WO2006129740A1 - ヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法 - Google Patents

ヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法 Download PDF

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WO2006129740A1
WO2006129740A1 PCT/JP2006/310944 JP2006310944W WO2006129740A1 WO 2006129740 A1 WO2006129740 A1 WO 2006129740A1 JP 2006310944 W JP2006310944 W JP 2006310944W WO 2006129740 A1 WO2006129740 A1 WO 2006129740A1
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WO
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wavelength
light
hemoglobin
oxygen
observation
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Application number
PCT/JP2006/310944
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English (en)
French (fr)
Inventor
Toru Musha
Yoshiharu Nittami
Toshinori Kato
Original Assignee
Olympus Corporation
Kenkou Jouhou Promotion Organization (Npo)
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Olympus Corporation, Kenkou Jouhou Promotion Organization (Npo) filed Critical Olympus Corporation
Publication of WO2006129740A1 publication Critical patent/WO2006129740A1/ja

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring 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
    • A61B5/14551—Measuring 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

Definitions

  • the present invention relates to an apparatus and method for observing the oxygen exchange process of hemoglobin in blood vessels and blood.
  • a device for optically observing the structure and function of a living body has been proposed by utilizing the fact that the absorption spectrum of substances constituting the living body is different (for example, (See Japanese Patent Publication No. 5-8 8 60, Japanese Patent Publication No. 8-3 8 46 60, Japanese Patent Publication No. 11-2 9 9 6 60).
  • the living body is irradiated with light. Based on the reflected light or transmitted light from the living body, for example, blood oxygen saturation is calculated.
  • the living body is irradiated with light of three different wavelengths. And the oxygen saturation in the blood is calculated based on the transmitted light from the living body.
  • H b the absorption spectrum of hemoglobin contained in red blood cells in the blood is explained.
  • Figure 6 shows the absorption spectrum of hemoglobin.
  • oxygen and 1 0 0% bound hemoglobin as “Moguro bin to oxidation”, referred to as "H B_ ⁇ 2".
  • H B_ ⁇ 2 oxygen and 1 0 0% bound hemoglobin
  • H B_ ⁇ 2 oxygen and 1 0 0% bound hemoglobin
  • H B_ ⁇ 2 oxygen and 1 0 0% bound hemoglobin
  • H B_ ⁇ 2 oxygen and 1 0 0% bound hemoglobin
  • reduced hemoglobin or “H b R” as appropriate.
  • the horizontal axis represents wavelength
  • the vertical axis represents molar extinction coefficient (logarithmic display). Show.
  • the absorption spectrum of oxyhemoglobin is indicated by a broken line
  • the absorption spectrum of reduced hemoglobin is indicated by a solid line.
  • the position where the absorption spectrum curve of oxidized hemoglobin and the absorption spectrum curve of reduced hemoglobin intersect is called the isosbestic point
  • the wavelength at that time is called the isosbestic wavelength.
  • the present invention has been made in view of the above, and is capable of observing the binding state of hemoglobin and oxygen widely and macroscopically, and also observing micro changes at the moment when hemoglobin exchanges oxygen in capillaries.
  • the purpose is to develop a hemoglobin observation device and a hemoglobin mouth observation method. Disclosure of the invention
  • a hemoglobin observation device for observing the binding state between hemoglobin and oxygen based on an absorption spectrum.
  • the wavelength at which the absorption spectrum of oxygenated hemoglobin in a state of binding to oxygen at 100% and the absorption spectrum of reduced hemoglobin in the state of releasing oxygen at 100% intersects with the isoabsorption wavelength.
  • a light source unit that irradiates at least two different first wavelength light and second wavelength light in the wavelength region including the isosbestic wavelength to the observation object including hemoglobin, and irradiates the light source unit with the light source unit.
  • An imaging unit that captures an image of an observation object based on reflected or transmitted light of the reflected light, and An arithmetic processing unit that performs a predetermined calculation based on a signal from the unit, and a display unit that displays a result of the arithmetic processing, and the arithmetic processing unit includes a first wavelength in the light of the first wavelength.
  • a hemoglobin observation device that calculates the binding state of hemoglobin and oxygen based on the difference between the reflected light amount or transmitted light amount and the second reflected light amount or transmitted light amount in the light of the second wavelength it can.
  • the first wavelength light is light on the shorter wavelength side than the equal absorption wavelength
  • the second wavelength light is light on the longer wavelength side than the equal absorption wavelength
  • a value obtained by adding the absorbance value at the first wavelength and the absorbance value at the second wavelength, and oxygen for the reduced hemoglobin in a state where 100% is released, it is desirable that the value obtained by adding the absorbance value at the first wavelength and the absorbance value at the second wavelength is substantially equal.
  • the arithmetic processing unit adds a value obtained by adding the first reflected light amount or transmitted light amount at the first wavelength and the second reflected light amount or transmitted light amount at the second wavelength. It is desirable to perform normalization based on the level.
  • the light source unit irradiates light having the same absorption wavelength as one of the light having the first wavelength and the light having the second wavelength.
  • the arithmetic processing unit is configured to perform normality based on the first reflected light amount or transmitted light amount at the equal absorption wavelength or the second reflected light amount or transmitted light amount at the equal absorption wavelength. I hope to do it.
  • the arithmetic processing unit calculates a difference between the first reflected light amount or transmitted light amount at the first wavelength and the second reflected light amount or transmitted light amount at the second wavelength. It is desirable to have a differential operation unit.
  • the light source unit includes the first wavelength light and the second wavelength. It is desirable to irradiate the observation object alternately with light of a wavelength.
  • the light source unit irradiates the observation object with light in a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength, and the gap between the light source unit and the observation object.
  • a color filter is disposed in at least one of the optical path of the optical path and the optical path between the observation object and the imaging unit, and the color filter transmits light of the first wavelength and transmits the other wavelength.
  • the light source unit irradiates the observation target with light in a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength
  • the imaging unit has a plurality of pixels.
  • a color filter is disposed in the vicinity of the plurality of pixels.
  • the color filter includes a first wavelength transmission unit that transmits light of the first wavelength and reflects or absorbs light of another wavelength region, and a second wavelength.
  • a second wavelength transmitting portion that transmits light and reflects or absorbs light in other wavelength regions, and the first wavelength portion and the second wavelength transmitting portion are alternately arranged corresponding to the pixels, respectively. I hope that.
  • the light source unit irradiates the observation object with light in a predetermined wavelength region including the first wavelength and the second wavelength, and the reflected light from the observation object or 3 ⁇ 4
  • An optical path splitting unit that splits light into at least a first optical path and a second optical path; and a first optical path that is disposed in the first optical path and reflects or absorbs light in the other wavelength region.
  • a first imaging unit that is disposed in the first optical path and captures an image of the observation target with the first wavelength
  • a second imaging unit that is disposed in the second optical path and captures the image of the observation target with the second wavelength. I hope it will be.
  • the display unit includes the calculated hemoglobin It is desirable to display the bonding state between oxygen and oxygen in gray scale or color scale.
  • At least one of a value of the first reflected light amount or transmitted light amount at the first wavelength and a minus value of the second reflected light amount or transmitted light amount at the second wavelength is used. It is desirable to further include an integrator that outputs, a superimposer that superimposes the calculation result from the arithmetic processing unit and the output result from the integrator. Further, according to the second aspect of the present invention, there is provided a hemoglobin observation method for observing the binding state of hemoglobin and oxygen based on an absorption spectrum, wherein the oxygenated hemoglobin in a state of being bound to oxygen by 100% is used.
  • An illumination step that irradiates an observation object including hemoglobin with two different first wavelength light and second wavelength light, and a reflected light or light of the light emitted by the illumination step.
  • An imaging step for capturing an image of an observation object, an arithmetic processing step for performing a predetermined calculation based on a signal from the imaging step, and a display step for displaying a result of the arithmetic processing.
  • the amount of hemoglobin and oxygen is determined based on the difference between the first reflected light amount or transmitted light amount in the first wavelength light and the second reflected light amount or transmitted light in the second wavelength light.
  • the hemoglobin observation method can be characterized by calculating the binding state.
  • the light source unit includes an observation object including hemoglobin that includes at least two different first-wavelength light and second-wavelength light in the wavelength region including the isosbestic wavelength. Irradiate. Then, the arithmetic processing unit determines whether the first reflected light amount or transmitted light amount in the first wavelength light and the second reflected light amount or 3 ⁇ 4i light amount in the second wavelength light are hemoglobin and Calculate the binding state with oxygen. As a result, the binding state between hemoglobin and oxygen can be calculated with high accuracy. For this reason, the binding state of hemoglobin and oxygen is widely observed macroscopically. It is possible to observe microscopic changes at the moment when hemoglobin exchanges oxygen in capillaries. 'Brief description of the drawings
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a hemoglobin observation device according to Example 1 of the present invention
  • FIG. 2 is a diagram showing a partial configuration of the hemoglobin observation device of Example 1 in more detail
  • 3A to 3G are diagrams showing signal waveforms and the like in Example 1.
  • FIG. 4 is a diagram showing a process of oxygen exchange in capillaries.
  • FIG. 5 is an observation of hemoglobin according to the present invention.
