JP2000210292A - 血管の画像化装置および血管の識別装置並びに周波数偏移測定装置 - Google Patents

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】 計測光Ｌを被検体20に入射させ、Ｘ−Ｙ
−θステージ21により走査させる。ホモダイン干渉光学
系11により計測光Ｌを２系統に分岐し、各計測光Ｌを被
検体20に対して相異なる向きで入射させ、反射した２系
統の計測光Ｌを合成する。ヘテロダイン干渉光学系12に
より、被検体20に入射する前の計測光Ｌを一部分岐し、
それに周波数シフター40によって周波数シフトを与え、
ホモダイン干渉光学系11からの計測光Ｌと合成する。合
成された計測光Ｌを受光素子13で検出し、信号検出器14
によりビート成分を検出する。そしてパーソナルコンピ
ュータ15により、信号検出器14からのビート信号Ｉが示
す、ホモダイン干渉光学系11によるビート成分の周波数
と、所定の閾値との大小関係に基づいて画像信号を生成
する。

Description

【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】また本発明は、動脈と静脈とを識別する装
置に関するものである。

【０００３】さらに本発明は、上記画像化等のために散
乱流体に照射された計測光の周波数が、ドプラー効果に
よって偏移した量を測定する装置に関するものである。

【０００４】

【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。

【０００５】

【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、造影剤投与
時に灼熱感が生じたり、造影剤投与のために動脈へカテ
ーテルを刺入するなど侵襲性が高く、外来で簡単に行な
うのは難しいという問題がある。

【０００６】それに対して、IEEE Journal of Selected
Topics in Quantum ElectronicsVol.2,p1008,1996 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。この画像化技術は、手指を計
測対象としてそこに光を入射させ、生体内を多重散乱し
ながらも直進して透過して来た光を光ヘテロダイン検出
法によって検出し、Ｘ線ＣＴ等で用いられる画像再構成
方法を用いて指の断層像を得るというものである。しか
し、この光透視技術による画像では、血管の存在を認識
することはできていない。

【０００７】また、日本ＭＥ学会雑誌ＢＭＥ Vol.8,No.
5,p41,1994 に示されるように、多数の発光ダイオード
を光源として手掌部を照明し、手内部で散乱した光によ
り浮かび上がった手背側の血管を、高感度ＴＶカメラで
動画として撮像する技術も提案されている。しかし、そ
の場合に画像として写るのは皮下静脈あるいは比較的浅
い領域の血管であり、また、動脈と静脈とを区別するこ
とも不可能である。

【０００８】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、手足の表面から
比較的深い位置にある末梢動脈等も血管以外の軟組織と
区別して画像化でき、さらに、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。

【０００９】また本発明は、被検者に対する負荷が少な
く、動脈と静脈とを明確に識別することができる装置を
提供することを目的とする。

【００１０】さらに本発明は、散乱流体に照射された計
測光の周波数が、ドプラー効果によって偏移した量を測
定できる装置を提供することを目的とする。

【００１１】

【課題を解決するための手段】本発明による第１の血管
の画像化装置は、生体に計測光を照射し、そこからの散
乱反射光を検出して血管を画像化するようにしたもの
で、それに光ホモダイン検出系を適用し、血流速の違い
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。また、この光ホモダイン検出系に光ヘテロダイン検
出系を組み合わせることによって、光ホモダイン検出系
で検出された光のビート成分を、より振幅の大きい信号
として検出できるようにしたものである。

【００１２】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、前記計測光を２系統に分岐し、分岐された各計
測光を生体中の共通の照射点に互いに異なる方向から入
射させる一方、前記照射点で反射した計測光を互いに合
成するホモダイン干渉光学系と、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、前記ホモダ
イン光学系から出射した計測光と合成するヘテロダイン
干渉光学系、このヘテロダイン干渉光学系により分岐が
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、および前記ヘテロダイン干渉
光学系で合成された後の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
ロダイン検出系が出力したビート成分検出信号の、前記
ホモダイン干渉光学系によるビート成分の周波数の値に
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
るものである。

【００１３】なお上記画像信号生成手段は、例えば、前
記ホモダイン干渉光学系によるビート成分の周波数が所
定の閾値よりも大となるときは、生体の動脈部分を示す
画像信号を生成するように、一方、ホモダイン干渉光学
系によるビート成分の周波数が所定の閾値よりも小とな
るときは、生体の静脈部分を示す画像信号を生成するよ
うに構成される。

【００１４】また上記構成の血管の画像化装置において
は、ホモダイン干渉光学系によって分岐された各計測光
の、前記共通の照射点に対する入射の方向が変化するよ
うに、生体とホモダイン干渉光学系との相対位置を調整
する位置調整手段が設けられるのが望ましい。

【００１５】さらに、この第１の血管の画像化装置にお
いては、画像化対象の血管における血流速が所定の値と
なる時点を検出してタイミング信号を出力する同位相点
検出手段が設けられ、前記画像信号生成手段がこのタイ
ミング信号に基づいて、血流速がほぼ最高となる時点の
前記ビート成分検出信号をサンプリングして、そのビー
ト成分検出信号を前記画像信号の生成に供するように構
成されるのが望ましい。

【００１６】そのようにする場合、上記の同位相点検出
手段としては、生体の脈波を検出する手段や、前記ホモ
ダイン干渉光学系によるビート成分の周波数が最高周波
数を取った時点を検出する手段等を適用することができ
る。

【００１７】また、本発明による第２の血管の画像化装
置は、生体に計測光を照射し、そこからの反射光を検出
して血管を画像化するようにし、さらには、干渉光学系
により血流の向きの違い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。また、この干渉光学系に光
ヘテロダイン検出系を組み合わせることによって、干渉
光学系で検出された光のビート成分を、より振幅の大き
い信号として検出でき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２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、前記計測光を２系統に分岐し、分岐された各計
測光を生体中の共通の照射点に互いに異なる方向から入
射させる一方、この照射点で反射した計測光を互いに合
成する第１の光学系、およびこの第１の光学系により分
岐がなされて２系統の光路を進む計測光に互いに周波数
差を与える第１の周波数シフターからなる干渉光学系
と、前記計測光の一部を前記第１の光学系に入射する前
の光路から分岐した後、該第１の光学系から出射した計
測光と合成する第２の光学系、この第２の光学系により
分岐がなされて２系統の光路を進む計測光に周波数差を
与える第２の周波数シフター、および前記第２の光学系
で合成された後の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
ン検出系が出力したビート成分検出信号の、前記干渉光
学系によるビート成分の周波数の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ことを特徴とす
るものである。

【００１９】なお上記画像信号生成手段は、例えば、前
記干渉光学系によるビート成分の周波数が所定の閾値よ
りも大となるときは、生体の動脈部分を示す画像信号を
生成するように、一方、干渉光学系によるビート成分の
周波数が所定の閾値よりも小となるときは、生体の静脈
部分を示す画像信号を生成するように構成される。

【００２０】また上記構成の血管の画像化装置において
は、干渉光学系によって分岐された各計測光の、前記共
通の照射点に対する入射の方向が変化するように、生体
と干渉光学系との相対位置を調整する位置調整手段が設
けられるのが望ましい。

【００２１】あるいは、このような位置調整手段が設け
られる代わりに、前記干渉光学系が２系統設けられて、
これらの干渉光学系の一方における２系統の計測光の前
記照射点への入射方向が、前記照射点に対面する面に写
影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向
（ｘ方向）に設定され、これらの干渉光学系の他方にお
ける２系統の計測光の前記照射点への入射方向が、前記
面に写影されたとき前記直線と直角になる方向（ｙ方
向）に設定され、前記画像信号生成手段が、前記２系統
の干渉光学系によるビート成分の周波数偏移量をそれぞ
れｆｘ，ｆｙとしたとき、ｆｘ^２＋ｆｙ^２ の値に基づ
いて画像信号を生成するように構成されてもよい。

【００２２】また、上述のような位置調整手段が設けら
れる代わりに、前記干渉光学系が２系統設けられて、こ
れらの干渉光学系の一方における２系統の計測光の前記
照射点への入射方向が、前記照射点に対面する面に写影
されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に設
定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の計
測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影された
とき前記直線と角度θ（０°＜θ＜90°）をなす方向に
設定され、前記画像信号生成手段が、前記２系統の干渉
光学系によるビート成分の周波数偏移量をそれぞれｆ
ｘ’，ｆｙ’としたとき、これらｆｘ’およびｆｙ’の
値に基づいて画像信号を生成するように構成されてもよ
い。

【００２３】さらに、この第２の血管の画像化装置にお
いては、画像化対象の血管における血流速が所定の値と
なる時点を検出してタイミング信号を出力する同位相点
検出手段が設けられ、前記画像信号生成手段がこのタイ
ミング信号に基づいて、血流速がほぼ最高となる時点の
前記ビート成分検出信号をサンプリングして、そのビー
ト成分検出信号を前記画像信号の生成に供するように構
成されるのが望ましい。

【００２４】そのようにする場合、上記の同位相点検出
手段としては、生体の脈波を検出する手段や、前記干渉
光学系によるビート成分の周波数が最高周波数を取った
時点を検出する手段等を適用することができる。

