JPH02240545A

JPH02240545A - 光断層像画像化装置

Info

Publication number: JPH02240545A
Application number: JP6289789A
Authority: JP
Inventors: Tsutomu Ichimura; 市村　勉; Fumio Inaba; 稲場　文男
Original assignee: Research Development Corp of Japan
Current assignee: Japan Science and Technology Agency
Priority date: 1989-03-14
Filing date: 1989-03-14
Publication date: 1990-09-25
Anticipated expiration: 2009-06-01
Also published as: JPH0641911B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔産業上の利用分野〕本発明は生体等の散乱体の吸収分布を求めて光断層像を
高解像度で得られるようにした光断層像画像化装置に関
するものである。

〔従来の技術〕

Ｘ線の発見以来、生体く人体）内部を外部より損傷を与
尤ずに観察する技術（非観血的、あるいは無侵襲的計測
法）は、生物学、特に医学の分野で強く求められ発達し
てきた。この技術は電磁波として見ると最も波長の短い
ガンマ線やＸ線と、最も波長の長いラジオ波が使用され
ている。前者はＸ線ＣＴとして、後者はＮＭＲ−ＣＴ　
（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　　［ｍａ
ｇｉｎｇ、ＭＲＩ）として実用化されている。

一方物理や化学の分野で広く用いられている紫外−可視
−近赤外−赤外の領域の分光学を“丸ごと°の生体（ｉ
ｎ　　ｖｉｖｏ）へ応用する試みは比較的少ない。これ
は光を用いた生体計測、特に吸収や発光の過程を利用す
るものにおいて、もっとも基本的な“定量性”に関し多
くの問題が解決されずに残されているからである。現在
、固体素子を用いた反射スペクトルの測定装置や高感度
ＴＶカメラ等による計測が試みられているが、再現性や
得られた絶対値に対し信頼性が少ないのはこの理由によ
る。

生体組織のような散乱体で光を照射した際、１８０°向
かい合わせで受光すればある程度直進光を取り出すこと
ができるが、今のところ、その空間分解能はあまり良い
とはいえない。

Ｘ線と光とでの空間分離能の差は今のところ埋めること
はできない。しかしながら光、特に近赤外光を用いると
、血液中のヘモグロビンから組織酸素濃度のイメージン
グができるはずである。これらは他のＮＭＲ−ＣＴやＸ
線ＣＴと異なった情報を与えてくれるであろう。

３〜５ｃｍの厚さの組織ならばわれわれは透過してきた
光を検出することができる。このことは“光−レントゲ
ン写真”を診断に使えることを意味する。女性の乳房は
組織が比較的均一であり光が透過しやすく、またその形
状から透過光の検出（厚さ二〜３ｃｍ程度）が容易であ
り、古くから乳ガンの診断に、Ｄ　ｉａｐｈａｎｏｇｒ
ａｐｈｙ　（Ｌ　ｉｇｈｔｓｃａｎｎ　ｉｎｇ）という
名で用いられてきた。このような従来の診断装置につい
て第３８図により説明する。

第３８図は従来の光吸収分布像を得る装置Ｍ４成を示す
図である。図中、４０１はスキャンヘッド、４０３は人
体、４０５はビデオカメラ、４０７はΔ／Ｄコンバータ
、４０９は近赤外光フレームメモリ、４１１は赤色光フ
レームメモリ、４１３はプロセッサ、４１５はカラー変
換処理部、４１７はエンコータキーホード、４１９はＤ
／Ａコンバータ、４２１はプリンタ、４２３はテレビモ
ニタ、４２５はビデオテープレコーダである。

赤色光（主に血液中のヘモグロビンが強く吸収する）と
近赤外光（血液、水分、脂肪、その他が吸収する）を交
互にライトガイドを介してスキャンヘッド４０１により
人体の被測定部位、例えば乳房に照射しつつ走査する。

図では下から上方へ光が照射されている。その結果乳房
全体が明るく光り、この透過像をビデオカメラ４０５で
捉え、Ａ／Ｄコンバータ４０７でデジタル信号に変換し
、デジタルスイッチを介して近赤外光、赤色光をそれぞ
れフレームメモリ４０９．４１１に取り込み、両フレー
ムメモリのデータから、プロセッサ４１３で近赤外光お
よび赤色光の強度比を演算し、さらにカラー変換処理し
てアナログ信号に変換し、プリンタやテレビモニタ、ビ
デオテープで光吸収分布像を観測する。

この装置においてはスキャンへマド４０１からの光は平
行光ではなく、恰も懐中電溶で照らしたのと同じように
組織（乳房）で拡がっており、これをビデオカメラのよ
うな２次元検出器で受けるので分解能はあまり良くない
。

この点を改良し、コリメートした照射−受光システムを
用いた例を第３９図により説明する。

第３９図はコリメートした照射−受光系を使用した従来
の光吸収分布像を得る装置構成を示す図である。

この例においては、光源にレーザ光を使用し、光ファイ
バ４３３でレーデ光を導いて測定対象４３５に照射し、
その透過光をファイバコリメータ４３７で捉えて検出器
４４３で電気信号に変換し、前処理回路４４５、Ａ／Ｄ
コンバータ４４７、インターフェース４４９を介してコ
ンピュータ４５１で信号処理する。この場合に照射用光
ファイバ４３３と検出用のファイバコリメータ４３７を
モータ４３９で同期してスキャニングすることにより測
定対象各部位の光吸収分布像を得てモニタ４５３で観察
している。

なお、光源は赤色光として６３３ｎｍのＨｅＮｅレーザ
ー、近赤外光として８３０ｎｍの半導体レーザーを用い
る。この診断装置は１９７７年。

Ｊｏｂｓｉｓらがネコや人の頭部に近赤外光を照射して
透過した光の検出に成功し、その透過光量が動物の呼吸
状態で変動することを報告した。７００〜１．５００ｎ
ｍの波長の近赤外光はネコの頭程度の大きさの組織であ
れば５ｍＷ程度の照射光量で十分に透過した光を検出で
き、この光量は現在のレーザーの安全基準の約１１５０
以下である。

また、われわれが海岸で浴びる近赤外光の約ｌ／１０程
度でもあり非常に安全である。

〔発明が解決すべき課題〕

ところで、生体等に光を照射した場合、その透過光には
試料による吸収と散乱が生ずる。

第４０図はＴｗｅｒｓｋｙの散乱理論曲線を示す図であ
り、赤血球浮遊液の吸光度とへマドクリプト濃度との関
係を求めたもので、波長９４０　ｎｍのレーザ光を照射
したとき得られる透過光強度及び透過光の散乱成分と吸
光度成分とを示したものである。

第４０図から分かるように、透過光には吸光度成分に大
きな散乱成分が重畳されている。散乱成分は方向性がな
いため、いろいろな部位からの散乱光が含まれてしまい
、光断層像をぼけたものにしてしまう性質がある。その
ため単に透過光を検出してもこの散乱成分のために必要
な情報の吸光皮成分を精度よく検出することができない
。