  • Fig. 6 is a diagram schematically showing a photograph of a capillary vessel taken by the apparatus
  • Fig. 6 is a diagram showing an absorption spectrum of hemoglobin
  • Fig. 7 is an enlarged view of a part of the absorption spectrum of hemoglobin.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a hemoglobin observation device according to Example 1 of the present invention
  • FIG. 2 is a diagram showing a partial configuration of the hemoglobin observation device of Example 1 in more detail.
  • 3A to 3G are diagrams
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a differential signal
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a schematic configuration of a first modification of the first embodiment
  • FIG. 10 is a first diagram of the first embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram showing a measurement / calculation procedure of the first modification.
  • FIG. 11 shows the first variation of the first embodiment.
  • FIGS. 12A and 12B are diagrams showing a color filter used in the second modification of the first embodiment, and
  • FIGS. 13A and 13B are diagrams showing the difference calculation of the example.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a color filter used in the third modification
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a partial circuit configuration of the fourth modification of the first embodiment
  • FIGS. 17A to 17C are diagrams showing the signals of the fourth modification of the first embodiment.
  • FIG. 18 is a diagram showing a schematic configuration of a hemoglobin observation apparatus according to Example 2 of the present invention
  • FIG. 19 is a diagram showing the configuration of a hemoglobin.
  • FIG. 20 is another enlarged view showing a part of the absorption spectrum
  • FIG. 20 is a diagram showing a measurement / calculation procedure of the second embodiment.
  • FIG. ⁇ shows a schematic configuration of the hemoglobin observation apparatus 100 according to Example 1 of the present invention.
  • the drive circuit 108 drives the light source units 102R and 102L via the ⁇ 1 line a 1 and the ⁇ 2 line b 1.
  • the light source units 102R and 102L irradiate the observation object 101 with light of the first wavelength ⁇ 1 and light of the second wavelength ⁇ 2 alternately.
  • a semiconductor laser (LD) or a light emitting diode (LED) can be used for the light source units 102 R and 102 L that perform such alternating light emission.
  • the observation object 101 is a living body, for example, a blood vessel at the fingernail of a fingertip.
  • the timing of N and OFF will be described later.
  • the irradiated alternating light is absorbed in the observation object 101.
  • the reflected light from the observation object 101 enters the imaging unit 103.
  • the imaging unit 103 includes an imaging lens 104 and an image sensor 105.
  • the imaging lens 104 forms an image of alternating light of the observation object 101 on the light receiving surface of the image sensor 105.
  • As the image sensor 105 a CCD, a CMOS, or the like can be used.
  • the image sensor 105 corresponds to the imaging unit.
  • the imaging unit 103 is an optical system that performs microscopic observation.
  • the present invention is not limited to this. For example, when it is desired to observe the observation object 101 widely in a macro manner, an optical system that performs camera-like observation can be used.
  • the image sensor 105 has a plurality of pixels. Further, the circuit shown in FIG. 2 is connected to each pixel. In FIG. 2, a circuit configuration connected to the pixel 105 P is shown with one pixel 105 P of the image sensor (not shown) as a representative example. Since other pixels have the same configuration, the illustration is omitted. Each pixel 105 P force and so on through the buffer amplifier 111 Alternate video signal V is output.
  • the alternating video signal V is alternately turned on and off alternately, as shown in FIG. 3D.
  • 3A to 3G are waveform diagrams obtained from an image sensor having the circuit configuration of FIG. 2 for each pixel, assuming the operations of FIGS. 7 and 8 shown in the operation principle of the present invention described later. It is.
  • Two relay circuits 112 and 113 are connected to the buffer amplifier 111.
  • the relay circuits 112 and 113 are configured to be switched to the alternating video signal V side and the GND side by a gout signal, respectively.
  • the alternating video signal V can be separated into two channels (c h) of ⁇ ⁇ return optical sequence and I 2 return optical sequence.
  • the drive circuit 108 supplies the gate signals a 2 and b 2 having the same ON and OFF timings as the alternating light emission signals a 1 and b l to the relay circuits 112 and 113.
  • FIG. 3A shows the main output signal waveforms.
  • FIG. 3A consider a single red blood cell moving in capillary B from the left side to the right side in the figure.
  • Figures 3B, 3C, 3D, 3E, 3F, and 3G show the signal waveforms obtained for each location of hemoglobin movement.
  • the hemoglobin in red blood cells is Hb0 2 remain attached oxygen, for example, 100%.
  • Hb0 2 the left side in the figure
  • hemoglobin changes to a reduced HbR state by releasing oxygen.
  • Hb_ ⁇ 2 state and HbR state is an intermediate state.
  • the light source units 102R and 102L alternately emit illumination light of the first wavelength 1 and illumination light of the second wavelength; L 2 at alternating time intervals of ⁇ t as shown in FIGS. 3B and 3C, respectively. To do.
  • the performance improves when the alternating interval ⁇ t is shortened. If the alternating interval ⁇ t is shortened, the amount of light is increased accordingly. As noise decreases, noise increases.
  • the diameter of one red blood cell is about 8 ⁇ . For this reason, when observing the state of oxygen exchange of one erythrocyte, it is preferable to perform the difference calculation described later, for example, within a moving amount of about 0.8 ⁇ m, which is about 1/10 of the diameter.
  • the ⁇ 1 gate signal a 2 is input to the relay circuit 112. Further, the gate signal for 2 b 2 is input to the relay circuit 113.
  • the relay circuit 112 outputs the signal ⁇ 1 having the waveform shown in FIG. 3E. Further, the relay circuit 113 outputs the signal ⁇ 2 having the waveform shown in FIG. 3F. Based on the signal ⁇ 1, the integrator 114 outputs a signal ⁇ 1 when the first wavelength ⁇ 1 indicated by «in FIG. 3E is irradiated. Further, based on the signal ⁇ 2, the integrator 115 outputs the signal ⁇ 2 when irradiated with the second wavelength ⁇ 2 indicated by ⁇ in FIG. 3F.
  • the signals before and after passing through the integrators 114 and 115 are both called a signal ⁇ .
  • FIG. 2 shows a connection state of the relay circuits 112 and 113 when the light source units 102 R and 102 L emit light of the first wavelength; L 1.
  • signal ⁇ 1 and signal ⁇ 2 are in opposite phase to each other.
  • the difference signal X corresponds to the binding state of red blood cells (hemoglobin) to oxygen that is ultimately desired.
  • the word X changes to 1 V (Porto) via zero from the + V (volt) force as hemoglobin releases oxygen and is reduced.
  • tilt signal X the video signal corresponding to the inclination direction and amount of the absorption spectrum obtained by the difference calculation
  • light amount signal Y the video signal corresponding to the normal 3 ⁇ 4 light amount and reflected light amount
  • the tilt signal X is input to the normalization unit 106.
  • the normalization procedure will be described later.
  • Most The final result is displayed as an image on the TV monitor 10 07 which is a display unit. Further, the final result may be recorded in a frame memory (not shown).
  • the differential amplifier 1 1 6 corresponds to the arithmetic processing unit.
  • FIG. 4 is a diagram showing an oxygen exchange process hypothesized by the inventors of the present application.
  • the process of oxygen exchange in the microcirculation for example, the circulation of arterioles ⁇ capillaries ⁇ venules, will be described with reference to FIG.
  • Arterial blood is branched from fibrillation A and flows into, for example, three capillaries B a, B b, and B e.
  • the red blood cells that pass through the capillaries become reduced hemoglobin HbR that releases 100% of oxygen to the tissue cells, and then join again at the venule Ve to become venous blood.
  • oxygen binding rate the ratio of oxygen binding to one red blood cell is defined as “oxygen binding rate”.
  • oxygen binding rate the oxygenated hemoglobin H b O 2
  • oxygen binding ratio is 1 0 0%.
  • reduced hemoglobin H b R the oxygen binding rate is 0%.
  • oxygen saturation H B_ ⁇ 2 / (H b 0 2 + H b R)
  • arteriole A and venule Ve there are only two types of hemoglobin: oxidized hemoglobin with an oxygen binding rate of 100% and reduced hemoglobin with an oxygen binding rate of 0%. For this reason, to show the proportion of oxygen contained in arteriole A and venule Ve, in other words, the proportion of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, it is necessary to use “oxygen saturation”. it can.
  • bonded state of hemoglobin and oxygen includes the following two states (1) and (2).
  • the oxygen saturation defined in (1) and the oxygen bond rate defined in (2) are approximately the same absorption, depending on whether the measurement method is macro or micro. It is considered to exhibit spectral characteristics. For example, if the same 70%, the absorption spectrum will show the same slope.
  • the hemoglobin that has passed through the capillaries B a and B c remains in the state of oxidized hemoglobin H b 0 2 .
  • the number of capillaries B b that perform oxygen exchange is small, and the number of capillaries B a and B c that do not perform oxygen exchange is large.
  • the main function of capillaries is oxygen exchange with tissues. Therefore, in this specification, the capillary tube B b that performs oxygen exchange is referred to as a “true capillary”.
  • capillaries B a and B e that do not exchange oxygen are labeled as “fake capillaries”.
  • FIG. 5 shows a still image (photograph) of a fingernail blood vessel observed with a microscope using a hemoglobin observation apparatus according to the present invention as a line drawing for easy understanding.
  • the capillary portion is mainly shown, and the observation images of other portions are not shown.
