(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体（１０１）の血管系と吸収および／または散乱を介して相互作用させるため前記生体（１０１）の皮膚を貫通する光で前記生体（１０１）を照射する照射工程と、
前記生体から反射された光を合焦されたフレーム（２０１、６０１）の形式で画像取得ユニット（１０６、１０７）に集光させる集光工程と、
前記一連のフレーム（２０１、６０１）を前記画像取得ユニット（１０６、１０７）で取得する取得工程と、を含む心臓血管脈拍波動を視覚化する方法において、
前記フレーム（２０１、６０１）を、前記生体（１０１）の周期的な生理的プロセスに同期する基準関数（６０２）で乗算する乗算工程と、
前記基準関数（６０２）で乗算した各画素を前記フレーム（２０１、６０１）に亘って総和して相関画像を形成する形成工程と、
前記生体（１０１）の中の血液脈拍波動の動きを表す出力画像を、前記生体（１０１）の周期的生理的プロセスの位相の関数として前記相関画像から算出する算出工程と、を含む
ことを特徴とする心臓血管脈拍波動を視覚化する方法。
【請求項２】
心臓脈拍に同期する血液脈拍波動を視覚化することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
呼吸に同期する前記血液脈拍波動を視覚化することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
少なくとも２つの偏光フィルタ（１０３、１０４）を用いて光源（１０２）の反射光をフィルタし、
前記２つの偏光フィルタの第１の偏光フィルタ（１０３）を前記光源（１０２）および前記生体（１０１）間に位置させ、前記２つの偏光フィルタの第２の偏光フィルタ（１０４）を前記照射した生体（１０１）および前記画像取得ユニット（１０６、１０７）間に位置させる
ことを特徴とする請求項１〜３の何れか１つに記載の方法。
【請求項５】
前記フレーム（２０１、６０１）を、前記生体の準周期生理的プロセスの最も高いレートよりも２倍以上高いフレームレートを有する画像取得デバイス（１０６、１０７）で取得することを特徴とする請求項１〜４の何れか１つに記載の方法。
【請求項６】
前記フレーム（２０１、６０１）の平均強度振動の分析の後に前記基準関数（６０２）を形成することを特徴とする請求項１〜５の何れか１つに記載の方法。
【請求項７】
前記基準関数（６０２）が周期的な生理的プロセスを表す外部信号から形成されることを特徴とする請求項１〜５の何れか１つに記載の方法。
【請求項８】
前記出力画像を前記フレーム（２０１、６０１）から形成し、
位相シフト相関画像の空間分布を形成することで前記出力画像の各フレームを形成し、該位相シフト相関画像が異なる指数位相係数で乗算された前記相関画像の実数部とされる
ことを特徴とする請求項６または７に記載の方法。
【請求項９】
前記出力画像において前記相関画像の振幅の空間分布が示されることを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記出力画像における前記振幅の空間分布が前記位相シフト相関画像の相対位相を表わす疑似色を用いてコード化されることを特徴とする請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
請求項１〜８の何れか１つに記載の方法を実行する装置であって、
生体（１０１）を照射する少なくとも１つの光源（１０２）と、
前記生体（１０１）から反射される光を集光し前記生体（１０１）の合焦画像（２０１、６０１）を形成する光学手段（１０５）を有する画像取得ユニット（１０６、１０７）と、
処理ユニット（１０９）と、
表示ユニット（１１０）と、
前記画像取得ユニット（１０６、１０７）、前記処理ユニット（１０９）、および前記表示ユニット（１１０）の間の通信接続と、
