(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
この計測光を前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号に対する、脈波帯域信号の強度比に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段とからなる血管の画像化装置。
【請求項２】
前記光ヘテロダイン検出系の出力信号を周波数分析する手段が設けられるとともに、
前記画像信号生成手段が、この周波数分析手段により周波数軸上で互いに分離された前記ビート信号および脈波帯域信号から、前記強度比を求めるように構成されていることを特徴とする請求項１記載の血管の画像化装置。
【請求項３】
前記画像信号生成手段が、前記信号の強度比が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されていることを特徴とする請求項１または２記載の血管の画像化装置。
【請求項４】
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
この計測光を前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号の、脈波帯域周波数での変調度に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段とからなる血管の画像化装置。
【請求項５】
前記生体の脈波を検出する脈波検出手段が設けられるとともに、
前記画像信号生成手段が、この脈波検出手段の出力信号に基づいて、前記ビート信号が所定位相にあるときの信号値をサンプリングするように構成されていることを特徴とする請求項４記載の血管の画像化装置。
【請求項６】
前記画像信号生成手段が、前記変調度が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されていることを特徴とする請求項４または５記載の血管の画像化装置。
【請求項７】
前記光源手段として、前記計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものが用いられるとともに、
前記光ヘテロダイン検出系として、前記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものが用いられて、これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系が、前記走査手段の少なくとも一部を構成していることを特徴とする請求項１から６いずれか１項記載の血管の画像化装置。
【請求項８】
互いに波長が異なる第１の計測光および第２の計測光を発する光源手段と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、互いに生体の同一部分に入射させる入射光学系と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記第１の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第１の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第１の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第１の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第１の光ヘテロダイン検出系と、
前記第２の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第２の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第２の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第２の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第２の光ヘテロダイン検出系と、
この第２の光ヘテロダイン検出系および前記第１の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から酸素飽和度と一義的に対応する特性値を算出し、この特性値に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段とからなる血管の画像化装置。
【請求項９】
前記画像信号生成手段が、前記第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号の、脈波による振幅量の対数値の比を前記特性値として画像信号を生成するものであることを特徴とする請求項８記載の血管の画像化装置。
【請求項１０】
前記第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から、脈波帯域の周波数の変調成分を抽出するフィルター手段と、
このフィルター手段によって抽出された信号のレベルを測定するレベル測定手段とが設けられ、
前記画像信号生成手段が、このレベル測定手段の出力信号に基づいて前記脈波による振幅量を求めるように構成されていることを特徴とする請求項９記載の血管の画像化装置。
【請求項１１】
前記生体の脈波を検出する脈波検出手段と、
この脈波検出手段の出力信号に基づいて、前記ビート成分検出信号がピーク値およびボトム値を取るタイミングで該信号の値をサンプリングする手段とが設けられ、
前記画像信号生成手段が、前記サンプリングされた信号値から前記脈波による振幅量を求めるように構成されていることを特徴とする請求項９記載の血管の画像化装置。
【請求項１２】
前記第１の計測光および第２の計測光の波長がそれぞれ760ｎｍ、930ｎｍであることを特徴とする請求項８から１１いずれか１項記載の血管の画像化装置。
【請求項１３】
前記画像信号生成手段が、酸素飽和度８０〜９０％に対応する前記特性値を算出した際に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されていることを特徴とする請求項８から１２いずれか１項記載の血管の画像化装置。
【請求項１４】
前記光源手段として、前記計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものが用いられるとともに、
前記第１および第２の光ヘテロダイン検出系として、前記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものが用いられて、
これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系が、前記走査手段の少なくとも一部を構成していることを特徴とする請求項８から１３いずれか１項記載の血管の画像化装置。
【請求項１５】
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号に対する、脈波帯域信号の強度比に基づいて前記生体の脈波を示す脈波信号を形成する脈波信号生成手段とからなる脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項１６】
