(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管を含む生体組織の一部を照明するための光源と、照明された血管と組織を撮像する撮像部と、撮像された画像を解析する解析部を備え、解析部は、撮像された画像について血管を横切って分布する画像濃度分布を画像の濃度プロファイルとして抽出する抽出部と、前記プロファイルの特徴を形態的に定量化する定量化部と、定量化された特徴に基づいて血液成分の量を演算する演算部と、演算結果を出力する出力部からなる非侵襲血液検査装置。
【請求項２】
血液成分の量が、ヘモグロビン濃度およびヘマトクリットの少くとも一方である請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項３】
光源が、第１および第２波長の光を選択的に照射する発光素子からなり、第１および第２波長が、それぞれ実質的に酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの等吸収波長である請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項４】
抽出部が、画像中で血管像の最もコントラストがよい領域を検索し、検索した領域から画像濃度プロファイルを抽出することを特徴とする請求項１記載の非侵襲血液分析装置。
【請求項５】
定量化部は、濃度プロファイルを正規化し、正規化された画像濃度プロファイルについてピーク値ｈと血管径に対応する分布幅ｗを定量化することを特徴とする請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項６】
光源が第１および第２波長の光を選択的に照射する発光素子からなり、定量化部は、同一の生体組織の一部を第１および第２波長で撮像して得られる第１および第２プロファイルのピーク値ｈ１、ｈ２と、分布幅ｗ１，ｗ２を算出し、演算部は定量化されたｈ１，ｈ２，ｗ１，ｗ２からヘモグロビン濃度及びヘマトクリットを演算することを特徴とする請求項５の非侵襲血液検査装置。
【請求項７】
定量化部は、同一の生体組織の一部を第１および第２波長で撮像して得られる第１および第２画像濃度プロファイルの分布幅ｗ１，ｗ２から血管の深さＬを推定し、ピーク値ｈ１，ｈ２をＬで補正することを特徴とする請求項６記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項８】
撮像部は、対物レンズと、結像レンズと、両レンズ間に設けられ、二次元的に光透過率を変化しうる空間フィルターとを備え、空間フィルターの光透過率を二次元的に変化させるフィルター制御手段をさらに備えた請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項９】
撮像部は、対物レンズの焦点の血管に対する位置を調整する調整手段をさらに備えた請求項８記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１０】
定量化部は、濃度プロファイルを正規化し、正規化された画像濃度プロファイルについてピーク値ｈと血管径に対応する分布幅ｗを算出することを特徴とする請求項９記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１１】
定量化部は、調整手段によって対物レンズの焦点が調整され最もシャープな撮像画像が得られる時の焦点位置に基づいて、生体組織表面から血管までの深さＬを演算し、深さＬに基づいてピーク値ｈと分布幅ｗを補正することを特徴とする請求項１０記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１２】
定量化部は、画像濃度プロファイルを正規化し、正規化された画像濃度プロファイルについてピーク値ｈと血管径に対応する分布幅ｗを算出することを特徴とする請求項８記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１３】
定量化部は、空間フィルターの光透過率を二次元的に変化させる毎に得られる複数の撮像画像に基づいて、ピーク値ｈと分布幅ｗを補正することを特徴とする請求項１２記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１４】
生体を光源と撮像部とに対して相対的に固定する固定部材をさらに備えてなる請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１５】
撮像部は、血管と組織の透過光画像を撮像する請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１６】
