JP2006239444A - 血管の画像化装置および血管の識別装置並びに散乱流体の流速測定装置 - Google Patents

Abstract

【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22に照射し、照射された前記計測光Ｌの、被検体22との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該被検体22の動脈および／または静脈を画像化する。
【選択図】図１

Description

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。

また本発明は、動脈と静脈とを明確に識別することができる装置に関するものである。

さらに本発明は、動脈血や静脈血等の散乱流体（光を散乱させる流体）の流速を測定する装置に関するものである。

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。

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。

それに対して、非特許文献１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。
日本ＭＥ学会雑誌ＢＭＥ Vol.8,No.5,1994,pp41〜50

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。

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。

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。

さらに本発明は、動脈血や静脈血等の散乱流体（光を散乱させる流体）の流速を正確に測定できる散乱流体の流速測定装置を提供することを目的とする。

本発明による第１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が出力したビート成分検出信号のスペクトル拡がり（ドプラー拡がり）が血流速に応じて変化すること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。

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が出力したビート成分検出信号の、中心周波数から所定幅外れた周波数帯域の成分を検出するフィルター手段と、
このフィルター手段が検出した中心ずれビート信号の強度と、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。

なお上記画像信号生成手段は、より具体的には、例えば前記閾値よりも強度が大である中心ずれビート信号から、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、あるいは前記閾値よりも強度が小である中心ずれビート信号から、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。

また、上記構成を有する血管の画像化装置においては、
前記ビート成分検出信号の、脈動によるスペクトル拡がりがほぼ一定の位相となる時点を検出する同位相点検出手段と、
この同位相点検出手段が検出した時点における前記中心ずれビート信号をサンプリングして、その中心ずれビート信号を前記画像信号生成手段に入力させる同期検出手段とが設けられるのが望ましい。

上記同位相点検出手段としては、例えば生体の脈波を検出する手段や、あるいは、前記ビート成分検出信号の中心周波数成分が所定のピーク値を取った時点を検出する手段から構成することができる。

さらに、上記構成を有する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。

また、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が出力したビート成分検出信号の中心周波数成分の強度を検出する手段と、
前記ビート成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出する手段と、
前記中心周波数成分の強度と前記中心ずれ周波数成分の強度との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ものである。

なお、この血管の画像化装置においては、
前記中心ずれ周波数成分の強度を検出する手段が、周波数が互いに異なる第１および第２の中心ずれ周波数成分を検出するように構成され、
前記画像信号生成手段が、前記中心周波数成分の強度と前記第１の中心ずれ周波数成分の強度との比に基づいて生体の動脈部分を示す画像信号を生成し、前記中心周波数成分の強度と前記第２の中心ずれ周波数成分の強度との比に基づいて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のが望ましい。

さらに、本発明による第３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が出力したビート成分検出信号のスペクトルを求めるスペクトル分析手段と、
この求められたスペクトルの、中心周波数成分に対して所定強度となる２つの周波数成分間のスペクトル幅、例えばスペクトルの半値幅等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。

さらに、本発明による第４の血管の画像化装置は、
生体に計測光を照射する光照射手段と、
照射された前記計測光の、前記生体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該生体の動脈および／または静脈を画像化する画像化手段とからなることを特徴とするものである。

なお、この第４の血管の画像化装置において、前記画像化手段としては、生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて動脈および／または静脈を画像化するものが好適に用いられる。

またこの画像化手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて動脈および／または静脈を画像化するものを用いることもできる。

またこの画像化手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記動脈および／または静脈を画像化するものを用いることもできる。

さらにこの画像化手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものも好適に用いられ得る。

一方、本発明による血管の識別装置は、
生体に計測光を照射する光照射手段と、
照射された前記計測光の、前記生体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該生体の動脈と静脈と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。

なお、この血管の識別装置において、上記識別手段としては、生体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものが好適に用いられる。

またこの識別手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものを用いることもできる。

またこの識別手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものを用いることもできる。

さらにこの識別手段として、生体で散乱した計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものも好適に用いられ得る。

他方、本発明による散乱流体の流速測定装置は、
散乱流体に計測光を照射する光照射手段と、
照射された前記計測光の、前記散乱流体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該散乱流体の流速を分析する分析手段とからなることを特徴とするものである。

なお、この散乱流体の流速測定装置において、上記分析手段としては、流体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて前記流速を分析するものが好適に用いられる。

またこの分析手段として、流体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて前記流速を分析するものを用いることもできる。

またこの分析手段として、流体で散乱した計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記流速を分析するものを用いることもできる。

