JP3267625B2 - 反射画像分析の方法および装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 関連出願のクロス・リファレンス 本出願は、1995年10月23日に出願された出願60/00583
6号;1996年３月23日に出願された出願第60/016040号;19
96年４月23日に出願された出願第60/016036号;1996年４
月23日に出願された出願第60/016037号;1996年４月23日
に出願された出願第60/016039号；および1996年６月27
日に出願された出願第60/020685号に対する優先権を請
求する。すべての先行出願の開示は、参考として本明細
書に完全に組み入れられるものである。

発明の背景 1.発明の分野 本発明は反射光分析に関するものである。より詳細に
述べるならば、本発明は反射スペクトル画像化を用いて
被験者の血管系の非侵襲的分析を行うことに関する。本
発明は反射スペクトル画像化分析におけるクロス偏光器
（crosspolarizer）の使用にも関連する。

2.関連技術 広く受け入れられる医学部の教義は、白血球百分比
（CBC＋Diff）を含める全血球算定値が患者の全体的健
康を評価する最も良い試験の１つであることを教えてい
る。それによって、医者は貧血、感染症、血液喪失、急
性および慢性疾患、アレルギー、およびその他の状態を
見つけまたは診断することができる。CBC＋Diff分析
は、赤血球数、ヘマトクリット、ヘモグロビン濃度を含
める血液の構成成分に関する包括的情報をもたらし、完
全赤血球（RBC）ポピュレーションの大きさ、形、およ
び酸素運搬特性を描写する指標である。CBC＋Diffは白
血球の数およびタイプおよび血小板数も含める。CBC＋D
iffは最もよく行われる診断テストの１つで、米国では
１年間に約20億回も行われる。

一般的CBC＋Diffテストは“侵襲的”方法で行われ
る；すなわち静脈血サンプルを患者から針で引き出し、
理学的テストによって分析される。例えば瀉血者（採血
の特別の訓練を受けた人）が静脈血サンプルを、血液凝
固を防ぐための抗凝固剤を入れたチューブに集める。そ
のサンプルはその後血液検査室に送られ、普通は自動、
マルチパラメーター分析機器、例えばCoulter Diagnost
ics社（マイアミ、フロリダ）製の分析機器、で処理さ
れる。CBC＋Diff試験結果は普通は翌日、依頼した医師
に報告される。

医学的診断では、その他の種類の血液成分、例えば血
液の血漿成分中にある非細胞性構成成分などの測定が必
要になることが多い。このような構成成分は、例えば血
液ガスおよびビリルビンなどを含める。ビリルビンはヘ
モグロビンおよびその他の蛋白質の代謝的分解において
生ずる赤っぽい〜黄色の色素である。ビリルビンは肝臓
によって血液から取り出され、体から排泄される。しか
し、新生児の肝臓、特に早産児の肝臓はビリルビンを効
果的に処理することができない。

分娩プロセスはしばしば広汎な挫傷をおこし、血液
は、それが代謝的に破壊される組織に逃げ込む。この、
およびその他の医学的原因のために、ビリルビンは血液
に蓄積する。もしビリルビン濃度が非常に高くなるなら
ば、それはその他の体組織に蓄積し始め、黄疸をおこ
す。黄疸は最初に目にあらわれる。さらに濃度が上がる
と、脳を含めるより深い組織に蓄積し始め、永久的脳損
傷をおこす。

ビリルビン分析の最も一般的な方法はin vitro法によ
るものである。このようなin vitro法では、血液サンプ
ルは患者から侵襲的に採取される。有形要素（赤血球お
よびその他の細胞）を遠心分離によって分離し、残る液
体を化学的に反応させて分光光度法で分析する。

侵襲的方法、例えば一般的CBC＋Diffおよびビリルビ
ン分析など、は新生児を特別の問題にさらす、なぜなら
ば彼らの循環系はまだ完全には発育していないからであ
る。血液は新生児のかかとを１カ所以上穿刺する“かか
と穿刺”法を用いて採取される。そして血液を反復して
採集用試験管に押し出す。この方法は健康状態の良い乳
児にとってさえ外傷性である。より重要なことに、乳児
の総血液量が少ないため、この方法では乳児は輸血をし
なければならないリスクにさらされる。新生児の総血液
量は60〜70cc/kg体重である。そこで新生児集中治療室
で看護されている出生時低体重乳児（2500グラム以下）
の総血液量は45〜175ccの範囲である。このように少な
い血液量、および出生後の赤血球産生の遅れのために、
早産児およびその他の病気の乳児からの採血は、これら
の乳児を輸血の必要にさらすことが多い。血液バンクの
取り決めでは、新生児集中治療室の乳児の輸血のための
血液バンクの使用は、心胸郭手術のための使用の次であ
る。新生児の他に、子供、老人、火傷患者、および特殊
ケアユニットの患者でも侵襲的方法は特にストレスの多
い、および／または実施困難な方法である。

試験室の結果と医師による身体検査で得られた結果と
の間には段階的関係（hierarchial）が存在する。患者
の身体的所見と理学的検査結果との間に差があるのは概
して技術的限界の結果である。例えば、貧血（低ヘモグ
ロビン濃度と定義される）の診断では、ヘモグロビン濃
度またはヘマトクリットを定量し、蒼白に見える原因を
証明することが必要である。蒼白は皮膚のピンク色がな
くなることであり、それは顕著に赤色に着色したヘモグ
ロビンの欠如または濃度低下のシグナルであることが多
い。しかし、蒼白が他の、例えば末梢血管の収縮、また
は皮膚色素によって隠されているような原因によるもの
である場合もある。外皮の或る部分はこれらの要因によ
ってあまり影響を受けない。臨床医は、貧血による蒼白
は口、結膜、唇、および爪床でより正確に検出できるこ
とを見いだした。前記領域の１つ以上の検査からヘモグ
ロビン濃度を速やかに、非侵襲的に直接定量することが
できる装置があれば、貧血を確かめるために静脈血サン
プルを採取する必要がなくなる。このような装置は患者
の診断のために理学的検査結果を待つ遅れをも排除す
る。このような装置は患者のストレスが軽くなるという
利点も有する。

軟組織、例えば粘膜または色素のない皮膚は、可視お
よび近赤外の光を吸収しない、すなわちそれらは、ヘモ
グロビンが光を吸収するスペクトル領域の光は吸収しな
い。これは、血管形成をスペクトル吸収によって周囲軟
組織バックグラウンドから区別することを可能にする。
しかし、軟組織の表面は光を強く反射し、軟組織そのも
のは、たった100ミクロン透過した後の光を効果的に散
乱する。そこで循環のin vivo可視化は、低分解能のた
めに難しく、多重散乱および表面からの鏡反射の補正に
関係する複雑さのために概して非実用的である。したが
って微小循環における細胞の可視化に関する諸研究はほ
とんど例外なく侵襲的であり、組織切片を透過する光を
用いる顕微鏡で観察できる、腸間膜のような、微小循環
を含む組織の薄い切片（多重散乱の距離（深さ）以下で
ある）を用いる。その他の研究は、多重散乱領域内から
の組織の画像をタイムゲートによって作る実験を行って
いる（ヨード（Yodh.A）およびチャンス（B.Chance）、
Physics Today、1995年３月、34〜40ページ）。しか
し、このような画像の解析は光の散乱のため制限され、
散乱因子の計算は複雑である。

分光光度法は１つ以上の光波長における物質による電
磁気放射の吸収または減衰に基づく分析を含める。この
分析に用いられる機器類はスペクトロフォトメーターと
呼ばれる。簡単なスペクトロフォトメーターは次のもの
を含む：放射源、例えば白熱電球など；スペクトル選択
手段、例えばプリズムまたは回折格子−または有色フィ
ルターを含むモノクロメーター（単色光分光器）；およ
び１つ以上の検出器、例えば選択したスペクトル領域で
サンプルにより透過および／または反射する光の量を測
定する光電池など。

固体または高度に吸収する溶液のような不透明サンプ
ルにおいて、サンプル表面から反射される光を測定し、
非吸収性または白色サンプルから反射される光と比較す
る。もしもこの反射率強度を波長の関数としてプロット
するならば、それは反射率スペクトルを与える。反射率
スペクトルは染色布または彩色表面の色を合わせるため
に一般に用いられる。しかしその領域が限定されている
ため、および不正確であるために、反射率スペクトロフ
ォトメーターは定量分析よりもむしろ定性分析に主とし
て用いられる。他方、透過分光光度法は、ベールの法則
（測定強度の対数は濃度に逆比例する）を用いることが
できるため、定量分析に便利に用いられる。

反射分光光度法はこれまでは定量分析には適していな
いとされる、なぜならば表面からスペクトル的に反射さ
れる光は利用できるコントラスト（黒 対 白またはシ
グナル 対 ノイズ比）を制限し、したがって測定範囲
および直線性を制限するからである。表面効果のため、
測定は普通は表面に或る角度をもって行われる。しか
し、ランバート（Lambertian）表面の特殊な場合におい
てのみ、反射された強度は視覚に左右されない。ランバ
ート表面から反射される光はあらゆる方向に等しく明る
く見える（コサイン法則）。しかし、良いランバート表
面を得ることはむずかしい。従来の反射分光光度法では
反射光強度と濃度との関係が、ベールの法則にしたがう
透過型分光光度法の場合のそれよりも複雑である。反射
分光光度法に適用できるKubelka−Munk理論のもとで
は、反射光強度は吸収 対 散乱の比によって間接的に
濃度に比例することができる。

若干の画像化研究がレイノー現象、糖尿病、および鎌
状赤血球貧血の患者の爪床の微小循環の反射光で行われ
た。これらの研究は毛細血管密度、毛細血管形状、およ
び血流速度に関する実験データを得るために行われ、毛
細血管のおおざっぱな物理的測定にとどまった。スペク
トル測定、または個々の細胞測定は行われなかった、そ
して速度を評価するためにはドップラー法が用いられ
た。これらの研究に用いられた非侵襲的方法は大部分の
患者に、楽なやり方で用いることができる。

In vivo分析のための非侵襲的１方法は、ウィンクル
マンの米国特許第4,998,533号に記載されている。ウィ
ンクルマンの装置は画像分析および反射率スペクトルフ
ォトメトリーを用いて個々の細胞パラメーター、例えば
細胞の大きさなどを測定する。測定は、個々の細胞を目
で見ることができる毛細管のような小さい容器内で行わ
れる。ウィンクルマンの装置はより大きい容器では測定
値を正確には反映しないであろう。この不正確さは、血
液の非ニュートン粘度特性により、細い毛細血管では細
胞容量と血液容量との比が絶えず変化しているためであ
る。したがって、ウィンクルマンの装置は、静脈のよう
な太い血管中の全血容量に対する赤血球容量の比に依存
する中央または真のヘマトクリット値、或いは総ヘモグ
ロビン濃度を測定することはできない。

ウィンクルマンの装置は、細胞が微小毛細血管を通る
とき、個々の細胞を数えることによって、赤血球数に対
する白血球数を測定する。ウィンクルマン装置は統計的
に信頼できる白血球数を蓄積し、濃度を測定するという
ものである。しかし微小毛細血管を流れる血液は白血球
１個あたり約1000の赤血球を含み、そのためこれは非実
用的な方法である。ウィンクルマン装置は血小板を可視
化して数える手段を与えていない、さらにウィンクルマ
ン装置には毛細血管血漿を可視化し、または毛細血管血
漿の構成成分を定量できる手段がない。ウィンクルマン
装置には血液の異常な構成成分、例えば腫瘍細胞などを
検出できる手段もない。

こうして、当業者に血管系の完全に非侵襲的in vivo
分析法を提供する必要がある。血球成分（赤血球、白血
球、および血小板）；血液レオロギー；血液が流れる血
管；および血管系全体の血管新生の高解析可視化を提供
する装置の必要がある。さらに血球、血球の正常および
異常な含量、並びに血漿の正常および異常な構成成分の
定量的測定を可能にする非侵襲的装置の必要がある。

発明の概要 本発明は、対象物の反射特性の光学的測定かまたは目
視観測を必要とする、in Vivoまたはin Vitroでの、如
何なる分析対象に対しても使用できるクロス偏光技術を
含む。一つの実施態様として、本発明は、反射スペクト
ル画像化分析を用いて血液分析をするための方法および
装置に向けられる。１実施態様において、装置は、光源
と照射される血液との間に光路を形成するための、血液
を照射する光源を含むことができる。第１の偏光器を用
いて光源からの光を偏光する。画像捕捉手段を用いて被
照射体の多重散乱長さ以下の深さから反射する反射画像
を捕捉する。第２偏光器を被照射血液と画像捕捉手段と
の間の反射光路に置く。第２偏光器は、第１偏光器の偏
光面に対して90゜の偏光面を有する。本発明の一面にお
いて、光源は第１の偏光器を含んでなり、そのため第２
偏光器は光源によって生ずる偏光の偏光面に対して90゜
の偏光面を有する。

本発明のその他の面において、装置は第２偏光面と画
像捕捉手段との間の反射光路に置かれる画像分離手段を
含む。画像分離手段は反射された画像を複数の画像部分
に分ける。付加的画像捕捉手段を用いて反射された画像
の複数の部分を捕捉することができる。スペクトル選択
手段を画像分離手段と画像捕捉手段との反射光路に置く
ことができる。

本発明のその他の面において、血液の分析法が提供さ
れる。その方法は、下記の段階を含める：（１）血液を
画像化し、多重散乱長さ以下の深さから反射する生の
（raw）反射画像を作る；（２）生の反射画像を補正し
て補正ずみ反射画像を作る；（３）補正ずみ反射画像か
らのシーンを分割し、分析画像を形成する；そして
（４）分析画像で血液の特徴を分析する。

本発明の方法のその他の面において、生の反射画像を
補正する段階を次のような段階を用いて行うことができ
る：（ａ）第１の波長フィルターを生の反射画像に使用
し、第１の濾波画像を形成する；（ｂ）第２の波長フィ
ルターを生の反射画像に用いて、第２の濾波画像を形成
する；（ｃ）第１の濾波画像を第２の濾波画像で割るこ
とによって得られる商の負の対数を用いて、補正ずみ反
射画像を形成する。或いは、第１および第２濾波画像の
対数の差を取ることによって補正する。

本発明の方法のその他の面において、補正ずみ反射画
像から或るシーンを分割して分析画像を形成する段階
は、補正ずみ反射画像に１つ以上の基準（クリテリア）
を適用することを含む。これらの基準は光学的強度基
準、サイズ基準、形状基準またはその他の空間的濾波法
を含める。

本発明の方法を用いて血液の種々の特徴を用いること
ができる。このような特徴としては、血液の単位容量あ
たりのヘモグロビン濃度、血液の単位容量あたりの白血
球数、平均細胞量、平均細胞ヘモグロビン濃度、血液の
単位容量あたりの血小板数、およびヘマトクリット値が
含まれる。

本発明の方法のもう一つの面では、血液は第１偏光器
によって偏光した光で照射される。反射画像は、第１偏
光器の偏光面に対して90゜の偏光面を有する第２の偏光
器または分析器を通過して生の反射画像を作ることがで
きる。

本発明のその他の面では、この方法を用いて、太い血
管の血液のin vivo分析並びに小血管の血液のin vivo分
析を行い、血液パラメーター、例えば濃度および血球数
などを決定する。本発明の方法は毛細血管血漿の非細胞
性特徴の非侵襲的in vivo分析を行うためにも用いるこ
とができる。

本発明のもう一つの実施態様では、或る物体の光学的
特徴を検出する装置が提供される。装置は物体を照射す
るための光源と、被照射体から反射する反射光を検出す
る検出手段とを含める。第１の偏光器を用いて光源から
の光を偏光する。第２の偏光器を物体と検出手段との間
の反射光路に置く。第２偏光器の偏光面は第１偏光器の
偏光面に対して90゜である。本発明のその他の面におい
て、光源は単色光、または偏光、または単色且つ偏光で
ある。

特徴および利点 血管系の非侵襲的in vivo分析を提供するのが本発明
の特徴である。有形血球成分（赤血球、白血球、および
血小板）の定量分析を行うことができるのが本発明のも
う一つの特徴である。無形血液成分、例えば毛細血管血
漿など、の定量分析を行うこともできるのが本発明のも
う一つの特徴である。

血管系の反射スペクトル画像の使用によって単位あた
りの容量または濃度の測定ができることが本発明のもう
一つの特徴である。

血球、血管、および毛細血管血漿を可視化し、分析画
像に分割できることが本発明のもう一つの特徴である。

本発明のもう一つの特徴は、それを用いて血液の単位
容量あたりのヘモグロビン濃度、血液の単位容量あたり
の白血球数、平均細胞量、平均細胞ヘモグロビン濃度、
血液の単位容量あたりの血小板数、およびヘマトクリッ
ト値などの特性を、反射スペクトル画像化を利用して測
定できることである。