撮像部は、血管と組織の反射光画像を撮像する請求項１記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１７】
血管を含む生体組織の一部を照明するための光源と、
対物レンズ、結像レンズ、および両レンズ間に設けられ光透過率を変化しうる空間フィルターを有して照明された血管および組織を撮像する撮像部と、
撮像された画像について血管を横切る画像濃度分布を解析して、血液成分の量を演算し、その演算結果を出力するための出力部を有する解析部と、
前記空間フィルターの光透過率を二次元的に変化させるフィルター制御手段と、
を備える非侵襲血液検査装置。
【請求項１８】
血液成分の量が、ヘモグロビン濃度およびヘマトクリットの少なくとも一方である請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項１９】
光源が、第１および第２波長の光を選択的に照射する発光素子からなり、第１および第２波長が、６００〜９５０ｎｍの範囲にある請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項２０】
撮像部は、対物レンズの焦点の血管に対する位置を調整する調整手段をさらに備えた請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項２１】
生体を光源と撮像部とに対して相対的に固定する固定部材をさらに備えてなる請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項２２】
撮像部は、血管と組織の透過光画像を撮像する請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【請求項２３】
撮像部は、血管と組織の反射光画像を撮像する請求項１７記載の非侵襲血液検査装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
この発明は、非侵襲血液検査装置に関するものである。この発明の装置は、生体から採血することなくリアルタイムに、経皮的にかつ、再現性よく、血中のヘモグロビン濃度やヘマトクリットのような血液成分の量を計測できる装置である。
背景技術
末梢血液の検査は、臨床検査においても最も重要で且つ頻繁に行われる検査のひとつである。特にヘモグロビン濃度およびヘマトクリットは、貧血の診断を行う上で必須の検査項目である。これらの検査は現在採血によって行われているが、頻回の採血は患者の負担となるばかりか注射針の誤射による感染事故の発生が危惧される。
以上のようなことを背景として、これらの項目を非侵襲的（経皮的）に計測しようとする装置が考案されている。例えば、特公平３−７１１３５号公報には、生体に複数波長の光を照射し、その脈動による光強度変化から血中ヘモグロビン濃度を計測するヘモグロビン濃度測定装置が開示されている。同様に、米国特許第5,372,136号にも脈動等を利用して血中ヘマトクリットを求めるシステムおよび方法が記載されている。
しかしながら、これらは検出対象となる血液量が特定されていないため、絶対的な値を求めるには精度上問題があった。さらに、センサーを装着する部位によって計測値に差が生じ、再現性等に問題があることが予想される。
また、米国特許第4,998,533号には、毛細血管内を流れる赤血像から上記項目を計測する装置が開示されているが、このような装置では構成が極めて大掛かりなものとなってしまう。尚、指などの生体に含まれる血管の透過像が得られることについてはすでに報告があるが、これを画像解析することによって上記項目を定量的に解析しようとする試みはなされていない。
発明の開示
この発明は、このような事情を考慮してなされたもので、簡単な装置構成で指などの生体の組織に含まれる血管の透過像を得、これを画像解析することによってこれらの項目を再現性よく計測できる装置および方法を提供するものである。
つまり、光を血管を有する組織に透過させ、その透過光像を撮像すると血液成分は光を吸収するためその画像は暗くなり、他の部分は光を透過させるのでその画像は明るくなる。そこで、この発明は、画像濃度を比較することにより血液成分（例えばヘモグロビン）の濃度を定量すると共に、定量した値を必要に応じて血管の深さで補正しようとするものである。
従って、この発明は、血管を含む生体組織の一部を照明するための光源と、照明された血管と組織を撮像する撮像部と、撮像された画像を解析する解析部を備え、解析部は、撮像された画像について血管画像濃度を解析することによって血液成分の量を演算しその演算結果を出力する非侵襲血液検査装置を提供するものである。
