を光導波体−ファン−イン−カプラ４を用いて重畳することにより得られる。光源ｌ1〜ｌnの光は被検体に同時にかつ同じ個所で供給される。しかし光源ｌ1〜ｌnの光は被検体に少なくとも実質的に同時に供給されれば十分である。すなわち、光源ｌ1〜ｌnの光はそれぞれ通過する組織に測定結果に影響を及ぼし得るような変化が生じないよう急速に順次連続して照射される。また光源ｌ1〜ｌnの光を被検体６に少なくとも実質的に同じ個所で供給することができる。したがって例えば、光導波体−ファン−イン−カプラ４を省略して代わりに光ファイバケーブルを使用することもできる。この光ファイバケーブルの一方の端部は光出射ゾーンを形成し、他方の端部はそれぞれ同数の光ファイバが各光源ｌ1〜ｌnに導かれるように構成される。
【００２１】
装置の光出射ゾーンは被検体６の表面にできるだけ密接して存在しなければならない。光出射ゾーンに対向して被検体６の反対側にはフォトマルチプライヤ７の形態の検出手段が配置されている。このフォトマルチプライヤは装置の光入射ゾーンを形成し、この入射ゾーンには光出射ゾーンに対向して被検体６から出た光測定信号の伝達成分が入射する。フォトマルチプライヤ７は光測定信号の伝達成分を電気信号に変換する。この電気信号の時間的経過は、この電気信号が受信光の振幅包絡曲線に相応するかぎり、受信光の強度の時間的経過を表す。光出射ゾーンもまた被検体６の表面に密に配置されている。被検体は扁平で相互に平行に延在する圧縮板１９と２０の間に、これが実質的に一定の厚さｄを有するように配置されている。圧縮板は光測定信号に対して実質的に透明である。
【００２２】
光出射ゾーンと光入射ゾーンとは相対的相互に、被検体が存在しない際には光出射ゾーンから出た光が光入射ゾーンの中心に入射するように配置されている。
【００２３】
フォトマルチプライヤ７の電気信号は、光源ｌ1〜ｌnの数に相応する数のバンドパスフィルタ８1〜８nに供給される。このバンドパスフィルタの中心周波数ｆ1〜ｆnはできるだけ正確に変調周波数ｆ1〜ｆnに相応するようにする。したがってバンドパスフィルタ８1〜８nの出力側には電気信号が発生し、この電気信号は光源ｌ1〜ｌnから発した波長λ1〜λnの光成分の強度を光測定信号の被検体６により伝達され検出された成分について表す。
【００２４】
したがってフォトマルチプライヤ７とバンドパスフィルタ８1〜８nは検出手段を形成する。これらの電気信号はそれぞれ信号処理回路９1〜９nに達し、ここでそれぞれの検査例に適合した信号処理が例えば整流、平滑化または積分により行われる。信号処理回路９1〜９nの出力信号はｎ：１アナログマルチプレクサ１０に供給される。このマルチプレクサの出力側はアナログ／ディジタル変換器１１の入力側と接続されている。アナログ／ディジタル変換器１１のディジタル出力データは電子計算装置１２の形態の評価手段に達する。この電子計算装置には装置操作のためのキーボード１３とモニタ１４の形態の表示装置が接続されている。
【００２５】
電子計算装置は図１に破線で示されたメモリ２６を有する。メモリには種々異なる複数の組織成分（例えば筋肉組織、腺組織等。水分、血液および脂肪も本実施例では組織成分にとしてあてはまる）ごとに吸収に相応するデータ（例えばそれぞれの吸収係数αυ（λi））が種々異なる波長λ1〜λnに対して記憶されている。水分および女性乳腺組織に対しては吸収スペクトル（波長λについての吸収Ａ）が図３と図４に概略的に示されている。メモリ２６での前記データの記憶は例えば関数テーブルの形で行うことができる。種々異なる組織成分の数はせいぜい種々異なる波長λ1〜λnの数と同じである。
【００２６】
メモリ２６に記憶されたデータを使用して、電子計算装置１２は、データがメモリ２６に記憶されている被検組織の組織成分の濃度、例えば相対濃度についてのデータを検出する。
【００２７】
