JP4739817B2 - ヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法 - Google Patents

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。

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）。従来技術のいずれの装置でも、生体に光を照射している。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。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。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。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。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。

特公平５−８８６０８号公報 特開平８−３８４６０号公報 特開平１１−２９９７６０号公報

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。図６は、ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。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_２」という。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。

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。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。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。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。

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。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。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。

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。

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装置を提供できる。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、演算処理ステップでは、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。

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。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。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。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。

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。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。

（装置構成）
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。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。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。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。

観察対象物１０１は、生体、例えば手の指先の爪元血管である。交番光のＯＮ、ＯＦＦのタイミングは後述する。照射された交番光は、観察対象物１０１内で吸収を受ける。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。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。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。イメージセンサ１０５として、ＣＣＤ、ＣＭＯＳ等を用いることができる。イメージセンサ１０５は、撮像部に対応する。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。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。

イメージセンサ１０５は、複数の画素（ピクセル）を有している。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。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。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。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。

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。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。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。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。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。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。

図３は、主要な出力信号の波形を示す。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。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。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。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_２状態である。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。そして、ＨｂＯ_２状態とＨｂＲ状態との間が、中間状態である。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。

（差分信号）
ここで、交番間隔Δｔについて説明する。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。交番間隔Δｔを短くすると、分解能は向上する。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。

１つの赤血球の直径は、略８μｍ程度である。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。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。このため、交番間隔Δｔ＝０．８ｍｓｅｃとなる。

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。また、リレー回路１１３には、λ２用ゲート信号ｂ２が入力される。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。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。

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。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。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。

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。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。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。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。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。

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。

傾斜信号Ｘは、正規化部１０６に入力される。正規化の手順は後述する。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。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。なお、差動増幅器１１６は、演算処理部に対応する。

（血管モデルに基づく酸素飽和度と酸素結合率の説明）
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。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。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。

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。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。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_２となる。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。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。

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。例えば、酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２では、酸素結合率は１００％である。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。

次に、「酸素飽和度」について説明する。酸素飽和度は、次式で定義されている。
酸素飽和度＝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。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。

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。

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。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。
（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）
（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）

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。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。

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。
（表１）
観察機器 観察対象 使用する値 空間（時間）分解能
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
（１２５０フレーム／秒は必要）

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
（通常は３０フレーム／秒で良い）

図４に戻って説明を続ける。静脈血における酸素飽和度は７０％程度である。このため、静脈血の大半は酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２のままである。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。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。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。これに対して、毛細血管Ｂａ、Ｂｃは、酸素交換を行っていない。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_２の状態のままである。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。毛細血管の主機能は、組織との酸素交換である。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。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。

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。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。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。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。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。

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。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。

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。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。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。

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。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。

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。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。

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。上述したように、図６は、酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２と還元ヘモグロビンＨｂＲの吸収スペクトルを示す。皮膚、骨、または頭蓋骨等を透過し、酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２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。

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。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_２／（ＨｂＯ_２＋ＨｂＲ））等を導出する。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。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。従来技術の生体モニタ機器は、酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２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。これは、酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２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。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。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。

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。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。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。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。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。

（本発明の動作原理）
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。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。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。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。

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。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。

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。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。

ヘモグロビンが酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２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。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。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。

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。等吸収波長の両側に、第１の波長λ１＝７８０ｎｍと、第２の波長λ_２＝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。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。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。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。

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。酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２のとき、差分演算の結果は＋（正）となる。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。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。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。

（演算結果の正規化）
次に、差分演算結果の正規化について説明する。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。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。

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_２（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。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。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。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。

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。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。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。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。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。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。

（第１の変形例）
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。なお、実施例１と同一の部分の図示は省略する。

撮像ユニット１０３は、フレーム撮影を行う。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。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。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。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。

差動演算部２０４は、差分演算により傾斜信号Ｘを算出する。加算器２０６は、加算演算により光量信号Ｙを算出する。割り算器２０７は、傾斜信号Ｘを光量信号Ｙで割り算をする。これらの演算の詳細な手順と内容は後述する。そして、ＴＶモニタ１０７は、最終結果を表示する。

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。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。図１０のステップＳ１００１において、
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。

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。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。

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。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。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。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。

