JP2000155090A - 血管の画像化装置 - Google Patents
血管の画像化装置Info
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 被検者に対する負荷が少なく、動脈と静脈の
一方を他方と明確に識別して画像化することができる装
置を得る。 【解決手段】 酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビ
ンの等吸収点波長と等しい波長λ1の計測光Ｌ１と、そ
れとは異なる波長λ2の計測光Ｌ２を被検体22の同一部
分に入射させ、Ｘ−Ｙステージ23により走査させる。計
測光Ｌ１を一部分岐させて周波数シフター34により周波
数シフトを与え、被検体22を透過した計測光Ｌ１と合成
し、それらのビート成分を第１信号検出部17により検出
する。また計測光Ｌ２を一部分岐させて周波数シフター
43により周波数シフトを与え、被検体22を透過した計測
光Ｌ２と合成し、それらのビート成分を第２信号検出部
18により検出する。そして、パーソナルコンピュータ20
により、計測光Ｌ２に係るビート成分検出信号Ｓ２を、
計測光Ｌ１に係るビート成分検出信号Ｓ１によって正規
化した値に基づいて画像信号Ｓｐを生成する。
一方を他方と明確に識別して画像化することができる装
置を得る。 【解決手段】 酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビ
ンの等吸収点波長と等しい波長λ1の計測光Ｌ１と、そ
れとは異なる波長λ2の計測光Ｌ２を被検体22の同一部
分に入射させ、Ｘ−Ｙステージ23により走査させる。計
測光Ｌ１を一部分岐させて周波数シフター34により周波
数シフトを与え、被検体22を透過した計測光Ｌ１と合成
し、それらのビート成分を第１信号検出部17により検出
する。また計測光Ｌ２を一部分岐させて周波数シフター
43により周波数シフトを与え、被検体22を透過した計測
光Ｌ２と合成し、それらのビート成分を第２信号検出部
18により検出する。そして、パーソナルコンピュータ20
により、計測光Ｌ２に係るビート成分検出信号Ｓ２を、
計測光Ｌ１に係るビート成分検出信号Ｓ１によって正規
化した値に基づいて画像信号Ｓｐを生成する。
Description
【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、動脈と静脈の一方を他
方と識別して画像化する装置に関するものである。
示す装置に関し、特に詳細には、動脈と静脈の一方を他
方と識別して画像化する装置に関するものである。
【０００２】
【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。
方と識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。
【０００３】
【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。
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。
【０００４】それに対して、日本ＭＥ学会雑誌ＢＭＥ V
ol.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、動脈と静脈の
一方を他方と明確に識別して画像化することは極めて困
難となっている。
ol.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、動脈と静脈の
一方を他方と明確に識別して画像化することは極めて困
難となっている。
【０００５】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、動脈と静脈の一
方を他方と明確に識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。
であり、被検者に対する負荷が少なく、動脈と静脈の一
方を他方と明確に識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。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明による血管の画像
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、血液中の酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグ
ロビンの光吸収特性の相違を利用して動脈と静脈とを識
別するようにしたものである。
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、血液中の酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグ
ロビンの光吸収特性の相違を利用して動脈と静脈とを識
別するようにしたものである。
【０００７】すなわち、具体的に本発明による血管の画
像化装置は、生体の血液中の酸化型ヘモグロビンと還元
型ヘモグロビンの等吸収点波長と等しい波長の第１の計
測光および、この第１の計測光とは波長が異なる第２の
計測光を発する光源手段と、前記第１の計測光と第２の
計測光とを互いに生体の同一部分に入射させる入射光学
系と、これら第１の計測光と第２の計測光とを、前記生
体に対して走査させる走査手段と、第１の計測光の一部
を生体に入射する前の光路から分岐した後、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、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、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
ダイン検出系が出力したビート成分検出信号を、前記第
１の光ヘテロダイン検出系が出力したビート成分検出信
号によって正規化した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ことを特徴とするも
のである。
像化装置は、生体の血液中の酸化型ヘモグロビンと還元
型ヘモグロビンの等吸収点波長と等しい波長の第１の計
測光および、この第１の計測光とは波長が異なる第２の
計測光を発する光源手段と、前記第１の計測光と第２の
計測光とを互いに生体の同一部分に入射させる入射光学
系と、これら第１の計測光と第２の計測光とを、前記生
体に対して走査させる走査手段と、第１の計測光の一部
を生体に入射する前の光路から分岐した後、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、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、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
ダイン検出系が出力したビート成分検出信号を、前記第
１の光ヘテロダイン検出系が出力したビート成分検出信
号によって正規化した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ことを特徴とするも
のである。
【０００８】なお、さらに具体的に前記光源手段は、第
１の計測光として波長λ1の光を発し、第２の計測光と
して波長λ2の光を発するものが用いられ、その場合前
記画像信号生成手段は、波長λ1の計測光についてのビ
ート成分検出信号の値をＩλ1 、波長λ2の計測光につ
いてのビート成分検出信号の値をＩλ2としたとき、log
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値に基づいて画像信号を生成するよ
うに構成される。
１の計測光として波長λ1の光を発し、第２の計測光と
して波長λ2の光を発するものが用いられ、その場合前
記画像信号生成手段は、波長λ1の計測光についてのビ
ート成分検出信号の値をＩλ1 、波長λ2の計測光につ
いてのビート成分検出信号の値をＩλ2としたとき、log
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値に基づいて画像信号を生成するよ
うに構成される。
【０００９】また上記計測光の波長λ1および波長λ2
は、例えばそれぞれ805ｎｍ、760ｎｍ、あるいはそれぞ
れ805ｎｍ、930ｎｍ等とされる。
は、例えばそれぞれ805ｎｍ、760ｎｍ、あるいはそれぞ
れ805ｎｍ、930ｎｍ等とされる。
【００１０】また光源手段は、第１の計測光として波長
λ1の光を発し、第２の計測光として波長λ2の光並びに
波長λ3の光を発するものであってもよく、その場合前
記画像信号生成手段は、波長λ1の計測光についてのビ
