JPH03111808A

JPH03111808A - 高解像受光系及び該受光系を用いた光断層像画像化装置

Info

Publication number: JPH03111808A
Application number: JP25003489A
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: 1989-09-26
Filing date: 1989-09-26
Publication date: 1991-05-13
Anticipated expiration: 2009-09-28
Also published as: JPH0676964B2

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〕本発明は散乱光中に埋もれた情報光を高解像度で画像化
することが可能な光断層像画像化装置に関する。

〔従来の技術〕

生体組織のような散乱体に光を照射した際、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
ＩＣＴと異なった情報を与えてくれるであろう。

例えば、第５１図において物体Ｏが＃ＪＣａ体ｔあまり
含まない、比較的透明に近いものであった場合には、フ
ィルタ３４０を通して特定波長成分光を選択し、レンズ
Ｌ１の焦点位置に置かれたリング状のスリット３４１か
ら光を被測定物体０に照射し、対物レンズＬ２で拡大像
を面Ｐに結像して観察することができる。レンズＬ、の
焦点位置に置かれたリング状スリット３４１を使用する
ことにより、第５２図に示すように物体０に様々な方向
から光を照射したこととなり、−度に各方向から見た物
体Ｏの像ＩＩ、１２・・・を観察することが可能である
。

また、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（厚さ二〜３１程度）が容
易であり、古くから乳ガンの診断に、口ｉａｐｈａｎｏ
ｇｒａｐｈｙ（Ｌｉｇｈｔｓｃａｎｎｉｎｇ）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５３図により説明する。

第５３図は従来の光吸収分布像を得る装置構成を示す図
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Ａ／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ヘッド４０１からの光は平
行光ではなく、恰も懐中電燈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５４図により説明する。

第５４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。

この例にふいては、光源にレーザ光を使用し、光ファイ
バ４３３でレーザ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Ｈｅ−Ｎｅ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。７００〜１５００ｎｍ
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１７５０以
下である。

また、われわれが海岸で浴びる近赤外光の約１／１０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５５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９４０ｎｍ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５５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敗肌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
な情報の吸光度成分を精度よく検出することができない
。

第５６図は生体等の試料の光学的性質を説明するための
図である。

例えば、第５１図の場合には物体０が散乱成分を含まず
、言わば元々見えるものを観察しているにすぎないが、
実際には観察対象である試料４６０は、光の波長よりも
十分小さなレイリー散乱体４６０　ａ、光の波長と同程
度の大きさのミー散乱体４６０　ｂ、観察対象である目
的とする光吸収を生じる光透過情報体４６０　Ｃ，光を
拡散させる拡散物体４６０　ｄ、ランダムな回折を生じ
させる回折格子４６０ｅ等からなっていると等価と考え
ることができる。こうした試料に対してレーデ光学系４
６１を通してコヒーレントな平面波を照射したときの出
射光中には透過光以外にレイリー散乱、ミー散乱、拡散
光、ランダムな回折光等が含まれ、これらの中から光透
過情報体４６０ｃからの透過光のみを検出することは従
来不可能であった。

第５７図は有限開口の正弦波格子によって生じたフレネ
ル回折波を示す図である。

平面波を有限開口に照射すると、透過光４７０の外にサ
イドバンド４７１．４７２が生じる。したがって、透過
光を観察しようとしてもサイドバンドの影響がでるため
高感度の検出は困難である。

第５８図はランダムな散乱物体にコヒーレント光を照射
したとき反対側の観測面における輝度分布を示す図であ
る。

生体のような散乱物体にレーザ光のようなコヒーレント
光を照射すると、第５８図（ａ）に示すように観測面に
おいてはランダムな回折像が現れる。

そして、散乱物体からの透過光をレンズして結像させる
と、ランダムな回折像がのるため、生体等の観測したい
部分の像を高解像で見ることはできない。

第５９図は拡散反射面の状態に応じた反射光の輝度分布
を示す図であり、第５９図（ａ）は極座標表示したもの
、第５９図（５）は直角座標表示したものである。

図にふいて、Ｊは完全拡散面からの反射光輝度分布、Ｇ
はつやのある面からの反射光輝度分布、Ｐはつやのない
面の反射光輝度分布を示しており、つやのある面では所
定方向において広がりのない鋭いピークが得られるが、
つやがない面では輝度分布が広がりを見せ、面の状態に
よって輝度分布が変化し、反射光を利用した観察の場合
には面の状態に大きく左右されることが分かる。

以上のように、コヒーレント光を使用して断層像を観察
する場合には各種散乱体の影響で必要な情報光が埋もれ
てしまうため高解像度の像観察ができなかった。

本発明は上記課題を解決するためのもので、情報光が多
くの散乱成分に埋もれている場合にも、散乱成分を確実
に除去し、必要な情報光のみを検出して高解像度の断層
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。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の高解像受光系とは、散乱成分中内での透過像を
得ようとする従来のものに比較してはるかに高解度を得
られるという意味である。いわゆるカメラのような光学
結像系に比較したら、むしろ高指向性低解像受光系とい
える。即ち、空間分解能を犠牲にすることにより、散乱
光を除去する受光系である。

本発明は、光の伝播する領域を複数に分割する受光素子
を有し、受光素子出射端における異なる点間の干渉が生
ずる空間領域を最小空間分解単位内に限定することによ
り、散乱光中に埋もれた情報光を検出し、最小空間分解
単位はフラウンホーファ回折像の０次の回折像を検出す
ることにより達成することを特徴とする。