ところで、第３８図、第３９図に示すような従来の装置
においては、第４１図＜ａ）〜（Ｃ）、第４２図（ａ）
、（ｂ）のいずれかに示す方式で透過光を検出している
。

第４１図（ａ）は試料４６０に対して細束ビームを照射
し、所定の開口径を有するスクリーン４６２を通して検
出器４６４で透過光を検出する方式である。しかし、細
束ビームは試料により散乱されて検出器の前の開口径に
よって決まる受光指向性の光束が検出されているので、
細束ビームの広がり具合で直進光束以外の光、即ち、散
乱成分も検出してしまうことになる。

第４１図（ｂ）は大東平面波を試料４６０に照射し、所
定の開口径を有するスクリーン４６２を通して透過光を
検出器４６４で検出する方式である。この場合も、同様
に開口径によって決まる受光指向性内の光束が検出され
、直進する光束以外の散乱光も検出することになる。

第４１図（Ｃ）は試料４６０の後方にレンズ４６６を配
置して結像させ、検出器４６４で検出するようにしたも
ので、試料各点から出る発散球面波をレンズを用いて結
像点に結像する集束球面波として検出していることにな
るため、光束の直進成分だけでなくレンズの口径と焦点
距離で決まる受光指向性の光束が検出され、同様に散乱
成分を全て拾ってしまい、極めて解像度が悪いことにな
る。

第４２図はファイバコリメータで透過光を検出するもの
で、同図（ａ）はコアとクラッドとの屈折率を階段状に
変化させた方式、同図（ｂ）はコアの屈折率に分布を持
たせた方式である。どちらの場合にも、ファイバコリメ
ータはある立体角の範囲の光を受光してしまうため、直
進成分以外の光、即ち散乱光を受光してしまうことにな
り、極めて解像度の悪いものとなってしまう。

本発明は上記問題点を解決するためのもので、透過光に
多くの散乱成分が含まれる場合にも、その散乱成分を確
実に除去し、必要な吸収成分の情報のみを抽出して゛解
像度のよい光断層像を得ることができる光断層像画像化
装置を提供することを目的とするものである。

〔課題を解決するための手段〕

本発明においては、内壁面に光吸収材を塗布するか、コ
ア部分の屈折率をクラフト部分の屈折率より小さくした
直線状の中空細管、或いはこれらを東ねたもの、また壁
面に吸収材を塗布した複数のプレート２組を互いに交差
させて配置した高指向性光学系を使用する。レーザー光
がコヒーレントな光波であり、鋭い指向性を有すること
を利用し、レーザー光を測定対象に照射してその透過光
を高指向性光学系で受光する。人力波が７ラウンホ一フ
ア回折により平面波となり、その直進成分だけを検出し
、直進成分以外は減衰させてしまう。

すなわち、インコヒーレント光、散乱光などの無指向性
な光は、高指向性光学系で受光すると、減衰が大きくて
光学系からの再放出光は利用出来る程の強さではなく、
レーザー光のようなコヒーレント光は、あまり減衰せず
強い再放出光として取り出すことができる。したがって
、本発明は、コヒーレント光をインコヒーレント光から
分離する機能を有している。このような高指向性光学系
を使用し、人体等の散乱体を含む対象物にレーザ光を照
射、してその透過光を検出することにより、散乱成分の
影響を除去して高解像の光断層像を観測することが可能
となる。

〔作用〕

本発明はレーザー光を照射光源として使用し、生体のよ
うな散乱成分を多く含む透過光を検出して光断層像を得
る場合に、透過光のうち光軸に平行な直進成分のみを取
り出し、光軸に平行でない成分は減衰させることにより
散乱成分を確実に除去するものであり、光吸収情報のみ
を取り出すことができるので、極めて解像度よく生体等
の光断層像を観測することが可能となる。

〔実施例〕

以下、実施例を図面を参照して説明する。

第１図は本発明の光断層像画像化装置に使用する平面波
高指向性光学素子を示す図である。図中、１００は高指
向性光学素子、１０３は光吸収材、１０５はコア、１０
７はクラッドである。

第１図（ａ）において、高指向性光学素子１００は例え
ば直線状の細長い中空のガラス繊維からなっており、そ
の内壁面には光吸収材、列えばカーボン等が塗布されて
いる。

入射面１０５から光が入射したとすると、光学素子１０
０の光軸に平行な光は直進して出射面１０７から出射す
るが、光軸に対して傾きをもった光は壁面に当たって吸
収材１０３により吸収されて出射面側には現れない。こ
こで、高指向性光学素子１０３の開口径をＤ１長さを！
、入射光の波長をλとしたとき、光軸に平行でない成分
が吸収され、出射面側で完全に平面波によるフランフォ
ーファー回折像として、略点光源となりそれを検出する
ことにより結果的に平面波のみ検出される長さｌは、１
ｏｃＤ２／λの関係がある。即ち、フランフォーファー
回折像が観測できる距離である。

例えばλ＝６３２８人の場合、Ｄ＝１０Ｂのとき、ｊ！
＝６００ｍ、Ｄ＝１ｍｍのときｊ！＝６ｍ％Ｄ＝Ｏ，，
１ｍのときＪ＝６ｃｍ、Ｄ＝０．Ｑ　１ｍのときｌ＝０
．６ｍｍ、Ｄ＝１μｍのときｊ！＝６μｍ。

Ｄ＝０．５μｍのとき１＝Ｌ　　２５．ｕｍである。

従って、適宜測定対象に応じて開口径と長さを設定し、
光学素子を入射開口径に比して充分長くすれば、高指向
性光学素子に入射した光のうち、光軸に平行な平面波の
みが出射面から取り出せることになる。但し、管径が入
射光の波長に比較して大きく略平面波伝播ができる必要
がある。もし入射光波長と同程度の径となると回折が大
きく出射面から取り出せる光量は極端に小さくなる。

第１図（ｂ）は通常の光ファイバとは逆にコア１０９の
屈折率をクラッド１１１の屈折率よりも小さくしたもの
で、光軸に平行でない光はクラッド１１１で全反射され
ず散逸し、一部反射されたとしても何回か反射を繰り返
すうちに光軸でない光は全て光学素子外に失われてしま
い、結局出射面１０７からは光軸に平行な平面波のみを
取り出すことができる。なお、第１図（ａ）（ｂ）を組
み合わせ、クラッドの内面に光吸収材を塗布するように
してもよい。

第２図は第１図に示した高指向性光学素子を円筒状に束
ねた実施例を示す図である。図中、１２０は高指向性光
学系、１２１は放射指向パターンである。この放射指向
性は、入射光波長大と管径りで決まり、管径が小さい程
球面波放射に近づく。

