JP2006326153A - Hemoglobin observation device and hemoglobin observation method - Google Patents

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    • A61B5/14551Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a hemoglobin observation device, macroscopically observing the connecting state of hemoglobin and oxygen, and also observing a microscopic change of moment when hemoglobin makes oxygen exchange in a blood capillary. <P>SOLUTION: This hemoglobin observation device includes: light source parts 102R, 102L for radiating light with a first wavelength λ1 and light with a second wavelength λ2 which are at least two different wavelengths in a wavelength region including an isosbestic wavelength to an observation object 101; an image sensor 105 for taking an image of the observation object 101 based upon the reflected light of light radiated by the light source parts 102R, 102L; a differential amplifier 116 for performing predetermined operation based upon a signal from the image sensor 105; and a TV monitor 107 for displaying the arithmetic result, wherein the differential amplifier 116 calculates the connecting state of hemoglobin and oxygen based upon a difference between a first quantity of reflected light or transmitted light in the light with the first wavelength λ1 and a second quantity of reflected light or transmitted light in the light with the second wavelength λ2. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、血管や血液中のヘモグロビンの酸素交換の過程を観察する装置及び方法に関する。 The present invention relates to an apparatus and method for observing the process of exchange of oxygen hemoglobin blood vessels and blood.

従来、生体を構成する物質が有する吸収スペクトルがそれぞれ異なることを利用して、生体(主に血管や血液)の構造や機能を光学的に観察する装置が提案されている(例えば、特許文献1、2、3参照)。 Conventionally, the absorption spectrum having the substance constituting the living body by using the difference, respectively, biological (mainly blood vessels and blood) to observe the structure and function of the optical devices have been proposed (e.g., Patent Document 1 , see 2 and 3). 従来技術のいずれの装置でも、生体に光を照射している。 In both devices of the prior art, and irradiating light to a living body. そして、生体からの反射光または透過光に基づいて、例えば、血液の酸素飽和度を算出している。 Then, based on reflected light or transmitted light from the living body, for example, calculates the oxygen saturation of the blood. 特許文献1に開示された装置では、相異なる3つの波長の光を生体に照射している。 In disclosed in Patent Document 1 device is irradiated with light of different three wavelengths to a living body. そして、生体からの透過光に基づいて、血液中の酸素飽和度を算出している。 Then, based on the transmitted light from the living body, and calculates the oxygen saturation in the blood. また、特許文献2、3に開示された装置では、相異なる2つの波長λ1、λ2の光を生体に照射している。 Further, in the disclosed device in Patent Documents 2 and 3, two different wavelengths .lambda.1, it is irradiated with light of λ2 to the living body. そして、背景ノイズを低減させて脳活動を反映する信号だけを強調している。 Then, emphasizing only the signals reflecting brain activity by reducing the background noise.

特公平5−88608号公報 Kokoku 5-88608 Patent Publication No. 特開平8−38460号公報 JP 8-38460 discloses 特開平11−299760号公報 JP 11-299760 discloses

まず、血液中の赤血球に含まれるヘモグロビン(適宜「Hb」と省略する。)の吸収スペクトルについて説明する。 It will be described first absorption spectrum of hemoglobin contained in red blood cells in the blood (as appropriate abbreviated as "Hb".). 図6は、ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。 Figure 6 shows the absorption spectrum of hemoglobin. 以下、酸素と100%結合したヘモグロビンを、適宜「酸化ヘモグロビン」、「HbO 」という。 Hereinafter, oxygen and 100% bound hemoglobin, as "oxyhemoglobin", as "HbO 2". また、酸素を100%放出したヘモグロビンを、適宜「還元ヘモグロビン」、「HbR」という。 Further, 100% release hemoglobin oxygen, as "reduced hemoglobin", referred to as "HbR".

図6において、横軸は波長を、縦軸はモル吸光係数(対数表示)をそれぞれ示す。 6 shows a horizontal axis indicates a wavelength and the vertical axis the molar extinction coefficient (log scale), respectively. また、図6において、酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルを破線で、還元ヘモグロビンの吸収スペクトルを実線でそれぞれ示す。 Further, in FIG. 6, the absorption spectrum of oxyhemoglobin by a broken line, respectively the absorption spectra of reduced hemoglobin in solid lines. そして、酸化ヘモグロビンの吸収スペクトル曲線と、還元ヘモグロビンの吸収スペクトル曲線とが交差する位置を等吸収点と、そのときの波長を等吸収波長とそれぞれ呼ぶ。 Then, they called the absorption spectrum curve of oxyhemoglobin, and the isosbestic point position and the absorption spectrum curve of reduced hemoglobin intersect, the isosbestic wavelength a wavelength at that time, respectively. なお、以降本文では、モル吸光係数に波長非依存の定数を乗じて無単位化された吸光度を縦軸として読み替えて使うことにする。 Incidentally, since the body, to be used in rereading the non unitized absorbance multiplied by a constant wavelength-independent molar extinction coefficient as a vertical axis.

特許文献1に開示された構成では、単に数値演算を行うのみで、画像を観察することはできない。 In the configuration disclosed in Patent Document 1, merely only perform numerical calculation, it is impossible to observe an image. また、特許文献2、3に開示された構成は、背景ノイズを低減させることで、脳活動を反映する信号だけを強調することを目的としている。 Further, the structure disclosed in Patent Documents 2 and 3, by reducing the background noise, are intended to emphasize only the signals reflecting brain activity. このため、ヘモグロビンの酸素交換の様子、特にヘモグロビンと酸素との結合状態をミクロ的に観察できない。 Therefore, how the oxygen exchange of hemoglobin, can not be observed especially state of bonding between hemoglobin and oxygen microscopically.

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、ヘモグロビンと酸素との結合状態を広くマクロ的に観察できると共に、毛細血管内でヘモグロビンが酸素交換を行う瞬間のミクロな変化も観察できるヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法を提供することを目的とする。 The present invention was made in view of the above, the state of bonding between hemoglobin and oxygen wide macroscopically observable, hemoglobin can be observed also changes moment micro performing oxygen exchange in the capillaries hemoglobin and to provide an observation apparatus and hemoglobin observation method.

上述した課題を解決し、目的を達成するために、第1の本発明によれば、ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スペクトルに基づいて観察するためのヘモグロビン観察装置であって、酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルと、酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スペクトルとが交差する波長を等吸収波長とするとき、等吸収波長を含む波長領域のうちの少なくとも2つの異なる第1の波長の光と第2の波長の光とをヘモグロビンを含む観察対象物に照射する光源部と、光源部により照射された光の反射光または透過光に基づいて観察対象物の像を取り込む撮像部と、撮像部からの信号に基づいて所定の演算を行う演算処理部と、演算処理された結果を表示する表示部と、を有し、演算処理部 To solve the above problems and to achieve the object, according to the first aspect of the present invention, there is provided a hemoglobin observation device for observing the basis state of bonding between hemoglobin and oxygen absorption spectrum, oxygen and 100 % and the absorption spectra of oxidized hemoglobin bound state, when the absorption spectrum of deoxyhemoglobin state oxygen released 100% and isosbestic wavelength a wavelength that intersect, at least two of the wavelength region including the isosbestic wavelength one of the different first and light having a wavelength of a light source unit and the light of the second wavelength illuminating the observation object including hemoglobin, the observation object based on reflected light or transmitted light of the light irradiated by the light source unit It has an imaging unit for capturing an image, and a processing unit that performs a predetermined operation based on a signal from the imaging unit, and a display unit for displaying the result of the arithmetic operation, the arithmetic processing unit 、第1の波長の光における第1の反射光量または透過光量と、第2の波長の光における第2の反射光量または透過光量との差分に基づいてヘモグロビンと酸素との結合状態を算出することを特徴とするヘモグロビン観察装置を提供できる。 , And calculating a first reflected light amount or the amount of transmitted light in the light of the first wavelength, the coupling state between the hemoglobin and the oxygen based on a difference between the second reflected light or transmitted light quantity in the light of the second wavelength possible to provide a hemoglobin observation apparatus according to claim.

また、本発明の好ましい態様によれば、第1の波長の光は、等吸収波長よりも短波長側の光であり、第2の波長の光は、等吸収波長よりも長波長側の光であることが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, light of the first wavelength, a light is also on the short wavelength side of the isosbestic wavelength, light of the second wavelength, light having a longer wavelength than the isosbestic wavelength it is desirable that.

また、本発明の好ましい態様によれば、酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンについて、第1の波長における吸光度の値と第2の波長における吸光度の値とを加算した値と、酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンについて、第1の波長における吸光度の値と第2の波長における吸光度の値とを加算した値と、が略等しいことが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the oxygen and 100% oxidized hemoglobin bound state, a value obtained by adding the value of the absorbance in the value and the second wavelength of absorbance at the first wavelength, oxygen 100 % for reduced hemoglobin release state, and the value of absorbance at the first wavelength and a value obtained by adding the value of absorbance at the second wavelength, but generally it is preferably equal.

また、本発明の好ましい態様によれば、演算処理部は、第1の波長における第1の反射光量または透過光量と第2の波長における第2の反射光量または透過光量とを加算した値に基づいて正規化を行うことが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the arithmetic processing unit, based on the first reflected light amount or the amount of transmitted light and a value obtained by adding the second reflected light amount or the amount of transmitted light at the second wavelength in the first wavelength it is desirable to perform the normalization Te.

また、本発明の好ましい態様によれば、光源部は、第1の波長の光と第2の波長の光とのいずれか一方の光として等吸収波長の光を照射することが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the light source unit, it is desirable to irradiate light isosbestic wavelength and the light of the first wavelength as one of the light with the light of the second wavelength.

また、本発明の好ましい態様によれば、演算処理部は、等吸収波長における第1の反射光量または透過光量、または等吸収波長における第2の反射光量または透過光量に基づいて正規化を行うことが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the processing unit is carrying out a normalization in the first reflected light or transmitted light amount at the isosbestic wavelength or isosbestic wavelength, based on the second reflected light amount or the amount of transmitted light It is desirable

また、本発明の好ましい態様によれば、演算処理部は、第1の波長における第1の反射光量または透過光量と第2の波長における第2の反射光量または透過光量との差分を算出する差動演算部を備えていることが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the arithmetic processing unit, the difference calculating a difference between the second reflected light or transmitted light quantity in the first reflected light amount or the amount of transmitted light and the second wavelength in the first wavelength it is desirable to provide a dynamic calculation unit.

また、本発明の好ましい態様によれば、光源部は、第1の波長の光と第2の波長の光とを交互に観察対象物に照射することが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the light source unit, it is desirable to irradiate the observation object alternately with the light of the first wavelength and the light of the second wavelength.

また、本発明の好ましい態様によれば、光源部は、第1の波長と第2の波長とを含む所定の波長領域の光を観察対象物に照射し、光源部と観察対象物との間の光路内と、観察対象物と撮像部との間の光路内との少なくともいずれか一方の光路内にカラーフィルタを配置し、カラーフィルタは、第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部とを有し、第1波長透過部と第2波長透過部とが交互に光路内に位置するようにカラーフィルタを駆動するカラーフィルタ駆動部を有することが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the light source unit, the light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength is irradiated on the observation target, between the light source unit and the observed object at least one color filter arranged on one optical path, the color filter, the other wavelength region transmits light of a first wavelength of the optical path between the optical path, an observation object and the imaging unit of a first wavelength transmission unit that reflects or absorbs light of transmitted light of the second wavelength and a second wavelength transmission unit for reflecting or absorbing light in other wavelength region, the first wavelength transmission unit it is desirable to have a color filter driving unit and the second wavelength transmission unit to drive the color filter to be positioned in the optical path alternately.

また、本発明の好ましい態様によれば、光源部は、第1の波長と第2の波長とを含む所定の波長領域の光を観察対象物に照射し、撮像部は、複数の画素を有し、複数の画素の近傍にカラーフィルタを配置し、カラーフィルタは、第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部とを有し、第1波長透過部と第2波長透過部とは、それぞれ画素に対応して交互に配列されていることが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the light source unit irradiates light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength to the observation object, the imaging unit, have a plurality of pixels and, a color filter is disposed in the vicinity of a plurality of pixels, the color filter has a first wavelength transmission unit that reflects or absorbs light of the transmitted other wavelength region light of a first wavelength, the second wavelength and a second wavelength transmission unit that reflects or absorbs light of the transmitted other wavelength regions of light, the first wavelength transmission unit and the second wavelength transmission unit, respectively are arranged alternately in correspondence with the pixel it is desirable to have.

また、本発明の好ましい態様によれば、光源部は、第1の波長と第2の波長とを含む所定の波長領域の光を観察対象物に照射し、観察対象物からの反射光または透過光を少なくとも第1の光路と第2の光路とに分割する光路分割部と、第1の光路に配置され、第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、第2の光路に配置され、第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部と、を有し、撮像部は、第1の光路に配置され第1の波長による観察対象物の像を取り込む第1撮像部と、第2の光路に配置され第2の波長による観察対象物の像を取り込む第2撮像部とからなることが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the light source unit irradiates light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength to the observed object, the reflected light or transmitted from the observed object an optical path splitting unit for splitting the light at least a first optical path and a second optical path, disposed in the first optical path, the reflecting or absorbing light transmitted other wavelength region light of a first wavelength and 1 wavelength transmission unit, disposed in the second optical path, and a second wavelength transmission unit for reflecting or absorbing light in other wavelength region transmits light of a second wavelength, has, the imaging unit, the consisting of one of the first image pickup unit for taking an image of arranged in the optical path observation object according to a first wavelength, a second image pickup unit for taking an image of the observation object by the second second wavelength arranged in the optical path it is desirable.

また、本発明の好ましい態様によれば、表示部は、算出されたヘモグロビンと酸素との結合状態を、グレースケール表示またはカラースケール表示することが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the display unit, the bonding state between the calculated hemoglobin and oxygen, it is desirable to grayscale or color scale display.

また、本発明の好ましい態様によれば、第1の波長における第1の反射光量または透過光量の値と、第2の波長における第2の反射光量または透過光量の値との少なくとも一方の値を出力する積分器と、演算処理部からの算出結果と、積分器からの出力結果とを重畳する重畳器とをさらに有することが望ましい。 According to a preferred embodiment of the present invention, the value of the first reflected light amount or the amount of transmitted light at the first wavelength, at least one value of the value of the second reflected light amount or the amount of transmitted light at the second wavelength an integrator for outputting a calculation result from the arithmetic processing unit, it is desirable to further comprise a superimposing unit for superimposing the output from the integrator.