本発明の高解像受光系を用いた光断層像画像化装置は、
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、光の伝播する領域を複数に分
割して出射端における異なる点間の干渉が生ずる空間領
域を最小空間分解単位内に限定する単数の受光素子の走
査または複数の受光素子からなる高解像受光系と、高解
像受光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。

さらに測定対象からの透過光をチョッパを介して受光し
て光電検出手段の検出信号を同期検波してバックグラウ
ンド成分を除去すること、また波長の異なるレーザ光を
交互に測定対象に照射するとともに、測定対象からの３
１過光をセクタを介して受光して同期検波し、各波長に
対する信号から光吸収分布を求めること、さらに三波長
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ことを特徴とする。

〔作用〕

本発明は、光の伝播する領域を複数に分割し、各分割領
域を異なる点間の干渉が生ずる最小空間分解単位内に限
定してフラウンホーファ回折像の０次の回折像を検出す
ることにより、散乱成分は減衰し、平面波による情報光
成分のみ検出することができるので、人体を透過した光
のように散乱成分の方が大きい場合でも吸収体の情報を
得ることができるので、光ＣＴ等に適用して多大の効果
を得ることが可能である。

〔実施例〕

まず、本発明の基本原理を説明する。

第２図に示すように、有限な大きさを持つ準単色１次光
源σによって照明された平面上に、固定点Ｐ２と可動点
Ｐ、における振動の相関を記述する干渉度（複素コヒー
レンスファクタ）は、Ｐ２を中心とする回折像内の対応
する点Ｐ１における正規化された複素振幅に等しく、こ
の回折像は、光源と同じ大きさで同じ形をした回折孔に
よって光源を置き換え、その開口をＰ、に収束し、波面
上の振幅が光源の強度に比例する球面波によって満たさ
れた時できるもので、Ｖａｎ　　Ｃ１ｔｔｅｒｔ−Ｚｅ
ｒｎｉｋｅの定理と呼ばれるものである。この定理に基
づき結像式が誘導される。

簡単のため２次元的扱いとし、第３図（ａ）に示すよう
にσ上、点Ｘにある微小光源ｄｘを考え、ｄＸからの光
はコヒーレントであり、レンズＬ。、物体０を通過後り
上、Ｘを中心（０周波数）とするスペクトルＯ（ｓ）を
作る。σとＬとは同じ座標Ｘで表され、０（Ｓ）の原点
はＸにあるため、Ｌを通過しつる成分はその一部分であ
る。次に、第３図ら）に示すように瞳関数をｆとし、レ
ンズの吸収、波面収差をそれぞれａ　（ｓ）　、Ｗ　（
ｓ）とすると、ｆ（ｓ）＝　　ａ　　　（ｓ）　　　ｅ　　−区　Ｉ　
　２＊／　　入　］　Ｗ　ｔｓ＋（Ｓ　≦１）・・・・
・・（１）で表される。ただしく１）式のｆ　　（ｓ）の原点は瞳
と光軸との交点Ｏにしている。従って、ｆ　（ｓ）を通
過しうるスペクトルはＯ（ｓ　−Ｘ）　　ｆ　　（ｓ）
である。点Ｘの強度が１であればこの瞳を通過したスペ
クトルはレンズＬによってフーリエ逆変換され、すなわ
ち像面の像の複素振幅はｏ’　−（ｕ’　）＝Ｉ　０（８−Ｘ　）　ｆ　（ｓ）ｅ”　’“”　ｄｓ
　　　　　−（２）したがってｄｘによって像面上に生
じた強度はｉ（ｕ’　　）ｄＸ＝　　Ｉ　Ｏ（ｓ　−Ｘ）ｆ（ｓ）ｅ”　””　ｄｓ　
　　　・−・・・’＜３）（３）式はまた、次のごとく
解釈できる。即ち、像面上の像の複素振幅０′　（ｕ′
）は０′　（ｕ′）：ピー（Ｓ’　　Ｘ）　ｆ　　（Ｓ’　）　６ａｌｌｕ
／　ｓ　／　ｄ８ｔ・・・・・・（４）ただし、（４）式では変数ＳをＳ′に変更しである。

また、瞳関数は有限であるが、そのほかでは０であるか
ら積′）の上下限を士■とした。（４）においてｓ’　
−Ｘ　＝ｆ　’　とすれば、ｄｓ’　＝ｄｆ’　ｔｌ’
あるノテ、ｏ　　（ｕ’）＝＝Ｌ、”ｏ　（、／　）　ｆ（ｆｌ　＋Ｘ）ｅ””’
　（ｆｌ　＋Ｘｌ　ｄｆ’＝＝　ｅ２Ｘ　ｌ　ｕ／　１
１ピ”Ｏ（ｆ’）ｘｆ（ｆ’　　　−１−Ｘ）ｅ　　２
宵　１”　　　”　　　ｄｆ’　　　　　　　　　　・
・−・・−（５）同様に変数をＳ′と書き直し、ｓ’−
Ｘ＝ｆ’とおき、ｏ′　（ｕ′）の複素共役をｏｌ　＠
　　（ｕ　／　）とすれば、０７　＊　　（ｕ／　）＝ｅ−２Ｊｌ　１“′°ビー”　　（ｆ’）Ｘｆ”　　
（ｆ’　＋ｘ）ｅ　　−”””　’　ｄｆ’・・・・・
・（６）ｉ　　（ｕ’　）ｄＸ　＝ｏ’　　（ｕ’　）　　ｏ’
　”　　（ｕ’　）ｃｔＸ・・・・・・（７）これを有効光源σ（Ｘ）全部で積分すれば、１　　（ｕ
’　）　　＝Ｌ、”ｅ　　（Ｘ）ｉ（ｕ’　）ｄＸ　　
　　　・・−（８）ここで（７）式に（５）、（６）式
を代入し、それを（８）式に代入すれば、！（ｕ’）＝ｆσ（、Ｘ）ｄＸ　Ｕ　　Ｏ（ｆ’　）　０°（ｆ′
１ｘｆ（ｆ’　十Ｘ）ｆ　”　（ｆ’　＋Ｘ）ｅ　”　
１ｕ′”’　−”　’　ｄｆ’　ｄｆ’＝ｆｆｌσ（Ｘ
）ｆ　（ｆ’　＋Ｘ）ｆ　”　（ｆ’　十Ｘ）Ｘ口（ｆ
’）０°　（ｆ　　’　　）　　ｅｘ＊　ｌｕ／　　Ｉ
ｒ／−ｒｅ　　）ｄ（ｔ　　ｄｆｐ　　ｄＸ・・・・・
・（９）ここでＸを含む積分を分離すれば、ｆ　ｃｒ（Ｘ）ｆ　（ｆ’　＋Ｘ）ｆ　”　（ｆ’　＋
Ｘ）ｄＸ＝Ｔ（ｆ’　、ｆ’　）　　　　　　　　　　
　・・・・・・αＯこのＴをクロスモデュレーション係
数と称する。