【００２５】一方、本発明による血管の識別装置は、生
体に入射する計測光を発する光源手段と、検出する前記
計測光による第１のビート成分の周波数が、血流とのド
プラー効果により血流速に応じて変化するように構成さ
れた第１の干渉光学系と、この第１の干渉光学系が検出
するビート成分の周波数と異なる周波数で変調された局
発光と信号光とを干渉させることにより、前記ビート成
分の周波数と異なる周波数の第２のビート成分を生じさ
せる第２の干渉光学系と、前記第２のビート成分による
ビート信号の、前記局発光の変調周波数からの周波数偏
移を測定する偏移測定手段と、この偏移測定手段が求め
た周波数偏移の大きさと所定の閾値との大小関係に基づ
いて、前記血流の有る血管が動脈であるか静脈であるか
を識別する識別手段とからなることを特徴とするもので
ある。

【００２６】なお、この本発明による血管の識別装置に
おいては、第１の干渉光学系により分岐された各計測光
の、共通の照射点に対する入射の方向が変化するよう
に、生体と第１の干渉光学系との相対位置を調整する位
置調整手段が設けられるのが望ましい。

【００２７】また、上記第１の干渉光学系は２系統設け
られて、これらの干渉光学系の一方における２系統の計
測光の照射点への入射方向が、照射点に対面する面に写
影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に
設定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の
計測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影され
たとき前記直線と直角になる方向に設定され、その上で
前記識別手段は、前記２系統の干渉光学系によるビート
成分の周波数偏移量をそれぞれｆｘ，ｆｙとしたとき、
ｆｘ^２＋ｆｙ^２ の値に基づいて血流速と血流方向とを
求めるように構成されるのが望ましい。

【００２８】あるいは、上記第１の干渉光学系が２系統
設けられて、これらの干渉光学系の一方における２系統
の計測光の照射点への入射方向が、照射点に対面する面
に写影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方
向に設定され、これらの干渉光学系の他方における２系
統の計測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影
されたとき前記直線と角度θ（０°＜θ＜90°）をなす
方向に設定され、前記識別手段が、前記２系統の干渉光
学系によるビート成分の周波数偏移量をそれぞれｆ
ｘ’，ｆｙ’としたとき、これらｆｘ’およびｆｙ’の
値に基づいて血流速と血流方向とを求めるように構成さ
れてもよい。

【００２９】さらに、本発明による血管の識別装置にお
いては、識別対象の血管における血流速が所定の値とな
る時点を検出してタイミング信号を出力する同位相点検
出手段が設けられ、前記識別手段がこのタイミング信号
に基づいて、血流速がほぼ最高となる時点のビート成分
検出信号をサンプリングして、そのビート成分検出信号
を血管識別に供するように構成されるのが望ましい。

【００３０】その場合、同位相点検出手段としては、生
体の脈波を検出する手段から構成することもできるし、
あるいは、第１の干渉光学系によるビート成分の周波数
が最高周波数を取った時点を検出する手段から構成する
こともできる。

【００３１】他方、本発明による周波数偏移測定装置
は、散乱流体に入射する計測光を発する光源手段と、検
出する前記計測光による第１のビート成分の周波数が、
前記散乱流体とのドプラー効果により散乱流体流速に応
じて変化するように構成された第１の干渉光学系と、こ
の第１の干渉光学系が検出する第１のビート成分の周波
数と異なる周波数で変調された局発光と信号光とを干渉
させることにより、前記ビート成分の周波数と異なる周
波数の第２のビート成分を生じさせる第２の干渉光学系
と、前記第２のビート成分によるビート信号の、前記局
発光の変調周波数からの周波数偏移を測定する偏移測定
手段とからなることを特徴とするものである。

【００３２】なお上記第１の干渉光学系は、例えばホモ
ダイン干渉光学系や、あるいはヘテロダイン干渉光学系
からなるものが好適に用いられ得る。

【００３３】また上記偏移測定手段は、測定した周波数
偏移の大きさから散乱流体の流速の絶対値を求めるよう
に構成されるのが望ましい。

【００３４】

【発明の効果】まず、本発明による第１の血管の画像化
装置における作用について説明する。この装置における
上述のホモダイン干渉光学系により計測光を２系統に分
岐し、分岐された各計測光を生体上の共通の照射点に互
いに異なる方向から入射させ、そしてこの照射点で散乱
反射した計測光を互いに合成する際、照射点において流
体が流れていると、反射した計測光の周波数がドプラー
効果により偏移する。

【００３５】分かりやすいように、２系統の計測光の一
方が、生体に対面する面内の２点の一方を通過して散乱
反射後に光軸上を通過する光路を辿り、２系統の計測光
の他方が上記２点の他方を通過して散乱反射後に光軸上
を通過する光路を辿る場合を考えると、散乱反射点が速
度成分を有している場合、一方の計測光の周波数偏移は
Δｆとなり、他方の計測光の周波数偏移は−Δｆとな
る。そこで、これら２系統の計測光を散乱反射後に合成
すると、計測光には干渉によって周波数２Δｆのビート
成分が発生する。

【００３６】したがって、計測光の走査位置毎に周波数
２Δｆのビート成分の有無を観測し、画像信号生成手段
により、例えばこのビート成分が観測されたときは高濃
度を担持する画像信号を生成し、ビート成分が観測され
ないときは比較的低濃度のバックグラウンドを担持する
画像信号を生成すれば、流体が流れている部分つまり血
管部を、他の軟組織と区別して高濃度で示す画像を得る
ことができる。

【００３７】そして、動脈部分と静脈部分は、以下のよ
うにして識別することができる。上述した周波数偏移量
Δｆは流体流速に比例し、また動脈では静脈よりも血流
速が速いので、計測光が動脈部分を照射した場合の周波
数偏移量Δｆａは、静脈部分を照射した場合の周波数偏
移量Δｆνと比べて、より大きな値をとる。そこで画像
信号生成手段において、ビート成分検出信号（ビート信
号）の周波数２Δｆに対して適当な閾値を設定し、ビー
ト信号周波数２Δｆがこの閾値を上回るときは動脈部分
を示す画像信号を生成し、ビート信号周波数２Δｆがこ
の閾値を下回るときは静脈部分を示す画像信号を生成す
れば、動脈部分と静脈部分とを互いに識別して画像化す
ることができる。

【００３８】また、特にこのような閾値処理は行なわな
くても、例えばビート信号周波数２Δｆの値が大である
ほどより高濃度を担持する画像信号を生成する等によ
り、動脈部分と静脈部分とを濃度（輝度）差によって互
いに識別して画像化することができる。

【００３９】なお、生体の血管部分で反射する計測光は
極めて弱いものであるから、上記のビート信号も本来極
めて微弱である。しかし本発明においては、前述した通
りのヘテロダイン干渉光学系、周波数シフター、および
ビート成分検出手段からなる光ヘテロダイン検出系を設
けて、この光ヘテロダイン検出系が出力したビート信号
を検出しているので、ホモダイン干渉光学系によるビー
ト成分を示す信号の振幅は、光ヘテロダイン検出系によ
るビート成分が重畳されて、原理的には、ホモダイン検
出系および光ヘテロダイン検出系によるビート信号振幅
を各々Ａ１、Ａ２として（Ａ２／Ａ１）^１／２ 倍に増
幅される。そこで、光ヘテロダイン検出系によるビート
信号はその光量を任意に設定可能であるから、それを適
宜設定することによりビート信号を高Ｓ／Ｎで検出可能
となり、手足の表面から比較的深い位置にある末梢動脈
等も明確に画像化できるようになる。

【００４０】また本発明の第１の血管の画像化装置にお
いて、ホモダイン干渉光学系によって分岐された各計測
光の、共通の照射点に対する入射の方向が変化するよう
に、生体とホモダイン干渉光学系との相対位置を調整す
る位置調整手段が設けられていると、ビート信号をより
高Ｓ／Ｎで検出可能となる。

【００４１】すなわち、前述したように２系統の計測光
が、生体に対面する面内の２点から相対する方向でそれ
ぞれ入射する場合を考えると、ホモダイン干渉光学系に
よるビート成分の振幅は、血流が上記２点を結ぶ直線と
平行な向きになっているとき最大となる。上述の位置調
整手段が設けられていれば、それを操作することによっ
て、計測光の入射の向きと血流の向きとの関係を上記の
ように設定し、高レベルのビート信号を得ることができ
る。

【００４２】なおその際には、計測光の入射の向きと血
流の向きを特に確認する必要はなく、ビート信号をモニ
ターしながら位置調整手段を操作して、ビート信号が最
大強度を示したときにそれをサンプリングすればよい。

【００４３】一方、動脈流の流速は脈動に応じて変動
し、その最低流速が静脈流の流速に極めて近づくことも
ある。したがって、そのように動脈流が最低流速となっ
ているときにビート成分を検出すると、動脈と静脈との
識別が不正確になることもあり得る。

【００４４】しかしここで、前述したように画像化対象
の血管における血流速が所定の値となる時点を検出して
タイミング信号を出力する同位相点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タイミング信号に
基づいて、血流速がほぼ最高となる時点のビート信号を
サンプリングして、そのビート信号を画像信号の生成に
供するように構成されていると、動脈を画像化する際
に、常に動脈流が最高流速となる時点のビート信号に基
づいて画像信号を生成可能となり、動脈流の流速変動の
ために動脈と静脈との識別が不正確になることを防止で
きる。

【００４５】次に、本発明による第２の血管の画像化装
置における作用について説明する。この装置の干渉光学
系により計測光を２系統に分岐し、分岐された各計測光
を生体上の共通の照射点に互いに異なる方向から入射さ
せ、そしてこの照射点で反射した計測光を互いに合成す
る際、照射点において流体が流れていると、反射した計
測光の周波数がドプラー効果により偏移する。

