JPH02290534A - 生体光計測方法およびそのための装置 - Google Patents

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〕 本発明は生体光計測方法，すなわち、生体内部の形状ま
たは機能を、可視から赤外波長の光を用いて，非侵襲的
に計測する方法およびそのための装置に関する． 〔従来の技術〕 現在の臨床医学では、身体内部の臓器や器官の形態計測
データから多種の病気を判定することが可能になってい
る．また、最近の超音波診断装置やＸ＠ＣＴ装置等の画
像診断機器の進歩により、このような，病気に伴なう形
態的な異常は、かなりの正確さで検出できるようになっ
て来た。このため、形態診断は、現代の医学において、
非常に重要な診断技術となっている．しかし、病気発生
に伴なう臓器の形態的な異常には、代謝機能の異常が先
行しており、形態的な異常が見出される時点では、既に
病気が進行しており，治療が困難な状況になっている場
合が多い． そこで，最近の医学研究は，形態的な異常発生前の早期
の診断、そして、早期の治療による治癒率の向上を目標
としており、そのために、早期診断の可能な医用診断装
置の開発が強く求められている。このような早期診断装
置としては，形態変化に先立つ代謝機能の変化、を早い
時期に把握する機能を持つことが必要である。

ところで、現在，代謝機能の診新が可能な医用診断装置
としては，血液や尿等の検体検査装置がある．検体検査
は、生体から採取した代謝物質を化学的に計測している
ので、直接的な代謝機能の診断装置である．しかし、血
液や尿等の、体内を循環している組織の一部を採取して
行う検査であるため、全身的な異常は計測できるが、異
常の原因となっている身体の部位を、この検査によって
確定することは困難である。

このため、現在、臨床医は、患者の診断に当たっては，
Ｘ線に代表される形態診断と、検体検査等の機能診断を
併用し、両者の情報を総合的に判断して病気の判定を行
っている．しかし、このように二種類の診断を行うこと
によって，診断に要する時間や患者への肉体的または経
済的負担は大きくなる．また、形態診断における画像情
報と、それと直接対応のつかない検体検査等の代謝に関
する情報を総合し、異常な臓器の位置や状況を的確に判
断することは容易ではない。

ところで、可視から赤外に至る光は、代謝物質により波
長特異的に吸収されることは良く知られている．例えば
、酸素代謝に重要なチトクロームａａ３は，８３０ｎｍ
に特異な光吸収帯を持つ。検体検査では、このような光
吸収を大いに利用している．そこで，このような特性を
有する光を、適当な波長を選択して生体に照射すれば、
Ｘ線撮影装置のような透過像が得られ、代謝物質の分布
を画像として捕えられる可能性がある。これによって、
機能診断能と形態診断能を兼ね備えた高度の新しい医用
診断装置（生体光計測装置）が得られることが予想され
る。更に，この波長域の光は、生体に与える障害が少な
く、侵襲性の少ないことも，この診断装置の特徴となる
。

このような「光による生体診断方法」は、既に、例えば
、特開昭５７−１１５２３２号，特開昭６０−７２５４
２号等により提案されている．前者は、生体に比較的波
長の長い光を照射し，生体内の機能変化を計測する方法
を提案しているものであり、後者は，Ｘ線ＣＴ装置にお
けるＸ線源を光に置換えることで、生体の断層面におけ
る機能分布を計測する装置を提案しているものである。

〔発明が解決しようとする課題〕

従来の生体光検査における最も大きな課題は，生体を通
過して出射する光は造影の対象とする代謝物質による光
吸収よりも、体表や体内各部での分散の影響を強く受け
ており、必要とする代謝物質による吸収に関する情報が
抽出できない点にある。これにより、満足な代謝物質分
布像が得にくい。

