(57)【要約】方法、システム、コンピュータプログラムプロダクトは赤血球など様々な血液コンポーネントの量に対する分析を可能にする。イメージは体内管直径や光学密度など、体内管の構造や測定可能なパラメータの測定するために分析される。本発明のある実施では、変動係数は体内管に沿って直径測定を決定し、分画量を赤血球に対して計算する。分画量はヘマトクリット（Ｈｃｔ）の計算のために使用される。別例では、変動係数が体内管に沿って複数の位置で複数の光学密度測定により決定され、分画量とＨｃｔが光学密度測定の変動係数より計算される。別の実施では、光学密度の変化量は単一個所の体内管のイメージの時系列より測定される。分画量やヘマトクリットは変動量から計算される。
2004516052.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
流体脈管系システム内の複数の浮遊可視細胞コンポーネントの少なくとも一つを光学的に分析するためのシステムで、透過及び反射された光に対してほぼ透明な壁で、流体脈管系システムのイメージを捕らえることが可能なイメージキャプチャーデバイスを使用し、イメージキャプチャーデバイスと通信するプロセシングユニットと、
（ａ）イメージキャプチャーデバイスにより捕らえられた流体脈管系システムのイメージをプロセシングユニットが受信する工程と、
（ｂ）少なくとも一つの体内管を識別するために該イメージを分析する工程と、
（ｃ）体内管から複数の直径決定を計測する工程と、
（ｄ）該複数の直径測定の少なくとも一つの体内管から生成した複数の光学密度から変動係数を計算する工程と、
（ｅ）変動係数と直径測定から結果を導く工程と、
（ｆ）結果から流体脈管系システム内の複数の可視細胞コンポーネント一つの分画量を決定する工程と、
からなる方法。
【請求項２】
哺乳類の脈管系システムの血管に浮遊する血液からなる流体脈管系システムと、赤血球を含める、血液コンポーネントからなる可視細胞コンポーネントと、
工程（ａ）が流体脈管系システムの範囲の血液コンポーネントのイメージをプロセシングユニット内に受信する工程であることと
工程（ｅ）が血液コンポーネント用の一連の分画量値を計算のために各該複数の直径測定を用いて該変動係数を乗算する工程であることと、
工程（ｆ）が一連の分画量値からヘマトクリットの概算が決定される工程であることと、からなる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
哺乳類の脈管系システムの血管に浮遊する血液からなる流体脈管系システムと、赤血球を含める、血液コンポーネントからなる可視細胞コンポーネントと、
工程（ａ）が流体脈管系システムの範囲の血液コンポーネントのイメージをプロセシングユニット内に受信する工程であることと
工程（ｅ）が結果を計算するために該複数の直径測定の平均を用いて変動係数を乗算する工程であることと、
工程（ｆ）が一連の分画量からヘマトクリットの概算が決定される工程であることと、からなる請求項１に記載の方法。
【請求項４】
血管の長さに沿って該複数の直径測定または該複数の光学密度測定を計測する工程をさらに備える請求項１に記載の方法。
【請求項５】
体内管の時系列イメージを受信する工程と、
時系列のイメージ内の体内管上の共通点から該複数の直径測定または該複数の光学密度測定を計測する工程と、をさらに備える請求項１に記載の方法。
【請求項６】
各該複数の直径測定の範囲が６−６０ミクロン、望ましくは１５−５０ミクロンの請求項１に記載の方法。
【請求項７】
流体脈管系システムを透過する光のための光透過デバイスと共に使用し、流体脈管系システムからイメージを捕らえるイメージキャプチャーデバイスと、透過及び反射された光に対してほぼ透明な壁の流体脈管系システム内の複数の可視細胞コンポーネントの少なくとも一つを分析するイメージングキャプチャーデバイスと接続可能なプロセシングユニットと、
イメージングキャプチャーデバイスにより流体脈管系システムのイメージを受信する受信手段と、
イメージから少なくとも一つの体内管を識別する分析のための分析手段と、
体内管の少なくとも一つの複数の直径測定と複数の光学密度測定から変動係数を計算する第一計算手段と、
変動係数と複数の直径測定から結果を導くための乗算手段と、
結果から流体脈管系システム内の複数の可視細胞コンポーネントの一つの分画量を決定する第二計算手段からなる。
【請求項８】
哺乳類脈管系システムの血管内の浮遊血液からなる流体脈管系システムと、赤血球を含む、血液コンポーネントからなる可視細胞コンポーネントと、
流体脈管系システムの範囲内の血液コンポーネントのイメージをプロセシングユニットに受信する手段からなる受信手段と、
血液コンポーネント用の一連の分画量を計算するため各該複数の直径測定とともに該変動係数を乗算する手段からなる乗算手段と、
該一連の分画量値からヘマトクリットの概算を決定する手段からなる第二計算手段と、
からなる請求項７に記載の装置。
【請求項９】
