JPH0620458B2

JPH0620458B2 - 高指向性結像素子及び高指向性結像装置

Info

Publication number: JPH0620458B2
Application number: JP1062898A
Authority: JP
Inventors: 勉市村; 文男稲場
Original assignee: SHINGIJUTSU JIGYODAN
Current assignee: SHINGIJUTSU JIGYODAN
Priority date: 1989-03-14
Filing date: 1989-03-14
Publication date: 1994-03-23
Anticipated expiration: 2009-03-23
Also published as: JPH02239844A

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内の吸収分布を検出するのに適
した高指向性結像素子及び高指向性結像装置に関するも
のである。

〔従来の技術〕

Ｘ線の発見以来、生体（人体）内部を外部より損傷を与
えずに観察する技術（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
（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉ
ｎｇ，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
ｎｖｉｖｏ）へ応用する試みは比較的少ない。これは
光を用いた主体計測、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Ｔ
Ｖ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：〜３cm程度）が容易であり、
古くから乳ガンの診断に、Ｄｉａｐｈａｎｏｇｒａｐｈ
ｙ（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はエンコーダキーボード、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でレーザを導いて測定対象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４
４３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１／５０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、生体等に照射した場合、その透過光は試料に
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ヘマト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
要な情報の吸光度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、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に前の開口径に
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)は太束平面波を試料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すること
ができる高指向性結像素子及び高指向性結像装置を提供
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ッド部分の屈折率より小さくした
直線状の中空細管、或いはこれらを束ねたもの、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結像系を使用する。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
を高指向性結像系で受光する。入力波がフラウンホーフ
ァ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
性結像系で受光すると、減衰が大きくて結像系からの再
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結像系を使用し、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
解度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
高指向性結像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、高指向性結像素子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、高指向性結像素子１０３の開口径をＤ、長さを
ｌ、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、ｌ∝Ｄ²／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＝６３２８Åの場合、Ｄ＝１０mmのとき、ｌ＝
６００ｍ、Ｄ＝１mmのときｌ＝６ｍ、Ｄ＝０．１mmのと
きｌ＝６cm、Ｄ＝０．０１mmのときｌ＝０．６mm、Ｄ＝
１μｍのときｌ＝６μｍ、Ｄ＝０．５μｍのときｌ＝
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、
結像素子を入射開口径に比して充分長くすれば、高指向
性結像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結像素子を円筒状に束
ねた実施例を示す図である。図中、１２０は高指向性結
像系、１２１は放射指向パターンである。この放射性指
向性は、入射光波長λと管径Ｄ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、高指向性結像素子１００を円筒状に束
ねて高指向性結像系１２０を構成すると、各高指向性結
像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、高指向性結像系１２０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結像系の入射面側に凸
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、近軸光線以外は光学素子１００の内面で吸収さ
せるようにしており、さらに光軸に平行な直進光成分の
み検出することできる。この場合高指向性結像素子の長
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、高指向性結像素子を長く
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〜２ｆの範囲とすることが望ましい。

第４図は高指向性結像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結像系の出射面
側に、光ファイバーを設けることにより、フレキシブル
な像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結
像系を説明する。

第６図は球面波高指向性結像系の基本的な構成を示す図
で、各高指向性結像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。

本実施例においては、各高指向性結像素子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図の高指向性結像素子の束ね方を
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
指向性結像系を構成することができる。この場合、各高
指向性結像素子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結像系を構成す
ることができる。

第１０図は高指向性結像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結像素子１０１を束
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１０図の場合と同
様の高指向性結像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ト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)は矩形断面の球面積の球面波高指向性結像
系を示す図で、矩形断面積が連続的に大きくなるように
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、一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、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結像系を示し、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１７１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１７５
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結像系を使用す
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結像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、高指向性結像系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、球面波高指向性結像系１３０を使用し、検出器１８
０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、その開口径を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ｌ、但しｌはｌ＞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束ねることが困難であること、完全
なフランフォーファーの像ではないので多少ボケは生ず
る難点はあるが、シャープな画像を得ることができる。