を備えた、生体の血液脈拍波動を視覚化する装置において、
前記処理ユニット（１０９）に、前記画像取得ユニット（１０６、１０７）で取得された前記一連のフレーム（２０１、６０１）を受信する手段、および請求項１に記載の前記乗算工程、前記形成工程、及び前記算出工程を処理する手段、とが設けられていることを特徴とする装置。
【請求項１２】
前記光源（１０２）が、可視、近赤外線、または赤外線のスペクトルの光を発生する光源とされることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
前記光源（１０２）が、前記画像取得ユニット（１０６、１０７）のフレーム取得に同期する異なる波長のパルス光を発生する光源とされることを特徴とする請求項１１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は心臓血管脈拍波動の視覚化の方法に関する。また本発明は本発明による該方法を用いた装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体の異なる部分における血流動きを視覚化することが医療において非常に重要であり、というのは多くの病気の診断に必要な支援情報を提供することが可能とされるからである。一般に血流の視覚化が変容した小循環特性の診察を支援する。患者における敗血性、血液量減少性、心原性、および閉塞性のショックなどの状態を評価するのに、またこの条件を修正することを目的とする蘇生治療をガイドするのに、人体の小循環の改善された臨床的観察などが非常に有効であろう。具体的には、小循環を積極的に採用することは蘇生における重要な構成要素であることが分かってきている。さらに小循環の状態の改善された臨床的観察が循環異常に有用な補足的な情報を与え、腫瘍、皮膚病および疾患などの局所または組織的病理学、火傷、手術および術後合併症、薬、治療作用などのトラウマ、糖尿病および心臓疾患などの様々な一般的な病気が関連する。
【０００３】
血液量、血液拍動、血液による細胞かん流における変容の分析に、人体の皮膚から反射された光を用いる光学装置および方法が数多く提案されてきた。それらすべてが人の皮膚の内側で散乱および吸収された光スペクトルの分析に基づく。皮膚のすべての厚さからの反射が血液の無い表皮を含む皮膚構造、および真皮の光学特性に依存する。角質層を含む表皮が厚さ１０〜１５０μｍである。表皮下にある真皮がエラスチン、コラーゲン繊維、および異なる大きさの血小板、汗腺、皮膚腺、毛小胞を含む複雑な構造を有する。表皮層が厚さ１〜４ｍｍである。主にスペクトル反射のために全体反射の約６％を表皮層が占め、反射光において皮膚が形成する形状における表皮の影響が無視できる。表皮層が体内で血液を含むので、それの光学特性が心拍および呼吸などの重要な生理的なサイクルの間に変調される。よって、光が皮膚領域に投影され、エマージェント光がそれの皮膚、血液および他の細胞との相互作用の後に検出されると、時間で血液量との関係を有する光の強度が変わる、容積脈波として知られることが観察される。酸化ヘモグロビンおよび非酸素化ヘモグロビン間の光吸収スペクトルの相違が光学オキシメータに対する身体の基本であり、動脈血液酸素濃度の情報を提供する。光学オキシメータが今日ではたくさんの場所で使われ、病院、外来患者、家庭用途、獣医クリニック（文献１、２）がある。改善された信号対雑音比によって特徴付けられるフォトプレスチモグラフィ装置が文献３に開示される。しかしながら、この装置が生体の１カ所または数カ所における時間の関数として血液量を測定するが、空間血液かん流の動きを視覚化しない。
【０００４】
数波長の光の照明下での皮膚のフォトプレスチモグラフィの空間解像の形成、および反射光での一連の画像を記録することが最近、文献４、５に報告された。しかしながら、これら装置が人体の観察領域に亘って酸素飽和の平均分散を視覚化するものの、この進行の動きについて情報は提示しない。