これを（９）式に代入すれば次の結像式を得る。

１　　（ｕ’　）＝　ＨＴ（ｆ’　、ｆ’　）　０（ｆ’　）０°　（ｆ
′）−８ ×ｅ２＊１ｕ／　　（ｔ　　　ｔｊ　ｌ　　ｄｆｌ　　
ｄｆｌ＝ｆｌ　　σ（ｘ）　　ｆ　　（ｆ　　’　　＋
ｘ）ｆ”　　（ｆ’　　＋Ｘ）口（ｒ　′　）ｘＯ傘　
（ｆ’）ｅ”貢　””　　’−”　　’　　ｄｆ’　　
ｄｆ’　　ｄｘ・・・・・・αＢＱｌ）式は物体スペクトルを０（Ｓ）としたとき、スペ
クトルＯ（ｆ’　）とＯ・（ｆ′）とのビートによって
生じる干渉縞に重みＴ（ｆ’　、ｆ’　）を乗じたもの
を全体の周波数で積分したものが像Ｉ　　（ｕ′）とな
ることを意味している。Ｔ（ｆ’　、ｆ’　）はｆ’−
ｆ’のみの関数ではなく、ｆ’−ｆ’が同じであっても
ｆ’　、ｆ　’が位置によって異なり、そのため結像式
はビート周波数ｆ’−ｆ’＝ｆが同一であっても、Ｔ（
ｆ’、ｆ’）はＭ、ｆ’によって異なるため、同じＴ（
ｆ’　、ｆ’　”）を用いることができない非線形写像
系であり、一般には結像解析は困難である。

例えば、第４図に示すように、物体面Σ。の微小な孔３
を通して光を透過させたとすると、レンズ系２を通して
結像面Σｉではある点を中心としてリング状に広がった
すそのを有する光強度分布を示すことになり、物体各点
からの光は結像面において互いに干渉してしまい、それ
らの影響をすべて積分しなければ像解析を行うことがで
きない。

この結像式が解けるのは次のような場合である。

（ａ）インコヒーレント系でσ（Ｘ）が無限大の場合Ｔ
（ｆ’　、ｆ’　）　Ｉｔ、ｆ　＝ｆ　’　−ｆ’　ノ
ミ（Ｄ関１［’系は線形となり、このときのＴ　（ｆ）
をレスポンス関数と称する。インコヒーレント光による
結像は、第５図に示すように物体面Σ。の微！λ領域５
がレンズ系２を通して結像面Σムにおいて点４に結像す
る。このとき結像面における光強度は広がりをもたずに
点４に鋭いピークを生ずる。したがって物体の各点が結
像面において互いに干渉することなく独立して結像する
。

υコヒーレント系でσ（Ｘ）が点光源の場合Ｔ（ｆ’　
、ｆ’　）＝ｃｏｎｓ　ｔであり、結像式ＯＤは解ける
。このときのＴ　（ｆ）をレスポンス関数と称する。

（Ｃ）近似的線形系の場合部分的コヒーレント系であり、かつ物体が大部分透明で
あり、淡い像または微小物点が散在する場合であり、大
部分の照明光はまっすぐ物体を透過する。したがって、
零次スペクトルのみ大きく、他の高次スペクトルは微小
で、ビートｆ＝ｆ’ｆ′の成分は無視でき、主としてｒ
′＝０のスペクトルとｆ′のスペクトルのみのビート成
分によって像は生ずるのでｆ′＝ｆとなり、「のみによ
って系の写像特性を近似的に記述できる。

ところで、第６図（ａ）に示すように、開口１０を通し
てレーザ光を透過させた場合、開口１０に無数の点光源
１１が存在していると考えることができ、入射光と同じ
方向に進行する平面波と球面波として広がっていく。す
なわち、第６図（６）に示すように、散乱光の放射パタ
ーンは球面状であり、平面波として伝播する透過光の放
射パターンは鋭い指向性を有する。そして、充分距離が
離れた面Ｐ、ではフラウンホーファ回折像が観測され、
平面波は、透過光１７として示すように０次スペクトル
が非常に大きく、高次スペクトルが小さい強度分布を示
す。一方、球面波による散乱光１８は図示のようにフラ
ットな強度分布を示すが、中間にレンズ１３を配置した
場合には散乱光１９も０次スペクトルが比較的大きい回
折パターンとなる。

