JPH04161145A - 生体計測装置 - 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〕 本発明は生体内における医学的情報を非侵襲的に計測し
画像として表示する医用画像装置にかかわるもので、特
に代謝循環等の生体機能の定量的な分布を画像として提
供するのに好適な装置に関する。

〔従来の技術〕

医用診断に利用される診断装置は、生体の外形及び臓器
の形状を計測し、表示する形態診断装置と、生体内にお
ける循環代謝などの機能を計測する機能診断装置に分類
することができる。

両者のうち形態診断装置としてはＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔ
ｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ）装置やＸ
ＩＣＴ装置などの高精度の画像診断像器が開発されたこ
とにより、生体の“形態的な異常”を非侵襲的にかつ正
確に診断することが可能になっている。しかし一般に生
体臓器等の形態異常は代謝循環等の生体機能の異常が原
因となって生ずるもので形態的異常の検出時点ではすで
に代謝循環等の機能面での病状が進行しており、治療が
困難であったり、治療期間が長引く場合が多い。

そこで形態的異常に先立つ生体の機能的変化を早期に発
見し的確な治療を行うことが現代の臨床医学における大
きな課題となっている。またそのための道具としての′
早期診断の可能な生体機能診断装置′の開発が強く求め
られている。

ところで機能診断の可能な機器としては血液や尿などの
検体検査装置がよく知られている。検体検査では生体組
織内の代謝物質の量や機能を直接化学物理的に計測して
おり、定量的機能診断が正確に行える。しかし血液、尿
などの検体検査では全身的な異常状態の計測は可能だが
、形態診断のように異常部位を正確に確定することは困
難である。

このため医師はまず検体検査などの機能的診断で全身的
な異常を判定し、さらにＸ線診断装置などの形態的診断
装置で異常部位の確定を行う、そして両者の情報を総合
的に判断して病気の診断を行っているのが現状である。

しかし形態診断により得た画像情報と、検体検査などの
機能的診断情報を組み合わせ異常部位やその状況を正確
に判断することは非常に難しく、さらにこのように複数
の検査を行うことによる、診断時間、患者への肉体的、
さらには経済的な負担の増大が問題となっている。

上記のような問題を解決できる医用診断装置として機能
を計測しさらにその空間分布を画像化し表示できる装置
、つまり生体機能画像化装置が考案され開発が行われて
いる。

例えば従来からある生体機能計測装置に位置検出能を付
加し、−台の診断装置で機能量の空間分布を得ようとい
う試みがなされている。このような例としては核磁気共
鳴スペクトル分析装置のイメージ装置化を挙げることが
できる。核磁気共鳴スペクトルの微細計測を用いてＰ　
ｆｆ　１の核磁気共鳴周波数の化学シフトを計測するこ
とにより、生体組織の代謝過程が計測できることは以前
から知られており、これを生体に適用し画像装置化する
、ＭＲＳイメージング装置の実用化が試みられている。

ところで核磁気共鳴スペクトル計測において計測する信
号は、非常に微弱な電磁波の吸収量の変位である。この
ためこのような信号を利用して、さらに代謝量を空間分
布として画像化するには非常に長い計測時間が必要で未
だに実用的な装置は完成されていない。

この例のように生体機能変化の計測可能な装置は生体の
質的な情報を捉える必要があるため、物理的には非常に
微弱な信号の変化を計測する必要がある。更にこのよう
な微弱な計測信号から生体の機能を示す物理量を空間分
布として表す、つまり画像化するのはさらに困難で、最
終的にこのような装置によって得られる画像は従来のＸ
＠ＣＴ装置やＭＲＩ装置の画像に比へ空間特性の点で非
常に劣ることが予想される。

このような生体機能画像化装置として現在研究が進めら
れているものとしては核磁気共鳴装置のほかには、生体
磁気分布計測装置、生体光計測装置、Ｐ　Ｅ　Ｔ　（Ｐ
ｏｓｉｔｒｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒａｐ
ｈｙ）をあげることができる。

これらの装置はＰＥＴを除けば未だ臨床的に実用可能レ
ベルには達していない。そしてＰＥＴにおいても未だ十
分な空間分解能は得られておらず、゛これを補うために
Ｘ線ＣＴ装置等の形態診断装置の画像を利用しているの
が現状である。これは先に述べた機能診断と形態診断の
併用の一例でもある。

このような形態診断装置の併用のほかに、これらの生体
機能画像化装置の空間特性の向上のための試みは数多く
なされているが、十分な性能は得られていない。

例えば生体光イメージング装置は光を生体に照射し上記
生体からの散乱透過光を計測し生体内の各種機能をし画
像化しようとするもので、特開昭５７−１１５２３２で
提案されている。本装置は生体に与える障害が非常に少
ないため理想的な生体機能画像診断装置と成る可能性が
指摘されている。この生体光イメージング装置において
も空間性能の低さが実用上の大きな問題点となっている
。