本発明のひとつの目的は、被射体内部の特定の代謝関連
物質の吸収に関するデータをより正確に抽出することが
できる生体光検査方法、及び装置を提供するにある。

本発明の他の目的は、被射体形状に応じて正確な時間ゲ
ートを設定できる生体光検査方法及び装置を提供するに
ある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の特徴は、生体内に分布するある特定の代謝関連
物質の分布を計測するために、その物質の特異的吸収波
長域内の第１の波長の第１の光パルスと，この第１の波
長の近傍の第２の波長の第２の光パルスを順次照射し、
それぞれの光パルスについて、生体を通過して特定の受
光位置で検出される光量のうちそれぞれ特定の時間ゲー
ト内の光量の積分値をそれぞれ、検出し、第１の光パル
ス入射に対応する第１の積分値と第２の光パルス入射に
対応する第２の積分値の比を算出して前記特定の代謝物
質の分布を求めるためのデータとする点にある。このよ
うな時間ゲートのかけ方としては、受光位置に高速の光
シャッタを設け、この光シャッタをそれぞれの光パルス
の発生タイミングと関連して制御して特定の期間のみ光
を光検出器に導く方法と、それぞれの光パルスに対応す
る光検出出力を高速で掃引しながら記録し、得られた出
力波形（光時間スペクトル）のうちの特定の時間領域内
の積分値を求める方法との２種類がある。後者における
光検出出力波形の記録は受光位置での検出光を光カソー
ドに導入し、光カソードからアノードにいたる電子ビー
ムを電場により掃引するいわゆるストリークカメラによ
り実現することができる。

さらに具体的に述べると、上記２種類の光パルスによる
計測は特定の平面内で発光位置と受光位置とを変えなが
らくり返えされ、もって吸収の差に関する複数角度から
の射影データを得る。この射影データをもとに，コンピ
ュータトモグラフィ手法によって目的とする代謝物質の
被検体内の分布を示す断層像が再構成される。断層像の
再構成の手法としては、各射影データにコンポリューシ
ョン積分を行なった後に逆投影演算を行なうコンポリュ
ーション法や、各射影データをフーリエ変換し、空間周
波数域のフィルタ関数を掛けた後に逆フーリエ変換し，
空間周波数域のフィルタ関数を掛けた後の逆フーリエ変
換し、これを用いて逆投影演算を行なう１次元フーリエ
変換法などＸ線ＣＴ装置で用いられる種々のアルゴリズ
ムが適用できる。

（作用〕 本発明で用いる可視光から赤外領域にかけての光ビーム
は、Ｘ線ビームと異なり、生体内のあらゆる場所で強い
干渉性の散乱を受ける。したがって、単に光ビームの光
路上で，被検体の真後の位置を受光位置として透過光を
検出しても、検出光中には被検体での散乱光が混入する
ので．この光路上での対象とする代謝物質の吸収の情報
は得られない。ところが例えばチトクロームなどのある
種の代謝物質は光吸収スペクトルに特異なピークが存在
するのに対し、この物質を含んだ体内各部での光散乱の
スペクトルにはこのようなピークは存在しない。したが
って上記した本発明の２波長の計測の差分により上記代
謝物質での吸収による光の滅弱に関するデータが抽出で
きる。さらに時時 間ゲートをそれぞれの波長の計測材に導入することによ
り、屈折及び散乱より迂回した光路を通った光を除外し
、特定幅の直線的な光路を透過した光のみ借号を抽出で
きる。したがって本発明により、診断に用いるに十分な
分解能をもっ代射物質分布像を得ることができる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。

第１図は、本発明の一実施例を示す生体光計測装置の構
成図である。本装置の構成は、光源部および光検出部を
除くと、Ｘ線ＣＴ装置に類似しており，第三世代方式の
ＸＩＣＴ装置と同様の走査機構を有するものである。す
なわち、図に示される如く，光照射部は、光源部１，光
学系９，回転ミラー８から構成されており、光検出部は
、光検出器２，光シャッタ３，計測回路６から構成され
ている。これらの光照射部及び光検出部は、回転駆動可
能なガントリ−１７に搭載される。ガントリー１７の中
央の空隙には被射体１ｏが挿入される。

なお、４は上記光源部１および光シャッタ３を制御する
時間制御部、７は計測データを蓄積するデータ収集部、
５は該データ収集部７に蓄積された計測データを処理す
るとともに、上記時間制御部４およびデータ収集部７の
制御を行う計算機を示している。