ート成分検出信号の値をＩλ1、波長λ2の計測光につい
てのビート成分検出信号の値をＩλ2、波長λ3の計測光
についてのビート成分検出信号の値をＩλ3としたと
き、log（Ｉλ2／Ｉλ1）の値とlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の
値との差分に基づいて画像信号を生成するように構成さ
れる。
λ1の光を発し、第２の計測光として波長λ2の光並びに
波長λ3の光を発するものであってもよく、その場合前
記画像信号生成手段は、波長λ1の計測光についてのビ
ート成分検出信号の値をＩλ1、波長λ2の計測光につい
てのビート成分検出信号の値をＩλ2、波長λ3の計測光
についてのビート成分検出信号の値をＩλ3としたと
き、log（Ｉλ2／Ｉλ1）の値とlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の
値との差分に基づいて画像信号を生成するように構成さ
れる。
【００１１】また上記のように３種類の計測光を用いる
場合、波長λ1、波長λ2および波長λ3は、例えばそれ
ぞれ805ｎｍ、760ｎｍ、930ｎｍとされる。
場合、波長λ1、波長λ2および波長λ3は、例えばそれ
ぞれ805ｎｍ、760ｎｍ、930ｎｍとされる。
【００１２】さらに、本発明による血管の画像化装置
は、生体の動脈の脈波を検出し、前記第１および第２の
計測光のビート成分検出を、この脈波の所定位相と同期
して行なわせる同期検出手段を備えるのが好ましい。
は、生体の動脈の脈波を検出し、前記第１および第２の
計測光のビート成分検出を、この脈波の所定位相と同期
して行なわせる同期検出手段を備えるのが好ましい。
【００１３】
【発明の効果】生体の動脈血中には酸化型ヘモグロビン
が支配的に含まれ、それに対して静脈血中には還元型ヘ
モグロビンが支配的に含まれる。図６は、光吸収物質で
あるこれら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
て示すものである。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。
が支配的に含まれ、それに対して静脈血中には還元型ヘ
モグロビンが支配的に含まれる。図６は、光吸収物質で
あるこれら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
て示すものである。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。
【００１４】一方、上述した第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成分検出信号の
値は、計測光の吸収が少ないほど、より大きな値とな
る。
ダイン検出系が出力するビート成分検出信号は、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成分検出信号の
値は、計測光の吸収が少ないほど、より大きな値とな
る。
【００１５】そこで、上記図６の吸収スペクトルを考慮
して、第１の計測光として等吸収点波長と等しい波長λ
1＝805ｎｍの光を使用し、第２の計測光としてそれとは
異なる例えば波長λ2＝760ｎｍ（ここでは還元型ヘモグ
ロビンの吸収が、酸化型ヘモグロビンの吸収に対して特
に大きくなっている）の光を使用する場合について考え
る。
して、第１の計測光として等吸収点波長と等しい波長λ
1＝805ｎｍの光を使用し、第２の計測光としてそれとは
異なる例えば波長λ2＝760ｎｍ（ここでは還元型ヘモグ
ロビンの吸収が、酸化型ヘモグロビンの吸収に対して特
に大きくなっている）の光を使用する場合について考え
る。
【００１６】この場合、第１および第２の計測光が、還
元型ヘモグロビンが支配的に含まれる静脈部分を透過し
て来たのであれば、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は、第１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と比べると、基本的に
より大きな吸収を反映して、より小さい値を示す。一
方、第１および第２の計測光が、酸化型ヘモグロビンが
支配的に含まれる動脈部分を透過して来たのであれば、
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
信号は、第１の光ヘテロダイン検出系が出力するビート
成分検出信号と比べると、基本的により小さな吸収を反
映して、より大きい値を示す。
元型ヘモグロビンが支配的に含まれる静脈部分を透過し
て来たのであれば、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は、第１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と比べると、基本的に
より大きな吸収を反映して、より小さい値を示す。一
方、第１および第２の計測光が、酸化型ヘモグロビンが
支配的に含まれる動脈部分を透過して来たのであれば、
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
信号は、第１の光ヘテロダイン検出系が出力するビート
成分検出信号と比べると、基本的により小さな吸収を反
映して、より大きい値を示す。
【００１７】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は、血液以外の軟組織や骨
による光減衰（吸収、散乱）や、血液量の変動によって
影響を受けるが、第２の光ヘテロダイン検出系が出力し
たビート成分検出信号を、第１の光ヘテロダイン検出系
が出力したビート成分検出信号に基づいて正規化すれ
ば、その正規化した値は、これらの変動要因を排除し
て、上述した吸収特性の違いに基づく両信号間の大小関
係を正確に示すものとなる。
出力するビート成分検出信号は、血液以外の軟組織や骨
による光減衰（吸収、散乱）や、血液量の変動によって
影響を受けるが、第２の光ヘテロダイン検出系が出力し
たビート成分検出信号を、第１の光ヘテロダイン検出系
が出力したビート成分検出信号に基づいて正規化すれ
ば、その正規化した値は、これらの変動要因を排除し
て、上述した吸収特性の違いに基づく両信号間の大小関
係を正確に示すものとなる。
【００１８】したがって、上記の正規化した値に基づい
て画像信号を生成することにより、動脈部分のみや、あ
るいは静脈部分のみを画像化することができる。すなわ
ち、例えば第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の値をそれぞれＩλ1 、Ｉλ
2としたとき、後者を前者によって正規化した値（Ｉλ2
／Ｉλ1）は、第１および第２の計測光が動脈部分を透
過して来たのであれば１より大きい値を取り、第１およ
び第２の計測光が静脈部分を透過して来たのであれば１
未満の値を取る。
て画像信号を生成することにより、動脈部分のみや、あ
るいは静脈部分のみを画像化することができる。すなわ
ち、例えば第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の値をそれぞれＩλ1 、Ｉλ
2としたとき、後者を前者によって正規化した値（Ｉλ2
／Ｉλ1）は、第１および第２の計測光が動脈部分を透
過して来たのであれば１より大きい値を取り、第１およ
び第２の計測光が静脈部分を透過して来たのであれば１
未満の値を取る。
【００１９】そこで、第１の計測光と第２の計測光とを
生体に対して走査させ、各走査位置毎に得られるlog
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、正値のみを画像信号化し
て該画像信号により画像再生すれば、その画像は動脈部
分のみを示すものとなる。一方、各走査位置毎に得られ
るlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、負値のみを画像信
号化して該画像信号により画像再生すれば、その画像は
静脈部分のみを示すものとなる。
生体に対して走査させ、各走査位置毎に得られるlog
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、正値のみを画像信号化し
て該画像信号により画像再生すれば、その画像は動脈部
分のみを示すものとなる。一方、各走査位置毎に得られ
るlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、負値のみを画像信
号化して該画像信号により画像再生すれば、その画像は
静脈部分のみを示すものとなる。
【００２０】また、上記の正規化した値（Ｉλ2／Ｉ
λ1）と、閾値＝１との大小関係に基づいて動脈部分の