【０００５】
反射光で得られた画像を記録、処理する装置および方法には様々あって、表皮の血流の異なるパラメータの視覚化する。文献６が被験者が異なる位置からの光源で照射されたとき血管中のヘモグロビン濃度を推定する光学装置を記載する。やはりこの装置がヘモグロビンの平均測定を提供するものの生理的なサイクルの間の動きを提供しない。
【０００６】
反射画像解析の方法および装置が米国の文献７に記載される。この装置が、血中単位体積当たりのヘモグロビン濃度、血中単位体積当たりの白血球数、血中単位体積当たりの小血板数、ヘマクリット値などの特性を判断するのに用いられる。複数拡散長よりも浅い深さで照射対象から反射された画像を取得するように光学装置が構成される。この要件が照射光波長の選択において厳格な制約を課し、人の皮膚に大きく浸透する波長が特徴の近赤外線が使えない。さらにこの方法がこれらパラメータの瞬間的かつ空間的な動きを視覚化できない。
【０００７】
反射画像装置のいくつかの優れて点として記載されているのが、異なる波長で記録画像から得られた生体情報の信用性を増加させることを目的とすることであった。血管系の生体解析の１つの非侵襲の方法がＰＣＴ出願の文献８に記載される。この方法において、小循環系の反射スペクトル画像が処理されて動脈、静脈、手根を含む血液の体積および濃度を測定する。この方法において、一連の画像が取得されて平均高品質画像の推測のみに用いられ、次いで平均画像強度およびモーションブラーパラメータ（motion blur parameter）の推測に用いられる。血液特性を測定する小循環系のスペクトル画像の解析の類似の方法で、スペクトル画像スクリーニングの若干異なるアプローチを有する方法が、特許文献９に記載される。
【０００８】
生体解析の別の方法が特許文献１０に記載される。この方法が基づいているのは、血液に関連の（血液中で動く）発色団（chromophores）のスペクトルが、動かない物体のスペクトルと一時的に異なることである。この方法において、いくつかの波長で時間連続の画像を取得し、静的なスペクトルの貢献を推測することで動く物体のスペクトルが得られる。次いでこれらの分離スペクトルが血液酸化の推測のために酸化非酸化ヘモグロビンの吸収スペクトルへ分解される。しかしながら反射画像が複数の分散長さよりも小さい深さから取得されて初めてこの方法が正しく作用する。
【０００９】
血管系の生体分析の上述した技術に共通する不利な点が血液かん流の平均パラメータを評価し動的な物理的変化を視覚化しないことである。したがって従来技術に必要なのが、生体サイクル（心臓および呼吸サイクルなど）の間の生体および非侵襲の血液かん流の動的変化の視覚化を提供することである。さらに必要とされる装置および方法が、人体の空間的に異なる部分における血液かん流の血液脈拍の相対位相および振幅を視覚化できることである。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明の考えは人体の皮膚の所望領域から取得された連続するデジタル画像（フレーム）を処理するものであり、それが連続する出力画像が生体における周期的な生理処理の１つのサイクルの間の血液拍動の動きを表わす。取得された連続する画像の処理が一連の画像の各フレームを生体の周期的生理処理に同期した基準関数で乗算する工程、基準関数での乗算の後に一連の画像すべてに各画素を総計することで相関画像を形成する工程、および相関画像から出力画像を形成する工程、を含む。さらに正確には、本発明に係る方法が請求項１に特徴部で表わされる点で特徴付けされ、本発明に係る装置が請求項１１の特徴部において表わされる点で特徴付けされる。
【００１１】