第１４図(d)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，１
７０ｃ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，
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、本発明の高指向性結像
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、本発明の高指向性結像系による検出は、第１５図
(a)に示すように、直接検出器１８０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
結像系と検出器１８０の間にスリガラス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。

高指向性結像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ピジコン、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は高指向性結像系、２１１ｂは検出器、
２１１ｃは同期検波器、２１３はデータ処理部、２１３
ａは吸収伏布算出部、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λ₁、λ₂のレーザ光を交互にレーザ照射系２０
７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結像系２１１ａ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２１７を通して試料２
０９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２
１３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、ほ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
性結像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−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２
波長と差スペクトル法とがある。試料の低濃度で、Ｂｅ
ｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ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Ｉ₀、透過光量をＩとする
とｌｏｇＩ₀／Ｉ＝εｃｄ ……(1) ここでエプシロンは吸光係数、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ｌｏｇＩ₀(λ₁)／Ｉ(λ₁)＝ε(λ₁)ｃｄ……(2) ｌｏｇＩ₀(λ₂)／Ｉ(λ₂)＝ε(λ₂)ｃｄ……(3) となる。(2)式、(3)式よりｌｏｇ（λ₂）／Ｉ（λ₁）−ｌｏｇＩ₀（λ₂）／Ｉ₀（λ₁）＝ε（λ₁）−ε
（λ₂）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、Ｉ₀を入射光とすると透過光の外に散乱、反射
成分Ｉ_sが生ずる。従ってｌｏｇＩ₀／Ｉ＝εｃｄ＋Ｉ_s ……(5) ここで、Ｉ_sは散乱による減衰を示す。したがって同様
に、ｌｏＩ（λ₂）／Ｉ（λ₁）＝ε（λ₁）−ε （λ₂ｃｄ−ｌｏｇＩ₀（λ₂）／Ｉ₀（λ₁）＋（Ｉ_s（λ₁）−Ｉ₂）） ……(6) となる。

従ってＩ_s（λ₁）がＩ_s（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λ₁とλ₂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はよりセクタ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に入力させる。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λ₁、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２５
２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２
５４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、
２６６，２６８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、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，Ｐ₄領域が波長λ₁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，λ₂，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λ₁、λ₂に対応した信号を抽出する。