該体内管の長さに従って該複数の直径測定または該複数の光学密度測定を計測する計算手段をさらに備える請求項７に記載の装置。
【請求項１０】
該体内管の時系列のイメージ内で共通する位置で、該体内管の位置から該複数の直径測定や該複数の光学密度測定を計測する手段をさらに備える請求項７に記載の装置。
【請求項１１】
流体脈管系システム内の複数の可視細胞コンポーネントの少なくとも一つの分析をコンピュータ上で実行するアプリケーションプログラムをもたらす媒体内で実施するコンピュータ可読プログラムコード手段を備えるコンピュータ使用可能媒体と、
イメージキャプチャーデバイスにより捕らえられた流体脈管系システムのイメージの少なくとも一つの体内管を識別するためにコンピュータに分析させる第一コンピュータ可読プログラムコード手段と、
体内管から複数の直径測定をコンピュータに計測させる第二コンピュータ可読プログラムコード手段と、
該体内管から少なくとも一つの該複数の直径測定と複数の光学密度測定から変動係数をコンピュータに計測させる第三コンピュータ可読プログラムコード手段と、
該変動係数と該複数の直径測定をコンピュータに計測させる第四コンピュータ可読プログラムコード手段と、
結果から流体脈管系システム内の複数の可視細胞コンポーネントの一つの分画量をコンピュータに決定させる第五コンピュータ可読プログラムコード手段と、を備える該プログラム可動プログラムコード手段からなるコンピュータプログラムプロダクト。
【請求項１２】
哺乳類脈管系システムの血管内に浮遊する血液からなる流体脈管系システムと、赤血球を含む、血液コンポーネントからなる可視細胞コンポーネントと、
第四コンピュータ可読プログラムコード手段が血液コンポーネント用の一連の分画量値を計算するために各該複数の直径測定を用いて該変動係数をコンピュータに乗算させるコンピュータ可読プログラムコード手段を備えることと、
第五コンピュータ可読プログラムコード手段が該一連の分画量値からヘマトクリットの概算をコンピュータに決定させるコンピュータ可読プログラムコード手段を備えること、
からなる請求項１１に記載のコンピュータプログラムプロダクト。
【請求項１３】
体内管の長さに沿って該複数の直径測定と該複数の光学密度測定をコンピュータに生成させる第六コンピュータ可読プログラムコード手段をさらに備える請求項１１に記載のコンピュータプログラムプロダクト。
【請求項１４】
体内管の時系列のイメージで共通の位置で、体内間の位置から該複数の直径測定や該複数の光学密度測定をコンピュータに生成させる第六コンピュータ可読プログラムコード手段をさらに備える請求項１１に記載のコンピュータプログラムプロダクト。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の背景
１．発明の分野
本発明は反射光分析に関するものである。具体的には、本発明は管状システム内を流れる流体内における視覚化可能なコンポーネント量の測定用に反射スペクトルイメージングの使用の関するものである。さらに、本発明は哺乳類、特にヒト血管システム内の血液内コンポーネントの量を測定する反射スペクトルイメージングに関するものである。
【０００２】
２．関連技術
白血球分類を備える全血算（ＣＢＣ＋Ｄｉｆｆ）は、患者全体の健康を診察する最も良いテストの一つであることは医学部では広く受け入れられている。これを行うことで、貧血や、感染や、失血、急性や慢性の病気や、アレルギーや、他の状態を発見し、診断できる。ＣＢＣ＋Ｄｉｆｆ分析は血液の構成要素の総合的な情報、つまり赤血球数、ヘマトクリット、ヘモグロビン濃度、大きさ、形を表す指標、赤血球を運ぶ能力を有する全赤血球（ＲＢＣ）数などを測定する。さらに、ＣＢＣ＋Ｄｉｆｆは白血球数や種類や、血小板数を測定する。ＣＢＣ＋Ｄｉｆｆは毎年米国内で約２０億回行われるなど、最も頻繁に行われる診断の一つである。
【０００３】
旧来のＣＢＣ＋Ｄｉｆｆは“侵襲的”方法であり、静脈血のサンプルを注射針で患者から採血し、分析のため研究所に提出する。例えば、（独自に採血の特別な訓練を受けた）瀉血専門医が血液の凝固を防ぐ抗血液凝固剤でコーティングしたチューブに静脈血サンプルを収集する。このサンプルが血液学研究所に送られ、一般的には自動で、複数パラメータ分析機器により処理される。これらの機器はフロリダ州、マイアミのベックマン・コールター  ダイアグノスティック（Ｂｅｃｋｍａｎ  Ｃｏｕｌｔｅｒ  Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ）などにより製造されている。一般的には、翌日にＣＢＣ＋Ｄｉｆｆテストの結果が必要とする医師に返送される。
【０００４】