この発明における生体とはヒトを含む哺乳動物であり、また、生体組織の一部とは生体から分離した組織ではなく、生体のありのままの一部であり、例えば指や耳朶などがあげられる。この発明による装置において、解析部は、撮像された画像について血管を横切って分布する画像濃度分布を画像の濃度プロファイルとして抽出する抽出部と、前記プロファイルの特徴を形態的に定量化する定量化部と、定量化された特徴に基づいて血液成分の量を演算する演算部と、演算結果を出力する出力部から構成することができる。また、撮像部が生体組織の所望の部分を撮像できるように光源と撮像部とに対して生体の一部を相対的に固定する固定部材をさらに備えることが好ましい。
この発明において、撮像する画像は透過光画像でも反射光画像でもよい。
この発明の光源には、半導体レーザ（以下、ＬＤ）やＬＥＤあるいはハロゲン光源が使用でき、直接生体の一部に照射してもよいし、ファイバーを介して照射してもよい。波長としては生体組織を透過し、水の吸収が大きくない４００〜９５０ｎｍの範囲にあることが好ましい。光源の波長（帯）は、透過光画像の場合には、例えば６００〜９５０ｎｍが使用され、反射光画像の場合には、例えば４００〜９５０ｎｍが使用される。
また、光源が、第１および第２波長の光又は３波長以上の光を選択的に照射する発光素子からなることが好ましく、第１および第２波長は、それぞれ酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの実質的な等吸収波長であることが望ましい。
ヘモグロビン濃度やヘマトクリットを計測するためには、２波長以上が必要であるが、単に貧血の状態をモニターしたい場合は、１波長だけでもよい。
撮像部は、レンズなどの光学系とＣＣＤなどの撮像デバイスから構成できる。
撮像部では、血管を横切る方向の画像濃度プロファイルが得られればよいので、撮像素子としては、ＣＣＤの他にラインセンサーやフォトダイオード・アレイが使用できる。画像濃度プロファイルとしては血管に直交する方向のものが好ましい。
また、フォトダイオード１個を血管を横切る方向に駆動させて画像濃度プロファイルを得ることもできる。
撮像部の光学系は、ＴＶ用レンズ（例えばCOSMICAR製  BD1214D）だけを用いて構成できる。
また、撮像部の光学系は、開口数が同等または焦点距離／レンズの有効直径が同等な一対のレンズを対物レンズおよび結像レンズとして使用し、一方のレンズの前焦点位置と他方のレンズの後焦点位置とが一致するように両レンズを同一光軸上に配置して、両レンズの間に二次元的に光透過率の異なる光学空間フィルターを設けた光学系（以下、共役光学系と称す）であってもよい。ここで言う空間フィルターとは、二次元的に透過率分布を変化させたもので、これには、ピンホールや円環状スリットを有する遮光板あるいは電気信号により透過率の分布が変化する液晶シャッターなどを使用できる。
解析部は、抽出部と定量化部と演算部と出力部からなり、得られた画像濃度プロファイルから血液成分の量、例えばヘモグロビン濃度やヘマトクリットあるいは貧血状態を演算して出力するが、これらは市販のパーソナルコンピュータを利用することもできる。
解析部の抽出部は、撮像された画像について血管を横切る方向に分布する画像濃度分布を画像の濃度プロファイルとして抽出する。
定量化部は、抽出された画像濃度プロファイルを正規化し、正規化された画像濃度プロファイルのピーク値ｈを算出してもよい。
また、定量化部は、画像濃度プロファイルの血管径に対応する分布幅ｗを定量化し、定量化した分布幅ｗによってピーク値ｈを補正するようにしてもよい。
定量化部は、同一の生体組織の一部を第１および第２波長で撮像して得られる第１および第２プロファイルがピーク値ｈ１，ｈ２と分布幅ｗ１，ｗ２を有するときｗ１とｗ２の比に基づいて血管の皮下の深さＬを推定し、Ｌでｈ１，ｈ２を補正すれば、演算部は、補正されたピーク値からヘモグロビン濃度およびヘマトクリットを算出することができる。
共役光学系では、例えば空間フィルターとして円環状スリットを有する遮光板を使用すれば、生体組織から対物レンズに入射する光の角度が円環状スリットの形状（径やスリット幅）で決定され、その特定の入射角度の光のみが結像することにより血管の散乱光像が得られ、この散乱光像は、血管像に対する生体組織の擾乱の影響を反映する。従って、定量化部は、円環状スリットの径を変化させて複数の異なる散乱角度の散乱光像を撮ることにより、生体組織の影響を定量化でき、検出される血液成分濃度に対してより正確な補正を行なうことができる。
またこの場合、定量化部は、散乱光像が血管に対する焦点の合い具合により敏感に変化するため、この撮像部（対物レンズ）の焦点位置を生体組織の表面から深部に向って走査することにより、合焦点の位置が明確にわかり、血管の深さを直接定量化できる。従って、これをもとに上記の各種算出データに対して補正を行なうこともできる。