図に示すように、高指向性光学素子１００を円筒状に東
ねて高指向性光学系１２０を構成すると、各高指向性光
学素子からは放射指向パターン１２１で示す出射光が得
られるので、入射側に散乱光および平面波を含む光を入
射させると、出射面１０７からは平面波によるフランフ
ォーファー回折像として略点光源となり、それを検出す
ることにより、結果的に平面波のみを検出することが可
能である。したがって、高指向性光学系！２０の受光面
を所定の大きさになるようにすれば、人体等の透過光を
所定の範囲で一度に検出することができ、光断層像を得
るための高解像検出器として使用することができる。

第３図は第２図に示した高指向性光学系の入射面側に凸
レンズを設けた例を示す図である。図中、１２３は凸レ
ンズ、１２５はピンホールである。

第３図（ａ）は入射面に凸レンズ１２３を設けた例を示
す図であり、本実施例では凸レンズ１２３によりフラン
フォーファー回折像を焦点面に作り、平面波の入射光を
収束させ、それ以外は光学素子１００の内面で吸収させ
るようにしており、光軸に平行な直進光成分のみ検出す
ることができる。この場合、高指向性光学素子の長さは
、レンズの焦点距離となりピンホールで光を取り出す。

また、第３図（ｂ）に示すように凸レンズ１２３の焦点
位置にピンホール１２５を設け、高指向性光学素子を長
くすることもできる。この場合、ピンホール１２５の位
置は凸レンズの焦点距離をｆとしたとき焦点位置で、検
出器の位置はレンズに対してｆより遠方であればよいが
、２ｆより離すと高指向性光学素子の壁での損失が増大
するので、ｆ〜２「の範囲とすることが望ましい。

第４図は高指向性光学系の入射面側に光ファイバ１２７
を設けた例を示す図で、光ファイバはコア部分の屈折率
がクラッド部分の屈折率よりも大きいため、第３図にお
ける凸レンズと同様の役割をし、指向性を向上させるこ
とが可能となる。これとは逆に高指向性光学系の出射面
側に、光ファイバーを設けることにより、フレキシブル
なで象の取り扱いが可能となる。

第２図〜第４図に示したものは、例えば薄膜製造技術等
を応用することにより、第５図に示すようなマルチチャ
ンネルタイプに形成することにより高解像度の光学系と
して形成するようにしてもよい。

次に、第６図〜第８図により本発明の球面波高指向性光
学系を説明する。

第６図は球面波高指向性光学系の基本的な構成を示す図
で、各高指向性光学素子の光軸が一点から発散する形と
なるように放射状に束ねて円錐状に構成したものである
。

本実施例！こおいては、各高指向性光学素子１００の光
軸に平行でない入射光は減衰してしまい、光軸に平行に
進行する球面波のみ出射面から取り出すことができる。

第７図は第６図の光学系の入射面側に凸レンズ１２３を
設けたもので、凸レンズは第３図の場合と同様な作用を
し、より高指向性を向上させることができる。もちろん
、第７図の例においても第３図（ｂ）で説明したと同様
にピンホールを設けて一層指向性を向上させるようにし
てもよい。

第８図は入射面側に光ファイバ１２７を設けたもので、
光ファイバは凸レンズと同様の働きをし、指向性を向上
させることができる。また、その逆の接属も可能である
。

第９図は第６図〜第８図の高指向性光学素子の東ね方を
示す図で、各光学素子は同一点から放射状に発散する光
軸を有するように束ねることにより、球面波に対する高
指向性光学系を構成することができる。この場合、各高
指向性光学素子１００を入射面側から出射面側に連続的
に太くなるように一端の径は小さく、他端の径は大きい
細管とすることにより、球面波の中心点から放射される
球面波のみを透過させる球面波高指向性光学系を構成す
ることができる。また各光学素子の太さは一定のものを
使用し、各光学素子間に介在物を入れることにより円錐
形状の構成としてもよい。

第１Ｏ図は高指向性光学素子を矩形断面のもので構成し
た例を示し、矩形断面の各高指向性光学素子１０１を東
ねることにより、或いは複数のプレートを用い、一方に
孔を開けて交差させて構成してもよく、円筒状の光学系
の場合と同様に高指向性の光学系を構成することができ
る。

第１１図は互いに直交するように分離配置した２組の光
学プレート群１５０，１５１により第１Ｏ図の場合と同
様の高指向性光学系を構成した例を示す図である。本実
施例においては、まず高指向性光学プレート１５０によ
り、進行方向が垂直方向に光軸に対して角度を有する光
が減衰され、次に高指向性光学プレー）１５１により、
進行方向が水平方向に光軸に対して角度を有する光線が
減衰させられ、結果として出射面側からは２組のプレー
トに平行な光線のみを取り出すことができる。

第１２図（ａ）は矩形断面の球面波高指向性光学系を示
す図で、矩形断面積が連続的に太き（なるようにした複
数の光学素子を束ねるか、垂直方向の高指向性光学プレ
ート群と、これに交差する高指向性光学プレート群を、
−点から発散する光軸を有するように放射状に交差させ
ることにより構成したものである。また、矩形断面積が
一定の複数の光学素子を放射状に東ねで構成してもよい
。

また、第１２図（ｂ）は所定の角度で発散するように放
射状に分離配置した２組の高指向性光学プレート群１６
１．１６２により構成した高指向性光学系を示し、第１
１図の場合と同様に各プレート群１６１．１６２により
、その光軸方向に進む球面波以外を全て減衰させて所定
の球面波のみを取り出すことができる。

第１３図は本発明における試料に対するレーザ光照射方
法を説明するための図で、図中１７０は試料、１７１は
ビーム縮小器、１７３は走査装置、１７５はビーム拡大
器、１７７は凸レンズである。

第１３図（ａ）においてはビーム縮小器１７＋によりビ
ームを細くし、走査装置１７３によりＸ軸、Ｙ軸方向に
走査しながら試料１７０を照射する。試料１７０の透過
光は試料による吸収の情報を帯びた光と試料により散乱
された光とからなり、この透過光を本発明の高指向性光
学系で検出することにより、散乱光を減衰させて吸収の
情報を帯びた光のみを検出することができる。

第１３図（ｂ）においてはレーザ光をビーム拡大器１７
５で拡大した平面波を試料１７０に照射することにより
走査機構を必要とせずに検出することができる。

第１３図（Ｃ）は凸レンズ１７７によりレーザ光から球
面波を得、これを試料１７０に照射するようにしたもの
で、この場合は本発明の球面波高指向性光学系を使用す
ることにより、吸収の情報を帯びた光のみを検出するこ
とができる。

第１４図は本発明の高指向性光学系を用いて試料透過光
を検出する例を示す図である。

第１４図（ａ）においては、試料から透過した直進する
光のみを検出する場合を示し、高指向性光学系１００を
使用し、検出器１８０により各光学素子の直径と長さで
決まる光束のみ光学素子内を進行し、これを検出する。

この場合、管の長さを長くすることにより指向性を一層
高くすることができ、る。

第１４図（ｂ）は球面波の透過光を検出する場合を示す
図で、球面波高指向性光学系１３０を使用し、検出器１
８０により検出することにより所定の角度で発散する球
面波のみを検出することができる。

