JPH0454439A - 生体計測方法および装置 - 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、生体の医学生理学的情報を非侵襲的に計測し
、画像として表示する生体計測方法および装置に関し、
特に光を用いて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生体計測方法および装置
に関する。

［従来の技術］ 従来から、可視〜近赤外の光はヘモグロビン、チトクロ
ム等のエネルギー代謝酵棄に特異的に吸収されるが、他
の生体構成物質による吸収は小さいため、これら波長域
の光は生体のエネルギー代謝を計測するのに適している
ことが知られている（例えば、特開昭５７−１１５２３
２号公報参照）、また、ＸＪｉｌＣＴ装置の計測原理を
応用し、上記波長域の光を用いて生体の断層面内の特定
物質の分布を計測し画像化する装置（光ＣＴ装置）が、
例えば、特開昭６０−７２５４２号公報に開示されてい
る。

ところで、Ｘ！ＩＣＴｉ置においては、被検体によるＸ
線減弱量の対数と吸収物質密度の関係は線形性が保たれ
ており、計測信号はいわゆるベアーランバート則に従う
、このため、ＸＩＣＴ装置の計測信号はコンボリューシ
ョン（Ｃｏｎｖｏｌｕｓｉｏｎ）法と呼ばれる比較的単
純な手法で演算処理することで、断層画像に変換するこ
とができる。

一方、可視から赤外の光は生体組織中では強い散乱を受
けるため、生体に光を照射しその透過光を計測する光Ｃ
Ｔにおいては、積比された計ｌＩｌ！ｌ値はベアーラン
バート則には従わず、１ＩＣＴｉ置と同様のコンボリュ
ーション法を用いた画像再生を行っても、被検体内の光
吸収量分布を正確に画像化することはできない。

上述の問題、つまり、生体光計測における光散乱の影響
を除く手法としては、光の伝搬時間特性を用いた時間ゲ
ート法が特開昭６３−２０６６５５号公報に開示されて
いる。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかし、生体組織による光の散乱は強く、上述の時間ゲ
ート法によっても、その影響を十分に除くことはできな
い、特に、上記散乱光の影響は、生体内部の組織分布に
影響されるため、従来提案されている計測技法上の改善
のみでは、正確な画像を求めることはできないという問
題がある。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、従来の技術における上述の如き問題を解
消し、光ＣＴＭ置における上述の散乱光の影響を効果的
に除き、正確な医学的診断を可能とする簡便な生体計測
方法およびそのための装置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の上記目的は、生体に可視から近赤外の光を照射
して、その散乱透過光データから生体内における物質の
密度または化学状態の空間分布を計測し画像化する生体
計測方法において、可視から赤外の光を用いて被検体の
形状を計測し、該計測で得た形態情報を、生体内の物質
の密度または化学状態の空間分布を計測し画像化し表示
する過程において利用することを特徴とする生体計測方
法、および、上記方法を用いる生体計測装置であって、
複数の光入力部と光検出部を有し、これらの異なる組み
合せについて前記光入力部から光検出部への光伝搬時間
を計測して、前記光入力部と光検出部の相対位置関係を
計測して被検体の形状を計測する手段を有することを特
徴とする生体計測装置によって達成される。

〔作用１ 本発明に係る生体計測方法においては、可視から赤外の
光を被写体に照射し、その透過光データから被写体の形
状を計測し、上記被写体の形態情報を得る。上記情報は
生体内の特定物質の濃度または化学状態の分布を画像化
する過程において。

演算に必要な物理変数を規定し、上記画像処理時間の短
縮および高精度化を行うものである。

また、本発明に係る生体計測装置においては、複数の光
入力部と光検出部を有し、これらの異なる組み合せにつ
いて前記光入力部から光検出部への光伝搬時間を計測す
ることにより、前記光入力部と光検出部の相対位置関係
を計測して被検体の形状を計測し、この結果を利用する
ものである。