また、第2の本発明によれば、ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スペクトルに基づいて観察するためのヘモグロビン観察方法であって、酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルと、酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スペクトルとが交差する波長を等吸収波長とするとき、等吸収波長を含む波長領域のうちの少なくとも2つの異なる第1の波長の光と第2の波長の光とをヘモグロビンを含む観察対象物に照射する照明ステップと、照明ステップにより照射された光の反射光または透過光に基づいて観察対象物の像を取り込む撮像ステップと、撮像ステップからの信号に基づいて所定の演算を行う演算処理ステップと、演算処理された結果を表示する表示ステップと、を有し、演算処理ステ Further, according to the second aspect of the present invention, there is provided a hemoglobin observation method for observing based state of bonding between hemoglobin and oxygen absorption spectrum, the absorption spectra of oxidized hemoglobin oxygen state 100% bound, when the absorption spectra of reduced hemoglobin in a state where oxygen released 100% and isosbestic wavelength a wavelength that intersect, at least two different first wavelength of the wavelength region including the isosbestic wavelength light and a second an illumination step of the light of wavelength is irradiated on the observation target containing hemoglobin, an imaging step of capturing an image of the observation object based on reflected light or transmitted light of light emitted by the illumination step, the signal from the image pickup step has an arithmetic processing step of performing a predetermined operation, a display step of displaying the result of the arithmetic processing, the based on the arithmetic processing stearate プでは、第1の波長の光における第1の反射光量または透過光量と、第2の波長の光における第2の反射光量または透過光量との差分に基づいてヘモグロビンと酸素との結合状態を算出することを特徴とするヘモグロビン観察方法を提供できる。 The flop, calculates a first reflected light amount or the amount of transmitted light in the light of the first wavelength, the coupling state between the hemoglobin and the oxygen based on a difference between the second reflected light or transmitted light quantity in the light of the second wavelength hemoglobin observation method characterized by can provide.

本発明に係るヘモグロビン観察装置によれば、光源部は、等吸収波長を含む波長領域のうちの少なくとも2つの異なる第1の波長の光と第2の波長の光とをヘモグロビンを含む観察対象物に照射する。 According to the hemoglobin observation apparatus according to the present invention, the light source unit, the observation object including hemoglobin and at least two different first light and the second wavelength of light of the wavelength region including the isosbestic wavelength irradiated to. そして、演算処理部は、第1の波長の光における第1の反射光量または透過光量と、第2の波長の光における第2の反射光量または透過光量との差分に基づいてヘモグロビンと酸素との結合状態を算出する。 Then, the arithmetic processing unit includes a first reflected light or transmitted light quantity in the light of the first wavelength, the hemoglobin and the oxygen based on a difference between the second reflected light or transmitted light quantity in the light of the second wavelength to calculate the binding state. これにより、ヘモグロビンと酸素との結合状態を高精度に算出できる。 This allows calculating the state of bonding between hemoglobin and oxygen with high accuracy. このため、ヘモグロビンと酸素との結合状態を広くマクロ的に観察できると共に、毛細血管内でヘモグロビンが酸素交換を行う瞬間のミクロな変化を観察できる。 Therefore, the state of bonding between hemoglobin and oxygen wide macroscopically observable, hemoglobin can observe changes moment micro performing oxygen exchange in the capillaries.

以下に、本発明に係るヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。 It will be described below in detail with reference to examples of hemoglobin observation apparatus and hemoglobin observation method according to the present invention with reference to the drawings. なお、この実施例により、この発明が限定されるものではない。 Incidentally, this embodiment is not intended that the present invention is not limited.

(装置構成) (Device configuration)
図1は、本発明の実施例1に係るヘモグロビン観察装置100の概略構成を示す。 Figure 1 shows a schematic structure of hemoglobin observation apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention. 駆動回路108は、λ1用線路a1とλ2用線路b1とを介して、光源部102R、102Lを駆動する。 Driving circuit 108 via the λ1 for line a1 and λ2 for line b1, and drives the light source unit 102R, the 102L. これにより、光源部102R、102Lは、第1の波長λ1の光と第2の波長λ2の光とを交互に観察対象物101に照射する。 Thus, the light source unit 102R, 102L is irradiated on the observation target object 101 alternating with light of light and the second wavelength λ2 of the first wavelength .lambda.1. このような交番発光を行う光源部102R、102Lは、例えば、半導体レーザ(LD)または発光ダイオード(LED)を用いることができる。 Light source unit 102R performing such alternating emission, 102L, for example, a semiconductor laser (LD) or light emitting diode (LED).

観察対象物101は、生体、例えば手の指先の爪元血管である。 Observation object 101, biometric, such as nail original vessels of the hand fingertip. 交番光のON、OFFのタイミングは後述する。 ON alternating light, the timing of OFF will be described later. 照射された交番光は、観察対象物101内で吸収を受ける。 Alternating light emitted is subjected to absorption in the observed object 101. そして、観察対象物101からの反射光は、撮像ユニット103に入射する。 Light reflected from the observation target object 101 is incident on the imaging unit 103. 撮像ユニット103は、結像レンズ104とイメージセンサ105とを備える。 The imaging unit 103 includes an imaging lens 104 and the image sensor 105. 結像レンズ104は、観察対象物101の交番光による像を、イメージセンサ105の受光面上に結像する。 An imaging lens 104, the image formed by alternating light observation object 101 is imaged on the light receiving surface of the image sensor 105. イメージセンサ105として、CCD、CMOS等を用いることができる。 As the image sensor 105, can be used CCD, a CMOS or the like. イメージセンサ105は、撮像部に対応する。 The image sensor 105 corresponds to the imaging unit. なお、本実施例では、撮像ユニット103は、顕微鏡的な観察を行う光学系としている。 In this embodiment, the imaging unit 103 is directed to an optical system for performing microscopic observation. これに限られず、例えば、観察対象物101をマクロ的に広く観察したいときには、カメラ的な観察を行う光学系とすることもできる。 Not limited to this, for example, when one wishes to observe the observation target 101 macroscopically broadly it may be an optical system for performing camera observations.

イメージセンサ105は、複数の画素(ピクセル)を有している。 The image sensor 105 includes a plurality of pixels (pixels). そして、各画素ごとにさらに、図2で示す回路が接続されている。 Then, further for each pixel, the circuit shown in FIG. 2 are connected. 図2では、イメージセンサ(不図示)の1つの画素105Pを代表例として、画素105Pに接続されている回路構成を示している。 In Figure 2, one pixel 105P of the image sensor (not shown) as a representative example, shows a circuit configuration that is connected to the pixel 105P. 他の画素についても、同様の構成であるため、図示を省略する。 For other pixels, for the same configuration, not shown. 各画素105Pからは、バッファアンプ111を介して交番ビデオ信号Vが出力される。 From each pixel 105P, alternating the video signal V is output via a buffer amplifier 111.

交番ビデオ信号Vは、図3の(d)に示すように交互にON、OFFを繰り返すこと、即ち交番されている。 Alternating the video signal V is, ON alternately as shown in FIG. 3 (d), repeating the OFF, that is, alternating. なお、図3は、後述の本発明の動作原理で示す図7及び図8の動作を前提とした時に、各画素ごとに図2の回路構成を有するイメージセンサから得られる波形図である。 Incidentally, FIG. 3, when assuming the operation of FIGS. 7 and 8 show the operating principle of the present invention described below, is a waveform chart obtained from the image sensor having the circuit configuration of FIG. 2 for each pixel. バッファアンプ111には、2つのリレー回路112、113が接続されている。 The buffer amplifier 111, two relay circuits 112 and 113 are connected. リレー回路112、113は、それぞれ交番ビデオ信号V側とGND側にゲート信号によって切り替わるように構成されている。 Relay circuit 112, 113 are configured to respectively switched by the gate signal to an alternating video signal V side and the GND side. これにより、交番ビデオ信号Vを、λ1戻り光系列とλ2戻り光系列の2チャンネル(ch)に分離できる。 Thus, an alternating video signal V, can be separated into two channels (ch) of λ1 return light sequence and λ2 returning light sequence. 駆動回路108は、交番発光信号a1、b1と同じON、OFFのタイミングのゲート信号a2、b2をリレー回路112、113に供給する。 Driving circuit 108 supplies the same ON and alternating emission signals a1, b1, a gate signal a2, b2 timing OFF the relay circuit 112 and 113.

図3は、主要な出力信号の波形を示す。 Figure 3 shows the waveform of the main output signal. 以下、図1、図2、図3をそれぞれ適宜参照しながら説明を続ける。 Hereinafter, FIGS. 1, 2, the description will be continued with reference to FIG. 3 as appropriate respectively. 図3の(a)に示すように、1個の赤血球が毛細血管Bの中を図中左側から右側に移動する場合を考える。 As shown in FIG. 3 (a), consider a case where one of the red blood cells are moved to the right from the left side in the drawing through the capillaries B. 図3の(b)、(c)、(d)、(e)、(f)、(g)は、それぞれヘモグロビンの移動場所ごとに得られる信号波形を示している。 (B) of FIG. 3 shows the (c), (d), (e), (f), (g), a signal waveform obtained respectively for each mobile location of hemoglobin. 図3の(a)において、図中の左側では、赤血球中のヘモグロビンは酸素と例えば100%結合したHbO 状態である。 In (a) of FIG. 3, the left side in the figure, the hemoglobin in red blood cells is HbO 2 remain attached oxygen, for example, 100%. これに対して、図中の右側では、ヘモグロビンは酸素を放出して還元されたHbR状態へと変化している。 In contrast, in the right side in the figure, the hemoglobin is changed to HbR a reduced state by releasing oxygen. そして、HbO 状態とHbR状態との間が、中間状態である。 Then, between the HbO 2 state and HbR state, an intermediate state. なお、従来技術では、このような1個の赤血球の酸素交換の様子をミクロ的に観察することは不可能である。 In the prior art, it is not possible to observe the oxygen exchange of such one erythrocyte microscopically.

(差分信号) (Differential signal)
ここで、交番間隔Δtについて説明する。 It will now be described alternating intervals Delta] t. 光源部102R、102Lは、第1の波長λ1の照明光と第2の波長λ2の照射光とを、それぞれ図3の(b)、(c)に示すように交番間隔Δtの時間間隔で交番発光する。 Light source unit 102R, 102L, the illumination light of the first wavelength λ1 and an irradiation light of the second wavelength .lambda.2, respectively, of FIG 3 (b), alternating with intervals of alternating intervals Δt as shown in (c) emission to. 交番間隔Δtを短くすると、分解能は向上する。 A shorter alternating intervals Delta] t, the resolution is improved. なお、交番間隔Δtを短くすると、その分だけ光量が減るのでノイズが増加する。 Incidentally, shortening the alternating interval Delta] t, the noise is increased because the amount of light by that amount is reduced.

1つの赤血球の直径は、略8μm程度である。 The diameter of a single red blood cell is about approximately 8 [mu] m. このため、1つの赤血球の酸素交換の様子を観察するとき、例えば、直径の1/10程度の0.8μmの動き量以内に、後述する差分演算を行うことが好ましい。 Therefore, when observing the state of the oxygen exchange of a single red blood cell, for example, within 0.8μm of the motion amount of about 1/10 of the diameter, it is preferable to perform the difference operation to be described later. 毛細血管B内の赤血球のスピードを1mm/sec以内とするとき、移動距離の時間換算値が必要な交番間隔Δtとなる。 When the speed of red blood cells in the capillaries B within 1 mm / sec, time conversion value of the moving distance is alternating intervals Δt required. このため、交番間隔Δt=0.8msecとなる。 Therefore, the alternating interval Delta] t = 0.8 msec.

図2に示すように、リレー回路112には、λ1用ゲート信号a2が入力される。 As shown in FIG. 2, the relay circuit 112, a gate signal a2 is for λ1 is input. また、リレー回路113には、λ2用ゲート信号b2が入力される。 Further, the relay circuit 113, a gate signal b2 is for λ2 is input. このため、リレー回路112からは、図3の(e)で示す波形の信号Λ1が出力される。 Therefore, the relay circuit 112, the signal Λ1 of waveform shown by (e) in FIG. 3 is output. また、リレー回路113からは、図3の(f)で示す波形の信号Λ2が出力される。 Moreover, from the relay circuit 113, the signal Λ2 of waveform shown in FIG. 3 (f) is output.

信号Λ1に基づいて、積分器114は、図3の(e)で破線で示す第1の波長λ1を照射したときの信号Λ1を出力する。 Based on the signal .LAMBDA.1, the integrator 114 outputs a signal .LAMBDA.1 when irradiated with the first wavelength λ1 as indicated by a broken line in the FIG. 3 (e). また、信号Λ2に基づいて、積分器115は、図3の(f)で破線で示す第2の波長λ2を照射したときの信号Λ2を出力する。 Further, based on the signal .LAMBDA.2, the integrator 115 outputs a signal .LAMBDA.2 when irradiated with the second wavelength λ2 shown by a broken line in the FIG. 3 (f). なお、説明の便宜上、積分器114、115を経由する前後の信号を共に信号Λと呼ぶ。 For convenience of description, it referred to both the signal Λ the signals before and after passing through the integrator 114 and 115.

図2では、光源部102R、102Lが第1の波長λ1の光を照射しているときの、リレー回路112、113の結線状態を示している。 In Figure 2, when the light source unit 102R, the 102L is irradiated with light of a first wavelength .lambda.1, it shows a connection state of the relay circuit 112 and 113. 図3の(e)、(f)から明らかなように、信号Λ1と信号Λ2とは互いに逆相の関係にある。 In FIG. 3 (e), the as is clear from (f), in opposite phases to do with the signal Λ1 and signal .LAMBDA.2. 差動増幅器116は、図3の(g)に示すような差信号X=Λ1−Λ2を出力する。 Differential amplifier 116 outputs the difference signal X = Λ1-Λ2 as shown in (g) of FIG. 差信号Xは、最終的に求めたい赤血球(ヘモグロビン)の酸素との結合状態に対応している。 Difference signal X corresponds to the bonding state between oxygen ultimately determined desired red blood cells (hemoglobin). 差信号Xは、ヘモグロビンが酸素を放出して還元されることに応じて、+V(ボルト)からゼロを経由して−V(ボルト)となるように変化する。 Difference signal X, in response to the hemoglobin is reduced by releasing oxygen, it varies so as to -V (V) via the zero from + V (volts).

なお、以下、差分演算して得られる吸収スペクトルの傾きの向きと量に対応したビデオ信号を「傾斜信号X」と、通常の透過光量や反射光量に対応したビデオ信号を「光量信号Y」とそれぞれ呼ぶ。 Hereinafter, a video signal corresponding to the direction and amount of tilt of the absorption spectrum obtained by the difference calculation as a "tilt signal X", video signals corresponding to the normal quantity of transmitted light and reflected light as "light quantity signal Y" call, respectively.