前記脈波信号生成手段が、前記信号の強度比が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈波を示す脈波信号を生成するものであることを特徴とする請求項１５記載の脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項１７】
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号の、脈波帯域周波数での変調度が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈波を示す脈波信号を生成する脈波信号生成手段とからなる脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項１８】
互いに波長が異なる第１の計測光および第２の計測光を発する光源手段と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、互いに生体の同一部分に入射させる入射光学系と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記第１の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第１の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第１の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第１の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第１の光ヘテロダイン検出系と、
前記第２の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第２の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第２の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第２の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第２の光ヘテロダイン検出系と、
この第２の光ヘテロダイン検出系および前記第１の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から酸素飽和度と一義的に対応する特性値を算出し、この特性値に基づいて前記生体の脈波を示す脈波信号を形成する脈波信号生成手段とからなる脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項１９】
前記画像信号生成手段が、前記第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号の、脈波による振幅量の対数値の比を前記特性値として脈波信号を生成するものであることを特徴とする請求項１８記載の脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項２０】
前記第１の計測光の波長λ1および第２の計測光の波長λ2がそれぞれ600ｎｍ＜λ1＜805ｎｍ、805ｎｍ＜λ2＜1100ｎｍの範囲にあることを特徴とする請求項１８または１９記載の脈波信号の空間分布測定装置。
【請求項２１】
前記第１の計測光の波長λ1および第２の計測光の波長λ2がそれぞれ760ｎｍ、930ｎｍであることを特徴とする請求項２０記載の脈波信号の空間分布測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、血管を画像化して示す装置に関し、特に詳細には、動脈を静脈と明確に区別して画像化する装置に関するものである。
【０００２】
また本発明は、生体の動脈波を示す脈波信号の空間分布を測定する装置に関するものである。
【０００３】
【従来の技術】
臨床においては、動脈と静脈の一方を他方と識別して（特に動脈を静脈から区別して）画像化する要求が広く存在する。例えば、動脈硬化は一般に末梢部から起こるので、この末梢部の動脈内径像を静脈像と識別して画像化できれば、それは動脈硬化に対する診断情報として活用することができる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
従来、血管を画像化して示す装置としては、Ｘ線血管造影撮影装置が広く知られている。しかしこのＸ線血管造影撮影は被検者に対する負荷が大きく、その実施には入院を伴うのが普通で、外来で簡単に行なうのは難しいという問題がある。
【０００５】
それに対して、日本ＭＥ学会雑誌ＢＭＥ Vol.8,No.5,1994,pp41〜50に示されるように、光透視によって生体の部位を画像化する技術も提案されている。しかしこの光透視による画像化技術では、動脈を静脈と明確に区別して画像化することは極めて困難となっている。
【０００６】
また従来、動脈波を示す情報のみを抽出する方法として、２波長の計測光を生体に照射し、生体を経た各計測光の検出信号において脈波振幅量の対数値を求め、それらの対数値の比に基づいて脈波成分を求める、という方法が知られている。しかしこのように計測光を直接検出する方法では、脈波情報を示す脈波信号の空間分布を求めることは不可能となっている。
【０００７】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、被検者に対する負荷が少なく、動脈を静脈と明確に区別して画像化することができる装置を提供することを目的とする。
【０００８】
また本発明は、生体の動脈波を示す脈波信号の空間分布を測定できる装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明による第１および第２の血管の画像化装置は、散乱媒体である生体に対して高い空間分解能が確保できるように画像化に光ヘテロダイン検出を適用した上で、この光ヘテロダイン検出系の出力信号は、計測光が動脈部分を照射している際には動脈特有の脈波によって変調を受けることを利用して、動脈を脈波の無い静脈と区別して画像化するようにしたものである。
【００１０】
すなわち、具体的に本発明による第１の血管の画像化装置は、
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
この計測光を前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号に対する、脈波帯域信号の強度比に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段とから構成されたことを特徴とするものである。
【００１１】
なお上記の構成においては、光ヘテロダイン検出系の出力信号を周波数分析する手段が設けられるとともに、
画像信号生成手段が、この周波数分析手段により周波数軸上で互いに分離されたビート信号および脈波帯域信号から、前記強度比を求めるように構成されるのが望ましい。
【００１２】