み、あるいは静脈部分のみを画像化することも可能であ
る。
λ1）と、閾値＝１との大小関係に基づいて動脈部分の
み、あるいは静脈部分のみを画像化することも可能であ
る。
【００２１】一方、波長λ1の計測光についてのビート
成分検出信号の値をＩλ1、波長λ2の計測光についての
ビート成分検出信号の値をＩλ2、波長λ3の計測光につ
いてのビート成分検出信号の値をＩλ3としたとき、log
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値とlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の値との
差分に基づいて画像信号を生成する場合は、log（Ｉλ2
／Ｉλ1）の値のみ、あるいはlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の値
のみに基づいて画像信号を生成する場合と比べると、差
分を取っている分だけ信号の絶対値が大きくなるという
効果が得られる。
成分検出信号の値をＩλ1、波長λ2の計測光についての
ビート成分検出信号の値をＩλ2、波長λ3の計測光につ
いてのビート成分検出信号の値をＩλ3としたとき、log
（Ｉλ2／Ｉλ1）の値とlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の値との
差分に基づいて画像信号を生成する場合は、log（Ｉλ2
／Ｉλ1）の値のみ、あるいはlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の値
のみに基づいて画像信号を生成する場合と比べると、差
分を取っている分だけ信号の絶対値が大きくなるという
効果が得られる。
【００２２】
【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。
施の形態を詳細に説明する。
【００２３】＜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λ1＝805ｎｍの第１の
計測光Ｌ１を発するレーザー11と、この第１の計測光Ｌ
１とは異なる波長λ2＝760ｎｍの第２の計測光Ｌ２を発
するレーザー12と、第１の計測光Ｌ１用の第１光学系13
と、第２の計測光Ｌ２用の第２光学系14と、第１光学系
13から出射した計測光Ｌ１を受光する第１光検出器15
と、第２光学系14から出射した計測光Ｌ２を受光する第
２光検出器１６と、第１光検出器１５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を検出する
第１信号検出部17と、第２光検出器16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を検出する
第２信号検出部18とを有している。
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＝805ｎｍの第１の
計測光Ｌ１を発するレーザー11と、この第１の計測光Ｌ
１とは異なる波長λ2＝760ｎｍの第２の計測光Ｌ２を発
するレーザー12と、第１の計測光Ｌ１用の第１光学系13
と、第２の計測光Ｌ２用の第２光学系14と、第１光学系
13から出射した計測光Ｌ１を受光する第１光検出器15
と、第２光学系14から出射した計測光Ｌ２を受光する第
２光検出器１６と、第１光検出器１５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を検出する
第１信号検出部17と、第２光検出器16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を検出する
第２信号検出部18とを有している。
【００２４】またこの画像化装置は、第１信号検出部17
および第２信号検出部18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。
および第２信号検出部18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。
【００２５】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）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。
（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。
【００２６】なお上述の波長λ1＝805ｎｍは、先に図６
を参照して説明した通り、人体の血液中の酸化型ヘモグ
ロビンと還元型ヘモグロビンの等吸収点の波長である。
一方波長λ2＝760ｎｍは、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。
を参照して説明した通り、人体の血液中の酸化型ヘモグ
ロビンと還元型ヘモグロビンの等吸収点の波長である。
一方波長λ2＝760ｎｍは、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。
【００２７】また、第１光検出器15および第１信号検出
部17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13は、レーザー11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30と、ここで反射、分岐し
た計測光Ｌ１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Ｌ１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Ｌ１
を、被検体22を透過して来た計測光Ｌ１と合成するハー
フミラー33とから構成されている。
部17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13は、レーザー11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30と、ここで反射、分岐し
た計測光Ｌ１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Ｌ１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Ｌ１
を、被検体22を透過して来た計測光Ｌ１と合成するハー
フミラー33とから構成されている。
【００２８】そして、上記ハーフミラー30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34が挿入されている。
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34が挿入されている。
【００２９】一方、第２光検出器16および第２信号検出
部18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14は、レーザー12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35と、ここを透過した計測
光Ｌ２を反射させるミラー36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22に入射させるダイクロイッ
クミラー37と、上記ハーフミラー35で反射、分岐した計
測光Ｌ２を順次反射させるミラー38および39と、被検体
22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40と、そこで反射した計測光Ｌ２を反射させるミラ
ー41と、そこで反射した計測光Ｌ２を上記ミラー39で反
射した計測光Ｌ２と合成させるハーフミラー42とから構
成されている。
部18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14は、レーザー12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35と、ここを透過した計測
光Ｌ２を反射させるミラー36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22に入射させるダイクロイッ
クミラー37と、上記ハーフミラー35で反射、分岐した計
測光Ｌ２を順次反射させるミラー38および39と、被検体
22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40と、そこで反射した計測光Ｌ２を反射させるミラ
ー41と、そこで反射した計測光Ｌ２を上記ミラー39で反
射した計測光Ｌ２と合成させるハーフミラー42とから構
成されている。