本発明の利点は、それがCBC＋Diff試験の臨床的に重
要なパラメーターの速やかな非侵襲的測定手段を提供す
ることである。好都合なことに、それは即時に結果を与
える。そのためそれはpoint−of−care試験および診断
に用いることができる。

本発明のその他の利点は、それが採血の侵襲的手段を
回避することである。これは新生児、子供、老人患者、
火傷患者、および特殊ケアユニットの患者から採血する
ときの疼痛および困難を排除する。本発明は、それがエ
イズ、肝炎、およびその他の血液に担われた疾患にさら
されるリスクを未然に防ぐという点でも好都合である。

本発明のもう一つの利点は、それが従来の侵襲的方法
に関連したサンプル運搬、処理、および廃棄費用を省略
できることによって全体的費用節約効果をもたらすこと
である。

本発明のもう一つの利点は、反射分光光度法の適用範
囲および精度の著しい改善をもたらすことである。本発
明は、濃度と光強度との間の単純な関係を利用できると
いう点でも好都合である。

本発明のもう一つの利点は、それがあらゆる物体の反
射画像の良質な可視化を可能とし、これらの反射画像の
定量的および定性的分析を可能とすることである。

図の簡単な説明 本発明を添付の図を参照して説明する。図において、
参照番号は同一のまたは機能的に同様な要素を示す。そ
の上、参照番号の最も左の数字は、その参照番号が最初
にあらわれた図をあらわしている。

図１は、本発明の方法の一実施態様のブロック図を示
す； 図２は、被験者の血管系を画像化する本発明の実施態
様のブロック図である； 図３は、図２に示される段階（220）を説明するブロ
ック図である； 図４は、図２に示す段階（230）を説明するブロック
図である； 図５は、血液疾患へのアプローチと題するチャートを
示す； 図6Aは、フィージビリティーモデルを説明する； 図6Bは、図6Aに示されるフィージビリティーモデルの
ブロック図である； 図７は、図6Aに示された流体力学焦点フローセル（hy
dro−dynamic focused flow−cell）のより詳細な説明
である； 図8Aは、クールター装置とフィージビリティーモデル
との理学的検査結果の一致を示すチャートである； 図8Bは、種々のレベルの貧血におけるヘモグロビンの
比較測定値を説明するグラフである（総血液量に対する
失われた血液量の％の関数としてのヘモグロビンgm/d
L）； 図8Cは、23名の“健常者”におけるヘモグロビンの比
較測定値を示すグラフである； 図９は、フィージビリティーモデルを使用する赤血球
および血小板の画像を示す。

図10は、フィージビリティーモデルを用いた赤血球お
よび血小板の画像を示す。

図11は、光学密度 対 ビリルビン濃度のチャートを
示す。

図12は、チョッパー安定化反射分光光度計を示す。

図13は、白血球アフェレーシス血漿の反射（率）スペ
クトル走査を示す； 図14は、フィージビリティーモデルで得られた白血病
血液サンプル画像を示す； 図15Aは、in vivo装置の一実施態様を示すブロック図
である； 図15Bは、図15Aに示したin vivo装置のより詳細な図
を示す； 図16は、本発明に使用するために適したコンピュータ
ー装置のブロック図である； 図17Aおよび図17Bは、被験者に使用するのに適した本
発明の実施態様を示す。

図18Aは、一般的反射光で可視化したインクジェット
十字を示す； 図18Bは、本発明のクロス偏光法を用いる反射光で可
視化したインクジェット十字を示す； 図19は、赤色アニリン占領の反射分光光度法を説明す
るプロットを示す； 図20は、本発明の反射比色計装置の一実施態様のブロ
ック図である； 実施態様の詳細な説明 1.概観 本発明は、対象物の反射特性の光学的測定かまたは目
視観測を必要とする、in Viroまたはin Vitroでの、如
何なる分析対象に対しても使用できるクロス偏光技術を
含む。一つの実施態様として、本発明は、被験者の血管
系の分析、特に非侵襲的、in vivo分析のための方法お
よび装置に向けられる。その方法は、その被験者の血管
系の一部を画像化することによって行われる。光は画像
化部分を覆う組織を多重散乱なしに通過し、反射画像を
得なければならない。画像を形成するためには、２つの
基準に合わなければならない。まず第１に、画像化すべ
き被験体と、その周囲またはバックグラウンドとの間に
は、光学的特性、例えば吸収、反射率インデックス、ま
たは散乱特性などの差から生ずる画像コントラストがな
ければならない。第２に、被験体から集められた光は、
実質上散乱せずに画像捕捉手段に達しなければならな
い、すなわち反射画像は多重散乱長さ以下の深さから捕
捉されなければならない。ここに用いる“画像”とは、
前述の２つの基準を満たす全ての画像のことである。こ
こに用いる“反射画像”とは、反射光における被験体の
画像を意味する。画像を捕捉するために必要な解像力は
画像化部分の空間的均質性によって得られる。例えば個
々の細胞の反射画像は高分解能を必要とする。太い血管
の反射画像は低分解能で行うことができる。蒼白（pall
or）に基づく測定のために適した反射画像は非常に低い
解像力ですむ。

こうして画像化部分を覆う組織は光透過性で、相対的
に薄く、例えばヒトの唇の内側の粘膜などが好ましい。
ここに用いられる“光”とは一般にはスペクトルで、赤
外、可視、および紫外部分を含めるあらゆる波長の電磁
放射である。特に好ましいスペクトル部分は、例えば可
視、および近赤外波長などのように、組織の相対的透明
性があるスペクトル部分である。本発明の場合には光は
コヒーレントな光であっても非コヒーレントな光でもよ
く、照射は定常的であるかまたは光のパルスでもよい。

反射画像を補正して正しい反射画像を作成する。反射
画像を補正して、例えば関心とする特定波長を単離し、
或いは画像の静止部分から動く画像部分を取り出す。或
るシーンを補正ずみ反射画像から分割し、分析画像を形
成する。その後分析画像を分析して被験者の血管系の所
望特性を得る。

本発明の方法を太い血管、小血管および毛細血管血漿
の分析のために用いることができる。ここに用いる“太
い血管”とは、複数の赤血球が並んでそこを通ることが
できる十分なサイズをもった血管系中の血管を言う。
“小血管”とは、赤血球が実質上“縦に１列になって”
そこを通ることができるサイズをもった血管系中血管を
指す。以下により詳細に説明するように、本発明は分析
すべき画像のために反射を用い、透過は用いない。すな
わち、画像は血管系を“見通す”ことによってでなく、
血管系を“見る”ことによって作られる。単位あたり容
量または濃度の測定は画像から直接行われる。

本発明の方法を用い、太い血管の反射スペクトル画像
を提供することによって、ヘモグロビン（Hb）、ヘマト
クリット（Hct）、および白血球数（WBC）パラメーター
が直接測定できる。本発明の方法を用いて小血管の反射
スペクトル画像を提供することによって、平均細胞容量
（MCV）、平均細胞ヘモグロビン濃度（MCHC）、および
血小板数（Plt）が直接測定できる。

本発明の方法を実施するために、光源を用いて画像化
する被験者の血管系部分を照射する。反射光は画像捕捉
手段で捕捉される。画像捕捉手段とは、ここに定義する
画像を捕捉することのできる装置である。適した画像捕
捉手段はカメラ、フィルム、光電池、光ダイオード、ま
たはCCDカメラを含める、ただしこれらに制限するもの
ではない。画像補正および分析手段、例えばコンピュー
ターなど、を画像捕捉手段に連結し、画像補正、シーン
分割、および血液特性分析を行う。

画像補正は主波長と１つ以上の二次波長を用いる多色
性補正でよい。例えば、二色補正を実施するために、反
射画像を２部分に分離する。これは画像分離手段、例え
ば二色性鏡などを用いて実施できる。この方法では、二
色性鏡を透過した画像部分を１つの画像捕捉手段を用い
て捕捉する。そして１つの画像捕捉手段を用いて二色性
鏡によって反射する画像部分を捕捉する。両方の画像捕
捉手段に連結した画像補正および分析手段は、或る画像
部分を、他の画像部分に対して補正し、補正ずみ画像を
与える。

クロス偏光器を用いて本発明を実施するのが好まし
い。１つの偏光器は光源と被験者の血管系の照射部分と
の間の光路に置かれる。第２の偏光器、または“分析
器”は照射部分と画像捕捉手段との間の反射光路に置か
れる。第２偏光器は第１偏光器の偏光面に対して90゜の
偏光面を有する。クロス偏光器配置を用いると、単に反
射しただけで、照射部分と完全には相互作用していない
光を排除することによって、被験者の血管系および組織
の照射部分と相互作用した光の収集（collection）が改
善される。こうして、被照射体に関する情報をもたない
光は排除される。この方法では反射画像の画像コントラ
ストは著しく増加し、それによって照射部分の可視化が
改善される。

本発明のクロス偏光法は、或る物体の反射特性を光学
的に測定し、または目で観察することを必要とするいか
なる用途にも用いることができる。本発明のクロス偏光
器を用いて研究範囲を広げることができ、強度と濃度と
の簡単な関係を、反射強度の差を見いだすための分析機
器に利用することができる。本発明のクロス偏光器技術
は色素ロット検査、布色の検査、紙、フィルムまたはラ
テックスを用いるストリップ試験、ボアスコープおよび
整像（orthoscopic）用途のような分野に適用できる。

2.本発明の方法 反射光を用いて物体を調査するためには、表面下で物
体と相互作用した光が物体から戻って来なければならな
い。反射画像を用いる場合２つの特性を考えなければな
らない：（１）物体内における光の吸収；および（２）
物体内における光の散乱。反射画像は、面積と透過深さ
をもった三次元画像である。光の透過深さまたは光路長
さは３つのパラメーターによってコントロールされる：
（１）光の波長；（２）光が相互作用する粒子の大き
さ；および（３）屈折率。光の波長、粒子の大きさ、お
よび屈折率が一定であるならば、透過深さは一定であ
る。そこで、このような反射画像で単位面積あたり行わ
れる測定値は単位容量あたりの測定値に比例する、なぜ
ならば透過深さは一定だからである。面積測定値は、一
定の第三のディメンジョン（深さ）を含む定量測定値で
ある。

今、図１により、反射スペクトル画像化分析のための
本発明の方法の１実施態様のブロック図（100）が示さ
れる。ブロック図（100）は生の反射画像（110）を結果
（140）に変換するために用いるプロセスを説明する。
生の反射画像とは、補正機能（115）を適用する前の反
射画像を意味する。

補正機能（115）を生の反射画像（110）に適用して補
正ずみ反射画像（120）を作成する。補正機能（115）は
画像の背景に関して生の反射画像（110）を補正する。
二色性補正のために２波長、λ_１およびλ_２、を選択す
る。λ_１画像からλ_２画像を引くことによって生成した
（λ_１−λ_２）画像では、λ_１およびλ_２両方に影響を
与えているすべてのパラメーターは同様に相殺され、か
くして除去される。生成した（λ_１−λ_２）画像はλ_１
およびλ_２に異なる影響を与えるパラメーターのみの効
果を組み込む。

もう一つの実施態様では、速度（velocity）−または
スピード（speed）補正という方法で補正機能（115）が
働く。速度補正では、時間t₀および時間t₁の生の反射画
像（110）間の差を取ることによって補正ずみ反射画像
（120）が形成される。この目的のためには、光をパル
スにし、および／またはカメラのような画像捕捉手段に
シャッターを付ける手段が備えられなければならない。
そうすれば２つの異なる画像がちょうどよい時に得られ
る。速度補正は生の反射画像（110）の動く部分を生の
反射画像（110）の静止部分から抽出することができ
る。このようにして、補正ずみ反射画像（120）は生の
反射画像（110）の動く部分または静止部分を含むよう
に作成される。

分割機能（125）を生の反射画像（120）に適用して、
分析画像（130）を形成する。分割機能（125）は関心と
するシーンを補正ずみ反射画像（120）から分割または
分離して、分析画像（130）を形成する。分析機能（13
5）を分析画像（130）に適用して結果（140）を得る。
分割機能（125）によって分割される関心とするシーン
は、分析機能（135）によって実施される分析のタイプ
によって決めることができる。このようにして、補正ず
み反射画像（120）は種々の分割機能によって異なって
分割された関心とする多くのシーンを含むことができ
る。

次に図２により、人の血管系の反射されたスペクトル
画像を得るための本発明の方法のブロック図（200）が
示される。段階（210）において、被験者の血管系の一
部を画像化し、生の反射画像（110）を作る（図１参
照）。画像部分を覆っている組織を光が横切り、多重散
乱なしに反射画像を得なければならない。反射画像は本
質的には反射光の単一散乱からのものである。画像部分
を覆っている組織は光透過性でなければならない。特に
適した組織は、ヒト被験者の種々の部位、例えば鼻、
口、粘膜、直腸、膣に見いだされる粘膜である。或いは
早産児では、皮膚そのものが光透過性である。ヒト被験
者の唇の内側は、ヒト被験者の血管系の一部を画像化す
るのに適した領域である。このようにして、光源からの
光は粘膜を透過し、微小血管系の生の反射画像を作る。
微小血管系は太い血管および小血管の両方を含む。その
ため、それは血管系全体の血管を代表する。唇の内側か
らの微小血管系の生の反射画像は約50μないし500μの
深さからのものである。或いは微小血管系は例えばヒト
被験者の指または足指の皮膚組織を通して画像化するこ
とができる。

段階（220）において、生の反射画像（110）に補正を
行い、補正ずみ反射画像（120）を作成する。例えば、
補正機能（115）を生の反射画像（110）に適用し、それ
をバックグラウンドに関してそれを標準化することがで
きる。多色性補正、例えば２色性補正など、を用いて光
強度、深さおよび補正ずみ反射画像からの光角度の影響
を排除することができる。多色性補正は、光が血管系の
画像化部分を照射するために伝わっていく組織の色素化
の影響を排除することができる。組織の色素化は、光の
若干の波長に同様な方法で影響を与える、そこで組織色
素化効果は多色性補正の使用によって相殺される。速度
補正を利用して動く細胞を静止バックグラウンドから抽
出することができる。速度補正は単独で用いるか、多色
性補正と組合わせても用いることができる。

段階（230）において或るシーンが補正ずみ反射画像
（120）から分割されて、分析画像（130）を形成する。
分析画像は、それが被験者の血管系の特徴を分析するた
めに必要な被験体物質を含むように形成される。例え
ば、分析すべき特徴は、太い血管を分析しなければ得ら
れないような特徴、例えば血液単位容量あたりのヘモグ
ロビン濃度、または血液単位容量あたりの白血球数など
である。これらの特徴では、分析画像（130）は、それ
が太い血管を含むように形成される。もう一つの例とし
て、分析すべき特徴は小血管を分析しなければ得られな
いような特徴、例えば血液の単位容量あたりの血小板
数、または例えばビリルビンなどの毛細血管血漿中の成
分の、血液単位容量あたりの濃度などである。これらの
特徴では、分析画像（130）は、それが小血管を含むよ
うに形成される。段階（240）では分析画像（130）を分
析機能（135）を用いて分析し、被験者の血管系の特徴
を得る。

別の実施態様では、シーンを生の反射画像から分割
し、そのシーンを補正して分析画像を作ることができ
る。本発明の方法の実施により、補正機能を適用せず
に、分析画像を生の反射画像から作成することもでき
る。

図３は、生の反射画像（110）に補正を加えて補正ず
み反射画像（120）を形成するための図２に示す段階（2
20）の１実施態様を説明するブロック図である。段階
（302）において第１の波長フィルター（λ_１フィルタ
ー）を生の反射画像（110）に適用し、第１のフィルタ
ー画像を形成する。段階（304）では第２の波長フィル
ター（λ_２フィルター）を生の反射画像（110）に適用
し、第２の濾波画像を形成する。同様にして、付加的波
長フィルター（λ_３、λ_４、λ_５など）を用いて付加的
濾波画像を形成することができる。

段階（306）では、第２の濾波画像を第１の濾波画像
から差し引き、補正ずみ反射画像（120）が生成する。
段階（302〜306）の二色性補正を用いることによって、
λ_１及びλ_２両方に同様に影響を与えるパラメーターは
生の反射画像（110）から排除され、または相殺され
る。排除されるパラメーターとしては、光強度の変動、
透過深さ、光角度、および被験者の血管系の画像化部分
を覆っている組織の色素化がある。補正ずみ反射画像、
（λ_１−λ_２）画像、は２波長によって異なる影響を受
けるアイテムを含む。生の反射画像（110）では、光強
度、光の透過深さ、および光角度が、λ_１およびλ_２に
同様に影響を与えるパラメーターのすべてである。そこ
で、二色性補正は生の反射画像（110）から、光強度変
動、光の透過深さ、および光角度の影響を排除し、補正
ずみ反射画像（120）が作成される。