このフラウンホーファ回折像が得られる位置においては
、第６図（ａ）からも分かるように散乱光は充分減衰し
、平面波の０次スペクトルは充分に大きい。

本発明はこの点に着目したものであり、フラウンホーフ
ァ回折像００次スペクトルのみオー観測すれば、その強
度は大きいので十分観測物体の情報を取得できるととも
に散乱成分を殆ど除くことができ、かつ平面波の高次ス
ペクトルが他の位置に影響を及ぼすこともなくなるので
前述したレスポンス関数を線形化して結像解析を簡単化
することができる。すなわち、第７図に示すように光源
σからＲだけ離れ、フラウンホーファ回折像が観測可能
な面Ｐにおいて、微小光源ＳＩＪによる面Ｐにおける光
強度は、微小光源ＳＩＪに対応する光軸方向のＰＩＪの
み検出し、Ｐ、　、Ｐ、等の他の位置では検出しないよ
うにする。

第１図は本発明の高解像光学系の原理を説明するための
図である。図中、■はスリット、１ａはピンホール、実
線波形は電界強度、破線波形は光強度を示している。

円形開口のピンホールの場合、十分離れた位置において
は第１図（ａ）に示すようなフラウンホーファ回折像が
観測される。これは第１図（５）に示すようにＡｉｒｙ
のｄｉｓｋと呼ばれる複数の暗輪と各暗輪間の明るい領
域から：す、第１暗輪内のＡ領域、すなわち０次スペク
トルの部分が最も明るい領域である。そこで、０次スペ
クトルの幅に等しいピンホール孔径、すなわち第１暗輪
径のピンホールを有するスリット１を配置して像観測を
行えば０次スペクトルのみ検出し、高次スペクトルを除
くことができ、各点についてこのような検出を行えば異
なる位置における干渉が起こらない、すなわちＶａｎ　
　Ｃ１ｔｔｅｒｔ−Ｚｅｒｎｉｋｅの定理が像形成に及
ばないようにすることができ、光ＣＴのように散乱光の
中に微小な情報光が含まれている場合に、散乱光から情
報光のみを分離して検出することができる。もちろん、
ピンホール内ではＶａｎ　　Ｃ１ｔｔｅｒｔ−Ｚｅｒｎ
ｉｋｅの定理が成立するが、本発明の光学系はこの定理
が成立する領域を最小空間分解単位内に限定している。

平面波の場合、フラウンホーファ回折像ができる条件は
、光源の開口径をｒ、伝播距離を２としたとき、ｚ＞ｒ２．ｏ／２λ　　　　　　　　　・・・・・・亜
で表せる。したがって、０式を満足するような距離にし
てフラウンホーファ回折像をつくり、そのうちの０次ス
ペクトルのみを検出するようにすればよい。

円形開口のピンホールの回折像は、で表される。但し叶はピンホールの半径、Ｊｌはベッセ
ル関数、λは波長、２は光軸上の長さである。

八ｉｒｙのｄｉｓｋの第１暗輪の半径Δρは、Δρ＝０
．６１ＸＡｚ／叶で表され、第暗輪までに全光量の８４％が含まれ、ピン
ホールによる第１暗輪内を取り込むようにすれば平面波
の損失は１６％で検出することができる。一方、球面波
は距離の２乗に反比例して減衰するのでフラウンホーフ
ァ回折像の０次スペクトルのみ取り込むことにより高解
像度の像観察を行うことができる。

第８図はピンホール２個による０次のフラウンホーファ
回折像を検出する本発明の高解像噴出光学系の一実施例
を示す図である。

光源２０からのレーザ光を試料２１に照射し、その透過
光をスリ７）　Ｐ　＋を通し、測成を満足するような距
離ｌだけ離れた位置のスリ７）　Ｐ　２を通して０次光
を検出器２３で検出する。

いま、スリ７）Ｐ、、Ｐ、のピンホール径をそれぞれＤ
ｒ、Ｄとし、レーザ光の波長をλ、第１暗輪の半径Δρ
とすると、Ｄ＝２Δρ＝１．２２ｘＡ１／Ｄｒ　　　−＝−０３の
関係がある。λ＝５００ｎｍ、　ｊ！＝６ｍ、　Ｄｒ＝
ｌａｗとしたときＤ＝７．３２ｍｍとなる。

第９図は高解像受光系を利用した本発明の他の実施例を
示す図である。図中、３０は高指向性光学素子、３３は
光吸収材、３５はコア、３７はクラッドである。

図において、高指向性光学素子３０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、例えばカーボン等が塗布されている。

入射面３５から光が入射したとすると、光学素子３０の
光軸に平行な光は直進して出射面３７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３
３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３３の開口径をＤ１長さを１１人射光の
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
折像上して、検出される長さβは、１ｏｃＤｒ’／λ の関係がある。即ち、フラン７オーフアー回折像が観測
できる距離である。

例えばλ＝６３２８人の場合、Ｄｒ＝１０ｍＩ１１のと
き、ｊ！＝６００ｍ、Ｄｒ＝１ｍｍのとき１ｍ６ｍ。

Ｄｒ＝０．Ｉｍのときｊ！＝６ｃｍＳＤｒ＝０．０１ｍ
ｍのときＡ＝０．６ｍｍ、Ｄｒ＝１μｍのときｌ＝６Ｊ
ＪｍＳＤｒ＝０．５μｍのときｆ＝１．　２５μｍ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。