［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計測装置（以下
、単に「装置ｊともいう）の全体構成を示すものである
０本装置は、光源部１．被検体計測部２、光検出部３．
検検出帯を数値化し記憶するデータ変換記憶部４．数値
化データを用いて被検体内の代謝機能分布を計算し画像
化するデータ処理部５．上記各部の動作を制御する計測
制御部６゜得られた画像を表示するための画像表示部７
から構成されている。

次に、各部の機能の詳細を説明する。

光源部１は、被写体中の計測対象物質が特異的に吸収す
る波長とその近傍の、少なくとも２種以上の波長の時間
幅の狭いパルス光を、同時にまたは交互に計測制御部６
の指示に応じて放出する機能と、被検体の形態計測に最
適な上記波長とは異なる少なくとも一つの波長の光を放
出する機能とを有するものである。上述の如く、近傍の
２波長の光による減衰をそれぞれ計測し、両者による計
測値間の比を求めることにより、散乱に起因する減衰量
が除去でき、生体のような強い散乱体においても吸収量
の正確な計測が可能となる。また、光源部１は、吸収計
測に適した近傍の２個およびこれと異なる１個、計３個
以上の波長光を出力する機能を有する必要があり、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（８０５ｎｍ）と、他の一点の波長（例えば、６０
０ｎ＋ｍ）と各波長の近傍の各１点の計４点の計測を行
う必要がある。このような場合には、上述の４個に、更
に形態計測用の１波長を加えた、計５個の波長光を出力
する機能を有することが必要となる。

光源部１においては、第２図に示す如く、光源発光部８
から照射されたレーザ光ビームが、光走査部に入射する
。光走査部は回転ミラー９で構成されており、光源発光
部８からの出力光ビームの進行方向を偏向し、走査する
。上記光ビームは、複数の光ファイバーで構成された光
分配部１０に入射し、回転ミラー９の走査角度に応じて
、複数の光ファイバーに順次、例えば、入力部番号■、
■。

■、・・・の順番で入力する。この結果、被検体計測部
２の光出力部からは、時系列的に、光ファイバーの配置
に応じて、生体への光照射が行われる。

この光走査角度と光源パルス発光のタイミングを制御す
ることにより、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。

このように、光走査と波長切り替えとを組み合わせるこ
とにより、設定されたスケジュールに従って、複数の波
長の光を順次高速に走査することができる。

上述の如く、光源部１から光ファイバーにより導かれた
光は、被検体計測部２において被検体に入射し、生体内
の代謝物質の光学特性に応じて吸収、散乱を受け、被検
体表面から放出される。被検体表面には複数の光検出器
が配置されており、生体の光学特性に応じた光が入力す
る。

本実施例に示す被検体計測部２は、光入力部および光検
出部を、計測断層面上に最適の位置で配置できる構成と
なっている。これは、第３図に示す如く、円形の固定リ
ング１１から長さ可変の支持棒１２で、被検体（斜線を
施した部分）表面に各光学系１３を密着させることによ
って達成される。これにより、光学系を被写体表面に密
着できるため、人体頭部の如く、被検体ごとに形状が興
なる場合でも、最適の計測条件を実現できる。

上述の各支持部１２の先端には、光出力または光入力用
の光学系が取り付けられており、光入力系に接続した光
ファイバーの一端は光源部１に、光検出系に接続した光
ファイバーの一端は光検出部３に入力している。光入力
系Ｉ３に入射した被検体からの透過散乱光は、光ファイ
バー１４を通り光検出部３に導かれるが、０７手法によ
り画像化を行う場合には、例えば、特開昭６３−２０６
６５５号公報に記載された如き時間ゲートによる散乱線
除去を行なう必要がある。