次に、各部の機能の詳細を説明する。

光源部１は、時間幅の狭いパルス光の繰り返し照射が可
能なレーザ発光装置により楕成されており，波長の異な
った二種類のパルス光を順次切換えて放出することが可
能である。また，本光源部１は，後述する如く、時間制
御部４の指示に応じて，　］ＯＯｐ秒以下の時間幅を持
つパルス光を繰り返し被射体１０に照射することが可能
である。この照射レーザ光の波長は、計測対象の生体代
謝物質の特異的吸収波長域内の第１の波長と、この近傍
の第２の波長を交互に選択して用いる。例えば、血液中
の還元型ヘモグロビンを計測する場合は、この物質の特
異的吸収波長である７６０ｎｍおよびこの近傍（例えば
、８００ｎｉ）の波長を用いる。

上記のごとく２種の異なる波長の光の透過による減衰量
をそれぞれ計測し，両者による上記計測値間の比を求め
ることにより上記減衰量のうち散乱に起因する減衰量を
除くことができる。これは両波長間の波長差が十分に小
さい場合上記２波長間の散乱による減衰量がほぼ同一と
みなせることを利用するものである。

ところで上記２波長間の波長差を十分小さくできない場
合、たとえば計測対象の生体物質の吸収スペクトルの波
長による変化が小さく、近傍にとった２波長間の吸収係
数の差が小さく，吸収減衰の差が大きく得られない場合
がある。上記状況では、吸収係数の差の大きな２種の波
長を選択し，さらにこの２波長の中間の波長１波長を選
択し、合計３波長の光を照射してそれぞれに計ａｌＩＩ
Ｌ、各波長における計測で得られた３種の計測値間の演
算を行うことにより散乱の効果を除くことが望ましい。

また、上記還元型ヘモグロビンと同時に酸素化ヘモグロ
ビンの濃度を計測し，両者の濃度の比を計算することに
より、いわゆるヘモグロビンの酸素飽和度を求めること
ができる。酸素飽和度は生体組織における酸素の供給状
態を示す量であり、これを計測することで生体の機能変
化を適確にとらえることができる。この場合、両ヘモグ
ロビンにて吸収係数に差を有する特異的な吸収波長であ
る。例えば６５０ｎｍの波長での計測と、両ヘモグロビ
ンにて等しい吸収係数を示す例えば８０５ｎｍの波長で
の計測とが必要となる。さらにまた、前述した散乱の影
響の除去のために，６５０ｎｍでの光パルスによる計測
データとこれの近傍の波長の光パルスでの計測データを
得て両データの比を取ること、また８０５ｎｍの光パル
スによる計測データとこれの近傍の波長の光パルスでの
計測パルスによる計測データを得て両データの比を取る
ことか必要となり、合計４波長の光パルスによる計測が
必要となる。

なお、本実施例で用いるレーザ光の波長は、生体組織中
での散乱が少なく、また，水による吸収の少ない７００
〜１３００ｎｍの範囲内で選択することが望ましい。

光学系９は、光源部１からの光を断面の小さな平行ビー
ムに整形する機能を有するものである。

回転ミラー８は、前述の計算機５の制御により回転し、
レーザ光が被射体１０の全域を走査する如く作動する。

これらにより，光源部１からの光は、断面の小さな平行
ビームに整形された後、回転ミラー８により反射されて
被射体１０に入射する。

上述の照射光の時間シーケンスおよび後述する光シャッ
タの開閉，光検出部における信号波形の例等を、第２図
に示す。前述の如く，光照射は、二つの波長（λ、，λ
２）を交互に切換え、この二つの波長のパルス光による
２回の計測の組を単位として計測を行う．第２図の示す
ところは、前述の光シャッタ３は、照射パルス光の立上
がりから後亡，Ｌ　　　　　　　　　　　　　　　　　
〜述するタイミングもたけ遅れて開き、ヤの幅で閉じる
。これによって、光検出器に到達した光のうち、設定し
た時間ゲート内に入力した光のみを選択的に計測するこ
とが可能とするものである。