本発明に係る方法および装置が従来技術に重要な利益を提供する。本発明に係る方法および装置の場合、心拍または呼吸のサイクルなどの生理的な現象の間の空間的な血液量変化の動的な変化を視覚化できる。これがなかでも血液小循環特性の検査の応用へ向けた可能性を推進し、そのケースには、この従来の方法および装置が、たとえば文献３に開示されるように適切ではなかった。たとえば、本発明に係る視覚化方法および装置によって、医者が補助的な血管情報を取得できて診断を支援し、たとえば腫瘍、ショック、皮膚の病気および状態、火傷、手術および手術合併症、薬、治療効果、などのトラウマ、糖尿病および心臓疾患などの様々な一般的な病気などの局所または総合的な病理における状況などで実施される。生物学、医学、薬学および美容における研究者が本発明に係る方法および装置を用いる利益を享受し、というのは薬、軟骨、姿勢、放射線イオンまたは非イオン照射、老化、周囲条件などの様々なインパクトについて、視覚化した血管の心拍波の解析をすることで、生体の動的反応を定量的に研究する可能性が提供できるからである。
【００１２】
さて、本発明の好適な実施形態が添付の図面を参照して説明する。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】生体の血液かん流の位相および振幅を視覚化する全体的な概略図である。
【図２】波長７８０ｎｍの光および交差偏光フィルタリング（cross-polarization filtering）による手のひらの照明下でのカメラチップによって取得された画像の例を示す。
【図３】本発明に係る方法において、記録された一連の画像の処理の方法を概略的に示したブロック図である。
【図４】時間における平均値の除去後の画素明度機能Ｕ1（ｔ）の代表的変化を示す。
【図５】関数Ｕ1（ｔ）への高速フーリエ変換適用後の信号の代表的なスペクトルを示す。
【図６】一連の画像を基準関数Ｒｃ（ｔ）で乗算することを概略的に示す。
【図７】第２の実施形態のブロック図であって、心臓サイクルの間の血液量変化の動きを表わす映像の情報に必要なステップ、および基準Ｒｃ（ｔ）またはＲｅ（ｔ）が追加のセンサを用いて生成される呼吸サイクルの間の血液量変化の視覚化に必要なステップ、を概略的に示す。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
図１が生体における血液かん流の位相および振幅を視覚化する一般的な装置を示す。図１に示す装置が生体１０１の部位を照明するよう構成され、これによって心臓血管波動が視覚化される光源１０２、生体１０１の部位からの反射光を集め、生体の合焦された画像を画像取得ユニット１０６（メモリチップ１０７付）に形成する光学手段１０３〜１０５を有する画像取得ユニット１０６、少なくとも出力画像すなわち処理ユニット１０９に形成された画像をさらに処理しその結果を表示する表示ユニット１１０を備える。装置がやはり画像取得ユニット１０６、処理ユニット１０９、および表示ユニット１１０の間を接続された通信接続を備える。さらに図１に係る装置が、処理ユニット１０９に組み込まれるコンピュータプログラムを備え、出力画像を形成するのに必要とされるデータ処理ステップ（図３、７などに示される）を実行し、それが小区分血液量の振幅の動的変化および血管サイクル中の生体の変動の相対位相の空間的分散を示す。
【００１５】
人体の部位１０１が所定波長の光を生成する光源１０２によって照射される。光源１０２が本実施形態において単一の発光ダイオード（ＬＥＤ）またはＬＥＤアレーの何れかで良い。またはレーザーダイオードまたはレーザーがＬＥＤの代わりに光源として用いられて良い。光源アレーの異なるＬＥＤまたはレーザーが同じ波長または異なる波長で動作して良い。照明が連続またはパルスで良い。照明がパルスの場合、好適にはカメラチップ１０６の情報の電子読み出しタイミングに同期する。
【００１６】