  • the observation condition is that the nail blood vessel is obliquely illuminated with green LED (wavelength 5 25 nm) and imaged with an N A 0.4 oil immersion objective lens.
  • Fig. 5 corresponds to an absorption image by hemoglobin Hb in the blood vessel.
  • true capillaries B b and fake capillaries B a and B c are observed.
  • Hematocrit is a value that indicates the proportion of red blood cell volume present in a certain amount of blood.
  • capillaries B b In contrast, in the true capillaries B b, the amount of red blood cells that appear black is small, and the red blood cells and the plasma that appears transparent flow irregularly spatially. These capillaries have a mission of oxygen exchange, which is the most important for human life support. While The behavior of capillaries has been elucidated, and there are many parts that are not.
  • FIG. 6 shows the oxyhemoglobin Hb0 2 absorption scan Bae spectrum of deoxyhemoglobin HbR.
  • the skin, bone, skull, etc. are obtained, and the red to near-infrared wavelength band around 800 nm is the biological absorption band where the absorption spectrum of oxidized hemoglobin Hb 0 2 and reduced hemoglobin Hb R intersect. Often used for optical measurements.
  • the intensity of Si light or reflected light from the observation object is calculated using an absorption equation according to the Lamber t_Beer law.
  • NIRS near-infrared spectroscopy
  • Figure 7 shows a magnified view of the absorption spectrum of hemoglobin near the isoabsorption wavelength of 805 nm.
  • a part of FIG. 6 is enlarged, and the vertical axis represents absorbance (for example,%), which is a reusable display.
  • the absorption spectrum curve between both wavelengths can be regarded as an approximate line.
  • hemoglobin is based instead of oxyhemoglobin Hb0 2 to deoxyhemoglobin HbR, absorption spectra, horizontal 3 ⁇ 4 from soaring of; linear
  • the ML After the ML, it goes down.
  • the direction and magnitude of the absorption spectrum can be obtained.
  • the oxygen binding rate of hemoglobin can be measured in time series based on the direction and magnitude of the IS / ⁇ slope of the absorption spectrum.
  • the absorbance at the first wavelength ⁇ 1 is O 1 ⁇ M1 ⁇ R1
  • the absorbance at the second wavelength; L 2 changes as O 2 ⁇ M 2 ⁇ R 2. If the absorbance is small, the amount of light returned from the observation object 101 is large. Further, when P and the light intensity are large, the amount of return light from the observation object 101 is small.
  • the difference calculation of the light quantity between the return light L1 when irradiated with the first wavelength; I 1 and the return light L2 when irradiated with the second wavelength ⁇ 2 is performed.
  • oxyhemoglobin Hb_ ⁇ 2 the result of the difference calculation becomes + (positive).
  • the result of the difference calculation is zero.
  • the result of the difference calculation is 1 (negative). In this way, it is possible to measure a value corresponding to the transient oxygen binding rate when red blood cells are moving in the capillaries.
  • the voltage level of oxyhemoglobin H b 0 2 (oxygen binding rate 100%) and the reduction mog mouth bin H b R (oxygen release rate 1 0 0) %) Voltage level is important. Therefore, it is desirable to normalize the voltage level so that it does not fluctuate due to the light quantity of the light source, the absorption of the living body that is the observation target, and reflection.
  • two wavelengths 1 and ⁇ 2 in which the absorption spectrum S changes symmetrically around the isoabsorption wavelength are selected on both sides of the equiabsorption wavelength.
  • the value obtained by adding the first absorbance value O l at the first wavelength; 1 and the second absorbance value 0 2 at the second wavelength ⁇ 2, and the reduced hemoglobin is substantially equal.
  • the amount of light obtained by adding the ⁇ 1 return light L 1 and the 2 return light L 2 is a substantially constant value at any position where the red blood cells exchange oxygen. Therefore, normalization can be performed by dividing the tilt signal X by the light amount signal ⁇ by the normalizing unit 106 in FIG.
  • the regularity allows stable calculation results that can always be compared with each other even if the light level changes. If fluctuations can be expected to be relaxed, instead of the light signal ⁇ , a temporally and spatially averaged value (for example, the integrated value of the light signal of the entire frame) may be used as the denominator. It is desirable to normalize every pixel.
  • feed pack control may be applied to the light source so as to be an APC (auto power control) so that the integral value of the light amount signal of one whole frame is kept constant. Note that the zero level does not change with light intensity fluctuations even when the value is not normal.
  • FIG. 9 shows a signal processing circuit 20 0 provided between the imaging unit 10 3 and the TV monitor 10 7 in the hemoglobin observation apparatus of the first modification of the present embodiment. The configuration is shown. In addition, illustration of the same part as Example 1 is abbreviate
  • the imaging unit 1 0 3 performs frame shooting.
  • the frame memory 2 0 1 stores the captured frame image.
  • the relay circuit 20 2 includes an image when the observation object 10 1 is irradiated with the first wavelength ⁇ 1 and an image when the observation object 10 1 is irradiated with the second wavelength ⁇ 2. Switch.
  • the frame memory 20 3 stores an image when the observation object 1 0 1 is irradiated with the first wavelength ⁇ 1.
  • the frame memory 2 05 stores an image when the observation object 1 0 1 is irradiated with the second wavelength ⁇ 2.
  • the differential calculation unit 204 calculates the tilt signal X by the difference calculation.
  • the adder 2 0 6 calculates the light amount signal ⁇ ⁇ ⁇ by addition calculation.
  • the divider 2 0 7 divides the tilt signal X by the light intensity signal ⁇ . Detailed procedures and contents of these operations will be described later. Then, the TV monitor 10 07 displays the final result.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the observation / calculation procedure of this modification.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining the calculation contents of the circuit shown in FIG.
  • the drive circuit 1 0 8 includes a light source unit 1 0 2 R, a signal for alternately emitting light of the first wavelength; light of I 1 and light of the second wavelength 2 Supply to 1 0 2 L.
  • step S 1 0 0 2 the light source units 1 0 2 R and 1 0 2 L alternately emit light of the first wavelength; 1 and light of the second wavelength 2.
  • the imaging unit 1 0 3 has an observation object 1 0 1 when irradiated with the first wavelength 1 and an observation object 1 0 1 when irradiated with the second wavelength ⁇ 2.
  • Shoot frames alternately.
  • the imaging unit 10 3 shoots 2 ⁇ frame images, for example, 1, 2... 2 ⁇ ( ⁇ is an integer).
  • the frame image when irradiated with the first wavelength; L 1 is an odd-numbered frame of 1, 3,..., 2 ⁇ -1.
  • the frame image when irradiated with the second wavelength ⁇ 2 is the even number of 2, 4, ..., 2 ⁇ Frame.
  • 2 n frame images expanded by the imaging unit 103 are stored in the frame memory 201.
  • step S 100 5 it is determined whether the frame number is an odd number.
  • the frame image when the first wavelength ⁇ ⁇ is irradiated is stored in the frame memory 203 in step S 1 006. If the judgment result at step S 1 005 is false (No), the frame image when the second wavelength; L 2 is irradiated is stored in the frame memory 205 at step S 1007.
  • the differential operation unit 204 calculates the difference between the output signal of each pixel at the first wavelength; I 1 irradiation and the output signal of each pixel at the second wavelength ⁇ 2 irradiation. Is calculated.
  • step S 1 00 9 the difference image is stored.
  • the difference image here is the one after normalization.
  • step S 1 0 1 the TV monitor 1 0 7 displays the calculation result.
  • Figure 11 shows a specific example of difference calculation.
  • the output signal of the mth pixel in the second frame image of the observation object 1 0 1 when irradiated with the second wavelength; I 2 is 2m (m 1 ⁇ n) 0
  • the differential amplifier 204 calculates ⁇ 2 ⁇ _ ⁇ 1 ⁇ .
  • the adder 206 calculates ⁇ 2 ⁇ + 1 1 ⁇ .
  • the divider 207 calculates ( ⁇ 2 ⁇ _ ⁇ 1) / ( ⁇ 2 ⁇ + ⁇ 1 ⁇ ).
  • Such an operation is performed, for example, between the (2 k ⁇ 1) th frame and the 2 k th frame, and between the 2 k frame and the (2 k + 1) th frame. And do for all pixels (k is an integer). to this As a result, (2n-l) normalized difference images can be finally obtained.
  • the diameter of red blood cells is about 8 ⁇ .
  • FIG. 12B shows a front configuration of the disk color filter 120 used in the second modification of the present embodiment.
  • the light source unit irradiates the observation object 101 with light in a predetermined wavelength region including the first wavelength; I 1 and the second wavelength; I 2.
  • xenon lamps can be used as the light source units 102R and 102L instead of LEDs and LDs.
  • the disc color finoleta 120 is provided in the optical path of at least one of the light path between the light source units 102R and 102L and the observation object 101 and the light path between the observation object 101 and the imaging unit 103. Is arranged. Then, the first wavelength transmission unit 121 of the color filter 120 transmits the light of the first wavelength X1 and reflects or absorbs the light in the other wavelength region.
  • the second wavelength third part 122 has the second wavelength ⁇ 2 Transmits light and reflects or absorbs light in other wavelength regions.
  • the disk color filter 1 2 0 has the first wavelength portion 1 2 1 and the second wavelength 3 ⁇ 4i portion 1 2 2 interchanged by the color filter drive portion 1 2 5. It is driven to rotate so that it is located in the optical path AX. Even with such a configuration, the alternating video signal V can be obtained.