被検体の比較的大きな領域についてのデータを収集することができるようにするため、キャリッジ１５の形態の走査手段が光導波体１５およびフォトマルチプライヤ７に対して設けられている。キャリッジ１５は調整ユニット１６によって、装置の光出射ゾーン（およびひいては照射位置）と光入射ゾーンとが走査運動の形式に応じて被検体６に対して相対的に配列されるように調整される。調整ユニットは電子計算装置１２により制御される。有利には走査運動は連続的に行われるのではなく、多数の離散的な走査位置が順次走査されるように行われる。例えば走査運動中に、２５６の走査位置に対してデータを収集することができる。これらの走査位置はマトリクス状にそれぞれ１６の行と列に配列され、列方向および行方向にそれぞれ同じ間隔を相互に有する。その際走査運動は有利には歩進的にミアンダ状の運動で行われる。これは図５に×印でマークされた６４の走査位置ｘ1〜ｘ64により概略的に示されている。
【００２８】
どのようにして電子計算装置１２が種々異なる組織成分の濃度についてのデータを検出するかは、装置の３つの動作形式のうちのどれがキーボード１３により選択されたかに依存する。
【００２９】
第１の動作形式ではただ１つの走査位置に対してだけデータが検出される。この第１の動作形式はそれぞれの検査例の必要性に応じてキーボード１３の適切な操作によって開始することができる。
【００３０】
この第１の動作形式では電子計算装置は種々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
【００３１】
【数７】
0003655934.tif 000005
【００３２】
ただし、λｉ（ｉ＝１，．．ｎ）は種々異なる所定の波長、
Ｉ（λi）はそれぞれの波長の検出光の強度、
ＩO（λi）は被検体ないし被検組織に照射されるそれぞれの波長の光強度、
ｄは照射される組織領域の厚さであり、
υ（υ＝１，．．Ｌ）は種々異なる組織成分を表し、
Ｋυ（０≦Ｋυ≦１）はそれぞれの組織成分の相対濃度、
αυ（λi）は波長λiにおけるそれぞれの組織成分の減光率、
Ａ（λi）はそれぞれの波長λiにおける被検組織の吸収である。
【００３３】
このようにして得られた種々異なる組織成分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利には数値で表示される。
【００３４】
第２の動作形式では前に説明した走査運動が実行される。その際に収集されたデータから電子計算装置１２は個々の走査位置ｘ1〜ｘkに対して、種々異なる組織成分の相対濃度を次式を用いて検出する。
【００３５】
【数８】
0003655934.tif 000006
【００３６】
ここで同じ式符号は式（１）の場合と同じ意味を有し、
ｘk（ｋ＝１，．．Ｍ）は走査運動中のそれぞれの離散的走査位置、
Ｉ（λi、ｘk）はそれぞれの走査位置に対するそれぞれの波長に対する検出された光の強度、
Ｋυ（ｘk）はそれぞれの走査位置に対するそれぞれの組織成分の相対濃度である。
【００３７】
このようにして検出された種々異なる組織成分の相対濃度についてのデータはモニタ１４に有利にはグラフで表示される。これは例えば次のようにして行うことができる。すなわち種々異なる組織成分に種々異なる色を、種々異なる相対濃度にそれぞれの色の種々異なる明度を配属し、相対濃度のグラフィック表示がその配列の点で走査位置の配列に相応するようにするのである。このようにして相対濃度のグラフィック表示を複数の組織成分に対して同時に行うことができる。その際、複数の“画像”を同時にモニタ１４に表示することができる。しかし相対濃度を種々異なる組織成分の１つに対してだけ表示することもできる。この場合、１つの比較的に大きな“画像”だけがモニタ１４に表示される。このようにして得られた画像に基づいて、異質部、例えば腫瘍Ｔの存在を識別し、異質部の位置を確定することができる。
【００３８】
第３の動作形式の場合、電子計算装置１２は種々異なる組織成分の相対濃度を個々の走査位置に対して検出することはしない。その代りに、種々異なる組織成分に対する相対濃度変化を検出する。この相対濃度変化は順次連続する、したがって隣接する走査位置間に発生するものである。これは次式を用いて行う。