【００３０】そして、上記ミラー38とミラー39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43が挿入されている。
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43が挿入されている。
【００３１】なお第１光学系13のハーフミラー30および
ミラー31と、第２光学系14のハーフミラー35、ミラー36
およびダイクロイックミラー37は、計測光Ｌ１およびＬ
２を被検体22の同一部分に入射させる入射光学系を構成
している。
ミラー31と、第２光学系14のハーフミラー35、ミラー36
およびダイクロイックミラー37は、計測光Ｌ１およびＬ
２を被検体22の同一部分に入射させる入射光学系を構成
している。
【００３２】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から発せられた波長λ1＝805ｎｍの第
１の計測光Ｌ１と、レーザー12から発せられた波長λ2
＝760ｎｍ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37で合成されて、被検体22の同一点に照射
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、計測光Ｌ１および計測光Ｌ２が被検体22を２
次元的に走査する。
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から発せられた波長λ1＝805ｎｍの第
１の計測光Ｌ１と、レーザー12から発せられた波長λ2
＝760ｎｍ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37で合成されて、被検体22の同一点に照射
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、計測光Ｌ１および計測光Ｌ２が被検体22を２
次元的に走査する。
【００３３】被検体22を透過した計測光Ｌ１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Ｌ１
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15の出力は、例えばバンドパスフィ
ルターとレベル測定器等からなる第１信号検出部17に入
力され、そこで上記ビート成分が検出されて電気的なビ
ート信号Ｓ１に変換される。
シフター34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33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15の出力は、例えばバンドパスフィ
ルターとレベル測定器等からなる第１信号検出部17に入
力され、そこで上記ビート成分が検出されて電気的なビ
ート信号Ｓ１に変換される。
【００３４】第１信号検出部17が出力するこのビート信
号Ｓ１は、散乱媒体である被検体22を透過した計測光Ｌ
１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Ｓ１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。
号Ｓ１は、散乱媒体である被検体22を透過した計測光Ｌ
１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Ｓ１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。
【００３５】以上の点は、計測光Ｌ２についても同様で
ある。すなわち、被検体22を透過した計測光Ｌ２と、周
波数シフター43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42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16の出力は、例えばバンドパス
フィルターとレベル測定器等からなる第２信号検出部18
に入力され、そこで上記ビート成分が検出されて電気的
なビート信号Ｓ２に変換される。
ある。すなわち、被検体22を透過した計測光Ｌ２と、周
波数シフター43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42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16の出力は、例えばバンドパス
フィルターとレベル測定器等からなる第２信号検出部18
に入力され、そこで上記ビート成分が検出されて電気的
なビート信号Ｓ２に変換される。
【００３６】第２信号検出部18が出力するこのビート信
号Ｓ２は、散乱媒体である被検体22を透過した計測光Ｌ
２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Ｓ２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Ｌ２が散乱するにも拘わらず、高い空間
分解能が確保される。
号Ｓ２は、散乱媒体である被検体22を透過した計測光Ｌ
２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Ｓ２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Ｌ２が散乱するにも拘わらず、高い空間
分解能が確保される。
【００３７】第１信号検出部17および第２信号検出部18
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22の各走査位置毎に
それぞれビート信号Ｓ１およびＳ２が出力される。
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22の各走査位置毎に
それぞれビート信号Ｓ１およびＳ２が出力される。
【００３８】これらのビート信号Ｓ１およびＳ２は、前
述のパーソナルコンピュータ20に入力される。パーソナ
ルコンピュータ20は、ビート信号Ｓ１およびＳ２の値を
それぞれＩλ1 、Ｉλ2としたとき、後者を前者によっ
て正規化した値の対数値、つまりlog（Ｉλ2／Ｉλ1）
を求める。
述のパーソナルコンピュータ20に入力される。パーソナ
ルコンピュータ20は、ビート信号Ｓ１およびＳ２の値を
それぞれＩλ1 、Ｉλ2としたとき、後者を前者によっ
て正規化した値の対数値、つまりlog（Ｉλ2／Ｉλ1）
を求める。
【００３９】パーソナルコンピュータ20は、被検体22の
２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の
値のうち正値のみを、その絶対値に対応した値の画像信
号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓｐを画像モニター21に
入力させる。なおこのときパーソナルコンピュータ20
は、被検体22の２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉ
λ2／Ｉλ1）の値のうち、ゼロ値および負値に関しては
その値に拘わらず、自動的に一律の値（例えば最低濃度
値を担持する値）の画像信号Ｓｐに変換する。
２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の
値のうち正値のみを、その絶対値に対応した値の画像信
号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓｐを画像モニター21に
入力させる。なおこのときパーソナルコンピュータ20
は、被検体22の２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉ
λ2／Ｉλ1）の値のうち、ゼロ値および負値に関しては
その値に拘わらず、自動的に一律の値（例えば最低濃度
値を担持する値）の画像信号Ｓｐに変換する。
【００４０】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次元画像が
再生表示される。この画像は、被検体22の静脈部分は除
いて、動脈部分のみを示す動脈画像となる。その理由
は、先に図６を参照して詳しく説明した通りである。
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、被検体22の静脈部分は除
いて、動脈部分のみを示す動脈画像となる。その理由
は、先に図６を参照して詳しく説明した通りである。
【００４１】それに対して、被検体22の２次元走査位置
毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、負値