  • FIG. 13 shows a front configuration of the color filter 130 used in the third modification of the present embodiment.
  • the light source unit irradiates the observation object 101 with light in a predetermined wavelength region including the first wavelength; 1 and the second wavelength 2.
  • a xenon lamp can be used as the light source units 1 0 2 R and 1 0 2 L instead of L E D and L D.
  • the image sensor 1 0 5 has a plurality of pixels.
  • a color filter 13 30 is arranged in the vicinity of the plurality of pixels.
  • the first wavelength transmitting portion 1 31 of the color filter 1 30 reflects the light of the first wavelength X 1 and reflects or absorbs the light in the other wavelength region.
  • Second wavelength transmitting portion 1 3 2 transmits light of second wavelength ⁇ 2 and reflects or absorbs light in the other wavelength region.
  • the first wavelength 3 ⁇ 4i portion 1 3 1 and the second wavelength 3 ⁇ 4i portion 1 3 2 are alternately arranged corresponding to the pixels.
  • a tilt signal X can be obtained.
  • each pixel has a circuit configuration that performs parallel processing.
  • the pixel signal is a video signal that is sequentially transferred at a clock rate
  • Fig. 14 shows a configuration example in which the delay circuit 2 1 1 is introduced. If one delay circuit 2 1 1 is connected to the image sensor 1 0 5 instead of every pixel, it is good.
  • the alternating video signal V output from the image sensor 1 0 5 is input to the differential amplifier 2 1 2 along with the video signal VA t delayed by ⁇ t through the delay circuit 2 1 1.
  • the differential amplifier 2 1 2 outputs the word V—VA t.
  • the delay time ⁇ t is set to 0.8 msec per frame, an image of 1 2 5 0 frames can be obtained in 1 second alternated every frame.
  • the symbol V-VA t irradiates the return light when the first wavelength 1 is irradiated and the second wavelength 2. This is the difference signal between the same pixels with the return light.
  • FIGS. 15A to 15I are waveform charts when it is assumed that one red blood cell moves in the capillary B from the left side to the right side in the figure, as in FIGS. 3A to 3G.
  • Each signal after the alternating video signal V is shown as a square wave for convenience. Actually, it is an envelope of the output signal of each pixel.
  • Gate signals a 2 and b 2 are supplied to the relay circuits 2 1 3 and 2 1 4 from a drive circuit 1 0 8 (not shown).
  • the relay circuit 2 1 3 force outputs the signal ⁇ 1.
  • the relay circuit 2 1 4 outputs a signal ⁇ 2.
  • a differential signal corresponding to the ramp signal X is obtained by the differential amplifier 2 15.
  • the normalizing unit 1 06 performs the above-described normalization operation.
  • the TV monitor 1 07 displays the final result.
  • the tilt signal X is further considered with reference to FIGS. 16A to 16C.
  • the gradient signal X is quantized (leveled) in 9 steps from +4 to zero through zero.
  • the tilt signal X is It is desirable to normalize with the light quantity signal Y so that it does not fluctuate with respect to fluctuations in light quantity or changes in reflectance.
  • +4 corresponds to 111) 0 2 (oxygen bond rate 1 0 0%), 1 corresponds to H b R (oxygen bond rate 0%), and zero corresponds to the intermediate state.
  • the absorption spectrum corresponding to Fig. 7 is shown in Fig. 16A.
  • the red blood cells that pass through the capillaries change continuously in 9 steps, ideally + 4 to 4 times.
  • Oxygen saturation in arteries varies depending on individual differences and environmental differences. Oxygen saturation of 100% is a rare case, such as when concentrated or oxygen is absorbed. Usually, the oxygen saturation is about 95 to 97%. In addition, oxygen saturation may be less than 90% in a dilute environment. For this reason, even an artery may not reach the level of +4.
  • vein is such that the ratio of H b R and H b 0 2 in the normal state and the vehicle Batch state but slightly varies.
  • H b O 2 in oxygen saturation 7 0% (HR 3 0%) are said to extent.
  • artery is fixed in the region of +3 to 14 and the vein is for example +2 to 10
  • the hemoglobin observation apparatus 100 it is supposed to be fixed to 1 area. Since arteries and veins are inherently fluctuating, it is necessary to devise how to select the region.
  • arterial blood vessels and venous blood vessels can be easily extracted, separated, and extracted.
  • the present invention can be applied to, for example, new biometric authentication using a blood vessel pattern.
  • the tilt signal X is displayed in gray scale or color scale on the TV monitor 1 07.
  • a force-lar scale display is desirable to clearly distinguish the quantization level of oxygen saturation and oxygen binding rate (the binding state of hemoglobin and oxygen).
  • the slope signal X corresponds to dark red-dark red->red-> light red->white-> light blue->blue-> dark blue-> dark blue in order from the top in Fig. 16 C.
  • a pseudo color display corresponding to the color image of the artery and vein can be performed.
  • the pseudo-color method is used to display the image shown in Fig. 5 (actually a photograph)
  • the capillaries change from dark red to white and dark blue, and the arterioles dark red and dark red, venules Is fixed and fixed in red and light red.
  • levels +3, +2, +1, and levels 1, 1, _2, and 1, 3 are unknown as to what percentage of oxygen bonding and oxygen saturation, respectively.
  • the absorption spectrum curve can be approximated by S, if the first wavelength 1 and the second wavelength ⁇ 2 are selected appropriately, there will be no reversal between the 9-step order and the oxygen binding rate. If the oxygen bond rate and oxygen saturation obtained in each of the nine stages are associated in advance, the oxygen bond rate and oxygen saturation can be accurately determined from the color displayed in color.
  • the difference signal between the two wavelength return light quantities is being used to measure the oxygen binding rate and oxygen saturation.
  • the first problem is the balance of illumination intensity between the two wavelengths. If the balance is off, a bias component will be superimposed on the signal.
  • the second problem is uneven lighting in time and space. Even if the rise and fall characteristics between two wavelengths are the same, the illumination unevenness will be random, but splice noise will occur. These noises have the danger of burying signal components and must be removed.
  • a method for adjusting the illumination light there are a method using a reflector having a uniform reflectance and a method using an actual living body.
  • adjust the illumination intensity of one of the wavelengths It is adjusted to include the spectral characteristics of the image sensor as well as the illumination intensity. If the screen turns white on # ⁇ on the reflector, it is good.
  • the background other than the blood vessel image may be white. If the background turns white, the difference signal, that is, the tilt signal X, appears. Normally it will not be white, but it will be light red, and knowingly red and blue will be mottled. At this time, turn on the lighting. It must be devised and made uniform. Increasing the number of quantizations will increase the adjustment accuracy and improve the measurement accuracy.
  • FIG. 17 shows an example in which a normal video signal is superimposed on the hemoglobin observation apparatus of FIG. 14 shown as the fourth modification.
  • the alternating video signal V is directly input to the integrator 2 2 7.
  • the integrator 2 27 outputs at least one value of the first reflected light amount or the second light amount at the first wavelength; L 1 and the second reflected light amount or the second light amount at the second wavelength 2.
  • the superimposer 2 2 8 superimposes the tilt signal X and the light quantity signal ⁇ and outputs them to the TV monitor 1 0 7.
  • the TV monitor 10 07 displays an image in which the tilt signal X and the light amount signal Y are superimposed.
  • the contour extraction image processing circuit not shown.
  • an image that is easy to see is displayed if only the outline of the blood vessel is displayed.
  • a separate light source with a wavelength that does not affect the tilt signal X is provided.
  • a normal video signal can be obtained by the same image sensor 1 0 5. This can be used in place of the light quantity signal Y.
  • FIG. 18 shows a schematic configuration of the hemoglobin observation apparatus 300 according to Example 2 of the present invention.
  • the same parts as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
  • the drive circuit 10 8 drives the light source units 1 0 2 R and 1 0 2 L, respectively.
  • the light source units 10 2 R and 1 0 2 L are connected to the observation object 1 0 1, for example, the first on the living body.
  • the irradiated light is absorbed in the living body and enters the imaging unit 303.
  • the above-mentioned light having the same absorption wavelength is irradiated as one of the light having the first wavelength ⁇ 1 and the light having the second wavelength 2.
  • light of the second wavelength; light of equal absorption wavelength is used as I2.
  • the absorption spectrum of oxyhemoglobin H b O 2 is shown as a straight line OL m), and the absorption spectrum of reduced hemoglobin H b R is shown as RL (solid line). Note that an isosbestic wavelength can also be used as the first wavelength ⁇ 1.
  • the light transmitted through the imaging lens 10 4 in the imaging unit 30 3 enters the optical path dividing unit 3 0 5.
  • the optical path dividing unit 30 5 divides the reflected light or transmitted light from the observation target object 101 into at least a first optical path and a second optical path.
  • a half mirror or a beam splitter can be used as the optical path splitting unit 30 5.
  • a first wavelength reversal part 3 06 a is arranged in the first optical path.
  • the first wavelength flat portion 3 06 a transmits light of the first wavelength; I 1 and reflects or absorbs light in other wavelength regions.
  • the first image sensor 3 0 7 a is arranged in the first optical path and captures an image of the observation object 1 0 1 with the first wavelength; L 1.