このため、本実施例では、第４図に示す如く、光検出器
として、光の強度変化を高速に計測し記録できる装置１
５（以下、「光時間スペクトル計測装置」という）を用
いている０本光時間スペクトル計測装置】５は、それ自
身高速の時間応答特性を有しているため、入射光の時間
スペクトルを高速に計測、保存できるため、光シヤツタ
ーを用いることなく時間ゲートを設定することができる
。以下、その動作を説明する。

被検体計測部２から複数の光ファイバー１４により導か
れた計測光は、光時間スペクトル計測装置１５の受光面
１６に適当な間隔で入射する。この入射光は受光面】６
において光電子を放出し、該光電子は印加電圧によって
螢光面１８に向かい走行する。

交流電場発生部１７は、上述の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
で読み出すことにより、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によって被検体計測部２
を介して光を照射された被検体の表面からは、光の走行
過程に応じた遅れ時間を持つ光が第５図（ａ）のような
時間分布で放出される。この光は、更に光ファイバー１
４を介して光時間スペクトル計測装置１５の螢光面１８
に、第５図（ｂ）のような分布データを形成するにの分
布（ｂ）のうち縦（Ｙ）軸方向は時間を、横（Ｘ）軸方
向は各光ファイバーの光検出系１３が配置されている被
検体表面近傍の位置を示すものである。このような分布
像をＴＶカメラ等で読み出し、計算機で処理することで
、各光検出系１３に入力した光強度の時間変化が高速に
計測できる。上述の如き計測を、光パルスの照射位置、
すなわち、照射用光ファイバーを順次選択することで、
被検体の多方向からの光入射による光伝達特性を計測し
、これにより、被検体の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。

上述の光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、上記構成で得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、被検体の光学特性分布
を画像化することができる。この種の画像再生の原理お
よび方法に関しては１例えば、”　Ｉ　ｗａｇｅ　Ｒｅ
ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ｆｒｏｍＰ　ｒｏｊｅｃｔ
ｉｏｎ”　Ｇ　、　Ｔ　、　Ｈｅｒｍａｎ、　１９７９
に詳細に述べられている。

本実施例に示す被検体計測部２およびデータ処理部５は
、機能計測のための光学系のほかに被検体形状を計測す
るための光学系およびデータ処理機能が付加されている
ことを特徴とするものであることは、＃Ｊ述の通りであ
る。

例えば、本実施例の装置では、被検体上に配置した光学
素子の一部または全体を用いて形態計測を行う、形態計
測に用いる光源波長は、機能計測用の波長とは異なり、
生体構成物質による吸収の少ない波長を選択する。これ
により生体の生理変化による計測値の変動を小さくし、
更に信号の吸収による減弱を小さくしてＳ／Ｎの向上を
計ることができる。上述の形態計測用の波長としては、
生体による吸収が少なくかつ散乱減衰も比較的少ない９
００ｎｍ以上の近赤外光を用いることが望ましい、以下
、上述の形態計測部の詳細を述べる。

形態計測部の機能は２つあり、その第１は被検体の形態
計測である。本計測で得られた形態情報は、機能分布の
画像化の過程で演算精度向上および演算時間短縮に利用
する。また、第２は検出器素子の位置計測であり、本実
施例のように被検体形状に密着し、各計測毎に変化する
光学系の配置を計測することができる。

く形態計測法〉 以下、形態計測の手順を具体的に説明する。形態計測用
の光学系素子６１，６２，６３．・・・は、第６図に示
す如く、被検体表面に密着させて配置する。上記素子の
うち６］、６３．・・・は光入力用、６２，６４．・・
・は光出力用の光学系とする。入力部の素子６１を選ん
で、これを基準点とし、以後の位置座標はすべてこれを
原点とする。例えば、３個の素子６１，６２．６３の位
置関係を求めるには、簡単な幾何学的計算から、各素子
間の距離り、、　Ｌ、、　Ｌ、を求めればよい６そこで
、上述の基準点６１から、時間幅が第７図にａで示され
るパルス光（約５０ｐｓｅｃ）を入力する。