つまり、定量化部は、まず、あらかじめ定められた角度で、焦点を生体組織表面から深部へ変化させた時の一連の血管の散乱光像から、散乱光像が最もシャープとなった時の焦点位置から血管の深さＬを直接定量化し、この深さＬによりピーク値ｈ１，ｈ２を補正する。
さらに、定量化部は、その焦点位置において、光学フィルターの光透過率を二次元的に変化させた時の複数の異なる散乱光像から、生体組織の散乱吸収特性をもとめ、これをもとにしてさらにピーク値ｈ１，ｈ２、分布幅ｗ１，ｗ２を補正することができる。
演算部は定量化部により形態的に定量化された画像濃度プロファイルの特徴に基づいて血液成分の量、例えばヘモグロビン濃度やヘマトクリットなどを演算する。ここでヘマトクリットは、一般に、血液体積に対する赤血球体積の比で定義される。また、出力部には、ＣＲＴやＣＬＤなどを用いることができる。
別の観点から見れば、この発明は、血管を含む生体組織の一部を照明する工程と、照明された生体組織を撮像する工程と、撮像された画像を解析する工程からなり、前記解析する工程が、撮像された画像について血管を横切って分布する画像濃度分布を画像の濃度プロファイルとして抽出し、前記プロファイルの特徴を形態的に定量化し、定量化された特徴に基づいて血液成分の量を演算し、演算結果を出力する工程からなる非侵襲血液検査方法を提供することができる。
また、この発明によれば、光学系に光軸に対して特定の角度を有する光のみを生体組織から受光させて光学系の焦点を生体組織表面から深部へ変化させた時に得られる一連の血管の散乱光像から、散乱光像が最もシャープとなった時の焦点位置から血管の深さを検出し、この焦点位置で前記特定の角度を変化させて得られる複数の散乱光像から生体組織の散乱・吸収特性をもとめ、これから前記プロファイルの特徴を補正する工程をさらに含む非侵襲血液検査方法を提供することもできる。
【図面の簡単な説明】
図１は、この発明の実施例１における血液検査装置の構成を示すブロック図である。
図２は、この発明の実施例１の血液検査装置の外形を示す斜視図である。
図３は、この発明の実施例１の血液検査装置の要部断面図である。
図４は、この発明の実施例１の血液検査装置の動作を示すフローチャートである。
図５は、この発明の実施例１の血液検査装置による撮像画像（ＣＲＴで表示した中間調画像）を示す写真である。
図６は、この発明の実施例１の血液検査装置から得られる画像濃度プロファイルを示す説明図である。
図７は、この発明の実施例１の血液検査装置において正規化された画像濃度プロファイルを示す説明図である。
図８は、この発明の実施例１の血液検査装置の光源の正面図である。
図９は、この発明の実施例１の血液検査装置の表示例を示す説明図である。
図１０は、この発明の実施例２の血液検査装置の構成を示すブロック図である。
図１１は、この発明の実施例２の血液検査装置の要部断面図である。
図１２は、図１１のＸ−Ｘ矢視断面図である。
図１３は、この発明の実施例２の血液検査装置の動作を示すフローチャートである。
図１４は、この発明の実施例２の血液検査装置の動作を示すフローチャートである。
図１５は、この発明の実施例２の血液検査装置の動作を示すフローチャートである。
図１６は、この発明の実施例２の血液検査装置による撮像画像（ＣＲＴで表示した中間調画像）を示す写真である。
図１７は、この発明の実施例２の血液検査装置から得られる画像濃度プロファイルを示す説明図である。
図１８は、この発明の実施例２の血液検査装置において正規化された画像濃度プロファイルを示す説明図である。
図１９は、この発明の実施例２の血液検査装置における焦点位置と散乱分布幅を示すグラフである。
図２０は、図１６に対する比較例を示す写真である。
図２１は、この発明の実施例３の検出部の断面図である。
図２２は、この発明の実施例３の検出部の底面図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、この発明の実施形態を３つの実施例に基づいて詳述する。これによってこの発明が限定されるものではない。
実施例１
まず、この発明の実施例１の血液検査装置の構成を説明する。
図１は血液検査装置の構成を示すブロック図であり、血管を含む生体組織の一部を照明するための光源１１と、照明された血管と組織の透過光像を撮像する撮像部１２は、検出部１の内部に設けられる。
解析部２は、撮像部１２で撮像された画像について血管を直角に直線的に横切って分布する画像濃度分布を画像濃度プロファイルとして抽出する抽出部２１と、抽出された画像濃度プロファイルの形態的特徴を定量化する定量化部２２と、定量化された特徴に基づいて血液成分の量を演算する演算部２３と、演算結果を出力する出力部（ＣＲＴ）２４を備える。なお、解析部２はパーソナルコンピュータによって構成することも可能である。