段階（306）は好適にはベールの法則にしたがって行
われ、補正ずみ画像（120）の反射強度の対数が補正さ
れた反射画像内の成分、例えばヘモグロビン、の濃度に
逆比例する。ベールの法則のもとでは、測定された反射
光強度の負の対数が濃度に直線的に比例する。一つの実
施態様では、段階（306）は、第２の濾波画像の対数を
第１濾波画像の対数から差し引き、補正ずみ反射画像
（120）を形成するように実施される。この方法で、補
正ずみ反射画像の反射強度の対数は補正ずみ反射画像内
の濃度に比例する。別の実施態様では、段階（306）
は、第１の濾波画像を第２の濾波画像で割ることによっ
て得られる商の負の対数を得ることによって、補正ずみ
反射画像（120）が形成される。この方法でも、補正ず
み反射画像の反射強度の対数は補正ずみ反射画像内の濃
度に比例する。

λ_１およびλ_２を正しく選択することによって、補正
ずみ反射画像（120）を標準化して、その画像内に残る
すべてがヘモグロビン濃度に比例する何かであるように
することが可能である。そうするためには、例えばλ_１
のような１波長はヘモグロビンについては吸収波長でな
ければならない。ヒトの血管系の血液は動脈血と静脈血
とから作られる。動脈血は、酸素に富むヘモグロビン
（オキシ−ヘモグロビン）を肺から体の他の部分に運ぶ
血液である。静脈血は、酸素欠乏ヘモグロビン（デオキ
シ−ヘモグロビン）を酸素を補給するために体の他の部
分から肺に運搬する血液である。動脈および静脈血は色
が異なる。この色の差を用いて酸素（O₂）飽和度を測定
することができる。オキシ−ヘモグロビンとデオキシ−
ヘモグロビンの色の特徴を用いてこれらのヘモグロビン
複合体を検出することができる。その他のヘモグロビン
複合体、例えばカルボキシ−ヘモグロビン（一酸化炭素
毒）またはglycosilatedヘモグロビン（糖尿病に認めら
れるグルコース ヘモグロビン複合体）はスペクトル的
特徴をもち、それを利用してそれらを測定することがで
きる。

動脈血および静脈血両方によって等しく吸収される波
長はほんのわずかあるに過ぎない。動脈血および静脈血
両方によって等しく吸収される波長は等吸収点と呼ばれ
る。ヘモグロビンに関するそのような等吸収点の１つ
は、546nmにある。好適実施態様において、λ_１は、そ
れがヘモグロビンの吸収バンドの中心近くにあるよう
に、そしてそれが等吸収点の近くに、または等吸収点に
あるように選択される。適したλ_１は550nmである。こ
のようにして、太い血管が動脈血を運んでいる動脈か、
または静脈血を運んでいる静脈なのかには無関係に、太
い血管の反射スペクトル画像からヘモグロビン濃度を測
定できる。

“ブランク”とするその他の波長、例えばλ_２、はヘ
モグロビンを吸収してはいけない。λ_２は、それがλ_１
の十分近くにあり、光強度、透過深さ、光角度および組
織色素化のようなパラメーターがλ_１とλ_２両方に同じ
影響を有するように選択される。λ_２は、それがλ_１か
ら十分に遠くにあり、十分なシグナルが（λ_１−λ_２）
画像で得られるように選択しなければならない。λ_１と
λ_２との間のスペクトルの広がりは、上に列挙したその
他のパラメーターの効果を導入することなく十分なシグ
ナルを得るように選択しなければならない。熟練せる当
業者は、適したスペクトル巾の選択の仕方を容易に理解
できる。ヘモグロビン測定のための適したスペクトル巾
は550nmの第１波長（吸収波長）および650nmの第２波長
（非吸収波長）である。このようなスペクトル巾では、
反射光の強度差はヘモグロビン濃度の関数である。

図４は、図２の補正ずみ反射画像（120）から１シー
ンを分割して分析画像（130）を形成する段階（230）の
１実施態様を説明するブロック図である。段階（402）
において光学的強度クリテリアを用いて反射画像（12
0）を補正し、強度補正ずみ反射画像を形成する。例え
ば光学的強度クリテリアは、或る閾値以下の光学的強度
をもつ補正ずみ反射画像の全部分を消すようにはたら
く。或いは、光学的強度クリテリアは或る閾値以上の光
学的強度をもつ補正ずみ反射画像の全部分を消すように
はたらくことができる。もう一つの変法では光学強度ク
リテリアはあらかじめ決めた範囲内の光学強度をもつ補
正ずみ反射画像部分のみを残すようにはたらくことがで
きる。

段階（404）では、強度−補正ずみ反射画像にサイズ
クリテリアを適用して、強度−および−サイズ補正ず
み反射画像を形成する。例えば、サイズ クリテリアは
サイズ閾値以下の強度補正ずみ反射画像の全部分を消す
ようにはたらくことができる。或いは、サイズ クリテ
リアは或るサイズ閾値以上の強度補正ずみ反射画像の全
部分を消すようにはたらくことができる。もう一つの変
法では、サイズ クリテリアはあらかじめ決めた範囲内
のサイズをもつ強度補正ずみ反射画像のみを残すように
はたらくことができる。

段階（406）では、形状クリテリアを強度−および−
サイズ補正ずみ反射画像に適用し、分析画像（130）を
形成する。例えば、形状クリテリアは軸からあらかじめ
決めた距離によって輪郭づけられる形をもつ強度および
サイズ補正ずみ反射画像の部分のみを残すようにはたら
くことができる。或いは、形クリテリアはなめらかな形
状的境界によって輪郭づけられる形的特徴をもつ強度お
よびサイズ補正ずみ反射画像の部分のみを残すようには
たらくことができる。例えば、境界の湾曲を積分して湾
曲の諸点の変化の仕方を決めることができる。なめらか
な形態境界を形の特性として用いる場合、完全な円は形
態上特性１である。もしも画像中のアイテムの形が完全
な円でなかったならば、その形の特性は１以下の数値と
なる。形態上の特性の数値が小さければ小さい程、画像
中のアイテムの境界はよりなめらかである。実施例とし
て、楕円としての形状をとる画像中のアイテムは形態特
徴が約0.8に等しい。もう一つの例では、長くて薄い形
をもつ画像中のアイテムは形態特性が約0.1に等しい。
形状クリテリアは、あらかじめ決めた範囲内の形特性を
もつ、強度およびサイズ補正ずみ反射画像の部分のみを
残すようにはたらくことができる。或いは、形状クリテ
リアはあらかじめ決めた範囲内の形特性をもつ、強度お
よびサイズ補正ずみ画像の部分を消すようにはたらくこ
とができる。

段階（402〜406）は補正ずみ反射画像（120）からシ
ーンを分割して分析画像（130）を形成する。例えば、
段階（402〜406）は、分割機能（125）の１実施態様を
あらわす。本発明はこの実施態様に制限されないことは
理解できる。例えば、サイズクリテリアを補正ずみ反射
画像（120）に直接適用することができる。形状クリテ
リアも補正ずみ反射画像（120）に直接適用できる。も
う一つの例として、光学的強度クリテリア、サイズ ク
リテリア、および形状クリテリアを異なる順序で逐次適
用することができる。補正ずみ反射画像（120）から或
るシーンを分割するためにその他の適したクリテリアを
用いることもでき、本発明は光学的強度、サイズ、およ
び形クリテリアの使用に制限されるものではない。例え
ば、補正ずみ反射画像（120）からシーンを分割するた
めのクリテリアとして運動を用いることができる。運動
を用いて画像の動く部分、例えば血球、を動かない、ま
たはより遅く動く画像部分、例えば組織、から識別する
ことができる。さらに、熟練せる当業者には公知のその
他の画像コントラスト向上およびシーン分割技術、例え
ば空間周波数（spatial frequency）、光学的フロー、v
ariance operators、および強度ヒストグラムなどを用
いることができる。

図１〜図４に説明する方法を用いて、診断またはモニ
ターの目的で血液パラメーターの非侵襲的in vivo分析
を行うことができる。図５（ウィントローブ臨床的血液
学、第９版、から引用）は、血液の疾患の診断の３要
素：（１）歴史；（２）身体的所見；および（３）理学
的検査結果の間のグラフ的関係を説明する。図５では、
理学的検査結果と身体検査（P.E.）で得られら身体的所
見との間には序列的関係があることが暗に示される。ヘ
モグロビン濃度および平均細胞容量を身体検査と共に速
やかに非侵襲的に測定することによって、静脈血サンプ
ルを採血する必要がなくなり、患者の診断のために理学
的結果を待つための遅れがなくなる。

同様にして、白血球数の速やか且つ非侵襲的測定は感
染症および／または炎症の診断に役立つ。熱のある患者
を検査して、白血球濃度が正常値から上がっているか下
がっているかを知ることができる。

血液は血漿と有形要素とからなり、それは前に定義し
た小血管および太い血管を通って血管系全体を流れる。
血液の有形要素は赤血球、白血球、および血小板であ
る。ここに用いる用語“血球”は血液の有形要素を意味
し、赤血球、白血球および血小板を含める。血液の単位
容量あたりの細胞濃度は太い血管では一定であり、血管
系全体のより太い血管、例えば採血のための針を十分挿
入できる程太い血管、における濃度の信頼できるプレデ
ィクター（予言するもの）である。対照的に、赤血球が
実質上縦に１列になって流れる小血管で行われる単位容
量あたりの（濃度）測定は、針を挿入して採血するより
太い血管における濃度測定値の信頼できるプレディクタ
ーではない。細胞濃度と血液容量との関係は小血管では
常に変化しており、そのためより太い血管の細胞濃度の
信頼できるプレディクターとして用いることはできな
い。

白血球百分比測定を行わない全血球算定値（CBC）は
８種類のパラメーターを測定する：（１）ヘモグロビン
（Hb）；（２）ヘマトクリット値（Hct）；（３）赤血
球数（RBC）；（４）平均細胞容量（MCV）；（５）平均
細胞ヘモグロビン（MCH）；（６）ヘモグロビン細胞ヘ
モグロビン濃度（MCHC）；（７）白血球数（WBC）；
（８）血小板（Plt）。最初の６パラメーターはここで
はRBCパラメーターと呼ぶ。濃度測定値（血液単位容量
あたりの測定値）はHb、Hct、RBC、WBCおよびPltの数値
の算出に必要である。Hbは血液の単位容量あたりのヘモ
グロビン濃度である。Hctは血液の単位容量あたりの細
胞量である。Hctはパーセントであらわすことができ
る。

（細胞容量÷血液容量）×100％ RBCは血液の単位容量あたりの赤血球数である。WBCは
血液の単位容量あたりの白血球数である。Pltは血液の
単位容量あたりの血小板数である。

赤血球指数（MCV、MCH、およびMCHC）は、平均的赤血
球の量、ヘモグロビン含量、およびヘモグロビン濃度を
それぞれ示す細胞パラメーターである。赤血球指数は、
個々の細胞で測定を行い、個々の細胞の測定値を平均す
ることによって決定される。赤血球は、血管系を移動す
るときには容量を変えないし、ヘモグロビンを失わな
い。そこで、赤血球指数は全循環で一定であり、小血管
で確実に測定できる。これら３種類の赤血球指数は下記
の式によって関係づけられる。

MCHC＝MCH÷MCV こうして、２種類の赤血球指数のみが独立的変数であ
る。

上記の６つのRBCパラメーターの数値を決定するため
に、下記の２クリテリアに触れなければならない。第１
に、これらパラメーターの３つは独立的に測定または決
定しなければならない。すなわちパラメーターの３つは
６つのパラメーターのうちのその他のいずれのパラメー
ターとも関係なく測定または決定しなければならない。
第二に、３つの独立的に測定または決定されるパラメー
ターの少なくとも１つは濃度パラメーター（血液の単位
容量あたりの）でなければならない。そこで６つの重要
な（キーとなる）パラメーターの数値を３つの独立的測
定を行うことによって測定できる；その少なくとも１つ
は小血管では測定できない濃度測定値である。

本発明の一つの実施態様において、HbおよびHctは太
い血管の反射スペクトル画像によって直接測定され、MC
Vは小血管の反射スペクトル画像によって直接測定され
る。この方法で、３パラメーターは独立的に測定され、
そのうちの２つのパラメーター（HbおよびHct）は血液
単位容量あたり測定される濃度パラメーターである。こ
のような実施態様において、上記の６つのRBCパラメー
ターは下記の方法で測定できる。

Hb 直接測定 Hct 直接測定 RBC Hct÷濃度 MCV 直接測定 MCH MCV×（Hb÷Hct） MCHC Hb÷Hct 本発明の別の実施態様において、Hbは太い血管の反射
スペクトル画像によって直接測定される、そしてMCVお
よびMCHCは小血管の反射スペクトル画像によって直接測
定される。この方法で、３つのパラメーターは独立的に
測定され、パラメーターの１つ（Hb）は血液の単位容量
あたり測定される濃度パラメーターである。このような
別の実施態様において、上記の６つのRBCパラメーター
は下記のように測定できる。

Hb 直接測定 Hct Hb÷MCHC RBC Hb÷（MCV×MCHC） MCV 直接測定 MCH MCV×MCHC MCHC 直接測定 濃度測定値は単位容量あたりの測定値である。上に述
べたように、単位面積あたりの測定値は、透過深さが一
定であるとき、単位容量あたりの測定値（一定の深さで
の容量測定値）に比例する。透過深さは、波長、それが
相互作用する粒子の大きさ、および屈折率の関数であ
る。血液では、特定サイズおよび屈折率は実質上一定で
ある。したがって、透過深さは特定波長では一定であ
る。

ヘモグロビンは赤血球の主な構成成分である。ヘモグ
ロビンは酸素および二酸化炭素を血管系を通して運搬す
るためのビヒクルとして役立つ。ヘモグロビンは特定吸
収波長、例えば550nm、で光を吸収し、その他の非吸収
波長、例えば650nmでは光を吸収しない。ベールの法則
では、測定された透過光強度の対数は濃度に直線的に逆
比例する。以下で４章でより完全に説明するように、本
発明の装置は、反射光強度がベールの法則にしたがうよ
うに構成されている。ベールの法則にあてはまると仮定
して、特定の血液サンプル中のヘモグロビン濃度はヘモ
グロビンによって反射される光の負の対数に直線的に比
例する。血液サンプルによって吸収される550nm光が多
ければ多い程、550nmにおける反射光強度は小さくな
り、血液サンプル中のヘモグロビン濃度は高くなる。ヘ
モグロビン濃度を吸収波長、例えば550nm、における反
射光強度測定値の負の対数を取ることによってコンピュ
ーターで計算することができる。そこで、もしも特定血
液サンプルからの反射光強度を測定するならば、ヘモグ
ロビンなどの血中濃度を直接決定できる。

a.定量的血液濃度測定 図１〜図４に示される方法を用いてHbおよびHctの非
侵襲的in vivo定量的血中濃度測定を行うことができ
る。例えば、ヒト被験者の唇の内側の粘膜下の微小血管
系を画像化し、生の反射画像を作ることができる。Hb測
定のために、その生の反射画像を２色性補正を用いて補
正し、補正ずみ反射画像の反射光強度の対数がヘモグロ
ビン濃度に逆比例するようにする。このような二色性補
正のために適した波長はλ_１＝550nmとλ_２＝650nmであ
る。分割画像が太い血管を含むように、補正ずみ反射画
像から分析画像を分割する。太い血管の中心の領域の平
均反射光強度を測定する。上に論じたように、面積測定
値は容量または濃度測定値に相応する。したがって、単
位容量あたりのヘモグロビン濃度を、太い血管の中心近
くの領域の反射光強度を測定することによって得ること
ができる。