【００４６】分かりやすいように、２系統の計測光の周
波数が各々ω＋Δω、ω（Δωは第１の周波数シフター
による周波数シフト量）であって、それらの一方が、生
体に対面する面内の２点の一方を通過して散乱反射後に
光軸上を通過する光路を辿り、他方は上記面内の２点の
他方を通過して散乱反射後に光軸上を辿る場合を考える
と、周波数偏移により一方の計測光の周波数はω＋Δω
＋ｆａ（ｆａ：周波数偏移量）となり、他方の計測光の
周波数はω−ｆａとなる。そこで、これら２系統の計測
光を反射後に合成すると、計測光には干渉によって周波
数＝ω＋Δω＋ｆａ−（ω−ｆａ）＝Δω＋２ｆａのビ
ート成分が発生する。また、流体の流れの方向が上記と
正反対であれば、そのときの周波数偏移量をｆνとし
て、周波数＝ω＋Δω−ｆν−（ω＋ｆν）＝Δω−２
ｆνのビート成分が発生する。

【００４７】人体の手指部分等では、動脈流と静脈流は
互いにほぼ反対方向に流れているので、計測光が動脈部
分を照射している場合と、静脈部分を照射している場合
とで、ビート成分の周波数は上述の通りに変化する。

【００４８】そこで画像信号生成手段において、ビート
成分検出信号（ビート信号）の周波数に対してΔωと同
程度の適当な閾値を設定し、ビート信号周波数がこの閾
値を上回るときは動脈部分を示す画像信号を生成し、ビ
ート信号周波数がこの閾値を下回るときは静脈部分を示
す画像信号を生成する等により、動脈部分と静脈部分と
を互いに識別して画像化することができる。

【００４９】なお、周波数が各々ω＋Δω、ωの計測光
の入射方向と、動脈流および静脈流の方向との相対関係
によっては、上記と反対に、計測光が動脈部分を照射し
ている場合は周波数シフト量Δωを低下させる方向に周
波数が偏移し、計測光が静脈部分を照射している場合は
周波数シフト量Δωを増大させる方向に周波数が偏移す
る。

【００５０】また、特に上述のような閾値処理は行なわ
なくても、例えばビート信号周波数の値が大であるほど
より高濃度を担持する画像信号を生成する等により、動
脈部分と静脈部分とを濃度（輝度）差によって互いに識
別して画像化することができる。

【００５１】なお、生体の血管部分で反射する計測光は
極めて弱いものであるから、上記のビート信号も本来極
めて微弱である。しかし本発明においては、前述した通
りの第２の光学系、第２の周波数シフター、およびビー
ト成分検出手段からなる光ヘテロダイン検出系を設け
て、この第２の光ヘテロダイン検出系が出力したビート
信号を検出しているので、干渉光学系（第１のヘテロダ
イン干渉光学系）によるビート成分を示す信号の振幅
は、第２の光ヘテロダイン検出系によるビート成分が重
畳されて、原理的には、干渉光学系および第２の光ヘテ
ロダイン検出系によるビート信号振幅を各々Ａ１、Ａ２
として（Ａ２／Ａ１）^１／２ 倍に増幅される。そこ
で、ビート信号を高Ｓ／Ｎで検出可能となり、手足の表
面から比較的深い位置にある末梢動脈等も明確に画像化
できるようになる。

【００５２】また本発明の第２の血管の画像化装置にお
いて、干渉光学系によって分岐された各計測光の、共通
の照射点に対する入射の方向が変化するように、生体と
干渉光学系との相対位置を調整する位置調整手段が設け
られていると、ビート信号をより高Ｓ／Ｎで検出可能と
なる。

【００５３】すなわち、前述したように２系統の計測光
の一方が、生体に対面する面内の２点の一方を通過して
散乱反射後に光軸上を通過する光路を辿り、２系統の計
測光の他方が上記面内の２点の他方を通過して散乱反射
後に同様に光軸上の光路を辿る場合を考えると、干渉光
学系によるビート成分の振幅は、血流が上記２点を結ぶ
直線と平行な向きになっているとき最大となる。上述の
位置調整手段が設けられていれば、それを操作すること
によって、計測光の入射の向きと血流の向きとの関係を
上記のように設定し、高レベルのビート信号を得ること
ができる。

【００５４】なおその際には、計測光の入射の向きと血
流の向きを特に確認する必要はなく、ビート信号をモニ
ターしながら位置調整手段を操作して、ビート信号が最
大強度を示したときにそれをサンプリングすればよい。

【００５５】また、前述したように干渉光学系が２系統
設けられて、これらの干渉光学系の一方における２系統
の計測光の照射点への入射方向が、照射点に対面する面
に写影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方
向（ｘ方向）に設定され、これらの干渉光学系の他方に
おける２系統の計測光の照射点への入射方向が、前記面
に写影されたとき前記直線と直角になる方向（ｙ方向）
に設定され、その上で画像信号生成手段が、それら２系
統の干渉光学系によるビート成分の周波数偏移量をそれ
ぞれｆｘ，ｆｙとしたとき、ｆｘ^２＋ｆｙ^２ の値に基
づいて画像信号を生成するように構成された場合は、計
測光の入射の向きと血流の向きを特に上記のように設定
しなくても、同様の効果が得られる。

【００５６】すなわち、上記ｘ方向、ｙ方向に対して任
意の方向に流れる血流が存在するとき、図１６に示すよ
うに血流の速度をｖとし、ｘ方向速度成分をｖx、ｙ方
向速度成分をｖyとすると、ｖ^２ ＝ｖx^２ ＋ｖy^２
である。そしてビート成分の周波数偏移量ｆｘ，ｆｙは
それぞれｖx、ｖyに比例するから、ｆｘ^２＋ｆｙ^２の値
に基づいて画像信号を生成すれば、これはｖ^２の値に基
づいて、さらにはｖの値に基づいて画像信号を生成する
ことになり、結局、血流速度ｖの方向のみについてドプ
ラー効果が生じた場合（これは、計測光の入射の向きと
血流の向きとの関係が、位置調整手段により上記のよう
に設定されている場合である）のビート信号周波数に基
づいて画像信号を生成するのと同じ効果が得られる。

【００５７】以上、ｘ方向とｙ方向とが互いに直角な場
合について説明したが、本発明の第２の血管の画像化装
置において干渉光学系が２系統設けられて、これらの干
渉光学系の一方における２系統の計測光の照射点への入
射方向が、照射点に対面する面に写影されたとき該面内
を一方向に延びる直線となる方向（ｘ’方向）に設定さ
れ、これらの干渉光学系の他方における２系統の計測光
の照射点への入射方向が、前記面に写影されたとき前記
直線と角度θ（０°＜θ＜90°）をなす方向（ｙ’方
向）に設定された場合でも、動脈と静脈とを識別して画
像化することが可能である。以下、その点について詳し
く説明する。

【００５８】上記のｘ’方向およびｙ’方向を図１７に
示すように規定し、それらの方向の速度成分を各々ｖ
_１ 、ｖ_２ とする。それらの方向なす角度を上述の通
りθ（０°＜θ＜90°）とし、また、ｘ’方向と血流方
向とがなす角度をφとする。ここでまず、血流速度ｖお
よび血流方向φを求めることを考える。図１７より

【数１】 となる。上記式（２）よりｖsinφ＝ｖ_２ sinθ………
（３）となる。この（３）式を（１）式に代入すると、

【数２】

【数３】 以上の（数２）および（数３）式より

【数４】 として血流速度ｖおよび血流方向φを求めることができ
る。血流速度ｖが分かれば、動脈と静脈との間の血流速
の差から、それらを互いに識別して画像化できることは
既述の場合と同様である。

【００５９】以上説明した本発明による血管の画像化装
置においては、計測光が血管部分を照射した場合の周波
数偏移量が、動脈を照射した場合と静脈を照射した場合
とで異なることを利用し、動脈を静脈から区別して画像
化するものであって、画像化の過程でビート成分検出信
号（ビート信号）の周波数偏移量を求めている。そこで
このビート信号の周波数偏移量に基づけば、動脈と静脈
とを区別することができる。本発明による血管の識別装
置は、以上の仕組みによって血管を識別するものであ
る。

【００６０】また本発明による周波数偏移測定装置は、
上記の周波数偏移量を求める手法を、散乱流体全般を対
象とした場合の周波数偏移測定に適用して、正確に周波
数偏移を測定可能としたものである。

【００６１】

【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。

【００６２】＜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（周波数ω）の計測
光Ｌを発するレーザー10と、ホモダイン干渉光学系11
と、ヘテロダイン干渉光学系12と、このヘテロダイン干
渉光学系12から出射した計測光Ｌを受光する受光素子13
と、この受光素子13に接続された信号検出器14と、この
信号検出器14に接続されて該信号検出器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15と、
このパーソナルコンピュータ15に接続された、例えばＣ
ＲＴ表示装置等からなる画像モニター16とを有してい
る。

【００６３】また、血管画像化の対象である被検体（例
えば人体の指等）20を載置して２次元方向に移動し、か
つ回転し得るＸ−Ｙ−θステージ21が設けられている。
このＸ−Ｙ−θステージ21の駆動は、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。さ
らに、被検体20を提供している人体25には心電計からな
る同期用心拍信号検出手段26が取り付けられている。こ
の同期用心拍信号検出手段26は、パーソナルコンピュー
タ15に接続されている。