【００３９】
【数９】
0003655934.tif 000007
【００４０】
ただし同じ式符号は式（１）と式（２）と同じ意味を有し、
ΔＫυ（ｋ）は走査位置ｋとｋ＋１間で発生する相対濃度の変化に相応する。
このようにして検出されたデータのモニタ１４上の表示は有利には第２の動作形式に関連して説明したように行う。ただ種々異なる相対濃度ではなく、相対濃度の変化が種々異なる明度値に配属される点で異なる。
【００４１】
図６に示された簡単なモデル例は本発明の機能の基礎となる関連を示す。
【００４２】
一定の厚さを有する被検モデル２１は２つの組織成分ＡとＢからなり、したがって隣接する走査位置間の相対濃度変化を検出するためには２つの波長λ1とλ2の光による照射で十分である。
【００４３】
組織成分Ａはその吸収派が波長に依存しない組織成分である。したがって
αA（λ1）＝αA（λ2）＝α
が成り立つ。
【００４４】
組織成分Ｂの吸収係数は波長λ2に対して
αB（λ2）＝α＋βα
である。
【００４５】
被検モデル２１は図６に示したように、ｘ方向では組織成分Ａの相対濃度が線形に減少し、一方組織成分の相対濃度は線形に増加するように作製されている。
【００４６】
被検モデル２１がｘ方向に経過する走査運動により、左から右へ経過する走査運動に対して横方向に走査されると、第１の波長λ1についての吸収変化に対して
ΔＡ（λ1，ｘ）＝０
が得られる。なぜなら波長λ1はイソベスト点の波長に相応するからである。
【００４７】
波長λ2についての吸収変化に対しては
ΔＡ（λ2，ｘ）＝βα Δｘ／ｘO
が得られる。すなわち、線形の増加または減少である（走査方向による）。
【００４８】
モデル例に対する式（３）の分解能は
ΔＫA＝−ΔＫB
および
ΔＫA＝−Δｘ／ｘO  ないし  ΔＫB＝Δｘ／ｘO
である。すなわち、成分Ｂの線形の増加または成分Ａの線形の減少である。
【００４９】
したがって相対濃度の経過に対しては
ＫA＝ａ−ｘ／ｘO  ないし  ＫB＝ｂ＋ｘ／ｘO
があてはまる。ここで付加的定数ａないしｂの値は式（３）の解によっては決定されない。
【００５０】
これら定数の決定は、隣接する走査位置間の吸収変化の代わりにただ１つの走査位置に対して吸収を測定した場合に初めて可能となる。この場合は式（２）の解行列に定数ａとｂも決定されることとなる。
【００５１】
本発明の別の実施例が図７に示されている。前に説明した実施例との相違点は、波長λ1〜λnの少なくとも１つが組織成分の２つのイソベスト点の波長に相応するように選択されていることである。イソベスト点のデータについてはメモリ２６に記憶されている。相応する組織成分相互の比は測定された吸収ないし測定された吸収変化に影響を及ぼさないから、電子計算装置１２に対する計算コストが低減される。
【００５２】
別の相違点は、信号処理回路９1〜９nとマルチプレクサ１０との間に対数形成器１７1〜１７nが接続されていることである。その他にスイッチ１８1〜１８nが設けられており、これにより対数形成器１７1〜１７nを迂回することができる。
【００５３】
図７の装置が前に実施例に関連して説明した第１、第２または第３の動作形式で動作するとき、電子計算装置１２はスイッチ１８1〜１８nを対数形成器１７1〜１７nが迂回されるように操作する。図７の装置はすでに説明した３つの動作形式に関しては前に説明した装置の機能と相違しない。しかし図７の装置は第４の動作形式で作動させることができる。この第４の動作形式は第３の動作形式に相応するが、スイッチ１８1〜１８nが電子計算装置１２によって対数形成器１７1〜１７nが信号路に存在するよう図示しない仕方で操作される。この場合、隣接する２つの走査点間の吸収変化は相応する対数信号の減算により容易に求めることができる。そのため、電子計算装置１２によって費やされる計算コストがさらに低減される。
【００５４】