第１４図（ｃ）は望遠鏡を用いた本発明の他の実施例を
示す図である。図中、１８２は望遠鏡、１８４はレンズ
である。本実施例においては望遠鏡１８２の焦点距離ｆ
がカメラレンズに比較して非常に大きいレンズ１８４を
使用し、その間口径をＤとすると、視野角はＤ／ｆで決
まり、非常に小さくなる。従って試料に光を照射し、そ
れから充分離れた距離β、但しｌはＥ＞ｆの距離に配置
することにより検出器に入ってくる光束は視野角の範囲
のほぼ直進成分のみが得られる。但し、本実施例では充
分密に複数の望遠鏡を東ねることが困難であるので、同
時並列処理が出来ないが、単本で使用し、走査すること
によりシャープな画像を得ることができる。

第１４図（ｄ）は本発明の検出方式の概念図である。図
中、１８１はレーザ光源、１７０ａは吸収体、１７０ｂ
、１７０ｃは散乱体、１８６はレンズである。

図に示すように、生体等の測定対象は散乱体１７０ｂ、
１７Ｑｃおよび吸収体１７０ａが併存する形になってお
り、これにレーザ光源を照射し、本発明の高指向性光学
系を用いて検出することにより散乱体による散乱成分は
除去し、吸収体による吸収成分のみ検出することができ
る。

な右、本発明の高指向性光学系による検出は、第１５図
（ａ）に示すように、直接検出器１８．０により検出し
た場合、各光学素子から得られる光が分離しているため
に像が不連続な点の集まりとして観測されること、さら
に各受光素子からの光が干渉して不要な干渉縞が生じる
可能性がある。

そこで、第１５（ｂ）に示すように、高指向性光学系と
検出器１８０の開にスリガラス１８３を挿入することに
より不連続な光の集まりとして観測される像を平滑化し
て綺麗な像にすること、さらに各光学素子の出力光の干
渉性をなくして干渉縞が生じないようにすることができ
る。

高指向性光学系からの出力光の検出は第１６図（ａ）に
示すように、点検出器１８５をＸ軸、Ｙ軸方向に走査す
ることにより検出してもよく、また第１６図（ｂ）に示
すように１次元アレイ検出器１８７を一方向、図ではＹ
方向に走査することにより検出してもよく、また１６図
（ｃ）に示すように、２次元検出器１８９により一度で
検出するようにしてもよい。

なお、本発明においては連続色素レーザ、パターン色素
レーザ、ＹＡＧレーザ、半導体レーデ等のレーザ光を使
用することができ、よだ検出器としては可視領域、近赤
外領域を検出可能なフォトダイオード、フォトダイオー
ドアレイ、ＭＯＳアレイ、ＣＣＤセンサ等の半導体検出
器や光電子放出タイプのビジコン、イメージオルシコン
等を利用することができる。また増倍機能の付いた検出
器としてはダイノードやアバランシェフォトダイオード
と２次電子検出を組合わせたもの、マイクロチャンネル
プレートで２次電子増倍し、螢光面の螢光像をダイオー
ドアレイ、ビジコン、イメージオルシコン等で検出する
もの等、適宜使用することができる。

第１７図は本発明の光断層像画像化装置の全体構成を示
す図で、図中、２０１．２０３はレーザ、２０５はセク
タ、２０７はレーザ照射系、２０９は試料、２１１は検
出部、２１１ａは高指向性光学系、２１１ｂは検出器、
２１１ｃは同期検波器、２１３はデータ処理部、２１３
ａは吸収分布算出部、２１３ｂは３次元分布算出部、２
１５は試料台制御部、２１７は試料台駆動部である。

図において、セクタ２０５によりレーザ２０１゜２０３
より波長λ７、λ２のレーザ光を交互にレーザ照射系２
０７を通して試＄４２０９に照射する。

試料２０９からの透過光は本発明の高指向性光学系２１
１ａを通して検出器２１１ｂにより検出する。その検出
信号はセクタ２０５の駆動信号により同期検波し、デー
タ処理部２１３で吸収分布を測定する。同時にデータ処
理部２１３により試料台制御部２１５、試料台駆動部２
１７を通して試料２０９を回転ないし移動させることに
より、試料の各部位において吸収を受けた透過光を検出
してデータ処理部２１３により吸収の３次元分布像を求
め、光断層像を得ることができる。なお、試料からの透
過光は、一般に散乱成分と吸収成分とが混在することに
なる。

第１８図は酸素化ミオグロビン、脱酸素化ミオグロビン
の波長に対する吸光度特性の例を示し、散乱成分は波長
依存性が小さく、はぼ一定な値をとる波長領域を有して
いる。そこで散乱成分がほぼ一定な波長λ１、λ２を使
用し、それぞれの吸光度を差し引くことにより散乱成分
を除去することができる。但し、本発明においては高指
向性光学系によりこの散乱成分が完全に除去できるが、
２波長法を採用することにより吸収の絶対量を算出する
ことができる。

一般に、生体組織に対する分光測定は本質的に散乱粒子
を含む不均一系での測定となる。この場合、透明試料で
成立するＢｅｅｒ−ＬａＩＩＩｂｅｒ　を則が必ずしも
成り立たない。このような濁った試料に対する測定法と
して２波長法と差スペクトル法とがある。

試料が低濃度で、Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒ　を則が成り
立つ場合を考え、第１９図（ａ）に示すように照射光量
をｉｏ、透過光量をＩとすると１ｏｇｌ　ｏ　／　Ｉ　＝εｃｄ　　　　　　　　　・
・・・・・（１）ここでニブシロンは吸光係数、Ｃは濃
度、ｄは光路長である。

２つの異なった波長λ１λ２について同様にｉｏｇｌｏ
（λ、）／Ｉ（λ、）＝＋！（λ、）ｃｄ・・・・・・
（２）ｌｏｇｉｏ　　（λ、＋）／Ｉ　　（λ２）＝ε　（λ
、）ｃｄ・・・・・・（３）となる。（２）式、（３）式より１ｏｇｌ　　（λ、）／Ｉ（λ、　）　−ｉｏｇｌ＋　
　（λ２）／Ｉ０　（λ、）＝ε　（λ１）−ε　（λ
ａ）ｃｄ・・・・・・（４）となる。即ち、２つの波長の吸光度の差は濃度に比例す
ることになる。また、懸濁試料では第１９図（ｂ）に示
すように、■。を入射光とすると透過光の外に散乱、反
射成分Ｉｓが生ずる。従ってｉｏｇ［０／　Ｉ　＝εｃ
　ｄ　＋Ｉ　ｓ　　　　　　−−（５）ここで、■、は
散乱による減衰を示す。したがって同様に、１ｏｇｌ　　（λ２）／Ｉ（λ、）＝Ｅ（λ１）−ε（
λｚ）　ｃｄ−１ｏｇｉｏ　　（λ２＞／１．（λ１）
４−（ｉｓ（λ　、）−１ｓ　　（λ　２　）　）　　
　　　　　　・・・・・・（６）となる。