生体における光計測では特に被写体内部で生じる散乱光
が計測データ上に加算され位置情報を乱すため、生体内
部の特に深部における機能分布を画像化するのは困難で
あると言われる。

この生体光イメージング装置の空間分解能を向上させる
方法として、時間ゲートを用いて光のパスを制限する時
間ゲート法と多波長法の組み合わせによる、散乱光の影
響除去を本発明者は提案している。

〔発明が解決しようとする課題〕

生体機能の画像化装置の研究は、未だ実用的な装置を開
発するには至っていない。最も実用化に近い装置ＰＥＴ
においても空間特性が不十分で、実際の診断にはｘｇｃ
Ｔ装置等の形態診断装置で得た画像情報を必要としてい
る。このような例は他の機能計測装置にも見られること
は先に述べた。

このように従来から行われている機能計測と形態計測の
併用は、それぞれ異なった装置で異なった時点で計測さ
れた２種の画像を並列に表示するこによって、機能計測
における空間情報の不足を補うことを目積したものであ
る。しかし上記方法では、両者の計測を異なった装置、
異なった時刻で行うため、相互の幾何学的な位置関係を
正確にとらえることはできない。更に機能計測画像に各
種の物理的影響による空間的歪みがある場合これを補正
することも不可能であるにのように従来方法では機能、
形態の両画像の正確な位置関係をとらえ、的確な医学診
断を行うことは困難である。

これとは別に機能計測装置自体の空間特性を向上させる
試みもそれぞれに為されているが、計測の困難さから十
分な結果はえられていない、またこれらの試みが有効に
為されたとしても、得られる画像の空間特性は他の形態
診断を不要とするまでには至らないことが予想される。

本発明はこのような生体機能計測における位置情報の不
足を補い、同時に機能計測画像自身の空間分解能の向上
および画像歪みの低減を行い、機能異常のより正確な診
断を可能にする簡便な方法を提供することを目的とした
ものである。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は上記従来の欠点を除くために成されたもので、
このために本発明における生体計測装置は、生体の代謝
循環等の機能を計測し画像化する機能を有する部分と生
体の解剖学的な形態を計測する機能を有する部分が一つ
の装置に構成されており、両者の計測を同時にまたは順
次に計測対象を移動すること無く行うことができる。

形態計測部で計測した被写体の形態情報は、機能計測部
で得た機能的情報を画像に変換する処理過程において利
用され、更に表示部において機能の空間分布の画像と同
一画面上に表示される。形態を計測する部分はＸ線ＣＴ
装置またはＭＲＩ装置等の形態計測装置の原理を用いる
。

機能分布を計測する部分は例えば光を入射しその散乱透
過光を検出して生体の機能を計測する生体光イメージン
グ装置などで構成する。生体光イメージング装置は多数
の光ファイバーで構成された光入力部と、複数の光ファ
イバーで構成された光検出部より成り、検出部の出力部
は高速の光時間スペクトル計測部に入力する。機能計測
部はその他の機能計測が可能で且つ空間分布の計測でき
る装置であれば上記光イメージング装置には限定しない
。

上記計測画像の表示部では形態を示す画像は組織の境界
部分のみを単色で表示し１機能を示す画像は上記形態画
像とは異なる色で上記画像と重ねて表示する。機能分布
を示す画像は医学的な基準から求められた標準値からの
差分を濃淡または、色相で表示してもよい。

〔作用〕

形態診断部と機能診断部が一体と成っているために両者
の診断が短時間のうちに空間的な変位も少なく計測でき
、両者の計測情報の空間位置関係が正確にとらえられる
。このため、機能計測結果の空間分布の画像化処理にお
いて、形態情報を有効に利用できる。これにより機能分
布の画像化処理の高速化、高精度化が可能になる。

更に両者の画像が同一画面に表示されるため機能分布画
像の解剖学的な位置関係が正確に判定でき、正確な病気
の診断が可能になる。

さらに両機能部で用いる処理装置、画像表示部、ベツド
などが共有できるために空間利用の効率化、価格低減が
図られる。また両方の診断が患者の移動無く行えるため
に検査時間の短縮が図られ患者への負担を低減できる。

また表示部で機能分布に形態の境界画像を重ねて表示す
ることで機能画像の情報を損なうことなく、機能画像の
解剖学的位置関係を明確にし診断効率を挙げることがで
きる。機能分布画像を医学的な標準値からのずれに対応
して表示することで。