さらに上記画像信号生成手段は、前記信号の強度比が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されるのが望ましい。
【００１３】
また、本発明による第２の血管の画像化装置は、前述したものと同様の光源手段、走査手段、および光ヘテロダイン検出系に加えて、この光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号の、脈波帯域周波数での変調度に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段が設けられてなるものである。
【００１４】
なおこの第２の血管の画像化装置においては、
生体の脈波を検出する脈波検出手段が設けられるとともに、
画像信号生成手段が、この脈波検出手段の出力信号に基づいて、ビート信号が所定位相にあるときの信号値をサンプリングするように構成されるのが望ましい。
【００１５】
また上記画像信号生成手段は、前記変調度が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されるのが望ましい。
【００１６】
さらに、上記２つのタイプの血管の画像化装置のいずれにおいても、
光源手段として、前記計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものが用いられるとともに、
光ヘテロダイン検出系として、前記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものが用いられて、
これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系により、前記走査手段の少なくとも一部が構成されるのが好ましい。
【００１７】
さらに本発明による第３の血管の画像化装置は、散乱媒体である生体に対して高い空間分解能が確保できるように画像化に光ヘテロダイン検出を適用した上で、この光ヘテロダイン検出系を互いに計測光波長を異なるものとして２系統設け、それらの光ヘテロダイン検出系の出力信号から計測光照射部の酸素飽和度を知り、この酸素飽和度は静脈よりも動脈においてより高いことを利用して、動脈を静脈と区別して画像化するようにしたものである。
【００１８】
すなわち、具体的に本発明による第３の血管の画像化装置は、
互いに波長が異なる第１の計測光および第２の計測光を発する光源手段と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、互いに生体の同一部分に入射させる入射光学系と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記第１の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第１の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第１の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第１の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第１の光ヘテロダイン検出系と、
前記第２の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第２の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第２の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第２の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第２の光ヘテロダイン検出系と、
この第２の光ヘテロダイン検出系および前記第１の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から酸素飽和度と一義的に対応する特性値（勿論、酸素飽和度そのものであっても構わない）を算出し、この特性値に基づいて画像信号を生成する画像信号生成手段とから構成されたものである。
【００１９】
なお上記の画像信号生成手段は、例えば、前記第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号の、脈波による振幅量の対数値の比を前記特性値として画像信号を生成するように構成することができる。
【００２０】
このように、脈波による振幅量の対数値の比に基づいて画像信号を生成する場合は、例えば、
第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から、脈波帯域の周波数の変調成分を抽出するフィルター手段と、
このフィルター手段によって抽出された信号のレベルを測定するレベル測定手段とを設け、
画像信号生成手段を、このレベル測定手段の出力信号に基づいて脈波による振幅量を求めるように構成すればよい。
【００２１】
また、このように構成する代わりに、
生体の脈波を検出する脈波検出手段と、
この脈波検出手段の出力信号に基づいて、前記ビート成分検出信号がピーク値およびボトム値を取るタイミングで該信号の値をサンプリングする手段とを設ける一方、
画像信号生成手段を、上記のサンプリングされた信号値から脈波による振幅量を求めるように構成してもよい。
【００２２】
一方、前記第１の計測光および第２の計測光の波長はそれぞれ760ｎｍ、930ｎｍとされるのが望ましい。
【００２３】
また本発明による第３の血管の画像化装置においては、画像信号生成手段が、酸素飽和度８０〜９０％に対応する前記特性値を算出した際に、生体の動脈部分を示す画像信号を生成するように構成されるのが望ましい。
【００２４】
さらに本発明による第３の血管の画像化装置においては、
前記光源手段として、前記計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものが用いられるとともに、
前記第１および第２の光ヘテロダイン検出系として、前記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものが用いられて、
これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系が、前記走査手段の少なくとも一部を構成することが望ましい。
【００２５】
一方、本発明による第１の脈波信号の空間分布測定装置は、
生体に入射する計測光を発する光源手段と、
前記計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる光ヘテロダイン検出系と、
この光ヘテロダイン検出系の出力信号から前記生体の脈波を示す脈波信号を形成する脈波信号生成手段とからなることを特徴とするものである。
【００２６】
なお上記の脈波信号生成手段としてさらに具体的には、前記光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号に対する、脈波帯域信号の強度比に基づいて前記脈波信号を生成するものが用いられる。そのような脈波信号生成手段は、前記信号の強度比が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈波を示す脈波信号を生成するように構成されるのが望ましい。