さらにこの分析手段として、流体で散乱した計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものも好適に用いられ得る。

まず、第１の血管の画像化装置による効果について説明する。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。

そして、計測光を多重散乱させる流体が該計測光の進行方向に対して垂直に流れていると、ビート信号のピーク値が低下するとともに、そのスペクトルが拡がるようになる。図４はこのドプラー拡がりの様子を概略的に示すものである。同図（１）、（２）、（３）、（４）は、（１）の流速ゼロの場合を始めとしてこの順で流速がより速い場合を示しており、図示の通り流速が大であるほどビート信号Ｉのピーク値はより低下し、またスペクトルのドプラー拡がりはより大きくなる。

血液も光を多重散乱させる流体であり、したがって、計測光が血管部を透過するとこの現象が生じる。そして、動脈血流の流速は一般的に静脈血流の流速よりも大であるので、計測光が動脈部を透過した場合と静脈部を透過した場合とを比べると、上記ピーク値の低下およびスペクトルの拡がりは、前者の方がより顕著となる。

図５には、上記の点を分かりやすく示してある。図中の曲線ａが動脈血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりを示し、曲線ｂが静脈血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりを示している。そこで、例えば同図中に曲線ｃで示す通過特性のバンドパスフィルター（ＢＰＦ）を用いて、ビート信号Ｉの中心周波数ωから所定幅Δｆだけ外れた周波数（ω＋Δｆ）近辺の帯域の成分を検出し、検出された中心ずれビート信号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れば、動脈部分のみ、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、例えば図５においてｄで示すような閾値を設定し、それよりも大きい中心ずれビート信号のみから画像信号を生成すれば、動脈部分のみを示す画像信号が得られる。それに対して、上記閾値よりも小さい中心ずれビート信号のみから画像信号を生成すれば、静脈部分のみを示す画像信号が得られる。

なお、さらに詳しく考えると、動脈血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりは一定ではない。つまり図６に示す通り、動脈最高血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりは曲線ａ−１のようなものとなるのに対し、動脈最低血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりは曲線ａ−２のようなものとなる。そして、この曲線ａ−２が示す動脈最低血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりは、曲線ｃで示すバンドパスフィルター（ＢＰＦ）の通過帯域内に限れば、曲線ｂで示す静脈血流によるビート信号Ｉのスペクトル拡がりと近似しているので、これら両者の識別が困難になることもある。

そこで、前述したように、ビート成分検出信号の脈動によるスペクトル拡がりがほぼ一定の位相となる時点（最も好ましくは動脈最高血流が生じる時点）を同位相点検出手段によって検出し、同期検出手段によりこの検出時点における中心ずれビート信号をサンプリングして、その中心ずれビート信号を画像信号生成手段に入力させれば、動脈部分と静脈部分とを互いに明確に識別して画像化できるようになる。

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。先に述べたような同期検出を行なう場合は、中心ずれ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。

次に、第２の血管の画像化装置による効果について説明する。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。

そして、計測光を多重散乱させる流体が該計測光の進行方向に対して垂直に流れていると、ビート信号のピーク値が低下するとともに、そのスペクトルが拡がるようになる。図１１はこのドプラー拡がりの様子を概略的に示すものである。同図（１）、（２）、（３）、（４）は、（１）の流速ゼロの場合を始めとしてこの順で流速がより速い場合を示しており、図示の通り流速が大であるほどビート信号Ｉのピーク値はより低下し、またスペクトルのドプラー拡がりはより大きくなる。以上は、第１の血管の画像化装置におけるのと同様である。

そこで、ビート信号の中心周波数ωの成分の信号強度Ｉ（ω）と、そこから所定幅Δｆ外れた中心ずれ周波数（ω＋Δｆ）の成分の信号強度Ｉ（ω＋Δｆ）との比について考えると、この強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）は流体流速ｖに応じて、大略、図１２に示すように変化する。

血液も光を多重散乱させる流体であり、したがって、計測光が血管部を透過する際にもこの現象が生じる。そして、動脈血流の流速は一般的に静脈血流の流速よりも大であるので、計測光が動脈部を透過した場合と静脈部を透過した場合とを比べると、前者の場合の方が上記強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）がより大きくなる。

なおビート信号の値そのものは、計測光が生体を透過する際の吸収や散乱による減衰の影響を受けて変動するが、上述の強度比Ｉ、つまり強度Ｉ（ω＋Δｆ）を中心周波数成分の強度Ｉ（ω）で正規化した値は、計測光減衰の影響を補償して、基本的に血流速のみに応じて上記のように変化する。