新生児は循環系がまだ完全に成長していない。このために、旧来のＣＢＣ＋Ｄｉｆｆテストなど、侵襲的技術は新生児たちにある問題を引き起こす。一般的に血液を“かかと採血（Ｈｅｅｌ  Ｓｔｉｃｋ）”方法を使用して採血する、これは一つから複数の穴を新生児のかかとに開け、血液を繰り返し採血管に搾り取る。この手法は健康な乳幼児にも外傷を与えてしまう。さらに重要なことに、乳幼児の全血液量が少ないため、この手法は血液輸血を必要となるリスクがある。新生児の全血液量は体重ごとに６０−７０ｃｃ／Ｋｇである。従って、新生児集中治療室で治療する低体重新生児（２５００グラム以下）の全血液量は４５−１７５ｃｃの範囲である。彼らの少ない血液量と誕生後の赤血球生成の遅れのため、生産予定前新生児期や他の病気の乳幼児からの血液のサンプリングは乳幼児に輸血を余儀なくさせる。新生児集中治療室内における新生児に輸血すべく血液銀行を使用することは、心臓手術における輸血を行うこととほぼ同じ頻度で行われる。新生児に加えて、侵襲的技術はまた子供、高齢患者、熱傷患者、集中治療室内の患者にとって負担であり、困難である。
【０００５】
研究所の結果と身体検査の結果との間には違いがある。患者の身体検査の結果と研究所の結果との間の境界は、一般的に技術の限界による結果である。例えば、貧血の診断において、蒼白という観察結果を確認するためヘモグロビン濃度やヘマトクリットの定量化がしばしば必要とされる。蒼白は肌のピンク色の欠如であり、しばしば赤く重い色素であるヘモグロビンの欠乏や濃度の減少を表す。しかし、一部の場合では、末梢血管の蒼白は、例えば、末梢血管の圧迫など他の原因による結果であり、また皮膚の色素沈着により隠されてしまう。外皮の一部の部分はこれらの因子の影響をあまり受けないため、臨床医は貧血に関する蒼白は口内の粘膜、結膜、唇、爪庄部でより正確に検知できることを発見した。
【０００６】
急速かつ被侵襲的かつ定量的に貧血の診断を、前述の範囲の一部または複数の観察により直接できる装置があれば、貧血を確定するための静脈血サンプル採血の必要性がなくなる。このような装置は研究所の患者鑑定の結果を待つための遅れもなくす。このような装置はまた患者の満足を増やすという利点がある。
【０００７】
粘膜や色素を持たない皮膚などの軟部組織は可視スペクトルや近赤外線の光を吸収しない。特に、軟部組織はヘモグロビンが吸収するスペクトル領域の光を吸収できない。これは周囲の軟部組織の背景からスペクトル吸収により血管新生の区別を可能にする。しかし、軟部組織の表面は強く光を反射し、軟部組織自体もほんの１００−５００ミクロンの浸透によりほぼ光を拡散してしまう。従って、インビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）での循環の可視化は一般的に実用的でない。なぜなら適切な領域を発見すること、及び／または多重散乱や表面の鏡面反射を補正することが複雑にからむためである。このため、微小循環内での細胞の可視化の研究は腸間膜など、微小循環を含む組織の薄い切片（多重散乱がおきる厚さ以下）を使用して、透過光を使用した顕微鏡で組織片を観察するほとんどが侵襲的な方法であった。他の研究として多重散乱領域をタイムゲートにより組織のイメージを作成する実験が行われている（ヨーダ，Ａ  Ｂ，チャンス  Ｐｈｙｓｉｃ  Ｔｏｄａｙ，  Ｍａｒｃｈ，１９９５，３４−４０）。しかし、このようなイメージの解像力は限界がある、光の拡散や拡散因子の計算が複雑なためである。
【０００８】
一部のイメージングの研究がレイノー病や糖尿病や鎌状細胞病の患者爪床の微小循環の反射光により行われた。これらの研究は毛細血管の密度、毛細血管の形状、血流速度に関して実験データを獲得するために行われ、毛細管上の全体的な物理的測定に制限されていた。スペクトル測定は行われず、個々の細胞測定が行われ、ドップラー技術が速度を測定するため使用された。これらの研究で採用された非侵襲的な手法はほとんどの患者に適用が可能で、より相応しい手法だろう。
【０００９】
ウィンクルマン（Ｗｉｎｋｌｅｍａｎ）に付与された米国特許第４９９８５３３号によりインビボ分析用の非侵襲性装置（以下、ウィンクルマン装置という）が開示されている。ウィンクルマン装置は細胞の大きさや数などの個々の細胞パラメータを測定するイメージ分析と反射分光光度法を使用する。例えば個々の細胞が可視化可能な毛細血管など、測定は小さな血管だけで行われる。ウィンクルマン装置は毛細血管内だけで使用され、大きな脈管の測定を正確に反映できないと考えられる。この不正確さは、血液の非ニュートン粘性特性のために小さい毛細血管内では細胞容量と血液容量の関係が常に変化してしまうことによる結果である。従って、ウィンクルマン装置にて中心部に存在する本当のヘマトクリットや、全ヘモグロビン濃度を測定することができない。
【００１０】
ウィンクルマン装置はマイクロキャピラリを流れる個々の細胞をカウントすることにより赤血球数に対する白血球数を測定する。ウィンクルマン装置は濃度の概算のため白血球を統計的に信頼できる数だけ累算する必要がある。しかし、マイクロキャピラリを流れる血流は各白血球に対し約１０００の赤血球を含むため、非実用的な方法となる。ウィンクルマン装置は血小板を可視化しカウントする手段を供給していない。さらに、ウィンクルマン装置は毛細血管血漿を可視化し、毛細血管血漿を構成する量を測定する手段を供給していない。ウィンクルマン装置はまた、腫瘍細胞など血の異常要素を検出する手段を供給していない。