さらに異常部位の判定が容易になる。

〔実施例〕

以下本発明の実施例を図面を用いて説明する。

第１図は本発明の一実施例の全体構成を示したものであ
り、形態を診断する形態形測部、及び機能的な診断の可
能な機能計測部から構成されている。

形態９機能両者の計測結果から画像を再構成し、表示す
る画像再生部８０及び画像表示制御部１００は両針測部
に共通で一式有する。形態計測部はＸ線ＣＴ装置の原理
を用いており、被写体のまわりを回転走査するＸ線源３
及びＸ線検出器１を有する。Ｘ線検出器１で検出される
Ｘ線射影データはＸ線計測部のデータ収集部７０に取り
込まれる機能計測部は光を生体に照射しその散乱透過光
を計測し代謝物質の分布を計測する生体光イメージング
装置の原理を用いており、被写体に装着される計測用キ
ャップ２０．光源部３ｏ及び光検出部４０及びこれらを
制御するタイミング制御部５０゜計測結果を記録するデ
ータ収集部９０よりなる。

Ｘ線計測及び光計測の各データ収集部のデータは、画像
再生部８０で処理され画像表示制御部１００を介して表
示部１０５に表示される。なおこれらの装置は全て１台
のコンピュータ６０で制御される。

上記装置構成のうち形態計測部は、）ＩＸｃ　Ｔ装置に
限らずＭＲＩ装置などの生体内部の形態、代表的には断
層像を正確に計測し画像化できる形態診断装置で構成す
ることができる。機能計測部は生体の循環代謝などの機
能を定量化し空間分布として計測できる機能を有する装
置で構成する。本発明に適用可能な生体機能形測手段と
しては上述の生体光イメージング装Ｗ（光ＣＴ）に限ら
ず、核磁気共鳴スペクトル分布計測装置ｆ（ＭＲＳイメ
ージング装置り　、生体磁場分布計測装置（脳磁分布計
側袋Ｗ）などが適用できる。なお他の生体の循環、代謝
などの機能を計測できる装置で空間分布の計測可能な装
置であれば上記装置に限定しない。

第２図は機能計測部に生体光イメージング装置の原理を
用い、形態計測部としてはＸ＠ＣＴ装置の原理を用いた
第１図の実施例の装置の外観を示しており、特に人体頭
部を対象とした装置の例である。生体光イメージング装
置の原理は例えば特開昭５７−１１５２３２号に詳細に
述べられている。第１図の各部が搭載された装置本体１
１０のガントリー開口部には、ヘット１２０に横たえら
れた被写体の頭部が挿入される。この構造は従来Ｘ線Ｃ
Ｔ装置と同様である。さらに本実施例では、機能計測部
の計測用キャップ２０をガントリー開口部内に保持する
機能を有することを特徴とする。

第３図は本装置における計測領域を示しており、Ｘ線Ｃ
Ｔ＠置部の計測領域４は生体光イメージング計測部の計
測領域５を包含するように構成されている。なお３はＸ
線発生部を、２０は生体光イメージング装置における計
測用キャップを示す。

次に第４図は上記生体光イメージング計測部の詳細な構
成を示すものである。

被写体キャップ２０には、第４図（ｂ）に示すように光
源部３ｏから入射する光を導いて被写体に照射するため
の光ファイバー１２と、検出された光を光検出部３ｏに
導びく光ファイバー１４が設けられる。これら２種類の
光ファイバーはそれぞれ複数本設けられる。これらの端
部はキャップ２０の内面をひとつの断面が切る円周に沿
って配置される。キャップ２０を被写体の頭部に装着す
ると、第２図のベツド１２０の位置調整などにより、Ｘ
線ＣＴ装置の撮像断面と、上記光ファイバーの端部が配
置された断面とが一致するようにされる。これにより、
形態計測部の針側視野と機能計測部の計測視野とは同一
断面上にあり、前者が後者を包含する配置とする。

第４図（ａ）に示すように、光源部３０は１００ｐｓｅ
ｃ以下の短時間パルスを繰返し照射できる２種類の波長
のレーザ装置８−１及び８−２、上記レーザの一方を選
択して任意の時間間隔で照射光の波長を切り換えるため
の光源制御部６及び波長切り替え部７を有する。本構成
例は２波長の構成であるが、光源の波長数はこれに限定
されない、例えば血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の
計測においては、酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグ
ロビンの等吸収点（８０５ｎ　ｍ）と他の一点の波長（
例えば６００ｎｍ）と各波長の近傍の各−点計４点の計
測を行なう必要がある。このような場合には光源は４個
と成る。

レーザ８−１もしくは８−２から照射され波長切り替え
部７で選択されたレーザ光ビームは、光走査部に入射す
る。光走査部は回転ミラー９で構成しレーザ光の進行方
向を走査する。