傾斜信号Xは、正規化部106に入力される。 Tilt signal X is input to the normalization unit 106. 正規化の手順は後述する。 Procedure of normalization will be described later. 最終的な結果は、表示部であるTVモニタ107により画像表示される。 The final result is a display image by the TV monitor 107 is a display unit. また、最終的な結果を、フレームメモリ(不図示)に記録する構成でも良い。 Moreover, the final result may be configured to be recorded in a frame memory (not shown). なお、差動増幅器116は、演算処理部に対応する。 Incidentally, the differential amplifier 116 corresponds to the arithmetic processing unit.

(血管モデルに基づく酸素飽和度と酸素結合率の説明) (Description of the oxygen saturation and oxygen binding rate based on vessel model)
次に、ヘモグロビンと酸素との結合状態を表すために用いる用語について説明する。 Next, description of terms used to describe the bonding state between hemoglobin and oxygen. 本願の発明者は、本発明に係るヘモグロビン観察装置の研究開発、及び観察実験を鋭意行い、ヘモグロビンが酸素交換する状態を示すモデルを仮説した。 The inventor of the present application conducted research and development of hemoglobin observation apparatus according to the present invention, and the observation experiments intensively were hypothetical model showing the state where the hemoglobin oxygen exchange. まず、このモデルに基づいてヘモグロビンの酸素交換の様子を説明する。 First, the state of oxygen exchange of hemoglobin on the basis of this model.

図4は、本願の発明者が仮説的に考えた酸素交換のプロセスを示す図である。 4, the inventors of the present application is a diagram showing a process hypothetically considered oxygen exchange. 図4を用いて微小循環、例えば細動脈→毛細血管→細静脈の循環における酸素交換のプロセスを説明する。 Microcirculation, explaining the process of oxygen exchange in example arterioles → capillaries → venules circulated with reference to FIG. 赤血球に含まれるヘモグロビンHbは、肺において酸素と100%結合した酸化ヘモグロビンHbO となる。 Hemoglobin Hb contained in erythrocytes, the oxidized hemoglobin HbO 2 was oxygen 100% binding in the lung. 動脈血は、細動脈Aから枝分かれして、例えば3つの毛細血管Ba、Bb、Bcに流れ込む。 Arterial blood is branched from the arterioles A, for example, three capillary Ba, Bb, flows into Bc. 毛細血管を通過する赤血球細胞は、組織細胞へ酸素を100%放出した還元ヘモグロビンHbRとなり、細静脈Veで再び合流して静脈血となる。 Red blood cells passing through the capillaries, reduced hemoglobin HbR Nearby released 100% oxygen to the tissue cells, the venous blood was recombined with venules Ve.

ここで、1つの赤血球に対して酸素が結合している割合を「酸素結合率」とする。 Here, the ratio of oxygen to one erythrocyte bound to the "oxygen binding rate". 例えば、酸化ヘモグロビンHbO では、酸素結合率は100%である。 For example, the oxygenated hemoglobin HbO 2, the oxygen binding ratio is 100%. これに対して、還元ヘモグロビンHbRでは、酸素結合率は0%である。 In contrast, in the reduced hemoglobin HbR, oxygen binding ratio is 0%.

次に、「酸素飽和度」について説明する。 Next, a description will be given of "oxygen saturation". 酸素飽和度は、次式で定義されている。 Oxygen saturation is defined by the following equation.
酸素飽和度=HbO /(HbO +HbR) Oxygen saturation = HbO 2 / (HbO 2 + HbR)
細動脈Aや細静脈Veには、酸素結合率100%の酸化ヘモグロビンと、酸素結合率0%の還元ヘモグロビンとの2種類のヘモグロビンのみ存在する。 The arterioles A and venules Ve is present only two types of hemoglobin and oxygen binding rate of 100% oxyhemoglobin, oxygen binding ratio of 0% reduced hemoglobin. このため、細動脈Aや細静脈Veにおいて、酸素が含有されている割合、換言すると酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの割合を示すには、「酸素飽和度」を用いることができる。 Therefore, in the arterioles A and venules Ve, the proportion of oxygen is contained, to indicate the percentage of other words and oxidized hemoglobin and reduced hemoglobin, can be used to "oxygen saturation".

これに対して、図4に示すような毛細血管Ba、Bb、Bcにおいて、1つの赤血球が組織細胞に酸素を供給する過程を観察するときは、酸素結合率が100%と0%との中間の状態までを観察することが必要となる。 In contrast, capillaries Ba as shown in FIG. 4, Bb, the Bc, when one red blood cells to observe the process of supplying oxygen to the tissue cells, intermediate oxygen linkages rate of 100% and 0% it is necessary to observe the up state.

本発明は、以下の2つの状態(1)、(2)の両者を観察できるものである。 The present invention provides the following two conditions (1), in which can be observed both (2). なお、「ヘモグロビンと酸素との結合状態」というときは、以下の状態(1)、(2)の2つの状態を含んでいる。 Incidentally, the term "state of bonding between hemoglobin and oxygen", the following condition (1) includes two states (2).
(1)細動脈Aや細静脈Veでの赤血球の集合体(塊)における酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの割合の状態(マクロ的な状態観察) (1) a collection of red blood cells in arterioles A and venules Ve state percentage of oxyhemoglobin in (mass) and reduced hemoglobin (macroscopic Observation)
(2)毛細血管での1つの赤血球における酸素と結合している割合の状態(ミクロ的な状態観察) (2) the state of the percentage binding to oxygen in one of red blood cells in the capillaries (microscopic Observation)

そして、本発明では、(1)で定義される酸素飽和度と(2)で定義される酸素結合率とは、測定方法がマクロ的かミクロ的かの違いだけで、凡そ同じ吸収スペクトル特性を示すものと考えている。 In the present invention, defined by the the oxygen binding rate defined as oxygen saturation and (2), the measuring method is only a difference of whether macro or micro, approximately the same absorption spectrum characteristics (1) It is considered to be shown. 例えば、同じ70%ならば、吸収スペクトルは同じ傾斜を示すであろうと考えている。 For example, if the same 70%, the absorption spectrum believe it will exhibit the same slope.

以下の表1にマクロ的な観察とミクロ的な観察についての簡単な比較を掲げる。 It listed a brief comparison of macroscopic observation and microscopic observation in Table 1 below.
(表1) (Table 1)
観察機器 観察対象 使用する値 空間(時間)分解能 Observation instrument observation target used for the value space (time) resolution
ミクロ観察(顕微鏡等) 主に毛細血管内 酸素結合率 1つの赤血球を分解 Micro observation (microscope) mainly degrade capillaries in oxygen binding rate one erythrocyte
(1250フレーム/秒は必要) (1250 frames / sec is required)

マクロ観察(内視鏡等) 主に毛細血管以外 酸素飽和度 赤血球は塊で認識 Macro observation (an endoscope) primarily recognized by the oxygen saturation erythrocytes mass than capillaries
(通常は30フレーム/秒で良い) (Usually good at 30 frames / sec.)

図4に戻って説明を続ける。 Referring back to FIG. 静脈血における酸素飽和度は70%程度である。 Oxygen saturation in the venous blood is about 70%. このため、静脈血の大半は酸化ヘモグロビンHbO のままである。 Therefore, most of the venous blood remains oxygenated hemoglobin HbO 2. これは、酸素交換を行わない毛細血管が存在するためであると考えられる。 This is believed to be due to capillary is not performed oxygen exchange is present. 例えば、図4では、毛細血管Bbのみが酸素交換を行っている。 For example, in FIG. 4, only the capillary Bb is subjected to oxygen exchange. このため、毛細血管Bbを通過したヘモグロビンは還元ヘモグロビンHbRとなる。 Therefore, hemoglobin that has passed through the capillary Bb becomes deoxyhemoglobin HbR. これに対して、毛細血管Ba、Bcは、酸素交換を行っていない。 On the other hand, capillary Ba, Bc is not subjected to oxygen exchange. このため、毛細血管Ba、Bcを通過したヘモグロビンは、酸化ヘモグロビンHbO の状態のままである。 Thus, capillary Ba, hemoglobin passed through the Bc remains in the state of oxyhemoglobin HbO 2. 実際に、発明者らが観察を行った結果、酸素交換を行う毛細血管Bbの数は少なく、酸素交換をしない毛細血管Ba、Bcの数が多い。 Indeed, as a result of inventors have carried out an observation, the number of capillaries Bb performing oxygen exchange is small, capillary no oxygen exchange Ba, a large number of Bc. 毛細血管の主機能は、組織との酸素交換である。 The main function of capillaries is an oxygen exchange with the organization. このため、本明細書では、酸素交換を行なう毛細血管Bbを「真の毛細血管」という。 Therefore, in the present specification, the capillary Bb performing oxygen exchange of "real capillaries". これに対して、酸素交換を行なわない毛細血管Ba、Bcを「偽の毛細血管」という。 On the other hand, the capillaries does not perform the oxygen exchange Ba, the Bc of "false capillaries".

図5は、本発明に係るヘモグロビン観察装置を用いて、手指先の爪元血管を顕微鏡でビデオ観測した時の静止画像(写真)を、理解が容易なように線画で示したものである。 5, using the hemoglobin observation apparatus according to the present invention, a still image (photograph) when the video observed pawl original vessels of the hand fingertip microscope, showing line drawings as understood easily. 図5では、主として毛細血管の部分を示し、その他の部分の観測画像の図示は省略する。 In Figure 5, shows mainly a portion of the capillaries, illustration of other parts of the observed image will be omitted. 観察条件は、緑色LED(波長525nm)で爪元血管を側斜照明し、NA0.4の油浸対物レンズで結像させたものである。 Viewing conditions, the claw original blood vessel side oblique illumination with a green LED (wavelength 525 nm), is obtained by imaging an oil immersion objective of NA0.4. 図5は、血管内のヘモグロビンHbによる吸収像に対応する。 Figure 5 corresponds to the absorption image by hemoglobin Hb in a blood vessel. ここでは、真の毛細血管Bbと、偽の毛細血管Ba、Bcとが観察されている。 Here, the true capillary Bb, capillaries Ba false, and the Bc has been observed.

偽の毛細血管Ba、Bc内の赤血球量(斜線を付している部分、実際の観察では黒く見える)は充満し、ヘマトクリットは一定している。 Capillary Ba, cell volume (portion of hatched appear black in the actual observation) in Bc false filled, hematocrit is constant. ヘマトクリットは、一定量の血液中に存在する赤血球の容積の割合を示す値である。 Hematocrit is a value indicating the ratio of the volume of red blood cells present in a given volume of blood.

これに対して、真の毛細血管Bb内では、黒く見える赤血球量は少なく、かつ赤血球と透明に見える血漿とが空間的に不規則に流れている。 In contrast, within the true capillary Bb, red cell mass that looks black is small, and is the plasma appears transparent and red blood cells flowing spatially irregular. このような毛細血管は、人間の生命維持に最も重要な酸素交換を使命とする。 Such capillaries, the mission the most important oxygen exchange to the human life support. しかしながら、毛細血管の振る舞いは解明されていない部分が多い。 However, the behavior of the capillaries there are many parts that have not been elucidated.

今日まで、解明されていない事項の例としては、数ヶ月のスパンで血管形状が大きく変化するのは何故か、心臓の鼓動と全く非同期に赤血球が流れるが何処が指令を出しているのか、脳が刺激を受けた時と連動しているのではなかろうか、酸素交換を行うのだから最適な流速が存在するのではなかろうか、血液がサラサラ過ぎるのは良くないのではなかろうか、等である。 To date, examples of matters not understood, why is the vessel shape span of several months is greatly changed, how it where it completely flows erythrocytes asynchronously with beating heart has issued a command, brain or would not than being in conjunction with when subjected to a stimulus, or would not is because I carry out the oxygen exchange to there is an optimum flow rate, blood or would not than not good too smooth is, and so on. これらの振る舞いに対する答えが、毛細血管における酸素交換の過程の解明に求められる可能性は高い。 Answers to these behaviors, may be required to elucidate the process of oxygen exchange in capillaries is high.

従来技術の観察装置では、毛細血管において酸素交換を行う瞬間をミクロ的に観測することは不可能であった。 In the prior art observation apparatus, the moment of performing the oxygen exchange in the capillary was not possible to observe microscopically. これに対して、本発明に係るヘモグロビン観察装置は、マクロ的な観察に加えて、ミクロ的な観察を行うことができる。 In contrast, hemoglobin observation apparatus according to the present invention, in addition to the macro observation can be performed microscopic observation.

本発明を明確化するために、従来技術の装置について対比して説明する。 To clarify the present invention will be described in comparison the prior art devices. 上述したように、図6は、酸化ヘモグロビンHbO と還元ヘモグロビンHbRの吸収スペクトルを示す。 As described above, FIG. 6 shows the oxyhemoglobin HbO 2 absorption spectra of reduced hemoglobin HbR. 皮膚、骨、または頭蓋骨等を透過し、酸化ヘモグロビンHbO と還元ヘモグロビンHbRの吸収スペクトルが交差する等吸収波長800nm近辺の赤〜近赤外波長帯が生体光計測の場合に多く使われる。 Skin, through the bone or the skull or the like, a red to near-infrared wavelength band isosbestic wavelength 800nm near the absorption spectrum of the oxygenated hemoglobin HbO 2 deoxyhemoglobin HbR intersect is often used in the case of the optical measurement.

従来技術の装置では、観察対象物からの透過光または反射光の強度を、Lambert−Beerの法則による吸収の式を使って演算処理する。 In prior art devices, the intensity of the transmitted light or reflected light from the observation object, performs arithmetic processing by using the equations of absorption by law Lambert-Beer. これにより、生体組織内の酸素消費量(=HbR濃度変化)、血流量変化(=総Hb濃度変化)、または酸素飽和度(=HbO /(HbO +HbR))等を導出する。 Accordingly, the oxygen consumption in the body tissue (= HbR density change), blood flow change (= total Hb concentration changes) or oxygen saturation (= HbO 2 / (HbO 2 + HbR)) or the like to derive. Lambert−Beerの法則を使った生体モニタ機器として、NIRS(近赤外分光)イメージングやパルスオキシメータなどが良く知られている。 As a biological monitoring equipment that uses the laws of Lambert-Beer, NIRS is well known, such as (near infrared spectroscopy) imaging and pulse oximeter. しかしながら、これらの従来技術の機器では、ヘモグロビンの酸素交換のマクロな変化を観察することはできても、ミクロな変化を観察することはできない。 However, in these prior art devices, although it is possible to observe the macroscopic change in the oxygen exchange of hemoglobin, it is not possible to observe the microscopic changes. 従来技術の生体モニタ機器は、酸化ヘモグロビンHbO と還元ヘモグロビンHbRの2状態のみの吸収スペクトルを利用している。 Biological monitoring equipment of the prior art utilizes the absorption spectrum of oxyhemoglobin HbO 2 only two states of reduced hemoglobin HbR. これは、酸化ヘモグロビンHbO と還元ヘモグロビンHbRのみが含まれる動脈血や静脈血を観察する従来機器にとっては、2状態の吸収スペクトルのみで十分であるからである。 This is for the conventional device to observe the arterial and venous blood contains only deoxyhemoglobin HbR oxyhemoglobin HbO 2, only the absorption spectrum of the 2 state is because sufficient. このように、従来技術の機器では、本発明が観察対象としている毛細血管の存在は無視されている。 Thus, in prior art devices, the presence of capillaries present invention is an observation target is ignored. このため、従来技術の機器で、毛細血管内で行われる酸素放出の過渡的な中間状態まで観測することはできない。 Thus, in prior art devices, it can not be observed until transient intermediate state of the oxygen release takes place in the capillaries.