  • the first image sensor 3 0 7 a corresponds to the first imaging unit.
  • the second wavelength transmission portion 30 06 b is disposed in the second optical path.
  • the second wavelength transmission part 3 06 b transmits light of the second wavelength ⁇ 2 and reflects or absorbs light of other wavelength regions.
  • the light that has passed through the second wavelength 3Sii portion 30 06 b is incident on the second image sensor 30 07 b.
  • the second image sensor 3 07 b is arranged in the second optical path and captures an image of the observation object 100 1 with the second wavelength ⁇ 2.
  • Second image The sensor 307 b corresponds to the second imaging unit.
  • the imaging lens 104 forms an image of the observation object 101 on the light receiving surface of the first image sensor 307a and on the light receiving surface of the second image sensor 307b. Similar to the first embodiment, the differential amplifier 308 calculates a difference between ⁇ ⁇ the signal based on the return light and 12 the signal based on the return light.
  • the normalizing unit 106 performs normalization based on the value of the second reflected light amount or transmitted light amount at the equal absorption wavelength. A specific procedure for normalization in this embodiment will be described later. Then, the TV monitor 107 displays a normalized difference image. These images are stored in respective frame memories (not shown) and then subjected to differential calculation. Then, a tilt signal X is generated. The relative positional deviation between the two imaging units 307a and 307b is corrected by the image shifting process. As a result, the variation in characteristics between pixels is selected so as to be within a necessary range, or corrected based on the result of the characteristic measurement performed in advance.
  • FIG. 20 shows a specific example of the difference calculation in this embodiment.
  • the output signal of the m-th pixel in the first frame image of the observation object 101 when irradiated with the first wavelength ⁇ 1 is assumed to be I lm.
  • the differential amplifier 308 calculates ⁇ 2 ⁇ ⁇ ⁇ . Then, the normalizing unit 106 calculates ( ⁇ 2 ⁇ ⁇ 1 ⁇ ) tick 2 ⁇ . Such an operation can be performed, for example, between the (2k-1) th frame and the 2kth frame, and between the 2kth frame and the (2k + l) th frame. To all pixels. As a result, (2n ⁇ 1) difference images normalized with an equal absorption wavelength that does not fluctuate with respect to fluctuations in light quantity or changes in reflectance can be finally obtained.
  • the TV monitor 107 preferably performs frame-feed slow motion playback.
  • the wavelength can be selected according to the case. -Also, irradiate the living body with light of an isosbestic wavelength and measure the ratio of the reflected light amount. If the result is applied to the equation for Lamb e rt—Be er absorption, the moglobin concentration can be calculated from the calculation.
  • Example 1 select light of the isosbestic wavelength as the third wavelength.
  • Example 2 one light is already selected as the isosbestic wavelength.
  • the irradiation light for example, 569 ⁇ and 586 nm. If the ratio of the reflected light quantity of the two wavelengths is found, the scattering term and the irradiation light quantity term are canceled from the equation. Therefore, in this case, the total hemoglobin concentration can be obtained simply by measuring the reflected light amount ratio. For this reason, an absolute value can also be obtained by integrating the total hemoglobin concentration with the oxygen saturation obtained in each of the above embodiments. Thus, according to the present invention, in addition to the oxygen saturation and the oxygen binding rate, the total hemoglobin concentration and the absolute value can be obtained.
  • the observation object of the present invention is not limited to hemoglobin.
  • the present invention can also be applied to observation objects such as myoglobin, which have different absorption spectrum curves when combined with oxygen and when oxygen is released.
  • Fingertip, white eye, retina These are places where the microcirculation can be observed with i n v i v o (in vivo).
  • the present invention is particularly useful for microscopic studies of capillary oxygen exchange as described above. According to the present invention, there is a possibility that an optimum value such as blood smoothness, which has been attracting attention in recent years, is obtained.
  • Cancer cells If cancer cells are more actively exchanging oxygen than normal cells, the present invention can contribute to the discovery of cancer cells.
  • the present invention is useful for information on skin conditions such as face and hand.
  • the present invention is useful for observing wrinkled blood vessels.
  • arteries and veins can be easily separated. Therefore, the present invention is useful for a new demonstration of blood vessel patterns.
  • the present invention can contribute to the following research.
  • the present invention can contribute to the correlation research between brain waves and brain functions and oxygen exchange.
  • the present invention can be applied to, for example, a functional endoscope that can easily identify cells with an abnormally high oxygen consumption, a functional microscope that can observe an oxygen exchange site, and the like.
  • the present invention can take various modifications without departing from the spirit of the present invention. it can. Industrial applicability
  • the present invention can observe the binding state between hemoglobin and oxygen widely and macroscopically, and is useful for observing a minute change at the moment hemoglobin exchanges oxygen in a capillary. is there.

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Abstract

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λ１の光と第２の波長λ２の光と観察対象物（１０１）に照射する光源部（１０２Ｒ、１０２Ｌ）と、光源部（１０２Ｒ、１０２Ｌ）により照射された光の反射光に基づいて観察対象物（１０１）の像を取り込むイメージセンサ（１０５）と、イメージセンサ（１０５）からの信号に基づいて所定の演算を行う差動増幅器（１１６）と、演算処理された結果を表示するＴＶモニタ（１０７）とを有し、差動増幅器（１１６）は、第１の波長λ１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λ２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。

Description

明細書 へモグロビン観察装置及ぴへモグロビン観察方法 技術分野
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。 背景技術
従来、 生体を構成する物質が有する吸収スぺ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、 特公平 5— 8 8 6 0 8号公報、 特開平 8 - 3 8 4 6 0 号公報、特開平 1 1— 2 9 9 7 6 0号公報参照)。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。 特公平 5 - 8 8 6 0 8号公報に開 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 開平 8— 3 8 4 6 0号公報、 特開平 1 1— 2 9 9 7 6 0号公報に開示された装 置では、 相異なる 2つの波長 λ 1、 λ 2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。
まず、 血液中の赤血球に含まれるヘモグロビン （適宜 「H b」 と省略する。） の吸収スぺク トルについて説明する。 図 6は、 ヘモグロビンの吸収スぺク トル を示す。 以下、 酸素と 1 0 0 %結合したヘモグロビンを、 適宜 「酸化へモグロ ビン」、 「H b〇2」 という。 また、 酸素を 1 0 0 %放出したヘモグロビンを、 適宜 「還元ヘモグロビン」、 「H b R」 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ぺクトルを実線でそれぞれ示す。 そして、 酸化へモグ ロビンの吸収スぺクトル曲線と、 還元ヘモグロビンの吸収スぺクトル曲線とが 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。
特公平 5— 8 8 6 0 8号公報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、 特開平 8— 3 8 4 6 0号公報、 特開平 1 1— 2 9 9 7 6 0号公報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、 毛細血管内でへモグロビンが酸素 交換を行う瞬間のミクロな変化も観察できるへモグロビン観察装置及びへモグ 口ビン観察方法を^ ftすることを目的とする。 発明の開示
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、 へ モグロビンと酸素との結合状態を吸収スぺクトルに基づいて観察するためのへ モグロビン観察装置であって、 酸素と 1 0 0 %結合した状態の酸化へモグロビ ンの吸収スぺクトルと、 酸素を 1 0 0 %放出した状態の還元ヘモグロビンの吸 収スぺ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レヽ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レヽ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へ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 1 0 0 %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 1 0 0 %放出した状態の還元へモグロビ 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レヽて正規化を行うことが望ましレヽ。
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力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 レ、。
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ィ匕を行うことが望ましレ、。
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レ、。