そこで、画像信号生成手段において、計測光の走査毎位置に求められる信号強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）の値に基づいて、例えばその値が大であるほど大きい値を取るような画像信号を生成すれば、動脈部分と静脈部分とを互いに濃度や輝度で明確に識別して画像化できるようになる。

次に、第３の血管の画像化装置による効果について説明する。上述した信号強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）は、ビート信号のスペクトル波形と対応したものであるから、この信号強度比の代わりにビート信号のスペクトル波形に基づいて画像信号を生成しても、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。本発明による第３の血管の画像化装置は、そのようにして画像化を行なうものである。

すなわちこの本発明による第３の血管の画像化装置では、ビート信号のスペクトルの、中心周波数成分に対して所定強度となる２つの周波数成分間のスペクトル幅（例えばスペクトルの半値幅）に基づいて画像信号を生成している。このようなスペクトル幅は、図１１の（１）〜（４）から明らかな通り流体流速が速いほどより大となるので、例えば、このスペクトル幅が大であるほど大きい値を取るような画像信号を生成すれば、動脈部分と静脈部分とを互いに濃度や輝度で明確に識別して画像化できるようになる。

なお上記半値幅等のスペクトル幅も、前述した計測光の吸収や散乱による減衰を補償して、基本的に血流速のみに応じて上記のように変化するから、このスペクトル幅に基づいて正確に動脈部分と静脈部分とを識別可能である。

本発明による第４の血管の画像化装置は、必ずしも光ヘテロダイン検出系を利用するものではないが、生体に計測光が照射されたとき、該計測光に生体との相互作用によりスペクトル拡がりが生じることに着目し、このスペクトル拡がりに基づいて生体の動脈および／または静脈を画像化するようにしているので、上述した光ヘテロダイン検出系を利用する場合と同様にして動脈および／または静脈を画像化することが可能である。

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全て、生体との相互作用による計測光のスペクトル拡がりに基づいて動脈および／または静脈を画像化するようにしているから、その過程で、動脈血あるいは静脈血の血流速と対応しているスペクトル拡がりを検出することになる。そこでこのスペクトル拡がりに基づけば、動脈と静脈とを識別可能であるし、また動脈血あるいは静脈血の血流速を測定することも可能となる。

本発明による血管の識別装置は、以上の仕組みによって動脈と静脈とを識別できるものである。また本発明による散乱流体の流速測定装置は、上に述べた動脈血あるいは静脈血の血流速測定の仕組みを散乱流体全般の流速計測に適用して、流速測定ができるようにしたものである。

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。

＜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に接続されて後述する帯域の信号のみを通過させるバンドパスフィルター14と、このバンドパスフィルター14に接続されたレベル測定器15とを有している。

またこの画像化装置は、レベル測定器15の出力を受けて該レベル測定器15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。

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。

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。

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。

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。

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を受光する光検出器13の出力は、上記ビート成分によるビート信号Ｉを含むものであり、該出力はバンドパスフィルター14に入力される。

なおこのビート信号Ｉ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Ｉ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。

バンドパスフィルター14は、図５に曲線ｃで通過特性を示すように、ビート信号Ｉの中心周波数ωから所定幅Δｆだけ外れた周波数（ω＋Δｆ）近辺の帯域の信号を通過させるものである。このバンドパスフィルター14を通過した信号すなわち中心ずれビート信号Ｉoは、レベル測定器15に入力される。レベル測定器15は、この中心ずれビート信号Ｉoの所定のレベル、例えばピークレベル等を測定して、そのレベルを示す信号ＳＬをパーソナルコンピュータ20に入力する。

パーソナルコンピュータ20は、信号ＳＬが示すレベルと、図５にｄで示すような所定の閾値とを比較し、該レベルが閾値を上回る場合は比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐ、該レベル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。

レベル測定器15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中心ずれビート信号Ｉo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。

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５を参照して詳しく説明した通りである。

それに対して、パーソナルコンピュータ20において、信号ＳＬが示すレベルと、図５にｄで示すような所定の閾値とを比較し、該レベルが閾値を下回る場合は比較的高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐ、該レベル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Ｓｐを生成し、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。

＜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２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）。

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、被検体22の脈波を検出する脈波信号検出部50と、レベル測定器15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。