ここで、各計測時におけるパルス光の強度は、計算機５
により、最適な光照射量となるように制御する．この最
適制御は、被射体通過後の全光量が、すべての光検出器
素子で略一様になる如く行う。すなわち、被射体中心付
近に光ビームがあるときは、照射光量を増し、被射体周
辺部では、照射光量を減少させるものである。この制御
は、事前に計測した被射体形状のデータに基づいて行う
。

さらに、同一の光検出器素子での波長の異なるパルス光
による計測の組を複数回くり返し、平均化により計測精
度を高めるのが望ましい。

再び、各部の機能の説明に戻る。

光検出器２は、例えば、ＣＣＤの如き、高感度の多素子
光検出器により構成される。被射体の計副時には，光検
出素子の例えばｉ番目の素子の位置に、光ビームの中心
を設定し、前記二つの波長（λ、，λ２）のパルス光を
１回ずつ照射する。その各々に対する上記ｉ番目の光シ
ャツタが開かれ、光検素子は各々の入射期間中の光量を
電荷量として蓄積する。蓄積が終了するごとに計測回路
６により電荷量の読み出しが行なわれ、もって光シャッ
タが開の期間中の光量の積分値を示すデータが順次得ら
れる。これらを、ｉ番目の素子の１回の計測の組のデー
タとして、前述のデータ収集部７でＡ／Ｄ変換し、保存
する。つまり、一つの素子の１回の計測の組に対応して
２個のデータが得られる。更に、前述の如く、この１回
の計測に対応して，複数の計測の組が行われる場合もあ
り、この場合には、複数回の計測の組によって計測した
データを平均して、１組のデータとして保存する．上記
計測を、ｉ＝１の素子から始めてすべての素子について
行い、これをＣＴの１角度方向におけるプロジェクショ
ンデータとする。次に、第三世代Ｘ線ＣＴと同様に、ガ
ントリ−１７を被射体の周りに一定角度だけ回転させ，
上述の計測を繰り返す。このような検出器系全体の回転
走査を３６０ａ分行うことで、ＣＴとしての全データが
得られる。

次に，光シャッタ３の機能を説明する。

各検出器素子の前面（光入射側）には、個々の素子に対
応して、個別に制御可能な光シャッタ３が配置されてい
る。本光シャッタ３は、予め設定された時間ゲート幅だ
け、検出器素子に光が入射するように動作する。本実施
例においては，光シャッタ３として、ＣＳ２カー（Ｋｅ
ｒｒ）セル等の、高速動作の可能な電気光学素子を用い
る。前述の時間制御部４は、計算機５の指示に従って、
照射ビームの中心軸の対応する検出器素子の光シャッタ
だけを最適なタイミングで開き，他の素子のシャッタは
閉じたままとする。本光シャッタの開閉のタイミングは
、前述の、事前に計測しておいた被射体形状（特に、通
過厚さ）から求めた最適な時間値に設定する。

第３図を用いて光シャッタの開閉タイミングを説明する
。被射体１０において、光ビームが実線の位置にあると
き、対向する検出器に到達する光の．パルス光の照射開
始からの時間遅れの最小値をｔａとすると、ｔ４は次式
で示される。

？　　　　　　Ｃ１ ここで、Ｑ二回転ミラー面と光検出器の距離Ｗ：光が被
射体を通過する部分の距離 Ｃ：空気中の光の速度 Ｃ■：被射体中での光の速度 ｔＰ：光源から回転ミラー面までの光到達時間 すなわち、光パルスの立上がりを時間原点とする七ｔ とき、時刻ｈ以前には信号光は光検出器に到達しないは
ずであり，これ以前に入射する光はノイズである。Ｑ及
びｔｐは装置により定まり、既知であるのでＷを被検体
の断面形状により求めればｔａの値を算出できる。これ
により、光シャツタ３は光源の光パルス立上りからし．
だけ遅延した時刻に開けば良い．被射体を通過する間に
は、光は多数回の散乱を繰り返すため、入射光の多くは
、この時刻ｔ４より遅れて光シャツタ３に到達する．こ
の遅れ時間は、光の通過して来る領域の幅（上記Ｗ）に
より異なって来る。つまり、光ビームの中心から大きく
はずれた光ほど、通過距離が長くなり、光シャッタ３に
、 ｔ　ｌＩ＜　ｔ　＜　ｔ　ａ＋　ｔ　ｗなる時間ｔて到
達した光は、光ビームの中心軸を中心とした限定された
範囲内を通過した光のみとなる。これから、光シャッタ
３の「開」の時間域をｔ　ａ　””　ｔ　４　＋　ｔｗ
と設定すると、光ビームの中心軸を中心とした限定され
たある一定の幅を通過した光だけを選択的に取出すこと
ができる。これにより、散乱光の影響を除くことができ
るとともに、大きく迂回（屈折）した光を除き，光の通
過域を限定できることから、従来と同様のＣＴアルゴリ
ズムを用いた画像再構成法が適用可能となる。