【００１１】
他のインビボの装置はワーレン  グロナー（Ｗａｒｒｅｎ  Ｇｒｏｎｅｒ）やリチャード  Ｇ．ナド−（Ｒｉｃｈａｒｄ  Ｇ．Ｎａｄｅａｕ）により１９９９年１１月９日に付与された‘反射イメージング分析の方法と装置’米国特許第５９８３１２０号（以後“１２０特許”という）や、リストファー  クック（Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈｅｒ  Ｃｏｏｋ）とマーク  Ｍ．メイヤー（Ｍａｒｋ  Ｍ．Ｍｅｙｅｒｓ）により１９９９年９月２２日に出願された‘ハイコントラストイメージングを供給する方法と装置’米国特許出願第０９／４０１８５９号（以後“８５９出願”という）で開示されている。“１２０特許”と“８５９出願”の開示内容は全て本願に組み入れられている。“１２０特許”と“８５９出願”の装置は非侵襲的な血管システムのインビボ分析を供給する。これらの装置は血球コンポーネント（赤血球、白血球、血小板）の可視化、血液のレオロジー、血管、血管システム全体の可視化の高い解像力を供給する。“１２０特許“と“８５９出願“装置は血球、血漿の正常や異常な構成成分などの血球の正常や異常な含有物の量的な測定を可能にする。
【００１２】
“１２０特許”と“８５９出願”の装置は血液サンプルの生反射イメージを捉え、修正反射イメージを形成すべく、このイメージを背景に対して修正する。分析イメージは分析に必要な場所を含むよう修正反射イメージから分割する。“１２０特許”と“８５９出願”にて開示された方法及び装置は血液容量の単位ごとにヘモグロビン濃度などの特性を測定するベーア法を採用した。また、“１２０特許”と“８５９出願”装置により作成された反射イメージは血液容量ごとの白血球数や、平均細胞容量や、血液容量ごとの血小板数や、一般的にヘマトクリットと呼ばれる全容量中の細胞容量比率などの測定に使用することができる。
【００１３】
スペクトルイメージを使用して血管のコンポーネントの量を測定するベーア法ではコンポーネントが管内を均一に流れることが必要である。例えば、ベーア法はヘモグロビン吸収スペクトル等の吸収波長における光学密度のインビボ測定からヘモグロビン濃度測定に使用できる。しかし、この技術は赤血球が均一に血管内に満ちていることを前提とする。スペクトルイメージを用いて測定する際、このイメージは赤血球等の血液コンポーネントの代表的なサンプルを含むことが最重要である。血管は赤血球の非均一な流れを含む場合、スペクトルイメージは血液コンポーネントの代表的なサンプルをほとんど含まない。さらに、光学密度測定は時間を通じて幅広く変動し、個々の測定は本当のヘモグロビン濃度を正確に反映しない。
【００１４】
血管直径のサイズは直接血液コンポーネントの流れに影響を与える。血球の直径よりも何倍も血管の直径が大きい太い血管では、赤血球で表すと、ヘモグロビンを含む赤血球は血管内に沿って均一に流れる。従って、太い血管のスペクトルイメージは赤血球の平均数等の血液コンポーネントの代表的なサンプルを含む傾向がある。この場合には、ベーア法はヘモグロビン濃度の正確な測定を作成に使用できる。
【００１５】
しかし、小さい血管では赤血球の数の変動がより顕著である。血管直径が細くなるにつれ、並んで血管を通過する赤血球数が減少する。最も小さい血管では、ただ一つ赤血球のみの流れが通過できる。小さい血管では、スペクトルイメージ内の赤血球数は時間や血管の長さによってはっきりと変化する可能性がある。その結果、対象とした血管の代表的なイメージを得ることが難しい。従って、ベーア法による光学密度とヘモグロビン測定は不正確による限界がある。
【００１６】
１つの赤血球の直径より太い血管直径を有するが、赤血球が均一に満ちるほど十分な大きさまでには至らない中間サイズの血管は、細胞カウント（Ｃｅｌｌ  Ｃｏｕｎｔ）法もベーア法のどちらも結果の相当な変化無しでは使用できない。しかし、“１２０特許”や“８５９出願”の方法を実施する際、これは可視化や測定において最も簡単に使用しやすい範囲の血管の直径である。
【００１７】
従って、インビボにおいて非侵襲的技術を使用し細胞コンポーネントが非均一に分布した濃度を有する流体の選択イメージの定量的な分析用の方法やシステムの技術が必要とされている。
【００１８】
本発明の概要
本発明は動脈、静脈、毛細血管等の容量や濃度を測定するための小循環システムの反射スペクトルイメージ分析に関するものである。本発明の方法及びシステムは細胞コンポーネントの非均一に分布された流体を分析する。本発明は満たされていない血管の細胞濃度の測定に使用できる。基本的に、本発明の方法及びシステムは血管軸に沿った様々な場所での血管の直径と光学濃度を測定する。直径及び／又は光学濃度測定の変動係数はヘマトクリットなどの血液特性を測定するために使用される。
【００１９】
この方法はスペクトルイメージから血管内の血液のインビボ分析を実行するために使用される。また、本発明の方法は例えば、末梢血管内の血液や浮遊細胞のイメージングによるインビトロ（ｉｎ  ｖｉｔｒｏ）分析を実行するために使用できる。