基準点６１からの光は被検体内を伝搬し、配置した複数
の光検出部からファイバーを通し光検出部に入力する。

この入射光は、生体構成物質の吸収が少ない波長を選択
しているため、被検体通過時には吸収の影響を殆んど受
けない。次に、この透過光を、先に述べた光時間スペク
トル計測装置１５で計測する。上記検出器で計測される
信号は生体内で散乱され、パルス信号の時間幅が広がる
と同時に伝搬距離に応じて立ち上がり時間が遅れ、第７
図にｂで示す形状となる。本計測における時間軸は、光
の伝達時間に対応するため、これに生体内の光伝搬速度
を積算すれば光の伝搬距離が求められる。生体組織はそ
の７０％が水であるため、先の伝搬速度は水中とほぼ同
じ約２，３　ｘ　１０”　ｃｍ／秒であり、伝搬時間を
１．（秒）とすると 伝搬距離　Ｌ＝２，３ｘｌＯ”ｘｔ、（ｃｍ）−°−°
（１）となる。

例えば、人間の頭部断面の直径は１５ｃ＋＋＋程度であ
り、上述の関係から、人体頭部断面を透過する光の伝搬
時間は６００ｐ秒程度となり、前述の光時間スペクトル
計測装置１５（時間分解能約１０Ｐ秒）で計測できる。

ところで、各計測点で計測された時間分解データ波形の
うち、立ち上がり部分の信号は被検体内各種経路を通過
し検出器に到達した伝搬光のうち最短の伝搬路を通過し
た光の信号であり、その遅れ時間１ｄは光入力部と光検
出部を結ぶ直線距離に比例している。つまり、上記各検
出器の時間分解データの立ち上がり時刻１ｄを求めれば
、式（１）から、入力点から検出素子への距離が求まる
ことになる。

上述の方法で、まず、第６図の６１を発光点として、６
１−６２の距離つまりＬｌが求められる１次に、６３を
発光点としてり、が求まる。上記手順により。

Ｌ、およびり、は求まるが、６１と６３は両者とも発光
点のため、６１−６３の距離り、は計測できない。そこ
で、検出器６３でも光検出が可能となるよう、光入力用
と光検出用の光ファイバーを一体で構成する。これによ
り、６１を発光点、６３を検出点としてり、が求められ
る０以上の手順で、Ｌ、、　Ｌ、、　Ｌ、が求まり、結
果的に、３点（６１，６２，６３）のｐｌ標が求まる。

以下、三角測量と同様の原理で、６１，６２．６３以外
のすべての素子位装置を求めることができる。

上述の手順によって、配置されているすべての光検出部
と光入力部の位置座標が求められる。更に、これらの各
素子が被検体表面に密着していることから、ｊｉｓ図に
示す如く、各検出器の位置座標を清らかな曲線で結ぶ二
とにより、被検体の外部形状が求められる。

ところで、上記計測信号（第７図のｂ）は、伝搬域の光
散乱による広がりに応じて、パルス時間幅が広がる特性
、つまり、検出光の時間計測信号の形状は、被検体の散
乱特性の情報を有する。そこで、上記計測信号の時間特
性から、光の散乱情報を得ることが可能で、これを利用
して被検体内部の形態情報を得ることができる。以下、
その手順を示す。

計測空間を、第１０図（ａ）に示す如く、適当な大きさ
の画素に分割し、各画素の光学変数として、散乱係数”
１＋吸収係数ｍ、を設定する。ここで、ｌは素子番号を
示している。また、上記計測で得られた時間分解信号は
、被検体の吸収の影響を殆んど受けないため、ｍ　４＝
Ｏとみなすことができ、真の変数は散乱係数Ｓ、のみと
なる。