ミラー９により進行方向を偏向された光ビームは第４図
（ａ）の照射用光ファイバー１２の他端１１を配列した
光分配部１０に入射し回転ミラー９の走査角度に応じて
順次、例えば入力部ファイバ一番号１．２．３．、の順
番で入力して行く。

この結果計測用キャップ２０のファイバ１２の出力部か
らは時系列的に光が出力し光ファイバーの配置に応じて
順次生体への光照射が行われる。この光走査と光源パル
ス発光のタイミングを制御することによって任意のファ
イバーに、設定されたタイミングで設定数の光パルスを
入力することが可能になる。

ここで光走査部のミラー回転位置をパルス制御モータで
自由に制御することにより、ファイバーの配置とは無関
係に希望する自由な順番（１，２゜０．ではなく）で光
照射が行える。なお光入射の順番及び設定パルス数は生
体に最も障害が少なくかつ最適な画像計測が可能なよう
に被写体の大きさや形状に応じて制御部６で設定するこ
とが可能で、これによって常に最適な計測状態で診断が
可能と成る。

また光走査部に光走査波長切り替え部７が付加されてい
るので複数の波長の光を順次設定されたスケジュールに
沿って高速に照射することができる。

被写体に入射した光は被写体を通過し各生体代謝物質の
特性に応じて吸収を受け、生体組織による散乱を受は被
写体表面から放出される。これが光ファイバ１３を介し
て光検出部４０に導かれる。

第５図は光検出部４０の詳細を示した図である。

計測用キャップ２０内の光収集部１３は光ファイバー１
４と複数のレンズで構成し常に被写体表面近傍に光学系
の焦点が設定されるように配置されている。

上記光収集部１３に入射した被写体からの透過散乱光は
光ファイバー１４を通って光検出部４０に導かれる。

本実施例の光検出部４ｏは、光の強度変化を高速に計測
し記録できる装置、以下光時間スペクトル計測装置と称
する、を用いている。光時間スペクトル計測装置は、そ
れ自身が高速の時間応答を有し、さらに時間スペクトル
を計測、保存できるため光シヤツターを用いずに時間ゲ
ートを設定できる。

被写体キャップ２０から複数の光ファイバー１４により
導かれた計測光は、ストリークカメラの受光面１６上に
適当な間隔で入射する。上記光は入力面１６において電
子に変換され螢光面１８に向かって走行する。交流電場
発生部１７は上記電子の走行方向を高速に変位させる。

この結果螢光面１８には入力光の時間変化に対応した分
布画像が表示され、これをＴＶカメラ等で読みだすこと
により光強度の時間変化を高速に計測することができる
。ところで高速のパルス光源８−１又は８−２によって
光ファイバー１２を介して光を照射された被写体の表面
からは光の走行過程に応じた遅れ時間を持つ光が第６図
（ａ）のような時間分布を持って放出される。上記光は
さらに光ファイバー１４を介して光時間スペクトル計測
装置の螢光面１８に第５図（ｂ）のような分布データを
形成する。上記分布（ｂ）のうち縦方向は時間を、Ｙ横
方向は各ファイバーの光収集部１３が配置する被写体表
面近傍の位置と対応する。このような時間分布像のうち
、光パルス照射からある時間以上経過した部分は、被写
体内で散乱、屈折をくる返して回り込んできた光である
ので、このような散乱線を除去するため、第６図（、）
の斜線部Ｒ工のように時間ゲートをかけ、この部分の光
量の積分値を検出データとする０本実施例ではＴＶカメ
ラ等で読み記録した光時間スペクトル像のうちの特定範
囲の部分を計算機で処理することで時間ゲートの機能を
実現し、所望の透過光量を得る。

上記のような計測を光パルスの照射位置、っまり照射用
ファイバーを順次選択することにより。

被写体の多方向からの光入射による光伝達特性を計測し
、これによって被写体の３次元的な光学特性分布を画像
化するのに必要なすべてのデータを得ることができる。

上記ファイバーの時系列的選択は従来のＸ線ＣＴ装置に
おけるエックス線源走査と同様の効果を持つもので、上
記構成でえられた計測データをＣＴの画像再生理論にも
とづいて演算処理すれば被写体の光学特性分布を画像化
することができる。

このような画像再生の原理及び方法に関しては”Ｉｍａ
ｇｅ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏ　ｆｒｏｍ　Ｐｒｏ
ｊｅｃｔｉｏｎ”　Ｇ、Ｔ。