生体１０１の部位を照射する前に、光が偏光フィルタ１０３を透過して偏光されて良い。人体の部位から反射した光が本実施形態においては光感応カメラチップ（受光を２次元電子画像に代表される電子信号へ変換するＣＣＤカメラチップまたはＣＭＯＳカメラチップ）である画像取得ユニット１０６に光学レンズまたは対物１０５によって集められる。対物１０５が人体の部位１０１の合焦画像をカメラチップ１０６の感応領域に供給する。偏光照明を用いると、カメラチップ１０６によって取得される前に反射光が別の偏光フィルタ１０４を透過する。文献３から分かるのが、細胞表面反射に起因するＤＣオフセットがフォトプレスチモグラフィのダイナミックレンジを減少させることである。そのため、表面から反射した光を除去するのは効果的であり、偏光フィルタ１０３および１０４によって実施される。偏光フィルタが所定の軸に沿った偏光の光のみを伝搬する。この偏光の状態が光の反射されても保持されるが、光が拡散されると消失する。入射光が細胞上で偏光されると、表面で反射された光がこの偏光状態を保持し、入射光のリニアな偏光状態に９０度で配光された第２の偏光フィルタ（図１の参照番号１０４）によって減衰される。しかしながら、細胞を透過し血液または他の媒体によって拡散された光がその偏光を失い、よって垂直に配光された偏光フィルタ１０４を通過し、カメラチップ１０６によって検出される。しかしながら、装置が偏光フィルタ１０３、１０４無しでもやはり動作できる。
【００１７】
カメラチップ１０６が人体１０１の部位の一連のフレームを心拍レートの少なくとも２倍（好ましくは３倍）を超えるフレームレートでメモリチップ１０７へ記録する。記録された一連のフレームがさらなる処理のために通信接続を介してこの場合はパーソナルコンピュータである処理ユニット１０９に伝送される。装置の異なる部分間の通信接続がたとえばＵＳＢケーブルやブルートゥース、ＷＬＡＮネットワークなどとして知られる通信接続で良く、装置の異なる部品間で画像データを適正に伝送する。
【００１８】
波長７８０ｎｍの光および偏光フィルタで手のひらの照明下でカメラによって取得されたフレーム２０１の例が図２に示される。一連のフレームの取得中、被験者は身体が動かないよう、通常の呼吸を維持するように求められる。そのため、記録された一連の画像の全ての画像がほとんど類似し、それらの間の相異が肉眼ではほとんど視認できない。しかしながら、これらのフレームをコンピュータで処理すると、フレームの時間変化部分が出現し強調される。
【００１９】
記録された一連のフレームが図３のブロック図で概略記載された方法で処理される。ステップ３０１で、基準信号の構成として機能するフレームの領域が選択される。別法では、後述するように心拍および／または呼吸の追加センサから電気信号として用いて基準信号が生成されても良い。基準領域の形状、大きさ、および位置が任意に選択されるが、好ましくは人体に関係のない画像の部分が基準領域から排除された方が良い。基準領域２０２の例が多角形で限定された領域として示される。
【００２０】
次いでステップ３０２にて、基準領域２０２に含まれる画素（画素明るさ）に配された値が総和され正規化されてこれら画素の平均された大きさになる。このように記録された一連のフレームからの各フレームに対して１つの値が取得され、それはｔがフレーム取得の時刻である時間関数Ｕ1（ｔ)を形成する各フレームで可変である。平均値を除いた後の時間関数Ｕ1（ｔ)の代表的な推移が図４に示される。
【００２１】
実験データ（文献１１）で確認された確立された理論モデルによれば、心拍および呼吸の生理的なプロセスが各周波数での血液小区分量の時間における変調となる。血液量の変調が皮膚中を透過した光の吸収変調となり、人体からの生体で反射の光の強度変調となる。したがって、関数Ｕ1（ｔ)が図４に示すように心拍レートおよび呼吸レートの両方で変調される。強度変調が関数Ｕ1（ｔ)で明確に現れない場合、ステップ３０１および３０２が記録画像の別の基準領域に対してて繰り返されて良い。
【００２２】
ステップ３０３において、高速フーリエ変換が関数Ｕ1（ｔ)に適用されて心拍レートおよび呼吸レートを推定する。信号の代表的なスペクトルが図５に示される。記録する時間中の心拍および呼吸のレートが不安定であると、心拍および呼吸を表す周波数幅が拡がる。