ところで、波長λ₂、即ち周波数２ｆの信号には周波数
数ｆ、即ちλ₁の信号が重畳されているので、加算回路
２７６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）、Ｉ（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２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
パー、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、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２
７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−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−の切り換え周波数ｆ₀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、一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−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−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
−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、チョッパ−が開いている
間は加算し、チョッパ−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，３
０６ｃ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３
１２に加えることにより加減算カウンタ３０６ｂ，３０
６ｃ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３
０図(c)のゲート信号の期間には両加減算カウンタ３０
６ｂ，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
はそれぞれ長λ₁，λ₂についての信号出力が得られ、演
算処理装置３１０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３１４−１〜３１４−ｎに記憶させておき、そ
れらを順次演算処理装置３１０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、IIは脂肪の多い女性の例、IIIは
脂肪のみ、IV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、細胞の不可逆的な懐死に到るもの
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（Ｃｈｒｏｍｏｐｈｏｒｅ，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（Ｍ
ｂ）、ヘモグロビン（Ｈｂ）、ビ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ぽっく
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結像系を用いて検出し、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哺乳類の筋内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）筋内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、本発明の高指向性結像系に
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
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（ｉｓｏｓｂｅｓｔｉｃｐ
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結像系を使用して
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、このチ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結像系により
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（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、４５０〜４８０ｎｍの螢光は生体組織中に
含まれる低分子化合物ビ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、本発明の高指向性結像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
ってある。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、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、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することが可
能となる。従って、本発明の高指向性結像素子及び高指
向性結像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像を得ることも可能となる。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。さらに付け加えるな
らば、像の拡大、縮小を可能にしたレンズの結像方法を
第１の結像方法とし、立体像の記録、再生を可能とした
ホログラフィーの結像方法を第２の結像方法とすると、
本発明は従来になかった全く新しい結像方法を提供する
ものである。すなわち、光の伝播途中に散乱媒体があっ
ても、吸収像を可能とする方法である。この新しい第３
の結像方法が発明されて、従来不可能とされていた散乱
媒体中の吸収像の観測が可能となり、生体の光断層像計
測が可能となったのである。この新しい第３の結像方法
は、生体の光断層像計測だけでなく、光の伝播途中に散
乱媒体がある場合の像観測に広く適用できることは明ら
かで、新しい革新的結像方法として広く社会に貢献する
ものと期待される。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の平面波高指向性結像素子を示す図、第
２図は第１図に示した高指向性結像素子を円筒状に束ね
た実施例を示す図、第３図は高指向性結像系の入射面に
凸レンズを設けた例を示す図、第４図は高指向性結像系
の入射面側に光ファイバを設けた例を示す図、第５図は
高指向性結像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結像系の基本的な構
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８図は第６図の高指向性結
像系の入射面側に光ファイバを設けた例を示す図、第９
図は球面波高指向性結像素子の束ね方を説明するための
図、第１０図は矩形断面の高指向性結像系を説明するた
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結像系を構成
した例を示す図、第１２図(a)は矩形断面の球面波高指
向性結像系を示す図、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結像系を示す図、
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結像系を用いて試
料透過光を検出する例を示す図、第１５図、第１６図は
本発明の高指向性結像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１８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１
９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２
２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２
９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Ｈ
ｂ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図はビリジンヌクレオチド（Ｎ
ＡＤＨ）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４
０図はＴｗｅｒｓｋｙ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……高指向性結像素子、１０３……光吸収材、１
０５……コア、１０７……クラッド、１２０……高指向
性結像系、１２１……放射指向パターン、１２３……凸
レンズ、１２５……ピンホール、１２７……光ファイ
バ、１３０……球面波高指向性結像系。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】内壁面に光吸収材が塗布された直線状の断
面円形または矩形の中空細管からなり、該中空細管は、
開口径をＤ、長さをｌ、入射光の波長をλとしたとき、ｌ＝ｋＤ²／λ （ｋ：比例定数）なる寸法形状であり、開口径Ｄを少なくとも波長λより
も大きくし、出射面側で平面波によるフラウンフォーフ
ァ回折像を観測可能にしたことを特徴とする高指向性結
像素子。
【請求項２】コア部分とクラッド部分からなり、コア部
分の屈折率をクラッド部分の屈折率より小さく構成した
光ファイバであって、該光ファイバは、開口径をＤ、長
さをｌ、入射光の波長をλとしたとき、ｌ＝ｋＤ²／λ （ｋ：比例定数）なる寸法形状であり、開口径Ｄを少なくとも波長λより
も大きくし、出射面側で平面波によるフラウンフォーフ
ァ回折像を観測可能にしたことを特徴とする高指向性結
像素子。
【請求項３】請求項１または２記載の高指向性結像素子
を複数本束ねて構成し、各結像素子ごとのフラウンフォ
ーファ回折像の空間分布像を検出可能にしたことを特徴
とする高指向性結像装置。
【請求項４】請求項１または２記載の高指向性結像素子
を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、各結像素子ごとのフラウ
ンフォーファ回折像の空間分布像を検出可能にしたこと
を特徴とする高指向性結像装置。
【請求項５】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
より形成される複数の開口の各々は、その径をＤ、長さ
をｌ、入射光の波長をλとしたとき、ｌ＝ｋＤ²／λ （ｋ：比例定数）なる寸法形状とし、開口径Ｄを少なくとも波長λよりも
大きくし、出射面側で平面波によるフラウンフォーファ
回折像を観測可能にし、複数の開口により各開口のフラ
ウンフォーファ回折像の空間分布像を検出可能にしたこ
とを特徴とする高指向性結像装置。
【請求項６】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形
成される複数の開口の各々は、その入射口径をＤ、長さ
をｌ、入射光の波長をλとしたとき、ｌ＝ｋＤ²／λ （ｋ：比例定数）なる寸法形状とし、入射口径Ｄを少なくとも波長λより
も大きくし、出射面側で平面波によるフラウンフォーフ
ァ回折像を観測可能にし、複数の開口により各開口のフ
ラウンフォーファ回折像の空間分布像を検出可能にした
ことを特徴とする高指向性結像装置。