Ｈｅｒｍａｎ、１９７９に詳細に述べられている。

なお、第５図に示した光時間スペクトル計測装置に代え
、特開昭６３−２０６６５号に記載されたように高速光
シャッタの採用により時間ゲートを実現してもよい。

（機能画像計測の手順） 次に本発明の装置を用いた生体計測装置の生体機能画像
の計測手順を上記生体光イメージング装置とＸ線ＣＴ装
置の原理を用いた装置の例（第１図）で説明する。

本装置の被写体は人体頭部であり、被検者はＸ吸収係数
の小さい物質で構成された頭部保持部を有するベントに
寝た状態で形態計測装置の計測部へ挿入される。

上記設定の終了後生体光イメージング装置の検査部であ
る計測キャップ２０を被検者の頭にかぶせる。

上記生体光イメージング装置の計測キャップ２０はＸ線
吸収係数の小さな物質で構成されており。形態計測部か
らの照射Ｘ線の大部分はこれを透過する。このため計測
キャップはプラスチックまたはアルミを素材で構成する
。

次に計測キャップ２０をセントした状態でＸ線を照射し
被写体と計測キャップを含めた断層像を計測する。これ
によって形態計測部では第７図に示すような画像が得ら
れる。表示領域１０６は被写体及び生体光イメージング
装置計測キャップを含み被写体の形状２１及び計測キャ
ップの形状２２が表示される。

上記計測キャップ内には特定の位置に比較的Ｘ線吸収率
の大きい物質を配置しておく。これによってＸ線透過画
像上に上記吸収体の位置２３が高吸収域として特異的に
表示されるため、機能計測部と被写体及び形態計測部の
位置関係を容易に求めることができる。上記表示用吸収
体は計測キャップ上に少なくとも３カ所配置する。これ
によりＸ線画像と生体光計測部の位置関係を、計測画面
上で正確に求めることが可能になる。

以上計測の結果ＣＴの原理にもとづく画像再生処理によ
り、被検体の形状及び被写体内の臓器の分布、更に上記
被写体と機能計測部の空間的配置関係が求まる。

ここで形態計測と機能計測の両者は計測位置の変動を防
ぐため同時に行うことが望ましい。ただし、被検体位置
の大きな変動の生じない程度の時間内であれば、同時計
測せず両者の計測を時系列的に行っても良い。

形態及び機能の両計測を時系列的に行なう場合、被写体
位置のずれによる空間特性の劣化の可能性が高くなるが
、同時計測にくらべ、相互の物理的干渉によるクロスト
ークがなく、また計測処理装置の負荷が時間的に分散さ
せるというメリットがある。

なお、時系列で両者の計測を行う場合、計測の順番はど
ちらを先にしても良いが、機能計測データの画像化処理
には形態計測画像の情報を必要とするため、形態計測−
機能計測の順に行うほうがデータ処理は簡単化され、処
理装置のメモリー量も小さくできる。

また一般に機能的な計測では時系列的に計測を繰返し代
謝等の時間変化を計測する場合が多いが、このような場
合には第８図（ａ）に示すように計測の最初と最後に形
態計測を１回ずつ行なっても良い。ただし計測の時間間
隔が長い場合には第７図（ｂ）のように機能計測と形態
計測を交互に行なうことが好ましい。

次に機能画像計測における各部の動作を説明する。なお
計測の順番は形態−機能の順で行う場合を仮定する。

計測キャップ内の光分岐用ファイバー１２に順次光パル
スを光照射１．２．３．、に示す番号で照射する。この
時各光検出器には第５図（ａ）のような時間スペクトル
を持った光信号が順次入力する。これらの計測値は一連
の計測が終了するまで記憶部に保存される。

ところでこれらのデータには生体内の散乱光が多く含ま
れるためこのままでは画像化に用いることはできない。

そこで特開昭６３−２０６６５に示すように時間ゲート
により散乱光を除く。本実施例においては上記時間スペ
クトルデータのうち、散乱光の少ない時間スペクトル前
部のデータを選択し加算することで同様の効果を得られ
る。この場合時間ゲート幅（データの選択幅）は狭いほ
ど散乱光の混入を小さくでき空間分解能を向上できるが
、逆に信号量は減る。このため、時間ゲートの幅は被検
体の大きさ、光の透過率により最適値が異なってくる。

通常人体頭部を仮定した場合は１００ｐｓｅｃ程度が最
適な幅となる。

このように上記スペクトルデータは設定した時間幅で時
間方向に加算する。この結果光照射部の数をＮｓ、光検
出部の数をＮｄとすると上記計測でえられる一連のデー
タはＮｓ　ｘＮｄ個の数値データとなる。

（画像再生処理） 次に上記計測でえられた機能計測のデータの組（Ｎｓｘ
Ｎｄ個の数値データ）と、事前に計測した形態計測画像
を用いて機能分布の画像再生を行なう。以下に画像再生
処理の流れを具体的に説明する。