【００２７】
また本発明による第２の脈波信号の空間分布測定装置は、第１の脈波信号の空間分布測定装置と比べると、上記の脈波信号生成手段に代えて、光ヘテロダイン検出系の出力信号に含まれるビート信号の、脈波帯域周波数での変調度が所定の閾値よりも大である場合に、生体の動脈波を示す脈波信号を生成するように構成された脈波信号生成手段が用いられた形のものである。
【００２８】
また、本発明による第３の脈波信号の空間分布測定装置は、
互いに波長が異なる第１の計測光および第２の計測光を発する光源手段と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、互いに生体の同一部分に入射させる入射光学系と、
前記第１の計測光および第２の計測光を、前記生体に対して走査させる走査手段と、
前記第１の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第１の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第１の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第１の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第１の光ヘテロダイン検出系と、
前記第２の計測光の一部を前記生体に入射する前の光路から分岐した後、前記生体から出射した第２の計測光と合成する光学系、前記分岐がなされて２系統の光路を進む該第２の計測光に互いに周波数差を与える周波数シフター、および前記合成がなされた第２の計測光のビート成分を検出する手段を備えてなる第２の光ヘテロダイン検出系と、
この第２の光ヘテロダイン検出系および前記第１の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号から酸素飽和度と一義的に対応する特性値を算出し、この特性値に基づいて前記生体の脈波を示す脈波信号を形成する脈波信号生成手段とからなることを特徴とするものである。
【００２９】
なお、この第３の脈波信号の空間分布測定装置において、上記画像信号生成手段としては、前記第１の光ヘテロダイン検出系および第２の光ヘテロダイン検出系がそれぞれ出力したビート成分検出信号の、脈波による振幅量の対数値の比を前記特性値として脈波信号を生成するものが好適に用いられ得る。
【００３０】
またこの第３の脈波信号の空間分布測定装置において、第１の計測光の波長λ1および第２の計測光の波長λ2はそれぞれ600ｎｍ＜λ1＜805ｎｍ、805ｎｍ＜λ2＜1100ｎｍの範囲にあることが望ましい。そして特に望ましくは、第１の計測光の波長λ1は760ｎｍ、第２の計測光の波長λ2は930ｎｍとされる。
【００３２】
【発明の効果】
まず、本発明による第１および第２の血管の画像化装置の作用について説明する。
【００３３】
上述のような光ヘテロダイン検出系が出力するビート成分検出信号（ビート信号）は、散乱媒体である生体の散乱の影響を除いて、生体を透過して来た直進光成分あるいはそれに近い散乱光成分のみの強度を示すものとなる。
【００３４】
そして、動脈部分と静脈部分の識別は、以下のようにしてなされ得る。計測光が動脈部分を照射しているとき、光ヘテロダイン検出系の出力信号は図５に概略を示す通り、動脈脈波による周波数１Ｈｚ程度の信号（脈波信号）ａと、ビート信号ｂとが重畳したものとなる。計測光が静脈部分を照射しているときは、基本的に脈波信号ａは発生しない。
【００３５】
時間軸上で図５のように変化する出力信号を、ある時間においてサンプリングして周波数分析すると、図２のようなスペクトルが得られる。この図２中にＡで示すのが脈波信号成分で、Ｂで示すのがビート信号成分である。これらの脈波信号およびビート信号の強度は、図中に実線および破線で示すように脈動にともなって変動し、さらには、生体組織で計測光が散乱、吸収されて減衰すれば、それに応じて変動する。
【００３６】
しかし、このようにして脈波信号およびビート信号の強度が変動しても、それらの強度比は基本的に不変であるので、例えばビート信号強度に対する脈波帯域信号の強度比がある程度以上となっていれば、その場合は脈波信号が生じている、つまり計測光が動脈部分を照射していると考えることができる。このように、光ヘテロダイン検出系の出力信号を計測光の走査にともなって空間分解して、各走査点毎に動脈部分あるいはそれ以外の部分を示す画像信号を生成すれば、この画像信号に基づいて動脈部分を画像化することができる。
【００３７】
一例として画像信号生成手段が、ビート信号に対する脈波帯域信号の強度比が所定の閾値よりも大である場合に比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号を生成し、該強度比が所定の閾値以下である場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号を生成するように構成されていれば、それらの画像信号に基づいて、比較的低濃度のバックグラウンド上に動脈部分のみが比較的高濃度で示された画像を得ることができる。
【００３８】
またそれに限らず、ビート信号に対する脈波帯域信号の強度比が大きいほどより高濃度を担持する画像信号を生成する等しても、動脈部分が他の部分とは明確に区別できる高濃度で示された画像を得ることができる。
【００３９】
一方、図５に示した波形の信号をバンドパスフィルターに通す等してビート信号ｂを抽出すると、その時間軸上での変化の様子は、図４に示すようなものとなる。このビート信号ｂは、計測光が動脈部分を照射している場合は、脈波信号による変調を受けて図示の通りに強度が周期的に変化する。
【００４０】
この周期的変化におけるピーク部の信号強度をIF(H)とし、ボトム部の信号強度をIF(L)としたとき｛IF(H)−IF(L)｝／｛IF(H)＋IF(L)｝で表されるビート信号の変調度は、前述した計測光の散乱、吸収による減衰に起因して脈波信号およびビート信号の強度が変動しても、それに拘わらず基本的に不変である。そこで、脈波帯域周波数での変調度がある程度以上となっていれば、その場合は計測光が動脈部分を照射していると考えることができる。
【００４１】
このように、光ヘテロダイン検出系の出力信号を計測光の走査にともなって空間分解して、各走査点毎に動脈部分あるいはそれ以外の部分を示す画像信号を生成すれば、この画像信号に基づいて動脈部分を画像化することができる。
【００４２】
一例として、画像信号生成手段が、上記変調度が所定の閾値よりも大である場合に比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号を生成し、該変調度が所定の閾値以下である場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号を生成するように構成されていれば、それらの画像信号に基づいて、比較的低濃度のバックグラウンド上に動脈部分のみが比較的高濃度で示された画像を得ることができる。
【００４３】
それに限らず、上記変調度が大きいほどより高濃度を担持する画像信号を生成する等しても、動脈部分が他の部分とは明確に区別できる高濃度で示された画像を得ることができる。