まず、先に求めた被検体の外部形状から、被検体内の生
体組織の構造分布を、解剖学的に仮定する。本実施例に
おいて被検体とする人体頭部ではその構成組織は、骨、
脳組Ｒ（白質、灰白質）および脳室に分けられる。具体
的には、例えば、第１０図（ｂ）に示す如く、計測断面
の表面の内側に約］　Ｏｉｍの厚さの骨を配置する。次
に、骨で覆われた領域の内側に、標準的な形状の脳室を
配置し、残りの部分に脳組織を配置する。これら各組織
の散乱係数の標準値は、実際の組織の計測データから求
めることが可能であり、この値を、先に仮定した組織分
布に応じて、上記各画素に設定する。これにより散乱係
数ｓ（の初期値が設定される。上記初期条件を基に、イ
テレーション法により、正確な散乱係数分布　Ｓｉを求
めることができる。以下、具体的な手順を説明する。

まず、上記初期条件下で、先に求めた配置の光入力部を
光源としたときの、検出部での時間分解データを求める
。これは、各画素での散乱確率を上記散乱係数により与
える、モンテカルロ演算を行うことにより可能となる。

このようなモンテカルロ計算の原理および具体的な方法
については、例えば、Ｊ　０Ｍ、Ｍａａｒｅｋ、　”Ｓ
ｉｍｕｌａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｌａｓｅｒｔｏｍｏｓｃｏ
ｐｙ　ｉｎ　ａ　ｈｅｔｅｒｏｇｅｎｅｏｕｓ　ｂｉｏ
ｌｏｇｉｃａｌ　ｍｅｄ−ｉｕｍ″Ｍｅｄ　＆　Ｂｉｏ
ｌ　＆　Ｃｏｍｐｕｔ、］］９８６，２４．ｐｐ、４０
７−４１に詳細に述べられている。次に、これと先の計
測で求めた時間分解データとを比較し、その差が最小と
なるように散乱係数分布を変位させる。

このような演算を繰り返すイテレーション法により、正
確な被検体の内部形状を求めることができる。なお、上
記イテレーション法において、変位させる数値パラメー
タとして、組織分布の形状のみを、散乱係数５１として
は各組織の標準値を用いれば、上記演算時間を短縮する
ことができる。

以上の手順により、被検体の計測面内における形状が求
まる。この形態情報と、先に求めた検出器位置座標を用
いることにより、以後の機能分布の画像化処理を、効率
良く正確に行うことが可能となる。

（機能画像計測の手順〉 次に、機能分布の画像化における各計測部の機能および
データ処理系の動作を説明する、なお、形態画像および
検出器位置座標は、既に前記手順で得られているものと
する。

まず、第２図の計測部の光分配部１０に、順次光パルス
を照射し■、■、■、・・・に示す順番で照射する。こ
のとき、各光検出器には、第７図す、で示されるような
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、前述の特開昭６３−２０６６５
５号公報に示される如き時間ゲートを用いて散乱光を除
く０本実施例においては、第５図（ａ）に示した如く、
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設定した時間幅で加算し、以
後の演算に用いることで同様の効果を得ている。

ここで、時間ゲート幅（本実施例ではデータの選択幅）
を狭くするほど散乱光の混入を少なくして、空間分解能
を向上することができるが、一方で、信号量が減るとい
う問題がある。このため、時間ゲート幅は被検体の大き
さ、用いた光の透過率により最適値が異なり、例えば、
人体頭部の場合は］０Ｏｐｓｅｃ程度が最適な幅となる
。

このように、スペクトルデータを設定した時間幅で時間
方向に加算し、画像再生のためのプロジェクションデー
タを作成する。この結果、光照射部の数をＮ８、光検出
部の数をＮ、とすると、上記計測でえられるデータはＮ
、ＸＮ、個の数値データとなる。