のみを画像信号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓｐに基づ
いて画像を再生すれば、その画像は被検体22の静脈画像
となる。
毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）の値のうち、負値
のみを画像信号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓｐに基づ
いて画像を再生すれば、その画像は被検体22の静脈画像
となる。
【００４２】＜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２および３はそれぞれ、本
発明の第２実施形態による血管の画像化装置の平面形
状、側面形状を示すものである。なおこれらの図２およ
び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（以下、同様）。
施形態について説明する。図２および３はそれぞれ、本
発明の第２実施形態による血管の画像化装置の平面形
状、側面形状を示すものである。なおこれらの図２およ
び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（以下、同様）。
【００４３】この第２の実施形態の装置においては、図
１に示したものと同様のパーソナルコンピュータ20、画
像モニター21およびステージドライバー24が基部50上に
載置され、それら以外の要素は全てＸ−Ｚステージ51に
搭載されている。このＸ−Ｚステージ51は、ＸおよびＺ
方向、つまり図３中の左右方向および上下方向に移動す
るものであり、その中央部には図２に明示されるように
開口52が設けられている。
１に示したものと同様のパーソナルコンピュータ20、画
像モニター21およびステージドライバー24が基部50上に
載置され、それら以外の要素は全てＸ−Ｚステージ51に
搭載されている。このＸ−Ｚステージ51は、ＸおよびＺ
方向、つまり図３中の左右方向および上下方向に移動す
るものであり、その中央部には図２に明示されるように
開口52が設けられている。
【００４４】例えば人体の手の指等の被検体22は、その
動脈を画像化するのに際して、上記Ｘ−Ｚステージ51の
開口52内に配置される。そしてこのＸ−Ｚステージ51が
ステージドライバー24により駆動されてＸ−Ｚ方向に移
動することにより、被検体22が計測光Ｌ１およびＬ２に
よって２次元的に走査される。それ以外の構成は、基本
的に第１実施形態におけるのと同様である。
動脈を画像化するのに際して、上記Ｘ−Ｚステージ51の
開口52内に配置される。そしてこのＸ−Ｚステージ51が
ステージドライバー24により駆動されてＸ−Ｚ方向に移
動することにより、被検体22が計測光Ｌ１およびＬ２に
よって２次元的に走査される。それ以外の構成は、基本
的に第１実施形態におけるのと同様である。
【００４５】＜第３実施形態＞次に、本発明の第３の実
施形態について説明する。図４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
の図４の装置は、図１の装置と比較すると、本発明で規
定するところの第２の光ヘテロダイン検出系、およびそ
れに関わる構成がさらにもう１系統設けられている点が
基本的に異なるものである。
施形態について説明する。図４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
の図４の装置は、図１の装置と比較すると、本発明で規
定するところの第２の光ヘテロダイン検出系、およびそ
れに関わる構成がさらにもう１系統設けられている点が
基本的に異なるものである。
【００４６】すなわち本実施形態では、図１の構成に加
えて、波長λ1＝930ｎｍの第３の計測光Ｌ３を発するレ
ーザー60と、この第３の計測光Ｌ３用の第３光学系61
と、該第３光学系61から出射した計測光Ｌ３を受光する
第３光検出器62と、第３光検出器62に接続されて計測光
Ｌ３に後述のようにして含まれるビート成分を検出する
第３信号検出部63とが設けられている。第３信号検出部
63が出力するビート信号Ｓ３は、ビート信号Ｓ１および
Ｓ２とともに前述のパーソナルコンピュータ20に入力さ
れる。
えて、波長λ1＝930ｎｍの第３の計測光Ｌ３を発するレ
ーザー60と、この第３の計測光Ｌ３用の第３光学系61
と、該第３光学系61から出射した計測光Ｌ３を受光する
第３光検出器62と、第３光検出器62に接続されて計測光
Ｌ３に後述のようにして含まれるビート成分を検出する
第３信号検出部63とが設けられている。第３信号検出部
63が出力するビート信号Ｓ３は、ビート信号Ｓ１および
Ｓ２とともに前述のパーソナルコンピュータ20に入力さ
れる。
【００４７】第３光学系61は、レーザー60から出射した
計測光Ｌ３を２系統に分岐するハーフミラー64と、ここ
を透過した計測光Ｌ３を反射させるミラー65と、ここで
反射した計測光Ｌ３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22に入射させ
るダイクロイックミラー66と、上記ハーフミラー64で反
射、分岐した計測光Ｌ２を順次反射させるミラー67およ
び68と、被検体22を透過して来た計測光Ｌ３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69と、そこで反射した計測光Ｌ３を
反射させるミラー70と、そこで反射した計測光Ｌ３を上
記ミラー68で反射した計測光Ｌ３と合成させるハーフミ
ラー71とから構成されている。
計測光Ｌ３を２系統に分岐するハーフミラー64と、ここ
を透過した計測光Ｌ３を反射させるミラー65と、ここで
反射した計測光Ｌ３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22に入射させ
るダイクロイックミラー66と、上記ハーフミラー64で反
射、分岐した計測光Ｌ２を順次反射させるミラー67およ
び68と、被検体22を透過して来た計測光Ｌ３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69と、そこで反射した計測光Ｌ３を
反射させるミラー70と、そこで反射した計測光Ｌ３を上
記ミラー68で反射した計測光Ｌ３と合成させるハーフミ
ラー71とから構成されている。
【００４８】そして、上記ミラー67とミラー68との間の
計測光Ｌ３の光路には、例えばＡＯＭから構成されてこ
の計測光Ｌ３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72が挿入されている。
計測光Ｌ３の光路には、例えばＡＯＭから構成されてこ
の計測光Ｌ３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72が挿入されている。
【００４９】この場合も、被検体22を透過した計測光Ｌ
３と、周波数シフター72により周波数シフトが与えられ
た計測光Ｌ３とをハーフミラー71によって合成すると、
合成後の計測光Ｌ３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Ｌ３を受光する第３光検出器62の出力は、例えばバ
ンドパスフィルターとレベル測定器等からなる第３信号
検出部63に入力され、そこで上記ビート成分が検出され
て電気的なビート信号Ｓ３に変換される。
３と、周波数シフター72により周波数シフトが与えられ
た計測光Ｌ３とをハーフミラー71によって合成すると、
合成後の計測光Ｌ３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Ｌ３を受光する第３光検出器62の出力は、例えばバ
ンドパスフィルターとレベル測定器等からなる第３信号
検出部63に入力され、そこで上記ビート成分が検出され
て電気的なビート信号Ｓ３に変換される。
【００５０】第１信号検出部17、第２信号検出部18およ
び第３信号検出部63からは、前述したようにしてなされ
る計測光Ｌ１、Ｌ２およびＬ３の走査に伴って、被検体
22の各走査位置毎にそれぞれビート信号Ｓ１、Ｓ２およ
びＳ３が出力される。
び第３信号検出部63からは、前述したようにしてなされ
る計測光Ｌ１、Ｌ２およびＬ３の走査に伴って、被検体
22の各走査位置毎にそれぞれビート信号Ｓ１、Ｓ２およ
びＳ３が出力される。
【００５１】これらのビート信号Ｓ１、Ｓ２およびＳ３
は、パーソナルコンピュータ20に入力される。パーソナ
ルコンピュータ20は、ビート信号Ｓ１、Ｓ２およびＳ３
の値をそれぞれＩλ1 、Ｉλ2およびＩλ3としたとき、
log（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）の値を求め
る。
は、パーソナルコンピュータ20に入力される。パーソナ