【００２０】
本発明の方法は可視的な懸濁粒子を含む他のタイプの流体の分析に使用可能である。スペクトルイメージングシステムは微粒子的な不純物に対する流体の分析に使用することができる。流体の進路の壁が流体と進路内の不純物の流れを光が通過可能な十分な透過性が必要である。
【００２１】
構成と利点
本発明の構成は反射スペクトリアルイメージングの使用によりヘマトクリットなどの特性の特定に使用できる。
本発明の別の構成は非均一に分布された血液コンポーネントを有する静脈内の血液特性を特定することに使用できる。
【００２２】
本発明の利点は急速で、ＣＢＣ＋Ｄｉｆｆテストの臨床的な重要なパラメータの非侵襲的な測定手段を供給することである。
本発明の更なる利点は、採血による侵襲的な技術を廃止することである。これは新生児や、子供や、高齢患者や、熱傷患者や、集中治療室内の患者の痛みと困難性を取り除く。本発明はＡＩＤＳや肝炎や他の血行性病の感染リスクを軽減する。
【００２３】
本発明の更なる利点は従来の侵襲的技術に関するサンプルの輸送、処理、廃棄物のコストを取り除くことにより全体のコストを削減することができる。
本発明の更なる利点は独自に赤血球測定せずにヘマトクリットの測定を可能にする。このように、本発明によれば、個々の赤血球がはっきりとイメージ化できなくても、赤血球数の測定が精密に行われ得る。
【００２４】
最適な実施例
本発明は定量分析、特に非侵襲で、対象の血管システムのインビボ分析を実行する方法及びシステムに関するものである。ここでいうインビボ測定は管内の血液や浮遊細胞のイメージングによりインビトロでも実行できる。これは当業者には明らかである。“１２０特許”と“８５９出願”とに開示されている種類のスペクトルイメージング装置がイメージの獲得に必須ではないが望ましい。また、透過光や反射光による血管システム内の浮遊物のコントラストイメージを作成するように設計されたいかなる種類のイメージング装置においてもイメージが獲得できる。“１２０特許”と“８５９出願”で開示されるように、スペクトルイメージング装置はイメージ化する対象血管システムの一部の照射に使用される光源を備える。反射光はイメージ収集手段により集められる。適切なイメージ収集装置はカメラ、フィルムメディア、フォトセル、フォトダイオード、電子結合素子カメラ（ＣＣＤカメラ）などを備える。コンピュータなどイメージの修正と分析の手段はイメージ修正の実行や、画面の細分化や、血液特性分析のためイメージ収集手段と接続される。
【００２５】
本発明のインビボの方法は対象血管システムの一部をイメージングすることにより実行される。例えば、イメージは対象組織や器官の下部表面（Ｓｕｂ−ｓｕｒｆａｃｅ）から作成できる。従ってイメージ化する部分を覆う組織は光が透過し、唇の内側の粘膜や被験者の眼球の強膜など、比較的薄いことが望ましい。ここで使用する“光”はスペクトルの赤外線、可視光、紫外線範囲からなるいかなる波長の電磁放射線をも言う。スペクトルの特に好ましい部分は可視光や近赤外線波長など水吸収の不在に対応し組織で相対的に透過性を有する部分である。本発明では、光は干渉性の光や非干渉性の光のどちらでも可能であり、照明は定常光やパルス光でも可能である。
【００２６】
ヒト血液は定型要素とプラズマから構成されている。３種類の基本的な血液細胞のコンポーネントがある：赤血球；白血球；血小板である。上記のように、赤血球は肺から体の組織に酸素を運ぶヘモグロビンを含む。白血球はほぼ赤血球と同じ大きさであるが、ヘモグロビンを含んでいない。通常の健康人は１立方ミリメータの血液の中に約５００００００の赤血球と約７５００の白血球を有する。そのため、通常の健康人は血管システム内の血中内に約１の白血球あたり６７０の赤血球を有する。
【００２７】
白血球分類を備えない全血算は８つのパラメータを調査する。即ち、（１）ヘモグロビン（Ｈｂ）、（２）ヘマトクリット（Ｈｃｔ）、（３）赤血球数（ＲＢＣ）、（４）平均細胞容積（ＭＣＶ）、（５）平均赤血球ヘモグロビン（ＨＣＨ）、（６）平均赤血球ヘモグロビン濃度（ＭＣＨＣ）、（７）白血球数（ＷＢＣ）、（８）血小板数（Ｐｌｔ）が調査される。最初の６つのパラメータはＲＢＣパラメータとしてここで使用される。濃度の測定（血液容量単位あたりの測定）はＨｂ，Ｈｃｔ，ＲＢＣ，ＷＢＣ，Ｐｌｔの値を作成するために必要である。Ｈｂは血液容量単位あたりのヘモグロビンの濃度である。Ｈｃｔは血液容量単位あたりの細胞の容量である。Ｈｃｔはパーセンテージで表せる、即ち、
（赤血球細胞容量÷血液容量）×１００％                （式１）
【００２８】
ＲＢＣは血液容量単位あたりの赤血球の数である。ＷＢＣは血液容量単位あたりの白血球の数である。Ｐｌｔは血液容量単位あたりの血小板の数である。