〈画像再生処理〉 次に、上記計測で得られた機能計測データの組（Ｎ、Ｘ
Ｎ、個の数値データ）と、事前に計測した形態画像を用
いて、機能分布の画像再生を行なう。

以下、画像再生処理の流れを具体的に説明する。

第１０図（ａ）に示す如く、計測領域をＮＸＭの画素に
分割する。この画素に、既に求めである計測部の光入力
部と光検出部の位置座標を与える。また、同図に示す如
く、上記各画素に光学的な変数として、散乱係数Ｓ□お
よび吸収係数ｍｉを与える（１は画素の番号）。なお、
形態計測部で計測した形態画像により、被検体のＳ工は
求められているので、上記各光学変数のうちＳｉは定数
として与える。この結果、求めるべき変数は脳組織内の
吸収係数ｍｌのみになる。更に、被検体の外部形状から
、被検体の外側の吸収係数ｍ１を　Ｏと与えることがで
きる。

上述の如き処理により、本来、各画素に与えられていた
変数の組み合わせのうち、多くの部分を定数として設定
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、上述の変数ｍｌおよび設定された定数を基に、吸
収係数の分布を求める方法を説明する。

ある発光点Ｓｋに光パルスを入力したときの計測値は、
第１０図（ｂ）に示される如く、各検出点と発光点ｊ（
ｊ＝１．２，３．・・・）の組み合わせＡ□となる。こ
のような計測をまず第］の波長で行い、このときの計測
値をＡ１□とする。次に、この近傍の第２の波長で得た
計測値をＡ、□とし、上記各データから Ｘ□＝−１ｏｇ（Ａ、ｋＪ／Ａ、。）　　　　　・・・
・（２）を求める。ここで１時間ゲートを通過した光は
往体内をほぼ直進しているので、ｋとＪの組み合わせか
ら光が通過する領域を、第１Ｏ図（Ｃ）のように求める
二とができる。そこで、この通過領域に含まれるすべて
の画素番号の集合をＲとする。このとき、上記計測値よ
りえられた吸光度ｘｋ、は、Ｘ０＝Σ（ｍ１＋　ｓ　１
）、ＪＣＲ・・・・（３）となる。

ところで、これらのうちＳｉは形態計測により既知であ
るので、各計測における真の吸収による減弱Ｙｋ−は、 Ｙ、、＝Ｘｋ、−Σ（Ｓｉ）、１ＥＲ−（４）により求
めることができる。また、画素】が骨の領域に含まれる
場合には、吸収がほとんど無いためｍ１＝Ｏと置くこと
ができる。このような計測を、すべてのｋｊの組み合わ
せに関して行う。これにより、吸収値ｍ工のプロジェク
ションの組み合わせ（Ｙ、、、に＝］〜Ｎ、、ｊ＝１〜
Ｎ、）が求められるので、従来のＸ線０丁におけるＣ７
画像再生のアルゴリズムを適用して、吸収値ｍ□の分布
が求められる。

以上の演算によって、第１Ｏ図（ｄ）のような特定の２
波長の光吸収係数の差の空間分布（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。

また、上記機能分布画像は、第Ｉ０図（ｅ）に示すよう
に、既に得られている形態画像と重ねて表示することに
よりより、有効な診断情報を与える二とが可能となる。

なお、上記実施例の形態計測において、第９図に示す如
き素子を用いて発光点の近傍で光検出を行うことにより
、骨による反射光を捉え、この反射光の時間遅れから骨
の厚みを計測しても良い。

上記実施例によれば、被検体の形状および検出器位置を
求めて、これを機能分布画像の再生に利用することによ
り、簡単な処理で、正確な機能分布画像を効率良く求め
ることが可能になる。