信号光としての平面波を、０次のフランフォーファー回
折像のみを検出する場合、インコヒーレントな散乱光と
平面波の分離度は次式で与えられる。

即ち、高指向性光学素子の入口径Ｄｒが、波長λに比較
して大きい程散乱光が減衰して、平面波と分離出来る。

第１０図、第１１は長焦点レンズ（望遠鏡）を用いた本
発明の他の実施例を示す図である。

第１０図において、長焦点レンズ２５を使用し、前側焦
点面の開口によるフラウンホーファ回折像を後側焦点面
につくることにより、距離を短くすることができる。レ
ンズを用いた場合も測成の場合と同様に開口りを求める
ことができ、λ＝５００ｎｍとし、焦点距離ｆ＝１ｍ１
Ｄｒ＝１ｍｍとしたときＤ＝１．２２ｍｍ、また焦点距
離ｆ＝５ｍＳＤｒ　＝　５　ａｍとしたときＤ＝１．．
２２ｍｍである。

第１１図においては、レーザ光源４１で試料２１を照射
し、その透過光をチョッパ４２で０Ｎ１０ＦＦＬ、チョ
ッパの開閉周期に同期して検出器４６により検出して電
源変動、温度変動等のゆるやかなドリフトを除去してい
る。

第１２図、第１３図は顕微鏡サイズ光ＣＴ用光学系の実
施例を示す図である。

第１２図において、集光レンズＬ１でレーザ光を絞って
試料Ｏに照射する。このとき試料は対物レンズＬ２の前
側焦点近傍において拡大して観察できるようにする。対
物レンズＬ、の後側焦点位置を前側焦点とする接眼レン
ズＬ、により像拡大し、面Ｐのピンホールを通して検出
する。対物レンズと接眼レンズの焦点距離をそれぞれｆ
、とｆ、としたとき、ｆ、）ｆＩとしてフラウンホーフ
ァ回折像が観察されるようにする。本実施例では試料の
全体像を観察するためにはレーザ光で試料面を走査する
ようにすればよい。なお、図の破線は散乱光の光路であ
り、散乱光は球面波として拡散し減衰する。

第１３図においては第１２図の場合と同様に集光レンズ
Ｌ１でレーザ光を絞って試料Ｏに照射し、対物レンズＬ
、で試料の拡大像を結像し、長焦点レンズ（望遠鏡）５
３で散乱成分を減衰させて０次回折像を観察する。なお
、チョッパ５２で取り込む光を０Ｎ１０ＦＦしてこれと
同期させて検出することにより電源変動、温度変動等の
ゆるやかな変動を除去することにより、解像度を向上さ
せることができる。

第１４図は本発明の光学系を複数本束ねて一度に試料の
全体像を観察できるようにした高解像光学系の実施例を
示す図である。

光学装置６０は、例えば第８図〜第１３図で説明したよ
うな光学素子６１からなり、距離ｌは測成を満足す７．
ような長さであり、さらにＤは０次回折像を取り出せる
ような径である。このような光学素子を使用すると、光
学素子の出射端においては、各素子に対応する各位置間
では互いに干渉が起こらず独立であるので鮮明に物体像
を観察すすることが可能である。

第１５図は本発明の検出方式の概念図である。

図中、１００は高指向性光学素子、１８１はレーザ光源
、１７０ａは吸収体、１７０ｂ、１７０ｃは散乱体、１
８６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、
１７０ｃ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。

なお、本発明の光学系による検出は、第１６図（８）に
示すように、直接検出器１８０により検出しても良いし
、第１６図ら）に示すように、光学系と検出器１８０の
間にオパールガラス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
にすることでも良い。

光学系からの出力光の検出は第１７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１７図ら）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１７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、パルス色素レ
ーザ、ＹＡＧレーザ、半導体レーザ等のレーザ光を使用
することができ、また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、螢光面の嬰光像をダイオード
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１８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、１
０７はクラッドである。

第１８図（ａ）は、第９図に示したものと同等であり、
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、
例えばカーボン等が塗布され、光学素子１００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ようにしている
。

第１８図ら）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り外に失われてしま
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１８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１９図は第１８図に示した高指向性光学素子を円筒状
に東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を円筒状に束
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１２０の受光面
を所定の大きさに：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２０図は第１Ｏ図、第１１図に示した長焦点レンズを
使用して焦点面にフラウンホーファ回折像を形成して光
学系の距離を短くするようにしたものを複数束ねたもの
で、比較的短い光学系を使用して光断層像を得ることが
できる。

ところで、上記説明では第２１図（ａ）に示すように円
形状ピンホールをつかってフラウンホーファ回折像の高
次成分をカットし、０次スペクトルのみを検出するよう
にしたものであり、第２１図（ｂ）に示すような関数と
等価であるということができる。これは光学系の入射端
の形状が円形であることに対応したものであり、入射口
の形状を変化させたときのフラウンホーファ回折スペク
トルをみてみると第２２図に示すようになる。

第２２図（ａ）において、（ａ）は円形状入射口、（ｂ
）は円環状入射口、（Ｃ）はスリット形の円環状入射口
であり、それぞれに１応するフラウンホーファ回折スペ
クトルは第２２図（６）に示すようになる。０次スペク
トルの幅が少し変化する程度で同様なフラウンホーファ
回折パターンを示す。また、矩形状入射口の場合には光
軸を中心にして直交方向に円形パターンが並ぶフラウン
ホーファ回折像となる。