同期検出部51は上記脈波信号Ｓｃに基づいて、ビート信号Ｉの脈動によるスペクトル拡がりがほぼ一定の位相となる時点（本例では、動脈最高血流が生じる時点）でレベル計測信号ＳＬをサンプリングし、それをパーソナルコンピュータ20に入力させる。このような同期検出を行なえば、ビート信号Ｉのスペクトル拡がりが図６の曲線ｂ（静脈血流によるスペクトル拡がり）とはかけ離れた、曲線ａ−１の状態にある時点で中心ずれビート信号Ｉoのレベルが検出される。それにより、動脈部分を静脈部分と明確に識別して画像化できるようになる。

＜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３は、本発明の第３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３の実施形態の装置は、図２に示した装置と比較すると、脈波信号検出部50に代えて、ハーフミラー33で合成された計測光Ｌを受光する光検出器63と、この光検出器63に接続されて後述する帯域の信号のみを通過させるバンドパスフィルター64と、このバンドパスフィルター64に接続されたレベル測定器65とが設けられている点が基本的に異なるものである。

上記バンドパスフィルター64は、光検出器63の出力に含まれるビート信号Ｉの中心周波数ω近辺の帯域の信号を通過させる。このバンドパスフィルター64を通過した信号Ｉωは、レベル測定器65に入力される。レベル測定器65はこの信号Ｉωのピークレベルがある設定値を下回ったときタイミング信号Ｓｔを出力し、このタイミング信号Ｓｔは同期検出部51に入力される。同期検出部51は、タイミング信号Ｓｔが入力された時点で、レベル測定器15が出力するレベル計測信号ＳＬをサンプリングし、それをパーソナルコンピュータ20に入力させる。

このような同期検出を行なうことにより、本例においても、ビート信号Ｉの脈動によるスペクトル拡がりがほぼ一定の位相となる時点（本例では、動脈最高血流が生じる時点）でレベル計測信号ＳＬをサンプリングすることができる。そこで、ビート信号Ｉのスペクトル拡がりが図６の曲線ｂ（静脈血流によるスペクトル拡がり）とはかけ離れた、曲線ａ−１の状態にある時点で中心ずれビート信号Ｉoのレベルが検出され、動脈部分を静脈部分と明確に識別して画像化できるようになる。

＜第４実施形態＞
図７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。この実施形態の装置は、波長λの計測光Ｌを発するレーザー111と、光ヘテロダイン光学系112と、この光ヘテロダイン光学系112から出射した計測光Ｌを受光する光検出器113、114および115と、これらの光検出器113、114および115に各々接続されて、それぞれが後述する帯域の信号のみを通過させるバンドパスフィルター116、117および118と、これらのバンドパスフィルター116、117および118に各々接続されたレベル測定器119、120および121とを有している。

またこの画像化装置は、レベル測定器119、120および121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122と、このパーソナルコンピュータ122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123とを有している。

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）124を載置して２次元方向に移動し得るＸ−Ｙステージ125が設けられている。このＸ−Ｙステージ125はステージドライバー126によって駆動され、このステージドライバー126の動作は上記パーソナルコンピュータ122によって制御されるようになっている。

また、光検出器113、114および115とともに光ヘテロダイン検出系を構成する光学系112は、レーザー111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を反射させて被検体124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、被検体124を透過して来た計測光Ｌと合成して光検出器113に入射させるハーフミラー133と、合成された計測光Ｌを一部反射させて光検出器114に入射させるハーフミラー135と、このハーフミラー135を透過した計測光Ｌを反射させて光検出器115に入射させるミラー136とから構成されている。

そして、上記ハーフミラー130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134が挿入されている。

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124の血管画像を得る際には、レーザー111から発せられた計測光Ｌが被検体124に照射される。それとともにＸ−Ｙステージ125が駆動されることにより、この計測光Ｌが被検体124を２次元的に走査する。

被検体124を透過した計測光Ｌ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Ｌ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を受光する光検出器113、114および115の各出力は、上記ビート成分によるビート信号Ｉを含むものであり、該出力はそれぞれバンドパスフィルター116、117および118に入力される。

このビート信号Ｉのスペクトルは、概略、図８に曲線ａあるいはｂで示すようなものとなる。この曲線ａとｂはそれぞれ、計測光Ｌが動脈部分、静脈部分を透過した場合のスペクトルを示している。先に図１１を参照して説明した通り、血流速がより速い動脈部分を透過した場合の方が、ビート信号Ｉのピーク値の低下およびスペクトルのドプラー拡がりはより顕著となっている。

なおこのビート信号Ｉは、散乱媒体である被検体124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Ｉに基づいて被検体124に関する画像を得るようにすれば、被検体124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。