前記の実施例の場合、フォトマルチプライヤ７は被検体６から出射した光を直接受光するように配置される。しかし図示のようにではなく、被検体６から出射した光を、フォトマルチプライヤの代わりに支持体１５に設けられた、例えばファイバオプチカル光導波体または光導波体ケーブルを用いて受光し、フォトマルチプライヤに供給することもできる。
【００５５】
検出手段は、フォトマルチプライヤの代わりにフォトダイオードまたはＣＣＤを有することもできる。
【００５６】
モニタ１４の代わりに、表示手段としてＬＥＤディスプレイ，ＬＣＤディスプレイまたはプラズマディスプレイを設けることができる。
【００５７】
実施例に関連して説明した、被検体への光照射手段は、実施例では光源１1〜１n、信号発生器２1〜２n、光導波体３1〜３n、光導波体ファンインカプラ４および光導波体５によって構成したが、例えば光源１1〜１nの光の照射を同時に同じ個所でミラー装置を用いて行うこともできる。
【００５８】
走査手段の構成も１例として理解されたい。走査手段の別の構成および前記の走査運動とは異なる走査運動も可能である。
【００５９】
前記の実施例において、被検体が２つの圧縮板１９、２０の間に配置される場合は、被検体６に実質的に一定の厚さが得られる。この種の被検体の圧縮ができない場合は、被検体の変化する厚さｄを測定検出し、相応する信号を計算装置１２に供給することもできる。相応の手段は当業者には容易である。
【００６０】
メモリ２６に記憶されるデータは、試料をin vitroで測定することにより得ることができる。例えば純粋な脂肪組織スペクトル、純粋な腺組織スペクトル、純粋な血液スペクトル等を記録することができる。
【００６１】
前に説明した第４の動作形式に相応する動作形式でだけ動作するように装置が構成されている場合は、電子計算装置１２を簡単に構成することができる。というのは、供給されるデータの評価の際に対数演算を行う必要がないからである。
【００６２】
フォトマルチプライヤ７が測定光信号の直接照射によって過露光されることを回避するため、適切なセンサ装置を用いてミアンダ状の走査運動を図５に点線でい示したように制御することができる。センサ装置は、被検体６が光出射ゾーンと光入射ゾーンの間にあることが確実である走査位置だけを検出する。相応する走査位置は図５にハッチングで示されている。
【００６３】
【発明の効果】
本発明により、それぞれの被検領域に関してそこに存在する組織成分についての知識を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の装置の概略図である。
【図２】図１の一部詳細図である。
【図３】水分の吸収スペクトルを表す線図である。
【図４】女性乳腺組織の吸収スペクトルを表す線図である。
【図５】本発明の装置の走査運動を説明する概略図である。
【図６】本発明の装置の機能を説明する概略図である。
【図７】本発明の変形実施例の概略図である。
【符号の説明】
１  光源
２  信号発生器
３、５  光導波体
４  光導波体ファンインカプラ
６  被検体
７  フォトマルチプライヤ
８  バンドパスフィルタ
９  信号処理回路
１０  ｎ：１アナログマルチプライヤ
１１  アナログ／ディジタル変換器
１２  計算装置
１３  キーボード
１４  モニタ
１５  メモリ
１６  調整ユニット
１７  対数形成器
１８  スイッチ
１９、２０  圧縮板
２１  被検モデル
２４  半導体レーザダイオード
２５  電流供給部
２６  メモリ
Ｔ  腫瘍
【図１】
0003655934.tif 000011
【図２】
0003655934.tif 000012
【図３】
0003655934.tif 000013
【図４】
0003655934.tif 000014
【図５】
0003655934.tif 000015
【図６】
0003655934.tif 000016
【図７】
0003655934.tif 000017