ルコンピュータ20は、ビート信号Ｓ１、Ｓ２およびＳ３
の値をそれぞれＩλ1 、Ｉλ2およびＩλ3としたとき、
log（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）の値を求め
る。
【００５２】パーソナルコンピュータ20は、被検体22の
２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−l
og（Ｉλ3／Ｉλ1）の値のうち正値のみを、その絶対値
に対応した値の画像信号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓ
ｐを画像モニター21に入力させる。なおこのときパーソ
ナルコンピュータ20は、被検体22の２次元走査位置毎に
求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）
の値のうち、ゼロ値および負値に関してはその値に拘わ
らず、自動的に一律の値（例えば最低濃度値を担持する
値）の画像信号Ｓｐに変換する。
２次元走査位置毎に求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−l
og（Ｉλ3／Ｉλ1）の値のうち正値のみを、その絶対値
に対応した値の画像信号Ｓｐに変換し、その画像信号Ｓ
ｐを画像モニター21に入力させる。なおこのときパーソ
ナルコンピュータ20は、被検体22の２次元走査位置毎に
求められるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）
の値のうち、ゼロ値および負値に関してはその値に拘わ
らず、自動的に一律の値（例えば最低濃度値を担持する
値）の画像信号Ｓｐに変換する。
【００５３】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次元画像が
再生表示される。この画像は、被検体22の静脈部分は除
いて、動脈部分のみを示す動脈画像となる。本例におい
ては、log（Ｉλ2／Ｉλ1）の値から画像信号Ｓｐを生
成する場合と比べれば、負値となるlog（Ｉλ3／Ｉ
λ1）の値を減じている分、信号の絶対値を大きく取れ
るようになる。
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、被検体22の静脈部分は除
いて、動脈部分のみを示す動脈画像となる。本例におい
ては、log（Ｉλ2／Ｉλ1）の値から画像信号Ｓｐを生
成する場合と比べれば、負値となるlog（Ｉλ3／Ｉ
λ1）の値を減じている分、信号の絶対値を大きく取れ
るようになる。
【００５４】一方、被検体22の２次元走査位置毎に求め
られるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）の値
のうち、負値のみを画像信号Ｓｐに変換し、その画像信
号Ｓｐに基づいて画像を再生すれば、その画像は被検体
22の静脈画像となる。
られるlog（Ｉλ2／Ｉλ1）−log（Ｉλ3／Ｉλ1）の値
のうち、負値のみを画像信号Ｓｐに変換し、その画像信
号Ｓｐに基づいて画像を再生すれば、その画像は被検体
22の静脈画像となる。
【００５５】＜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５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概略構成図である。こ
の図５の装置は、図１の装置と比較すると、被検体22の
脈波と同期させてビート信号Ｓ１およびＳ２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。
施形態について説明する。図５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概略構成図である。こ
の図５の装置は、図１の装置と比較すると、被検体22の
脈波と同期させてビート信号Ｓ１およびＳ２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。
【００５６】すなわち本実施形態では、図１の構成に加
えて、被検体22の脈波を検出する脈波信号検出部80と、
第１信号検出部17が出力するビート信号Ｓ１を脈波信号
検出部80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81と、第２信号検出部18が出力するビート
信号Ｓ２を脈波信号検出部80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82とが設けられてい
る。
えて、被検体22の脈波を検出する脈波信号検出部80と、
第１信号検出部17が出力するビート信号Ｓ１を脈波信号
検出部80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81と、第２信号検出部18が出力するビート
信号Ｓ２を脈波信号検出部80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82とが設けられてい
る。
【００５７】なお本実施形態では、第１信号検出部17は
バンドパスフィルター17ａとレベル測定部17ｂとから構
成され、同様に第２信号検出部18はバンドパスフィルタ
ー18ａとレベル測定部18ｂとから構成されている。
バンドパスフィルター17ａとレベル測定部17ｂとから構
成され、同様に第２信号検出部18はバンドパスフィルタ
ー18ａとレベル測定部18ｂとから構成されている。
【００５８】上記の各サンプリングは、脈波信号Ｓｃが
示す被検体22の脈波のピーク部分、あるいはボトム部分
等と同期させて実行される。このように脈波と同期検出
されたビート信号Ｓ１およびＳ２を利用して血管を画像
化すれば、脈動による血管径変動の影響を受けないで正
確な動脈画像あるいは静脈画像を得ることができ、さら
には、血液以外の組織による信号減衰を補正することも
できる。
示す被検体22の脈波のピーク部分、あるいはボトム部分
等と同期させて実行される。このように脈波と同期検出
されたビート信号Ｓ１およびＳ２を利用して血管を画像
化すれば、脈動による血管径変動の影響を受けないで正
確な動脈画像あるいは静脈画像を得ることができ、さら
には、血液以外の組織による信号減衰を補正することも
できる。
【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
を示す概略構成図
【図２】本発明の第２実施形態による血管の画像化装置
を示す平面図
を示す平面図
【図３】本発明の第２実施形態による血管の画像化装置
を示す側面図
を示す側面図
【図４】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
を示す概略構成図
【図５】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
を示す概略構成図
【図６】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
び水の吸収スペクトルを示すグラフ
11、12 レーザー 13 第１光学系 14 第２光学系 15 第１光検出器 16 第２光検出器 17 第１信号検出部 18 第２信号検出部 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、35、42 ハーフミラー 31、32、36、38、39、41 ミラー 34、43 周波数シフター 37、40 ダイクロイックミラー 51 Ｘ−Ｚステージ 60 レーザー 61 第３光学系 62 第３光検出器 63 第３信号検出部 64、71 ハーフミラー 65、67、68、70 ミラー 66、69 ダイクロイックミラー 72 周波数シフター 80 脈波信号検出部 81、82 同期検出部
Claims (7)
- 【請求項１】 生体の血液中の酸化型ヘモグロビンと還
元型ヘモグロビンの等吸収点波長と等しい波長の第１の
計測光および、この第１の計測光とは波長が異なる第２
の計測光を発する光源手段と、 前記第１の計測光と第２の計測光とを互いに生体の同一
部分に入射させる入射光学系と、 これら第１の計測光と第２の計測光とを、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が出力したビート成分
検出信号を、前記第１の光ヘテロダイン検出系が出力し
たビート成分検出信号によって正規化した値に基づいて
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２】 前記光源手段が、前記第１の計測光とし
て波長λ1の光を発し、前記第２の計測光として波長λ2
の光を発するものであり、 前記画像信号生成手段が、波長λ1の計測光についての