バンドパスフィルター116は、図８に曲線ｃで通過特性を示すように、ビート信号Ｉの中心周波数ω近辺の帯域の信号を通過させるものである。一方バンドパスフィルター117は、図８に曲線ｄで通過特性を示すように、ビート信号Ｉの中心周波数ωから高周波側に所定幅Δｆ２だけ外れた中心ずれ周波数（ω＋Δｆ２）近辺の帯域の信号を通過させるものである。またバンドパスフィルター118は、図８に曲線ｅで通過特性を示すように、ビート信号Ｉの中心周波数ωから低周波側に所定幅Δｆ３だけ外れた中心ずれ周波数（ω−Δｆ３）近辺の帯域の信号を通過させるものである。なおΔｆ２とΔｆ３は、Δｆ２＞Δｆ３の関係を満たすように設定してある。

バンドパスフィルター116、117および118の出力はそれぞれレベル測定器119、120および121に入力される。これらのレベル測定器119、120および121は、それぞれ入力された信号の所定レベルの強度（例えば最大値）を測定し、各々測定した信号強度Ｉ（ω）、Ｉ（ω＋２Δｆ）およびＩ（ω−３Δｆ）を示す信号をパーソナルコンピュータ122に入力する。

パーソナルコンピュータ122は入力された各信号に基づいて、動脈画像表示が指示されている場合は強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）を求め、この強度比が大きいほど高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、その画像信号Ｓｐを画像モニター123に入力させる。計測光Ｌの走査位置毎に生成されるこのような画像信号Ｓｐに基づいて画像モニター123で画像表示すれば、動脈部分が高濃度（低輝度）で示された画像が得られる。その理由は、先に図１１を参照して詳しく説明した通りである。

パーソナルコンピュータ122は、静脈画像表示が指示されている場合は強度比Ｉ（ω−３Δｆ）／Ｉ（ω）を求め、この強度比が小さいほど高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、その画像信号Ｓｐを画像モニター123に入力させる。計測光Ｌの走査位置毎に生成されるこのような画像信号Ｓｐに基づいて画像モニター123で画像表示すれば、静脈部分が高濃度（低輝度）で示された画像が得られる。

なお、強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）や（ω−３Δｆ）／Ｉ（ω）の値を閾値処理することにより、動脈部分のみあるいは静脈部分のみを２値画像で示すことも可能である。しかし上記実施形態のようにすれば、血流の流速分布も画像濃度の違いとして表示されるので、臨床上の利用価値はより高いものとなる。

また、上記強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）と（ω−３Δｆ）／Ｉ（ω）の一方のみを利用して、動脈画像と静脈画像を切替表示することも可能である。つまり例えば、動脈画像表示が指示されている場合は強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）が大きいほど高濃度（低輝度）を担持するように、反対に静脈画像表示が指示されている場合は強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）が小さいほど高濃度（低輝度）を担持するように、画像信号Ｓｐの生成の仕方を切り替えればよい。

しかし上記実施形態のようにすれば、極端に小さい（ゼロに近い）強度比Ｉ（ω＋２Δｆ）／Ｉ（ω）の値から静脈画像を担う画像信号Ｓｐを生成したり、反対に極端に大きい（１に近い）強度比Ｉ（ω−３Δｆ）／Ｉ（ω）の値から動脈画像を担う画像信号Ｓｐを生成することがなくなり、信号の取り扱いが容易化される。

＜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９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の実施形態の装置において、周波数シフター134で周波数シフトされた計測光Ｌと被検体124を透過して来た計測光Ｌはハーフミラー133で合成され、ミラー136を介して１つの光検出器115に導かれる。この光検出器115が出力するビート信号Ｉは周波数分析器150に入力され、該周波数分析器150の出力はパーソナルコンピュータ122に入力される。

周波数分析器150はビート信号Ｉのスペクトルを求め、そのスペクトルの半値幅（半値全幅）Ｗを求める。この半値幅Ｗは図１０に示す通り、ビート信号Ｉのピーク値を取る中心周波数ωの成分に対して、強度が１／２になる２点間のスペクトル幅である。周波数分析器150は、この半値幅Ｗを示す信号ＳＷをパーソナルコンピュータ122に入力する。

パーソナルコンピュータ122はこの信号ＳＷに基づいて、半値幅Ｗが大きいほど高濃度（低輝度）を担持する画像信号Ｓｐを生成し、その画像信号Ｓｐを画像モニター123に入力させる。計測光Ｌの走査位置毎に生成されるこのような画像信号Ｓｐに基づいて画像モニター123で画像表示すれば、動脈部分が比較的高濃度で、また静脈部分が比較的低濃度で示された画像が得られる。その理由は、先に詳しく説明した通りである。