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。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。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。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。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。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。

ステップＳ１００９において、差分画像を格納する。ここでの差分画像とは正規化された後のものをいう。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。

図１１は、差分演算の具体例を示す。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_ｍとする。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_ｍとする（ｍ＝１・・・ｎ）。

差動増幅器２０４は、λ２_ｎ−λ１_ｎを演算する。加算器２０６は、λ２_ｎ＋λ１_ｎを演算する。そして、割り算器２０７は、（λ２_ｎ−λ１_ｎ）／（λ２_ｎ＋λ１_ｎ）を演算する。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）。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。

上述したように赤血球の直径は８μｍ程度である。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。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。このため、時間分解能Δｔ＝０．８ｍｓｅｃ程度必要となる。

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。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。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。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。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。

（第２の変形例）
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。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。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。

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。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。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。

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。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。

（第３の変形例）
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。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。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。

イメージセンサ１０５は、複数の画素を有している。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。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。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。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。

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。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。

（第４の変形例）
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。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。

図１４−１は、遅延回路２１１を導入した構成例を示す。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。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。差動増幅器２１２は、差信号Ｖ−Ｖ_Δｔを出力する。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。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。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。

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。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。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。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。これにより、リレー回路２１３からは、信号Λ１が出力される。また、リレー回路２１４からは、信号Λ２が出力される。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。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。正規化部１０６は、上述の正規化演算を行なう。そして、ＴＶモニタ１０７は、最終結果を表示する。

（動脈、静脈の抽出・分離）
ここで、図１５を参照して傾斜信号Ｘをさらに考察する。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。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。

＋４がＨｂＯ_２（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。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。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。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。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。通常は、酸素飽和度９５〜９７％程度である。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。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。

これに対して、静脈は、通常状態と賦括状態とでＨｂＲとＨｂＯ_２の比率が僅かだが変動するようである。通常は、ＨｂＯ_２で酸素飽和度７０％（ＨｂＲが３０％）程度と言われている。

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。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。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。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。

（グレー表示・カラー表示）
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。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。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。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。

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。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。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。

（差分信号の留意点）
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。このときに想定される問題が２つある。一つ目の問題は、２波長間の照明強度のバランスである。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。二つ目の問題は、時間的・空間的な照明ムラである。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。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。

（照明光の調整方法）
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。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。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。反射板の場合には画面が真っ白になれば良い。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。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。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。この時は照明を工夫して、一様にしなければならない。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。

（第５の変形例）
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。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。

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。積分器２２７には、交番ビデオ信号Ｖが直接入力される。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。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。

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。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。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。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。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。これを光量信号Ｙの代わりに使用することもできる。

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。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。駆動回路１０８は、光源部１０２Ｒ、１０２Ｌをそれぞれ駆動する。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。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。

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。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。

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。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。また、第２の波長λ２＝８０５ｎｍは、等吸収波長である。酸化ヘモグロビンＨｂＯ_２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。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。

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。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。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。

第１の光路には、第１波長透過部３０６ａが配置されている。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。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。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。第１のイメージセンサ３０７ａは、第１撮像部に対応する。

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。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。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。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。第２のイメージセンサ３０７ｂは、第２撮像部に対応する。

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。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。

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。本実施例における正規化の具体的な手順は、後述する。そして、ＴＶモニタ１０７は、正規化された差分の像を表示する。

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。そして、傾斜信号Ｘが生成される。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。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。

図１９は、本実施例における差分演算の具体例を示す。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_ｍとする。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_ｍとする（ｍ＝１・・・ｎ）。

差動増幅器３０８は、λ２_ｎ−λ１_ｎを演算する。そして、正規化部１０６は、（λ２_ｎ−λ１_ｎ）／λ２_ｎを演算する。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。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。

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。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。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。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。

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。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。

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。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。

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。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。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）。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。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。

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。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。

（ヘモグロビン以外への適用）
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。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。

（本発明の適用分野）
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。
（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。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。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。
（２）頭部：近赤外の光は、頭皮や頭蓋骨を透過する。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。
（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。
（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。例えば、本発明は、しわ血管などの観察に有用である。
（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。
（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。

さらに、本発明は、以下のような研究等に貢献できる。
（７）薬理効果の新たな判定基準を提供できる。
（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。
（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。
（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。
（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。