赤血球指標（ＭＣＶ、ＭＣＨ、ＭＣＨＣ）は平均赤血球の容量やヘモグロビン含量やヘモグロビン濃度をそれぞれ示す細胞性のパラメータである。赤血球指標は個々の細胞の測定を行うことにより決定される。赤血球は血管システムを移動する際に容量の変更やヘモグロビンの減少はない。従って、赤血球指標は循環中一定であり、小さい血管内でも信頼できる測定できる。３つの赤血球指標はこの方程式により関係付けられている。
【００２９】
ＭＣＨＣ＝ＭＣＨ÷ＭＣＶ                            （式２）
従って、２つの赤血球指標だけが独立変数である。
上リストの６つのＲＢＣパラメータの値を測定するために、以下の２つの尺度が一致する必要がある。第一に３つのパラメータは個々に測定し決定する必要がある。即ち、３つのパラメータは他の６つのパラメータを参照することなしに測定し決定する必要がある。第二に個々に測定し決定された３つのパラメータの少なくとも一つは濃度パラメータ（血球容量単位）である必要がある。従って、６つのキーパラメータの値は小さい血管で行うことが不可能な少なくとも１つの濃度測定を含む３つの独立した測定により測定できる。
【００３０】
“１２０特許”と“８５９出願”で開示されたように、ＨｂとＨｃｔとは大きな血管の反射スペクトルイメージングにより直接測定され、一方ＭＣＶとＭＣＨＣは小さい血管の反射スペクトルイメージングにより直接測定される。この方法で、パラメータは個々に測定され、２つのパラメータ（ＨｂとＨｃｔ）は血液容量単位あたりで測定される濃度パラメータである。このように、上リストの６つのＲＢＣパラメータは以下のような方法で決定される。
【００３１】
Ｈｂ      直接測定法
Ｈｃｔ    直接測定法
ＲＢＣ    Ｈｃｔ÷ＭＣＶ
ＭＣＶ    直接測定法
ＭＣＨ    ＭＣＶ×（Ｈｂ÷Ｈｃｔ）
ＭＣＨＣ  Ｈｂ÷Ｈｃｔ
一方、“１２０特許”と“８５９出願”で開示されたように、Ｈｂは大きな血管の反射スペクトルイメージングにより直接測定でき、ＭＣＶとＭＣＨＣは小さい血管の反射スペクトルイメージングにより直接測定できる。この方法で、３つのパラメータは個々に測定でき、１つのパラメータ（Ｈｂ）は血球容量単位あたりで測定される濃度パラメータである。このように、上リストの６つのＲＢＣパラメータは以下のように決定される。
【００３２】
Ｈｂ      直接測定法
Ｈｃｔ    Ｈｂ÷ＭＣＨＣ
ＲＢＣ    Ｈｂ÷（ＭＣＶ×ＭＣＨＣ）
ＭＣＶ    直接測定法
ＭＣＨ    ＭＣＶ×ＭＣＨＣ
ＭＣＨＣ  直接測定法
ヘモグロビンは赤血球の主要な構成要素である。ヘモグロビンは血管システム内で酸素と二酸化炭素の輸送のため運搬する役割のタンパク質である。ヘモグロビンは５５０ｎｍなど、特定の吸収波長の光を吸収し、６５０ｎｍなど、他の非吸収波長の光は吸収しない。ベーア法の下では、測定された透過光強度の対数に負号をつけたものは濃度と線形的に関係している。“１２０特許”と“８５９出願”とにおいて、より完全に説明したようにスペクトルイメージング装置では反射光強度はベーア法に従うなどの設定ができる。ベーア法を適用すると仮定すれば、血液の特定のサンプル内のヘモグロビンの濃度はヘモグロビンにより吸収された反射光の対数に負号をつけたものと線形的な関係がある。５５０ｎｍの光が血液サンプルにより吸収されるほど、５５０ｎｍの反射光の強度は低くなり、該血液サンプル内のヘモグロビンの濃度は高くなる。ヘモグロビンの濃度は５５０ｎｍなどの吸収波長における測定された反射光強度の対数に負号をつけたものを用いて計算できる。従って、もし特定の血液サンプルから反射光強度が測定されれば、ヘモグロビンなどの血液のこのようなコンポーネント内の濃度は直接決定できる。
【００３３】
本発明の方法及びシステムは測定するコンポーネントが非均一に分布していたとしても、ヘマトクリットの直接測定にも使用でき、血管システムの量的分析に使用できる。例えば、本発明は赤血球の非均一な分布を有する血管のヘマトクリットの測定に使用できる。
【００３４】
図１は長さＬで直径Ｄの血管１００の典型的な部分を示している。血管１００は個々の数（Ｎ）の赤血球をもつ。血管１００のヘマトクリット（Ｈｃｔ）はＮＶＢ÷（π／４）Ｄ２Ｌで表され、ここでＶＢは平均赤血球容量である。従って、血管１００のどの領域のヘマトクリットも以下の確立関数で示される。
【００３５】
Ｆ（Ｎ）＝ＮＶＢ÷（π／４）Ｄ２Ｌ                      （式３）
【００３６】
ここのＮはある規定時間における血管長Ｌにより変化し、時間により変化し、血管長Ｌに沿ったある規定場所により変化するパラメータである。Ｎの変動の分布は分散が変動の平方根に比例するというポアソン分布によりうまく示せる。例えば、ある規定時間で、血管１００の一部が有する平均赤血球数の測定は、
【００３７】
【数１】
2004516052.tif 000003
平均
【数２】
2004516052.tif 000004
の標準偏差は（数５）の平方根に比例し、変動係数（Ｃ．Ｖ．）はこの方法を通じて標準偏差と同様に計算でき、または、
【数３】
2004516052.tif 000005
【００３８】
（数１）と（数３）を組み合わせると、赤血球数の変動や偏差の測定は以下のように示される。