また、近年、fMRI(functional Magnetic Resonance Imaging)やPET(Positron Emission Tomography)やNIRS(近赤外分光法)などを用いた研究結果が報告されている。 In addition, in recent years, fMRI (functional Magnetic Resonance Imaging) and PET (Positron Emission Tomography) and NIRS (near-infrared spectroscopy) results of studies using, for example, have been reported. 報告によれば、脳内が賦括されたときに通常に比べて増加する血液量(総Hb濃度変化)は30〜50%であるのに対して、酸素消費量(HbR濃度変化)は5%である。 According to reports, while the normal blood volume increases as compared to when the brain is Fukuku (total Hb concentration changes) is 30-50%, the oxygen consumption (HbR density change) of 5 it is%. 実際に指先の微小循環を観察したとき、偽の毛細血管Ba、Bcが殆どであり、真の毛細血管Bbは稀である。 In fact when observing the microcirculation of the fingertip, capillaries Ba of false, Bc is most true of capillaries Bb is rare. このため、脳内の毛細血管も、殆どが偽の毛細血管であり、増加した血流の殆どが偽の毛細血管に流れ込んでしまうのではなかろうかと推察される。 For this reason, the capillaries in the brain is also a capillary of the most false, most of the increased blood flow is inferred that either would not than will flow into the capillaries of false. 本発明は、このような研究を加速させる可能性も有している。 The present invention also has the potential to accelerate such studies.

(本発明の動作原理) (Principle of operation of the present invention)
次に、図1、図2で構成を示したヘモグロビン観察装置100により、赤血球の酸素交換をミクロ的に観察できる原理について説明する。 Next, FIG. 1, the hemoglobin observation apparatus 100 showing a configuration in FIG. 2, a description will be given of the principle that the exchange of oxygen erythrocytes can microscopically observed. 上述したように、毛細血管内を通過する赤血球細胞が組織細胞と酸素交換していく過程の酸素結合(放出)率を観測する手段は、従来存在していない。 As described above, it means for observing the oxygen binding (release) rate in the process of red blood cells passing through the capillary is gradually tissue cells and oxygen exchange does not exist conventionally. 本発明では、従来では不可能であった毛細血管内の赤血球の酸素結合率を測定して、酸素交換の実態を把握できる。 In the present invention, by measuring the oxygen binding ratio of red blood cells in the capillaries it was impossible in the prior art, can grasp the actual conditions of oxygen exchange. また、本発明では、さらに動脈像と静脈像を容易に抽出・分離できる。 Further, in the present invention can be more readily extracted and separated arterial image and vein image.

図7は、ヘモグロビンの吸収スペクトルの等吸収波長805nm付近を拡大して示す。 Figure 7 is an enlarged view of the vicinity of the isosbestic wavelength 805nm in the absorption spectrum of hemoglobin. 図7では、図6の一部を拡大し、縦軸は吸光度(例えば%)であり、リニア表示である。 In Figure 7, an enlarged part of FIG. 6, a vertical axis indicates absorbance (eg%), a linear display.

図7において、等吸収波長(805nm)の近傍において、等吸収波長よりも短波長側の第1の波長λ1=780nmの光と、等吸収波長よりも長波長側の第2の波長λ2=830nmの光とを選択する。 7, in the vicinity of the isosbestic wavelength (805 nm), the first wavelength .lambda.1 = 780 nm of the light on the short wavelength side than the isosbestic wavelength, the second wavelength .lambda.2 = 830 nm than isosbestic wavelength on the long wavelength side to the selection and light. そして、両波長の間において吸収スペクトル曲線は、略直線とみなすことができる。 Then, the absorption spectrum curve between the two wavelengths can be regarded as substantially linear.

ヘモグロビンが酸化ヘモグロビンHbO から還元ヘモグロビンHbRへ還元されるに従って、吸収スペクトルは、右肩上がりの直線OLから水平な直線MLを経て右肩下がりの直線RLとなる。 According hemoglobin is reduced from oxygenated hemoglobin HbO 2 to deoxyhemoglobin HbR, absorption spectrum, a straight line RL of downward-sloping through a horizontal straight line ML from the line OL soaring. 第1の波長λ1と第2の波長λ2との間の吸光度の差分を演算することで、吸収スペクトルの直線の傾きの方向と大きさが得られる。 By calculating the difference in absorbance between the first wavelength λ1 and the second wavelength .lambda.2, direction and magnitude of the slope of the straight line of the absorption spectrum is obtained. そして、吸収スペクトルの直線の傾きの方向と大きさとから、ヘモグロビンの酸素結合率を時系列的に計測できる。 Then, from the magnitude and direction of the slope of the straight line of the absorption spectrum, it chronologically measured oxygen binding ratio of hemoglobin.

このように、本発明では、Lambert−Beerの法則による吸収の式による演算は必要ない。 Thus, in the present invention, no calculation according to formula absorption by the Lambert-Beer law is required. 等吸収波長の両側に、第1の波長λ1=780nmと、第2の波長λ =830nmを照射する波長として選択すると、第1の波長λ1での吸光度はO1→M1→R1のように変化する。 On both sides of the isosbestic wavelengths, a first wavelength .lambda.1 = 780 nm, by selecting the wavelength for irradiating the second wavelength lambda 2 = 830 nm, absorbance at the first wavelength .lambda.1 is changed as O1 → M1 → R1 to. また、第2の波長λ2での吸光度はO2→M2→R2のように変化する。 Moreover, the absorbance at the second wavelength λ2 changes as O2 → M2 → R2. 吸光度が小さければ、観察対象物101からの戻り光量は大きい。 Smaller absorbance, the amount of return light from the observation target object 101 is large. また、吸光度が大きいとき、観察対象物101からの戻り光量は小さい。 Further, when a large absorbance, return light from the observation target 101 is small.

そして、図8に示すように、第1の波長λ1を照射したときの戻り光L1と、第2の波長λ2を照射したときの戻り光L2との光量の差分演算を行う。 Then, as shown in FIG. 8, it performs the return light L1 when irradiated with the first wavelength .lambda.1, the difference operation amount of the return light L2 when irradiated with a second wavelength .lambda.2. 酸化ヘモグロビンHbO のとき、差分演算の結果は+(正)となる。 When oxyhemoglobin HbO 2, the result of the difference calculation becomes + (positive). 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの中間状態のとき、差分演算の結果はゼロとなる。 When the intermediate state of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin, the result of the difference calculation becomes zero. そして、還元ヘモグロビンHbRのとき、差分演算の結果は−(負)となる。 Then, when the reduced hemoglobin HbR, the result of the difference calculation becomes - (minus). このようにして、赤血球が毛細血管内を移動しているときの過渡的な酸素結合率に対応する値を測定できる。 In this way, measuring a value corresponding to the transient oxygen binding rate when red blood cells are moving the capillaries.

(演算結果の正規化) (Normalization of the result)
次に、差分演算結果の正規化について説明する。 It will now be described normalization of the difference calculation result. 上述したように、吸収スペクトルの直線部分の傾きの向きと大きさに対応したビデオ信号を「傾斜信号X」という。 As described above, a video signal corresponding to the direction and magnitude of the slope of the linear portion of the absorption spectrum of "tilt signal X '. そして、通常の透過光量や反射光量に対応したビデオ信号を「光量信号Y」という。 Then, a video signal corresponding to the normal quantity of transmitted light and reflected light of "light quantity signal Y '.

毛細血管内の酸素結合率を表す傾斜信号Xでは、酸化ヘモグロビンHbO (酸素結合率100%)の電圧レベルと、還元ヘモグロビンHbR(酸素放出率100%)の電圧レベルが重要な意味を有している。 In tilt signal X represents oxygen binding ratio of the capillaries has a voltage level of oxyhemoglobin HbO 2 (oxygen binding rate of 100%), the voltage level of the reduced hemoglobin HbR (oxygen release rate 100%) critical ing. 従って、電圧レベルが、光源の光量、観察対象物である生体の吸収、反射などで変動しないように、正規化しておくことが望ましい。 Accordingly, the voltage level, the light amount of the light source, the absorption of the living body observation object, so as not to vary such reflection, it is desirable to normalize. 本実施例では、等吸収波長の両側において、吸収スペクトル直線が等吸収波長を中心にして対称に変化する2つの波長λ1、λ2を選択している。 In this embodiment, both sides of the isosbestic wavelengths, the two wavelengths λ1 which changes symmetrically absorption spectrum straight line around the isosbestic wavelength is selected .lambda.2. 換言すると、酸化ヘモグロビンについて、第1の波長λ1における第1の吸光度の値O1と第2の波長λ2における第2の吸光度の値O2とを加算した値と、還元ヘモグロビンについて、第1の波長λ1における第1の吸光度の値R1と第2の波長λ2における第2の吸光度の値R2とを加算した値とが略等しい。 In other words, the oxygenated hemoglobin, a first absorbance value O1 at the first wavelength λ1 and a value obtained by adding the value O2 of the second absorbance at the second wavelength .lambda.2, the reduced hemoglobin, the first wavelength λ1 the first absorbance value R1 and the value obtained by adding the value R2 of the second absorbance at the second wavelength λ2 at a substantially equal.

このため、λ1戻り光L1とλ2戻り光L2を加算した光量は、赤血球が酸素交換しているいずれの位置においても略一定値である。 Therefore, the light amount obtained by adding the λ1 return light L1 and λ2 return light L2 is substantially constant value at any position where red blood cells are oxygen exchange. 従って、図1の正規化部106により、傾斜信号Xを光量信号Yで割り算すれば、正規化を行なうことができる。 Thus, the normalization unit 106 of FIG. 1, when dividing the slope signal X at a light quantity signal Y, it is possible to perform normalization. 正規化により、光量レベルが変動しても、常に相互に比較できる安定的な演算結果を得ることができる。 Normalization even light level fluctuates, it is possible to always obtain a stable operation result can be compared with one another. 変動がゆっくりであると見込めるならば、光量信号Yの代わりに時間的、空間的に平均化した値(例えば1フレーム全体の光量信号の積分値)を分母としても良いが、できれば各画素ごとに正規化をおこなうのが望ましい。 If the variation is expected to be slow, time and place of the light quantity signal Y, a spatially averaged value (e.g. the integrated value of one frame total light quantity signal) also good as the denominator, for each pixel if perform normalization is desirable. または上述の例えば1フレーム全体の光量信号の積分値が一定値を保つように、光源側にAPC(オート・パワー・コントロール)となるようなフィードバック制御をかけても良い。 Or as an integral value of the above-mentioned example 1 frame total light quantity signal is maintained at a constant value, the light source side APC may be multiplied by (auto power control) and a kind of feedback control. なお、正規化しないときでも、光量変動に対してゼロレベルは殆ど変化しない。 Incidentally, even when not normalized, zero level is hardly changed with respect to light intensity variations.

(第1の変形例) (First Modification)
図9は、本実施例の第1の変形例のヘモグロビン観察装置のうち、撮像ユニット103とTVモニタ107との間に設けられている信号処理回路200の構成を示す。 9, of the hemoglobin observation device of the first modification of this embodiment, and shows a structure of which the signal processing circuit 200 is provided between the imaging unit 103 and TV monitor 107. なお、実施例1と同一の部分の図示は省略する。 Although illustration of the same parts as Embodiment 1 will be omitted.

撮像ユニット103は、フレーム撮影を行う。 The imaging unit 103 performs frame shooting. フレームメモリ201は、撮影されたフレーム画像を格納する。 The frame memory 201 stores the captured frame image. リレー回路202は、第1の波長λ1を観察対象物101に照射したときの画像と、第2の波長λ2を観察対象物101に照射したときの画像とを切り替える。 Relay circuit 202 switches an image when irradiated with the first wavelength λ1 to the observed object 101, and an image when irradiated with a second wavelength λ2 to the observation target object 101. フレームメモリ203は、第1の波長λ1を観察対象物101に照射したときの画像を格納する。 The frame memory 203 stores an image when irradiated with the first wavelength λ1 to the observed object 101. フレームメモリ205は、第2の波長λ2を観察対象物101に照射したときの画像を格納する。 The frame memory 205 stores an image when irradiated with the second wavelength λ2 to the observation target object 101.

差動演算部204は、差分演算により傾斜信号Xを算出する。 Differential operation unit 204 calculates the tilt signal X by differential operation. 加算器206は、加算演算により光量信号Yを算出する。 The adder 206 calculates the light quantity signal Y by addition operation. 割り算器207は、傾斜信号Xを光量信号Yで割り算をする。 Divider 207 division tilt signal X at a light quantity signal Y. これらの演算の詳細な手順と内容は後述する。 Detailed instructions and contents of these operations will be described later. そして、TVモニタ107は、最終結果を表示する。 Then, TV monitor 107 displays the final result.

図10は、本変形例の観察・演算手順を示すフローチャートである。 Figure 10 is a flow chart showing the observation and calculation procedure of this modified example. また、図11は、図9に示す回路の演算内容を説明する図である。 11 is a view for explaining the content of operation of the circuit shown in FIG. 図10のステップS1001において、 In step S1001 in FIG. 10,
駆動回路108は、第1の波長λ1の光と第2の波長λ2の光とを交番発光させる信号を光源部102R、102Lへ供給する。 Driving circuit 108 supplies an optical signal to an alternating emit the light of the second wavelength λ2 of the first wavelength λ1 light source unit 102R, to the 102L.