ＸｌＩＣＴ装置の計測画像には第７図に示すように被写
体と機能計測装置のＸ線吸収画像が表示される。上記画
像には計測キャップに埋め込まれた位置検出用の表示２
３が高吸収域として検出できる。そこまずＸ線画像上で
計測領域をＮｘＭの画素に分割する、この画素と位置検
出用吸収体の位！関係から機能計測装置の光入力部と、
光検出部の正確な位置を全て求める。これは光イメージ
ング装置の構造を事前に正確に計測し記憶しておけば容
易にできる。

次にＸＩＸＣＴ画像から被写体のうち骨の部分、箱内の
白質部、灰白貿部の各領域を分類する。このようなＸＩ
ＣＴ画像からの組織判別は、ｘｇＣＴ装置において生体
臓器の３次元表示に使われている方法を用いる。たとえ
ば組織鑑別の最も簡便な方法は吸収値のレベルから判定
する方法で、例えば計測画像のＣＴ値で１２００以上は
骨、白質は１２００−１１０、灰白質は１１００以下と
して表示する。

次に機能計測領域を先のＸ線計測画像の画素分割に従っ
て４角形の画素に分割する。第９図（ａ）に示すように
上記各画素に光学的な変数として、散乱係数ｓｉ及び吸
収係数ｍｉをあたえる。ここでｉは画素の番号を示す。

次に、Ｘ線ＣＴで計測した形態画像によって被写体の構
成組織は分類されているので、上記各光学変数のうち、
事前に決定できる数値を定数として与える６たとえば計
測に用いる光の波長を６００−７００ｎｍの波長に設定
したとすると、頭部の画像のうち骨の領域には６００　
７００ｎｍの光を吸収する物質はほとんど存在しないた
めｍｉ＝：Ｏと置くことができる。

また骨の散乱係数は被検者の年齢により異なるが従来の
計測データから推定できる。そこで骨における散乱係数
の各年齢における標準的な数値を求めておけば、骨領域
における散乱係数５１を定数として与えることができる
６更に脳内の各組織に関しても先に述べた組織分類に応
じて散乱係数を事前に実験的に求め、ｍ！！値をもとに
設定する。

この結果画像化に必要な計測領域の真の変数は脳組織内
における吸収係数ｍｉのみになる。

上記の処理により本来は各領域に与えられていた変数の
組み合わせのうち多くの部分を事前に設定できるため、
以後の画像化が容易になり、演算に要する時間も短縮で
きる。

次にこれらの変数及び設定された定数分布をもとに吸収
係数の分布を求める方法を以下に述べる。

ある発光点Ｓｋを仮定したとき得られる計測値は被写体
がある場合、第９図（ｂ）に示されるように各検出点で
えられた計測値Ａｋｌの組み合わせどなる。

ところで光照射部Ｓｋから放出された光はファイバーの
端面から拡散し各検出器に入力する。そこで被写体の無
いときの上記各計測値をＡｋｌＯとする。なおこの計測
値は時間ゲートをかけない。

上記各データから Ｘｋｌ＝−Ｑｏｇ（Ａｋｌ／ＡｋｌＯ）　　−（１）を
もとめる。ここで時間ゲートを通過した光は生体内をほ
ととんど直進したとみなせるからｋと１の組み合わせか
ら光が通過する領域Ｒｋｆｉを、先の第９図（ｃ）のよ
うに求めることができる、そこでこの通過領域に含まれ
る全ての画素の番号の集合をＲとする。この時計測値よ
りえられた吸光度Ｘｋｌは Ｘｋｌ＝Σ（ｍｉ＋ｓｉ）、ｉＥＲ−（２）となる。こ
れらのうちｓｉは既知であるので各計測単位における真
の吸収による減弱は Ｙｋｌ＝Ｘｋｌ−Σ（ｓｉ）、ｉＣＲ により求めることができる。また画素ｉが骨の領域に含
まれる場合にはｍ１＝ｏと置くことができる。更に全の
ｋと１の組み合わせに関して上記のような演算を行う。

これれより吸収値ｍｉのプロジェクションの組み合わせ
（Ｙｋｌ、に＝ｌ〜Ｎｓ、１＝１〜Ｎｄ）が求められる
ので、従来のＸ１ｌｉＣＴにおけるＣＴ画像再生のアル
ゴリズムを適用して、吸収値（ｍ　ｉ　）の分布が求め
られる。