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 Si 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 ¾1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 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レ、。
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 ¾ϋ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 し他の波長領域の光を反射また は吸収する第 1波長 ¾ 部と、 第 2の光路に配置され、 第 2の波長の光を ¾ し他の波長領域の光を反射または吸収する第2波長 ¾i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レ、。
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 ヽ。 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ぺ 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 1 0 0 %結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スぺクトノレと、 酸素を 1 0 0 %放 出した状態の還元へモグロビンの吸収スぺ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の波長の光とをへ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 光に基 づレ、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レヽてへモグロビンと酸素との結合状態を算出する ことを特徴とするへモグロビン観察方法を 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 ¾i光量との差分に基づレ、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、 毛細血管内でへ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。 ' 図面の簡単な説明
図 1は、 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 であり、 図 2は、 実施例 1のへモグロビン観察装置の一部の構成をさらに詳細 に示す図であり、 図 3 A〜 3 Gは、 実施例 1において信号の波形等を示す図で あり、 図 4は、 毛細血管における酸素交換の過程を示す図であり、 図 5は、 本 発明に係るへ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 て示す図であり、 図 6は、 ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図であり、 図 7は、へモグロビンの吸収スぺクトルの一部を拡大して示す図であり、図 8は、 差分信号を説明する図であり、 図 9は、 実施例 1の第 1の変形例の概略構成を 示す図であり、 図 1 0は、 実施例 1の第 1の変形例の測定 ·演算手順を示す図 であり、 図 1 1は、 実施例 1の第 1の変形例の差分演算等を示す図であり、 図 1 2 A、 1 2 Bは、 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 であり、 図 1 3は、 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 であり、図 1 4は、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り、 図 1 5 A〜 1 5 Iは、 実施例 1の第 4の変形例の各信号を示す図であり、 図 1 6 A〜1 6 Cは、 カラースケール表示の内容を示す図であり、 図 1 7は、 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り、 図 1 8は、 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り、 図 1 9は、 へ モグロビンの吸収スぺクトルの一部を拡大して示す他の図であり、 図 2 0は、 実施例 2の測定 ·演算手順を示す図である。 発明を実施するための最良の形態
以下に、 本発明に係るへモグロビン観察装置及びへ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。
(実施例 1)
(装置構成）
図 Γは、 本発明の実施例 1に係るへモグロビン観察装置 100の概略構成を 示す。 駆動回路 108は、 λ 1用線路 a 1と λ 2用線路 b 1とを介して、 光源 部 102R、 102 Lを駆動する。これにより、光源部 102R、 102Lは、 第 1の波長 λ 1の光と第 2の波長 λ 2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 102 R、 102 L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 o
N、 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、 撮像ュニット 103に入射する。 撮像ュニット 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、 撮像ュニット 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 105 Pを代表例として、 画素 105 P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 105 P力らは、 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 3D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 3A〜3Gは、 後述の本発明の動作原理で 示す図 7及ぴ図 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、 11 3は、 それぞれ交番ビデオ信号 V側と GND側にグ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、 λ ΐ戻り光系列 と I 2戻り光系列の 2チヤンネル （ c h ) に分離できる。 駆動回路 108は、 交番発光信号 a 1、 b lと同じ ON、 OFFのタイミングのゲート信号 a 2、 b 2をリレー回路 112、 113に供給する。
図 3A〜3Gは、 主要な出力信号の波形を示す。 以下、 図 1、 図 2、 図 3 A 〜 3 Gをそれぞれ適宜参照しながら説明を続ける。 図 3 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 を考える。 図 3 B、 3C、 3D、 3E、 3F、 3G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 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 Hb02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、 Hb〇2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 Δ tについて説明する。 光源部 102R、 102 Lは、 第 1の波長 1の照明光と第 2の波長; L 2の照射光とを、 それぞれ図 3 B、 3C に示すように交番間隔 Δ tの時間間隔で交番発光する。 交番間隔 Δ tを短くす ると、 能は向上する。 なお、 交番間隔 Δ tを短くすると、 その分だけ光量 が減るのでノィズが増加する。
1つの赤血球の直径は、 略 8μπι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. 8 μ m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 1 mm/ s e c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 Δ tとなる。 このため、 交番間隔 Δ t = 0. 8ms e cとなる。 図 2に示すように、 リレー回路 112には、 λ 1用ゲート信号 a 2が入力さ れる。 また、 リレー回路 113には、 え 2用ゲート信号 b 2が入力される。 こ のため、リレー回路 112からは、図 3 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 Fで示す波形の信号 Λ 2が出力される。 信号 Λ 1に基づレ、て、 積分器 114は、 図 3 Eで «で示す第 1の波長 λ 1 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 1 15は、 図 3 Fで■で示す第 2の波長 λ 2を照射したときの信号 Λ 2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 102 R、 102 Lが第 1の波長; L 1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 3E、 3Fか ら明らかなように、 信号 Λ 1と信号 Λ 2とは互いに逆相の関係にある。 差動増 幅器 116は、 図 3 Gに示すような差信号 X = Λ 1 _ Λ 2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。 言号 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） 力らゼロを経由して一 V (ポルト） 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 ¾ 光量や反射光量に対応したビ デォ信号を 「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 1 0 7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 1 1 6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、 へ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 Ό¾察実験を鋭意行レ、、 へ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へ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 H bは、 肺におい て酸素と 1 0 0 %結合した酸化へモグロビン H b O 2となる。 動脈血は、 細動 脈 Aから枝分力れして、 例えば 3つの毛細血管 B a、 B b、 B e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 1 0 0 %放出した還元へ モグロビン H b Rとなり、 細静脈 V e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 H b O 2では、酸素結合率は 1 0 0 %である。 これに対して、 還元ヘモグロビン H b R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 =H b〇2/ (H b 02 + H b R)
細動脈 Aや細静脈 V eには、 酸素結合率 1 0 0 %の酸化へモグロビンと、 酸 素結合率 0 %の還元へモグロビンとの 2種類のへモグロビンのみ存在する。 こ のため、 細動脈 Aや細静脈 V eにおいて、 酸素が含有されている割合、 換言す ると酸化へモグロビンと還元へ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 B a、 B b、 B eにおいて、 1つ の赤血球が糸職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 1 00%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、 「へ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 V eでの赤血球の集合体 （塊） における酸化へモグロ ビンと還元へ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レ、だけで、 凡そ同じ吸収 スぺ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 ぺ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 « 観察対象 使用する値
·、クロ観察 （顕微鏡等） 主に毛細血管內 空間 （時間） 適能
1つの赤血球を分解（ 1250フレーム/秒は必要) 使用する値
マクロ観察 （内視鏡等） 主に毛細血管以外 酸素飽和度 空間 （時間） 能 赤血球は塊で認識 (通常は 3 0フレーム/秒で良レ、） 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 7 0 %程度である。 このため、 静脈血の大半は酸ィ匕ヘモグロビン H b 02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 B bのみが酸素交換を行っている。 このため、 毛細血管 B b を通過したへモグロビンは還元へモグロビン H b Rとなる。 これに対して、 毛 細血管 B a、 B eは、 酸素交換を行っていない。 このため、 毛細血管 B a、 B cを通過したへモグロビンは、酸化へモグロビン H b 02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 B bの数は少 なく、酸素交換をしない毛細血管 B a , B c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 B b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 B a、 B eを 「偽の毛細血管」 とレヽう。
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 L E D (波長 5 2 5 nm) で 爪元血管を側斜照明し、 N A 0 . 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 H bによる吸収像に対応する。 ここでは、 真の 毛細血管 B bと、 偽の毛細血管 B a、 B cとが観察されている。
偽の毛細血管 B a、 B e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、 へマトクリットは一定している。 へマトクリット 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 B b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。しカゝしながら、 毛細血管の振る舞いは解明されてレ、ない部分が多レ、。
今日まで、 解明されていない事項の例としては、 数ケ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 う力 V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 、 血液 がサラサラ過ぎるのは良くないのではなかろう力、 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、 毛細血管におレ、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 Hb02と還元ヘモグロビン HbR の吸収スぺクトルを示す。 皮膚、 骨、 または頭蓋骨等を ¾ し、 酸化へモグロ ビン Hb 02と還元へモグロビン Hb Rの吸収スぺク トルが交差する等吸収波 長 800 nm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 Si 光または反射光の強度を、 La mb e r t_B e e r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)、血流量変ィ匕（=総 Hb濃度 変化)、 または酸素飽和度 （=Hb02Z (Hb02 + HbR)) 等を導出する。 Lamb e r t— Be e rの法則を使った生体モニタ βとして、 N I R S (近 赤外分光） イメージングゃパルスォ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 βでは、 ヘモグロビンの酸素交換のマクロな 変ィ匕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、 酸化へモグロビン H b 02と還元へモグロビン H bRの 2状態のみの吸収スペクトルを利用している。 これは、 酸化へモグロビ ン Hb 02と還元へモグロビン Hb Rのみが含まれる動脈血や静脈血を観察す る従来 βにとつては、 2状態の吸収スぺ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 β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 β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、 f MR I (f unc t i on a l Ma gne t i c Re s ona n c e Ima g i n g) や PET (Po s i t r o n Em i s s i on Tomo g r a phy) や N I RS (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（H b R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 B a、 B cが殆どであり、 真の毛細血管 B b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で構成を示したへ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、 へモグロビンの吸収スぺクトルの等吸収波長 805 nm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、 リユア表示である。 図 7において、 等吸収波長 (805 nm) 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 λ 1=78 On mの光と、 等吸収波長よりも長波長側 の第 2の波長え 2 = 830 nmの光とを選択する。 そして、 両波長の間におい て吸収スぺクトル曲線は、 略 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 Hb02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 から水平な ¾；線