本発明の方法を用いてヘマトクリット値（Hct）を決
定することもできる。ヘモグロビン（血液の単位容量当
たりのヘモグロビンのグラムである）とヘマトクリット
（血液の単位容量あたりの血球量である）との差を、細
胞の屈折率を決定する細胞内ヘモグロビン濃度によって
決定する。そこで、主として循環の散乱特性によって循
環とバックグラウンド間の画像コントラストが得られる
ような測定値を、ヘマトクリット値に関連づけ、主とし
て吸収特性によって得られるそれらを主としてヘモグロ
ビンに関連づける。例えば、ヒト被験者の唇の内側の粘
膜下の微小血管系を画像化して、血球の散乱特性の差に
よってコントラストが決まる生の反射画像を作ることが
できる。細胞容量を決定するためには、生の反射画像
を、強度が細胞濃度に逆比例するように二色性補正を用
いて補正する。そのような二色性補正のために適した波
長は900nm（赤血球がそれらの散乱特性によって暗く見
える波長）および細胞とそのバックグラウンドとのコン
トラストが最小になる700nmである。

b.血球数 ヒト血液は有形要素および血漿からなる。有形血球成
分には３つの基礎的種類がある：赤血球（erythrocyte
s）；白血球（leukocytes）；および血小板。上記のよ
うに、赤血球は肺から体組織へ酸素を運ぶヘモグロビン
を含む。白血球は赤血球とほぼ同じ大きさであるが、ヘ
モグロビンを含まない。正常な健常者は血液１立方ミリ
メーターあたり赤血球5,000,000を含み、血液１立方ミ
リメーターあたり約7,500の白血球を含む。そこで、正
常な健常者は、血管系を循環する赤血球670につき約１
個の白血球を含む。

本発明の方法を用いて血液単位容量あたりの白血球数
を測定できる。以下の血流特性に関するｅ章でより詳細
に述べるように、白血球は血流の周辺に押され、それら
をコントラストをもって見たり、数えたりすることがで
きる境界まで移動する。例えばヒト被験者の唇の内側の
粘膜下の微小血管系を画像化し、生の反射画像を作り、
そのコントラストを白血球の光学的特性の差によって測
定するようにすることができる。これは、白血球とバル
ク循環（赤血球）とのスペクトル差がある場所で最もよ
く行われる。これは典型的には可視スペクトルの青およ
び緑部分でおこる；そこではヘモグロビンは光を吸収
し、白血球は吸収しない。こうして、この目的のために
広いスペクトル領域が用いられ（例えば400から600nmま
で）、二色性補正は必要ない。

分析画像は、生の反射画像から、その分析画像が太い
血管を含むように分割される。血液の単位面積あたりの
白血球数を分析画像で数えることができる。上記の理由
で、これは血液の単位容量あたりの白血球数に比例す
る。

血小板は有形血球成分のなかで最も小さく、典型的に
は直径１μ以下である。血小板は赤血球より少ないが、
白血球よりは豊富にある。正常な健常者は循環系を循環
する赤血球17個あたり約１個の血小板を有し全体で約２
兆である。血小板は血液凝固を促進する、なぜならばそ
れらは或る状況下では互いに粘着し、血管壁に生ずるい
かなる孔も塞ぐことができるからである。傷害またはそ
の他の災難の発生中に血小板が必要であることは明らか
である。赤血球は、光の特定の波長を吸収するヘモグロ
ビンの存在によって着色する。白血球および血小板は可
視色をもたない、すなわちそれらは可視領域の光吸収性
構成成分を含まない。

血小板濃度測定値は、血管に損傷がある場合、予想凝
固速度の１つの尺度として定期的に検査しなければなら
ない。血小板の不足（例えば血小板減少症）は血管壁の
漏れをおこし、それは有害であり、致命的でもある。本
発明の前には、血小板濃度測定値を得るために、患者か
ら血液を採取して、その血小板およびその他の血球含量
を当業者に公知の侵襲的方法を用いて分析しなければな
らなかった。非侵襲的方法を用いて正確な血小板濃度測
定値を得ることができればより好都合であろう。本発明
では採血に関係するいかなるリスク（例えばエイズ、肝
炎など）もなく、患者血液の正確な測定が可能である。

本発明の方法を用いて血液単位容量あたりの血小板数
を測定することができる。例えば、ヒト被験者の唇の内
側の粘膜下の微小血管系を画像化し、生の反射画像を作
ることができる。血小板数を数えるために、生の反射画
像を速度補正を用いて補正することができる。速度補正
を行うためには、時間t₀の特定の領域またはシーンの生
の反射画像と、時間t₁の同じ領域またはシーンの生の反
射画像との間の差を取ることによって補正ずみ反射画像
を形成する。このような速度補正の使用によって形成さ
れた補正ずみ反射画像は動く細胞を静止バックグラウン
ドから抽出することができる。

分析画像は補正ずみ反射画像から、その分析画像が小
血管を含むように分割される。単位面積あたりの血小板
数を分析画像で数えることができる。血小板の計数は白
色光で行うことができ、色または色素補正は必要ない。
単位容量あたりの血小板数は、小血管の或る領域の血小
板数を数え、それを同じ領域の赤血球数に関連づけるこ
とによって推定できる。健常者における血小板 対 赤
血球の比は、実質上一定で、１対17である。病人ではこ
の比は両方向に約１対５から約１対100まで広く変動し
得る。そこで血小板数 対 赤血球数の比を診断道具と
して用いることができる。

要するに、本発明の方法を用い、公知のパラメーター
間の関係を使用して血管系の種々の特性を決定すること
ができる。

c.血球指数 本発明の方法を用いて平均細胞容量（MCV）を測定す
ることができる。例えば、ヒト被験者の唇の内側の粘膜
下の微小血管系を画像化し、生の反射画像を作成するこ
とができる。“ストップアクション（stop action）”
を用いて、すなわちパルス照射および／またはシャッタ
ー使用によって動作を停止して個々の血球の画像を捕捉
する。平均細胞容量を測定するために、生の反射画像を
速度補正を用いて補正することもできる。速度補正を行
うためには、時間t₀の特定の領域またはシーンの生の反
射画像と、時間t₁の同じ領域またはシーンの生の反射画
像との差を取ることによって補正ずみ反射画像を形成す
る。このような速度補正の使用によって形成された補正
ずみ反射画像は、動く細胞を静止バックグラウンドから
抽出することができる。

分析画像を補正ずみ反射画像から、その分析画像が小
血管を含むように分割する。分析画像中の細胞の面積を
画素毎（pixel by pixel）ベースで（画素レベルで）測
定することができる。多数の細胞の面積を平均すること
によって、平均的面積と平均的（average）または平均
（mean）細胞容量との関係を実験的に確立することがで
きる。ヒトの赤血球のような一貫した形の物体における
容量と面積との関係は下記の等式によって決定される 容量＝（面積）^3/2×Ｋ ここでＫは実験的に決められた形状ファクターである。
熟練せる当業者は、現在一般的in vitro装置で行われて
いるように、実験的に容易に形状ファクターＫを決める
ことができる。したがって、平均細胞容量は小血管の細
胞の面積から推定できる。

本発明の方法を用いて平均細胞ヘモグロビン濃度（MC
HC）を決めることができる。MCHCの決定は、太い血管が
Hbを測定する方法と同様な方法で（小血管で個々の細胞
を用いてHbを測定することを除いて）行われる。例え
ば、ヒト被験者の唇の内側の粘膜下の微小血管系を画像
化し、生の反射画像を作成することができる。生の反射
画像は、二色性補正を用いて、補正ずみ反射画像の反射
光強度の対数がヘモグロビン濃度に比例するように補正
される。このような二色性補正に適した波長はλ_１＝55
0nmおよびλ_２＝650nmである。分析画像を補正ずみ分析
画像が小血管に個々の細胞を含むように反射画像から分
割する。細胞の平均反射光強度を測定し、それから平均
細胞ヘモグロビン濃度を決定することができる。

或いは、平均細胞ヘモグロビン濃度（MCHC）を等式か
ら決定できる。

MCHC＝Hb÷Hct HctおよびHbは上述のようにして分析画像から直接決定
することができる。

平均細胞ヘモグロビン（MCH）は下記の等式から決定
できる MCH＝MCV × MCHC MCVおよびMCHCは上述のようにして分析画像から直接決
定することができる。

本発明の方法を用いて種々のタイプの白血球間を区別
することができる。成熟白血球のタイプは５種類ある。
これらの５種類のタイプは２つに分類することができ
る：細胞質に小顆粒を含む顆粒球；および細胞質に顆粒
球を含まない無顆粒球。分析画像において顆粒球と無顆
粒球とは、それらの散乱特性の結果、区別することがで
きる。そこで単位容量あたりの白血球数を測定する上記
の方法を用いて、単位容量あたりの顆粒球数および単位
容量あたりの無顆粒球数を測定できる。このような情報
は臨床的に有効である。多くなった顆粒球数は細菌感染
症を示唆し、多くなった無顆粒球数はウィルス感染を示
唆する。

d.血漿組成物および成分 血漿は、血管の有形血球成分以外の空間を埋める、血
液液体部分である。血漿は種々の組成物を含み、その１
つはビリルビンである。ビリルビンはヘモグロビンの分
解産物であり、それは血漿中に溶けている。血漿はその
他の、溶液となっている成分並びに有形血球成分に付着
している化合物を種々含む。

本発明の方法を用いて毛細血管血漿中の組成物の濃度
を確認することができる。例えば、ヒト被験者の唇の内
側の粘膜の下の微小血管系を画像化し、生の反射画像を
作ることができる。毛細血管血漿中の組成物濃度を確認
するために、生の反射画像を二色性補正を用いて、補正
ずみ反射画像の反射光強度の対数が組成物の濃度に逆比
例するように補正する。例えば毛細血管血漿中のビリル
ビン濃度を測定するために、λ_１＝450nm（ビリルビン
の吸収波長）およびλ_２＝600nm（標準化のためのビリ
ルビンの無吸収波長）で二色性補正を適用する。

分析画像を補正ずみ反射画像から、その分析画像が毛
細血管血漿（小血管に見いだされるような）を含むよう
に分割する。毛細血管血漿の或る領域の平均反射光強度
を測定する。分析画像において測定された反射光強度を
分析画像中のビリルビン濃度に変換することができる。
上記のように、反射画像は深さに無関係で、したがって
単位面積あたりの密度の測定値は濃度に一致する。した
がって、単位容量あたりのビリルビン濃度は、小血管中
の毛細血管血漿の或る領域における反射光強度の測定に
よって得ることができる。

本発明の方法を用いて、上記のように血漿の天然構成
要素、例えばビリルビンなどを測定できる。本発明は血
漿中の非天然物質、例えば薬剤なども測定することがで
きる。例えば血漿中の薬剤濃度は、ビリルビン濃度の測
定の場合の方法と同様にして、薬剤の吸収波長に等しい
λ_１と薬剤の非吸収波長に等しいλ_２で二色性補正を行
って測定できる。或いは、光学的特徴、例えば分析画像
にあらわれるnative蛍光などを用いて非天然成分を検出
できる。

本発明は、マーカー、標識またはタグなどを使用して
細胞性および非細胞性構成要素を測定することもでき
る。例えば、マーカー、標識、またはタグを周知の方法
で、例えば経口的にまたは注射によって被験者の血管系
に導入することができる。マーカーを、それが毛細血管
血漿に溶解した成分に付着して標識化血漿成分を形成す
るように選択することができる。或いは、マーカーが、
それ自体血液の有形要素、例えば細胞などに付着してい
る成分に付着し、それによって標識細胞を形成するよう
に、マーカーを選択することができる。例えば、確認で
きる光学的特徴を有するマーカー、例えば蛍光蛋白質な
どを、それが或る種の細胞、例えば循環腫瘍細胞に付着
するように血管系に導入することができる。この方法を
用いて、正常白血球のサブクラス、例えばリンパ球サブ
セットを測定することもできる。確認できる光学的特徴
は分析画像に、例えば蛍光“フラッシュ”をもってあら
われる。この方法で、マーカーによってもたらされる蛍
光またはその他の光学的コントラストを検出でき、マー
カーが付着している成分または細胞の存在を示すことが
できる。このような測定はドラッグ・デリバリーの評価
に有用である。その他の光学的特徴、例えば近赤外また
は紫外吸収などを用いて毛細血管血漿中の成分の存在を
検出することができる。腫瘍またはその他のタイプの異
常細胞も、確認できるスペクトル指紋を用いて検出でき
る。

e.血流特性 白血球の特別の場合、in vivo血流の試験は、最も精
密な理学的検査をもってしても現在得られない有用な情
報を提供する可能性がある。白血球（white blood cell
またはleukocite）は機械的に血流の周辺に押し出され
る。白血球が侵された領域へ血液から移動するプロセス
は２段階プロセスであることがわかった。それらの血管
壁との“スティッキー”な相互作用のために、第１段階
では白血球は赤血球より緩徐な速度で血流の辺縁に移動
する。第２段階では、白血球は血管壁を通って移動して
循環を去る。この場所および速度の差を利用して分析画
像の白血球を識別することができる。白血球の相対的速
度の測定は感染症または炎症の段階および重症度を評価
する上で臨床医に役立つであろう：中程度濃度で低速度
は、感染症または炎症の初期を示し、正常速度で高濃度
はより後期を示す。

本発明の方法を用いて白血球の速さまたは速度を測定
できる。例えば、ヒト被験者の唇の内側の粘膜下の微小
血管系を画像化し、生の反射画像を作成することができ
る。白血球の速さを測定するために、生の反射画像を速
度補正を用いて補正することができる。速度補正を実施
するために、時間t₀の特定の領域またはシーンの生の反
射画像と、時間t₁の同じ領域またはシーンの生の反射画
像との差を取ることによって（この場合t₀およびt₁の間
の時間差はわかっている）補正ずみ反射画像を形成す
る。このような速度補正を使用して形成された補正ずみ
反射画像は、移動する細胞の静止バックグラウンドから
の抽出を可能にする。

分析画像を補正ずみ反射画像から、分析画像が太い血
管を含むように分割する、白血球の速さは単位時間あた
りのそれらの動きを追跡することによって測定できる。
白血球の速さを、赤血球沈降速度（ESR）より特異的
な、感染症／炎症の存在の指標として用いることができ
る。

3.フィージビリティーモデル フィージビリティーモデル、装置（600）（図6Aおよ
び図6Bを参照）が発明者によって開発され、本発明の方
法が、従来の侵襲的方法を用いて測定した血液パラメー
ター測定値に比較して、正確、確実、再現性のある、統
計的に有意な結果を提供することを実証した。装置（60
0）は生の反射画像を捕捉するための可視像レシーバー
（612）を含む。可視像レシーバー（612）にはZeiss Ax
iovert 135型顕微鏡からのレンズユニットを用いた。焦
点を結ぶことができる光源（614）からの光を可視像レ
シーバー（612）を通して焦点を結ばせ、hydro−dynami
c focused flow cell（630）から離れた所で反射し（以
下に図７に関連してより詳細に説明する）、同軸的に可
視像レシーバー（612）を経て戻る。例としての光源（6
14）は、例えばEG＆Ｇ（ケンブリッジ、MA）のようなパ
ルス キセノン アーク灯である。

生の反射画像を運搬する反射光はフローセル（630）
から、可視像レシーバー（612）を経て、高解像ビデオ
カメラ（618）まで行く。カメラ（618）は、電子的シャ
ッターで、高解像度（1024×512画素）のカメラが好ま
しい。例としてのビデオカメラはハママツC240077高解
像度（768×497画素）CCDカメラである。或いはカメラ
（618）は、EG＆Ｇ（ケンブリッジ、MA）のような、サ
イズ９μｍ×９μｍの約1,000,000画素を捕捉できる高
フレームレート（300Hz）、高解像度デジタルビデオカ
メラであってもよい。反射光は同軸的に集められ、反射
画像は（618）の面に焦点を結ぶ。パルス光源（ストロ
ボ）（614）はシンクロパルス セパレーター（640）
（図6B）によって駆動され、カメラ（618）のフレーム
レートと光源（614）のパルス速度とを同期化する。カ
メラ（618）は可視像レシーバー（612）の拡大画像面に
ある。

反射画像を見るために、アイピース（615）を可視像
レシーバー（612）とカメラ（618）の間の反射光路に挿
入する。画像フィルター（616）も可視像レシーバー（6
12）とカメラ（618）との間の反射光路に挿入される。
画像フィルター（616）はスペクトル選択フィルターと
して機能し、反射画像を波長によって濾波する。

カメラ（618）をコンピューター、例えばコンパック
−P5、75MHzにつないで、Media Cybernetics（シルバー
スプリング、MD）製の、Image Pro Plus画像分析ソフト
ウェアーを作動させる。カメラ（618）によって捕捉さ
れた濾波画像はカメラ（618）からコンピューター（62
0）に伝送され、分析される。コンピューター（620）は
“フレーム捕捉板”、例えばCorecoモントリール、カナ
ダ）から供給されるOcculus F64画像捕捉板（646）など
を含み、カメラ（618）からの画像データをもったシグ
ナルを捕捉する。好適には、10ビットのフレーム捕捉板
を用い、十分なデジタル解析ができる。コンピューター
（620）はディスプレー処理および／または保存のため
の１つ以上の出力デバイス（622）に連結する。アウト
プットデバイス（622）は、ハードディスクドライブま
たは例えばDATテープドライブ（654）のようなその他の
タイプの保存デバイス、中央プロセッシングユニット
（CPU）、レーザージェットプリンターなどのプリンタ
ー（652）、コンピュータースクリーンまたは、例えば
ビデオ画像モニターなど（648）のモニター、例えばコ
ントロールモニター（650）などのコンピューターモニ
ターである。