いずれの形状のものであっても光軸上の０次スペクトル
以外をピンホールでカットして検出すれば本発明に適用
可能である。

第２３図は高指向性光学素子１本の瞳の透過率分布を変
化させたときのフラウンホーファ回折像を説明するため
の図である。

第２３図（ａ）において、瞳の透過率が一定のもの（■
）、中心の透過率が最低になるように２乗カーブで変化
するもの（■）、中心の透過率が最大になるように２乗
カーブで変化するもの（ＩＩＩ）としたとき、フラウン
ホーファ回折像はそれぞれ第２３図（ハ）に示すように
なる。タイプ■のものが０次スペクトルの幅が一番狭い
ので空間分解能を向上させることができる。また、夕′
イブ■のものは０次スペクトルの幅が広いので空間分解
能は落ちる。タイプ■、タイプ■ともタイプＩに比較し
て受信光のエネルギーは損している。エネルギーは損す
るかわりに、０次のフランフォーファー回折像の大きさ
を変えている。従って、高指向性光学素子の出射口での
０次回折機を変化させたいときは、受信光のエネルギー
を犠牲にしてこのようなアポダイゼーションを行えば良
い。

第２４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、２０？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λ、、λ、のレーザ光を交互にレーザ照射系２
０７を通して試料２０９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。試料からの散乱光が、高指向性受光系で充分減衰
するときは、レーザーを二つ用いず、−波長でも良い。

そのときは、セクター２０５は、レーザー光のＯＮ、Ｏ
ＦＦだけを行うチョッパーの働きをする。

第２５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λ３、λ、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。そこで、本発明の高指向性受
光系で充分散乱光を減衰出来ないときには、三波長方法
と併用することにより、散乱成分を更に除去できる。さ
らに、三波長法は、一定波長における吸光度の時間変化
をもう一つの波長の吸光度を対照として時間記録するこ
ともできる。目的とする物により、吸光度の時間変化の
ない波長と時間変化のある波長を選ぶことにより、吸光
度の時間変化を一波長より正確に検出できる利点もある
。

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−Ｌａｍｂｅｒｔ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三
波長法と差スペクトル法とがある。

試料が低濃度で、Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ則が成り立
つ場合を考え、第２６図（ａ）に示すように照射光量を
１゜、透過光量を■とすると１ｏｇｌｏ／Ｉ＝ａｃｄ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］ｏｇＩｏ
　　（λ、）／Ｉ（λｌ）＝ε　（λ、）ｃｄｌｏｇｌ
ｏ　　（λ、）／Ｉ（λ、）＝ｅ（λ、）ｃｄとなる。

したがって１ｏｇＩ　　（λ、）／Ｉ（λ、　）　−１ｏｇＬ　　
（λ２）／１．（λ１）＝ε　（λ、）−ε　（λ、）
ｃｄ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２６図ら）に
示すように、１．を入射光とすると透過光の外に散乱、
反射成分Ｉ５が生ずる。従ってｌｏｇ１０／Ｉ＝εｃｄ
＋Ｉｓここで、■５は散乱による減衰を示す。したがって同様
に、１ｏｇＩ　　（λ、）／Ｉ　　（λＩ）＝ε　（λ、）
−ε（λ２　）　ｃｄ　−ｌｏｇＩｏ　　（λ、）／Ｌ
　　（λ１）＋（Ｉｓ（λ＋）ｉｓ（λ２））となる。

従ってＩｓ　　（λ１）が１．（λ、）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誹り、試
料の濃度を測定することができ、またλ１とλ２を接近
させるき、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。

本発明の高指向性光学素子と三波長法とを併用すれば、
散乱光の分離が一段と良くなる。しかも、三波長λ３、
λ２を吸収の時間変化のあるものとないものに選ぶこと
により、目的物の時間変化を観測できる利点がある。

第２７図は三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はセクタ、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の人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２８図は第２７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２９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、２４８　ａ。

〕４８ｂ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で三波長、例えばλ１、λ、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、λ、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３０図は第２９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３０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（こよりデジタル出力を得るようにしている。

第３１図、第３２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、２７０．２７２は同期整流回
路、２７４は同期信号発生器、２７６は加算回路、２７
８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３２図（ａ）に示
すように、４領域に分け、領域Ｐ、が信号を通さないダ
ーク領域、Ｐ２．Ｐ、領域が波長λ１の信号を通す領域
、Ｐ、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３２図ら）に示
すように、Ｄ、λ１λ２．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、λ２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３１図に示すよう
に検出器２６０で、第３２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、λ、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λ１、λ、に対応した信号を抽出する。

ところで、波長λ２、即ち周波数２「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■　（λ１）、■（λ２）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。

こうして三波長の信号をそれぞれ周波数ｆ、　　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３３図は第３１図の検出方式を多素子の検出系に適用
した例を示してふり、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３４図、第３５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
ッパー、２９４はフォトマルチプライヤ（ＰＭ）、２９
６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、３０
６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
３４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３４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。ＰＭ２９４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−゛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３５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はこのチョッパーに同
期し、第３５図υ（Ｃ）のように、チョッパーが開いて
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に現れ
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３６図〜第３９図は本発明の検出装置の一実施例を示
す図である。図中、３１１は受光素子、３１２はリッセ
ト用ＦＥＴ、３１３は読み出し用ＦＥＴ、３１４は抵抗
、３１５は差動増幅器、３１６はツェナーダイオード、
３１７は抵抗素子、３１８は演算増幅器、３１９はロー
パスフィルタである。

受光素子３１１はＳｉ、Ｇｅ、Ｉｎ、ＧａＡｓ。

ＩｎＧａＡｓＰ等の半導体検出素子からなり、内部イン
ピーダンスが高く、かつ暗電流が極めて少ない素子から
なっており、ＦＥＴ３１３．３１４は液体窒素で冷却す
ると共に、受光素子は液体窒素または液体ヘリウムで冷
却して低ノイズ化を図っている。