【００２３】
ステップ３０４において、心拍（通常０．７〜２Ｈｚ間の範囲にある）を表す周波数帯域幅が選択される。選択された帯域幅の例が図５の垂直線Ｃ1およびＣ2で示される。
【００２４】
心拍に対応する周波数が選択された後、他の全ての周波数が切り捨てられ、次ステップ３０５において高速フーリエ逆変換が切り捨てたスペクトル（Ｃ1＞ｆ＞Ｃ2の範囲の周波数ｆ）へ排他的に適用される。この数学的操作によって、心拍を表す基準関数Ｒｃ（ｔ）が再構成される。Ｒｃ（ｔ）が実数部および虚数部の両方を有する。フーリエ逆変換の演算後、次のように正規化される。
【００２５】
【数１】
0005939649.tif 000002
ここで、Ｒｅ［Ｒｃ（ｔ1）］がＲｃ（ｔ1）の実数部を表す。この基準関数が記録された一連のフレームのロックイン増幅（同期検出）にさらに用いられる。正規化によって、フレームの画素毎の選択周波数範囲内の心拍に同期する信号の平均複素数振幅がさらに評価される。
【００２６】
ステップ３０６において、最初のフレームの各画素が同じ係数Ｒｃ（ｔ＝ｔ0）（ここでｔ0が最初のフレームが取得された時刻）で乗算されるようにして、一連のフレームが基準関数で乗算される。次いで第２のフレームが係数Ｒｃ（ｔ1）（ここでが第２のフレーム取得の時刻）で乗算される。概略的には図６に、一連のフレーム６０１の基準関数Ｒｃ（ｔ）（６０２）による乗算のステップ３０６が示される。尚、この図では図面を簡潔にするために関数Ｒｃ（ｔ）の実数部のみをプロットしたが、関数Ｒｃ（ｔ）が実数部及び虚数部の両方を有する。よって、乗算後、画素の明度が複素数である一連のフレームが取得される。
【００２７】
次のステップ３０７においてフレームすべてに画素の明度を総和することで相関マトリクスＳｃ（ｘ，ｙ）が演算され、次式に基づいて前のステップ３０６で算出された基準関数で乗算された同じ係数（ｘ，ｙ）を有する。
【００２８】
【数２】
0005939649.tif 000003
ここでＩ（ｘ，ｙ，ｔ）が時刻ｔで取得された一連のフレーム６０１からのフレームとする。相関マトリクスＳｃ（ｘ，ｙ）が何れの開始フレームＩ（ｘ，ｙ，ｔ）（画素明度の正の値しか含まない）として画素の同じ番号を有するが、マトリクスの画素値が複素数になるのは基準関数Ｒｃ（ｔ）が複素数であるからである。
【００２９】
式２から分かるように、マトリクスＳｃ（ｘ，ｙ）が基準関数Ｒｃ（ｔ）の相関関数、および生体の部位の時間変化画像とほぼ同じである。Ｒｃ（ｔ）が心拍を表すので、マトリクスＳｃ（ｘ，ｙ）が画素のロックイン増幅であり、その明度が心拍に同期して時間で変化する。マトリクスＳｃ（ｘ，ｙ）の異なる画素が明度の振動の異なる振幅および異なる相対位相を有して良い。この相異がステップ３０８で視覚化され、分散Ｓｃの実数部を次式のように算出することで画像Ｈｃ0（ｘ，ｙ）が形成される。
【００３０】
【数３】
0005939649.tif 000004
基準関数の位相φRCが０のときの時刻の平均値から発生する（ｘ，ｙ）の座標の画素の心拍周波数での小区分血液量振動の瞬間偏移を画像Ｈｃ0（ｘ，ｙ）が示す。心臓サイクル中の小区分血液量振動の振幅および位相の動的な変化が記録された一連のフレーム６０１の相関マトリクスの演算によって視覚化されるが、該演算には次式の位相シフト基準関数Ｒｃ（ｔ）を用いる。
【００３１】
【数４】
0005939649.tif 000005
ここで位相φmが少なくとも０〜２πの値を取る。位相シフト相関マトリクスの実数部が小区分血液量の相対差の空間分布を示し、ｔcm＝φm／（２πｆc）の時刻で発生する（ここでｆcが心拍の平均レートである）。位相φmを徐々に変化させることで、皮膚の小区分血液量の振動する部分の振幅の動的変化が心臓サイクル中の観察点（ｘ，ｙ）において同時に再構成される。小区分血液量の動的変化を示す一連の画像Ｈｃm（ｘ，ｙ）がステップ３０９で次式のように演算される。