【００６４】ホモダイン干渉光学系11は、レーザー10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をさらに２系統に分
岐するハーフミラー31と、このハーフミラー31で反射し
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を反射させる一方、上記ハーフミラー30
を透過して来た計測光Ｌを透過させて、これら２系統の
計測光Ｌを互いに芯ズレした状態で平行に進行するよう
に合成するハーフミラー33と、このハーフミラー33を経
た２系統の計測光Ｌを被検体20の内部で収束させる集光
レンズ34と、被検体20で反射した計測光Ｌを反射させ
て、被検体20に向かう計測光Ｌの光路から分岐させるハ
ーフミラー35と、このハーフミラー35で反射した計測光
Ｌを集光する集光レンズ36および37とから構成されてい
る。ここで、集光レンズ37から出射する計測光Ｌは、ヘ
テロダイン干渉光学系12の信号光Ｌ_Ｓとなる。

【００６５】一方ヘテロダイン干渉光学系12は、上記の
ハーフミラー31、35および集光レンズ36、37に加えて、
ハーフミラー31を透過して来た計測光Ｌを反射させるミ
ラー38と、ここで反射した計測光Ｌとハーフミラー35で
反射後に集光レンズ36および37によって集光された計測
光Ｌとを合成するハーフミラー39とを設けて構成されて
いる。

【００６６】そして、上記ミラー38で反射した計測光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Δωの所定の周波数シフトを与える周波数
シフター40が挿入されている。ここで、上記中心周波数
Δωの周波数シフトが与えられた計測光Ｌは、ヘテロダ
イン干渉光学系12の局発光Ｌ_Ｌとなる。

【００６７】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20の血管画像を得る際
には、レーザー10から発せられた計測光Ｌが被検体20に
照射され、それとともにＸ−Ｙ−θステージ21の駆動に
より、レーザー10が被検体20をＸ−Ｙ方向に２次元走査
する。このとき、前述したように２系統の計測光Ｌが互
いに芯ズレした状態で集光レンズ34に入射するので、こ
れら２系統の計測光Ｌが被検体20内の共通の照射点に互
いに異なる方向から入射する。

【００６８】図２は、この状態を概略的に示すものであ
る。ここに図示の通り、一方の系統の計測光Ｌは実線表
示の光路を辿って照射点Ｐに至り、そこで散乱反射後は
集光レンズ34により集光され、光軸上を辿って被検体20
から出射する。また他方の系統の計測光Ｌは破線表示の
光路を辿って照射点Ｐに至り、そこで散乱反射後は同様
に集光レンズ34により集光され、光軸上を辿って被検体
20から出射する。

【００６９】このとき照射点Ｐが血管部にあると、血流
の影響で、散乱反射した各計測光Ｌの周波数がドプラー
効果により偏移する。この場合、一方の系統の計測光Ｌ
における周波数偏移をΔｆとすると、他方の計測光Ｌの
周波数偏移は−Δｆとなる。これら２系統の計測光Ｌは
散乱反射後に集光レンズ34により合成されるが、それぞ
れの周波数が上記のように偏移しているので、合成後の
計測光Ｌすなわち信号光Ｌ_Ｓには干渉によって周波数２
Δｆのビート成分が発生する。

【００７０】このホモダイン干渉光学系11によるビート
成分を含む信号光Ｌ_Ｓはハーフミラー35により、被検体
20に向かう計測光Ｌの光路から分岐され、集光レンズ36
および37によって集光された後、ヘテロダイン干渉光学
系12のハーフミラー39に入射する。このハーフミラー39
には、周波数シフター40により中心周波数Δωの周波数
シフトが与えられた局発光Ｌ_Ｌも入射し、そこで上記集
光レンズ36および37からの信号光Ｌ_Ｓと合成される。

【００７１】こうしてヘテロダイン干渉光学系12によっ
て合成された後の計測光Ｌには、干渉によって中心周波
数Δωのビート成分が発生し、それと上記周波数２Δｆ
のビート成分が重畳されるので、この周波数２Δｆのビ
ート成分の振幅は原理的に、ホモダイン検出系および光
ヘテロダイン検出系によるビート信号振幅を各々Ａ１、
Ａ２として（Ａ２／Ａ１）^１／２ 倍に増幅される。

【００７２】ハーフミラー39を経た計測光Ｌは、受光素
子13によって光電的に検出される。この受光素子13の出
力は、上記周波数２Δｆのビート成分によるビート信号
Ｉを含むものであり、該出力は信号検出器14に入力され
る。この信号検出器14は、例えばバンドパスフィルター
とレベル検出器等から構成されたもので、上記ビート信
号Ｉを抽出してパーソナルコンピュータ15に入力する。

【００７３】パーソナルコンピュータ15は、ビート信号
Ｉの周波数２Δｆに対して図３に示すような閾値ｆｔを
設定し、周波数２Δｆがこの閾値ｆｔを上回るときは比
較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号を、周波数２
Δｆが閾値以下の場合は比較的低濃度（高輝度）のバッ
クグラウンドを担持する画像信号を生成し、それらの画
像信号を画像モニター16に入力させる。

【００７４】先に述べた通り、ホモダイン干渉光学系11
による周波数偏移量Δｆは流体流速に比例し、また動脈
では静脈よりも血流速が速いので、計測光Ｌが動脈部分
を照射した場合の周波数偏移量Δｆａは、静脈部分を照
射した場合の周波数偏移量Δｆνと比べて、より大きな
値をとる。図３に示す通り閾値ｆｔは、実験あるいは経
験に基づいて求められた周波数２Δｆａと２Δｆνとの
間に設定されたものである。したがって、パーソナルコ
ンピュータ15によって生成される上記高濃度（低輝度）
を担持する画像信号は、動脈部分を示すものとなる。

【００７５】パーソナルコンピュータ15からは、計測光
Ｌの２次元走査位置毎にこのような画像信号、あるいは
バックグラウンドを担持する画像信号が生成される。そ
こでこれらの画像信号に基づいて、画像モニター16にお
いて画像を表示させれば、動脈部分のみが比較的高濃度
で示された画像が得られる。

【００７６】なお、周波数２Δｆが閾値ｆｔを下回ると
きは比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号を、周
波数２Δｆが閾値以上の場合は比較的低濃度（高輝度）
のバックグラウンドを担持する画像信号を生成し、それ
らの画像信号を画像モニター16に入力すれば、静脈部分
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。

【００７７】ここで、生体の血管部分で反射する計測光
Ｌは極めて弱いものであるから、上記のビート信号Ｉも
本来極めて微弱である。しかし、上述した通り本装置に
おいては、光ヘテロダイン検出系を設けたことによりビ
ート信号Ｉの振幅は、光ヘテロダイン検出系を設けない
場合と比べて前述の通りに増幅されている。そこで、ビ
ート信号Ｉを高Ｓ／Ｎで検出可能となり、手足の表面か
ら比較的深い位置にある末梢動脈等も明確に画像化でき
るようになる。

【００７８】なおＸ−Ｙ−θステージ21は、既述のよう
にＸ−Ｙ方向に移動し得る他、図１においてほぼ左右方
向に延びる軸を中心としてθ方向に回転可能である。以
下、このＸ−Ｙ−θステージ21の回転に関して、図４も
参照して説明する。

【００７９】この図４は、集光レンズ34から被検体20に
向けて出射する２系統の計測光Ｌと、血流との相対位置
関係を示すものである。ホモダイン干渉光学系11による
ビート成分の振幅は、同図（１）のように、被検体20に
対面する面内で２系統の計測光Ｌを結ぶ直線ａ−ａ’に
対して血流が平行な向きになっているときに最大とな
る。そこで、同図（２）のように、直線ａ−ａ’に対し
て血流が平行になっていない場合は、同図（３）のよう
にＸ−Ｙ−θステージ21を回転させて、ホモダイン干渉
光学系11に対する被検体20の相対位置を調整することに
より、同図（１）の状態に設定することができる。この
ようにすれば、ビート信号Ｉをより高Ｓ／Ｎで検出可能
となる。

【００８０】なおその際には、計測光Ｌの入射の向きと
血流の向きを特に確認する必要はなく、ビート信号Ｉを
モニターしながらＸ−Ｙ−θステージ21を操作して、ビ
ート信号Ｉが最大強度を示したときにそれをサンプリン
グすればよい。

【００８１】しかし、被検体20が手指等であって、画像
化対象の血管の延びる方向が分かりやすい場合は、ホモ
ダイン干渉光学系11と被検体20との相対位置を調整する
ことは、必ずしも必要ではない。つまり図５に示すよう
に、被検体20である手指において動脈20ａはほぼ手指の
長手方向に延びているので、この方向に対して上記直線
ａ−ａ’が平行となるように予め被検体20を固定すれば
よい。なお図５中の20ｖは、静脈を示している。

【００８２】一方、動脈流の流速は脈動に応じて変動
し、その最低流速が静脈流の流速に極めて近づくことも
ある。したがって、そのように動脈流が最低流速となっ
ているときにホモダイン干渉光学系11によるビート成分
を検出すると、動脈と静脈との識別が不正確になること
もあり得る。

【００８３】同期用心拍信号検出手段26は、この問題の
発生を防止するために設けられている。つまり、同位相
点検出手段としてのこの同期用心拍信号検出手段26は、
図６（１）に示すような心電計の出力波形をモニター
し、最高電位が検出された時点でパーソナルコンピュー
タ15にタイミング信号Ｓｔを入力する。パーソナルコン
ピュータ15は、このタイミング信号Ｓｔが入力されてか
ら所定時間が経過した時点でビート信号Ｉをサンプリン
グして、そのビート信号Ｉを画像信号の生成に供する。