以上の演算処理によって第９図（ｄ）のような特定の波
長の光吸収係数の空間分布（つまり特定の代謝物質の空
間分布）を示す画像が得られる。

なおここでは既に形態計測装置による組織判別画像が得
られている。この両者の画像の位置関係は先の処理過程
から明らかなように正確に対応づけられている。そこで
この両者の画像は並列して表示しても有効な診断情報を
与えられるが、さらに１台のＣＲＴ上に形態画像は各組
織の境界部のみを特定の色で示し、機能の濃淡画像（ｂ
）を境界表示とは異なる色を用いた濃度または色相で表
示すれば生体機能の実際の状態が的確に表示され、診断
に最適な情報提供が可能と成る。第９図（ｄ）はこのよ
うな表示の例を示す。

なお、機能画像表示として、計測物理量の値の絶対値を
表示するのではなく、医学的な見地から得られている標
準値からのずれを濃度として表示すれば更に医学的に有
効な情報を与えることができる。またこの標準値は形態
計測画像から得られた臓器または組織に対応する値を用
いれば更に好ましい。

以上の実施例は機能計測部に生体光イメージング装置を
用いた例であるが、一般の任意の機能計測方法を用いた
場合においては以下のような一般的な処理が可能である
。

まず生体機能を表示する物理量を計測し画像化する方法
は次のような手順を持つ必要が有る。

（１）計測領域のうちの限定された部分からの信号を受
信する。この信号には計測領域のうちの限定された部分
における物理量の影響が反映されている。

（２）上記限定領域（走査領域）を被写体全域に移動し
信号の計測を行う（計測領域走査）。

この領域走査の時間的順番を１．２．、ｉ、。

Ｎｍ（Ｎｍ：計測の数）とするとこの各番号に応じて計
測値Ｘｉ　（ｉ＝１〜Ｎ　ｍ　）が得られる。さらに各
計測番号に応じた計測領域Ｒｉ　（ｉ＝１〜Ｎｍ）が計
測領域内に指定される。

そこでまず計測領域を適当な大きさの画素に分割しこれ
をｈｊ　（ｊ＝１〜ＮｐＮｐ：画素数）とする。

ところでこのような計測は当然特定の物理量の計測を目
的としたものであるが、特に機能的計測を目的とする計
測においては微弱な信号を扱うため、計測された信号は
求めたい物理量（光計測の場合は例えば吸収係数）の他
に他の物理量による変異を受ける場合が多い。例えば光
計測における散乱の効果などがこのような変位の原因の
例である。このため計測値Ｘｉは− Ｘｉ＝ｆ（ａｋ、、、ｂｋ、、、、、ｃｋ）　　　ｋＥ
Ｒｉ・・・（３） のように表示できる。このうちａは求めたい物理量で、
ｂ、ｃは変異の原因となる物理量である。

ｆはこれらの間を関係づける関数である。ここで式（３
）のような関係があるとき各画素の計測対象物理量ａｋ
の算出には全ての変数ａ、ｂ、ｃの値を求める必要があ
る。一般にこのような計算には膨大な計算量で、現実に
は実行不可能な場合が多い。

ところで本発明の装置によれば上記機能計測の前または
後に、まったく同一の位置で計測対象の形態を計測する
ことができる。これによって計測対象の外形、更には内
部の組織の分布形状が計測できる。また先に示したよう
な位置表示を付加することにより機能計測における計測
領域が形態計測画像と正確に対応付けることができる。

次に上記物理変数（ａ＋ｂｔｃ）のうち求めたい変数は
ａでありこれは一般に未知数となる。しかし生体の物理
特性は生体組織の種類に依存している。また生体組織の
種類は解剖学的な知見から、形態計測画像上で識別可能
である。先の実施例では、頭部における骨、脳組織の鑑
別の例を示している。

光計測における散乱係数はこのような推定可能な物理量
の例であり、脳磁計測においては組織の透磁率が、ＰＥ
Ｔにおいては消滅ガンマ線の吸収係数がこれら当る。そ
してこれらは何れも形態計測によって分類可能な組織種
別に対応して標準的な数値をあてはめることができる。

つまり計測目的である変数ａは真の変数として他の形態
依存の（形態により推定可能な）変数す、ｃは推定値を
設定することにより、先の式（３）は Ｘ１＝ｆ（ａｋ、、）　　　ｋＥＲｉ　　　　・−（４
）と成り、物理変数を１種とした従来からの画像再生の
問題に帰着できる。

このように単純化した変数の組み合わせから従来のＸ＠
ＣＴにおける画像再生法や、イテレイション法を用いて
画像再生を行うことができる。

さらに上記演算によって得られた機能の分布画像と既に
得た形態画像を先に述べたように重ねて表示することで
、有効な診断情報を与えることができる。

また計測物理量ａも生体における物理量であるため組織
によってはその範囲や平均的な値を限定できる場合があ
る。このような場合にはａｉの推定値をａｉｏとしてａ
ｉ＝ａｉｏ＋ｄａｉとして。