なおこの場合も、信号ＳＷを閾値処理することにより、動脈部分のみが示された２値画像や、静脈部分のみが示された２値画像を得ることができる。

＜第６実施形態＞
次に、本発明の第６の実施形態について説明する。図１３は、本発明の第６実施形態による散乱流体の流速測定装置の概略構成を示すものである。

この流速測定装置は、流速ｖで流れている散乱流体200に計測光Ｌを照射する光照射手段としてのレーザー201と、周波数分析手段202と、この周波数分析手段202とともに流速分析手段を構成する信号分析手段203とからなる。周波数分析手段202は、散乱流体200で散乱した計測光Ｌを集光する集光レンズ210と、この集光レンズ210で集光された計測光Ｌを平行光化するコリメーターレンズ211と、このコリメーターレンズ211で平行光化された計測光Ｌを集光する集光レンズ212と、集光された計測光Ｌを検出する光検出器213と、上記コリメーターレンズ211と集光レンズ212との間に配されてファブリ・ペロー干渉計を構成する１対のハーフミラー220および221とから構成されている。

上記ハーフミラー220は固定されているが、他方のハーフミラー221は図示しない駆動手段により図中の矢印Ｈ方向に移動自在とされている。また信号分析手段203はコンピュータシステムからなり、そこには光検出器213が出力する光検出信号ＳＱが入力される。

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。散乱流体200の流速を測定する際には、この散乱流体200に計測光Ｌが照射される。散乱流体200で散乱した計測光Ｌは集光レンズ210、コリメーターレンズ211および集光レンズ212を介して光検出器213に導かれ、その光量が該光検出器213によって検出される。その際、ハーフミラー221と別のハーフミラー220との間で定在波を生じる波長（すなわち光周波数）の光が干渉によって強め合い、その光周波数の計測光Ｌが光検出器213によって検出される。また、ハーフミラー221が一方向に移動されることにより、それと別のハーフミラー220との間の距離が連続的に変化するので、光検出器213によって検出される光の周波数が連続的に変化する。

そこで、光検出器213が出力する光検出信号ＳＱは、ハーフミラー221の駆動と同期して、光周波数毎に検出光強度Ｅを示すものとなる。この光周波数と検出光強度Ｅとの関係は、基本的に図１４の（１）、（２）、（３）および（４）に示すようなものとなる。ここで、同図（１）は散乱流体200の流速ｖがゼロの場合、そして同図（２）、（３）および（４）はそれぞれ、流速ｖ＝ｖ_１ 、ｖ_２ およびｖ_３ （ｖ_１ ＜ｖ_２ ＜ｖ_３ ）の場合を示している。

すなわちこの場合も、図４に示したビート信号の場合と同様に、散乱流体200と計測光Ｌとの相互作用による計測光Ｌのスペクトル拡がりが認められ、図１４に示す通り流速ｖが大であるほど検出光強度Ｅのピーク値はより低下し、またスペクトル拡がりはより大きくなる。つまり、このスペクトルの中心周波数νを挟んだ半値幅FWHMと流速ｖとの間には、図１５に示すような関係が存在する。信号分析手段203は光検出信号ＳＱを受けると、まずスペクトル半値幅FWHMを求め、そこから、予め経験あるいは実験から求められている半値幅FWHMと流速ｖとの関係に基づいて流速ｖを求める。この求められた流速ｖは、例えば光電管や液晶パネル等からなる表示手段（図示せず）に表示される。

以上の例では、検出された計測光Ｌのスペクトル半値幅FWHMに基づいて流速ｖを求めているが、計測光Ｌのスペクトル拡がりを利用して流速ｖを求めるには、その他の手法を用いることもできる。例えば光検出器213が出力する光検出信号ＳＱを、図１６に曲線ｃ１で示すような通過特性、つまりその中心周波数が計測光Ｌの中心周波数νから＋Δνだけ外れている通過特性のバンドパスフィルターに通し、そこを通過した周波数成分（中心ずれ周波数成分）の強度を検出し、この強度に基づいて流速ｖを求めることもできる。すなわちこの中心ずれ周波数成分の強度は、計測光Ｌのスペクトル拡がりが大であるほど、言い換えれば流速ｖが大であるほど大きくなるので、この関係に基づいて流速ｖを求めることができる。