図２は図１に示す装置の斜視図であり、検出部１に内蔵される光源１１および撮像部１２は解析部２に信号ケーブル３によって接続されている。
図３は検出部１の断面図であり、検出部１は光源１１と、レンズ１４および撮像素子１５を有する撮像部１２とを備え、開口部１３に指１６が挿入されると、光源１１が指１６を照明し、その透過光による画像がレンズ１４を介して撮像素子１５で撮像されるようになっている。ここで、開口部１３は、挿入される指１６を軽く固定できるように指先に向かって内径が小さくなり、固定部材を構成している。
なお、撮像素子１５はＣＣＤで構成される。また、図８は光源１１の正面図であり、ＬＥＤ１１ａとＬＥＤ１１ｂを備える。
この実施形態では、ＬＥＤ１１ａとして、中心波長６６０ｎｍ、半値幅４０ｎｍのＶＳＦ６６５Ｍ１（ＯＰＴＲＡＮＳ製）を使用し、ＬＥＤ１１ｂとして、中心波長８９０ｎｍ、半値幅５０ｎｍのＬ２６５６（浜松ホトニクス（株）製）を使用している。
次に、このように構成された血液検査装置の解析部２の解析手順を図４に示すフローチャートを用いて説明する。
（１）ヘモグロビン濃度とヘマトクリットの算出
まず、ＬＥＤ１１ａによる波長（以下、第１波長という）で指を照明し（ステップ１）その透過像を撮像すると、図５のように、ＣＣＤ１５側の皮膚表面に局在する血管（静脈）像を得ることができる。１mm程度の太さの血管を対象とする場合には、再現性のよい定量的な結果が得られる。
この場合、光源にコヒーレンシーの高いＬＤを使用しても、組織によって拡散されるためスペックルのない図５に示すような画像が得られる。次に、図５において、画像中血管像の最もコントラストがよい領域を検索し（ステップ１ａ）、決定した領域を解析領域として図５の４角形で囲むように設定する（ステップ２）。
こうすることにより、常に皮下深さがほぼ一定の血管を解析対象とすることができる。
次に、この領域内で血管に垂直な方向の画像濃度プロファイル（図６）を求める（ステップ３）。
さらに、画像濃度プロファイルのベースラインで規格化する。ベースラインは、血管部分以外の画像濃度プロファイルから、最小二乗法などによって求め、これで図６の画像濃度プロファイルを図７に示すように正規化する（ステップ４）。
このようにすることによって、入射光量に依存しない画像濃度プロファイルを得ることができる。この正規化した画像濃度プロファイル（図７）からピーク高ｈ１および半値幅（（１／２）ｈ１における分布幅）ｗ１を求める（ステップ５）。
ここで得られるピーク高ｈ１は、血管すなわち血液が存在する部分と存在しない部分の比を表すので虚血法（血液が存在する場合と圧迫によって強制的に血液を排除した場合の比から血液分析する方法）や脈波分光法（脈動に同期して、信号成分をとることで変動する血液に相当する信号を得て血液分析を行う方法、つまりパルスオキシメータの原理）から得られるパラメータに相当するパラメータを、圧迫や脈動を利用せずに得ることができる。
つまり、第１波長における血液の散乱係数をＳ１、吸収係数をＡ１とし、近似的にＢｅｅｒの法則がなりたっているとすると
log（1-h1）=-k（S1+A1）w1……（１）
である。ここで、ｋは比例定数である。
ところで散乱係数Ｓ１と吸収係数Ａ１は、それぞれ血液のヘマトクリットＨＣＴとヘモグロビン濃度ＨＧＢに比例すると考えられる。
S1=σ1・HCT、A1=σ2・HGB……（２）
故に、log（1-h1）=-（kσ1・HCT+kσ2・HGB）・w1……（３）
となる。
そこで、ＬＥＤ１１ｂによる波長（以下、第２波長という）で同様のことを行い、ピーク高ｈ２、分布幅ｗ２を求める。
（ステップ６〜１０）
これについても同様に、
0003701031.tif 000002
となる。
ｋ、σ１、σ２、σ３、σ４は実験的に決定されるので、ｈ１，ｈ２，ｗ１，ｗ２によりＨＧＢ、ＨＣＴが求まる。
しかしながら、実際には血管から検出部までに存在する組織によって画像はボケるため、観察されるピーク値は組織がない場合に比べて小さくなる。よって、
log（1-h）=-k（S+A）w+T……（５）
となる。
ここで、Ｓは血液の散乱係数、Ａは血液の吸収係数、Ｔはボケのよる影響を表す項であり、組織の厚さ（血管の深さ：以下単に深さという）Ｌの関数である。
さて、このＴは、得られる画像の中で血管像のコントラストが最大となる部分を計測領域に選択することによって、比較的一定となることを実験的に見いだした。従って、貧血チェッカーのような用途ではＴを一定としても実用上は問題とはならない。
（２）算出したヘモグロビン濃度とヘマトクリットの補正
また、ヘモグロビン濃度とヘマトクリットの算出精度をさらに上げるには次のように補正すればよい。
解析領域を第１波長のときと同じ領域に取り、ボケの影響がないならば、半値幅ｗ１とｗ２は本来同じはずであるが、ボケの影響（ボケが大きいほど、半値幅も大きくなる）が大きくなるに従って、両者に差が出てくる。従って、ｗ２とｗ１の比から深さＬを次式で求めることができる（ステップ１１）。