【００４４】
なお、前述したように生体の脈波を検出する脈波検出手段が設けられるとともに、画像信号生成手段が、この脈波検出手段の出力信号に基づいて、ビート信号が所定位相にあるときの信号値をサンプリングするように構成されていれば、常に上記ピーク部の信号強度IF(H)やボトム部の信号強度IF(L)を正確にサンプリングして、正しい変調度を求めることが可能になる。
【００４５】
他方、前記光源手段として、計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものを用いるとともに、光ヘテロダイン検出系として、上記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものを用いて、これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系によって走査手段の少なくとも一部を構成させれば、計測光の機械的な走査が１次元方向について、あるいは２次元方向とも不要になり、走査速度つまりは画像化速度が向上する。
【００４６】
先に述べたように脈波検出手段の出力信号に基づいて、ビート信号が所定位相にあるときの信号値から変調度を求める場合は、ビート信号のサンプリングに時間がかかりがちであるから、上記のようにして計測光の機械的走査を省くのが特に望ましい。
【００４７】
次に、本発明による第３の血管の画像化装置の作用について説明する。
【００４８】
この第３の血管の画像化装置において、第１および第２の光ヘテロダイン検出系が出力するビート成分検出信号（ビート信号）は、散乱媒体である生体の散乱の影響を除いて、生体を透過して来た直進光成分あるいはそれに近い散乱光成分のみの強度を示すものとなる。またこれらのビート信号は、計測光が動脈部分を照射している場合は、脈波によって周波数１Ｈｚ程度で変調を受ける。
【００４９】
そして第１および第２の光ヘテロダイン検出系において、上述のように互いに波長が異なる計測光を用いると、双方の光ヘテロダイン検出系から出力されるビート信号の脈波による変調成分の振幅量の対数値の比を算出する等により、酸素飽和度を求めることができる。この酸素飽和度は、動脈血にあっては８０〜９０％であるので、この程度の酸素飽和度が検出された場合に動脈部分を示す画像信号を生成すれば、動脈部分を静脈やその他の組織と区別して画像化することができる。
【００５０】
なおビート信号の強度は、計測光が生体組織で散乱、吸収されればそれに応じて減衰し、組織厚みの変化等によりこの減衰の程度は変動する。このようにしてビート信号の強度が変動しても、上述の対数値の比はこの信号強度変動を補償して酸素飽和度と一義的に対応するので、動脈部分を正確に画像化することができる。
【００５１】
一例として画像信号生成手段が、前述の特性値が示す酸素飽和度が８０〜９０％である場合に比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号を生成し、酸素飽和度がそれよりも低い場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号を生成するように構成されていれば、それらの画像信号に基づいて、比較的低濃度のバックグラウンド上に動脈部分のみが比較的高濃度で示された画像を得ることができる。
【００５２】
他方、前記光源手段として、計測光を発する複数の発光部が１次元または２次元的に並設されてなるものを用いるとともに、光ヘテロダイン検出系として、上記複数の発光部からの計測光の各々のビート成分を並列検出可能なものを用いて、これらの光源手段および光ヘテロダイン検出系によって走査手段の少なくとも一部を構成させれば、計測光の機械的な走査が１次元方向について、あるいは２次元方向とも不要になり、走査速度つまりは画像化速度が向上する。
【００５３】
先に述べたように脈波検出手段の出力信号に基づいて、ビート信号が所定位相にあるときの信号値から前記特性値を求める場合は、ビート信号のサンプリングに時間がかかりがちであるから、上記のようにして計測光の機械的走査を省くのが特に望ましい。
【００５４】
一方、本発明による脈波信号の空間分布測定装置は、光ヘテロダイン検出の手法を用いて脈波信号を求めるものであるから、基本的に、計測光照射部分のみの脈波信号を得ることができる。したがって、これらの装置を用いて生体の２点以上の部分に関する脈波信号を求めることにより、生体に関する脈波信号の空間分布を測定可能となる。
【００５５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。
【００５６】
＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図である。この実施形態の装置は、波長λの計測光Ｌを発するレーザー11と、光ヘテロダイン光学系12と、この光ヘテロダイン光学系12から出射した計測光Ｌを受光する光検出器13と、この光検出器13に接続された周波数分析器14とを有している。
【００５７】
またこの画像化装置は、周波数分析器14の出力を受けて該周波数分析器14とともに画像信号生成手段を構成するパーソナルコンピュータ20と、このパーソナルコンピュータ20に接続された、例えばＣＲＴ表示装置等からなる画像モニター21とを有している。
【００５８】
さらに、血管画像化の対象である被検体（例えば人体の指等）22を載置して２次元方向に移動し得るＸ−Ｙステージ23が設けられている。このＸ−Ｙステージ23はステージドライバー24によって駆動され、このステージドライバー24の動作は上記パーソナルコンピュータ20によって制御されるようになっている。
【００５９】
また、光検出器13とともに光ヘテロダイン検出系を構成する光学系12は、レーザー11から出射した計測光Ｌを２系統に分岐するハーフミラー30と、ここで反射、分岐した計測光Ｌを反射させて被検体22に入射させるミラー31と、上記ハーフミラー30を透過した計測光Ｌを反射させるミラー32と、このミラー32で反射した計測光Ｌを、被検体22を透過して来た計測光Ｌと合成するハーフミラー33と、合成された計測光Ｌを反射させて光検出器13に導くミラー35とから構成されている。
【００６０】
そして、上記ハーフミラー30を透過した計測光Ｌの光路には、例えばＡＯＭから構成されてこの計測光Ｌに中心周波数ωの所定の周波数シフトを与える周波数シフター34が挿入されている。
【００６１】
以下、上記構成を有する本実施形態の装置の作用について説明する。被検体22の血管画像を得る際には、レーザー11から発せられた計測光Ｌが被検体22に照射される。それとともにＸ−Ｙステージ23が駆動されることにより、この計測光Ｌが被検体22を２次元的に走査する。
【００６２】
被検体22を透過した計測光Ｌと、周波数シフター34により周波数シフトが与えられた計測光Ｌとをハーフミラー33によって合成すると、合成後の計測光Ｌにはシフト周波数と同じ中心周波数ωのビート成分が含まれるようになる。この合成後の計測光Ｌを受光した光検出器13の出力信号Ｉは、上記ビート成分によるビート信号を含むものであり、該出力信号Ｉは周波数分析器14に入力される。
【００６３】