MLを経て右肩下がりの となる。 第 1の波長 λ 1と第 2の波長え 2と の間の吸光度の差分を演算することで、 吸収スぺクトノレの,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 IS/镍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、 Lamb e r t—B e e rの法則による吸収の式 による演算は必要な ヽ。等吸収波長の両側に、第 1の波長 λ 1 = 780ηπιと、 第 2の波長 λ 2 = 830 n mを照射する波長として選択すると、 第 1の波長 λ 1での吸光度は O 1→M1→R1のように変化する。 また、 第 2の波長; L 2で の吸光度は O 2→M 2→R 2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、 P及光度が大きいとき、 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； I 1を照射したときの戻り光 L1と、 第 2の波長 λ 2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 Hb〇2のとき、 差分演算の結果は + (正） となる。 酸化へモグ 口ビンと還元へ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、 差分演算の結果は一 （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、 吸収スぺ クトルの SB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 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、 酸化へモグロビン H b 02 (酸素結合率 1 0 0 %) の電圧レベルと、 還元へモグ口ビン H b R (酸素放出 率 1 0 0 %)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 収スぺクトル S が等吸収波長を中心にして対称に変化する 2つの波長 1、 λ 2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； 1における第 1の吸光度の値 O lと第 2の波長 λ 2における第 2の吸光度の値 0 2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 λ ΐにおける 第 1の吸光度の値 R 1と第 2の波長 λ 2における第 2の吸光度の値 R 2とを加 算した値とが略等しい。
このため、 λ 1戻り光 L 1と 2戻り光 L 2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 1 0 6により、 傾斜信号 Xを光量信号 Υで割り算すれば、 正規化を行なう ことができる。 正規ィ匕により、 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。 変動がゆつくりであると見込めるな らば、 光量信号 Υ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レ、。 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 A P C (ォート ·パワー' コント口 ール） となるようなフィードパック制御をかけても良い。 なお、 正規ィ匕しない 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の変形例のへモグロビン観察装置のうち、 撮像ュニ ット 1 0 3と TVモニタ 1 0 7との間に設けられている信号処理回路 2 0 0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。
撮像ュニット 1 0 3は、 フレーム撮影を行う。 フレームメモリ 2 0 1は、 撮 影されたフレーム画像を格納する。 リレー回路 2 0 2は、 第 1の波長 λ 1を観 察対象物 1 0 1に照射したときの画像と、 第 2の波長 λ 2を観察対象物 1 0 1 に照射したときの画像とを切り替える。 フレームメモリ 2 0 3は、 第 1の波長 λ 1を観察対象物 1 0 1に照射したときの画像を格納する。 フレームメモリ 2 0 5は、第 2の波長 λ 2を観察対象物 1 0 1に照射したときの画像を格納する。 差動演算部 2 0 4は、 差分演算により傾斜信号 Xを算出する。 加算器 2 0 6 は、 加算演算により光量信号 Υを算出する。 割り算器 2 0 7は、 傾斜信号 Xを 光量信号 Υ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 1 0 7は、 最終結果を表示する。
図 1 0は、 本変形例の観察 ·演算手順を示すフローチヤ一トである。 また、 図 1 1は、 図 9に示す回路の演算内容を説明する図である。 図 1 0のステップ S 1 0 0 1において、 駆動回路 1 0 8は、 第 1の波長; I 1の光と第 2の波長 2の光とを交番発光させる信号を光源部 1 0 2 R、 1 0 2 Lへ供給する。
ステップ S 1 0 0 2において、 光源部 1 0 2 R、 1 0 2 Lは、 第 1の波長； 1の光と第 2の波長 2の光とを交番発光する。 ステップ 1 0 0 3において、 撮像ュニット 1 0 3は、第 1の波長 1を照射したときの観察対象物 1 0 1と、 第 2の波長 λ 2を照射したときの観察対象物 1 0 1とを交互にフレーム撮影す る。
撮像ユニット 1 0 3は、 例えば、 1、 2 · · · 2 η (ηは整数） という 2 η 枚のフレーム画像を撮影する。 そして、 第 1の波長; L 1を照射したときのフレ ーム画像は 1、 3、 · · ·、 2 η— 1の奇数番目のフレームとする。 また、第 2 の波長 λ 2を照射したときのフレーム画像は 2、 4、· · ·、 2 ηの偶数番目の フレームとする。 ステップ 1 004において、 撮像ユニット 1 03で膨され た 2 n枚のフレーム画像は、 フレームメモリ 20 1に格納される。
ステップ S 100 5において、 フレーム番号は奇数力否かの判断を行う。 判 断結果が真 （Ye s) のとき、 ステップ S 1 006において、 第 1の波長 λ ΐ を照射したときのフレーム画像をフレームメモリ 203に格糸内する。 また、 ス テツプ S 1 005の判断結果が偽 （No) のとき、 ステップ S 1 00 7におい て、 第 2の波長； L 2を照射したときのフレーム画像をフレームメモリ 20 5に 格納する。 ステップ 1 008において、 差動演算部 204は、 第 1の波長; I 1 照射時の各画素 (ピクセル） の出力信号と、 第 2の波長 λ 2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の波長え 1 照射時の各画素の出力信号と、 第 2の波長； 2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 20 7は、 差分結果 （=傾斜信号 X) を加 算結果 （=光量信号 Υ) で割り算する。
ステップ S 1 00 9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 S 1 0 1 0において、 TVモ ニタ 1 0 7は、 演算結果を表示する。
図 1 1は、 差分演算の具体例を示す。 例えば、 第 1の波長; L 1を照射したと きの観察対象物 1 0 1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; l lmとする。 また、 第 2の波長； I 2を照射したときの観察対象物 1 0 1 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 2mとする （m = 1 · · · n)0
差動増幅器 204は、 λ 2 η_λ 1 ηを演算する。 加算器 206は、 λ 2 η +1 1 ηを演算する。そして、割り算器 20 7は、 （λ 2 η_λ 1 ) / (λ 2 η + λ 1 η) を演算する。 このような演算を、 例えば、 第 （2 k— 1) 番目の フレームと第 2 k番目のフレームとの間、 及ぴ第 2 k番目のフレームと第 （2 k+ 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—l) 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 8 μπι程度である。 また、 赤血球が毛細血管 内を通過する速度は lmm/ s e c程度である。 赤血球の直径の一桁下の 0. 8 m移動内で差分を取る必要がある。 このため、 時間分解能 A t = 0. 8m s e c程度必要となる。
これはフレーム · レートに 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 10 Hz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 512X512 (26. 2万画素） の高速 CMO S型イメージセンサを用いて、 ¾ 速度 2000フレーム Ζ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） とレヽぅスペック で実現できる。
(第- 2の変形例）
図 12 Α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； I 1と第 2の波長; I 2 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、 L EDや LDの代わりにキセノンランプを用いる ことができる。
円盤カラーフィノレタ 120は、 光源部 102R、 102 Lと観察対象物 10 1との間の光路内と、 観察対象物 101と撮像ュニット 103との間の光路内 との少なくともいずれ力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 X 1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 ¾ 部 122は、 第 2の波長 λ 2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 1 2 Bに示すように、 円盤カラ フィルタ 1 2 0は、 カラーフィル タ駆動部 1 2 5により、 第 1波長羅部 1 2 1と第 2波長 ¾i部 1 2 2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 1 3は、 本実施例の第 3の変形例に用いるカラーフィルタ 1 3 0の正面構 成を示す。 本変形例では、 光源部は、 第 1の波長； 1と第 2の波長え 2とを含 む所定の波長領域の光を観察対象物 1 0 1に照射する。 例えば、 光源部 1 0 2 R、 1 0 2 Lとして、 L E Dや L D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 1 0 5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 1 3 0が配置されている。 カラーフィルタ 1 3 0の第 1 波長透過部 1 3 1は、 第 1の波長 X 1の光を舰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 1 3 2は、 第 2の波長 λ 2の光を透過し他め波 長領域の光を反射または吸収する。 そして、 第 1波長 ¾i部 1 3 1と第 2波長 ¾i 部 1 3 2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の波長え 1と第 2の波長え 2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ぉレ、て並列処理を行う回路構成とな つている。 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 1 4は、 遅延回路 2 1 1を導入した構成例を示す。 遅延回路 2 1 1は、 各 画素ごとではなく、 ィメージセンサ 1 0 5に対して 1つ接続すれば良レ、。 例え ばイメージセンサ 1 0 5から出力された交番ビデオ信号 Vは、 遅延回路 2 1 1 を通って Δ tだけ遅延されたビデオ信号 V A tと一緒に差動増幅器 2 1 2に入 + ' 力される。 差動増幅器 2 1 2は、 言号 V— V A tを出力する。 遅延時間 Δ t を 1フレーム 0 . 8 m s e cの ϋ¾時間とすれば、 フレームごとに交番された 一秒間に 1 2 5 0フレームの画像が得られる。 このとき遅延時間 Δ tは交 ¾ 光のタイミングと完全に同期しているので、 言号 V— V A tは第 1の波長え 1を照射したときの戻り光と、 第 2の波長 2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 1 5 A〜l 5 Iに示す各信号を適宜参照して、 さらに説明を続ける。 図 1 5 A〜1 5 Iは図 3 A〜3 G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 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力 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 2 1 3、 2 1 4には、駆動回路 1 0 8 (不 図示） からゲート信号 a 2、 b 2が供給される。 これにより、 リレー回路 2 1 3力 らは、 信号 Λ 1が出力される。 また、 リレー回路 2 1 4からは、 信号 Λ 2 が出力される。 次に、 差動増幅器 2 1 5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 2 1 6により最終的に傾斜信号 X (= Λ 1— Λ 2 ) が出力される。 正規化部 1 0 6は、 上述の正規化演算を行なう。 そして、 TVモニタ 1 0 7は、 最終結果を表示する。
(動脈、 静脈の抽出 ·分離）
ここで、 図 1 6 A〜 1 6 C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 1 6 Bに示すように、 例えば + 4からゼロを経由して一 4になるま で 9段階に量子ィ匕（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111) 02 (酸素結合率 1 0 0 %)、 一 4が H b R (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 1 6 Aに示す。 毛細血管を通過する赤血球は、 理想的には + 4力らー 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 1 0 0 %は濃レ、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 9 5〜 9 7 %程度である。 さらに、 空気の希薄な環境下では、 酸素飽和度 9 0 %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 H b Rと H b 02の比率が 僅かだが変動するようである。 通常は、 H b O 2で酸素飽和度 7 0 % (H R が 3 0 %) 程度と言われている。
図 1 6 Bでは、 動脈が + 3〜十 4の領域に固定され、 静脈は例えば + 2〜十
1の領域に固定されるとしている。 本来、 動脈及ぴ静脈も、 変動要因があるた め、 領域の選ぴ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 1 0 0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 1 0 7により、 グレースケール表示、 またはカラ 一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力ラースケール表示 が望ましレ、。 図 1 6 Cで示すように、 傾斜信号 Xを、 図 1 6 C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、 動脈と静脈の色ィメ一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 れると居、われる。