ステップS1002において、光源部102R、102Lは、第1の波長λ1の光と第2の波長λ2の光とを交番発光する。 In step S1002, the light source unit 102R, 102L is alternating emit the light of the light and the second wavelength λ2 of the first wavelength .lambda.1. ステップ1003において、撮像ユニット103は、第1の波長λ1を照射したときの観察対象物101と、第2の波長λ2を照射したときの観察対象物101とを交互にフレーム撮影する。 In step 1003, the imaging unit 103 includes an observation target object 101 when irradiated with the first wavelength .lambda.1, frame capturing an observation object 101 when irradiated with a second wavelength λ2 are alternately.

撮像ユニット103は、例えば、1、2・・・2n(nは整数)という2n枚のフレーム画像を撮影する。 The imaging unit 103 includes, for example, to shoot 2n frame images of 1, 2 · · · 2n (n is an integer). そして、第1の波長λ1を照射したときのフレーム画像は1、3、・・・、2n−1の奇数番目のフレームとする。 Then, the frame image when irradiated with the first wavelength λ1 is 1,3, ..., and odd-numbered frames of 2n-1. また、第2の波長λ2を照射したときのフレーム画像は2、4、・・・、2nの偶数番目のフレームとする。 The frame image when irradiated with a second wavelength λ2 is 2,4, ..., and even-numbered frame 2n. ステップ1004において、撮像ユニット103で撮影された2n枚のフレーム画像は、フレームメモリ201に格納される。 In step 1004, photographed 2n frame images by the imaging unit 103 is stored in the frame memory 201.

ステップS1005において、フレーム番号は奇数か否かの判断を行う。 In step S1005, the frame number is carried odd determines whether. 判断結果が真(Yes)のとき、ステップS1006において、第1の波長λ1を照射したときのフレーム画像をフレームメモリ203に格納する。 When a judgment result is affirmative (Yes), in step S1006, it stores the frame image when irradiated with a first wavelength λ1 in the frame memory 203. また、ステップS1005の判断結果が偽(No)のとき、ステップS1007において、第2の波長λ2を照射したときのフレーム画像をフレームメモリ205に格納する。 Further, the judgment result of step S1005 is performed when the value is false (No), in step S1007, stores the frame image when irradiated with a second wavelength λ2 in the frame memory 205. ステップ1008において、差動演算部204は、第1の波長λ1照射時の各画素(ピクセル)の出力信号と、第2の波長λ2照射時の各ピクセルの出力信号との差分を算出する。 In step 1008, differential operation unit 204 calculates the output signal of the first pixel when the wavelength is λ1 radiation (pixels), the difference between the second output signal of each pixel when the wavelength is λ2 irradiation. 同時に、加算器206は、第1の波長λ1照射時の各画素の出力信号と、第2の波長λ2照射時の各画素の出力信号との加算を演算する。 At the same time, the adder 206 calculates the output signals of the pixels at the first wavelength λ1 irradiation, the addition of the second output signals of the pixels at the wavelength λ2 radiation. そして、割り算器207は、差分結果(=傾斜信号X)を加算結果(=光量信号Y)で割り算する。 Then, the divider 207 is divided by the difference result (= slope signal X) the addition result (= quantity signal Y).

ステップS1009において、差分画像を格納する。 In step S1009, it stores the difference image. ここでの差分画像とは正規化された後のものをいう。 It refers to after being normalized to the difference image here. そして、ステップS1010において、TVモニタ107は、演算結果を表示する。 Then, in step S1010, TV monitor 107 displays the calculation results.

図11は、差分演算の具体例を示す。 Figure 11 shows a specific example of the difference calculation. 例えば、第1の波長λ1を照射したときの観察対象物101の第1番目のフレーム画像のうちm番目の画素の出力信号をλ1 とする。 For example, the output signal of the m-th pixel of the first frame image of the observed object 101 when irradiated with the first wavelength .lambda.1 and .lambda.1 m. また、第2の波長λ2を照射したときの観察対象物101の第2番目のフレーム画像のうちm番目の画素の出力信号をλ2 とする(m=1・・・n)。 Further, the output signal of the m-th pixel of the second frame image of the observed object 101 when irradiated with the second wavelength .lambda.2 and λ2 m (m = 1 ··· n ).

差動増幅器204は、λ2 −λ1 を演算する。 Differential amplifier 204 calculates the λ2 n -λ1 n. 加算器206は、λ2 +λ1 を演算する。 The adder 206 calculates the λ2 n + λ1 n. そして、割り算器207は、(λ2 −λ1 )/(λ2 +λ1 )を演算する。 The divider 207 calculates a (λ2 n -λ1 n) / ( λ2 n + λ1 n). このような演算を、例えば、第(2k−1)番目のフレームと第2k番目のフレームとの間、及び第2k番目のフレームと第(2k+1)番目のフレームとの間で全ての画素について行う(kは整数)。 Performing such operations, for example, for all the pixels between the first (2k-1) th frame and the 2k-th between the frame, and a first 2k-th frame the (2k + 1) th frame (k is an integer). これにより、最終的に正規化された(2n−1)枚の差分画像を得ることができる。 This makes it possible to obtain finally been normalized (2n-1) difference images.

上述したように赤血球の直径は8μm程度である。 The diameter of red blood cells as described above is about 8 [mu] m. また、赤血球が毛細血管内を通過する速度は1mm/sec程度である。 Moreover, the rate at which red blood cells passing through the capillary is about 1 mm / sec. 赤血球の直径の一桁下の0.8μm移動内で差分を取る必要がる。 It need want to take the difference in the 0.8μm movement of an order of magnitude under the diameter of the red blood cells. このため、時間分解能Δt=0.8msec程度必要となる。 This requires about time resolution Delta] t = 0.8 msec.

これはフレーム・レートに換算すれば1秒間に1250枚の画像を撮影することに相当する。 This corresponds to taking 1250 images per second when converted to the frame rate. 一方で、例えば酸素交換と脳波との相関を研究するとき、脳波の周波数は10Hz程度である。 On the other hand, for example, when studying the correlation between the oxygen exchange and EEG, frequency of brain wave is about 10 Hz. 脳波10サイクル間の赤血球の動きを捉えるとき、1秒間程度の撮影時間、即ち1250枚の画像をリアルタイムで蓄積できるフレームメモリが必要になる。 When capturing the movement of red blood cells between EEG 10 cycles, the imaging time of approximately 1 second, that is, requires a frame memory capable of storing 1250 pieces of images in real time. ここまでをリアルタイムで処理すれば、差分演算以降はオフラインで十分な時間をかけて行うことができる。 If the operation up to now in real time, since the difference calculation can be performed for a sufficient time offline. 使えば、現在、市販されている画素数512×512(26.2万画素)の高速CMOS型イメージセンサを用いて、撮影速度2000フレーム/秒、メモリ容量2.6GB(モノクロ諧調10ビットで4秒間の画像蓄積に相当)というスペックで実現できる。 With currently using a high-speed CMOS-type image sensor of commercially available pixel number 512 × 512 (26.2 million pixels), shooting speed 2000 frames / sec, the memory capacity 2.6 GB (monochrome gradation 10 bits 4 can be realized by specification of seconds corresponding to the image accumulation).

(第2の変形例) (Second Modification)
図12の(a)は、本実施例の第2の変形例に用いる円盤カラーフィルタ120の正面構成を示す。 (A) of FIG. 12 is a front structure of a disc-color filter 120 used in the second modification of this embodiment. 本変形例では、光源部は、第1の波長λ1と第2の波長λ2とを含む所定の波長領域の光を観察対象物101に照射する。 In this modification, the light source unit emits light of a predetermined wavelength region including the first wavelength λ1 and the second wavelength λ2 to the observation target object 101. 例えば、光源部102R、102Lとして、LEDやLDの代わりにキセノンランプを用いることができる。 For example, the light source unit 102R, as 102L, a xenon lamp instead of an LED or LD.

円盤カラーフィルタ120は、光源部102R、102Lと観察対象物101との間の光路内と、観察対象物101と撮像ユニット103との間の光路内との少なくともいずれか一方の光路内に配置されている。 Disc color filter 120, the light source unit 102R, arranged on at least one of the optical path of the optical path between the optical path, an observation target object 101 and the image sensing unit 103 between the 102L and the observation target object 101 ing. そして、カラーフィルタ120の第1波長透過部121は、第1の波長λ1の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The first wavelength transmission unit 121 of the color filter 120 reflects or absorbs light of the transmitted other wavelength region light of a first wavelength .lambda.1. 第2波長透過部122は、第2の波長λ2の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The second wavelength transmission unit 122 reflects or absorbs light of other wavelength region transmits light of a second wavelength .lambda.2.

また、図12の(b)に示すように、円盤カラーフィルタ120は、カラーフィルタ駆動部125により、第1波長透過部121と第2波長透過部122とが交互に光路AX内に位置するように回転駆動される。 Further, as shown in (b) of FIG. 12, a disc color filter 120, the color filter drive unit 125, such that a first wavelength transmission unit 121 and the second wavelength transmission unit 122 is positioned in the optical path AX alternately It is rotationally driven in. このような構成によっても、交番ビデオ信号Vを得ることができる。 With such a configuration, it is possible to obtain an alternating video signal V.

(第3の変形例) (Third Modification)
図13は、本実施例の第3の変形例に用いるカラーフィルタ130の正面構成を示す。 Figure 13 is a front structure of a color filter 130 used in the third modification of this embodiment. 本変形例では、光源部は、第1の波長λ1と第2の波長λ2とを含む所定の波長領域の光を観察対象物101に照射する。 In this modification, the light source unit emits light of a predetermined wavelength region including the first wavelength λ1 and the second wavelength λ2 to the observation target object 101. 例えば、光源部102R、102Lとして、LEDやLDの代わりにキセノンランプを用いることができる。 For example, the light source unit 102R, as 102L, a xenon lamp instead of an LED or LD.

イメージセンサ105は、複数の画素を有している。 The image sensor 105 includes a plurality of pixels. そして、複数の画素の近傍にカラーフィルタ130が配置されている。 The color filter 130 is disposed in the vicinity of a plurality of pixels. カラーフィルタ130の第1波長透過部131は、第1の波長λ1の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The first wavelength transmission unit 131 of the color filter 130 reflects or absorbs light of other wavelength region transmits light of a first wavelength .lambda.1. 第2波長透過部132は、第2の波長λ2の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The second wavelength transmission unit 132 reflects or absorbs light of other wavelength region transmits light of a second wavelength .lambda.2. そして、第1波長透過部131と第2波長透過部132とは、それぞれ画素に対応して交互に配列されている。 Then, the first wavelength transmission unit 131 and the second wavelength transmission unit 132 are arranged alternately in correspondence with the pixels, respectively.

この構成によれば、第1の波長λ1と第2の波長λ2とが空間的に分離されているので、交番信号を介さずに直接画素(ピクセル)間の信号の差分を演算し、傾斜信号Xを得ることができる。 According to this configuration, since the first wavelength λ1 and the second wavelength λ2 are spatially separated, it calculates the difference directly pixels (pixels) between the signal without passing through an alternating signal, the ramp signal it is possible to obtain the X. 好ましくは、差分演算を行うときに、画素をずらすこと、または補間画像を作成して、補間画像間で差分演算を行うことなどが望ましい。 Preferably, when performing difference operation, it shifts the pixel, or by creating an interpolated image, it like is preferable to perform a differential operation between the interpolated image.

(第4の変形例) (Fourth Modification)
実施例1では、上述したように各画素において並列処理を行う回路構成となっている。 In the first embodiment, it has a circuit configuration for performing parallel processing in each pixel as described above. ここで、画素信号がクロックレートで順次転送されるビデオ信号の場合には、遅延回路の導入が好ましい。 Here, in the case of a video signal pixel signals are sequentially transferred in clock rate is preferably introduced delay circuit.

図14−1は、遅延回路211を導入した構成例を示す。 Figure 14-1 shows an example configuration of introducing a delay circuit 211. 遅延回路211は、各画素ごとではなく、イメージセンサ105に対して1つ接続すれば良い。 Delay circuit 211, rather than each pixel, may be one connected to the image sensor 105. 例えばイメージセンサ105から出力された交番ビデオ信号Vは、遅延回路211を通ってΔtだけ遅延されたビデオ信号V Δtと一緒に差動増幅器212に入力される。 For example alternating a video signal V output from the image sensor 105 is input to the differential amplifier 212 along with the video signal V Delta] t delayed by Delta] t through the delay circuit 211. 差動増幅器212は、差信号V−V Δtを出力する。 Differential amplifier 212 outputs the difference signal V-V Δt. 遅延時間Δtを1フレーム0.8msecの撮影時間とすれば、フレームごとに交番された一秒間に1250フレームの画像が得られる。 If the imaging time for one frame 0.8msec delay time Delta] t, the image of 1250 frames per second which are alternating every frame is obtained. このとき遅延時間Δtは交番発光のタイミングと完全に同期しているので、差信号V−V Δtは第1の波長λ1を照射したときの戻り光と、第2の波長λ2を照射したときの戻り光との、同一画素間同士の差分信号となっている。 Since this time delay Delta] t are fully synchronized with the alternating light emission timing, the difference signal V-V Delta] t when irradiated with return light when irradiated with the first wavelength .lambda.1, the second wavelength λ2 the return light, which is a difference signal between the between the same pixel. ただし、交番ごとに引き算の方向が逆転しているので、例えばリレー回路を用いて整列させる必要がある。 However, since the direction of the subtraction for each alternating are reversed, for example, it is necessary to align with the relay circuit.

図14−2の(a)〜(i)に示す各信号を適宜参照して、さらに説明を続ける。 With reference to the signal appropriately shown in (a) ~ (i) in FIG. 14-2, it continued further explanation. 図14−2は図3と同じく、1個の赤血球が毛細血管Bの中を図中左側から右側に移動する場合を想定した時の波形図である。 Figure 14-2 similarly to FIG. 3 is a waveform diagram when one erythrocyte were assumed to move to the right from the left side in the drawing through the capillaries B. 交番ビデオ信号V以降の各信号は便宜的に矩形波で示されているが、実際は各ピクセルの出力信号の包絡線となっている。 Although each signal subsequent alternating video signal V is conveniently represented by a rectangular wave, in fact it has become the envelope of the output signal of each pixel. リレー回路213、214には、駆動回路108(不図示)からゲート信号a2、b2が供給される。 The relay circuit 213 and 214, a gate signal a2, b2 is supplied from the drive circuit 108 (not shown). これにより、リレー回路213からは、信号Λ1が出力される。 Thus, from the relay circuit 213, the signal Λ1 is output. また、リレー回路214からは、信号Λ2が出力される。 Moreover, from the relay circuit 214, the signal Λ2 is output. 次に、差動増幅器215によって傾斜信号Xに相当する差分信号が得られる。 Then, the difference signal corresponding to the tilt signal X by the differential amplifier 215 is obtained. そして、積分器216により最終的に傾斜信号X(=Λ1−Λ2)が出力される。 Then, finally ramp signal X (= Λ1-Λ2) is outputted by the integrator 216. 正規化部106は、上述の正規化演算を行なう。 Normalizing unit 106 performs normalization operation described above. そして、TVモニタ107は、最終結果を表示する。 Then, TV monitor 107 displays the final result.