【００８４】図６（２）には、動脈血流速の変化の様子
を概略的に示してある。この動脈血流速は、同図（１）
の心電計出力波形と時間軸上で図示の通りに対応してい
る。そこで、パーソナルコンピュータ15がタイミング信
号Ｓｔに基づいて上記のようにビート信号Ｉをサンプリ
ングすれば、常に動脈流がほぼ最高流速となる時点のビ
ート信号Ｉから画像信号を生成可能となり、動脈流の流
速変動のために動脈と静脈との識別が不正確になること
を防止できる。

【００８５】＜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７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７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）。

【００８６】この第２の実施形態の装置においては、図
１の装置におけるＸ−Ｙ−θステージ21と同様に２次元
移動および回転が可能なピックアップ50が設けられ、こ
のピックアップ50には集光レンズ34と、ハーフミラー35
と、集光レンズ36および37とが搭載されている。さらに
このピックアップ50には、ハーフミラー35越しに集光レ
ンズ34上の互いに異なる位置に対向するロッドレンズ51
および52が固定されている。

【００８７】一方ピックアップ50の外には、ハーフミラ
ー30を透過した計測光Ｌが入射する位置にロッドレンズ
53が、ハーフミラー31で反射した計測光Ｌが入射する位
置にロッドレンズ54が、そしてハーフミラー39越しに受
光素子13に対向する位置にロッドレンズ55がそれぞれ配
設されている。

【００８８】ロッドレンズ53は、光ファイバー56を介し
てロッドレンズ51と光学的に接続されている。そこで、
ハーフミラー30を透過した計測光Ｌはロッドレンズ53で
集光されて光ファイバー56に入射し、そこを伝搬してロ
ッドレンズ51から出射し、集光レンズ34を経て被検体20
中の一点を照射する。またロッドレンズ54は、光ファイ
バー57を介してロッドレンズ52と光学的に接続されてい
る。そこで、ハーフミラー31で反射した計測光Ｌはロッ
ドレンズ54で集光されて光ファイバー57に入射し、そこ
を伝搬してロッドレンズ52から出射し、集光レンズ34を
経て被検体20中の一点を照射する。

【００８９】一方、ロッドレンズ55は、光ファイバー58
を介して集光レンズ37と光学的に接続されている。そこ
で、被検体20で反射した後にハーフミラー35で反射し、
集光レンズ36、37によって集光された計測光Ｌは光ファ
イバー58に入射し、そこを伝搬してロッドレンズ55から
出射し、受光素子13に受光される。

【００９０】以上の通り本例においては、ピックアップ
50に搭載された光学要素と該ピックアップ50の外の光学
要素とが、可撓性の有る光ファイバーを介して結合され
ているので、ピックアップ50を移動させて計測光Ｌの２
次元走査を行なうことができ、またピックアップ50を回
転させて、計測光Ｌの入射の向きと血流の向きとの関係
を最適に設定することができる。

【００９１】またこの実施形態においては、図１の装置
における同期用心拍信号検出手段26に代えて同期用周波
数検出手段60が設けられている。同位相点検出手段とし
てのこの同期用周波数検出手段60は、信号検出器14から
出力されるビート信号Ｉをモニターし、その周波数が最
高値となった時点でパーソナルコンピュータ15にタイミ
ング信号Ｓｔを入力する。パーソナルコンピュータ15
は、このタイミング信号Ｓｔが入力された時点でビート
信号Ｉをサンプリングして、そのビート信号Ｉを画像信
号の生成に供する。

【００９２】以上によりこの場合も、常に動脈流がほぼ
最高流速となる時点のビート信号Ｉから画像信号を生成
可能となり、動脈流の流速変動のために動脈と静脈との
識別が不正確になることを防止できる。

【００９３】＜第３実施形態＞図８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λ（周波数ω）の計測
光Ｌを発するレーザー110と、干渉光学系を構成する第
１の光学系111と、光ヘテロダイン検出系を構成する第
２の光学系112と、この第２の光学系112から出射した計
測光Ｌを受光する受光素子113と、この受光素子113に接
続された信号検出器114と、この信号検出器114に接続さ
れて該信号検出器114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115と、このパーソナルコ
ンピュータ115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116とを有している。

【００９４】また、血管画像化の対象である被検体（例
えば人体の指等）120を載置して２次元方向に移動し、
かつ回転し得るＸ−Ｙ−θステージ121が設けられてい
る。このＸ−Ｙ−θステージ121の駆動は、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。さらに、被検体120を提供している人体125には心
電計からなる同期用心拍信号検出手段126が取り付けら
れている。この同期用心拍信号検出手段126は、パーソ
ナルコンピュータ115に接続されている。

【００９５】第１の光学系111は、レーザー110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130と、
ここで反射、分岐した計測光Ｌをさらに２系統に分岐す
るハーフミラー131と、このハーフミラー131で反射した
計測光Ｌ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Ｌを反射させる一方、上記ハーフミラー13
0を透過して来た計測光Ｌを透過させて、これら２系統
の計測光Ｌを互いに芯ズレした状態で平行に進行するよ
うに合成するハーフミラー133と、このハーフミラー133
を経た２系統の計測光Ｌを被検体120の内部で収束させ
る集光レンズ134と、被検体120で散乱反射した計測光Ｌ
を反射させて、被検体120に向かう計測光Ｌの光路から
分岐させるハーフミラー135と、このハーフミラー135で
反射した計測光Ｌを集光する集光レンズ136および137と
から構成されている。

【００９６】そして、上記ハーフミラー131で反射した
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Δωの所定の周波数シフトを与え
る第１の周波数シフター122が挿入されている。

【００９７】一方第２の光学系112は、上記のハーフミ
ラー131、135および集光レンズ136、137に加えて、ハー
フミラー131を透過して来た計測光Ｌを反射させるミラ
ー138と、ここで反射した計測光Ｌとハーフミラー135で
反射後に集光レンズ136および137によって集光された計
測光Ｌとを合成するハーフミラー139とを設けて構成さ
れている。

【００９８】そして、上記ミラー138で反射した計測光
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Δω１の所定の周波数シフトを与える第
２の周波数シフター140が挿入されている。

【００９９】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120の血管画像を得る
際には、レーザー110から発せられた計測光Ｌが被検体1
20に照射され、それとともにＸ−Ｙ−θステージ121の
駆動により、レーザー110が被検体120をＸ−Ｙ方向に２
次元走査する。このとき、前述したように２系統の計測
光Ｌが互いに芯ズレした状態で集光レンズ134に入射す
るので、これら２系統の計測光Ｌが被検体120内の共通
の照射点に互いに異なる方向から入射する。

【０１００】図９は、この状態を概略的に示すものであ
る。ここに図示の通り、一方の系統の周波数ωの計測光
Ｌは実線表示の光路を辿って照射点Ｐに至り、そこで散
乱反射後は光軸上の光路を辿って被検体120から出射す
る。また他方の系統の周波数（ω＋Δω）の計測光Ｌは
破線表示の光路を辿って照射点Ｐに至り、そこで散乱反
射後は同様に光軸上の光路を辿って被検体120から出射
する。

【０１０１】これら２系統の計測光Ｌは散乱反射後に合
成されるが、このとき照射点Ｐに血流が無ければ、合成
後の計測光Ｌには干渉によって周波数Δωのビート成分
が発生する。しかし、照射点Ｐが血管部にある場合は、
血流の影響で、反射した各計測光Ｌの周波数がドプラー
効果により偏移する。照射点Ｐが動脈部分にあるときの
反射計測光Ｌの周波数をω＋Δω＋ｆａ（ｆａ：周波数
偏移量）とすると、他方の計測光Ｌの周波数はω−ｆａ
となる。そこで、これら２系統の計測光Ｌを反射後に合
成すると、計測光Ｌには干渉によって周波数＝ω＋Δω
＋ｆａ−（ω−ｆａ）＝Δω＋２ｆａのビート成分が発
生する。

【０１０２】他方、照射点Ｐが静脈部分にある場合を考
えると、人体の手指等において動脈流と静脈流の方向は
互いにほぼ反対向きであるので、周波数偏移量をｆνと
すると、周波数＝ω＋Δω−ｆν−（ω＋ｆν）＝Δω
−２ｆνのビート成分が発生する。

【０１０３】この第１の光学系111によるビート成分を
含む計測光Ｌはハーフミラー135により、被検体120に向
かう計測光Ｌの光路から分岐され、集光レンズ136およ
び137によって集光された後、第２の光学系112のハーフ
ミラー139に入射する。このハーフミラー139には、第２
の周波数シフター140により中心周波数Δω１の周波数
シフトが与えられた計測光Ｌも入射し、そこで上記集光
レンズ136および137からの計測光Ｌと合成される。

【０１０４】こうして合成された後の計測光Ｌには、第
２の周波数シフター140からの計測光Ｌと、集光レンズ1
36および137からの計測光Ｌとの干渉によって周波数Δ
ω１のビート成分が発生し、それと上記周波数（Δω＋
２ｆａ）あるいは（Δω−２ｆν）のビート成分が重畳
されるので、この周波数（Δω＋２ｆａ）あるいは（Δ
ω−２ｆν）のビート成分の振幅は原理的に、第１の光
学系111からなる干渉光学系および第２の光学系112から
なる光ヘテロダイン検出系によるビート信号振幅を各々
Ａ１、Ａ２として（Ａ２／Ａ１）^１／２ 倍に増幅され
る。