従ってＩｓ　　（λ１）がＩｓ　　（λ２）に等しけれ
ば、散乱の影響を除いて吸光度の差を求めることにより
、試料の濃度を測定することができ、またλ、とλ、を
接近させると、散乱等の影響はほぼ等しいと仮定するこ
とができるので、吸光度の差により試料の濃度を求める
ことができる。

第２０図は２波長検出方式における自動利得制御を説明
するための図である。図中、２０５はセフタ、２２０は
モータ、２２２は同期信号発生器、２２４は検出系、２
２６は増幅器、２２８は同期検波回路、２３０は帰還回
路、２３２は増幅器、２３４は信号処理装置である。

図において、モータ２２０によりセクタ２０５を回転さ
せ、検出系２２４によりリファレンス信号Ｒと検出信号
Ｓとを交互に取り出し増幅器２２６に人力させる。一方
モータ２２０の回転に同期した信号を同期信号発生器２
２２により発生させ、この同期信号により増幅器２２６
の出力を同期検波し、検出信号Ｓとリファレンス信号Ｒ
とを分離する。分離したリファレンス信号Ｒを帰還回路
２３０を通して増幅器２２６の入力に負帰還させてゲイ
ン調整をする。

こうしてリファレンス信号が一定になるようにゲイン調
整された状態で信号Ｓを取り出し、これを信号処理装置
２３４で処理することにより試料の吸収情報を得ること
ができる。

第２１図は第２０図の自動自得制御系を多素子検出系に
適用した場合を説明するための図である。

多素子検出器２２４Ｍの各検出器に対応して第２０図の
自動利得制御系を設け、各制御系からの出力をアナログ
スイッチ２３８により切り換えて取り出すことにより、
各検出器に対する信号のゲイン調整を行うことができる
。

第２２図はサンプルホールド方式による吸光度差検出方
式を説明するための図である。図中、２４０は検出系、
２４２は増幅器、２４４は同期信号発生回路、２４６は
同期検波回路、２４８ａ。

２４８ｂはサンプルホールド回路、２５０ａ、２５０ｂ
は対数増幅器、２５２は合成回路、２５４はＡ／Ｄコン
バータである。

検出系２４０で検出した信号は、増幅後同期検波回路２
４６で２波長、例えばλ６、λ２に分離され、それぞれ
サンプルホールドされた後、対数増幅され、減算回路２
５２で減算させることにより波長λ１、λ２に対する出
力の比の対数値が得られる。これは前述したように吸光
度の差、即ち試料の濃度を表し、これをＡ／Ｄコンバー
タ２５４でデジタル量に変換し、計算器等によりデータ
処理を行うことになる。

第２３図は第２２図のサンプルホールド方式を多素子検
出系に適用して、各複数の各検出器からの信号により吸
光度差を検出する例を示す図である。

第２３図においては検出器４個に対して１組の対数増幅
器と１つの減算器を対応させ、切り変えスイッチ２５６
ａ、２５６ｂを用いて切り変えることにより対数増幅器
を共用し、各減算回路から得られる出力をアナログスイ
ッチ２５８を通して取り出し、それぞれＡ／Ｄコンバー
タ２５４によりデジタル出力を得るようにしている。

第２４図、第２５図は周波数成分検出による電気的直接
比検出方式を説明するための図で、図中２６０は検出器
、２６２は前置増幅器、２６４は信号成分分離回路、２
６６．２６８はフィルタ、２７０．２’？２は同期整流
回路、２７４は同期信号発生器、２７６は加算回路、２
７８は比率演算回路、２８０は記録器、２８２は演算回
路、２８４はセクタである。

本方式においては、セクタ２８４は第２５図（ａ）に示
すように、４領域に分け、領域Ｐ１が信号を通さないダ
ーク領域、Ｐ２．Ｐ−領域が波長λ、の信号を通す領域
、Ｐ３領域が波長λ２の信号を通す領域になっていて、
このセクタを回転させることにより、第２５図（ｂ）に
示すように、Ｄ、λ１．λ３．Ｄ・・・・・・というよ
うなシーケンスの信号を取り出す。

この信号は直流成分を阻止することによりλ１の周波数
をｆとし、λ、の信号の周波数を２ｆとする交流信号と
して検出することができる。いま、第２４図に示すよう
に検出器２６０で、第２５図（Ｃ）のような信号を検出
し、前置増幅器２６２で増幅して周波数ｆ、２Ｆを通す
フィルタ２６６゜２６８でフィルタすることにより、そ
れぞれλ１、λ２の信号を抽出する。この信号を同期整
流回路２７０．２７２で同期検波することよりそれぞれ
波長λ３、λ、に対応した信号を抽出する。

ところで、波長λ３、即ち周波数２ｆの信号には周波数
ｆ１即ちλ１の信号が重畳されているので、加算回路２
７６で波長λ１の成分を減算して除去することにより、
それぞれＩ　（λ１）、！（λ、）の信号を分離して取
り出すことができ、比率演算回路２７８でこれらの比率
を演算することにより、吸光度の差に応じた信号を取り
出すことができ、これを記録器２８０で記録する。

こうして２波長の信号をそれぞれ周波数１．２ｆの信号
として割り付け、それらの周波数成分を検出することに
よりノイズの影響を受けない信号として検出することが
可能である。

第２６図は第２４図の検出方式を多素子の検出系に適用
した例を示しており、多素子検出器２６０Ｍの数に対応
したプリアンプ、信号成分分離回路、演算回路をそれぞ
れ接続配置し、マルチプレクサ２８４によって順次切り
換えて各信号を取り出すようにしている。

以上は検出光強度が比較的強く、出力として連続出力が
得られる場合の例であるが、以下で極微弱光測定方式に
ついて説明する。

第２７図、第２８図は極微弱光測定方式を説明するため
の図である。図中、２９０はレーザ光源、２９２はチョ
バー、２９４はフォトマルチプライヤ（ＰＭ）、２９６
はパルス増幅器、２９８は波高弁別器、３００はゲート
、３０２は位相器、３０４はゲート出力発生器、３０６
は加減算カウンタ、３０８は記録計である。

ＰＭで光を検出するとき、検出すべき光の強度が強い場
合にはＰＭの出力は連続的になり、その直流成分から入
射光強度が測定できる。しかしながら、入射光強度が極
めて弱くなった場合にはＰＭの出力は離散的となり、不
連続なパルス出力となる。このパルス出力をカウントす
ることによりフォトン１個づつのような極微弱な入射光
を測定することができる。しかし、このような極微弱な
光を測定する場合にはＰＭ自身が雑音パルスを放出する
ためバックグラウンドを検出してしまうので、このよう
なバックグラウンドを除去する必要がある。そこで、第
２７図の例においては信号光とバックグラウンドとをチ
ョッパーにより切り換え、それぞれの期間に検出される
出力を加減算カウンタにより減算してバックグラウンド
を除去し、極微弱な入射光を測定している。