ビート成分検出信号の値をＩλ1 、波長λ2の計測光に
ついてのビート成分検出信号の値をＩλ2としたとき、l
og（Ｉλ2／Ｉλ1）の値に基づいて前記画像信号を生成
するものであることを特徴とする請求項１記載の血管の
画像化装置。 - 【請求項３】 前記波長λ1が805ｎｍ、波長λ2が760ｎ
ｍであることを特徴とする請求項２記載の血管の画像化
装置。 - 【請求項４】 前記波長λ1が805ｎｍ、波長λ2が930ｎ
ｍであることを特徴とする請求項２記載の血管の画像化
装置。 - 【請求項５】 前記光源手段が、前記第１の計測光とし
て波長λ1の光を発し、前記第２の計測光として波長λ2
の光並びに波長λ3の光を発するものであり、 前記画像信号生成手段が、波長λ1の計測光についての
ビート成分検出信号の値をＩλ1、波長λ2の計測光につ
いてのビート成分検出信号の値をＩλ2、波長λ3の計測
光についてのビート成分検出信号の値をＩλ3としたと
き、log（Ｉλ2／Ｉλ1）の値とlog（Ｉλ3／Ｉλ1）の
値との差分に基づいて前記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１記載の血管の画像化装置。 - 【請求項６】 前記波長λ1が805ｎｍ、波長λ2が760ｎ
ｍ、波長λ3が930ｎｍであることを特徴とする請求項５
記載の血管の画像化装置。 - 【請求項７】 生体の動脈の脈波を検出し、前記第１お
よび第２の計測光のビート成分検出を、この脈波の所定
位相と同期して行なわせる同期検出手段を有することを
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。
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2010087223A1 (ja) * | 2009-01-29 | 2010-08-05 | 株式会社 島津製作所 | 光測定装置 |
| KR101225390B1 (ko) * | 2011-06-02 | 2013-01-22 | 경북대학교 산학협력단 | 맥진 시스템 및 이를 이용한 맥동 추출 방법 |
| JP2013518284A (ja) * | 2010-01-28 | 2013-05-20 | アイ．エス．エス （ユーエスエー）、インコーポレイテッド | デジタル並列周波数蛍光測定のためのシステムおよび方法 |
| KR101434847B1 (ko) | 2012-05-30 | 2014-09-11 | 주식회사진성메디 | 혈관 영상화 장치 |
Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6766187B1 (en) * | 2000-09-18 | 2004-07-20 | Lumenis Inc. | Method for detecting coagulation in laser treatment of blood vessels |
| US6862542B2 (en) * | 2002-01-17 | 2005-03-01 | Charlotte-Mecklenburg Hospital | Erythema measuring device |
| JP3677263B2 (ja) * | 2002-09-30 | 2005-07-27 | 株式会社東芝 | 試料面の高さ位置調整方法 |
| US7081094B2 (en) * | 2003-03-28 | 2006-07-25 | Scimed Life Systems, Inc. | Imaging transducer assembly |
| US7139078B2 (en) * | 2003-07-22 | 2006-11-21 | Hogan Josh N | High resolution analysis system |
| US20080045817A1 (en) * | 2003-12-22 | 2008-02-21 | Koninklijke Philips Electronics Nv | Apparatus and Method for Performing Othogonal Polarized Spectral Imaging (Opsi) |
| US20060100523A1 (en) * | 2004-11-08 | 2006-05-11 | Ogle John S | Noninvasive blood vessel location device and method |
| US20060285104A1 (en) * | 2005-06-15 | 2006-12-21 | Meagan Walsh | Molecular imager |
| US8838210B2 (en) * | 2006-06-29 | 2014-09-16 | AccuView, Inc. | Scanned laser vein contrast enhancer using a single laser |
| US20080061523A1 (en) * | 2006-09-11 | 2008-03-13 | Ed Holand | Removable wheel system for footlockers |
| US20090018414A1 (en) * | 2007-03-23 | 2009-01-15 | Mehrdad Toofan | Subcutanous Blood Vessels Imaging System |
| WO2008117286A2 (en) * | 2007-03-27 | 2008-10-02 | Ariel Navon | Device and method for monitoring blood parameters |
| ES2715633T3 (es) | 2008-05-20 | 2019-06-05 | Univ Health Network | Dispositivo y método para formación de imágenes y supervisión por fluorescencia |
| US8498694B2 (en) * | 2009-07-13 | 2013-07-30 | Entrotech, Inc. | Subcutaneous access device and related methods |
| WO2011116347A1 (en) | 2010-03-19 | 2011-09-22 | Quickvein, Inc. | Apparatus and methods for imaging blood vessels |
| US9199044B2 (en) | 2012-08-06 | 2015-12-01 | Elwha Llc | Devices and methods for wearable injection guides |
| US9550029B2 (en) | 2012-10-30 | 2017-01-24 | Elwha Llc | Systems and methods for guiding injections |
| US10046119B2 (en) | 2012-10-30 | 2018-08-14 | Elwha Llc | Systems and methods for generating an injection guide |
| ES2894912T3 (es) | 2014-07-24 | 2022-02-16 | Univ Health Network | Recopilación y análisis de datos con fines de diagnóstico |
| WO2017125961A1 (en) * | 2016-01-18 | 2017-07-27 | Nec Corporation | Optical transmitter and method for controlling optical carrier frequency |
| CN109247910B (zh) * | 2017-07-12 | 2020-12-15 | 京东方科技集团股份有限公司 | 血管显示设备以及血管显示方法 |
Family Cites Families (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2934190A1 (de) * | 1979-08-23 | 1981-03-19 | Müller, Gerhard, Prof. Dr.-Ing., 7080 Aalen | Verfahren und vorrichtung zur molekuelspektroskopie, insbesondere zur bestimmung von stoffwechselprodukten |