【０１０５】ハーフミラー139を経た計測光Ｌは、受光
素子113によって光電的に検出される。この受光素子113
の出力は、最終的には周波数（Δω−Δω１＋２ｆａ）
あるいは（Δω−Δω１−２ｆν）のビート信号Ｉとな
り、該出力は信号検出器114に入力される。この信号検
出器114は、例えばバンドパスフィルターとレベル検出
器等から構成されたもので、上記ビート信号Ｉを抽出し
てパーソナルコンピュータ115に入力する。

【０１０６】パーソナルコンピュータ115は、ビート信
号Ｉの周波数（Δω−Δω１＋２ｆａ）あるいは（Δω
−Δω１−２ｆν）に対して図１０に示すように閾値Δ
ω−Δω１を設定し、ビート信号Ｉの周波数がこの閾値
Δω−Δω１を上回るときは比較的高濃度（低輝度）を
担持する画像信号を、ビート信号Ｉの周波数がこの閾値
Δω−Δω１以下の場合は比較的低濃度（高輝度）のバ
ックグラウンドを担持する画像信号を生成し、それらの
画像信号を画像モニター116に入力させる。上記高濃度
（低輝度）を担持する画像信号は、動脈部分を示すもの
となる。

【０１０７】パーソナルコンピュータ115からは、計測
光Ｌの２次元走査位置毎にこのような画像信号、あるい
はバックグラウンドを担持する画像信号が生成される。
そこでこれらの画像信号に基づいて、画像モニター116
において画像を表示させれば、動脈部分のみが比較的高
濃度で示された画像が得られる。

【０１０８】なお、ビート信号Ｉの周波数が閾値Δω−
Δω１を下回るときは比較的高濃度（低輝度）を担持す
る画像信号を、ビート信号Ｉの周波数が閾値Δω−Δω
１以上の場合は比較的低濃度（高輝度）のバックグラウ
ンドを担持する画像信号を生成し、それらの画像信号を
画像モニター116に入力すれば、静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。

【０１０９】ここで、生体の血管部分で反射する計測光
Ｌは極めて弱いものであるから、上記のビート信号Ｉも
本来極めて微弱である。しかし、上述した通り本装置に
おいては、第２の光学系112、第２の周波数シフター140
および受光素子113からなる光ヘテロダイン検出系を設
けたことによりビート信号Ｉの振幅は、光ヘテロダイン
検出系を設けない場合と比べて増幅されている。そこ
で、ビート信号Ｉを高Ｓ／Ｎで検出可能となり、手足の
表面から比較的深い位置にある末梢動脈等も明確に画像
化できるようになる。

【０１１０】なおＸ−Ｙ−θステージ121をθ方向に回
転させることにより、ビート信号Ｉをより高Ｓ／Ｎで検
出可能となることは、先に図４を参照して説明した第１
実施形態の場合と同様である。

【０１１１】また、被検体120が手指等であって、画像
化対象の血管の延びる方向が分かりやすい場合は、第１
の光学系111と被検体120との相対位置を調整すること
は、必ずしも必要ではない。これも、先に図５を参照し
て説明した第１実施形態の場合と同様である。

【０１１２】さらに、同期用心拍信号検出手段126によ
る作用、効果は、先に図６を参照して説明した第１実施
形態の同期用心拍信号検出手段26の作用、効果と同様で
ある。 ＜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１１は、本発明の第４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。

【０１１３】この第４の実施形態の装置においては、図
８の装置におけるＸ−Ｙ−θステージ121と同様に２次
元移動および回転が可能なピックアップ150が設けら
れ、このピックアップ150には集光レンズ134と、ハーフ
ミラー135と、集光レンズ136および137とが搭載されて
いる。さらにこのピックアップ150には、ハーフミラー1
35越しに集光レンズ134上の互いに異なる位置に対向す
るロッドレンズ151および152が固定されている。

【０１１４】一方ピックアップ150の外には、ハーフミ
ラー130を透過した計測光Ｌが入射する位置にロッドレ
ンズ153が、ハーフミラー131で反射した計測光Ｌが入射
する位置にロッドレンズ154が、そしてハーフミラー139
越しに受光素子113に対向する位置にロッドレンズ155が
それぞれ配設されている。

【０１１５】ロッドレンズ153は、光ファイバー156を介
してロッドレンズ151と光学的に接続されている。そこ
で、ハーフミラー130を透過した計測光Ｌはロッドレン
ズ153で集光されて光ファイバー156に入射し、そこを伝
搬してロッドレンズ151から出射し、集光レンズ134を経
て被検体120中の一点を照射する。またロッドレンズ154
は、光ファイバー157を介してロッドレンズ152と光学的
に接続されている。そこで、ハーフミラー131で反射し
た計測光Ｌはロッドレンズ154で集光されて光ファイバ
ー157に入射し、そこを伝搬してロッドレンズ152から出
射し、集光レンズ134を経て被検体120中の一点を照射す
る。

【０１１６】一方、ロッドレンズ155は、光ファイバー1
58を介して集光レンズ137と光学的に接続されている。
そこで、被検体120で反射した後にハーフミラー135で反
射し、集光レンズ136、137によって集光された計測光Ｌ
は光ファイバー158に入射し、そこを伝搬してロッドレ
ンズ155から出射し、受光素子113に受光される。

【０１１７】以上の通り本例においては、ピックアップ
150に搭載された光学要素と該ピックアップ150の外の光
学要素とが、可撓性の有る光ファイバーを介して結合さ
れているので、ピックアップ150を移動させて計測光Ｌ
の２次元走査を行なうことができ、またピックアップ15
0を回転させて、計測光Ｌの入射の向きと血流の向きと
の関係を最適に設定することができる。

【０１１８】またこの実施形態においては、図８の装置
における同期用心拍信号検出手段126に代えて同期用周
波数検出手段160が設けられている。同位相点検出手段
としてのこの同期用周波数検出手段160は、信号検出器1
14から出力されるビート信号Ｉをモニターし、その周波
数が最高値となった時点でパーソナルコンピュータ115
にタイミング信号Ｓｔを入力する。パーソナルコンピュ
ータ115は、このタイミング信号Ｓｔが入力された時点
でビート信号Ｉをサンプリングして、そのビート信号Ｉ
を画像信号の生成に供する。

【０１１９】以上によりこの場合も、常に動脈流がほぼ
最高流速となる時点のビート信号Ｉから画像信号を生成
可能となり、動脈流の流速変動のために動脈と静脈との
識別が不正確になることを防止できる。

【０１２０】なお以上の説明から明かな通り、計測光Ｌ
が被検体120の動脈を横切るように走査する際、照射点
Ｐが動脈から全く外れているとビート信号Ｉの周波数は
Δωとなり、照射点Ｐが動脈上にある場合は、照射点Ｐ
が動脈の中央付近にあるか側端付近にあるかに応じて、
ビート信号Ｉの周波数は図１２にＡで示す範囲内の値を
取る。このことを利用して、被検体120の動脈を横切る
ように計測光Ｌを走査させ、ビート信号Ｉの周波数がΔ
ω＋２ｆａから次第に低下してΔωに達したならば走査
の方向を反転させる等により、余分な部位について計測
光Ｌが走査することを回避して、ほぼ動脈部分のみを画
像化することも可能である。

【０１２１】＜第５実施形態＞次に、本発明の第５の実
施形態について説明する。図１３は、本発明の第５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。この第５実施形態の画像化装置は図１１の装置と比
較すると、基本的に、２系統の第１の光学系111ｘ，111
ｙが設けられている点と、２次元移動および回転が可能
なピックアップ150に代えて、Ｘ，Ｙ方向の２次元移動
のみ可能なピックアップ170が設けられている点が異な
るものである。

【０１２２】上記ピックアップ170には集光レンズ134
と、ハーフミラー135と、集光レンズ136および137とが
搭載されている。さらにこのピックアップ170には、ハ
ーフミラー135越しに集光レンズ134上の互いに異なる位
置に対向するロッドレンズ151ｘ，151ｙ，152ｘおよび1
52ｙが固定されている。

【０１２３】一方ピックアップ150の外には、ハーフミ
ラー130とミラー138との間に３個のハーフミラー131
ａ，131ｂおよび131ｃが配され、ハーフミラー130を透
過した計測光Ｌが入射する位置にロッドレンズ153ｘ
が、ハーフミラー131ａで反射した計測光Ｌが入射する
位置にロッドレンズ154ｘが、ハーフミラー131ｂで反射
した計測光Ｌが入射する位置にロッドレンズ153ｙが、
ハーフミラー131ｃで反射した計測光Ｌが入射する位置
にロッドレンズ154ｙが配され、そしてハーフミラー139
越しに受光素子113に対向する位置にロッドレンズ155が
それぞれ配設されている。

【０１２４】また、レーザー110から出射した周波数ω
の計測光Ｌは、ハーフミラー130を透過した後に周波数
シフター122ｘ１により＋Δωｘ１の周波数シフトを受
け、ハーフミラー131ａで反射した後に周波数シフター1
22ｘ２により＋Δωｘ２の周波数シフトを受け、ハーフ
ミラー131ｂで反射した後に周波数シフター122ｙ１によ
り＋Δωｙ１の周波数シフトを受け、ハーフミラー131
ｃで反射した後に周波数シフター122ｙ２により＋Δω
ｙ２の周波数シフトを受ける。

【０１２５】ロッドレンズ153ｘは、光ファイバー156ｘ
を介してロッドレンズ151ｘと光学的に接続されてい
る。そこで、ハーフミラー130を透過した周波数（ω＋
Δωｘ１）の計測光Ｌはロッドレンズ153ｘで集光され
て光ファイバー156ｘに入射し、そこを伝搬してロッド
レンズ151ｘから出射し、集光レンズ134を経て被検体12
0中の一点を照射する。