カメラ（618）のアウトプットはレコーダー（644）、
例えばスーパーVHSレコーダー、に送ることもできる。
コンピューター（620）およびレコーダー（644）に送る
前に、タイムスタンプ（642）をカメラ（618）のアウト
プットに付加することができる。

ビデオカメラ技術の進歩が高フレームレートで作動す
ることのできる画素の数を著しく増やした。数ミリ秒に
よって分離される100万個もの画素を含む血流の捕捉画
像を用いてin vivo赤血球を可視化し、透明または透過
性物質の薄い層によって外部環境から分離された現実の
血流を分析することができる。高速連続画像のフレーム
間の個々の赤血球の動きを利用してシグナル 対 ノイ
ズ比を高め、静止バックグラウンドを抑制することがで
きる。

0.94から10μｍまでの範囲の粒子サイズを動的に捕捉
する装置（600）の基礎的精度が、市販のポリスチレン
ビーズを用いて、相関係数＞0.99で確立された。

装置（600）を用いて、流れる血液の反射画像を作成
し、血管系のin vivo反射画像のフィージビリティーモ
デルを提供した。血液を血液サプライ（624）から蠕動
ポンプ（628A）によってフローセル（630）を通して矢
印Ａによって示す方向で廃物受け器（632）まで流す。
同時にシース液サプライ（626）からのシース液を蠕動
ポンプ（628B）でフローセル（630）を通して矢印Ａに
よって示す方向に廃物受け器（632）まで流す。シース
液は、血管壁およびその他の組織周囲血液を刺激するた
めに用いる等張メジウムである。図７により詳細に示す
ように、サンプルの流路（702）の断面は可視像受け器
（612）上の領域が最も小さい。サンプル流路（702）の
断面が狭くなる比率をコントロールすることによって、
層状流れを維持することができる。反射画像に個々の細
胞を見ることができるようにサンプル流路（702）の断
面を調節することができる。

使用したモデルは、フローサイトメトリーに用いるた
めに開発された流体力学的フォーカスフローセルの応用
である。このフローセルにおいて、血液を含む狭い“サ
ンプル流”は不活性シース液にすっぽり包まれる。そし
て複合流体系が約250μｍ離れた２枚のガラスプレート
間の流れをおこす。シース液の流れを変えると、サンプ
ル流の大きさを直径100μｍ以上から約10μｍに減らす
効果があり、こうして微小血管系の典型的毛細血管を非
常に綿密にあらわす。

このフローセルで、実験の重要なパラメーターを独立
的に次のように変えることができる： ・ シース液の容量流によってコントロールされる血球
速度は毎秒100から1000μｍまでに変化させることがで
きる。

・ シース 対 サンプル流容量の比によってコントロ
ールされるサンプル流直径は10μｍから100μｍまでの
範囲に変化し得る。

・ サンプルおよびシース流の流速を変えることによっ
て、直径および速度両方にパルスを導入することができ
る。

・ 静止ガラス窓かシース流のどちらかに散乱要素を付
加することによって、組織の薄層（粘膜）の効果を刺激
することができる。

フローセル（630）を通って流れる血液の反射画像の
可視化を改良するために、装置（600）に２つの偏光器
を用いた（図6A参照）。第１の偏光器（613A）は光源
（614）と可視像レシーバー（612）との間の光路に置い
た。第２の偏光器（613B）は、画像化血流を含むフロー
セル（630）とカメラ（618）との間の反射光路に置い
た。２つの偏光器は、偏光面が互いに90゜であるように
“交差”する。例えば、偏光器（613B）の偏光面は偏光
器（613A）の偏光面に対して90゜である。同様に、偏光
器（613A）の偏光面は偏光器（613B）の偏光面に対して
90゜である。偏光器（613A）および（613B）の使用によ
って、カメラ（618）によって捕捉される反射画像は向
上し、血球成分をバックグラウンドに対してよりシャー
プにコントラストをつけることができ、それによって血
流の可視化を改善する。クロス偏光器による可視化の改
善は、以下の４章でin vivo装置を使ってより詳細に説
明される。装置（600）では光を反射し、組織バックグ
ラウンドからの反射を模する拡散反射板（635）も用い
た。

装置（600）では、反射光における画像を用いて４つ
のRBCパラメーター（RBC、MCV、Hb、およびMCHC）を定
量する基礎的フィージビリティーが説明される。下記の
表に、このフィージビリティーモデル（装置600）を用
いて得られた数値間の相関性およびクールター（Coulte
r Stk.S）を用いて得られたそれらをまとめる（Ｎ＝サ
ンプル数;r＝相関係数）。

パラメーター Ｎ ｒ Hb 70 0.9 MCHC 20 0.55 MCV 45 0.70 RBC 38 0.65 装置（600）を用いて血流の速度および大きさをフロ
ーセル（630）中で実験的に操作し、in vivo条件を模し
た。装置（600）を用いて、フローセル（630）の可視像
レシーバー（612）の上に置いた例えば患者の指の血流
も測定することができる。

発明者は装置（600）を合致−および相関研究に用
い、本発明を臨床的に使用して正確な非侵襲的in vivo
結果を得ることができることを確認した。ヘモグロビン
濃度を装置（600）の血液サプライ（624）に入れるため
の、或る病院からの患者70名の血液サンプルを用いて測
定した。同じ70血液サンプルの血液をクールター ダイ
アグノスティックス（Coulter Diagnostics）（マイア
ミ、フロリダ）製の従来のクールターStk.S分析器を用
いて分析した。装置（600）およびクールター装置に試
験した70のサンプルの各々で、ヘモグロビン濃度が貧血
状態を示すかまたは正常状態を示すかを確認した。図8A
に示すように、フィージビリティーモデルを用いて行っ
た決定と、クールター装置を用いて行った決定とは、70
サンプル中67サンプルで一致し、96％の一致を示した。
クールター装置と比較して装置（600）では、誤って高
い（クールターでは正常なのに貧血を示した）１例と、
誤って低い（クールターでは貧血なのに正常値を示し
た）２例が示された。

多数の実験を装置（600）を用いて行い、血管系の種
々の特性を測定した。例えば装置（600）を用いてフロ
ーセル（630）を流れる血液の画像を作った。400nmから
1000nmまでの範囲の光が光源（614）から照射された。
画像は、適した画像フィルター（616）の選択によっ
て、450nm、500nm、550nm、600nm、650nm、700nm、750n
m、800nm、850nmおよび900nmで捕捉された。装置（60
0）で得られる画像の１実施例を図９に示す。血小板は
白い点として示され、赤血球はより暗い“かげ”として
示される。

装置（600）を用いて、毛細血管血漿で、または小血
管、例えば小毛細血管中の細胞間腔で測定が行えること
も確認された。例えば血球に関する画像部分を排除また
は無視することによって、無形構成成分に関する測定が
行える。流体力学的フォーカスフローセルを用いて、４
種類の濃度のビリルビンを全血の1/4希釈物に加えた。
最終的ビリルビン濃度は6.2g/dlから24.8g/dlの範囲で
あった。キセノン フラッシュランプを用いてフィール
ドを照射し、画像を２種類の光学フィルターで記録し
た:1つはビリルビンの主な吸収波長（450nm）、１つは
ビリルビンの吸収帯の外側の波長（600nm）。

画像を取った後、分析は、比較として用いるバックグ
ラウンドの周りの関心とする領域またはシーン（領域
Ａ）を決めることを含んでいた（図10参照）。フローセ
ル（630）を通過する流れの内側の関心とする領域（領
域Ｂ）も決めた。領域Ｂを分割し、赤血球の画像を排除
した。これを行うには、赤血球を領域Ｂから分離する強
度閾値を用いた。それから領域Ｂの残りの領域で光学密
度を決め、分析を行った。

図11はビリルビンの光学密度と濃度（mg/dl）とのプ
ロットを示す。図11は吸収波長（450）の光学密度が非
吸収波長（600nm）に対して著しく増加することを示
す。

実験はチョッパー安定化反射分光光度計で行い（図12
参照）、白血球（white blood cellsまたはleukocyte
s）の反射特性を測定した。生成した反射スペクトルシ
ーンを図13に示す（波長（nm）の関数としての反射率
％）。図13は、白血球の反射光が550nm周囲のスペクト
ル領域では相対的に高いことを示している；ここでは赤
血球の反射光はヘモグロビンの吸収によって減衰してい
る。550nmに中心があるスペクトル選択フィルター（画
像フィルター616）を装置（600）に用いて、100μｍガ
ラス毛細管中の白血病血液の画像を得た（図14）。図14
に示される白血病血液は、正常または健康血液の白血球
（7500/μｌ）より多数の白血球（44000/μｌ）を含
む。図14では、白血球は、赤血球のより暗いバックグラ
ウンドに対して明るいスポットとしてあらわれる。

4.In vivo装置 図15Aは、ヒト血管系の非侵襲的in vivo分析のための
in vivo装置（1500）の１実施態様を説明するブロック
図である。装置（1500）は被験者（一般に（1504）で示
される）の組織を照射する光源（1502）を含む。１つの
光源が示されているが、本発明は１つの光源の使用には
制限されず、１つ以上の光源を使用できることが理解さ
れるべきである。１つ以上の光源を使用する実施態様に
おいて、各光源は単色性でも多色性でもよい。光源（15
02）はパルス化可能の光でも、連続光を与える非パルス
化光源でも、どちらの操作も可能なものでもよい。光源
（1502）は例えばパルス キセノン アーク灯、水銀ア
ーク灯、ハロゲン光、タングステン光、レーザー、レー
ザーダイオード、または発光ダイオード（LED）を含め
る。光源（1502）はコヒーレント光源または非コヒーレ
ント光源でもよい。

第１の偏光器（1510）を光源（1502）と被験者（150
4）との間に置く。第１の偏光器（1510）は光源（150
2）からの光を偏光する。第２の偏光器（1520）を被験
者（1504）と画像分離手段（1540）との間に置く。偏光
器（1510）および（1520）は互いに90゜の方向の偏光面
をもつのが好ましい。

本発明の一つの実施態様において、光源（1502）は第
１の偏光器（1510）を含み、分離した第１の偏光器（15
10）は必要ない。このような実施態様において、光源
（1502）は偏光の光源、例えばレーザーまたはレーザー
ダイオードであり、第２の偏光器（1520）は、偏光光源
（1502）の偏光面に対して90゜の方向の偏光面を有す
る。

被験者（1504）からの反射スペクトル画像は多重散乱
長さ以下の深さから反射される。画像分離手段（1540）
は被験者（1504）からの反射スペクトル画像を２つ以上
の画像部分に分離する。各画像部分は画像捕捉手段、例
えば画像捕捉手段（1560）、（1570）および（1565）な
どによって捕捉される。各画像捕捉手段を画像補正−お
よび分析手段（1580）に連結し、画像補正および分析を
行い、結果（140）を得る。

図15Bはin vivo装置（1500）のより詳細を示す。ビー
ムスプリッター（1518）を用いて光源（1502）と照射組
織との間の光路（1506）および反射光路（1507）を形成
する。照射される組織の多重散乱長さ以下の深さから反
射する反射画像は、反射光路（1507）に沿って運ばれ、
反射画像を捕捉するための画像捕捉手段（1560）に達す
る。適した画像捕捉手段（1560）は、上に定義した高解
像度画像を捕捉することのできる装置を含める。画像捕
捉手段は分析の目的のための画像のすべてまたは部分を
捕捉する。適した画像捕捉手段には、カメラ、フィル
ム、光電池、光ダイオード、光検出器、またはCCDカメ
ラを含める；ただしこれらに制限するものではない。例
えばビデオカメラや、1024×512画素解像度および300Hz
フレームレートを有するCCDカメラが使用できる。特に
好適な画像捕捉手段はハママツC2400−77高解像度CCDカ
メラである。

画像捕捉手段のために必要な解像力は、in vivo装置
によって行われる測定および分析のタイプに依存する。
例えば、ヘモグロビン（Hb）濃度を測定するために必要
な解像力は、細胞測定、例えばMCVまたは細胞計数など
をするために必要な解像力より低い。例えば、ヘモグロ
ビン濃度測定は画像捕捉手段として光電池、例えば１つ
の赤色光電池および１つの緑色光電池を用いて行うこと
ができる。

第１偏光器は光源（1502）と照射組織との間の光路
（1506）に置かれる。第１偏光器（1510）は光源からの
光を偏光する。偏光器（1510）は一般に（1512）で示さ
れる偏光面を有する。第２偏光器（1520）が照射組織と
画像捕捉手段（1560）との間の反射光路（1507）に置か
れる。偏光器（1520）は一般に（1522）で示される偏光
面を有する。図15Bに示すように、（1512）および（152
0）の偏光面は互いに90゜の角度をもつ。互いに90゜の
方向の偏光面を有する偏光器（1510）および（1520）の
ような偏光器を、ここでは“クロス偏光器”と呼ぶこと
にする。

偏光器の効率は、入射光に対する偏光器を通過する光
のパーセンテージの関数である。偏光されない光（ラン
ダム偏光）の偏光器へのインプットの各単位で、完全に
効率的な偏光器は入射光の50％を伝達する。ランダム偏
光がクロス偏光器として構成された２つの完全な偏光器
に入るとき（効率には無関係に）、すべての光は消され
る、すなわち第２偏光器を通って出てくる光はない。ク
ロス偏光器によって消される光が多ければ多い程（すな
わちクロス偏光器を透過するランダム偏光が少なければ
少ない程）、クロス偏光器の吸光度はより大きくなる。
最低10^-3の吸光係数をもつクロス偏光器（クロス偏光器
に入射するランダム偏光の各単位あたり、1/1000がクロ
ス偏光器を透過する）が本発明に使用するのに適する。
適したクロス偏光器はポラロイド社（Polaroid Corp）
（マサチュセッツ）からシート偏光器として入手可能で
ある。

上記のように、高吸光偏光器を交差させるとき、実質
上すべての光が排除される。そこで、本発明の装置のた
めに記載したクロス偏光器を用いた場合予想される結果
は、照射画像のすべてを消すことである。本発明の装置
にクロス偏光器を用いると反射画像の可視化がいかに高
まり、反射画像を用いる定量分析の実施能力がいかに増
大するかという期待せざる結果をここに説明する。反射
光は３つの成分を有する。第１は、ソースの画像を反射
して保存する“鏡（mirror）または鏡による（specula
r）反射”成分である。第２の成分は“粗表面散乱”成
分である。粗表面散乱成分は、粗表面によって散乱し、
ソース画像を保存しない散乱光である。しかし、鏡反射
成分も粗表面散乱成分も偏光を持ち続ける。第３のそし
て最後の成分は、一般に“レイリーの散乱”成分として
知られている“微粒子散乱”成分である。レイリー散乱
成分は、照射光の波長に比較して小さい粒子によって散
乱する光である。レイリーの散乱は光の偏光を解消す
る。そこでレイリーの散乱成分は元の偏光が失われるよ
うに偏光を解消する唯一の反射光成分である。

反射光成分のうち、互いに90゜の方向をもつ例えば偏
光器（1510）および（1520）のような“クロス偏光器”
を通過する唯一の成分はレイリーの散乱成分である。鏡
反射成分および粗面散乱成分は偏光を持ち続ける。そこ
で、もしも第１の方向で（例えば偏光器（1510）によっ
て）偏光する光の鏡反射成分および粗面散乱成分が第１
の方向に対して90゜の方向の偏光器（例えば偏光器（15
20））を通過するならば、反射光のこれら２つの成分は
消える。対照的に、第１の方向で偏光する光のレイリー
散乱成分は偏光が解消される。そこでレイリーの散乱成
分は、それが第１偏光方向に対して90゜の方向の偏光器
を通過するとき、消えない。また、レイリーの散乱成分
はソース画像を失い、物体内からの反射光の一様なソー
スを効果的に提供する。

図15Bにより、光源（1502）からの光は第１方向（151
2）で偏光器（1510）によって偏光する。こうして偏光
した光が物体（1504）から反射する。反射光のレイリー
の散乱成分は偏光する。しかし鏡反射成分および粗面散
乱成分は偏光器（1510）からの偏光を持ち続ける。反射
光が第１方向（1512）に対して90゜の第２方向（1522）
に位置する偏光器（1520）を通過するとき、鏡反射成分
および粗面成分は消える。そこで反射光の、偏光器（15
20）を通過する唯一の成分はレイリーの散乱成分であ
り、それは方向（1522）で偏光が解消され、入射光との
角度のcosineとして変化する強度をあらわす。