第２７図において、極微弱な入射光をチョッパー２９２
によりチョッピングしてＰＭ２９４で検出する。このと
きチョッパーの切り換え周波数ｆ。を参照信号として位
相器３０２、ゲート信号発生器３０４を通して加減算カ
ウンタ３０６を駆動する。ＰＭ２　Ｑ　４の出力はパル
ス増幅器２９６で増幅した後、波高弁別器２９８で波高
弁別し、定の大きさ以上の信号、即ちパルス出力をゲー
ト３００を通して加減算カウンタに加える。加減算カウ
ンタではチョッパー２９２でチョッピングした信号およ
びバックグラウンドの検出出力を加減算する。

いま第２８図（ａ）に示すようにチョッパーが開いてい
る間は信号ＳとノイズＮの合計の出力が得られ、チョッ
パーが閉じている期間にはバックグラウンドのノイズＮ
が得られたとする。ゲート３００はこのチョッパ、−に
同期し、第２８図（ｂ）（Ｃ）のように、チａツバ−が
開いている間は加算し、チョッパーが閉じた期間は減算
するように加減算カウンタ３０６のゲート制御を行う。

こうすることによりノイズは全ての期間にわたって一定
ｊこ現れる性質があるので、加減算カウンタ３０６の出
力からはノイズが除去され信号Ｓを検出することができ
る。

第２９図、第３０図は第２７図に示ｊ、た検出方式を２
波長検出力式に適用した場合を示している。

図中、第２７図と同一番号は同一内容を示し、カウンタ
３０６ｂ、３０６ｃはそれぞれ波長λ１、λ２について
の加減算回路を構成している。

いま第３０図（ａ）（ｂ）（ｃ）に示す信号をゲート制
御回路３１２に加えることにより加減算カウンタ３０６
ｂ、３０６ｃをゲート制御する。

第３０図（ａ）に示すゲート信号の期間では波長λ１の
信号が、加減算カウンタ３０６ｂで加算され、第３０図
（ｂ）のゲート信号の期間には波長λ２の信号が加減算
カウンタ３０６ｃで加算され、第３０図（ｃ）のゲート
信号の期間には両加減算カウンタ３０６ｂ、３０６ｃで
バックグラウントの信号が減算される。その結果、加減
算カウンタ３０６ｂ、３０６ｃからはそれぞれ波長λ１
．λ、についての信号出力が得られ、演算処理装置３１
０でそれらの信号の比率を演算することにより、吸光度
の差を検出することができる。

第３１図は第２９図の方式を多素子検出系に適用した場
合で、各加減算カウンタ３０６−１〜３０６−ｎの出力
をメモリ３１４−１〜３　ｆ　４−ｎに記憶させておき
、それらを順次演算処理装置３１Ｏに取り込んで、２波
長の比率演算を計算することによりそれぞれの検出器に
よる吸光度の差を測定することができる。

第３２図は上腕の近赤外吸収スペクトルを示し、Ｉは脂
肪の少ない男性の例、■は脂肪の多い女性の例、■は脂
肪のみ、■は水の吸収スペクトルである。

脂肪の多い女性の上腕のスペクトルには水による９７０
ｎｍの吸収とともに脂肪に由来する９３０ｎｍの吸収の
山が明らかに見られる。一方脂肪の少ない男性の腕はこ
の９３０ｎｍの吸収は小さな肩として見られるのみであ
る。このようなスペクトルの差から相対的な脂肪含量を
計算することができ、その値は実際に分析したものと良
い相関を示す。

ところで、生体は正常な機能を営む時、酸素の供給はも
っとも不可欠な因子であり、例えば心筋梗塞や脳梗塞は
血管が一部つまることにより血流が途絶えた結果組織へ
の酸素供給が断たれ、細胞の不可逆的な憤死に到るもの
である。この生体組織中の酸素濃度の測定は歴史的にも
光計測が最初に応用され、その後、現在までもっとも多
くの成果が得られている。光生体計測とは、端的にいえ
ば、チトクローム酸化酵素、ミオグロビン（Ｍｂ）、ヘ
モグロビン（Ｈｂ）、ピリジンヌクレオチド（ＮＡＤＨ
）の四つの色素蛋白質（Ｃｈｒｏｓｏｐ−ｈｏｒｅ、ク
ロモホア）の吸光度、および螢光強度を生体で追ったも
のにほかならない。

以下では、チトクローム酸化酵素、ミオグロビン（Ｍｂ
）、ヘモグロビン（Ｈｂ）　、ピリジンヌクレオチド（
ＮＡＤＨ）の四つの色素蛋白質の吸光度、および螢光強
度について概略説明する。

第３３図（ａ）は酸素化ヘモグロビン溶液の可視及び近
赤外吸収スペクトルを示す図である。

われわれが一番見なれている“分光学的酸素濃度指示物
質”は血液でる。動脈の血（酸素が十分にある）はきれ
いな赤色しているのに、酸素の少ない静脈血は黒っぽく
見える。これは血液の中の赤血球に含まれるＨｂが酸素
と結合した時としない時で色が変わることを反映してい
る。そのスペクトルは、第３３図（ａ＞に示すようにな
り、これを本発明の高指向性光学系を用いて検出し、色
の変化（吸収変化）を光学的に追いかければ、血液中の
酸素量を知ることができる。

第３３図（ｂ）はミオグロビンの可視領域における吸収
スペクトルを示す図である。

ミオグロビンは主に補乳類の筋肉細胞の中に多量に存在
して血液中のヘモグロビンと同様に鉄−ポルフィリンを
持っている。豚肉や牛肉の新鮮なものがきれいな赤色を
しているのはこの蛋白質の色である。この蛋白質は前に
述べたチトクロームより約５〜ｌθ倍多く含まれるので
、筋肉に光を照射した場合このミオグロビンが大部分の
可視領域の光を吸収する。

今筋肉が収縮を始めるとミオグロビンは最初、酸素が結
合した状態（酸素化ミオグロビン）から酸素の結合しな
い状態（脱酸素化ミオグロビン）に移っていく。この場
合、収縮している時間が長いほど脱酸素化が大きく起こ
る。この時筋肉には正常に血液が流れている。次に血流
を止めて（動脈をしばる）筋肉の収縮を行わせると、ミ
オグロビンの脱酸素化の速度は速くなり、また収縮を止
めても血液からの簡素供給がないから元に戻らない。こ
のことより、われわれの筋肉中でも、急に力を出したり
運動したりすると、酸素の消費が大きくなり、血管から
の供給が間に合わず、細胞の中は酸素不足になることが
分かる。実際に人の腕で同じような測定を行うと、運動
負荷に対し、年令やトレーニングの有無によって大きく
挙動が異なる。したがって、本発明の高指向性光学系に
より光の吸収を測定することにより筋肉の詳細な挙勤を
知ることができる。