L=f（w2/w1）……（６）
ここで、関数ｆは実験的に決定される関数である。
この深さＬをもとに、ｈ１、ｈ２、ｗ１を次式で補正し、補正されたｈ１、ｈ２、ｗ１をそれぞれＨ１、Ｈ２、Ｗとする
（ステップ１２）。
H1=g1（h1,L）  ……（７）
H2=g2（h2,L）  ……（８）
W=g3（w1,L）  ……（９）
ここで、ｇ１、ｇ２、ｇ３も実験的に決定する関数である。
この補正されたＨ１、Ｈ２、Ｗより上に述べた方法でヘモグロビン濃度ＨＧＢおよびヘマトクリットＨＣＴを算出する（ステップ１３）。
なお、解析部２では、抽出部２１がステップ２，３およびステップ７，８を実行し、定量化部２２がステップ４，５およびステップ９．１０を実行し、演算部２３が、ステップ１１〜１４を実行する。
このようにして求めた結果が図９に示すように出力部（ＣＲＴ）２４に表示される。
なお、図９において、画像Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３はそれぞれ図５、図６、図７に対応し、ＬＥＤ１、ＬＥＤ２はＬＥＤ１１ａ、ＬＥＤ１１ｂに対応し、「ＰＥＡＫ」、「ＷＩＤＴＨ」はｈ１、ｈ２とｗ１、ｗ２に対応している。
この実施例では、撮像素子１５をＣＣＤで構成しているが、ラインセンサーで構成することも可能で、この場合には直接、図４のステップ３，８の濃度プロファイルを得ることができる。ただし、この場合、ラインセンサーが血管に垂直に配置されているとは限らないので、例えば２本入りのラインセンサーを使用するなどの工夫が必要である。
以上は、ヘモグロビン濃度およびヘマトクリットを算出する場合について説明したが、通常、ヘモグロビン濃度とヘマトクリットとは相関するので、第１又は第２波長の内いずれか一方の波長だけで図４の工程の一部（ステップ１〜ステップ５）を行えば、ある程度の貧血度合いのチェック（貧血チェック）が可能であり、この装置を貧血チェッカーとして用いることができる。
また、一定深さの血管を対象とする場合には、深さ補正の処理を削除することができる。図４のステップ１ａのように最大コントラストを有する領域を検索することである程度それを実現できる。
実施例２
まず、この発明の実施例２の血液検査装置の構成を説明する。
この実施例は、実施例１における補正処理をより正確に行なうために実施例１の撮像部１２と解析部２とを変形したものである。
図１０は、この実施例２の構成を示すブロック図であり、図１と同じ要素には同じ参照番号を付している。検出器１ａは血管を含む生体組織の一部を照明する光源１１と、共役光学系を含む撮像部１２ａからなる。
図１１は、この検出部１ａの断面図である。光源部１１は、実施例１と同じであり、説明を省略する。
撮像部１２ａは、開口数が同等の対物レンズ１４ａおよび結像レンズ１４ｂと、撮像素子１５と、空間フィルター１８と、フィルター駆動部１９ｂとを、矢印ＡおよびＢ方向に移動可能に搭載した駆動ステージ１９ａを備えると共に、ミラー１７を備えている。
レンズ１４ａと１４ｂは、レンズ１４ａの後焦点と１４ｂの前焦点が一点で一致する、つまり共有焦点を有するように配置され、共有焦点位置に空間フィルタ１８が設置され、レンズ１４ｂの後焦点の位置には撮像素子１５が設置されている。撮像素子１５には、実施例１と同様にＣＣＤなどを利用できる。
ステージ１９ａは、図１１に示すように、さらに摺動機構３１上に搭載され、ステッピングモータＭ１を駆動することにより、矢印ＡおよびＢ方向に移動する。これによってレンズ１４ａの焦点位置Ｆが調整できる。
図１２は図１１のＸ−Ｘ矢視断面図であり、フィルター駆動部１９ｂは、フィルター装着板３３を矢印ＣおよびＤ方向に摺動可能に支持する摺動部３４を有する。ステッピングモータＭ２のピニオン３３ｂがフィルター装着板３３上部のラック３３ａに噛合っているため、ステッピングモータＭ２が駆動するとき、フィルター装着板３３が矢印Ｃ又はＤ方向に移動する。
また、フィルター装着板３３には、空間フィルター１８，１８ａ，１８ｂ，１８ｃが装着されている。空間フィルター１８，１８ａ，１８ｂはそれぞれ径の異なる円環状の透光スリット３２，３２ａ，３２ｂを有する遮光板からなり、空間フィルター１８ｃは、円状の透光窓３２ｃを有する遮光板からなる。
従って、フィルター駆動部１９ｂにより、空間フィルタ１８，１８ａ，１８ｂ，１８ｃの任意の一つを共有焦点位置に置くことができる。また、空間フィルター１８ｃを共有焦点位置に置くことにより、実質的にフィルターを置かない状態をつくることもできる。
解析部２ｂは、撮像された画像からプロファイルを抽出する抽出部２１、プロファイルを定量化する定量化部２２、定量化されたパラメータからヘモグロビン濃度やヘマトクリットを演算する演算部２３、演算結果を表示する出力部（ＣＲＴ）２４に加え、焦点位置を制御したり、空間フィルターの挿入を制御するためにステッピングモータＭ１，Ｍ２を駆動する制御部２５から構成される。