第３６図において、受光素子３１１は内部インピーダン
スが高く暗電流が極めて少ないフォトダイオードからな
り、これに逆バイアス電圧を印加して通常はＯＦＦ状態
にしておく。受光素子のカソード端子はリセット用ＦＥ
Ｔ３１２のドレイン、読み出し用ＦＥＴ３１３のゲート
に接続されている。

第３７図（ａ）に示すように、ＦＥＴ３１２のゲートに
は＋ＩＶと一３Ｖが印加され、＋ＩＶでＯＦＦ、−３Ｖ
でＯＮするようになっている。ＦＥＴ３１２のゲートと
ドレイン間には仮想的な容量Ｃが存在し、第３７図（ｂ
）に示すようにＯＮパルス（−３Ｖ）を人力すると、容
量Ｃに正の電荷が溜まり、ドレイン・ソース間が導通す
るので、受光素子の浮遊容量に蓄積されていた電荷がア
ース側に流れる。

第３７図（Ｃ）に示すように、ＯＦＦパルス（＋ＩＶ）
を人力すると、容量Ｃに正の電圧がかかるため、ここに
溜まっていた正の電荷が吐き出され、ドレイン・ソース
間はＯＦＦ状態となる。本発明の検出装置では受光素子
３１１に何ら負荷抵抗を接続しないため、ジョンソンノ
イズは検出器の内部抵抗だけで決まり、またリセットパ
ルスをかけない限り、電荷は蓄積されるので、蓄積時間
が長くとれ、高感度の検出が可能となる。

第３６図に示すように、ＦＥＴ３１３をソースフォロア
ーとして動作させて読み出すと、出力Ｖ。ＵＴは第３８
図（ａ）に示すように変化し、ＯＮ時間の最初と最後の
タイミングでサンプリングパルス（第３８図Ｑ）））に
よりサンプリングし、出力■１、Ｖａを検出しく第３８
図（Ｃ））、Ｖ、と■２の差により受光量を求めること
ができる第３９図は第３６図に示した本発明の検出装置の実際の
回路例を示す図である。一方の入力端子にツェナーダイ
オード３１６から定電圧が人力され、他方に受光素子の
蓄積電圧が入力されるソースフォロアー３１３で読み出
した信号を差動増幅器３１５、演算増幅器３１８で増幅
してローパスフィルタ３１９により所定帯域の信号を検
出することができる。

第４０図は第３６図の検出器を用いた検出装置の一実施
例を示す図、第４１図はその波形図である。

図において、光源３２１からの極微弱な入射光をチョッ
パー３２２によりチョピングして本発明の検出器３２３
により検出する。この時チョッパー３２２の切り替え信
号に同期して制御回路３２６よりリセット信号を出して
検出器３２３をリセットする。同時に、チョッパー３２
２の切り替え信号に同期して制御回路３２６から出力さ
れるゲート制御信号により加減算カウンタ３２５を制御
し、検出されてＡ／Ｄ変換された信号を、光源がＯＮし
ているときは加算、光源がＯＦＦしたときの暗電流は減
算して結果をデジタルプリンタ／アナログ記録計３２７
で出力する。

第４１図（ａ）に示すようにチョッパーが開いている間
には、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。第４１図的に示すリセット信号の印
加周期でＳ＋Ｎのそれぞれの信号が積分され、第９図（
Ｃ）に示すようにチョッパー開の間は加算ゲート信号に
より加算され、チョッパーが閉じている間は第４１図（
６）に示すように、減算ゲート信号により減算されるよ
うに加減算カウンタ３２５の制御が行われる。この結果
、ノイズは全ての期間にわたって一定に現れる性質があ
るので、加減算カウンタ３２５の出力からはノイズを除
去し、信号Ｓのみを検出することができる。

第４２図、第４３図は第４０図に示した検出方式を三波
長検出方式に適用した場合を示している。

図中、第４０図と同一番号は同一内容を示し、カウンタ
３２５ａ、３２５ｂはそれぞれ波長λ１、λ、について
の加減算回路を構成している。

いま第４３図（ａ）に示すリセット信号と第４３図（６
）、（Ｃ）、（社）に示すリセット周期をゲート間隔と
するゲート信号を、チョッパ信号に同期してゲート制御
回路３２６から出力して検出器３２３を周期的にリセッ
トするとともに、加減算カウ、ンタ３２５　ａ、　　３
２５　ｂを制御する。第４３図（ｂ）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３２５ａ
で加算され、第４３図（Ｃ）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３２５ｂで加算され、第
４３図（６）のゲート信号の期間には両論減算カウンタ
３２５ａ、３２５ｂでバックグラウンドの信号が減算さ
れる。その結果、加減算カウンタ３２５ａ、３２５ｂか
らはそれぞれ波長λ１．λ２についての信号出力が得ら
れ、演算処理装置３３０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４４図は第４０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３２５−１〜３２５−ｎの出力
をメモリ３２８−１〜３２８−ｎに記憶させておき、そ
れらを順次演算処理装置３３０に取り込んで、二波長の
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４５図は上腕の近赤外吸収ス、ベクトルを示゛し、■
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）、ビリジンヌクレオチド（ＮＡＤ
Ｈ）の四つの色素蛋白質（Ｃｈｒｏｍｏｐ−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（Ｎ
ＡＤＨ）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４６図（ａ）は酸素化ヘモグロビン溶液Φ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１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４６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４６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哺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５〜１０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！！！（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
動を知ることができる。