互いに対して90゜の方向をもつ偏光器（1510）および
（1520）のようなクロス偏光器を用いるとき、偏光が解
消された反射光、すなわりレイリーの散乱成分のみが観
察される。鏡反射成分および粗面散乱成分は排除され
る。クロス偏光器では光は透過しないであろうという上
記の期待に反して、レイリーの散乱によって偏光解消し
た光は可視バックライティング効果をもたらす。それは
反射画像のコントラストおよび可視化、および反射画像
を用いる定量分析の実施能力を著しく高める。増加した
可視化および定量能力は、上記のようなクロス偏光器の
使用に起因する２つの結果による。第１に、鏡反射成分
および粗面散乱成分−これらは両方共定量測定における
ノイズの発生源である−は除去される。第２に、レイリ
ーの散乱成分は、それがランバート面から反射する光と
同様に振る舞うという点で、“ランバート的”である。
そこでレイリーの散乱成分は視角には無関係であり、測
定反射光強度から濃度をより簡単にコンピューター計算
できる（ベールの法則に類似）。

ランバートの法則のもとでは、完全反射面によって放
射または反射する与えられた方向の光強度は、その方向
と面に垂直な方向との角度のコサイン（cosine）として
変化する。ランバート表面は、理想的な完全反射面であ
り、そこでは反射された照射の輝度は方向に左右されな
い。ランバート表面から反射する光は、降ったばかりの
雪のように、どの角度からも等しく明るく見える。大部
分の表面はランバート面でなく、反射光の強度は表面効
果のため視角に依存する。

本発明のクロス偏光技術の使用によって可視化が高め
られることは、図18Aと図18Bとの比較からわかる。図18
Aはクロス偏光器のない従来の光学器械を用いた黒イン
ク−ジェット十字である。インク−ジェット十字の可視
化は、インク−ジェット十字とバックグラウンドとのコ
ントラストが比較的良くないため難しい。図18Bは、本
発明のクロス偏光技術、すなわち互いに対して90゜の方
向の1510および1520のような偏光器、を用いて可視化し
た、図18Aに用いた同じ黒インク−ジェット十字であ
る。図18Bは、クロス偏光器を用いて可視化およびコン
トラストが改良されることを劇的に証明している。この
画像は、もしも画像が透過光からのものであった場合に
認められるものと同じである。図18Aの従来の反射光で
見られる反射は、図18Bではクロス偏光器の使用によっ
て除去された。

図15Bに示すように、対物レンズ（1517）が光路（150
6）と反射光路（1507）に同軸的に置かれる。対物レン
ズ（1517）は反射画像を拡大する。画像捕捉手段（156
0）を対物レンズ（1517）の拡大画像面に置く。好適に
は対物レンズ（1517）は照射組織の可視化に必要な最低
拡大レベルで選択される。必要な倍率は可視化すべき照
射組織中の物体の大きさ、並びにその画像のために使用
する画素の大きさの関数である。低倍率はフィールドの
深さを大きくするが、画像をより粗雑にする。高倍率は
フィールドの深さを低めるが、動きによって生ずるブレ
を受けやすい。微小血管系の血管は直径10〜40μが普通
である。血管直径あたり10ないし20の画素が10×レンズ
で、適切な画像を提供する。より小さいサイズの画素で
は、より低い倍率を用いることができる。

光路（1506）で光の焦点を結ばせるために、レンズ
（1516）は偏光器（1510）のどちら側に用いてもよい。
熱排除フィルター（1508）を光源（1502）の前方に置い
て、熱を排除することが好ましい。フィルター（1508）
は1000nm以上の波長をブロックするように作られるのが
好ましい。

画像分離手段（1540）を第２偏光器（1520）と画像捕
捉手段（1560）の間の反射光路（1507）に置き、反射画
像を第１部分（1532）と第２部分（1534）に分離する。
画像分離手段（1540）は反射画像を２部分とは限らず、
複数の部分に分離することができる。反射画像の第１部
分（1532）は、画像捕捉手段（1560）によって捕捉され
る。第２部分（1534）は第２の画像捕捉手段（1570）に
よって捕捉される。第２画像捕捉手段（1570）は画像捕
捉手段（1560）と同じでも異なってもよい。第２画像捕
捉手段（1570）は対物レンズ（1517）の拡大画像面に置
かれる。付加的画像捕捉手段を用いて画像分離手段（15
40）によって分離したその他の画像部分を捕捉すること
ができる。別の実施例では、単一の画像捕捉手段を用い
て反射画像の第１部分（1532）および第２部分（1534）
を捕捉することができる。

１つの特に好ましい画像分離手段は二色性鏡またはそ
の他の種類の二色性分離器である。それは特定波長以下
の光をすべて透過し、特定波長以上のすべての光を反射
する。或いは、特定波長以下のすべての光を反射し、特
定波長以上のすべての光を透過する画像分離手段を用い
ることもできる。その他の適した画像分離手段も用いら
れる。

スペクトル選択手段（1552）を第２偏光器（1520）と
画像捕捉手段（1560）との間の反射光路（1507）に置く
ことができる。スペクトル選択手段（1552）は例えばモ
ノクロメーター、スペクトルフィルター、プリズム、ま
たは回折格子である。同様にスペクトル選択手段（155
4）を第２偏光器（1520）と第２画像捕捉手段（1570）
との間の反射光路（1507）に置くことができる。スペク
トル選択手段（1554）も、例えばモノクロメーター、ス
ペクトルフィルター、プリズム、または回折格子でよ
い。スペクトル選択手段（1552）および（1554）の中心
値を実施する分析の種類によって選ぶことができる。例
えば、もしヘモグロビン濃度を測定する場合は、スペク
トル選択手段（1552）および（1554）の１つは550nmに
中心があり、スペクトル選択手段（1552）および（155
4）のその他の一つが650nmに中心があるのが好ましい。
もう一つの実施例として、もしもビリルビン濃度を測定
する場合には、スペクトル選択手段（1552）および（15
54）の１つは450nmに中心があり、スペクトル選択手段
（1552）および（1554）のその他の一つは600nmに中心
があるのが好ましい。

特別に好適な実施態様では、光源（1502）は複数のLE
Dとして構成され、各LEDは異なる波長の光を発射する。
例えば、３つのLEDを用いて緑、青、および赤色光源を
提供することができる。特定波長の光を放出するように
構成された光源（1502）、例えばLED、の使用によっ
て、分離スペクトル選択手段（1552）および（1554）の
必要がなくなる。単一の画像捕捉手段（1560）を用い
て、３つのLEDの各々からの反射画像を捕捉することが
できる。例えば、複数の波長（緑、青および赤）に感ず
る単色カメラを用いて、３つの（緑、青および赤）LED
の各々からの反射画像を捕捉することができる。

画像捕捉手段（1560）を画像補正および分析手段（15
80）に連結する。画像補正および分析手段（1580）はコ
ンピューターまたはその他のタイプのプロセッシングシ
ステムでよい（以下の図16に、より詳しく説明されてい
る）。画像捕捉手段（1560）によって捕捉される反射画
像をあらわすシグナル（1562）は画像捕捉手段（1560）
によって送られ、画像補正および分析手段（1580）に受
け取られる。同様に、画像捕捉手段（1570）を画像補正
および分析手段（1580）に連結する。画像捕捉手段（15
70）によって捕捉される反射画像をあらわすシグナル
（1572）は画像捕捉手段（1570）によって送られ、画像
補正および分析手段（1580）に受け取られる。画像補正
および分析手段（1580）は受け取った反射画像のプロセ
ッシングおよび分析を行う。特に、画像補正および分析
手段（1580）を用いて図２に示す段階220−240を行うこ
とができる。画像補正および分析手段（1580）は、これ
らの段階をハードウェア、ソフトウェア、またはハード
ウェアとソフトウェアとの組み合わせによって実施する
ように形成される。

本発明に使用するための、例として挙げた画像補正お
よび分析手段（1580）は図16にコンピューターシステム
（1600）として示される。コンピューターシステム（16
00）は１つ以上のプロセッサー、例えばプロセッサー
（1604）を含む。プロセッサー（1604）はコミュニケー
ションバス（1606）に連結する。種々のソフトウェア実
施態様がこの例証的コンピューターシステムに関して説
明される。この説明を読めば、熟練せる当業者にはその
他のコンピューターシステムおよび／またはコンピュー
ター構造を用いて本発明を如何に実施するかが明らかに
なるであろう。

コンピューターシステム（1600）は主メモリー（160
8）、好適にはランダムアクセスメモリー（RAM）も含
み、二次的メモリー（1610）も含むことができる。二次
的メモリー（1610）は、例えばハードディスクドライブ
（1612）および／または取り外しできる保存ドライブ
（1614）（フロッピーディスクドライブ、磁気テープド
ライブ、光学的ディスクドライブなど）を含むことがで
きる。取り外し可能の保存ドライブ（1614）を、公知の
方法で、取り外し可能の保存ユニット（1618）から読み
取り、および／または取り外し可能の保存ユニットに書
き込む。取り外し可能の保存ユニット（1618）は、フロ
ッピーディスク、磁気テープ、光学的ディスクなどで、
それは取り外し可能の保存ドライブ（1614）に読み取ら
れ、書き込まれる。取り外し可能の保存ユニット（161
8）は、コンピューターソフトウェアおよび／またはデ
ータを保存してあるコンピューター利用保存メジウムを
含む。

別の実施態様では、二次的メモリー（1610）は、コン
ピュータープログラムまたはその他のインストラクショ
ンをコンピューターシステム（1600）に担わせることが
できるその他の同様な手段を含むかも知れない。そのよ
うな手段としては、例えば取り外し可能の保存ユニット
（1622）、およびインターフェース（1620）がある。そ
のようなものの例は、プログラムカートリッジおよびカ
ートリッジインターフェース（ビデオゲーム装置に見い
だされるようなもの）、取り外し可能のメモリーチップ
（例えばEPROM、またはPROM）および関連ソケットおよ
びその他の取り外し可能の保存ユニット（1622）および
インターフェース（1620）を含める；それらはソフトウ
ェアおよびデータを取り外し可能の保存ユニット（162
2）からコンピューターシステム（1600）に伝送するこ
とができる。

コンピューターシステム（1600）にはコミュニケーシ
ョンインターフェース（1624）も含むことができる。コ
ミュニケーションインターフェース（1624）はソフトウ
ェアおよびデータを、コンピューターシステム（1600）
と外部装置、例えば画像捕捉手段（1560）および（157
0）など、との間で伝送することができる。コミュニケ
ーションインターフェース（1624）の例としてはモデ
ム、ネットワークインターフェース（例えばイーサーネ
ットカードなど）、コミュニケーションポート、PCMCIA
スロットおよびカードなどを含める。コミュニケーショ
ンインターフェース（1624）によって転送されるソフト
ウェアおよびデータは、電子−、電磁気、光学的シグナ
ルの形でも、またはその他の、コミュニケーションイン
ターフェース（1624）によって受け取ることのできるシ
グナルでもよい。例えば、シグナル（1562）および（15
72）がチャンネル（1628）によってコミュニケーション
インターフェースに提供される。チャンネル（1628）は
シグナル（1562）および（1572）を運搬し、ワイヤーま
たはケーブル、ファイバー光学器械、電話線、セルラー
フォーン（携帯電話）リンク、RFリンクおよびその他
のコミュニケーションチャンネルを用いて実行すること
ができる。

本明細書では、用語“コンピュータープログラム媒
体”および“コンピューター利用媒体”は一般に取り外
し可能の保存デバイス（1618）、ハードディスクドライ
ブ（1612）に備え付けられたハードディスク、およびチ
ャンネル（1628）によって提供されるシグナルのような
媒体を言う。これらのコンピュータープログラム製品は
ソフトウェアをコンピューターシステム（1600）に提供
する手段である。

コンピュータープログラム（コンピューターコントロ
ールロジックとも言われる）は主メモリー（1608）およ
び／または二次的メモリー（1610）に保存される。コン
ピュータープログラムはコミュニケーションインターフ
ェース（1624）によっても受け取られる。このようなコ
ンピュータープログラムは、実行するときには、コンピ
ューターシステム（1600）にここに述べたような本発明
の特徴を発揮させることができる。特に、コンピュータ
ープログラムは、実行するときには、プロセッサー（16
04）に本発明の特徴を発揮させることができる。よっ
て、このようなコンピュータープログラムはコンピュー
ターシステム（1600）のコントローラーである。

ソフトウェアを用いて本発明を実行する実施態様にお
いて、ソフトウェアを、取り外し可能の保存ドライブ
（1614）、ハードドライブ（1612）またはコミュニケー
ションインターフェース（1624）を用いてコンピュータ
ープログラム製品に保存し、コンピューターシステム
（1600）に収めることができる。コントロールロジック
（ソフトウェア）は、プロセッサー（1604）によって実
行するときは、そのプロセッサー（1604）にここに記載
する本発明の機能を発揮させる。

また別の実施態様では、本発明は主として、例えばハ
ードウェア成分、例えば用途特定集積回路（ASICs）な
どを用いるハードウェアで実施される。ここに記載せる
機能を果たすようにハードウェア状態の機械を運転する
ことは、熟練せる当業者には理解できる。

また別の実施態様では、本発明をハードウェアとソフ
トウェアとの組み合わせを用いて実施する。

図17Aおよび図17Bは、非侵襲的in vivo分析を実施す
る被験者で使用するのに適した本発明の実施態様を示
す。図17Aは、プローブ（探測器）（1704）、プリンタ
ー（1706）、およびプロセッッシングおよび保存ユニッ
ト（1708）を含むコンソールユニット（1702）を示す。
プローブ（1704）を用いて被験者の血管系の部分、例え
ば下唇の内側を画像化する。インデックス マッチング
媒体、例えばジョンソン＆ジョンソンから“KY"ゼリー
の商品名で提供されるエチルセルロース、または砂糖シ
ロップ、をプローブ（1704）に塗布して、プローブ（17
04）と下唇の内側との間を光学的に十分接触させまたは
光学的シールをするのが好ましい。

プローブ（1704）には、光源（1502）から１つ以上の
画像捕捉手段までの図15に示される要素を備え付けるこ
とが好ましい。本発明の装置の最適性能を確実にするた
めに、偏光器（1510）と偏光器（1520）との間の光路に
は偏光を解消する何物もあってはならない。例えば、偏
光器（1510）と偏光器（1520）との間の光路が埃がある
と、装置の性能は低下する。さらに、プローブ（1704）
の成分が非−偏光解消性の物質からなり、その物質が偏
光を解消しないようになっているのが好ましい。光路に
あるプローブ（1704）の諸成分の特に好適な物質は、コ
ダック社からKODACELの商品名で提供される非−偏光解
消性プラスチック材料である。光路の諸成分のためのそ
の他の適した材料はガラスまたは石英である。プローブ
（1704）の画像化末端のための好適材料はガラスであ
る。シグナル（図15に示されるシグナル（1562）または
（1572）のような）はプローブ（1704）からプロセッシ
ングおよび保存ユニット（1708）に運搬され、プロセッ
シングを受け、保存される。

図17Bは、移動ユニット（1722）を示す。移動ユニッ
ト（1722）はプローブ（1724）とベルトユニット（172
6）を含む。プローブ（1724）は図17Aに示すプローブ
（1704）と同様にして形成できる。ベルトユニット（17
26）はデータ保存および伝達ユニット（1728）を含む。
データ保存および伝達ユニット（1728）はプローブ（17
24）からのシグナルを受け取る。これらのシグナルはデ
ータ保存および伝達ユニット（1728）によって保存さ
れ、その後プロセッシングされる。或いはこれらのシグ
ナルはデータ保存および伝達ユニット（1728）によって
中心プロセッシングステーション（示されていない）に
伝達され、プロセッシングおよび保存される。中心プロ
セッシングステーションは、処理されたデータを永久保
存し、公知の方法で結果を印刷およびディスプレーする
ように構成される。ベルトユニット（1728）はバッテリ
ーまたはその他の適したパワーサプライのための場所
（1729）を含む。

本発明のIn vivo装置を用いて上記の本発明の方法を
行うことができる。特に、in vivo装置を用いて血液の
単位容量あたりのヘモグロビンおよびビリルビン濃度を
測定することができる。in vivo装置を用いて単位容量
の血液中の白血球数および血小板数を測定することもで
きる。白血球または血小板のような細胞数を測定するた
めに、光源は分析画像の“アクションを止める”ために
パルス光またはフラッシュとして形成される。パルス光
源で実現するストップアクションは分析画像中の動きと
関連したブレを回避する。パルス光源は好適には画像捕
捉手段のフレームレート（frame rate）と同期化するの
が好ましい。ストップアクションは画像捕捉手段上のシ
ャッター操作をコントロールすることによっても実現で
きる。ストップアクション画像は、分析画像で細胞を数
えなければならないときに好適である。ストップアクシ
ョン画像を用いて、その他の非細胞−計数（non−cell
−count）パラメーター、例えばHbまたはHctなどを決定
することもできる。しかしこのようなその他のパラメー
ター、HbおよびHctなど、もノンストップアクション（n
on−stop action）画像で測定できる。