さて、図１１に示すように、検出部１ａにおいて、光源１１から照射された光は指１６を透過し、ミラー１７で９０度だけ曲げられ、レンズ１４ａ，１４ｂを介して撮像素子１５上に結像する。
共有焦点位置に空間フィルター１８（図１２）を置いた場合は、指１６の組織から特定角度に散乱される光のみが撮像素子１５に結像され、その特定角度は、スリット３２の径により決定される。
さらに、ステージ１９ａを光軸方向（矢印Ａ又はＢ方向）に動かすことによって、指１６の組織の任意の深さに焦点Ｆを合わせることができる。
次に、このように構成された血液検査装置の解析部２ｂの解析手順を、図１３に示すフローチャートに従って説明する。
（１）ヘモグロビン濃度とヘマトクリットの算出
まず、フィルター駆動手段１９ｂによって共有焦点位置から空間フィルター１８を除く（ステップＳ０）。こうすることによって、実施例１と同等な撮像部の構成となる。次のステップ１ａから１０までに示されるヘモグロビン濃度とヘマトクリット算出手順は実施例１の図４と全く同じであるため説明を省略する。
（２）算出したヘモグロビン濃度とヘマトクリットの補正
この実施例ではステップ１２ａにおける補正処理に特徴があるので、図１４及び図１５のフローチャートによりこの部分を詳細に説明する。
まず、フィルター駆動部１９ｂを用いて、空間フィルター１８を共有焦点位置にセットする（ステップ２１）。
次に、この状態で焦点位置Ｆを指の皮膚表面に合わせる（ステップ２３）。この位置は、指の挿入位置が決まっているので、あらかじめ決定している。
次に、画像を撮像する（ステップ２４）。
これは、ステップ１（図４）の撮像と異なり、特定角度内に散乱された画像であり、以下、混乱を避けるために散乱画像と呼ぶ。
散乱画像を図１６に示す。散乱光のみ結像させているので、血管の周辺部のみ輝度が上がっていることに注意を要する。
なお、比較例として同じ撮像対象について図４のステップ１で得られた画像を図２０に示す。
抽出部２１において、この散乱画像からステップ２（図４）で設定した解析領域内のプロファイルを求める（ステップ２５）。これも、ステップ３（図４）での画像濃度プロファイルと区別するための散乱プロファイルと呼ぶ。例を図１７に示す。
さらに、定量化部２２において散乱プロファイルのベースラインＢＬを決定し、図１８に示すように、プロファイルのピーク高ｓｈと分布幅ｓｗを求める（ステップ２６）。
これも混乱を避けるため、特に散乱ピーク高ＳＨ、散乱分布幅ＳＷと呼ぶことにする。この値を一旦、最小値として記憶する（ステップ２７）。
次に焦点位置Ｆを予め定めた値△Ｆだけ指１３内部へ移動する（ステップ２８）。
△Ｆは通常０．１ｍｍ程度でよい。
これに対し、同様にステップ２４〜２６を繰り返し、ｓｈとｓｗを求める。
これと、記憶された最小値を比較し、もしｓｗが記憶された値より小さければこれを新たな最小値として記憶する（ステップ２７）。
以下、予め設定された深さまでステップ２４〜２７を繰り返す（ステップ２８）。
予め設定された深さとは、通常、対象とする血管はせいぜい皮下１〜２ｍｍに存在するので、２ｍｍ程度としておいてよい。
さて、このようにして得られた散乱ピーク幅ＳＷを焦点位置に対してプロットすると図１９のようになり、血管が存在する深さで散乱ピーク幅は最小値をとる。これは、撮像系の焦点位置が対象とする血管に完全に一致した時、散乱光像が最もシャープになるという意味である。
従って、血管幅が最小となる位置が、実施例１でいう血管の皮下の深さＬ’に相当する（ステップ２９）。即ち、皮下の深さが正確に計測できることになる。この状態で得られる散乱ピーク高さＳＨ１，散乱分布幅ＳＷ１とする（ステップ３０）。
なお、このフローチャートでは最小値としたが、焦点位置を変えたすべての散乱ピーク高ＳＨと散乱分布幅ＳＷを記憶しておき、適当な関数でフィッティングした後、極小値を求めるようにしてもよい。
次に、撮像系の焦点位置を皮下Ｌ’に移動し（ステップ３１）、フィルター駆動部１９ｂを使って、空間フィルター１８ａに変更する（ステップ３２）。
空間フィルター１８と空間フィルター１８ａとはスリット径が異なる。これは、結像する散乱光角度範囲を変更することを意味する。
空間フィルター１８ａを用いて散乱光像を撮像し（ステップ３３）、前述と同様に、散乱プロファイルの抽出（ステップ３４）および定量化を行ない（ステップ３５）、散乱ピーク高ＳＨ２、散乱分布幅ＳＷ２を求める（ステップ３６）。さらに、空間フィルター１８ｂを用いて、同様の処理を行なう（ステップ３７〜４１）。