【０１２６】ロッドレンズ154ｘは、光ファイバー157ｘ
を介してロッドレンズ152ｘと光学的に接続されてい
る。そこで、ハーフミラー131ａで反射した周波数（ω
＋Δωｘ２）の計測光Ｌはロッドレンズ154ｘで集光さ
れて光ファイバー157ｘに入射し、そこを伝搬してロッ
ドレンズ152ｘから出射し、集光レンズ134を経て被検体
120中の一点を照射する。

【０１２７】ロッドレンズ153ｙは、光ファイバー156ｙ
を介してロッドレンズ151ｙと光学的に接続されてい
る。そこで、ハーフミラー131ｂで反射した周波数（ω
＋Δωｙ１）の計測光Ｌはロッドレンズ153ｙで集光さ
れて光ファイバー156ｙに入射し、そこを伝搬してロッ
ドレンズ151ｙから出射し、集光レンズ134を経て被検体
120中の一点を照射する。

【０１２８】ロッドレンズ154ｙは、光ファイバー157ｙ
を介してロッドレンズ152ｙと光学的に接続されてい
る。そこで、ハーフミラー131cで反射した周波数（ω＋
Δωｙ２）の計測光Ｌはロッドレンズ154ｙで集光され
て光ファイバー157ｙに入射し、そこを伝搬してロッド
レンズ152ｙから出射し、集光レンズ134を経て被検体12
0中の一点を照射する。

【０１２９】一方、ロッドレンズ155は、光ファイバー1
58を介して集光レンズ137と光学的に接続されている。
そこで、被検体120で散乱反射した後にハーフミラー135
で反射し、集光レンズ136、137によって集光された計測
光Ｌは光ファイバー158に入射し、そこを伝搬してロッ
ドレンズ155から出射し、受光素子113に受光される。

【０１３０】以上の通り本例においては、ピックアップ
170に搭載された光学要素と該ピックアップ170の外の光
学要素とが、可撓性の有る光ファイバーを介して結合さ
れているので、ピックアップ170を移動させて計測光Ｌ
の２次元走査を行なうことができる。

【０１３１】ここで、ピックアップ170に固定されてい
るロッドレンズ151ｘ，152ｘ，151ｙおよび152ｙは、各
々から出射した計測光Ｌが図１４に示す状態で進行する
ように配置されている。すなわちこの図１４では、ロッ
ドレンズ151ｘ，152ｘ，151ｙおよび152ｙの各々から出
射した計測光をＬｘ1，Ｌｘ2，Ｌｙ1およびＬｙ2として
示してあるが、光学系111ｘ側の２系統の計測光Ｌｘ1，
Ｌｘ2の照射点Ｐへの入射方向は、照射点Ｐに対面する
面（例えば集光レンズ134の光軸に垂直な面）に写影さ
れたとき該面内を一方向（ｘ方向）に延びる直線となる
方向に設定され、それに対して光学系111ｙ側の２系統
の計測光Ｌｙ1，Ｌｙ2の照射点Ｐへの入射方向は、上記
面に写影されたとき上記直線と直角になる方向（ｙ方
向）に設定されている。

【０１３２】なお既述の各実施形態におけるのと同様
に、２系統の計測光Ｌｘ1，Ｌｘ2の照射点Ｐへの入射方
向は互いに反対方向で、照射点Ｐで散乱反射した後は、
集光レンズ134の光軸上の光路を辿るように設定されて
いる。これは計測光Ｌｙ1，Ｌｙ2についても同様であ
る。

【０１３３】以上の構成により、得られるビート信号Ｉ
の波形は図１５に示すようなものとなる。つまり、計測
光Ｌが動脈部分を照射しているときは、光学系111ｘ側
による周波数（Δωｘ１−Δωｘ２−Δω１＋２ｆａ）
のビート成分が検出されるとともに、光学系111ｙ側に
よる周波数（Δωｙ１−Δωｙ２−Δω１＋２ｆａ’）
のビート成分が検出される。また、計測光Ｌが静脈部分
を照射しているときは、光学系111ｘ側による周波数
（Δωｘ１−Δωｘ２−Δω１−２ｆν）のビート成分
が検出されるとともに、光学系111ｙ側による周波数
（Δωｙ１−Δωｙ２−Δω１−２ｆν’）のビート成
分が検出される。

【０１３４】そしてこの場合パーソナルコンピュータ11
5は、それら２系統の干渉光学系によるビート成分の周
波数偏移量をそれぞれｆｘ，ｆｙとしたとき、ｆｘ^２＋
ｆｙ ^２ の値に基づいて画像信号を生成する。すなわ
ち、上記周波数（Δωｘ１−Δωｘ２−Δω１＋２ｆ
ａ）のビート成分と周波数（Δωｙ１−Δωｙ２−Δω
１＋２ｆａ’）のビート成分が検出されている場合は、
ｆａ^２＋ｆａ’^２の値に基づいて画像信号を生成し、上
記周波数（Δωｘ１−Δωｘ２−Δω１−２ｆν）のビ
ート成分と周波数（Δωｙ１−Δωｙ２−Δω１−２ｆ
ν’）のビート成分が検出されている場合は、ｆν^２＋
ｆν’^２の値に基づいて画像信号を生成する。

【０１３５】このようにすることにより、図１４に即し
て説明すれば、計測光Ｌｘ1とＬｘ2のみを使用してｘ方
向を血流方向に合わせた場合や、計測光Ｌｙ1とＬｙ2の
みを使用してｙ方向を血流方向に合わせた場合と同様の
効果が得られる。その理由は、先に詳しく説明した通り
である。

【０１３６】そこで本実施形態においては、ピックアッ
プ170を、図１１の装置のピックアップ150のようにθ方
向に回転させる必要がなくなっている。

【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】上記画像化装置における計測光の一部の光路を
示す側面図

【図３】上記画像化装置において生じるビート信号と閾
値との関係を示す概略図

【図４】上記画像化装置における計測光の入射の向きと
血流の向きとの関係を示す概略図

【図５】上記画像化装置が取り扱う被検体の概略側面図

【図６】心電計の出力波形と動脈血流速の時間変化を示
すグラフ

【図７】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８】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９】上記画像化装置における計測光の一部の光路を
示す側面図

【図１０】上記画像化装置において生じるビート信号と
閾値との関係を示す概略図

【図１１】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

【図１２】計測光の血管に対する照射位置に応じた、ビ
ート信号周波数の変化を説明する概略図

【図１３】本発明の第５実施形態による血管の画像化装
置を示す概略構成図

【図１４】上記第５実施形態の画像化装置における計測
光の一部の光路を示す斜視図

【図１５】上記第５実施形態の画像化装置におけるビー
ト信号の波形を説明する概略図

【図１６】血流速度の相直交する方向の成分を説明する
概略図

【図１７】血流速度の相異なる２方向の成分を説明する
概略図

【符号の説明】

10 レーザー 11 ホモダイン干渉光学系 12 ヘテロダイン干渉光学系 13 受光素子 14 信号検出器 15 パーソナルコンピュータ 16 画像モニター 20 被検体 21 Ｘ−Ｙ−θステージ 25 人体 26 同期用心拍信号検出手段 30、31、33、35、39 ハーフミラー 32、38 ミラー 34、36、37 集光レンズ 40 周波数シフター 50 ピックアップ 51、52、53、54、55 ロッドレンズ 56、57、58 光ファイバー 60 同期用周波数検出手段 110 レーザー 111、111ｘ、111ｙ 第１の光学系 112 第２の光学系 113 受光素子 114 信号検出器 115 パーソナルコンピュータ 116 画像モニター 120 被検体 121 Ｘ−Ｙ−θステージ 122、122ｘ１、122ｘ２、122ｙ１、122ｙ２ 第１の
周波数シフター 125 人体 126 同期用心拍信号検出手段 130、131、131ａ、131ｂ、131ｃ、133、135、139 ハ
ーフミラー 132、138 ミラー 134、136、137 集光レンズ 140 第２の周波数シフター 150 ピックアップ 151、151ｘ、151ｙ ロッドレンズ 152、152ｘ、152ｙ ロッドレンズ 153、153ｘ、153ｙ ロッドレンズ 154、154ｘ、154ｙ ロッドレンズ 155 ロッドレンズ 156、156ｘ、156ｙ 光ファイバー 157、157ｘ、157ｙ 光ファイバー 158 光ファイバー 160 同期用周波数検出手段 170 ピックアップ

Claims (27)