例えば，ある時間ゲート幅　ｔ１を与えれば，第４図に
示すＩ［Ｕの領域を外れた光ｂは，走行時間が長くなり
、上述の　ｊｗの時間内に光シャッタ３に到達できない
が、上記幅Ｕの領域を通過する光ａは、ｔｗの時間内に
光シャッタ３を通過できる。

このように　ｔｗを設定することによって，光検出器２
に入射する光の通過域幅を限定することができる。上記
通過域幅Ｕを，例えば、１０ｍｍとするには、上述のｔ
ｗを数１０Ｐ秒の値に設定すれば良い。

これは、ｔｗ＝　Ｕ／ｃｘｔ　ｃ，＝３Ｘ１０”／１．
３（ｍ／ｓｅｅ）＝２．３　Ｘ　１０”　（ｍ／ｓｅｅ
）として求められる．このようにし，は制限すべき光路
輻に応じて定めるが、十分な光検出出力を得るために照
射する光パルスのパルス幅よりは広く設定される。この
ような，数１０ｐ秒の応答は、前述のカー（　Ｋ　ｅｒ
ｒ）セルを用いた光シャッタによれば実現可能である。

上述の如く、光シャッタによって時間ゲートを設定し、
散乱光の除去および光通過領域の限定を行うためには、
前にも述べた如く，被射体を通過する光の走行距離と、
被射体内部での光の速度を事前に知っておく必要がある
。これを実現するために，本実施例の生体光計測剤置で
は、被射体の本来の計測の前に，各被射体についてその
形状測定を行う．以下、その一例を示す。

まず、本装置の中心に被射体を置く。次に、光検出器２
の前面の光シャッタ３をすべて開放状態として．ＣＴ類
似の光走査および検出器走査を行なって被写体の外形形
状を示す複数の射影を検出する。すなわちミラー８の角
度を変化させてレーザ光を一定角度内に走査し，被写体
による光の減衰の有無を光検出器２の各素子で次々と検
出する。

これにより“０　１１　１（　１　＋３の２値で示され
た射影データを得る。ガントリ−１７を回転させながら
複数の角度で上記の計測はくり返される。一方、データ
収集部７では、スライス面を示す２次元メモリ上に各角
度での各光源（ミラー）位置から各射影を見込む扉形形
状をＡＮＤ論理により重ね合わせる。これによりメモリ
上に被写体の断面形状を示すデータが残される。こうし
て求めた被射体の断面形状から、光ビームの被射体内の
通過距離を求める。これは単純な幾何学計算により求め
られる。なお、被射体内部の光の速度は，被射体となる
生体がほぼ７０％の水で構成されていることから，水中
における光の速度で近似できる。この速度ｃ１は、前述
の如＜　ｃ　，　＝　ｃ　／１．３（１．３は水の屈折
率）となる。

上述の手順で求めた光ビームの被射体通過距離と光の速
度Ｃ１から、前述の式（１）を用いて最適ｉＬ な時間ゲートの設定値一を求める。なお、被射体の断面
形状を、Ｘ線撮像装置を用いて事前に求めておけば、生
体内のＭ織による光の速度の差異を考慮した、より精密
なゲート時間の設定が可能である． 以下、上述の如く構成された本実施例の計測装置による
計測動作の要点について、第５図を用いて説明する。

まず、光またはＸ線等による被射体形状の事前計測を行
う（ステップ１１）。この結果により．計測用パルス光
の強度，繰り返し数（組），光検出器時間ゲートの設定
等の各種設定を行う（ステップ１２）。