(動脈、静脈の抽出・分離) (Arterial, extraction and separation of the vein)
ここで、図15を参照して傾斜信号Xをさらに考察する。 Here, further considering the tilt signal X with reference to FIG. 15. 傾斜信号Xを、図15の(b)に示すように、例えば+4からゼロを経由して−4になるまで9段階に量子化(レベル分け)する。 The ramp signal X, as shown in FIG. 15 (b), quantizing (Placement) in 9 stages for example +4 until -4 through zero. また、上述したように、傾斜信号Xは、光量変動や反射率の変化に対して変動しないように、光量信号Yで正規化されているのが望ましい。 As described above, the ramp signal X so as not to vary with respect to changes in light intensity fluctuations and reflectivity, what is normalized by the intensity signal Y is preferable.

+4がHbO (酸素結合率100%)、−4がHbR(酸素結合率0%)、そしてゼロが中間状態にそれぞれ対応する。 +4 HbO 2 (oxygen bonds of 100%), - 4 HbR (oxygen binding rate of 0%), and zero corresponding to the intermediate state. 参考のために、図7に対応させた吸収スペクトルを図15の(a)に示す。 For reference, in FIG. 15 (a) the absorption spectrum is corresponding to FIG. 7. 毛細血管を通過する赤血球は、理想的には+4から−4までの9段階を連続的に変化する。 It passes through the capillary erythrocytes, ideally varying the nine steps from +4 to -4 continuously. そして動脈における酸素飽和度は、個人差や環境の相違でもばらつきがある。 The oxygen saturation in the artery, there are variations in differences in individual differences and environmental. 酸素飽和度100%は濃い酸素を吸った場合などであり、稀なケースである。 Oxygen saturation 100% is like when smoked dark oxygen, a rare case. 通常は、酸素飽和度95〜97%程度である。 Typically, an oxygen saturation level of about 95-97%. さらに、空気の希薄な環境下では、酸素飽和度90%未満となる場合もある。 Furthermore, in dilute environment of air, it may become an oxygen saturation below 90%. このため、動脈であっても+4のレベルに至らないこともある。 Therefore, sometimes even artery does not reach the level of +4.

これに対して、静脈は、通常状態と賦括状態とでHbRとHbO の比率が僅かだが変動するようである。 In contrast, vein is such that the ratio of HbR and HbO 2 in the normal state and the vehicle Batch state but slightly varies. 通常は、HbO で酸素飽和度70%(HbRが30%)程度と言われている。 Normally, it is said in HbO 2 oxygen saturation 70% (HbR 30%) and degree.

図15では、動脈が+3〜+4の領域に固定され、静脈は例えば+2〜+1の領域に固定されるとしている。 In Figure 15, is fixed in the region of the artery + 3 + 4, veins are to be fixed in the region of for example + 2 + 1. 本来、動脈及び静脈も、変動要因があるため、領域の選び方には工夫が必要となる。 Originally, arteries and veins, because of the variable factors, it is necessary to devise the choice of area. ここで、本発明に係るヘモグロビン観察装置100を用いることにより、動脈血管と静脈血管を容易に抽出すること、分離すること、及び抽出・分離結果を表示することができる。 Here, by using hemoglobin observation apparatus 100 according to the present invention, possible to easily extract the arterial and venous blood vessels, it can be displayed to be separated, and extraction and separation results. この結果、本発明は、例えば、血管パターンを利用した新たな生体認証にも応用できる。 As a result, the present invention is, for example, can be applied to new biometric authentication using the blood vessel pattern.

(グレー表示・カラー表示) (Gray display and color display)
傾斜信号Xは、TVモニタ107により、グレースケール表示、またはカラースケール表示される。 Tilt signal X, the TV monitor 107, gray scale display, or a color scale display. ここで、酸素飽和度及び酸素結合率(ヘモグロビンと酸素との結合状態)の量子化レベルを明確に区別するにはカラースケール表示が望ましい。 Here, clearly distinguishes quantization levels of oxygen saturation and oxygen binding ratio (bound state of hemoglobin with oxygen) color scale display is desired. 図15の(c)で示すように、傾斜信号Xを、図15において上から順番に濃々赤→濃赤→赤→淡赤→白→淡青→青→濃青→濃々青に対応させれば、動脈と静脈の色イメージに応じた疑似カラー表示ができる。 As shown in (c) of FIG. 15, the gradient signal X, to correspond to the order from the top to the dark people red → deep red → red → Awaaka → white → light blue → blue → dark blue → dark s blue 15 lever can pseudocolor display according to an artery and vein of the color image. 疑似カラー法で、図5で示したような画像(実際は写真)を表示すると、毛細血管は濃々赤から白を経て濃々青に変化し、細動脈は濃々赤と濃赤、細静脈は赤と淡赤で固定されると思われる。 In the pseudo-color method, when you view the image (the actual photo), such as shown in FIG. 5, the capillary is changed to dark people blue through the white from the dark 's red, arterioles dark' s red and deep red, venules is likely to be fixed in the red and pale red.

一方、レベル+3、+2、+1と、レベル−1、−2、−3とは、それぞれ何%の酸素結合率や酸素飽和度であるかは不明である。 On the other hand, the level + 3, + 2, + 1, level -1, -2, and -3, is a% of the oxygen binding rate and oxygen saturation, respectively is unknown. 吸収スペクトル曲線を直線近似できる領域内では、第1の波長λ1と第2の波長λ2を適切に選択すれば、9段階順と酸素結合率との間で逆転は起きない。 In linear approximation can region is the absorption spectrum curve, selecting the first wavelength λ1 and the second wavelength λ2 appropriately, does not occur reversal between the nine steps order and the oxygen binding rate. 予め、9段階のそれぞれに求めた酸素結合率や酸素飽和度を対応させておけば、カラー表示された色により酸素結合率や酸素飽和度を正確に判定できる。 Previously, 9 if it oxygen binding rate and oxygen saturation determined in each phase is associated, can accurately determine the oxygen binding rate and oxygen saturation by being color display color.

(差分信号の留意点) (Notes of the difference signal)
2波長戻り光量間の差分信号を酸素結合率や酸素飽和度の測定に使おうとしている。 A difference signal between two wavelengths returning light are going to use for the measurement of the oxygen binding rate and oxygen saturation. このときに想定される問題が2つある。 A problem which is assumed at this time there are two. 一つ目の問題は、2波長間の照明強度のバランスである。 The first problem is the balance of the illumination intensity between the two wavelengths. バランスがずれていると、信号にバイアス成分が重畳されてしまう。 When the balance is deviated, the bias component is superimposed on the signal. 二つ目の問題は、時間的・空間的な照明ムラである。 The second problem is the temporal and spatial uneven illumination. 2波長間の立ち上がり、立下り特性は揃えても、照明ムラはお互いにランダムであろうから、継はぎ状のノイズが発生する。 Rise between 2 wavelengths, even falling characteristics aligned, uneven illumination is because it will be random to each other, patchy-shaped noise is generated. これらのノイズは信号成分を埋没させる危険があるため、除去しておかねばならない。 These noises because of the risk of bury the signal component, must be kept to remove.

(照明光の調整方法) (Adjustment method of the illumination light)
照明光の調整方法として、一様な反射率を持つ反射板を使う方法と、実際の生体を使う方法が考えられる。 Method of adjusting the illumination light, and how to use a reflector having a uniform reflectance can be considered how to use the actual living body. 2波長間の照明強度のバランスを調整するには、いずれか一方の波長の照明強度を調整する。 To balance the illumination intensity between the two wavelengths, which adjusts the illumination intensity of one wavelength. 照明強度と共にイメージセンサの分光特性まで含めて調整される。 Even including spectral characteristics of the image sensor is adjusted with the illumination intensity. 反射板の場合には画面が真っ白になれば良い。 Screen may be accustomed to pure white in the case of the reflecting plate. 生体の場合には血管像以外の背景が真っ白になれば良い。 In the case of a living body may be accustomed to pure white background other than the blood vessel image. 背景が真っ白になれば差分信号、即ち傾斜信号Xが浮かび上がってくる。 The background is the difference signal if the pure white, that is the inclination signal X emerge. 通常は真っ白にならずに、淡赤、ひどい場合には赤や青がまだら模様で浮かぶであろう。 Usually without being pure white, Awaaka, in the worst case it would be red or blue floats in a mottled pattern. この時は照明を工夫して、一様にしなければならない。 This time to devise the lighting, must be uniform. 量子化数を上げれば、調整制度が上がり、測定精度が向上する。 Increasing the number of quantization, adjustment system is increased, thereby improving the measurement accuracy.

(第5の変形例) (Fifth Modification)
次に、傾斜信号Xと光量信号Yの重畳表示を行う構成例を説明する。 Next, a configuration example of performing superimposed display of the ramp signal X and the light quantity signal Y. 図16は、第4の変形例として示した図14―1のヘモグロビン観察装置に、通常ビデオ信号を重畳した例である。 16, hemoglobin observation apparatus of Fig. 14-1 shows a fourth modification is an example of superimposing a normal video signal.

図16において、図14―1で示した回路と同一の部分には同一の符号を付し、重複する説明は省略する。 16, the same symbols are assigned to the circuit and the same portion shown in Figure 14-1, and duplicate explanations are omitted. 積分器227には、交番ビデオ信号Vが直接入力される。 The integrator 227, alternating the video signal V is directly input. 積分器227は、第1の波長λ1おける第1の反射光量または透過光量と、第2の波長λ2における第2の反射光量または透過光量との少なくとも一方の値を出力する。 The integrator 227 outputs a first reflected light amount or quantity of transmitted light definitive first wavelength .lambda.1, at least one value of the second reflected light amount or the amount of transmitted light in the second wavelength .lambda.2. 例えば、本変形例では、積分器227は、第1の波長λ1の光と、第2の波長λ2の光とを連続照射した場合に相当する光量信号Y(=Λ1+Λ2)を出力する。 For example, in this modification, the integrator 227 outputs a light of a first wavelength .lambda.1, light intensity signal Y corresponds to the case where continuous irradiation of the light of the second wavelength λ2 of (= Λ1 + Λ2).

重畳器228は、傾斜信号Xと光量信号Yとを重畳して、TVモニタ107へ出力する。 Superimposing unit 228 superimposes a ramp signal X and the light quantity signal Y, and outputs it to the TV monitor 107. これにより、TVモニタ107は、傾斜信号Xと光量信号Yが重畳された画像を表示する。 Accordingly, TV monitor 107 displays an image tilt signal X and the light quantity signal Y is superimposed. なお、重畳表示で見難くなる場合には、光量信号Yのエッジ成分のみを輪郭抽出画像処理回路(不図示)により抽出する。 In the case where hardly seen in the superimposed display is extracted by the light quantity signal Y edge component only the outline extraction image processing circuit (not shown). エッジ成分を抽出した結果、血管の輪郭のみを表示すれば見やすい画像となる。 Result of extracting an edge component, the easy-to-view image by displaying only the outline of the vessel. また、傾斜信号Xに影響を与えない波長の別光源を設けてDC発光させれば、同一のイメージセンサ105により通常のビデオ信号が得られる。 Further, if the another light source is provided DC emission wavelength which does not affect the slope signal X, normal video signal is obtained by the same image sensor 105. これを光量信号Yの代わりに使用することもできる。 It can also be used in place of the light quantity signal Y.

図17は、本発明の実施例2に係るヘモグロビン観察装置300の概略構成を示す。 Figure 17 shows a schematic structure of hemoglobin observation apparatus 300 according to the second embodiment of the present invention. 実施例1と同一の部分には同一の符号を付し、重複する説明は省略する。 Example 1 denote the same parts, and the description thereof is omitted. 駆動回路108は、光源部102R、102Lをそれぞれ駆動する。 Drive circuit 108 drives the light source unit 102R, the 102L respectively. これにより、光源部102R、102Lは、観察対象物101、例えば生体に第1の波長λ1と第2の波長λ2とを含む交番されない連続波の光が照射される。 Thus, the light source unit 102R, 102L is the observation object 101, such as a biological to the first wavelength λ1 and the continuous wave light that is not an alternating and a second wavelength λ2 is irradiated. 照射光は、生体内で吸収を受けて撮像ユニット303に入射する。 Irradiation light is incident on the imaging unit 303 receives the absorption in vivo.

本実施例では、第1の波長λ1の光と第2の波長λ2の光とのいずれか一方の光として、上述した等吸収波長の光を照射する。 In this embodiment, as one of the light between the optical light and the second wavelength λ2 of the first wavelength .lambda.1, irradiates light isosbestic wavelength as described above. 例えば、第2の波長の光λ2として、等吸収波長の光を用いる。 For example, as the light λ2 of the second wavelength, using the light of the isosbestic wavelength.

図18は、ヘモグロビンの本実施例において用いる波長近傍の吸収スペクトルを示す。 Figure 18 shows the absorption spectrum in the wavelength vicinity used in the present embodiment of hemoglobin. 第1の波長λ1=780nm、または差分量を大きく取りたい場合は680nm近辺を選択する。 First wavelength .lambda.1 = 780 nm or if you want to take the larger difference amount, selects the near 680 nm. また、第2の波長λ2=805nmは、等吸収波長である。 Further, the second wavelength .lambda.2 = 805 nm is the equal absorption wavelength. 酸化ヘモグロビンHbO の吸収スペクトルを直線OL(破線)で、還元ヘモグロビンHbRの吸収スペクトルを直線RL(実線)でそれぞれ示す。 A linear OL (dashed line) the absorption spectrum of oxyhemoglobin HbO 2, respectively the absorption spectra of reduced hemoglobin HbR a straight line RL (solid line). なお、第1の波長λ1として等吸収波長を用いることもできる。 It is also possible to use the isosbestic wavelength as the first wavelength .lambda.1.

撮像ユニット303内の結像レンズ104を透過した光は、光路分割部305へ入射する。 The light transmitted through the imaging lens 104 in the imaging unit 303 is incident to the optical path splitting unit 305. 光路分割部305は、観察対象物101からの反射光または透過光を少なくとも第1の光路と第2の光路とに分割する。 Optical path splitting unit 305 divides the reflected light or transmitted light from the observation object 101 to at least a first optical path and a second optical path. 光路分割部305として、ハーフミラーやビームスプリッタを用いることができる。 As the optical path splitting unit 305, it is possible to use a half mirror or a beam splitter.