第３４図はＨｂとＭｂの７００〜１２００ｎｍ領域（近
赤外）における吸収スペクトル及び吸光度の差を示す図
である。第３４図＜ａ）において、実線は酸素化型、破
線は脱酸素化型を示している。

ＨｂとＭｂとではほとんど差がない。酸素化Ｈｂは９３
０　ｎｍに吸収ピークを持つ。この吸収強度は可視部の
５７８ｎｍの吸収のｌ／４０以下である。脱酸素化Ｈｂ
は７６０ｎｍ、９０５ｎｍに吸収ピークを持つ。酸素化
−脱酸素化における等吸収点（ｉｓｏｓｂｅｓｔｉｃ　
ｐｏｉｎｔ）は８０５ｎｍであり、この波長における吸
収強度は酸素飽和度に依存しないので、全ヘモグロビン
量を測定するの用いることができる。したがって、これ
らの吸収スペクトルを本発明の高指向性光学系を使用し
て求めることにより、全ヘモグロビン量等を正確に求め
ることができる。

第３５図は精製チトクローム酸化酵素の吸光度スペクト
ルを示す図である。図中、実線は酸化型、破線は還元型
である。

チトクロームの光吸収変化はそのとき細胞に酸素が充分
存在しているか、不足しているかを提示してくれる指示
物質である。このチトクロームは人を含めた全ての生物
組織に存在する。実際はこのチトクロームが存在するミ
トコンドリアと呼ばれる細胞内微小顆粒が全ての生物に
存在している。

したがって、この子トクロームの吸収変化、主として可
視領域を本発明の高指向性光学系により分光学的に測定
すれば、その組織（細胞内）の酸素の過不足を非破壊で
知ることができ、スペクトルを容易に記録することがで
きる。

第３６図はピリジンヌクレオチド（Ｎ　Ａ　Ｄ　Ｈ）の
相対螢光強度のスペクトルを示す図である。

我々の身体（組織）は紫外線を当てると可視部に比較的
強い発光（螢光）を出す。この螢光強度もまた細胞の中
の酸素濃度を敏感に反映する。

第３６図はネズミの生きた心臓に紫外光、この場合３４
０ｎｍを照射して、そこで生ずる螢光のスペクトルを示
したもので、４５０〜４８０　ｎｍの螢光は生体組織中
に含まれる低分子化合物ピリジンヌクレオチドの還元型
が発するもので、これも全ての組織に存在する。この螢
光は組織の酸素がなくなるとその強度が大きくなる。し
たがって、本発明の高指向性光学系によりこの物質の螢
光強度の変化を測定することにより酸素量の増減を推定
することができる。

第３７図は前述した指示物質の酸素濃度依存性、即ち較
正曲線を示している。

図において、ヘモグロビンとミオグロビンは酸素が全て
結合した状態としない状態を１００％および０％として
何％結合しているかを示しており、またチトクロームオ
キシダーゼとＮＡＤＨは酸化／還元の割合を縦軸に目盛
っである。この較正曲線から光を使って何％の、例えば
ミオグロビンが酸素と結合しているかを検出できれば、
そのときの組織中の酸素濃度の絶対値を知ることができ
る。

同様に例えば人間の頭に外から光を当ててヘモグロビン
に吸収される光量変化を検出すれば、頭蓋骨に穴を開け
なくても脳組織の酸素量を知ることができる。

また最初の状態でミオグロビンが１００％酸素化し、酸
素供給が０で光吸収変化が一定になったときを全てのミ
オグロビンが脱酸素化した状態として、二の変化をフル
スケールにとり、こうしてフルスケールが決まれば任意
の所でミオグロビンの脱酸素化の割合を求めることがで
き、酸素濃度を較正曲線から酸素濃度に換算することが
できる。

〔発明の効果〕

以上のように本発明によれば、散乱成分を含む測定対象
からの透過光のうち、散乱成分を確実に減衰させて除去
し、吸収情報のみを含む光直進成分を抽出し得る高指向
性光学装置を使用することにより、解像度を飛躍的に向
上させ、光ＣＴ像を得ることが可能となる。そして、人
体等に適用すれば、例えばヘモグロビンの吸収域に対応
する波長を用いることにより、人体の血管像のみを観測
することが可能であり、あるいは神経系の吸収波長に対
応する波長光を用いれば、神経系の像を観測することが
でき、あるいは脳細胞、骨、特定の細胞等、所定の吸収
波長を有するものを観測したい場合にその吸収波長の光
を照射することにより、見たい部分のみを鮮明に画像化
して観測することかできるので、医療技術等の飛躍的な
向上に役立てることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の光断層像画像化装置に使用する平面波
高指向性光学素子を示す図、第２図は第１図に示した高
指向性光学素子を円筒状に束ねた実施例を示す図、第３
図は高指向性光学系の入射面に凸レンズを設けた例を示
す図、第４図は高指向性光学系の入射面側に光ファイバ
を設けた例を示す図、第５図は高指向性光学系をマルチ
チャンネルタイプに構成した例を示す図、第６図は球面
波高指向性光学系の基本的な構成を示す図、第７図は第
６図の光学系の入射面側に凸レンズを設けた例を示す図
、第８１１は第６図の高指向性光学系の入射面側に光フ
・イバを設けた例を示す図、第９図は球面波高指向性光
学素子の東ね方を説明するための図、第１０図は矩形断
面の高指向性光学系を説明するための図、第１１図は互
いに直交するように分離配置した２組の光学プレートに
より平面波高指向性光学系を構成した例を示す図、第１
２図（ａ）は矩形断面の球面波高指向性光学系を示す図
、第１２図（ｂ）は所定の角度で発散するように放射状
に分離配置した２組の高指向性光学プレートにより構成
した球面波高指向性光学系を示す図、第１３図は試料に
対するレーザ光照射方法を説明するための図、第１４図
は本発明の高指向性光学系を用いて試料透過光を検出す
る例を示す図、第１５図、第１６図は本発明の高指向性
光学系による検出方法を説明するための図、第１７図は
本発明の光断層像画像化装置の全体構成を示す図、第１
８図は酸素化ミオグロビンと脱酸素化ミオグロビンの波
長に対する吸光度特性を示す図、第１９図は２波長法と
差スペクトル法を説明するための図、第２０図は２波長
検出方式における自動利得制御を説明するための図、第
２１図は第２０図の自動自得制御系を多素子検出系に適
用した場合を説明するための図、第２２図はサンプルホ
ールド方式による吸光度差検出方式を説明するだめの図
、第２３図は第２２図のサンプルホード方式を多素子検
出系に適用した例を示す図、第２４図、第２５図は周波
数成分検出による電気的直接比検出方式を説明するため
の図、第２６図は第２４図の検出方式を多素子の検出系
に適用した例を示す図、第２７図、第２８図は極微弱光
測定方式を説明するための図、第２９図、第３０図は第
２７図に示した検出方式を２波長検出方式に適用した例
を説明するための図、第３１図は第２９図の方式を多素
子検出系に適用した例を示す図、第３２図は上腕の近赤
外吸収スペクトルを示す図、第３３図（ａ）は酸素化ヘ
モグロビン溶液の可視及び近赤外吸収スペクトルを示す
図、第３３図（ｂ）はミオグロビンの可視領域における
吸収スペクトルを示す図、第３４図はＨｂとＭｂの近赤
外吸収スペクトル及び吸光度の差を示す図、第３５図は
精製チトクローム酸化酵素の吸光度スペクトルを示す図
、第３６図はピリジンヌクレオチド（ＮＡＤＨ）の相対
螢光強度のスペクトルを示す図、第３７図は指示物質の
酸素濃度依存性を示す図、第３８図は従来の光吸収分布
像を得る装置構成を示す図、第３９図は従来の光吸収分
布像を得る他の装置構成を示す図、第４０図はＴｗｅｒ
ｓｋｙの散乱理論曲線を示す図、第４１図は従来の透過
光検出方式を説明するための図、第４２図はファイバコ
リメータによる透過光の検出を説明するための図である
。１００・・・高指向性光学素子、１０３・・・光吸収材
、１０５・・・コア、１０７・・・クラッド、１２０・
・・高指向性光学系、１２１・・・放射指向パターン、
１２３・・・凸レンズ、１２５・・・ピンホール、１２
７・・・光ファイバ、１３０・・・球面波高指向性光学
系。出　願　人　　　新技術開発事業団（外１名）代理人弁
理士　　蛭　川　昌　信第図第２図第５図第６図第７図第図（ｂ）第図第８図第９図第１０図／第１１図第１３図（ａ）（Ｃ）第１２図（ｂ）第１４図（ａ）（ｂ）（Ｃ）ｔ＞ｆ第１４図（ａ）第１６図（ａ）（Ｃ）第１８図；次長（ｎｍ）第２１図第２０図第２２図第２３図２４８ｂ−３２第２４図（Ｃ）％ノ１％ノ第２７図第２８図（Ｓ争Ｎ）−Ｎ＝５第２６図第２９図第３０図第３２図うｙ鳴ｒ長（ｎｍ）第３３図（ａ）Ｘ長（ｎｒｎ）（ｂ）虞長（ｆｆｌＡ）第３４図（ａ）（ｂ）１ΩＯ０１コ００１．２００第３６図第３７図吐泉ン１１：１ノ［駐−（Ｍ）３ｇ３８図第３９図へ７トクリー外（’／、）第４２図（ａ）（ｂ）第４１図（ａ）（ｂ）（Ｃ）手続補正書（方式）補正をする者事件との関係