【００３２】
【数５】
0005939649.tif 000006
画像Ｈｃm（ｘ，ｙ）の画素に配される値が正負またはゼロで良い。ゼロが心拍の血液量振動が無いかまたは振動が基準関数Ｒｃ（ｔ）に対して９０度分位相のシフトされていることを意味する。正の値が位相のＲｃ（ｔ）の血液量の振動であり、負の値が反対の位相にある。振動の振幅が高くなると、画素の値が大きくなる。出力映像がステップ３１０で、０〜２πの範囲で連続的に動作する異なる位相φmに対して式（５）を用いて演算された一連の画像Ｈｃm（ｘ，ｙ）から形成される。便宜上、血液量振動の正の振幅が映像フレームの中の１つの色でマークされ負の振幅が別の色でマークされる。映像が心拍の間の皮膚の小区分血液量の振幅の動的変化およびこれら振動の相対位相の空間分布を示す。
【００３３】
呼吸サイクル中の血液かん流動きの視覚化のための記録された一連のフレームの処理が心拍サイクルに対する類似の方法で実行される。この処理のステップが図３の係数３１９内でグループ化される。これから分かるように、すべてのステップが心拍に同期される画像の時間変化部分のロックイン増幅を記載する係数３１８と一般に同等である。相異するのはステップ３１１において呼吸レートを表す周波数帯域幅（通常、０．０５〜０．３Ｈｚの範囲にある）が関数Ｕ1（ｔ）のスペクトルから選択される点だけである。呼吸を表す帯域幅が図５で示されるスペクトルＵ1（ｔ）における垂直線Ｂ1およびＢ2によってマークされる。次いで、基準関数ＲB（ｔ)がステップ３１２において高速フーリエ逆変換を範囲Ｂ1＞ｆ＞Ｂ2の周波数にのみ含んで切り捨てたスペクトルに適用して再構成される。ステップ３１３において各フレームＩ（ｘ，ｙ，ｔ）がステップ３０６で実行されたと同様に再構成された基準関数ＲB（ｔ)で乗算される。次いでステップ３１４において相関マトリクスＳB（ｘ，ｙ）が次式に演算される。
【００３４】
【数６】
0005939649.tif 000007
マトリクスＳB（ｔ)がその明度が呼吸に同期する時間で変化する画素のロックイン増幅である。画像Ｈｂ0（ｘ，ｙ）がステップ３１５で相関関数ＳB（ｘ，ｙ）の実数部として次式で演算される。
【００３５】
【数７】
0005939649.tif 000008
画像Ｈｂ0（ｘ，ｙ）が呼吸周波数における小区分血液量振動の瞬間偏移を示し、それは基準関数の位相φRBが０の時刻での平均値から（ｘ，ｙ）の座標の画素で発生する。次式で表される一連の位相シフト相関マトリクス（式８の左辺）がステップ３１６において形成され、それはマトリクスＳB（ｘ，ｙ）およびφmが少なくとも０〜２πの値を取る位相のｅｘｐ（ｉφm）の積である。
【００３６】
【数８】
0005939649.tif 000009
位相シフト相関マトリクスの実数部が時刻ｔBmがφm／（２πｆB）で発生する小区分血液量の相対差の空間分布を示す画像である。ここでｆBが呼吸の平均レートである。位相φmの徐々に変化することで皮膚の小区分血液量の振動部分の振幅の動的変化が呼吸サイクルの間の観察点（ｘ，ｙ）すべてにおいて同時に再構成される。画像Ｈｂm（ｘ，ｙ）がステップ３１７において次式として演算される。
【００３７】
【数９】
0005939649.tif 000010
出力映像がステップ３１７において０〜２πの範囲で連続的に動作する異なる位相φmに対して式（９）を用いて演算された一連の画像Ｈｂm（ｘ，ｙ）から形成される。映像が呼吸サイクルの間の皮膚の小区分血液量の振幅の動的変化およびこれら振動の相対位相の空間分布を示す。係数３１８および３１９におけるフレーム処理が並列または連続モードの何れかで実行されて良い。
【００３８】