また図１７に示すように、光検出信号ＳＱが示す計測光Ｌのスペクトルにおいて、計測光Ｌの中心周波数νの成分の光強度Ｅ（ν）と、周波数（ν＋Δν）の成分の光強度Ｅ（ν＋Δν）とを求め、それらの強度比Ｅ（ν＋Δν）／Ｅ（ν）に基づいて流速ｖを求めることもできる。すなわちこの強度比Ｅ（ν＋Δν）／Ｅ（ν）は、図１８にも示す通り、計測光Ｌのスペクトル拡がりが大であるほど、言い換えれば流速ｖが大であるほど大きくなるので、この関係に基づいて流速ｖを求めることができる。

以上、散乱流体の流速測定装置の一実施形態について説明したが、本発明の流速測定装置は、前述した光ヘテロダイン検出系が出力するビート成分検出信号から流速を測定するように構成することも可能である。例えば、図９に示した血管の画像化装置において光検出器115が出力するビート信号Ｉは、先に図１１を参照して説明した通り、流速ｖがより速い散乱流体を透過した場合の方が、そのピーク値の低下およびスペクトルのドプラー拡がりがより顕著となっている。したがって、周波数分析器150が求めたビート信号Ｉのスペクトル半値幅Ｗ（図１０参照）は、散乱流体の流速ｖが大であるほど大となるので、この関係に基づいて半値幅Ｗから流速ｖを求めることができる。

また、上記光検出器115が出力するビート信号Ｉのスペクトルにおいて、図１１に示すように中心周波数ωの成分の信号強度Ｉ（ω）と、周波数（ω＋Δｆ）の成分の信号強度Ｉ（ω＋Δｆ）とを求め、それらの強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）に基づいて流速ｖを求めることもできる。すなわちこの強度比Ｉ（ω＋Δｆ）／Ｉ（ω）は、ビート信号Ｉのスペクトルのドプラー拡がりが大であるほど、言い換えれば流速ｖが大であるほど大きくなるので、この関係に基づいて上記強度比から流速ｖを求めることができる。

また、例えば図３に示した血管の画像化装置において、同期検出部51がサンプリングして出力するレベル計測信号ＳＬは、図５を参照して説明した通り、流速ｖがより速い散乱流体を透過した場合の方がより高レベルとなっている。したがって、このこの関係に基づいてレベル計測信号ＳＬから流速ｖを求めることもできる。

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 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 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 ビート信号のドプラー拡がりの、流体流速による変化を示す概略図 ビート信号の血流によるスペクトル拡がりと、中心ずれビート信号を検出するフィルターの通過特性を示すグラフ ビート信号の血流によるスペクトル拡がりと、中心ずれビート信号を検出するフィルターの通過特性を示すグラフ 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 ビート信号の血流によるスペクトル拡がりと、上記第４実施形態の装置において中心ずれビート信号を検出するフィルターの通過特性を示すグラフ 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 上記第５実施形態の装置において求められるビート信号の半値幅を説明する概略図 ビート信号のドプラー拡がりの、流体流速による変化を示す概略図 ビート信号の中心周波数成分に対する中心ずれ周波数成分の強度比と、流体流速との関係を示すグラフ 本発明の第６実施形態による散乱流体の流速測定装置を示す概略構成図 散乱流体を経た計測光のスペクトルの流体流速による変化を、スペクトル半値幅と併せて示す概略図 散乱流体を経た計測光のスペクトルの半値幅と流体流速との関係を示すグラフ 散乱流体を経た計測光のスペクトルと、中心ずれ周波数成分を検出するフィルターの通過特性を示すグラフ 散乱流体を経た計測光のスペクトルの流体流速による変化を、中心ずれ周波数と併せて示す概略図 散乱流体を経た計測光の中心周波数およびそこから外れた周波数の各成分の強度比と、流体流速との関係を示すグラフ

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 バンドパスフィルター
15 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
63 光検出器
64 バンドパスフィルター
65 レベル測定器
111 レーザー
112 光ヘテロダイン光学系
113、114、115 光検出器
116、117、118 バンドパスフィルター
119、120、121 レベル測定器
122 パーソナルコンピュータ
123 画像モニター
124 被検体
125 Ｘ−Ｙステージ
126 ステージドライバー
130、133、135 ハーフミラー
131、132、136 ミラー
134 周波数シフター
150 周波数分析器
200 散乱流体
201 レーザー
202 周波数分析手段
203 信号分析手段
210、212 集光レンズ
211 コリメーターレンズ
213 光検出器
220、221 ハーフミラー

Claims (26)