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。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。

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。

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。 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。 実施例１において信号の波形等を示す図である。 毛細血管における酸素交換の過程を示す図である。 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。 ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図である。 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。 差分信号を説明する図である。 実施例１の第１の変形例の概略構成を示す図である。 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。 実施例１の第１の変形例の差分演算等を示す図である。 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。 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。 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。 実施例１の第４の変形例の各信号を示す図である。 カラースケール表示の内容を示す図である。 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。 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。 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。 実施例２の測定・演算手順を示す図である。

符号の説明

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
２２８ 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

Claims (12)

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、
   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、
   前記等吸収波長を含み、吸収スペクトル曲線が略直線とみなすことができる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の波長の光とを所定の交番間隔で交互にヘモグロビンを含む毛細血管に照射する光源部と、
   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毛細血管の像を取り込む撮像部と、
   前記撮像部から出力された交番ビデオ信号に基づいて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、
   前記演算処理部は、前記交番ビデオ信号に基づいて前記第１の波長の光系列の信号と前記第２の波長の光系列の信号とに分離し、分離された２つの信号の差分信号の時系列の変化に基づいて、赤血球が前記毛細血管内を移動しているときの前記ヘモグロビンと酸素との過渡的な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。
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。
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、
   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。
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１つの項に記載のヘモグロビン観察装置。
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。
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５に記載のヘモグロビン観察装置。
7. 前記撮像部によって撮像されたフレーム画像を格納するフレームメモリを有し、前記フレームメモリは、前記第１の波長を前記毛細血管に照射したときの画像を格納する第１のフレームメモリと、前記第２の波長を前記毛細血管に照射したときの画像を格納する第２のフレームメモリとを有することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１つの項に記載のヘモグロビン観察装置。
8. 前記演算処理部は、前記交番ビデオ信号と、前記交番ビデオ信号と交番間隔だけ遅延させたビデオ信号との差信号を出力し、その差信号を前記第１の波長の光系列の信号と前記第２の波長の光系列の信号とに分離し、分離された２つの信号の差分信号の時系列の変化に基づいて、赤血球が前記毛細血管内を移動しているときの前記ヘモグロビンと酸素との過渡的な結合状態を算出することを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つの項に記載のヘモグロビン観察装置。
9. 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、
   前記等吸収波長を含み、吸収スペクトル曲線が略直線とみなすことができる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の波長の光とを含む所定の波長領域の光をヘモグロビンを含む毛細血管に照射する光源部と、
   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毛細血管の像を取り込む撮像部と、
   前記光源部と前記毛細血管との間の光路内と、前記毛細血管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、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波長透過部とを備えたカラーフィルタと、
   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回転駆動させ、交番ビデオ信号を得るための駆動部と、
   前記撮像部から出力された交番ビデオ信号に基づいて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、
   前記演算処理部は、前記交番ビデオ信号に基づいて前記第１の波長の光系列の信号と前記第２の波長の光系列の信号とに分離し、分離された２つの信号の差分信号の時系列の変化に基づいて、赤血球が前記毛細血管内を移動しているときの前記ヘモグロビンと酸素との過渡的な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。
10. 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１〜９のいずれか１つの項に記載のヘモグロビン観察装置。
11. 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、
    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１〜１０のいずれか１つの項に記載のヘモグロビン観察装置。
12. 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、
    前記等吸収波長を含み、吸収スペクトル曲線が略直線とみなすことができる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の波長の光とを所定の交番間隔で交互にヘモグロビンを含む毛細血管に照射する第１のステップと、
    前記照射された光の反射光または透過光に基づいて前記毛細血管の像を撮像部に取り込む第２のステップと、
    前記撮像部から出力された交番ビデオ信号に基づいて演算処理を行う第３のステップと、
    演算処理された結果を表示する第４のステップとを有し、
    前記第３のステップでは、前記交番ビデオ信号に基づいて前記第１の波長の光系列の信号と前記第２の波長の光系列の信号とに分離し、分離された２つの信号の差分信号の時系列の変化に基づいて、赤血球が前記毛細血管内を移動しているときの前記ヘモグロビンと酸素との過渡的な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。
    

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