第1の光路には、第1波長透過部306aが配置されている。 The first optical path, a first wavelength transmission unit 306a is disposed. 第1波長透過部306aは、第1の波長λ1の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The first wavelength transmission unit 306a reflects or absorbs light of other wavelength region transmits light of a first wavelength .lambda.1. 第1波長透過部306aを透過した光は、第1のイメージセンサ307aに入射する。 Light transmitted through the first wavelength transmission unit 306a is incident on the first image sensor 307a. 第1のイメージセンサ307aは、第1の光路に配置され第1の波長λ1による観察対象物101の像を取り込む。 First image sensor 307a captures an image of the observation object 101 according to the first wavelength λ1 is arranged in the first optical path. 第1のイメージセンサ307aは、第1撮像部に対応する。 First image sensor 307a corresponds to the first imaging unit.

また、第2の光路には、第2波長透過部306bが配置されている。 The second optical path, the second wavelength transmission unit 306b is disposed. 第2波長透過部306bは、第2の波長λ2の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する。 The second wavelength transmission unit 306b reflects or absorbs light of other wavelength region transmits light of a second wavelength .lambda.2. 第2波長透過部306bを透過した光は、第2のイメージセンサ307bに入射する。 The light transmitted through the second wavelength transmission unit 306b is incident on the second image sensor 307b. 第2のイメージセンサ307bは、第2の光路に配置され第2の波長λ2による観察対象物101の像を取り込む。 Second image sensor 307b captures an image of the observation object 101 according to the second second wavelength λ2 is disposed in the optical path. 第2のイメージセンサ307bは、第2撮像部に対応する。 Second image sensor 307b corresponds to the second imaging unit.

結像レンズ104は、第1のイメージセンサ307aの受光面上と、第2のイメージセンサ307bの受光面上とにそれぞれ観察対象物101の像を結像する。 An imaging lens 104 forms an image and the upper receiving plane, the respective image of the observation object 101 into an upper receiving surface of the second image sensor 307b of the first image sensor 307a. 差動増幅器308は、実施例1と同様に、λ1戻り光による信号とλ2戻り光による信号との差分を算出する。 Differential amplifier 308, as in Embodiment 1, calculates the difference between signals due to signal and λ2 return light due to λ1 return light.

また、正規化部106は、等吸収波長における第2の反射光量または透過光量の値に基づいて正規化を行う。 Further, the normalization unit 106 performs normalization based on the value of the second reflected light amount or the amount of transmitted light at the isosbestic wavelength. 本実施例における正規化の具体的な手順は、後述する。 The specific procedure of normalization in the present embodiment will be described later. そして、TVモニタ107は、正規化された差分の像を表示する。 Then, TV monitor 107 displays the image of the normalized difference.

これらの像は、それぞれのフレームメモリ(図示せず)に格納された後に差動演算される。 These images are differential operation after being stored in each frame memory (not shown). そして、傾斜信号Xが生成される。 Then, the ramp signal X is generated. 2つの撮像部307a、307bの相対位置ずれは、画像ずらし処理によって補正される。 Two imaging units 307a, relative positional deviation of 307b is corrected by the image shift processing. これにより、画素間の特性のばらつきは必要な範囲内に収まるように選別される、または事前に行った特性測定結果によって補正される。 Thus, variation in characteristics among pixels are sorted to fit within the required range, or is corrected by advance characteristic measurements were performed.

図19は、本実施例における差分演算の具体例を示す。 Figure 19 shows a specific example of the difference calculation in the present embodiment. 例えば、第1の波長λ1を照射したときの観察対象物101の第1番目のフレーム画像のうちm番目の画素の出力信号をλ1 とする。 For example, the output signal of the m-th pixel of the first frame image of the observed object 101 when irradiated with the first wavelength .lambda.1 and .lambda.1 m. また、第2の波長λ2(等吸収波長)を照射したときの観察対象物101の第2番目のフレーム画像のうちm番目の画素の出力信号をλ2 とする(m=1・・・n)。 Further, the output signal of the m-th pixel of the second frame image of the observed object 101 when irradiated with the second wavelength .lambda.2 (isosbestic wavelength) and λ2 m (m = 1 ··· n ).

差動増幅器308は、λ2 −λ1 を演算する。 Differential amplifier 308 calculates the λ2 n -λ1 n. そして、正規化部106は、(λ2 −λ1 )/λ2 を演算する。 Then, the normalization unit 106 calculates a (λ2 n -λ1 n) / λ2 n. このような演算を、例えば、第(2k−1)番目のフレームと第2k番目のフレームとの間、及び第2k番目のフレームと第(2k+1)番目のフレームとの間で全ての画素について行う。 Performing such operations, for example, for all the pixels between the first (2k-1) th frame and the 2k-th between the frame, and a first 2k-th frame the (2k + 1) th frame . これにより、最終的に、光量変動や反射率の変化に対して変動しない等吸収波長で正規化された(2n−1)枚の差分画像を得ることができる。 Thus, finally, it is possible to obtain the normalized in such absorption wavelength does not vary with respect to changes in light intensity fluctuations and reflectance (2n-1) difference images.

差分演算により、映像を生成する部分については、S/N比の良い画像を得ようとすれば、オンラインで差分演算まで処理することが望ましい。 The difference operation, the portion to generate the video, in order to obtain a good image S / N ratio, it is desirable to process until the difference calculation online. しかしながら、このようなデバイスは、新たな開発が必要となってしまう。 However, such devices, becomes necessary new development. 現実的には、オフライン処理で済むように、1250枚の映像を、例えば、コンピュータ内のHDD等に格納してから、2画面間の対応画素毎の差分演算と正規化のための割り算演算を行う構成とすることができる。 In reality, as requires offline processing, the 1250 sheets of image, for example, from the from the HDD in the computer, the division calculation for difference calculation and normalization of each corresponding pixel between the two screens it can be configured to perform. また、TVモニタ107は、駒送りのスローモーション再生を行うことが望ましい。 Moreover, TV monitor 107, it is desirable to perform slow-motion playback of frame feed.

なお、上記実施例1、実施例2において、等吸収波長としてλ=569nmを選択しても良い。 The above first and second exemplary embodiments, may be selected lambda = 569 nm as the isosbestic wavelength. このように、波長の選択は、場合に応じて使い分けることができる。 Thus, the selection of wavelengths can be used depending on the case.

また、等吸収波長の光を生体に照射して、その反射光量との比率を測定する。 Further, by irradiating light isosbestic wavelength to a living body, measuring the ratio between the amount of reflected light. その結果をLambert−Beerの吸収に関する方程式に適用させれば、演算から総ヘモグロビン濃度を求めることができる。 If caused to apply the result to the equation for the absorption of Lambert-Beer, it is possible to determine the total hemoglobin concentration from the calculation.

実施例1では第3の波長として等吸収波長の光を選択すればよい。 It may be selected light isosbestic wavelength as the wavelength of the third in the first embodiment. 実施例2では既に等吸収波長として一方の光が選択されている。 One of the light is selected as the isosbestic wavelength already in the second embodiment. 更に、散乱特性や照射光量特性がほぼ同じであろう近い波長の2つの等吸収波長の光を照射光として選ぶ(例えば569nmと586nm)。 Further, the scattering characteristic or the irradiation light quantity characteristic chooses light two isosbestic wavelengths closer would be approximately the same as the irradiation light (for example, 569nm and 586 nm). そして2波長の反射光量の比率を求めれば、方程式から散乱項と照射光量項がキャンセルされる。 And by obtaining the ratio of the reflected light of two wavelengths, the light quantity claim scattering term from equation is canceled. 従ってこの場合は反射光量比を測定するだけで、総ヘモグロビン濃度を求めることができる。 In this case, therefore only measuring the reflection light intensity ratio, it is possible to determine the total hemoglobin concentration.

このため、上記各実施例で得られた酸素飽和度に総ヘモグロビン濃度を積算することで、絶対的な値を得ることもできる。 Therefore, by integrating the total hemoglobin concentration in the oxygen saturation obtained in the above embodiments, it is also possible to obtain absolute values. これにより、本発明によれば、酸素飽和度、酸素結合率に加えて、総ヘモグロビン濃度や絶対的な値を得ることができる。 Thus, according to the present invention, it is possible oxygen saturation, in addition to the oxygen binding rate to give a total hemoglobin concentration and absolute values.

(ヘモグロビン以外への適用) (Applicable to non-hemoglobin)
本発明の観察対象は、ヘモグロビンに限定されることはない。 Observation target of the present invention is not limited to hemoglobin. 酸素と結合した場合と酸素を放出した場合の吸収スペクトル曲線が異なる、例えばミオグロビンのような観察対象に対しても適用できる。 Oxygen absorption spectrum curve when releasing when the oxygen attached to the different can be applied to for example the observation target such as myoglobin.

(本発明の適用分野) (Areas of applicability of the present invention)
本発明は、さらに以下のような適用分野、応用分野が考えられる。 The present invention further following such applications, applications can be considered.
(1)指先、白目、網膜:これらは、in vivo(生体内で)で微小循環が観察できる場所である。 (1) finger, pewter, retina: these are where the microcirculation can be observed in in vivo (in vivo). そして、本発明は、特に上述のような毛細血管の酸素交換のミクロ的な研究に有用である。 The present invention is particularly useful for microscopic study of oxygen exchange capillary as described above. 本発明により、近年、注目されている血液サラサラ度などの最適値が求まる可能性がある。 The present invention, in recent years, there is a possibility that the optimum value such as blood silky degree that is focused is obtained.
(2)頭部:近赤外の光は、頭皮や頭蓋骨を透過する。 (2) head: near-infrared light is transmitted through the scalp and skull. このため、ヘモグロビンHbの酸素交換状態が映像化されるので、脳の機能を調べるのに有用である。 Therefore, the oxygen exchange state of hemoglobin Hb is imaged, it is useful for examining the function of the brain.
(3)ガン細胞:ガン細胞は、正常細胞よりも酸素交換を活発に行っているとすれば、本発明は、ガン細胞の発見に貢献することができる。 (3) cancer cells: cancer cells, if that actively conducted oxygen exchange than normal cells, the present invention can contribute to the discovery of the cancer cells.
(4)顔、手:本発明は、顔や手等の肌の状態の情報提供に有用である。 (4) face, hands: The present invention is useful for providing information of the state of the skin such as the face and hands. 例えば、本発明は、しわ血管などの観察に有用である。 For example, the present invention is useful for observation of wrinkles vessel.
(5)手指、手の平:本発明によれば、容易に動脈と静脈が分離できる、このため、本発明は、血管パターンによる新たな生体認証に有用である。 (5) finger, palm: According to the present invention, arteries and veins can be separated easily, Therefore, the present invention is useful for a new biometric authentication using the blood vessel pattern.
(6)健康飲料水、健康関連の商品の開発:本発明は、健康関連の開発商品の効果の確認や、飲んだら活発に酸素交換をするようになる健康飲料水の開発に有用である。 (6) Health drinking water, the development of health-related products: the present invention is, health-related confirmation or of the effects of development products, which is useful in the development of healthy drinking water, which would like to actively oxygen exchange drank.

さらに、本発明は、以下のような研究等に貢献できる。 Furthermore, the invention can contribute to studies such as follows.
(7)薬理効果の新たな判定基準を提供できる。 (7) can provide a new criterion of pharmacological effect.
(8)食事・運動・癒しなどの生活習慣病予防効果の新たな判定基準を提供できる。 (8) can provide new criteria of lifestyle-related disease prevention effects, such as diet, exercise, healing.
(9)飲食や喫煙が酸素交換機能へ及ぼす影響の測定に貢献できる。 (9) eating, drinking or smoking can contribute to the measurement of the impact on the oxygen exchange function.
(10)腹式呼吸や胸式呼吸と酸素交換との相関研究に貢献できる。 (10) can contribute to the correlation study of the abdominal breathing and chest breathing and oxygen exchange.
(11)上述のように、脳波や脳機能と酸素交換との相関研究に貢献できる。 (11) As described above, it can contribute to the correlation study between the EEG and brain function and oxygen exchange.

加えて、本発明は、例えば、酸素消費量が異常に多い細胞を容易に識別できる機能内視鏡、酸素交換現場を観察できる機能顕微鏡等に適用できる。 In addition, the present invention can be applied oxygen consumption of abnormally high cellular function endoscope can be easily identified, the functions microscope capable of observing the oxygen exchange site. このように、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲でさまざまな変形例をとることができる。 Thus, the present invention can take various modifications without departing from its spirit.

以上のように、本発明は、ヘモグロビンと酸素との結合状態を広くマクロ的に観察できると共に、毛細血管内でヘモグロビンが酸素交換を行う瞬間のミクロな変化を観察するときに有用である。 As described above, the present invention is to provide a bonding state between hemoglobin and oxygen wide macroscopically observable, useful when hemoglobin in the capillaries observe changes moment micro performing oxygen exchange.