１匹の子豚で異なる程度の貧血で実験を行い、従来の
実験室的装置を用いる理学的測定値とin vivo装置を用
いる測定値とを比較した。その子豚を瀉血し、その間生
理的食塩液を滴下して子豚の液体容量を一定に保持し
た。瀉血中の種々の時点に血液サンプルを抽出し、従来
のクールター実験室的装置およびin vivo装置を使用し
てヘモグロビンを測定した。図8Bは、クールター Stk.
S結果とHEMOSCAN（in vivo装置）結果との高い相関関係
を示す（ｒ＝0.91）。

In vivo装置を用いる実験を23名の“健常者”で行っ
た。その方法は唇上のプローブを用いて反射スペクトル
画像を集めることを含んでいた。プローブを被験者の唇
の表面の内側に置き（経粘膜的）、少量の“KY"ゼリー
によって光学的接触または光学的シールを実現した。図
8Cは23名の健常者でクールター Stk.S装置およびヘモ
スキャン（HEMOSCAN）in vivo装置を用いて行ったヘモ
グロビンの比較測定を説明するグラフである。結果は相
関関係ｒ＝0.68で予測的に83％の一致を示した。

5.In vitroおよびその他の分析的用途 本発明のクロス偏光技術を用いて反射画像の可視化を
改善し、血管系の非侵襲的in vivo分析以外の多くの用
途において反射画像を用いる定量分析能力を改善するこ
とができる。本発明のクロス偏光技術は血液特性のin v
itro分析にも容易に用いることができる。上に述べたin
vivo測定は例えばチューブまたはフローセルで血液を
画像化することによってin vitroでも実施することがで
きる。本発明のクロス偏光法を用いて定量的血液濃度
（Hb、Hct）、血球数（WBC、RBC、Plt）、血球特性（MC
V、MCHC、および顆粒球）、および血漿構成成分（ビリ
ルビン、標識血漿中成分、および標識化細胞）のin vit
ro測定することができる。

本発明のクロス偏光法を用いて、例えば不透明表面に
塗布された色素、インクおよび化学的反応体の定量的分
析測定をすることもできる。そのような定量分析は血液
試験、妊娠テストまたは糖テストなどの“ストリップ試
験”またはストリップリーダーで行われる。本発明を用
いて、紙片上で血液構成成分のin vitro測定をすること
ができる。クロス偏光法は２つ以上の色素サンプル間の
色合わせを必要とする用途にも用いられる。本発明のク
ロス偏光法はボアスコープ用途に、また臨床応用のため
の内視鏡および正像鏡にも使用できる。

図19は、赤色アニリン色素の４試料の吸光度単位と色
素濃度との関係を示すグラフである濃度１、3X、10X、
および20X;下の表１参照）。線（1902）は従来の反射分
光光度法機器を用いて４試料で得られたデータを示す。
このような従来の機器は狭い動作範囲、概して0.0から
0.5吸光度単位をもち、最良の場合でも0.0から１吸光度
単位をおつのが普通である。１吸光度単位は透過または
反射のいずれでも、光強度のファクター10の変化をあら
わす。従来の装置は0.5吸光度単位より上ではフラット
に、反応しなくなり、最後の２点（濃度10Xおよび20X）
間を区別することができなかった。線（1902）はこの領
域ではフラットである。対照的に線（1904）は、図20に
示す、クロス偏光器を含む反射比色計装置（2020）を用
いて同じ４試料で得たデータをあらわす。本発明の反射
比色計装置を用いる動作範囲は２吸光度単位以上にひろ
がった（ファクター100）。本発明の反射比色計装置を
用いる最後の濃度（20X）を測定する制限は、コンピュ
ーター操作をするのに用いたビットの数（８ビット）で
ある。８ビット解像力（2⁸＝256）は約2.41吸光度単位
に相当する。吸光度単位の数を増加するためには付加的
ビットが必要である。例えば、10ビット（2¹⁰＝1024）
は大体３吸光度単位に相当する（ファクター1000）。20
X濃度を測定するためには15ビットが必要であろう。図1
9の結果は、本発明のクロス偏光技術を、例えば紙、フ
ィルムまたはラテックスなどで行う印刷、布および色素
ロット コントロール、ストリップ試験の色コントロー
ルに、並びに色識別を必要とするその他の領域に用いる
ことができることを示す。

反射比色計装置（2020）の１実施態様を図20に示す。
装置（2020）は光源（2022）およびコンデンサーレンズ
（2024）を含む。一般に（2027）で示される偏光面を有
する第１偏光器（2026）を用いて光源（2022）からの光
を偏光する。第１偏光器（2026）は光源（2022）と照射
すべき物体または反射基板（2042）との間にある光路に
置かれる。１実施態様では光源（2022）は第１偏光器
（2026）を含み、したがって分離した（別の）第１偏光
器（2026）は必要ない。このような実施態様では、光源
（2022）は偏光源であり、例えばレーザーまたはレーザ
ーダイオードである。ビームスプリッター（2028）は第
１偏光器（2026）によって偏光した光を対物レンズ（20
30）を通して物体（2042）に反射する。

第２の偏光器（2034）は一般に（2035）に示される偏
光面をもち、物体（2042）と検出手段（2036）との間の
反射光路に置かれる。偏光面（2035）は偏光面（2027）
に対して90゜である。波長選択のためのスペクトル選択
手段（2032）、例えばフィルター、が反射光路に置かれ
る。

操作時には、光源（2022）からの照射光（2038）はコ
ンデンサーレンズ（2024）を通過し、第１偏光器（202
6）によって偏光する。偏光した光（2040）はビームス
プリッター（2028）を通って反射し、対物レンズ（203
0）を通って物体（2042）上に焦点を結ぶ。物体（204
2）からの反射光（2044）はレンズ（2030）、ビームス
プリッター（2028）、スペクトル選択手段（2032）、お
よび第２偏光器（2034）を通過する。クロス偏光された
反射光（2046）は検出手段によって検出される。

検出手段（2036）は反射光を検出するために適したい
かなる装置でもよい。適した検出手段は光検出器、光電
池、または、反射光（2046）の反射光強度を検出できる
その他の装置を含める。適した検出手段（2036）はカメ
ラも含める。装置（2020）を用いてチューブまたはフロ
ーセル中の血液を用いて血液分析を行うこともできる。

6.本発明の要旨および各態様の要約 （１）反射スペクトル画像の使用によって血液を分析す
る装置であって： 血液を照射するための光源であって、前記光源と照射
される血液との間に光路が形成される光源と； 前記光源からの光を偏光する第１偏光器と； 多重散乱長さ以下の深さにおいて照射される血液から
反射する反射画像を捕捉する画像捕捉手段であって、前
記反射画像が照射される血液と前記画像捕捉手段との間
の反射光路に沿って伝わる前記画像捕捉手段と； 照射される血液と前記画像捕捉手段との間の反射光路
に置かれた第２偏光器であって、前記第２偏光器の偏光
面が前記第１偏光器の偏光面に対して90゜の関係である
前記第２偏光器 とを含むことを特徴とする装置。

（２）前記光源が前記第１偏光器を含むことを特徴とす
る前項１に記載の装置。

（３）前記光源がレーザーダイオードを含むことを特徴
とする前項２に記載の装置。

（４）前記画像捕捉手段が電荷結合素子（CCD）カメラ
を含むことを特徴とする前項１に記載の装置。

（５）前記画像捕捉手段がさらに光検出器を含むことを
特徴とする前項４に記載の装置。

（６）前記画像捕捉手段が光検出器を含むことを特徴と
する前項１に記載の装置。

（７）さらに、前記第２偏光器と前記画像捕捉手段との
間の反射光路に置かれたスペクトル選択手段を含むこと
を特徴とする前項１に記載の装置。

（８）前記光源がパルス光であることを特徴とする前項
１に記載の装置。

（９）反射画像を第１部分と第２部分に分離するため
の、第２偏光器と前記画像捕捉手段との間の反射光路に
置かれた画像分離手段をさらに含むことを特徴とする前
項１に記載の装置。

（10）前記画像分離手段が二色性鏡を含んでなり、反射
画像の第１部分が前記二色性鏡を透過して前記画像捕捉
手段に達し、反射画像の第２部分が前記二色性鏡によっ
て反射することを特徴とする前項１に記載の装置。

（11）反射画像の第２部分を捕捉する第２画像捕捉手段
をさらに含むことを特徴とする前項10に記載の装置。

（12）前記第２画像捕捉手段が電荷結合素子（CCD）カ
メラを含むことを特徴とする前項11に記載の装置。

（13）前記二色性鏡と前記第２画像捕捉手段との間の反
射光路に置かれたスペクトル選択手段をさらに含むこと
を特徴とする前項11に記載の装置。

（14）反射画像を複数の部分に分離するために、前記第
２偏光器と前記画像捕捉手段との間の反射光路に置かれ
る画像分離手段であって、前記反射画像の第１部分が前
記画像捕捉手段によって捕捉される 前記画像分離手段をさらに含むことを特徴とする前項
１に記載の装置。

（15）第２画像捕捉手段をさらに含み、 前記複数部分が２つであり、前記反射画像の第２部分
が前記第２画像捕捉手段によって捕捉される ことを特徴とする前項14に記載の装置。

（16）前記画像分離手段と前記画像捕捉手段との間の反
射光路に置かれた第１スペクトル選択手段と； 前記画像分離手段と前記第２画像捕捉手段との間の反
射光路に置かれた第２スペクトル選択手段 とをさらに含むことを特徴とする前項15に記載の装置。

（17）前記第１スペクトル選択手段が波長550nmに中心
をもち、第２スペクトル選択手段が波長650nmに中心を
もつことを特徴とする前項16に記載の装置。

（18）前記画像捕捉手段に結合し、反射画像を補正およ
び分析する画像補正および分析手段をさらに含むことを
特徴とする前項１に記載の装置。

（19）前記画像補正および分析手段がコンピューターを
含むことを特徴とする前項18に記載の装置。

（20）血液を照射する光源と； 前記光源と照射される血液との間の光路および多重散
乱長さ以下の深さで照射される血液から反射する反射画
像のための反射光路を形成するためのビームスプリッタ
ーと； 前記光源からの光を偏光するための第１偏光器と； 反射画像を捕捉するためのカメラと； 照射される血液と前記カメラとの間の反射光路に置か
れた第２偏光器であって、前記第２偏光器の偏光面が前
記第１偏光器の偏光面に対して90゜の関係である第２偏
光器 とを含んでなることを特徴とする反射スペクトル画像化
の使用によって血液を分析する装置。

（21）前記光源が前記第１偏光器を含むことを特徴とす
る前項20に記載の装置。

（22）前記光源がレーザーダイオードを含むことを特徴
とする前項21に記載の装置。

（23）前記光源がパルス光であることを特徴とする前項
20に記載の装置。

（24）前記光源と照射される血液との間に置かれる熱排
除フィルターをさらに含むことを特徴とする前項20に記
載の装置。

（25）前記ビームスプリッターと照射される血液との間
に置かれ、反射画像を拡大するための対物レンズであっ
て、前記対物レンズの拡大された画像面に前記カメラが
ある 前記対物レンズをさらに含むことを特徴とする前項20
に記載の装置。

（26）前記第２偏光器と前記カメラとの間の光路に置か
れ、反射画像を分離する二色性鏡であって、前記反射画
像の第１部分は前記二色性鏡を透過して前記カメラに達
し、前記反射画像の第２部分は前記二色性鏡によって反
射する前記二色性鏡と； 反射画像の第２部分を捕捉するための画像捕捉手段 とをさらに含むことを特徴とする前項20に記載の装置。

（27）前記画像捕捉手段が第２カメラを含んでなること
を特徴とする前項26に記載の装置。

（28）前記画像捕捉手段が光検出器を含むことを特徴と
する前項26に記載の装置。

（29）前記二色性鏡と前記カメラとの間の光路に置かれ
た第１スペクトル選択フィルターと； 前記二色性鏡と前記第２カメラとの間の光路に置かれ
た第２スペクトル選択フィルター とをさらに含むことを特徴とする前項27に記載の装置。

（30）前記第１スペクトル選択フィルターが波長550nm
に中心があり、前記第２スペクトル選択フィルターが波
長650nmに中心がある ことを特徴とする前項29に記載の装置。

（31）反射画像を分析するために前記カメラに連結した
コンピューター をさに含むことを特徴とする前項20に記載の装置。

（32）（１）血液を画像化し、多重散乱長さ以下の深さ
から反射する生の反射画像を作成し； （２）前記生の反射画像を補正して補正ずみ反射画像
を形成し； （３）補正ずみ反射画像から或るシーンを分割し、分
析画像を形成し； （４）血液の特性を得るために分析画像を分析する 工程を含むことを特徴とする血液分析法。

（33）段階（２）が； （ａ）生の反射画像に第１波長フィルターを適用し、
第１濾波（filtered）画像を形成し； （ｂ）生の反射画像に第２波長フィルターを適用し、
第２濾波画像を形成し； （ｃ）第１濾波画像を第２濾波画像によって割ること
によって得られる商の負の対数を取り、補正ずみ反射画
像を形成する ことを含んでなることを特徴とする前項32に記載の方
法。

（34）段階（２）が、速度補正を適用して、生の反射画
像の動く部分が生の反射画像の静止部分から抽出され、
補正ずみ反射画像を形成することを含むことを特徴とす
る前項32に記載の方法。

（35）第１波長フィルターが等吸収点に位置する第１波
長に中心をもつことを特徴とする前項33に記載の方法。

（36）第１波長フィルターが第１波長550nmに中心があ
り、第２波長フィルターが第２波長650nmに中心がある
ことを特徴とする前項33に記載の方法。

（37）段階（３）が： （ａ）補正ずみ反射画像に光学的強度クリテリアを適
用する ことを含んでなることを特徴とする前項32に記載の方
法。

（38）段階（３）がさらに： （ｂ）補正ずみ反射画像にサイズクリテリアを適用す
る ことを含んでなることを特徴とする前項37に記載の方
法。

（39）サイズクリテリアを用いて太い血管を分割して分
析画像にし、その際、太い血管は複数の赤血球が横に並
んでその太い血管を通るのに十分なサイズであることを
特徴とする前項38に記載の方法。

（40）サイズクリテリアを用いて小血管を分割して分析
画像にし、その際小血管は赤血球が実質上縦に一列に並
んでその小血管を通れるサイズである ことを特徴とする前項38に記載の方法。

（41）段階（３）がさらに： （ｃ）補正ずみ反射画像に形状クリテリアを適用する ことを含むことを特徴とする前項38に記載の方法。

（42）段階（３）が、空間周波数を用いて補正ずみ反射
画像からシーンを分割することを含むことを特徴とする
前項32に記載の方法。

（43）段階（４）が： （ａ）分析画像の平均反射光強度を測定し； （ｂ）分析画像の平均反射光強度を血液の単位容量あ
たりのヘモグロビン濃度に変換する ことを含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（44）段階（４）が： （ａ）分析画像中の白血球を数え、血液の単位容量あ
たりの白血球数を決定することを含むことを特徴とする
前項32に記載の方法。

（45）段階（４）が： （ａ）分析画像から平均細胞量を決定する ことを含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（46）段階（４）が： （ａ）分析画像の血小板を数え、血液単位容量あたり
の血小板数を決定する ことを含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（47）段階（４）が： （ａ）分析画像の血液単位容量あたりの細胞量を測定
し、ヘマトクリット値を決定する ことを含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（48）段階（４）が： （ａ）分析画像の血液単位容量あたりの細胞量を測定
してヘマトクリット値（Hct）を決定し； （ｂ）分析画像の平均反射光強度を決定し； （ｃ）分析画像の平均反射光強度を血液単位容量あた
りのヘモグロビン濃度（Hb）に変換し； （ｄ）分析画像から平均細胞容量（MCV）を決定する ことを含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（49）さらに （５）等式 RBC＝Hct/MCV から赤血球数（RVC）を決定する ことを含むことを特徴とする前項48に記載の方法。