Claims

【特許請求の範囲】

（１）測定対象にレーザ光を直接またはレンズ系を介し
て照射するためのレーザ光源と、レーザ光が照射された
測定対象からの透過光を受光し、透過光のうち散乱成分
を減衰させる高指向性光学系と、高指向性光学系からの
出射光を検出して電気信号に変換する光電検出手段と、
光電検出手段からの検出信号を演算処理する演算処理手
段とを備え、測定対象の光吸収分布を求めて光断層像を
得るようにしたことを特徴とする光断層像画像化装置。
（２）測定対象にレーザ光を直接またはレンズ系を介し
て照射するためのレーザ光源と、測定対象からの透過光
をチョッパを介して受光し、透過光のうち散乱成分を減
衰させる高指向性光学系と、高指向性光学系からの出射
光を検出して電気信号に変換する光電検出手段と、光電
検出手段の検出信号を同期検波する手段と、同期検波し
て得られた検出信号成分と暗信号成分とを加減算する手
段と、加減算した結果を演算処理する演算処理手段とを
備え、バックグラウンド成分を除去して測定対象の光吸
収分布を求め、光断層像を得るようにしたことを特徴と
する光断層像画像化装置。
（３）波長の異なるレーザ光を交互に測定対象に照射す
る手段と、測定対象からの透過光をセクタを介して受光
し、透過光のうち散乱成分を減衰させる高指向性光学系
と、高指向性光学系からの出射光を検出して電気信号に
変換する光電検出手段と、光電検出手段の検出信号を同
期検波する手段と、同期検波して得られた各波長に対す
る信号を演算処理する演算処理手段とを備え、測定対象
にの光吸収分布を求めて光断層像を得るようにしたこと
を特徴とする光断層像画像化装置。
（４）２波長の光信号、及び暗信号が得られるセクタを
使用し、各波長に対する検出信号と暗信号とを加減算し
てバックグラウンド成分を除去するようにしたことを特
徴とする請求項３記載の光断層像画像化装置。
（５）高指向性光学系は、内壁面に光吸収材を塗布した
直線状の断面円形または矩形の中空細管を複数本束ねて
構成され、該中空細管に入射した光束のうち光軸に平行
な直進成分以外の光成分を内壁面で吸収して減衰させ、
光軸に平行な直進成分のみを取り出せるようにしたこと
を特徴とする請求項１ないし３のうちいずれ１項記載の
光断層像画像化装置。
（６）中空細管は、光軸に垂直な断面が入射面から出射
面に向かって連続的に大きくなるように構成し、各中空
細管の光軸が一点から発散する直線状になるようにした
ことを特徴とする請求項５記載の光断層像画像化装置。
（７）高指向性光学系は、コア部分の屈折率をクラッド
部分の屈折率より小さくした光ファイバを複数本束ねて
構成され、入射した光束のうち光軸に平行な直進成分以
外の光成分を散逸させ、光軸に平行な直進成分のみを取
り出すようにしたことを特徴とする請求項１ないし３の
うちいずれ１項記載の光断層像画像化装置。
（８）光ファイバは、光軸に垂直な断面が入射面から出
射面に向かって連続的に大きくなるように構成し、各中
空細管の光軸が一点から発散する直線状になるようにし
たことを特徴とする請求項７記載の光断層像画像化装置
。
（９）高指向性光学系は、壁面に吸収材を塗布した複数
の光学プレートを平行に配置した少なくとも２組の光学
プレート群を互いに直交させて分離配置し、各組の光学
プレート群により壁面に平行でない方向に進む光成分を
減衰させ、壁面に平行な方向に進む光直進成分のみを取
り出すようにしたことを特徴とする請求項１ないし３の
うちいずれ１項記載の光断層像画像化装置。
（１０）高指向性光学系は、壁面に吸収材を塗布した複
数の光学プレートを壁面が１点から放射状に発散する直
線に平行であるように配置した少なくとも２組の光学プ
レート群を互いに直交させて分離配置し、各組の光学プ
レート群により壁面に平行でない方向に進む光成分を減
衰させ、壁面に平行な方向に進む光直進成分のみを取り
出すようにしたことを特徴とする請求項１ないし３のう
ちいずれ１項記載の光断層像画像化装置。