本発明の実施例1に係るヘモグロビン観察装置の概略構成を示す図である。 It is a diagram showing a schematic configuration of hemoglobin observation apparatus according to the first embodiment of the present invention. 実施例1のヘモグロビン観察装置の一部の構成をさらに詳細に示す図である。 Is a diagram illustrating further detail a portion of the structure of hemoglobin observation apparatus of the first embodiment. 実施例1において信号の波形等を示す図である。 It is a diagram showing a signal waveform such as in Example 1. 毛細血管における酸素交換の過程を示す図である。 It illustrates a process of oxygen exchange in the capillary. 本発明に係るヘモグロビン観察装置により撮影された毛細血管の写真を模式化して示す図である。 The photograph of capillaries taken by hemoglobin observation apparatus according to the present invention is a diagram showing schematic form. ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図である。 It shows the absorption spectrum of hemoglobin. ヘモグロビンの吸収スペクトルの一部を拡大して示す図である。 Is an enlarged view showing a part of the absorption spectrum of hemoglobin. 差分信号を説明する図である。 It is a diagram illustrating a differential signal. 実施例1の第1の変形例の概略構成を示す図である。 It shows a schematic configuration of a first modification of the first embodiment. 実施例1の第1の変形例の測定・演算手順を示す図である。 Is a graph showing measurement and calculation procedure of the first modification of the first embodiment. 実施例1の第1の変形例の差分演算等を示す図である。 It is a diagram illustrating a difference operation or the like of the first modification of the first embodiment. 実施例1の第2の変形例に用いるカラーフィルタを示す図である。 It illustrates a color filter used in the second modification of the first embodiment. 実施例1の第3の変形例に用いるカラーフィルタを示す図である。 It is a diagram illustrating a color filter used in a third modification of the first embodiment. 実施例1の第4の変形例の一部の回路構成を示す図である。 It is a diagram showing a part of a circuit configuration of a fourth modification of the first embodiment. 実施例1の第4の変形例の各信号を示す図である。 It is a diagram showing each signal of the fourth modification of the first embodiment. カラースケール表示の内容を示す図である。 Is a diagram showing the contents of the color scale display. 実施例1の第5の変形例の一部の回路構成を示す図である。 It is a diagram showing a part of a circuit configuration of a fifth modification of the first embodiment. 本発明の実施例2に係るヘモグロビン観察装置の概略構成を示す図である。 It is a diagram showing a schematic configuration of hemoglobin observation apparatus according to a second embodiment of the present invention. ヘモグロビンの吸収スペクトルの一部を拡大して示す他の図である。 Is another enlarged view showing a part of the absorption spectrum of hemoglobin. 実施例2の測定・演算手順を示す図である。 Is a graph showing measurement and calculation procedure of Example 2.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

100 ヘモグロビン観察装置 101 観察対象物 102R、102L 光源部 103 撮像ユニット 104 結像レンズ 105 イメージセンサ 105P 画素 106 正規化部 107 TVモニタ 108 駆動回路 111 バッファアンプ 112、113 リレー回路 114、115 積分器 116 差動増幅器 120 カラーフィルタ 121 第1波長透過部 122 第2波長透過部 125 カラーフィルタ駆動部 130 カラーフィルタ 131 第1波長透過部 132 第2波長透過部 200 信号処理回路 201 フレームメモリ 202 リレー回路 203、205 フレームメモリ 204 差動増幅器 206 加算器 207 割り算器 211 遅延回路 212 差動増幅器 213、214 リレー回路 215 差動増幅器 216 積分器 227 積分器 100 Hemoglobin observation apparatus 101 observed object 102R, 102L source unit 103 imaging unit 104 an image forming lens 105 image sensor 105P pixels 106 normalization unit 107 TV monitor 108 driving circuit 111 the buffer amplifier 112 and 113 relay circuits 114 and 115 integrator 116 difference dynamic amplifier 120 color filter 121 first wavelength transmission unit 122 second wavelength transmission unit 125 the color filter driver 130 color filter 131 first wavelength transmission unit 132 second wavelength transmission unit 200 signal processing circuit 201 frame memory 202 relay circuits 203 and 205 The frame memory 204 differential amplifier 206 adder 207 divider 211 a delay circuit 212 differential amplifier 213 and 214 relay circuit 215 differential amplifier 216 integrator 227 integrator 28 重畳器 300 ヘモグロビン観察装置 303 撮像ユニット 305 光路分割部 306a 第1波長透過部 306b 第2波長透過部 307a 第1のイメージセンサ 307b 第2のイメージセンサ 308 差動増幅器 Ba、Bb、Bc 毛細血管 λ1 第1の波長 λ2 第2の波長 28 superimposing unit 300 hemoglobin observation apparatus 303 imaging unit 305 an optical path splitting unit 306a first wavelength transmission unit 306b second wavelength transmission unit 307a first image sensor 307b second image sensor 308 differential amplifier Ba, Bb, Bc capillary λ1 the first wavelength λ2 second wavelength

Claims (14)

  1. ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スペクトルに基づいて観察するためのヘモグロビン観察装置であって、 A hemoglobin observation apparatus for observation based on the state of bonding between hemoglobin and oxygen absorption spectrum,
    酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルと、酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スペクトルとが交差する波長を等吸収波長とするとき、 Oxygen and absorption spectra of 100% oxyhemoglobin of bound state, when the absorption spectrum of deoxyhemoglobin state oxygen released 100% and isosbestic wavelengths wavelengths crossing,
    前記等吸収波長を含む波長領域のうちの少なくとも2つの異なる第1の波長の光と第2の波長の光とをヘモグロビンを含む観察対象物に照射する光源部と、 A light source unit and at least two different first wavelength light and second wavelength light of the wavelength region irradiating the observation object containing hemoglobin comprising the isosbestic wavelength,
    前記光源部により照射された光の反射光または透過光に基づいて前記観察対象物の像を取り込む撮像部と、 An imaging unit for taking an image of the observation object based on reflected light or transmitted light of the light irradiated by the light source unit,
    前記撮像部からの信号に基づいて所定の演算を行う演算処理部と、 An arithmetic processing unit that performs a predetermined operation based on a signal from the imaging unit,
    演算処理された結果を表示する表示部と、を有し、 A display unit for displaying the result of the arithmetic processing, a,
    前記演算処理部は、前記第1の波長の光における第1の反射光量または透過光量と、前記第2の波長の光における第2の反射光量または透過光量との差分に基づいて前記ヘモグロビンと酸素との結合状態を算出することを特徴とするヘモグロビン観察装置。 The arithmetic processing unit, said a first reflected light amount or the amount of transmitted light at the first wavelength light, the hemoglobin and oxygen on the basis of the difference between the second reflected light amount or the amount of transmitted light in the light of the second wavelength hemoglobin observation apparatus and calculates the state of bonding between.
  2. 前記第1の波長の光は、前記等吸収波長よりも短波長側の光であり、前記第2の波長の光は、前記等吸収波長よりも長波長側の光であることを特徴とする請求項1に記載のヘモグロビン観察装置。 Light of the first wavelength is a light having a shorter wavelength than the isosbestic wavelength, light of the second wavelength, characterized in that than the isosbestic wavelength is a light of long wavelength side hemoglobin observation apparatus according to claim 1.
  3. 酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンについて、前記第1の波長における吸光度の値と前記第2の波長における吸光度の値とを加算した値と、 Oxygen 100% oxyhemoglobin of bound state, a value obtained by adding the value of absorbance at the first value and the second wavelength of absorbance at a wavelength,
    酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンについて、前記第1の波長における吸光度の値と前記第2の波長における吸光度の値とを加算した値と、が略等しいことを特徴とする請求項1または2に記載のヘモグロビン観察装置。 The reduced hemoglobin in a state where oxygen released 100%, a value obtained by adding the value of absorbance at the first value and the second wavelength of absorbance at a wavelength, but claim 1 or, characterized in that approximately equal hemoglobin observation apparatus according to 2.
  4. 前記演算処理部は、前記第1の波長における前記第1の反射光量または透過光量と前記第2の波長における前記第2の反射光量または透過光量とを加算した値に基づいて正規化を行うことを特徴とする請求項1〜3のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 The arithmetic processing unit is carrying out a normalization based on the value obtained by adding the second reflected light or transmitted light quantity in said first reflected light amount or the amount of transmitted light and the second wavelength in the first wavelength hemoglobin observation apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein.
  5. 前記光源部は、前記第1の波長の光と前記第2の波長の光とのいずれか一方の光として前記等吸収波長の光を照射することを特徴とする請求項1に記載のヘモグロビン観察装置。 The light source unit, hemoglobin observation according to claim 1, wherein the irradiating light of the isosbestic wavelength as one of the light of said first light and said second wavelengths light apparatus.
  6. 前記演算処理部は、前記等吸収波長における前記第1の反射光量または透過光量、または前記等吸収波長における前記第2の反射光量または透過光量に基づいて正規化を行うことを特徴とする請求項1または5に記載のヘモグロビン観察装置。 The arithmetic processing unit according to claim, characterized in that normalization is performed based on the second reflected light or transmitted light amount in the in the isosbestic wavelength first reflected light amount or the amount of transmitted light or the isosbestic wavelength, hemoglobin observation device according to 1 or 5.
  7. 前記演算処理部は、前記第1の波長における前記第1の反射光量または透過光量と前記第2の波長における前記第2の反射光量または透過光量との差分を算出する差動演算部を備えていることを特徴とする請求項1〜6のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 The arithmetic processing unit, a differential calculator for calculating a difference between said second reflected light amount or the amount of transmitted light in the first reflected light amount or the amount of transmitted light and the second wavelength in the first wavelength hemoglobin observation apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that there.
  8. 前記光源部は、前記第1の波長の光と前記第2の波長の光とを交互に前記観察対象物に照射することを特徴とする請求項1〜7のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 The light source unit, hemoglobin according to any one of claims 1 to 7, characterized in that irradiating the observation object alternating with light of said first light and said second wavelengths observation device.
  9. 前記光源部は、前記第1の波長と前記第2の波長とを含む所定の波長領域の光を前記観察対象物に照射し、 The light source unit irradiates light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength to the observed object,
    前記光源部と前記観察対象物との間の光路内と、前記観察対象物と前記撮像部との間の光路内との少なくともいずれか一方の光路内にカラーフィルタを配置し、 An optical path between the observation object and the light source unit, to place the color filters in at least one of the optical path of the optical path between the observation object and the imaging unit,
    前記カラーフィルタは、前記第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、前記第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部とを有し、 The color filter includes a first wavelength transmission unit that reflects or absorbs light of the transmitted other wavelength region light of the first wavelength, light of other wavelength region transmits light of the second wavelength and a second wavelength transmission unit that reflects or absorbs,
    前記第1波長透過部と前記第2波長透過部とが交互に前記光路内に位置するように前記カラーフィルタを駆動するカラーフィルタ駆動部を有することを特徴とする請求項1〜7のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 Any of claims 1 to 7, characterized by having the color filter driving unit and the first wavelength transmission unit and the second wavelength transmission unit to drive the color filter to be located within said light path alternately hemoglobin observation device according to one paragraph.
  10. 前記光源部は、前記第1の波長と前記第2の波長とを含む所定の波長領域の光を前記観察対象物に照射し、 The light source unit irradiates light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength to the observed object,
    前記撮像部は、複数の画素を有し、 The imaging unit includes a plurality of pixels,
    前記複数の画素の近傍にカラーフィルタを配置し、 A color filter is disposed in the vicinity of the plurality of pixels,
    前記カラーフィルタは、前記第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、前記第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部とを有し、 The color filter includes a first wavelength transmission unit that reflects or absorbs light of the transmitted other wavelength region light of the first wavelength, light of other wavelength region transmits light of the second wavelength and a second wavelength transmission unit that reflects or absorbs,
    前記第1波長透過部と前記第2波長透過部とは、それぞれ前記画素に対応して交互に配列されていることを特徴とする請求項1〜7のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 Wherein the first wavelength transmission unit and the second wavelength transmission unit, hemoglobin observation apparatus according to any one of claims 1 to 7, characterized in that are arranged alternately in correspondence with each of the pixel .
  11. 前記光源部は、前記第1の波長と前記第2の波長とを含む所定の波長領域の光を前記観察対象物に照射し、 The light source unit irradiates light of a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength to the observed object,
    前記観察対象物からの反射光または透過光を少なくとも第1の光路と第2の光路とに分割する光路分割部と、 An optical path splitting unit for splitting the reflected or transmitted light from the observation object to at least a first optical path and a second optical path,
    前記第1の光路に配置され、前記第1の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第1波長透過部と、 Said first arranged in the optical path, the first wavelength transmission unit for reflecting or absorbing light in the other wavelength region transmits light of a first wavelength,
    前記第2の光路に配置され、前記第2の波長の光を透過し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長透過部と、を有し、 The second is disposed in the optical path, and a second wavelength transmission unit for reflecting or absorbing light in the other wavelength region transmits light of a second wavelength,
    前記撮像部は、前記第1の光路に配置され前記第1の波長による前記観察対象物の像を取り込む第1撮像部と、前記第2の光路に配置され前記第2の波長による前記観察対象物の像を取り込む第2撮像部とからなることを特徴とする請求項1〜7のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 The imaging unit, the first and the first image pickup unit for taking an image of arranged in the optical path the observation object by the first wavelength, the observation target by the second is disposed in the optical path the second wavelength hemoglobin observation apparatus according to any one of claims 1 to 7, characterized in that and a second imaging unit that captures an image of the object.
  12. 前記表示部は、算出された前記ヘモグロビンと酸素との結合状態を、グレースケール表示またはカラースケール表示することを特徴とする請求項1〜11のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 Wherein the display unit, hemoglobin observation device according state of bonding between said calculated hemoglobin and oxygen, in any one of claims 1 to 11, characterized in that the gray scale display or a color scale display.
  13. 前記第1の波長における前記第1の反射光量または透過光量と、前記第2の波長における前記第2の反射光量または透過光量との少なくとも一方の値を出力する積分器と、 Said first reflected light amount or the amount of transmitted light in the first wavelength, an integrator for outputting at least one value of said second reflected light amount or the amount of transmitted light at the second wavelength,
    前記演算処理部からの算出結果と、前記積分器からの出力結果とを重畳する重畳器とをさらに有することを特徴とする請求項1〜12のいずれか一項に記載のヘモグロビン観察装置。 The calculation and calculation result from the processing unit, hemoglobin observation apparatus according to any one of claims 1 to 12, characterized by further comprising a superimposing unit for superimposing the output from the integrator.
  14. ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スペクトルに基づいて観察するためのヘモグロビン観察方法であって、 A hemoglobin observation method for observing based state of bonding between hemoglobin and oxygen absorption spectrum,
    酸素と100%結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルと、酸素を100%放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スペクトルとが交差する波長を等吸収波長とするとき、 Oxygen and absorption spectra of 100% oxyhemoglobin of bound state, when the absorption spectrum of deoxyhemoglobin state oxygen released 100% and isosbestic wavelengths wavelengths crossing,
    前記等吸収波長を含む波長領域のうちの少なくとも2つの異なる第1の波長の光と第2の波長の光とをヘモグロビンを含む観察対象物に照射する照明ステップと、 An illumination step of the at least two different first wavelength light and a second wavelength of the wavelength region and the light irradiating the observation object containing hemoglobin comprising the isosbestic wavelength,
    前記照明ステップにより照射された光の反射光または透過光に基づいて前記観察対象物の像を取り込む撮像ステップと、 An imaging step of capturing an image of the observation object based on reflected light or transmitted light of the light irradiated by the illumination step,
    前記撮像ステップからの信号に基づいて所定の演算を行う演算処理ステップと、 An arithmetic processing step of performing a predetermined operation based on a signal from the imaging step,
    演算処理された結果を表示する表示ステップと、を有し、 A display step of displaying the result of the arithmetic processing, a,
    前記演算処理ステップでは、前記第1の波長の光における第1の反射光量または透過光量と、前記第2の波長の光における第2の反射光量または透過光量との差分に基づいて前記ヘモグロビンと酸素との結合状態を算出することを特徴とするヘモグロビン観察方法。 Wherein in the processing step, the a first reflected light amount or the amount of transmitted light at the first wavelength light, the second of the hemoglobin and oxygen on the basis of the difference between the second reflected light amount or the amount of transmitted light in an optical wavelength hemoglobin observation method and calculates the state of bonding between.
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