【特許請求の範囲】
1. 【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、 前記計測光を２系統に分岐し、分岐された各計測光を生
   体中の共通の照射点に互いに異なる方向から入射させる
   一方、前記照射点で反射した計測光を互いに合成するホ
   モダイン干渉光学系と、 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、前記ホモダイン光学系から出射した計測光と
   合成するヘテロダイン干渉光学系、このヘテロダイン干
   渉光学系により分岐がなされて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
   前記ヘテロダイン干渉光学系で合成された後の計測光の
   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が出力したビート成分検出信
   号の、前記ホモダイン干渉光学系によるビート成分の周
   波数の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。
2. 【請求項２】 前記画像信号生成手段が、前記ホモダイ
   ン干渉光学系によるビート成分の周波数が所定の閾値よ
   りも大となるときに、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記載の血管の画像化装置。
3. 【請求項３】 前記画像信号生成手段が、前記ホモダイ
   ン干渉光学系によるビート成分の周波数が所定の閾値よ
   りも小となるときに、生体の静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。
4. 【請求項４】 前記ホモダイン干渉光学系により分岐さ
   れた各計測光の、前記共通の照射点に対する入射の方向
   が変化するように、該生体とホモダイン干渉光学系との
   相対位置を調整する位置調整手段が設けられていること
   を特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の血管の
   画像化装置。
5. 【請求項５】 画像化対象の血管における血流速が所定
   の値となる時点を検出してタイミング信号を出力する同
   位相点検出手段が設けられ、 前記画像信号生成手段がこのタイミング信号に基づい
   て、血流速がほぼ最高となる時点の前記ビート成分検出
   信号をサンプリングして、そのビート成分検出信号を前
   記画像信号の生成に供するように構成されていることを
   特徴とする請求項１から４いずれか１項記載の血管の画
   像化装置。
6. 【請求項６】 前記同位相点検出手段が、生体の脈波を
   検出する手段からなることを特徴とする請求項５記載の
   血管の画像化装置。
7. 【請求項７】 前記同位相点検出手段が、前記ホモダイ
   ン干渉光学系によるビート成分の周波数が最高周波数を
   取った時点を検出する手段からなることを特徴とする請
   求項５記載の血管の画像化装置。
8. 【請求項８】 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、 前記計測光を２系統に分岐し、分岐された各計測光を生
   体中の共通の照射点に互いに異なる方向から入射させる
   一方、この照射点で反射した計測光を互いに合成する第
   １の光学系、およびこの第１の光学系により分岐がなさ
   れて２系統の光路を進む計測光に互いに周波数差を与え
   る第１の周波数シフターからなる干渉光学系と、 前記計測光の一部を前記第１の光学系に入射する前の光
   路から分岐した後、該第１の光学系から出射した計測光
   と合成する第２の光学系、この第２の光学系により分岐
   がなされて２系統の光路を進む計測光に周波数差を与え
   る第２の周波数シフター、および前記第２の光学系で合
   成された後の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が出力したビート成分検出信
   号の、前記干渉光学系によるビート成分の周波数の値に
   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。
9. 【請求項９】 前記画像信号生成手段が、前記干渉光学
   系によるビート成分の周波数が所定の閾値よりも大とな
   るときに、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記載の血
   管の画像化装置。
10. 【請求項１０】 前記画像信号生成手段が、前記干渉光
    学系によるビート成分の周波数が所定の閾値よりも小と
    なるときに、生体の静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または
    ９記載の血管の画像化装置。
11. 【請求項１１】 前記第１の光学系により分岐された各
    計測光の、前記共通の照射点に対する入射の方向が変化
    するように、該生体と第１の光学系との相対位置を調整
    する位置調整手段が設けられていることを特徴とする請
    求項８から１０いずれか１項記載の血管の画像化装置。
12. 【請求項１２】 前記干渉光学系が２系統設けられて、
    これらの干渉光学系の一方における２系統の計測光の前
    記照射点への入射方向が、前記照射点に対面する面に写
    影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に
    設定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の
    計測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影され
    たとき前記直線と直角になる方向に設定され、 前記画像信号生成手段が、前記２系統の干渉光学系によ
    るビート成分の周波数偏移量をそれぞれｆｘ，ｆｙとし
    たとき、ｆｘ^２＋ｆｙ^２ の値に基づいて画像信号を生
    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１０いずれか１項記載の血管の画像化装置。
13. 【請求項１３】 前記干渉光学系が２系統設けられて、
    これらの干渉光学系の一方における２系統の計測光の前
    記照射点への入射方向が、前記照射点に対面する面に写
    影されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に
    設定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の
    計測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影され
    たとき前記直線と角度θ（０°＜θ＜90°）をなす方向
    に設定され、 前記画像信号生成手段が、前記２系統の干渉光学系によ
    るビート成分の周波数偏移量をそれぞれｆｘ’，ｆｙ’
    としたとき、これらｆｘ’およびｆｙ’の値に基づいて
    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１０いずれか１項記載の血管の画像化
    装置。
14. 【請求項１４】 画像化対象の血管における血流速が所
    定の値となる時点を検出してタイミング信号を出力する
    同位相点検出手段が設けられ、 前記画像信号生成手段がこのタイミング信号に基づい
    て、血流速がほぼ最高となる時点の前記ビート成分検出
    信号をサンプリングして、そのビート成分検出信号を前
    記画像信号の生成に供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１３いずれか１項記載の血管の
    画像化装置。
15. 【請求項１５】 前記同位相点検出手段が、生体の脈波
    を検出する手段からなることを特徴とする請求項１４記
    載の血管の画像化装置。
16. 【請求項１６】 前記同位相点検出手段が、前記干渉光
    学系によるビート成分の周波数が最高周波数を取った時
    点を検出する手段からなることを特徴とする請求項１４
    記載の血管の画像化装置。
17. 【請求項１７】 生体に入射する計測光を発する光源手
    段と、 検出する前記計測光による第１のビート成分の周波数
    が、血流とのドプラー効果により血流速に応じて変化す
    るように構成された第１の干渉光学系と、 この第１の干渉光学系が検出するビート成分の周波数と
    異なる周波数で変調された局発光と信号光とを干渉させ
    ることにより、前記ビート成分の周波数と異なる周波数
    の第２のビート成分を生じさせる第２の干渉光学系と、 前記第２のビート成分によるビート信号の、前記局発光
    の変調周波数からの周波数偏移を測定する偏移測定手段
    と、 この偏移測定手段が求めた周波数偏移の大きさと所定の
    閾値との大小関係に基づいて、前記血流の有る血管が動
    脈であるか静脈であるかを識別する識別手段とからなる
    血管の識別装置。
18. 【請求項１８】 前記第１の干渉光学系により分岐され
    た各計測光の、共通の照射点に対する入射の方向が変化
    するように、前記生体と第１の干渉光学系との相対位置
    を調整する位置調整手段が設けられていることを特徴と
    する請求項１７記載の血管の識別装置。
19. 【請求項１９】 前記第１の干渉光学系が２系統設けら
    れて、これらの干渉光学系の一方における２系統の計測
    光の照射点への入射方向が、照射点に対面する面に写影
    されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に設
    定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の計
    測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影された
    とき前記直線と直角になる方向に設定され、 前記識別手段が、前記２系統の干渉光学系によるビート
    成分の周波数偏移量をそれぞれｆｘ，ｆｙとしたとき、
    ｆｘ^２＋ｆｙ^２ の値に基づいて血流速と血流方向とを
    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
    ７または１８記載の血管の識別装置。
20. 【請求項２０】 前記第１の干渉光学系が２系統設けら
    れて、これらの干渉光学系の一方における２系統の計測
    光の照射点への入射方向が、照射点に対面する面に写影
    されたとき該面内を一方向に延びる直線となる方向に設
    定され、これらの干渉光学系の他方における２系統の計
    測光の前記照射点への入射方向が、前記面に写影された
    とき前記直線と角度θ（０°＜θ＜90°）をなす方向に
    設定され、 前記識別手段が、前記２系統の干渉光学系によるビート
    成分の周波数偏移量をそれぞれｆｘ’，ｆｙ’としたと
    き、これらｆｘ’およびｆｙ’の値に基づいて血流速と
    血流方向と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１７または１８記載の血管の識別装置。
21. 【請求項２１】 識別対象の血管における血流速が所定
    の値となる時点を検出してタイミング信号を出力する同
    位相点検出手段が設けられ、 前記識別手段がこのタイミング信号に基づいて、血流速
    がほぼ最高となる時点のビート成分検出信号をサンプリ
    ングして、そのビート成分検出信号を血管識別に供する
    ように構成されていることを特徴とする請求項１７から
    ２０いずれか１項記載の血管の識別装置。
22. 【請求項２２】 前記同位相点検出手段が、生体の脈波
    を検出する手段からなることを特徴とする請求項２１記
    載の血管の識別装置。
23. 【請求項２３】 前記同位相点検出手段が、前記第１の
    干渉光学系によるビート成分の周波数が最高周波数を取
    った時点を検出する手段からなることを特徴とする請求
    項２１記載の血管の識別装置。
24. 【請求項２４】 散乱流体に入射する計測光を発する光
    源手段と、 検出する前記計測光による第１のビート成分の周波数
    が、前記散乱流体とのドプラー効果により散乱流体流速
    に応じて変化するように構成された第１の干渉光学系
    と、 この第１の干渉光学系が検出する第１のビート成分の周
    波数と異なる周波数で変調された局発光と信号光とを干
    渉させることにより、前記ビート成分の周波数と異なる
    周波数の第２のビート成分を生じさせる第２の干渉光学
    系と、 前記第２のビート成分によるビート信号の、前記局発光
    の変調周波数からの周波数偏移を測定する偏移測定手段
    とからなる周波数偏移測定装置。
25. 【請求項２５】 前記第１の干渉光学系がホモダイン干
    渉光学系からなることを特徴とする請求項２４記載の周
    波数偏移測定装置。
26. 【請求項２６】 前記第１の干渉光学系がヘテロダイン
    干渉光学系からなることを特徴とする請求項２４記載の
    周波数偏移測定装置。
27. 【請求項２７】 前記偏移測定手段が、測定した周波数
    偏移の大きさから前記散乱流体の流速の絶対値を求める
    ように構成されていることを特徴とする請求項２４から
    ２６いずれか１項記載の周波数偏移測定装置。