ｄａｉを変数とした演算を行うことができる。この場合
ｄａｉは小さな値となる。このため画像再生処理におい
てはａｉを変数とした場合に比べ演算時間の短縮や高精
度化が可能と成る。

〔発明の効果〕

以上述べたごとく、本発明によれば形態計測部と機能計
測部を一体で構成することにより、形態画像から得られ
た形態的情報を、機能分布画像の再生に利用し、正確な
機能画像を効率良く得ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の実施例の全体構成を示す図、第２図は
本発明の実施例の外観を示す。第３図は本発明の実施例
における計測領域を示す図、第４図及び第５図は本発明
の第１の実施例における生体光イメージング部の構成を
示す図、第６図は本発明の生体光イメージング部の計測
信号の状態を示す図、第７図は本発明の実施例の形態計
測部における計測画像を示す図、第８図は本発明の実施
例の計測シーケンスを示す図、第９図は計測デーＨ２０ 第３０ 第４　区 （＋２） ′ｆＪ　５　口 第　Δ　図 （１１）　　　　　　　　　　　　　　　　Ｚ　　Ｌｂ
り轟 ！　７　図 埼１）□

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、生体の解剖学的形状及び代謝循環等の生体機能の空
   間分布の両者を計測する機能を有する装置であって、前
   記形状計測部でえられた形態情報を前記機能計測部にお
   いて計測したデータから機能の空間分布を画像化し表示
   する過程において利用することを特徴とする生体計測装
   置。 ２、計測データから機能の空間分布を画像化し表示する
   過程において計測空間領域を複数の画素に分割し、上記
   各画素に複数の物理量を変数として与え、その内１個ま
   たは複数の物理変数の変域を、上記装置の形態計測機能
   を有する部分において得られた生体の解剖学的な分布を
   示す形態情報を用いて制限し演算処理を行なうことを特
   徴とする請求項１の生体計測装置。 ３、生体の所定断面の解剖学的形状を描出する形態計測
   手段と、前記断面の周囲にて、前記断面内の前記生体の
   代謝もしくは循環等の生体的機能の空間分布を反映する
   第１の物理変量並びに前記生体機能を反映しない第２の
   物理変量の空間分布に少なくとも影響される計測データ
   を計測する機能計測手段と、前記機能形測手段の計測視
   野に対応した記憶エリアを有し、前記形態計測手段から
   得る断層像に応じて各画素ごとに前記第２の物理変量の
   変位が指定されて記憶される記憶手段と、前記機能計測
   手段の計測データ及び前記記憶手段に記憶された各画素
   の第２の物理変量の変域を用いて前記第１の物理変量の
   空間分布を演算する演算手段と、前記演算手段から得ら
   れる前記第１の物理変量の空間分布を前記生体の前記断
   面における生体機能分布画像として表示する表示手段と
   を含んで成る生体計測装置。 ４、前記形態計測手段はとしてＸ線ＣＴ装置である請求
   項３に記載の生体計測装置。 ５、前記形態計測手段はＭＲＩ装置である請求項３に記
   載の生体計測装置。 ６、前記機能計測手段は、前記生体の前記断面の周囲の
   複数の位置から可視乃至赤外の光を生体に順次照射する
   光照射部と、該光照射によって前記生体から放出される
   光を前記断面の周囲の複数の位置で計測する光検出部を
   含むことを特徴とする請求項３に記載の生体計測装置。 ７、前記機能計測手段の計測領域が前記形態計測手段の
   計測領域に含まれることを特徴とする請求項６に記載の
   生体計測装置。 ８、前記光照射部が複数の光ファイバーで構成されてお
   り、１つまたは複数のレーザー光ビームの走査により上
   記光ファイバーへの光入力を順次切り換えることにより
   被検体への光入力位置を制御することを特徴とする請求
   項６に記載の生体計測装置。 ９、前記光検出部が複数の光ファイバーで構成されてお
   り、上記光ファイバーの光出力部が複数の入力部を持つ
   光時間スペクトル計測装置の入力部に接続していること
   を特徴とする請求項６に記載の生体計測装置。 １０、前記表示手段は前記形態計測手段から得る断層像
   の境界部分を前記機能分布画像とは異なる色で表示する
   ことを特徴とする請求項３に記載の生体計測装置。 １１、前記表示手段は前記機能分布画像を標準値からの
   ずれの大きさに対応する輝度または色相で表示し、前記
   形態計測手段から得る断像と重ねて表示することを特徴
   とする請求項３に記載の生体計測装置。