| US4817622A (en) * | 1986-07-22 | 1989-04-04 | Carl Pennypacker | Infrared imager for viewing subcutaneous location of vascular structures and method of use |
| US5137355A (en) * | 1988-06-08 | 1992-08-11 | The Research Foundation Of State University Of New York | Method of imaging a random medium |
| US5101825A (en) * | 1988-10-28 | 1992-04-07 | Blackbox, Inc. | Method for noninvasive intermittent and/or continuous hemoglobin, arterial oxygen content, and hematocrit determination |
| US5277181A (en) * | 1991-12-12 | 1994-01-11 | Vivascan Corporation | Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis |
| IL107396A (en) * | 1992-11-09 | 1997-02-18 | Boehringer Mannheim Gmbh | Method and apparatus for analytical determination of glucose in a biological matrix |
| US5673701A (en) * | 1994-10-07 | 1997-10-07 | Non Invasive Technology, Inc. | Optical techniques for examination of biological tissue |
| US5553615A (en) * | 1994-01-31 | 1996-09-10 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method and apparatus for noninvasive prediction of hematocrit |
| JP3364323B2 (ja) * | 1994-05-17 | 2003-01-08 | 謙 石原 | 非侵襲血液分析装置 |
| US5803909A (en) * | 1994-10-06 | 1998-09-08 | Hitachi, Ltd. | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| JPH08299310A (ja) * | 1995-05-02 | 1996-11-19 | Toa Medical Electronics Co Ltd | 非侵襲血液分析装置およびその方法 |
| AU5665996A (en) * | 1995-05-16 | 1996-11-29 | Afmc Lo/Jaz | System and method for enhanced visualization of subcutaneous structures |
| US6240309B1 (en) * | 1995-10-06 | 2001-05-29 | Hitachi, Ltd. | Optical measurement instrument for living body |
| US5983120A (en) * | 1995-10-23 | 1999-11-09 | Cytometrics, Inc. | Method and apparatus for reflected imaging analysis |
| JP3701031B2 (ja) * | 1995-12-27 | 2005-09-28 | シスメックス株式会社 | 非侵襲血液検査装置 |
| US6048349A (en) * | 1997-07-09 | 2000-04-11 | Intraluminal Therapeutics, Inc. | Systems and methods for guiding a medical instrument through a body |
| JPH11144454A (ja) * | 1997-11-10 | 1999-05-28 | Texas Instr Japan Ltd | 半導体記憶装置 |
| US5947906A (en) * | 1997-11-14 | 1999-09-07 | Dawson, Jr.; Fredric O. | Apparatus for enhanced visual venous examination |
| US6094592A (en) * | 1998-05-26 | 2000-07-25 | Nellcor Puritan Bennett, Inc. | Methods and apparatus for estimating a physiological parameter using transforms |
| AU4970499A (en) * | 1998-07-07 | 2000-01-24 | Lightouch Medical, Inc. | Tissue modulation process for quantitative noninvasive in vivo spectroscopic analysis of tissues |
| US6438396B1 (en) * | 1998-11-05 | 2002-08-20 | Cytometrics, Inc. | Method and apparatus for providing high contrast imaging |
| US6424858B1 (en) * | 1998-11-12 | 2002-07-23 | John L. Williams | Apparatus and method for viewing vasculature of a human being |
| EP1002497B1 (en) * | 1998-11-20 | 2006-07-26 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Blood vessel imaging system |
-
1998
- 1998-11-20 JP JP10330763A patent/JP2000155090A/ja not_active Withdrawn
-
1999
- 1999-11-22 US US09/444,514 patent/US6522911B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2010087223A1 (ja) * | 2009-01-29 | 2010-08-05 | 株式会社 島津製作所 | 光測定装置 |
| CN102281821A (zh) * | 2009-01-29 | 2011-12-14 | 株式会社岛津制作所 | 光测定装置 |
| JP5447396B2 (ja) * | 2009-01-29 | 2014-03-19 | 株式会社島津製作所 | 光測定装置 |
| US9125626B2 (en) | 2009-01-29 | 2015-09-08 | Shimadzu Corporation | Light measurement device |
| JP2013518284A (ja) * | 2010-01-28 | 2013-05-20 | アイ．エス．エス （ユーエスエー）、インコーポレイテッド | デジタル並列周波数蛍光測定のためのシステムおよび方法 |
| KR101225390B1 (ko) * | 2011-06-02 | 2013-01-22 | 경북대학교 산학협력단 | 맥진 시스템 및 이를 이용한 맥동 추출 방법 |
| KR101434847B1 (ko) | 2012-05-30 | 2014-09-11 | 주식회사진성메디 | 혈관 영상화 장치 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6522911B1 (en) | 2003-02-18 |
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| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
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