さて、このようにして得られたＳＨ１〜ＳＨ３、ＳＷ１〜ＳＷ３は、生体の光学組織の光学特性、具体的には生体組織の散乱・吸収係数を反映する。即ち、生体の吸収係数が高ければ高いほど散乱ピーク高は小さくなるし、散乱係数が大きいほど、散乱ピーク高は小さく、散乱分布幅は大きくなる。従って、これらのパラメータは生体組織の散乱係数、吸収係数を反映している。
一方、実施例１にも示したように、画像濃度プロファイルは生体組織の擾乱を受けるが、実施例１では画像濃度プロファイルの分布幅比から、その擾乱の補正を行っている。
実施例２では、生体組織の擾乱を、上記パラメータから直接定量化できるので、さらに精度の良い結果を得ることができる。つまり、式（３）におけるｈ１，ｗ１を次式で補正し、補正されたｈ１，ｗ１をそれぞれＨ１’，Ｗ’とする（ステップ４２，４３）。
H1'=g1'（h1、L'、SH1、SH2、SH3、SW1、SW2、SW3）  ……（１０）
W'g3'（w1、L'、SH1、SH2、SH3、SW1、SW2、SW3）  ……（１１）
関数ｇ１’、ｇ３’は実験的に決定してもよいし、理論的に与えてもよい。
波長２についても（ステップ４４）、空間フィルターの交換、散乱画像の撮像、散乱プロファイルの抽出、散乱パラメータＳＨ１’〜ＳＨ３’、ＳＷ１’〜ＳＷ３’の算出を行ない（ステップ４５）、式（４）におけるｈ２を次のように補正してＨ２’とする（ステップ４４，４５）。
H2'=g2'（h2、L'、SH1'、SH2'、SH3'、SW1'、SW2'、SW3'）  ……（１２）
関数ｇ２’についても関数ｇ１’と同じである。ここでルーチンは図１３のステップ１３ａへ戻り、Ｈ１’、Ｈ２’、Ｗ’からヘモグロビン濃度ＨＧＢおよびヘマトクリットＨＣＴを決定する（ステップ１３ａ）。
実施例３
実施例１および２の血液検査装置は、透過光画像から血液成分の濃度を算出する透過光型のものであるが、実施例３では、反射光型の血液検査装置を採用し、反射光画像から血液成分の濃度を算出する。
透過光型の血液検査装置の測定部分が、光が透過しうる指や耳朶に限定されるのに対し、反射光型は例えば、脚の裏面、ほおや腹などのような広範囲の生体部分を計測対象とすることができる点でメリットがある。
特に、測定対象が乳児や幼児など、指の固定、保持が困難な対象に対して有効である。また、反射光を利用するため、波長としてはより短い波長帯、即ち４００ｎｍ〜９５０ｎｍを利用できる。短い波長帯ではヘモグロビンの呼吸がより大きいために、より精度がよい測定が可能となる。
次に実施例３の血液検査装置の構成を説明する。図２１は、この実施例の検出部１ｂの断面図であり、図２２は検出部１ｂの底面図である。なお、この実施例３の血液検査装置は、実施例１の血液検査装置において検出部１のみを変形したものであるので、その他の要素の説明は省略する。
図２１、図２２のように検出部１ｂは、撮像１５ａをレンズ１４ｂと共に筒形ハウジング４１の中央部に配し、その周辺に光源としてＬＥＤ１１ｃ、１１ｄを置くことにより、コンパクトに構成される。また、光源は、レーザダイオードで構成してもよいし、リングファイバーを用いて外部から導いてもよい。この実施例は、反射光型であるため、透過光型に比べより多くの光量が必要である場合には、光源つまりＬＥＤ１１ｃ、１１ｄの数を増やすことによって解決できる。
また、ハウジング４１の周縁には、検出部１ｂを生体部分１６ａに安定的に保持するために、ラッパ状のゴム座４２を備える。なお、ＬＥＤ１１ｃ、１１ｄは互いに異なる波長の光を出射するが、それらの波長は実施例の第１、第２波長に対応するものである。検出部１ｂから得られた画像は実施例１に述べたように処理される。
産業上の利用可能性
この発明によれば、次のような産業上の利用可能性が得られる。
（１）虚血法や脈波分光法を利用することなく、経皮的な血液分析が可能である。
（２）簡単な構成で、ヘモグロビン濃度およびヘマトクリットを経皮的に無侵襲で計測できる。
（３）計測部位を特定する（対象とする血管を特定する）ことができるので、再現性のよい結果が得られる。
（４）ヘモグロビン濃度およびヘマトクリットの連続モニターが可能である。
（５）画像処理により、再現性のよい結果が得られる。
（６）小型で安価に実現できる。
（７）貧血チェッカーとして利用できる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図１６】
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【図２０】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２１】
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【図２２】
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