—方、 レベル + 3、 + 2、 + 1と、 レベル一 1、 _ 2、 一 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。 吸収スぺク トル曲線を S 近似できる領域内では、 第 1の波長 1と第 2の波長 λ 2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 ろう力ゝら、 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、 いずれ力一方の波長の照明強度を調整する。 照明強度と共にィメージセンサの 分光特性まで含めて調整される。反射板の # ^には画面が真つ白になれば良レヽ。 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が浮かび上がつてくる。通常は真っ白にならずに、 淡赤、 ひどい には赤や青がまだら■で浮力ぶであろう。 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、'調整精度が上が 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 1 7 は、 第 4の変形例として示した図 1 4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 1 7において、 図 1 4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 2 2 7には、 交番ビデオ信号 Vが直接入力さ れる。 積分器 2 2 7は、 第 1の波長; L 1おける第 1の反射光量または ¾ 光量 と、 第 2の波長 2における第 2の反射光量または ¾ 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 2 2 7は、 第 1の波長 1 の光と、 第 2の波長 λ 2の光とを連続照射した ^に相当する光量信号 Υ (= Λ 1 + Λ 2 ) を出力する。
重畳器 2 2 8は、 傾斜信号 Xと光量信号 Υとを重畳して、 T Vモニタ 1 0 7 へ出力する。 これにより、 T Vモニタ 1 0 7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 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 D。発光させれば、 同一の ィメージセンサ 1 0 5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。
(実施例 2 )
図 1 8は、 本発明の実施例 2に係るへモグロビン観察装置 3 0 0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 1 0 8は、 光源部 1 0 2 R、 1 0 2 Lをそれぞれ駆動する。 これ により、 光源部 1 0 2 R、 1 0 2 Lは、 観察対象物 1 0 1、 例えば生体に第 1 の波長 λ 1と第 2の波長； L 2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ュニット 3 0 3に入射する。
本実施例では、 第 1の波長 λ 1の光と第 2の波長え 2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； I 2として、 等吸収波長の光を用いる。
図 1 9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ぺクト ルを示す。 第 1の波長 λ 1 = 7 8 0 n m, または差分量を大きく取りたい は 6 8 0 n m近辺を選択する。 また、 第 2の波長; L 2 = 8 0 5 n mは、 等吸収 波長である。 酸化ヘモグロビン H b O 2の吸収スペクトルを直線 O L m ) で、 還元ヘモグロビン H b Rの吸収スペクトルを, R L (実線） でそれぞれ 示す。 なお、 第 1の波長 λ 1として等吸収波長を用いることもできる。
撮像ュニット 3 0 3内の結像レンズ 1 0 4を透過した光は、 光路分割部 3 0 5へ入射する。 光路分割部 3 0 5は、 観察対象物 1 0 1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 3 0 5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波長翻部 3 0 6 aが配置されている。 第 1波長扁 部 3 0 6 aは、 第 1の波長； I 1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 3 0 6 &を¾¾|した光は、 第 1のイメージセンサ 3 0 7 aに入射する。 第 1のィメージセンサ 3 0 7 aは、 第 1の光路に配置され第 1の波長; L 1による観察対象物 1 0 1の像を取り込む。 第 1のイメージセンサ 3 0 7 a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 3 0 6 bが配置されている。 第 2波 長透過部 3 0 6 bは、 第 2の波長 λ 2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 3Sii部 3 0 6 bを ¾ϋした光は、 第 2のイメージセン サ 3 0 7 bに入射する。 第 2のィメージセンサ 3 0 7 bは、 第 2の光路に配置 され第 2の波長 λ 2による観察対象物 1 0 1の像を取り込む。 第 2のィメージ センサ 307 b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 307 aの受光面上と、 第 2の ィメージセンサ 307 bの受光面上とにそれぞ^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、 λ ΐ戻り光による信号と； 12 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 307 a、 3 07 bの相対位置ずれは、 画像ずらし処理によつて補正される。 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 前に行つた特性測定結果によつて捕正される。
図 20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 λ 1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； I lmとする。 また、 第 2の波長え 2 (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 2mとする （m=l · · · !!)。
差動増幅器 308は、 λ 2 η— λ ΐ ηを演算する。 そして、 正規化部 106 は、 （λ 2 η— λ 1 η)Ζえ 2 ηを演算する。このような演算を、例えば、第（2 k一 1) 番目のフレームと第 2k番目のフレームとの間、 及び第 2 k番目のフ レームと第 （2 k+l) 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ィ匕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、 SZN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 HD D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におレ、て、 等吸収波長として λ = 569ηπι 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 Lamb e r t— Be e rの吸収に関する方程式に適用させれば、 演算から総へ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ょレ、。 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 569ηπι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、 総へ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へ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。
(へモグロビン以外への適用）
本発明の観察対象は、 へ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、 i n v i v o (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 3¾1する。 このため、 へモグロビ ン Hbの酸素交換状態が映像ィ匕されるので、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 »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 ίΦ¾証に有用である。
(6) 健康飲料水、 健康関連の商品の開発：本宪明は、 健康関連の開発商品の 効果の ¾i¾や、 飲んだら活宪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 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 さる。
( 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。 カロえて、 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。 産業上の利用可能性
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 口な変ィ匕を観察するときに有用である。

Claims

請求の範囲
1 . ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スぺクトルに基づいて観察する ためのへモグロビン観察装置であって、
- 酸素と 1 0 0 %結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スぺクトノレと、 酸素 を 1 0 0 %放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スぺク 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の波長の光とをへ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前記観察対 象物の像を取り込む撮像部と、
。 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、
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、 前記第 1の波長の光における第 1の反射光量または « 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 ¾ϋ光量との差分 に基づいて藤己へ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 へ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 る請求の範囲第 1項に記載のへモグロビン観察装置。
3 . 酸素と 1 0 0 %結合した状態の酸化へ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 ΙίίΐΒ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 1 0 0 %放出した状態の還元へ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の範囲第 1項または第 2項に記載のへモグ口 ビン観察装置。
4. 前記演算処理部は、 tins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 t&t己第 2の反射光量または ¾i 光量とを加算 した値に基づレ、て正規化を行うことを特徴とする請求の範囲第 1項〜第 3項の レ、ずれか一項に記載のへモグ口ビン観察装置。
5. 爾己光源部は、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 ttlf己等吸収波長の光を照射することを特徴とする請求の範囲第 1 項に記載のへ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の範囲第 1項または第 5項に記載 のへモグロビン観察装置。
7. 前記演算処理部は、嫌己第 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 ¾ 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の範囲第 1項〜第 6 項のいずれ力一項に記載のへモグロビン観察装置。
8 · 前記光源部は、 ttrf己第 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の範囲第 1項〜第 7項のレ、ずれか 一項に記載のへモグ口ビン観察装置。
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、
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
一 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、 前記カラーブイルタは、 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、
前記第 1波長薩部と前記第 2波長邏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 徴とする請求の範囲第 1項〜第 7項のいずれ力一項に記載のへモグロビン観察 装置。
1 0. 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、
前記撮像部は、 複数の画素を有し、
前記複数の画素の近傍に力ラーフィルタを配置し、
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^ iiし他の波長領 域の光を反射または吸収する第 2波長 ¾ϋ部とを有し、
前記第 1波長透過部と前記第 2波長 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の範囲第 1項〜第 7項のいずれ 力一項に記載のへモグロビン観察装置。
1 1 . 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、 観察対象物からの反射光または Sii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、
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 部と、
前記第 2の光路に配置され、 前記第 2の波長の光を し他の波長領域の光 を反射または吸収する第 2波長 ¾ 部と、 を有し、
前記撮像部は、 前記第 1の光路に配置され編己第 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 請求の範囲第 1項〜第 7項のいずれ力一項に記載のへモグロビン観察装置。
1 2. 前記表示部は、算出された前記へ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力ラースケール表示することを特徴とする請求の範囲 第 1項〜第 1 1項のいずれ力一項に記載のへモグロビン観察装置。
1 3. 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、 ttrt己第
2の波長における前記第 2の反射光量または ¾i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の範囲第 1項〜第 1 2項のいず れカ一項に記載のへモグロビン観察装置。
1 4. ヘモグロビンと酸素との結合状態を吸収スぺクトルに基づいて観察す るためのへモグロビン観察方法であって、
酸奉と 1 0 0 %結合した状態の酸化ヘモグロビンの吸収スぺクトノレと、 酸素 を 1 0 0 %放出した状態の還元ヘモグロビンの吸収スぺ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の波長の光とをへ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、
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レヽて前記 観察対象物
の像を取り込む撮像ステツプと、
前記撮像ステップからの信号に基づレヽて所定の演算を行う演算処理ステツプ 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、
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へモグロビンと酸素との結合状態を算出することを特 徴とするへモグロビン観察方法。
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