なお、上記実施例は本発明の一例を示すものであり、本
発明はこれに限定されるべきものではないことは言うま
でもない。

〔発明の効果〕

以上、詳細に述べた如く、本発明によれば、生体に可視
から近赤外の光を照射して、その散乱透過光データから
生体内における物質の密度または化学状態の空間分布を
計測し画像化する生体計測方法において、可視から赤外
の光を用いて被検体の形状を計測し、該計測で得た形態
情報を、生体内の物質の密度または化学状態の空間分布
を計測し画像化し表示する過程において利用するように
したので、光ＣＴ装置における散乱光の影響を効果的に
除き、正確な医学的診断を可能とする簡便な生体計測方
法を実現できるという顕著な効果を奏するものである。

また、上述の計測方法を用いる生体計測装置において、
複数の光入力部と光検出部を有し、これらの異なる組み
合せについて前記光入力部から光検出部への光伝搬時間
を計測して、前記光入力部と光検出部の相対位置関係を
計測して被検体の形状を計測する手段を設けることによ
り、正確な機能分布画像を効率良く求めることが可能な
生体計測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性装置の構成
図、第２図は光源部の構成および動作を示す図、第３図
は被検体計測部の構成を示す図、第４図は光検出部の動
作を示す図、第５図は計測信号の波形を示す図、第６図
は形態計測の原理を示す図、第７図は形態計測における
信号波形を示す図、第８図は被検体の外形計測法を示す
図、第９図は光学系の一実施例を示す図、第１０図は画
像化の処理過程を示す図である。 １：光源部、２：被検体計測部、３：光検出部、４：デ
ータ変換記憶部、５：データ処理部、６：計測制御部、
７：表示部、８：光源発光部、９：光走査部、１０：光
用１部、１１：固定リング、１２：支持部、】３コ光学
系、１４：光ファイバー、１５：光時間スペクトル計測
装置。 第 図 第 図 第 図 Ｒ’） 第 図 時間 七贈招 第 図 第 図 第 図（その２）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、生体に可視から近赤外の光を照射して、その散乱透
   過光データから生体内における物質の密度または化学状
   態の空間分布を計測し画像化する生体計測方法において
   、可視から赤外の光を用いて被検体の形状を計測し、該
   計測で得た形態情報を、生体内の物質の密度または化学
   状態の空間分布を計測し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方法。 ２、計測した散乱透過光データから生体内の物質の密度
   または化学状態の空間分布を画像化し表示する過程にお
   いて、計測対象領域を複数の画素に分割し、該分割した
   各画素に複数の物理量を変数として与え、前記形態情報
   を用いて前記変数のうち少なくとも１個の物理変数の変
   域を制限し、演算処理を行なうことを特徴とする請求項
   １記載の生体計測方法。 ３、前記形態情報に加えて、解剖学的形態情報をも利用
   することを特徴とする請求項１または２記載の生体計測
   方法。 ４、前記被検体の形状計測に用いる計測光と、生体内の
   物質の密度または化学状態の空間分布の計測に用いる計
   測光との波長が異なるものであることを特徴とする請求
   項１〜３のいずれかに記載の生体計測方法。 ５、前記被検体の形状計測に用いる計測光が、波長９０
   ０ｎｍ以上の光であることを特徴とする請求項４記載の
   生体計測方法。 ６、請求項１〜５のいずれかに記載の生体計測方法を用
   いて生体計測を行うための生体計測装置であつて、複数
   の光入力部と光検出部を有し、これらの異なる組み合せ
   について前記光入力部から光検出部への光伝搬時間を計
   測して、前記光入力部と光検出部の相対位置関係を計測
   して被検体の形状を計測する手段を有することを特徴と
   する生体計測装置。 ７、前記光入力部と光検出部が、被検体表面に位置付け
   可能に構成されたことを特徴とする請求６記載の生体計
   測装置。 ８、被検体として生体頭部を対象とし、該頭部表面から
   光を入力し、前記被検体表面に配置した複数の光検出器
   で前記入力光の散乱反射光を計測し演算することで頭蓋
   骨の厚さを計測し、該頭蓋骨の厚さを画像化の過程にお
   いて形態情報として利用することを特徴とする請求項６
   または７記載の生体計測装置。