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が出力したビート成分検出信号の、中心周波数から所定幅外れた周波数帯域の成分を検出するフィルター手段と、
   このフィルター手段が検出した中心ずれビート信号の強度と、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画像信号生成手段とからなる血管の画像化装置。
2. 前記画像信号生成手段が、前記閾値よりも強度が大である中心ずれビート信号から、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. 前記画像信号生成手段が、前記閾値よりも強度が小である中心ずれビート信号から、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. 前記ビート成分検出信号の、脈動によるスペクトル拡がりがほぼ一定の位相となる時点を検出する同位相点検出手段と、
   この同位相点検出手段が検出した時点における前記中心ずれビート信号をサンプリングして、その中心ずれビート信号を前記画像信号生成手段に入力させる同期検出手段とを有す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. 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４記載の血管の画像化装置。
6. 前記同位相点検出手段が、前記ビート成分検出信号の中心周波数成分が所定のピーク値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４記載の血管の画像化装置。
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。
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が出力したビート成分検出信号の中心周波数成分の強度を検出する手段と、
   前記ビート成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出する手段と、
   前記中心周波数成分の強度と前記中心ずれ周波数成分の強度との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。
9. 前記中心ずれ周波数成分の強度を検出する手段が、周波数が互いに異なる第１および第２の中心ずれ周波数成分を検出するように構成され、
   前記画像信号生成手段が、前記中心周波数成分の強度と前記第１の中心ずれ周波数成分の強度との比に基づいて生体の動脈部分を示す画像信号を生成し、前記中心周波数成分の強度と前記第２の中心ずれ周波数成分の強度との比に基づいて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記載の血管の画像化装置。
10. 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が出力したビート成分検出信号のスペクトルを求めるスペクトル分析手段と、
    この求められたスペクトルの、中心周波数成分に対して所定強度となる２つの周波数成分間のスペクトル幅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。
11. 前記画像信号生成手段が、前記スペクトル幅として、前記スペクトル分析手段によって求められたスペクトルの半値幅を用いるものであることを特徴とする請求項１０記載の血管の画像化装置。
12. 生体に計測光を照射する光照射手段と、
    照射された前記計測光の、前記生体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該生体の動脈および／または静脈を画像化する画像化手段とからなる血管の画像化装置。
13. 前記画像化手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて前記動脈および／または静脈を画像化するものであることを特徴とする請求項１２記載の血管の画像化装置。
14. 前記画像化手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて前記動脈および／または静脈を画像化するものであることを特徴とする請求項１２記載の血管の画像化装置。
15. 前記画像化手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記動脈および／または静脈を画像化するものであることを特徴とする請求項１２記載の血管の画像化装置。
16. 前記画像化手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものであることを特徴とする請求項１２から１５いずれか１項記載の血管の画像化装置。
17. 生体に計測光を照射する光照射手段と、
    照射された前記計測光の、前記生体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該生体の動脈と静脈とを識別する識別手段とからなる血管の識別装置。
18. 前記識別手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものであることを特徴とする請求項１７記載の血管の識別装置。
19. 前記識別手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものであることを特徴とする請求項１７記載の血管の識別装置。
20. 前記識別手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記動脈と静脈とを識別するものであることを特徴とする請求項１７記載の血管の識別装置。
21. 前記識別手段が、前記生体で散乱した前記計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものであ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. 散乱流体に計測光を照射する光照射手段と、
    照射された前記計測光の、前記散乱流体との相互作用によるスペクトル拡がりに基づいて該散乱流体の流速を分析する分析手段とからなる散乱流体の流速測定装置。
23. 前記分析手段が、前記流体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号のスペクトルの半値幅を検出し、この半値幅に基づいて前記流速を分析するものであることを特徴とする請求項２２記載の散乱流体の流速測定装置。
24. 前記分析手段が、前記流体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数から所定幅外れた中心ずれ周波数成分の強度を検出し、この強度に基づいて前記流速を分析するものであることを特徴とする請求項２２記載の散乱流体の流速測定装置。
25. 前記分析手段が、前記流体で散乱した前記計測光の周波数成分を検出し、その周波数成分検出信号の中心周波数成分の強度と、この中心周波数から所定幅外れた周波数成分の強度との比を検出し、この比に基づいて前記流速を分析するものであることを特徴とする請求項２２記載の散乱流体の流速測定装置。
26. 前記分析手段が、前記流体で散乱した前記計測光の周波数成分を光ヘテロダイン検出信号に基づいて検出するものであることを特徴とする請求項２２から２５いずれか１項記載の散乱流体の流速測定装置。

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