第４７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４７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
０ｎｍに吸収ピークを持つ。この吸収強度は可視部の５
７８ｎｍの吸収の１／４０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　ｐ
ｏｉｎｔ）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４８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！ａ（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４９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である。

我々の身体（組ＡＩ）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４９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、４５０〜４８０ｎｍ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５０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Ｏ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、この変化をフル
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、フラウンホーファ回折像
のうち０次スペクトルを取り込んで高次成分をカットす
ることにより、散乱成分を減衰させ、情報光のみを検出
して高解像度で光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図は本発明の光学系の検出原理を説明するための図
、第２図、第３図は結像原理を説明するための図、第４
図はコヒーレント光による結像を説明するための図、第
５図はインコヒーレント光による結像を説明するための
図、第６図は平面波と球面波のフラウンホーファ回折像
を説明するための図、第７図は本発明の結像方法を説明
するための図、第８図は２ケのピンホールにより０次ス
ペクトルを検出するための光学系を示す図、ＩＥ９図は
内面に吸収体を塗布した高指向性光学系を示す図、第１
０図、第１１図は長焦点レンズにより０次スペクトルを
検出するようにした本発明の一実施例を示す図、第１２
図、第１３図は顕微鏡サイズ光ＣＴ用光学系の実施例を
示す図、第１４図は本発明の光学系を複数束ねた高指向
性光学系の実施例を示す図、第１５図は本発明の検出方
式の概念図、第１６図、第１７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１Ｐ図は本
発明の高指向性光学系を示す図、第１９図は第１８図の
高指向性光学系を複数束ねた光学系を示す図、第２０図
は望遠鏡を複数本束ねた光学系を示す図、第２１図は０
次スペクトルを取り出す方法を説明するための図、第２
２図は入射口形状とフラウンホーファ回折像とを示す図
、第２３図は瞳関数の透過率分布とフラウンホーファ回
折像との関係を示す図、第２４図は本発明の光断層像画
偉化装置の全体構成を示す図、第２５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２６図は二波良法と差スペクトル法を説
明するための図、第２７図は三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２８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２９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、第３０図は第２９
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３１図、第３２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３３図は第
３１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３４図、第３５図は極微弱光測定方式を説明する
ための図、３６図は本発明で使用する検出器の基本的構
成を示す図、第３７図、第３８図は検出原理を説明する
ための図、第３９図は検出回路例を示す図、第４０図は
チョッパ一方式によりノイズを逓減化させる検出器の構
成を示すブロック図、第４１図は波形図、第４２図、第
４３図は第３４図に示した検出方式を三波長検出方式に
適用した例を説明するための図、第４４図は第４０図の
方式を多素子検出系に適用した例を示す図、第４５図は
上腕の近赤外吸収スペクトルを示す図、第４６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４６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４７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４８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４９図はピリジンヌクレオチド（ＮＡＤ
Ｈ）の相対螢光強度のスペクトルを示す図、第５０図は
指示物質の酸素濃度依存性を示す図、第５１図、第５２
図は従来の光ＣＴ像観察方法を説明するための図、第５
３図は従来の光吸収分布像を得る装置構成を示す図、第
５４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５５図はＴｗｅｒｓｋｙの散乱理論曲線を示す図
、第５６図は試料の光学的性質を説明するための図、第
５７図は有限開口による回折パターンを説明するための
図、第５８図は散乱物体によるランダム回折パターンを
説明するための図、第５９図は拡散面における反射パタ
ーンを示す図である。１・・・スリット、Ｐ、　、ｐａ１００・・・高指向性光学素子、６０・・・光学系、。・・・ピンホール、３０．２５・・・長焦点レンズ、

Claims

【特許請求の範囲】

（１）光の伝播する領域を複数に分割する受光素子を有
し、受光素子出射端における異なる点間の干渉が生ずる
空間領域を最小空間分解単位内に限定することにより、
散乱光中に埋もれた情報光を検出することを特徴とする
高解像受光系。
（２）受光素子出射端におけるフラウンホーファ回折像
の０次の回折像を検出することにより最小空間分解単位
を限定することを特徴とする請求項１記載の高解像受光
系。
（３）受光素子は入射端と出射端にそれぞれピンホール
を有する細管からなるこを特徴とする請求項１または２
記載の高解像受光系。
（４）受光素子は壁面に光吸収材を塗布した中空細管か
らなることを特徴とする請求項または２記載の高解像受
光系。
（５）受光素子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からなる請求項１または
２記載の高解像受光系。
（６）受光素子は入射端と出射端に前側及び後側焦点を
有する長焦点レンズを有することを特徴とする請求項１
または２記載の高解像受光系。
（７）受光素子は試料を前側焦点位置とする対物レンズ
と、対物レンズの後側焦点位置を前側焦点位置する接眼
レンズを有することを特徴とする請求項１または２記載
の高解像受光系。
（８）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、光の伝播する領域を複
数に分割して出射端における異なる点間の干渉が生ずる
空間領域を最小空間分解単位内に限定する複数の受光素
子からなる高解像受光系と、高解像受光系からの出射光
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。
（９）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、光の伝播する領域を複数に
分割して出射端における異なる点間の干渉が生ずる空間
領域を最小空間分解単位内に限定する複数の受光素子か
らなる高解像受光系と、高解像受光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。
（１０）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、光の伝播する領域を複数に分割して出射端におけ
る異なる点間の干渉が生ずる空間領域を最小空間分解単
位内に限定する複数の受光素子からなる高解像受光系と
、高解像受光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。
（１１）二波長の光信号、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１０記載の光断層像画像化装置。