本発明の第２の実施形態において、基準関数（ＲC（ｔ）またはＲB（ｔ））が心拍または呼吸の追加センサから生成される。生体の部位１０１の一連の画像がカメラチップ１０６で記録されている間、心拍および／または呼吸センサからの出力信号がパーソナルコンピュータ１０９に記録される。一連のフレームの記録が外部センサからの基準信号の記録に同期されて良く、その結果センサの電気信号の振幅が各記録されたフレーム毎に一度だけコンピュータに保存される。次いで記録された一連の画像が図７のブロック図に概略に記載されるように処理される。図７の係数７０１が、映像の形成に必要なステップを示し心臓サイクルの間の血液量変化の動きを表し、係数７０２が、呼吸サイクルの間の血液量変化の視覚化に必要なステップを示す。
【００３９】
これら係数７０１および７０２内のデータ処理がそれぞれ係数３１８および３１９内のように同様に実行される。処理が各記録されたフレームＩ（ｘ，ｙ，ｔ）の心臓サイクルＲC（ｔ）または呼吸サイクルＲB（ｔ）（それぞれステップ７０３および７０８）のどちらかの基準関数による乗算から開始する。次いでステップ７０４および７０９において、すべてのフレームについて相関マトリクスＳC（ｘ，ｙ）およびＳB（ｘ，ｙ）が各基準関数（ＲC（ｔ）またはＲB（ｔ））で乗算された同じ座標（ｘ，ｙ）を有する画素の明度を総和して演算される。画像Ｈｃm（ｘ，ｙ）およびＨｂm（ｘ，ｙ）が、心拍および呼吸の周期で振動する小区分血液量の空間分配を示すが、それぞれステップ７０５および７１０で演算される。
【００４０】
２つの連続の位相シフト相関マトリクスがステップ７０６および７１１において、それぞれのマトリクスＳC（ｘ，ｙ）およびＳB（ｘ，ｙ）の、少なくとも０〜２πで動作する位相φmによる乗算で形成される。一連の画像がステップ７０７および７１２においてそれぞれのマトリクスの実数部として演算され、よって２つの映像を形成し、それぞれ心臓および呼吸サイクルの間の皮膚の小区分血液量の振幅の動的な変化を示す。
【００４１】
本発明の第３の実施形態において、心臓または呼吸のサイクルの何れかの間のヘモグロビン濃度の動的変化が視覚化される。この場合、対象物１０１の照明が少なくとも２つの異なるＬＥＤ発光の異なる中心波長でのパルス領域内で実行される。赤色光で非酸化ヘモグロビン（Ｈｂ）による、および赤外光で酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2）による高い吸収を有するようにＬＥＤの波長が選択され、よって２つの波長での吸収の比率がＨｂおよびＨｂＯ2の濃度、および酸素飽和に比例する。典型的に、１つのＬＥＤの波長が波長８００ｎｍ未満に選ばれ、別が８００ｎｍより長いのに選ばれる。尚、波長８００ｎｍがカメラチップ１０６からの情報の電子読取りに同期する。赤色および赤外ＬＥＤの放射帯域幅の間で連続的に切り替えて、これら異なる波長での対象物の画像が交番するように取得される。ＬＥＤの同期切替えがＬＥＤコントローラ１０８によって実行される。
【００４２】
取得された一連の画像の処理の間、１つの波長での画像が別の波長での画像から分離される。各一連の画像が次いで第１の好適な実施形態で説明されたように同様に処理される。血液量振動の振幅の空間分布が各波長での一連の画像に対して演算され、それらの比率が従来のパルスオキシメータセンサとの実験的比較から導出された比率係数の動脈酸素飽和に比例する。
【００４３】
本発明が上述した例の実施形態に限定されることなく、むしろ添付の特許請求の範囲の中で表される発明の概念の範囲内で変態されて良い。
【００４４】
文献
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【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６】
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【図７】
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