なおこのビート信号は、散乱媒体である被検体22を透過した計測光Ｌの直進成分および、それに近い散乱成分のみの強度を示している。したがって、このビート信号に基づいて被検体22に関する画像を得るようにすれば、被検体22において計測光Ｌが散乱するにも拘わらず、高い空間分解能が確保される。
【００６４】
周波数分析器14は、上記出力信号Ｉのスペクトルを求める。このスペクトルは図２に示すようなものとなる。同図中のＢがビート信号成分である。また、前述した通り、計測光Ｌが動脈部分を照射している際には、同図中にＡで示す脈波信号成分も生じる。
【００６５】
パーソナルコンピュータ20は周波数分析器14の出力を受けて、中心周波数ωのビート信号成分Ｂのピーク値Ｉｂを求め、また周波数１Ｈｚ近辺の脈波帯域の信号のピーク値Ｉｐを求めた上で、信号強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）を求める。そしてパーソナルコンピュータ20は、この信号強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）が所定の閾値よりも大である場合は比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、該強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）が上記閾値以下である場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、それらの画像信号Ｓｐを画像モニター21に入力させる。
【００６６】
光検出器13からは、前述したようにしてなされる計測光Ｌの走査に伴って、被検体22の各走査位置毎にそれぞれ前記信号Ｉが出力される。したがって上記のような２値の画像信号Ｓｐも、被検体22の２次元走査位置毎に各々生成される。
【００６７】
画像モニター21においては、以上のようにして生成された画像信号Ｓｐに基づいて、２値の２次元画像が再生表示される。この画像は、被検体22の動脈部分のみを示す動脈画像となる。その理由は、先に詳しく説明した通りである。
【００６８】
なお、以上説明した信号強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）に対する閾値処理は行なわず、信号強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）が大きいほどより高濃度を担持する画像信号を生成する等しても、動脈部分が他の部分とは明確に区別できる高濃度で示された画像を得ることができる。
【００６９】
＜第２実施形態＞
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。図３は、本発明の第２実施形態による血管の画像化装置の概略構成を示すものである。なおこの図３において、図１中の要素と同等の要素には同番号を付し、それらについての説明は特に必要の無い限り省略する。
【００７０】
この第２の実施形態の装置は、図１に示した装置と比較すると、周波数分析器14に代えてバンドパスフィルター16およびレベル測定器17が設けられるとともに、それに加えて、被検体22の脈波を検出する例えば心電計からなる脈波信号検出部50と、レベル測定器17が出力するレベル計測信号ＳＬを脈波信号検出部50からの脈波信号Ｓｃに基づいてサンプリングする同期検出部51とが設けられている点が基本的に異なるものである。
【００７１】
上記バンドパスフィルター16は光検出器13の出力信号Ｉを受けて、そこから前記周波数ω近辺にあるビート信号Ｓｂを抽出し、その信号Ｓｂをレベル測定器17に入力する。レベル測定器17はビート信号Ｓｂの強度を測定し、その信号強度を示すレベル信号ＳＬを同期検出部51に入力する。ここでビート信号Ｓｂの信号強度は、図４に示すようなものとなる。計測光Ｌが動脈部分を照射している際には、ビート信号Ｓｂは同図中に示すように、脈波によって周波数１Ｈｚ程度で変調される。計測光Ｌが動脈以外の部分を照射している際には、このような変調はなされない。
【００７２】
同期検出部51は、脈波信号検出部50からの脈波信号Ｓｃに基づいて、レベル信号ＳＬを、図４中に黒点で示すピーク部並びにボトム部が検出されるようなタイミングでサンプリングし、サンプリング信号をパーソナルコンピュータ20に入力する。
【００７３】
パーソナルコンピュータ20は、上記ピーク部の信号強度をIF(H)とし、ボトム部の信号強度をIF(L)としたとき｛IF(H)−IF(L)｝／｛IF(H)＋IF(L)｝で表されるビート信号の変調度を求める。そしてパーソナルコンピュータ20は、この変調度が所定の閾値よりも大である場合は比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、該変調度が上記閾値以下である場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、それらの画像信号Ｓｐを画像モニター21に入力させる。
【００７４】
光検出器13からは、前述したようにしてなされる計測光Ｌの走査に伴って、被検体22の各走査位置毎にそれぞれ前記信号Ｉが出力される。したがって上記のような２値の画像信号Ｓｐも、被検体22の２次元走査位置毎に各々生成される。
【００７５】
画像モニター21においては、以上のようにして生成された画像信号Ｓｐに基づいて、２値の２次元画像が再生表示される。この画像は、被検体22の動脈部分のみを示す動脈画像となる。その理由は、先に詳しく説明した通りである。
【００７６】
なお、以上説明した変調度｛IF(H)−IF(L)｝／｛IF(H)＋IF(L)｝に対する閾値処理は行なわず、この変調度が大きいほどより高濃度を担持する画像信号を生成する等しても、動脈部分が他の部分とは明確に区別できる高濃度で示された画像を得ることができる。
【００７７】
＜第３実施形態＞
図６は、本発明の第３実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図である。この実施形態の装置は、波長λ1＝760ｎｍの第１の計測光Ｌ１を発するレーザー111と、この第１の計測光Ｌ１とは異なる波長λ2＝930ｎｍの第２の計測光Ｌ２を発するレーザー112と、第１の計測光Ｌ１用の第１光学系113と、第２の計測光Ｌ２用の第２光学系114と、第１光学系113から出射した計測光Ｌ１を受光する第１光検出器115と、第２光学系114から出射した計測光Ｌ２を受光する第２光検出器116と、第１光検出器115に接続され計測光Ｌ１に後述のようにして含まれるビート成分の脈波振幅量を検出する第１信号検出部117と、第２光検出器116に接続され計測光Ｌ２に後述のようにして含まれるビート成分の脈波振幅量を検出する第２信号検出部118とを有している。
【００７８】
またこの画像化装置は、第１信号検出部117および第２信号検出部118の出力を受ける画像信号生成手段としてのパーソナルコンピュータ120と、このパーソナルコンピュータ120に接続された、例えばＣＲＴ表示装置等からなる画像モニター121とを有している。
【００７９】
そして、血管画像化の対象である被検体（例えば人体の指等）122を載置して２次元方向に移動し得るＸ−Ｙステージ123が設けられている。このＸ−Ｙステージ123はステージドライバー124によって駆動され、このステージドライバー124の動作は上記パーソナルコンピュータ120によって制御されるようになっている。