（50）さらに （５）分析画像から平均細胞ヘモグロビン濃度（MCHC）
を決定する ことを含むことを特徴とする前項48に記載の方法。

（51）さらに （５）等式 MCH＝MCV×MCHC から平均細胞ヘモグロビンを決定する ことを含むことを特徴とする前項50に記載の方法。

（52）分割画像が毛細血管血漿を含むように、分析画像
を補正ずみ反射画像から分割することを特徴とする前項
32に記載の方法。

（53）段階（４）が： （ａ）分析画像の平均反射光強度を決定し；そして （ｂ）分析画像の平均反射光強度を血液単位容量あた
りのビリルビン濃度に変換する ことを含むことを特徴とする前項52に記載の方法。

（54）段階（２）が： （ａ）生の反射画像に第１波長フィルターを適用して
第１濾波画像を形成し； （ｂ）生の反射画像に第２波長フィルターを適用して
第２濾波画像を形成し； （ｃ）第１濾波画像を第２濾波画像によって割って得
られる商の負の対数を取り、補正ずみ反射画像を形成す
る ことを含むことを特徴とする前項53に記載の方法。

（55）第１波長フィルターが第１波長450nmに中心があ
り、第２波長フィルターが第２波長600nmに中心がある
ことを特徴とする前項54に記載の方法。

（56）段階（４）が； （ａ）血液に導入されたマーカーによって生ずる光学
的コントラストを検出することを含むことを特徴とする
前項52に記載の方法。

（57）マーカーを用いて毛細血管血漿中の化合物を検出
することを特徴とする前項56に記載の方法。

（58）マーカーを用いて血液中の細胞に粘着している化
合物を検出することを特徴とする前項56に記載の方法。

（59）段階（４）が： （ａ）血液の天然構成成分を検出する ことを含むことを特徴とする前項52に記載の方法。

（60）段階（４）が： （ａ）血漿の非天然成分を検出する ことを含むことを特徴とする前項52に記載の方法。

（61）段階（１）が： （ａ）第１偏光器によって偏光した光で血液を照射
し；そして （ｂ）血液から反射する反射画像を捕捉し、その際反
射画像は第１偏光器の偏光面に対して90゜の偏光面を有
する第２偏光器を通過して生の反射画像を作成すること
を含むことを特徴とする前項32に記載の方法。

（62）太い血管の血液の非侵襲的in vivo分析の方法で
あって、 （１）第１偏光器によって偏光する光で被験者の血管
系の部分を照射し； （２）照射部分から反射する反射画像を捕捉し、その
際反射画像は第１偏光器の偏光面に対して90゜の偏光面
を有する第２偏光器を通過して生の反射画像を作成し； （３）生の反射画像に補正を加えて補正ずみ反射画像
を形成し； （４）太い血管を含む補正ずみ反射画像からシーンを
分割して分析画像を形成し、その際太い血管は、複数の
赤血球が横に並んでその太い血管を通れる十分なサイズ
をもち；そして （５）その分析画像で太い血管中の血液の特性を分析
する ことを含むことを特徴とする方法。

（63）段階（４）が下記の少なくとも１つを適用するこ
とを含むことを特徴とする前項62に記載の方法： （ａ）補正ずみ反射画像に光学的強度クリテリアを適
用して強度補正ずみ反射画像を形成する； （ｂ）強度補正ずみ反射画像にサイズクリテリアを適
用して強度−サイズ補正ずみ反射画像を形成する； （ｃ）強度−サイズ補正ずみ反射画像に形状クリテリ
アを適用して分析画像を形成する。

（64）段階（５）が： （ａ）分析画像の平均反射光強度を決定し； （ｂ）分析画像の平均反射光強度を血液単位容量あたり
のヘモグロビン濃度（Hb）に変換する ことを含むことを特徴とする前項63に記載の方法。

（65）段階（５）が： （ａ）分析画像の血液の単位容量あたりの細胞容量を
測定してヘマトクリット値（Hct）を決定する ことを含むことを特徴とする前項63に記載の方法。

（66）段階（２）がストップアクションを用いて行われ
ることを特徴とする前項62に記載の方法。

（67）段階（５）が： （ａ）分析画像中の白血球を数え、血液の単位容量あ
たりの白血球数を決定することを含むことを特徴とする
前項66に記載の方法。

（68）段階（３）が、550nmに中心がある第１波長と、6
50nmに中心がある第２波長とを用いる二色性補正を適用
することを含むことを特徴とする前項64に記載の方法。

（69）段階（５）が： （ａ）分析画像の顆粒球を数え； （ｂ）分析画像の無顆粒球を数える ことを含むことを特徴とする前項66に記載の方法。

（70）段階（１）が400nmから600nmまでの範囲の光を用
いて行われる前項67に記載の方法。

（71）段階（５）が： （ａ）被験者の血管系に導入されたマーカーによって
生ずる光学的コントラストを検出する ことを含むことを特徴とする前項62に記載の方法。

（72）マーカーを用いて被験者の血管系の細胞に粘着す
る化合物を検出することを特徴とする前項71に記載の方
法。

（73）段階（５）が： （ａ）ヘモグロビン複合体を検出する ことを含むことを特徴とする前項62に記載の方法。

（74）小血管の血液の非侵襲的in vivo分析法であっ
て、 （１）第１偏光器によって偏光した光で被験者の血管
系の一部を照射し； （２）照射部分から反射する反射画像を捕捉し、その
際反射画像は、第１偏光器の偏光面に対して90゜の偏光
面を有する第２偏光器を通過して生の反射画像を作り； （３）生の反射画像を補正して補正ずみ反射画像を形
成し； （４）小血管を含む補正ずみ反射画像から１シーンを
分割して分析画像を形成し、その際小血管は赤血球が実
質上縦一列になってそこを通過できるサイズであり； （５）分析画像を小血管の血液特性に関して分析する ことを含むことを特徴とする方法。

（75）段階（２）がストップアクションを用いて行われ
ることを特徴とする前項74に記載の方法。

（76）段階（５）が： （ａ）分析画像中の血小板を数え、血液の単位容量あ
たりの血小板数を決定することを含むことを特徴とする
前項75に記載の方法。

（77）分析画像が毛細血管血漿を含むように分析画像を
補正ずみ反射画像から分割することを特徴とする前項74
に記載の方法。

（78）段階（５）が： （ａ）分析画像の平均反射光強度を決定し； （ｂ）分析画像の平均反射光強度を血液の単位容量あ
たりのビリルビン濃度に変換する ことを含むことを特徴とする前項77に記載の方法。

（79）段階（３）が450nmに中心のある第１波長と、600
nmに中心のある第２波長を用いる二色性補正を適用する
ことを含むことを特徴とする前項78に記載の方法。

（80）段階（５）が： （ａ）マーカーによって生ずる光学的コントラストを
検出する ことを含むことを特徴とする前項77に記載の方法。

（81）マーカーを用いて毛細血管血漿中の化合物を検出
することを特徴とする前項80に記載の方法。

（82）マーカーを用いて細胞に粘着する化合物を検出す
ることを特徴とする前項80に記載の方法。

（83）段階（５）が： （ａ）分析画像から平均細胞容量を決定する ことを含むことを特徴とする前項74に記載の方法。

（84）段階（５）が： （ａ）分析画像から平均細胞ヘモグロビン濃度（MCH
C）を決定する ことを含むことを特徴とする前項74に記載の方法。

（85）段階（３）が： （ａ）550nmに中心のある第１波長と650nmに中心のあ
る第２波長を用いて二色性補正を適用する ことを含むことを特徴とする前項84に記載の方法。

（86）段階（３）が： （ａ）生の反射画像に速度補正を適用して補正ずみ反
射画像を形成する ことを含むことを特徴とする前項74に記載の方法。

（87）段階（４）が下記の少なくとも１つを適用するこ
とを含むことを特徴とする前項74に記載の方法： （ａ）補正ずみ反射画像に光学的強度クリテリアを適
用して強度補正ずみ反射画像を形成する； （ｂ）強度補正ずみ反射画像にサイズクリテリアを適
用して強度−サイズ補正ずみ反射画像を形成する； （ｃ）強度−サイズ補正ずみ反射画像に形状クリテリ
アを適用して分析画像を形成する。

（88）段階（５）が： （ａ）血漿の天然構成成分を検出すること を含むことを特徴とする前項74に記載の方法。

（89）段階（５）が： （ａ）血漿の非天然成分を検出する ことを含むことを特徴とする前項74に記載の方法。

（90）物体の光学的特性を検出するための装置であっ
て、 物体を照射するための光源と； 照射物体から反射する反射光を検出するための検出手
段と； 前記光源からの光を偏光するための第１偏光器と； 前前物体と前記検出手段との間の反射光路に置かれた
第２偏光器において、前記第２偏光器の偏光面が前記第
１偏光器の偏光面に対して90゜の関係である第２偏光器
とを含んでなることを特徴とする装置。

（91）前記第１偏光器と物体との間に置かれた対物レン
ズであって、前記対物レンズの拡大画像面に前記検出手
段がある、前記対物レンズをさらに含むことを特徴とす
る前項90に記載の装置。

（92）照射物体から反射する反射光を分離するために前
記第２偏光器と前記検出手段との間の光路に置かれた反
射光分離手段であって、反射光の第１部分が前記反射光
分離手段を透過して前記検出手段に達し、反射光の第２
部分が前記反射光分離手段によって反射するという反射
光分離手段と； 反射光の第２部分を検出するための第２検出手段 とをさらに含むことを特徴とする前項90に記載の装置。

（93）前記反射光分離手段と前記検出手段との間の反射
光路に置かれた第１スペクトル選択手段と； 前記反射光分離手段と前記第２検出手段との間の反射
光路に置かれた第２スペクトル選択手段 とをさらに含むことを特徴とする前項92に記載の装置。

（94）前記検出手段がカメラを含むことを特徴とする前
項90に記載の装置。

（95）前記検出手段がさらに光検出器を含むことを特徴
とする前項94に記載の装置。

（96）前記検出手段が光検出器を含むことを特徴とする
前項90に記載の装置。

（97）前記第２偏光器と前記検出手段との間の反射光路
に置かれた二色性分離器をさらに含むことを特徴とする
前項90に記載の装置。

（98）前記光源が前記第１偏光器を含むことを特徴とす
る前項90に記載の装置。

（99）前記光源がレーザーダイオードを含むことを特徴
とする前項98に記載の装置。

（100）前記光源が単色光であることを特徴とする前項9
0に記載の装置。

（101）前記光源が発光ダイオード（LED）を含むことを
特徴とする前項100に記載の装置。

（102）前記光源が偏光されることを特徴とする前項100
に記載の装置。

（103）前記光源がレーザーを含むことを特徴とする前
項102に記載の装置。

7.結論 本発明の種々の実施態様を述べてきたが、それらは例
としてのみ示されたのであって、制限するものではない
ことは理解されるべきである。例えば、本発明のクロス
偏光技術は組織内循環を見たいといういかなる場合にも
応用できる。本発明のクロス偏光技術は染色組織を現場
で（in situ）画像化するためにも用いることができ
る。本発明のクロス偏光技術は、物体の反射特性を光学
的に測定し、目で観察することを必要とする、分析的in
vivoまたはin vitro用途に用いることができる。こう
して、本発明の幅および範囲は上記の例示的実施態様の
いずれにも制限されるものではなく、下記の請求の範囲
およびそれらの同等物によってのみ限定されるものとす
る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ６０／０１６，０３６ (32)優先日 平成８年４月23日(1996．4．23) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ６０／０１６，０３７ (32)優先日 平成８年４月23日(1996．4．23) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ６０／０１６，０３９ (32)優先日 平成８年４月23日(1996．4．23) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ６０／０２０，６８５ (32)優先日 平成８年６月27日(1996．6．27) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (72)発明者 ネイデュー，リチャード，ジー. アメリカ合衆国 21901 メリーランド 州 ノース イースト ウォルナット レーン 364 (56)参考文献 特開 平１−213552（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/145 G01N 21/21 G01N 21/47 G01N 33/49

Claims (7)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】身体の表面内および表面下に位置する吸光
   性対象物を測定するための装置であって、この装置が、 光が測定される対象物の背後の身体の二次表面領域から
   反射されるように、第１の偏光面を有する光を、第１の
   予め決められた照射光路に沿って身体の表面および表面
   の真下に照射する光源と、 身体の二次表面領域から反射された光の部分を検出する
   検出器と、 前記第１の偏光面に対して実質的に垂直な第２の偏光面
   を有する分析器であって、前記分析器が、画像化される
   対象物と前記検出器の間の予め決められた第２の画像化
   の光路に配置される分析器と、 上記において、前記分析器を通して伝達される光の部分
   が、測定される対象物の背後に配置された透過光源から
   発生するように検出器に現れることと、 測定される対象物の背後の身体の二次表面領域から反射
   され、測定される対象物によって吸収されない光と、測
   定される対象物によって吸収された後の反射光との間の
   関係の関数として検出された光の光学的特徴を測定する
   ための、前記検出器の出力に接続された測定手段と を具備することを特徴とする装置。
2. 【請求項２】反射スペクトル画像の使用によって血液を
   分析する装置であって、 in vivoで血管内の血液を照射するための光源であっ
   て、前記光源と照射される血液との間に光路が形成され
   る光源と、 前記光源からの光を偏光するための第１の偏光器と、 多重散乱長さ以下の深さにおいて、照射される血液から
   反射される画像を捕捉する画像捕捉手段であって、前記
   反射画像が照射された血液と前記捕捉手段との間の反射
   光路に沿って伝わる画像捕捉手段と、 照射される血液と前記画像捕捉手段との間の反射光路に
   配置された第２の偏光器であって、前記第２の偏光器の
   偏光面が前記第１の偏光器の偏光面に対して90゜の関係
   である第２の偏光器と、 前記反射画像を用いてベールの法則の関数として画像化
   された構造体の間の吸収特性の差を定量的に測定するた
   めの、前記画像捕捉手段に接続された測定手段 を具備したことを特徴とする装置。
3. 【請求項３】対象物の光学的特徴を定量的に測定するた
   めの装置であって、 対象物を照射するための光源と、 前記光源からの光を偏光するための第１の偏光器と、 照射された対象物から反射された画像を検出する画像化
   手段と、 対象物と前記画像化手段との間の反射光路に配置された
   第２の偏光器であって、前記第２の偏光器の偏光面が前
   記第１の偏光器の偏光面に対して実質的に直交する第２
   の偏光器と、 前記反射画像を用いてベールの法則の関数として画像化
   された構造体の間の吸収特性の差を定量的に測定するた
   めの、前記画像化手段に接続された測定手段を具備した
   ことを特徴とする装置。
4. 【請求項４】反射スペクトル画像化の使用によって血液
   を分析する装置であって、 血液を照射する光源と、 前記光源と照射される血液との間の光路および多重散乱
   長さ以下の深さで照射される血液から反射する反射画像
   のための反射光路を形成するためのビームスプリッター
   と、 前記光源からの光を偏光するための第１の偏光器と、 反射画像を捕捉するためのカメラと、 照射される血液と前記カメラとの間の反射光路におかれ
   た第２の偏光器であって、前記第２の偏光器の偏光面が
   前記第１の偏光器の偏光面に対して90゜の関係である第
   ２の偏光器 とを具備したことを特徴とする装置。
5. 【請求項５】単離した血液の分析方法であって、 （１）血液を画像化し、多重散乱長さ以下の深さから反
   射する生の反射画像を作成し、 （２）前記生の反射画像を補正して補正ずみ反射画像を
   形成し、 （３）補正済み反射画像からあるシーンを分割し、分析
   画像を形成し、 （４）血液の特性を得るために分析画像を分析する 工程を含むことを特徴とする分析方法。
6. 【請求項６】太い血管から単離した血液の分析方法であ
   って、 （１）第１の偏光器によって偏光する光で被験者の前記
   単離した血液を照射し、 （２）照射部分から反射する反射画像を捕捉し、その際
   反射画像は第１の偏光器の偏光面の偏光面に対して90゜
   の偏光面を有する第２の偏光器を通して生の反射画像を
   作成し、 （３）生の反射画像に補正を加えて補正ずみ反射画像を
   形成し、 （４）補正ずみ反射画像からシーンを分割して分析画像
   を形成し、 （５）その分析画像で太い血管の血液の特性を分析する ことを含むことを特徴とする分析方法。
7. 【請求項７】小血管から単離した血液の分析方法であっ
   て、 （１）第１の偏光器によって偏光する光で被験者の前記
   単離した血液を照射し、 （２）照射部分から反射する反射画像を捕捉し、その際
   反射画像は第１の偏光器の偏光面の偏光面に対して90゜
   の偏光面を有する第２の偏光器を通して生の反射画像を
   作成し、 （３）生の反射画像に補正を加えて補正ずみ反射画像を
   形成し、 （４）補正ずみ反射画像からシーンを分割して分析画像
   を形成し、 （５）その分析画像で小血管の血液の特性を分析する ことを含むことを特徴とする分析方法。