【００３９】
【数４】
2004516052.tif 000006
【００４０】
従ってＮの変動係数はＨｃｔや血管の直径の関数である。該変動は血管の作成されたイメージに従った光学強度や直径の変動により出現する。あるいは、該変動は血管の特定個所におけるイメージの時系列内の直径や光学強度の変動のどちらにしても出現する。
【００４１】
上記のように、Ｈｂの測定のための反射スペクトルイメージングの使用は血管が均一に満ちているという仮定に基づいている。血管長に従って測定された赤血球数の高い変動は血管が不均一に満ちていることを示している。（数４）を参照すると、変動係数は血管の直径と反比例の関係にあることがわかる。５０ミクロンを超える直径を有する、より大きな血管は低い変動係数を持ち、Ｈｂの均一な分布を有することを示唆する。
【００４２】
図１ｂは直径Ｄの典型的な小さい血管を示す。小さい血管は６ミクロン以下の直径を有する。この範囲の血管の大きさは赤血球の大きさ（ｄで示す）に匹敵する。従って、典型的には一つの流れの赤血球のみが血管内を流れることができる。この場合、分光測光（ベーア法など）をＭＣＨＣの計算に使用できるが、ＨｃｔやＨｂの測定には使用できない。赤血球濃度は血管に沿って赤血球をカウントすることにより測定することができる。
【００４３】
６〜６０ミクロンの、中間の大きさの血管（図１ａの血管１００など）では、高い変動（１０〜２０％）がＨｂの非均一の分布を示し、ＨｂやＭＣＨＣの概算にベーア法の使用が困難となる。血管のサイズは複数の赤血球の流れを可能にするが、個々の細胞のカウントによるＲＢＣ（赤血球）の正確な測定をするための分光測光の使用を損なう。事実、この範囲の血管は赤血球の直径の２から１５倍である。満たされていない血管では、本発明の方法やシステムは変動係数や血管直径からＨｃｔの計測に使用できる。
【００４４】
図１ｃは直径Ｄの典型的な大きな血管を示し、反射特性の個々の測定や、従って分光測定（ベーア法など）がＨｂの測定に使用される。小さい血管では、赤血球数の高い変動は反射スペクトルイメージで測定する光学強度の関数として測定したＨｂへ大きな影響を与える。
【００４５】
図２は測定された血管直径を示す。図のように、“ｍ”直径測定（２０２，２０４，２０６，２０８）は血管１００の軸に沿って測定された。
図３は測定された血管の強度を示す。図のように、“ｍ”強度測定は血管１００の軸に沿って測定された。光源（３０２，３０４，３０６，３０８）はＩ０ｎと示されている。減衰した光（３１２，３１４，３１６，３１８）はＩｎと示されている。
【００４６】
図４では、フローチャート４００が本発明の一般的な操作のフローを表している。さらに、フローチャート４００は血管のヘマトクリット測定のための制御フローの例を示す。
【００４７】
図４はステップ４０１にて始まり、ステップ４０５においてイメージがメモリソースかイメージディレクトリから検索される。イメージはハードディスクドライブや着脱可能なストレージデバイス、例えばフロッピーディスク、磁気テープ、光学ディスクなど、当業者が考えうるものである、上記した一時的、或いはや永久的な記憶箇所において記憶された入力ファイルから獲得できる。また入力ファイルは、対象の番号や対象の識別に使用できる他のデータからなる。あるいは、イメージは  “１２０特許”と“８５９出願”で示されるような種類（これは望ましいが、必須ではない）のイメージング装置からリアルタイムで獲得できる。
【００４８】
ステップ４１０では、複数の測定が異なる部分の直径を測定するため軸に沿って行われる。図２を参照すると、“ｍ”直径測定（２０２，２０４，２０６，２０８）は血管１００の軸に沿って行われた。当業者には理解できるように、様々な測定や分割が十分な正確な直径の測定を獲得するためにあるべきである。ステップ４１５では、直径測定が変動係数を決定するために分析される。
【００４９】
ステップ４２０では、細胞コンポーネント（赤血球など）の分画値が血管に対して決定される。２つの方法が分画値の決定に使用される。第一の方法では、細胞コンポーネントの分画の値は各部分の変動係数の積の逆数（ｔｈｅ  ｒｅｃｉｐｒｏｃａｌ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｐｒｏｄｕｃｔ）に直径測定を用いて、各部分ごとに決定する。第二の方法では、細胞コンポーネントの分画の値は変動係数の積の逆数と直径測定の平均を用いて決定できる。
【００５０】
ステップ４２５では、Ｈｃｔが分画値の平均値から計算される。仮に、第一の方法で分画の値を決定に使用した場合、全ての分画値測定の平均が計算され、Ｈｃｔの概算に使用する。しかし、第二の方法を使用した場合、ステップ４２０で計算された平均分画の値をＨｃｔの概算に使用するだろう。Ｈｃｔが計算された後、フローチャート４００の制御フローはステップ４９５に示されるように終了する。
【００５１】
図５において、フローチャート５００は本発明の別例における一般的な操作フローを示す。より詳細には、血管のヘマトクリットの測定に光学密度を使用する制御フローの例を示している。