【００８０】
ここで図７には、血液中の光吸収物質である酸化型ヘモグロビン（OxyHb）および還元型ヘモグロビン（DeoxyHb）の吸収スペクトルを、組織の光学特性を決める水（Water）の吸収スペクトルと併せて示す。ここに示される通り、酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの吸収スペクトルは、等吸収点（波長805ｎｍ）を挟んでそれより短波長側では前者が低吸収、それより長波長側では反対に後者が低吸収の特性となっている。
【００８１】
第１の計測光Ｌ１の波長λ1＝760ｎｍは、上記等吸収点波長805ｎｍから外れて、還元型ヘモグロビンの吸収が酸化型ヘモグロビンの吸収に対して特に大きくなる波長である。一方第２の計測光Ｌ２の波長λ2＝930ｎｍは、上記等吸収点波長805ｎｍから外れて、酸化型ヘモグロビンの吸収が還元型ヘモグロビンの吸収に対して特に大きくなる波長である。
【００８２】
第１光検出器115および第１信号検出部117とともに第１の光ヘテロダイン検出系を構成する第１光学系113は、レーザー111から出射した計測光Ｌ１を２系統に分岐するハーフミラー130と、ここで反射、分岐した計測光Ｌ１を反射させて被検体122に入射させるミラー131と、上記ハーフミラー130を透過した計測光Ｌ１を反射させるミラー132と、このミラー132で反射した計測光Ｌ１を、被検体122を透過して来た計測光Ｌ１と合成するハーフミラー133とから構成されている。
【００８３】
そして、上記ハーフミラー130を透過した計測光Ｌ１の光路には、例えばＡＯＭから構成されてこの計測光Ｌ１に数十ＭＨｚ程度の所定の周波数シフトを与える周波数シフター134が挿入されている。
【００８４】
一方、第２光検出器116および第２信号検出部118とともに第２の光ヘテロダイン検出系を構成する第２光学系114は、レーザー112から出射した計測光Ｌ２を２系統に分岐するハーフミラー135と、ここを透過した計測光Ｌ２を反射させるミラー136と、ここで反射した計測光Ｌ２を反射させるとともに計測光Ｌ１は透過させて両者を同一光路を辿って被検体122に入射させるダイクロイックミラー137と、上記ハーフミラー135で反射、分岐した計測光Ｌ２を順次反射させるミラー138および139と、被検体122を透過して来た計測光Ｌ２を反射させるとともに計測光Ｌ１は透過させて両者を分岐させるダイクロイックミラー140と、そこで反射した計測光Ｌ２を反射させるミラー141と、そこで反射した計測光Ｌ２を上記ミラー139で反射した計測光Ｌ２と合成させるハーフミラー142とから構成されている。
【００８５】
そして、上記ミラー138とミラー139との間の計測光Ｌ２の光路には、例えばＡＯＭから構成されてこの計測光Ｌ２に数十ＭＨｚ程度の所定の周波数シフトを与える周波数シフター143が挿入されている。
【００８６】
なお第１光学系113のハーフミラー130およびミラー131と、第２光学系114のハーフミラー135、ミラー136およびダイクロイックミラー137は、計測光Ｌ１およびＬ２を被検体122の同一部分に入射させる入射光学系を構成している。
【００８７】
また第１信号検出部117は、第１光検出器115に接続されたバンドパスフィルター150、このバンドパスフィルター150に接続されたレベル測定器151、このレベル測定器151に接続されたバンドパスフィルター152、およびこのバンドパスフィルター152に接続されて前記パーソナルコンピュータ120に出力を送るレベル測定器153から構成されている。
【００８８】
一方第２信号検出部118は、第２光検出器116に接続されたバンドパスフィルター154、このバンドパスフィルター154に接続されたレベル測定器155、このレベル測定器155に接続されたバンドパスフィルター156、およびこのバンドパスフィルター156に接続されて前記パーソナルコンピュータ120に出力を送るレベル測定器157から構成されている。
【００８９】
以下、上記構成を有する本実施形態の装置の作用について説明する。被検体122の血管画像を得る際には、レーザー111から発せられた波長λ1＝760ｎｍの第１の計測光Ｌ１と、レーザー112から発せられた波長λ2＝930ｎｍの第２の計測光Ｌ２が上述のようにダイクロイックミラー137で合成されて、被検体122の同一点に照射される。それとともにＸ−Ｙステージ123が駆動されることにより、計測光Ｌ１および計測光Ｌ２が被検体122を２次元的に走査する。
【００９０】
被検体122を透過した計測光Ｌ１と、周波数シフター134により周波数シフトが与えられた計測光Ｌ１とをハーフミラー133によって合成すると、合成後の計測光Ｌ１にはシフトされた周波数と同じ周波数のビート成分が含まれるようになる。この合成後の計測光Ｌ１を受光する第１光検出器115の出力は、図８に示すように、上記ビート成分によるビート信号ａ１を含むものであるが、計測光Ｌ１が動脈部分を照射している際にはこのビート信号ａ１が、図中ｂで示すように脈波によって周波数１Ｈｚ程度で変調される。
【００９１】
第１光検出器115に接続されたバンドパスフィルター150は、上記ビート信号ａ１の帯域の信号を通過させるものであり、ここを通過したビート信号ａ１のレベルがレベル測定器151において測定される。このレベル測定器151の出力はバンドパスフィルター152に入力され、そこで上記周波数１Ｈｚ程度の脈波変調成分ｂ１（図８参照）が抽出される。レベル測定器153はこの脈波変調成分ｂ１の振幅量ΔＩ１ を求め、この振幅量ΔＩ１ を示す信号をパーソナルコンピュータ120に入力する。
【００９２】
また、被検体122を透過した計測光Ｌ２と、周波数シフター143により周波数シフトが与えられた計測光Ｌ２とをハーフミラー142によって合成すると、合成後の計測光Ｌ２にはシフトされた周波数と同じ周波数のビート成分が含まれるようになる。この合成後の計測光Ｌ２を受光する第２光検出器116の出力も、図８に示した第１光検出器115の出力と同様のものとなる。以下、この第２光検出器116の出力に関しては、第１光検出器115の出力についてのビート信号ａ１、脈波変調成分ｂ１および振幅量ΔＩ１ にそれぞれ対応させて、ビート信号ａ２、脈波変調成分ｂ２および振幅量ΔＩ２ と称することとする。
【００９３】
第２光検出器116に接続されたバンドパスフィルター154は、上記ビート信号ａ２の帯域の信号を通過させるものであり、ここを通過したビート信号ａ２のレベルがレベル測定器155において測定される。このレベル測定器155の出力はバンドパスフィルター156に入力され、そこで周波数１Ｈｚ程度の脈波変調成分ｂ２が抽出される。レベル測定器157はこの脈波変調成分ｂ２の振幅量ΔＩ２ を求め、この振幅量ΔＩ２ を示す信号をパーソナルコンピュータ120に入力する。
【００９４】
なお第１光検出器115が出力するビート信号ａ１は、散乱媒体である被検体122を透過した計測光Ｌ１の直進成分および、それに近い散乱成分のみの強度を示している。したがって、このビート信号ａ１に基づいて被検体122に関する画像を得るようにすれば、被検体122において計測光Ｌ１が散乱するにも拘わらず、高い空間分解能が確保される。これは計測光Ｌ２についても同様である。
【００９５】