上記各種設定の完了後、実際に被射体の光計測を行う（
ステップ１３）。この計測により得られたデータ信号を
用いて、計算機により演算処理を行って写影データを得
（ステップ１４），更に，図示されていない表示装置に
出力するための画像再構成を行？（ステップ１５冫もの
である。

上述のデータ処理は、まず、前述の二つの波長（λ、，
λ２）のパルス光で得られた信号Ｘｊ■，Ｘ１（ｉは光
検出器の番号）としたとき，これらの比？、時間ゲート
によって限定された帯状の領域を通過した光の吸収によ
る減衰を示すものとなる。

これは，波長差の小さい（実際には、数十ｎｎ＋）光に
ついては、散乱体中での散乱はほぼ同一であり、このた
め，λ■，λ２の各波長の光に関する散乱による減衰は
同一で、吸収系数の違いによる効果のみが出力の差とし
て現われるからである。このような計測を、すべての検
出器素子について行うことにより、第三世代Ｘ，Ｉｃ　
Ｔにおける、いわゆる写影データが得られる。ここで，
検出器と光源とを一体にして回転しながら，上記計測を
繰り返せば、全写影像が得られ、更に、ＣＴのアルゴリ
ズムを用いれば、吸収物質の分布画像が得られる。

上記実施例によれば、被射体内における散乱光の影響を
除去して、光を用いて生体内部の構造を画像化し得る生
体光計測方法およびそのための装置を実現することがで
きるものである。

第６図、第７図は、別の実施例の光検出部の構成と、そ
の機能を示す。光検出部にピコ秒単位で光量の時間変化
（以下これを光時間スペクトルという）を分析して記録
できる装置を用いれば、光シャッタを用いることなく前
述の時間ゲートの作用を行なうことができる。本実施例
では、第６図のアーチ状に配列された受光窓のアレイイ
２１が第１図の装置の光シャッタ３、及び光検出器２の
１素子に相当する。これらの受光窓には光ファイバ２２
が接続される。光ファイバ２２の他端はストリークカメ
ラ２６の光カソードの近傍でＸ方向に一定の間隔に配列
されている。先に述べた光パルスの順次照射のそのつど
、各受光窓に光が到達し，この光が光カソード２３の各
位置にそれぞれ、入力する。これにより、光パルスが照
射されるごとに各受光窓で受けた透過光は電子ビームに
変換され，複数の電子ビームがアノード２５に向けて飛
行する。ストリークカメラ２６の偏光電極２４には高周
波の偏向電圧が印加され、もって各電子ビームはＹ方向
に高速に掃引される。つまり第７πこ示すような受光光
量の時間変化はアノード２５に到達する電子の数のＹ方
向の分布に変換される。アノード２５は電子ビーム強度
を発光強度として所定時間保存するためのけい光体が塗
付さ窓での光時間スペクトルを示す２次元の光強度分布
が短時間保存される。この光強度分布を例えばＴＶカメ
ラで撮影し、第１図のデータ収集部６の描出すれば、時
間幅Ｔ，の時間ゲートが実現する。

そこで本実施例では、先の実施例で述べた２波長の光パ
ルスのくり返し照射ごとに上記のストリークカメラによ
る計測とこれにより得る光時間スペクトルの記録を行な
い，このスペクトルのうち、光ビームの中心位置の受光
窓のスペクトルの所定の時間ゲート内のデータの積分値
を求める。これをビーム角度の変更ごとにくり返して先
の実施例と同様に射影データを得る。像再構成の手順も
先の実施例と同様である。

なお、上記実施例は一例として示したものであり、各部
分の機能説明に際しても説明した構成要件の変更，また
は、計測方法の変化は、それぞれに、本発明の有効な実
施態様であり得るものであるが、本発明はこれらに限定
されるべきものではないことは言うまでもない。例えば
、上記実施例において、光検出器の前面に偏光フィルタ
を設置し、光源として偏向光を用いれば、散乱光の影響
を更に少なくすることができることは、その一例である
。