第１信号検出部117および第２信号検出部118からは、前述したようにしてなされる計測光Ｌ１および計測光Ｌ２の走査に伴って、被検体122の各走査位置毎にそれぞれ脈波振幅量ΔＩ１ 、ΔＩ２ を示す信号が出力される。
【００９６】
パーソナルコンピュータ120は、これらの脈波振幅量ΔＩ１ 、ΔＩ２ の各々の対数値の比、つまりlogΔＩ１ ／logΔＩ２ を求める。このlogΔＩ１ ／logΔＩ２ の値は、前述した通り血液の酸素飽和度に対応したものとなる。パーソナルコンピュータ120は、被検体122の２次元走査位置毎に求められるlogΔＩ１ ／logΔＩ２ の値が、酸素飽和度８０〜９０％に対応する値を取った場合は、比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、それ以外の酸素飽和度に対応する値を取った場合は比較的低濃度（高輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成する。
【００９７】
画像モニター121においては、以上のようにして生成された画像信号Ｓｐに基づいて、２次元画像が再生表示される。この画像は、動脈部分のみを示す動脈画像となる。
【００９８】
なおここで、上記対数値の比logΔＩ１ ／logΔＩ２ が酸素飽和度と一義的に対応する理由について説明する。図８に示した脈波振幅量ΔＩ１ の変化は、動脈血の脈動に伴う容積変化によって発生する。ヘモグロビンの濃度をＣ、ヘモグロビンの波長λ1＝760ｎｍについての吸収係数をＥ１ 、そして動脈血部の光路長変化分をΔＤとすると、logΔＩ１ ＝Ｅ１ ・Ｃ・ΔＤである。同様に脈波振幅量ΔＩ２ に関しては、ヘモグロビンの波長λ2＝930ｎｍについての吸収係数をＥ２ とすると、logΔＩ２ ＝Ｅ２ ・Ｃ・ΔＤとなる。したがってlogΔＩ１ ／logΔＩ２＝Ｅ１ ／Ｅ２ となり、そして吸収係数Ｅ１ およびＥ２ は酸素飽和度と対応するから、結局、logΔＩ１ ／logΔＩ２の値は酸素飽和度と対応する。
【００９９】
＜第４実施形態＞
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。図９は、本発明の第４実施形態による血管の画像化装置を示すものである。なおこの図９において、図６中の要素と同等の要素には同番号を付し、それらについての説明は特に必要の無い限り省略する。
【０１００】
この第４の実施形態の装置は、図６の装置と比較すると、被検体122の脈波と同期させてビート信号ａ１およびａ２のレベルを検出する構成が加えられた点が基本的に異なるものである。すなわち本実施形態では、図６のバンドパスフィルター152およびレベル測定器153に代えて同期測定部181が、またバンドパスフィルター156およびレベル測定器157に代えて同期測定部182が設けられた上で、被検体122の脈波を検出する脈波信号検出部180が設けられている。
【０１０１】
心電計等からなる脈波信号検出部180は、脈波信号Ｓｃを同期検出部181および182に入力する。同期測定部181はレベル測定器151の出力信号を、脈波信号Ｓｃが示す被検体122の脈波のピーク部分、ボトム部分と同期させてサンプリングし、サンプリングした２信号の差つまり脈波振幅量ΔＩ１ を求める。同様に同期測定部182はレベル測定器153の出力信号を、脈波信号Ｓｃが示す被検体122の脈波のピーク部分、ボトム部分と同期させてサンプリングし、サンプリングした２信号の差つまり脈波振幅量ΔＩ２ を求める。
【０１０２】
パーソナルコンピュータ120はこれらの脈波振幅量ΔＩ１ およびΔＩ２ を示す信号を受け、第３実施形態におけるのと同様にして脈波振幅量ΔＩ１ およびΔＩ２ に基づいて画像信号Ｓｐを生成する。
【０１０３】
以上説明した第１〜４実施形態の装置を用いれば、脈波信号の空間分布を測定することも可能である。すなわち、例えば第１実施形態の装置においては、パーソナルコンピュータ20が求める周波数１Ｈｚ近辺の脈波帯域の信号のピーク値Ｉｐや、信号強度比（Ｉｐ／Ｉｂ）を被検体22の２点以上の部分について求めれば、動脈波による脈波信号の空間分布を測定可能となる。
【０１０４】
また第２実施形態の装置においては、パーソナルコンピュータ20が求めるビート信号の変調度｛IF(H)−IF(L)｝／｛IF(H)＋IF(L)｝を被検体22の２点以上の部分について求めれば、動脈波による脈波信号の空間分布を測定可能となる。
【０１０５】
また第３実施形態あるいは第４実施形態の装置においては、パーソナルコンピュータ120が求める脈波振幅量ΔＩ１ 、ΔＩ２ の各々の対数値の比、つまりlogΔＩ１ ／logΔＩ２ を被検体122の２点以上の部分について求めれば、動脈波による脈波信号の空間分布を測定可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図
【図２】上記第１実施形態の画像化装置における光検出器出力のスペクトルを示すグラフ
【図３】本発明の第２実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図
【図４】上記第２実施形態の画像化装置において求められるビート信号の強度変化を示すグラフ
【図５】本発明に関わるビート信号の脈波による変調を説明する概略図
【図６】本発明の第３実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図
【図７】酸化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビンおよび水の吸収スペクトルを示すグラフ
【図８】図６の装置で検出されるビート信号の波形を示す概略図
【図９】本発明の第４実施形態による血管の画像化装置を示す概略構成図
【符号の説明】
11    レーザー
12    光ヘテロダイン光学系
13    光検出器
14    周波数分析器
16    バンドパスフィルター
17    レベル測定器
20    パーソナルコンピュータ
21    画像モニター
22    被検体
23    Ｘ−Ｙステージ
24    ステージドライバー
30、33、    ハーフミラー
31、32、35    ミラー
34    周波数シフター
50    脈波信号検出部
51    同期検出部
111、112    レーザー
113    第１光学系
114    第２光学系
115    第１光検出器
116    第２光検出器
117    第１信号検出部
118    第２信号検出部
120    パーソナルコンピュータ
121    画像モニター
122    被検体
123    Ｘ−Ｙステージ
124    ステージドライバー
130、133、135、142    ハーフミラー
131、132、136、138、139、141    ミラー
134、143    周波数シフター
137、140    ダイクロイックミラー
150、152、154、156    バンドパスフィルター
151、153、155、157    レベル測定器
180    脈波信号検出部
181、182    同期測定部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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