〔発明の効果〕

以上述べた如く、本発明によれば、光検出器部に時間ゲ
ート等を設けることにより，該時間ゲート等により生体
内で散乱し飛行距離が長くなって、光検出部への到達時
間が所定時間より遅れた光をカットし、計測信号への影
響を除去するようにしたことにより、光を用いて生体内
部の構造を画像化し１｛｝る、散乱光の影響を除去した
生体光計測方法およびそのための装置を実現できるとい
う顕著な効果を奏するものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示す生体光計ｄ１リ装置の
構成図、第２図は本発明に係る計測動作における各信号
の時間関係を示す図、第３図は時間ゲートの設定方法を
示す図、第４図は時間ゲー１・の敗乱光除去効果を示す
図、第５図は実施例の計測装置による計測動作の要点を
説明する図、第６図は別の実施例の光検出部を示す概念
図、第７図は第６図の動作を示す波形図である。 １：光源部、２：光検出器、３：光シャッタ、４：時間
制御部、５：計算機、６：計測回路、７：データ収集部
、８：回転ミラー、９；光学系、１０：被射体。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、生体に可視から赤外波長の光を照射し、該光照射に
   よって前記生体から放出される光を計測して、前記生体
   内の物質または機能の分布を画像化する生体光計測方法
   において、前記生体の内部における前記光の散乱による
   影響を除去して、前記生体から放出される光を計測する
   ことを特徴とする生体光計測方法。 ２、前記生体の内部における前記光の散乱による影響の
   除去を、予め設定した時間ゲートを通過した光のみを検
   出することによって行うことを特徴とする請求項１記載
   の生体光計測方法。 ３、前記時間ゲートを、前記生体の形状を予め計測する
   ことにより設定することを特徴とする請求項２記載の生
   体光計測方法。 ４、前記生体の形状を予め計測することにより、最適な
   光照射強度の設定を行うことを特徴とする請求項１〜３
   のいずれかに記載の生体光計測方法。 ５、前記生体の内部形状を、Ｘ線ＣＴ装置またはＮＭＲ
   ＣＴ装置により計測することを特徴とする請求項１〜４
   のいずれかに記載の生体光計測方法。 ６、前記生体に照射する光として、１方向に偏向した光
   を用いることを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記
   載の生体光計測方法。 ７、生体に可視から赤外波長の光を照射する手段と、該
   光照射手段による光照射によって前記生体から放出され
   る光を計測する光検出手段とを有し、前記生体内の物質
   または機能の分布を画像化する生体光計測装置において
   、前記光検出手段を、前記生体の内部における前記光の
   散乱による影響を除去する如く構成したことを特徴とす
   る生体光計測装置。 ８、前記光検出手段が、予め設定した時間内に入力した
   光のみを通過させる光シャッタと、該光シャッタを通過
   した光を検知する光検出器とから構成したことを特徴と
   する請求項７記載の生体光計測装置。 ９、前記光シャッタとして、ＣＳ＿２カー（Ｋｅｒｒ）
   シャッタを用いることを特徴とする請求項８記載の生体
   光計測装置。 １０、ａ）検査すべき生体に含まれる代謝物質の特異的
   な吸収波長域に重なり、可視から赤外波長の範囲内にあ
   る第１の波長の第１の光パルスを上記生体に照射し、こ
   れによる上記生体からの第１の透過光を特定の受光位置
   で検出すること、ｂ）上記第１の波長に近接する可視か
   ら赤外波長の範囲内にある第２の波長の第２の光パルス
   を上記生体に照射し、これによる上記生体からの第２の
   透長光を上記の受光位置で検出すること、 ｃ）上記第１、第２の透過光のそれぞれ特定の時間ゲー
   ト内の検出出力の積分値をそれぞれ抽出すること、 ｄ）上記第１の透過光の積分値と上記第２の透過始の積
   分値との比を算出すること、 ｅ）発光位置及び受光位置を順次変更しながら上記ステ
   ップａ）、ｂ）、ｃ）、ｄ）をくり返し、順次得られる
   積分値の比から複数の射影データを得ること、 ｆ）上記複数の射影データから上記生体内の光吸収分布
   に関する像を再構成すること、 とのステップを含む生体光計測方法。