【００５２】
図５はステップ５０１にて開始され、そのあとステップ４０５からステップ４１０までは図４に示したように進行する。ステップ５１０では、血管は軸に沿った複数の部分において元の光や減衰光の強度を測定するために照射される。図３を参照すると、“ｍ”強度測定が血管１００の軸に沿って行われる。強度プロフィール（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ  ｐｒｏｆｉｌｅ）は測定された減衰光の比率の対数に負の符号をつけたものと光学密度を作るための元の光強度とを計算することにより作成される。
【００５３】
ステップ５１５では、光学密度測定は変動係数を決定するために分析される。ステップ５２０では、細胞コンポーネントでの分画値は変動係数の積の逆数と各部分の直径測定を用いて各部分ごとに決定される。図４で示したように、細胞コンポーネントの分画値はまた変動係数の積の逆数と直径測定の平均を用いて決定できる。
【００５４】
ステップ５２５では、分画値測定の全ての平均はＨｃｔを概算するために使用される。しかし、仮に第二の方法を分画値の決定に使用する場合、ステップ５２０で決定する平均分画値はＨｃｔを概算するために使用され得る。フローチャート５００の制御フローはステップ５９５で示すように終了する。
【００５５】
従って、血管の形成されたイメージに沿ってでも、血管内のある位置の時系列のイメージのどちらでも、光学密度や直径の変動係数から被験者のヘマトクリットを示すことが可能である。図６は本発明の方法やシステムの実行の比較研究の結果を示している。研究中、インビトロ測定した血液サンプルを９つの被験者から採取し、ヘマトクリットの決定に使用した。本発明の方法を使用してた９つの被験者の目（強膜など）からの生体イメージは“１２０特許”と“８５９出願”に示されているような、直交変更分光法を使用して獲得された。
【００５６】
各被験者は、５つの血液部分を直径と光学密度測定の決定に選択した。血管ごとに沿った光学密度の変動がまた測定された。次に、各部分に対する変動の積の逆数と直径が計算された。さらに、９つの各被験者に対して平均量を単純ヘマトクリット概算にインビボ測定の結果と組み合わせて計算した。
【００５７】
インビボとインビトロ測定の結果を図６に示す。縦軸はインビボ測定で決定されたヘマトクリットを示し、横軸はインビトロ測定のヘマトクリットを示している。ヘマトクリット計算の係数（Ｓｌｏｐｅ）は０．９１であり、これはインビボ測定がインビトロ測定の非常に近似していることを示唆している。
【００５８】
後述より明らかなように、本発明は本来、非侵襲的手段により血液コンポーネントを分析用に開発された。しかし、当業者には明らかなように、本発明の分析技術は上記の医学的な用途を超えて使用できる。本発明は医学領域外の応用を備え、光を透過させ反射するような透明な管や、壁などの、どのような管内の流れの中を浮遊している可視コンポーネントの定量分析に一般的に使用できる。本発明は６−６０ミクロン間の直径をもつ管を分析するために最も効率的であり、分光測光法により感知できる最も適当な大きさである。より適した範囲は１５−５０ミクロンで変動係数の平均が１０−２０％である。
【００５９】
本発明はハードウェア、ソフトウェア、それらの組合せにより実施可能であり、一つまたは複数のコンピュータシステムや他のプロセシングシステム内で実行可能である。事実、ある実施では、本発明はここに示された機能を実行可能な一つ若しくは複数のコンピュータシステムについて説明している。
【００６０】
図７では、本発明の実装に適したコンピュータシステム７００の例を示している。コンピュータシステム７００はプロセッサ７０４など、一つか複数のプロセッサを備える。プロセッサ７０４はコミュニケーションインフラストラクチャー７０６（コミュニケーションバス、クロスオーバー  バー（Ｃｒｏｓｓ−ｏｖｅｒ  ｂａｒ）、ネットワークなど）に接続される。様々なソフトウェアの実施が典型的なコンピュータシステムに関して説明される。後記の記載により、当業者は本発明を他のコンピュータシステムや／またはコンピュータアーキテクチャーを使用してどのように実施するか理解できる。
【００６１】
コンピュータシステム７００はコミュニケーションインフラストラクチャー７０６（またはフレームバッファ図示せず）からディスプレイユニット７３０上に表示するために、イメージ、文章または他のデータを送るディスプレイインターフェース７０２を備える。
【００６２】
コンピュータシステム７００はメインメモリ７０８（ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ））と第二メモリ７１０とを備える。第二メモリ７１０は、例えば、ハードディスクドライブ７１２及び／又はフロッピーディスクドライブ、磁気テープドライブ、光学ディスクドライブなどリムーバブルストレージドライブ７１４を備え得る。リムーバブルストレージドライブ７１４は周知の手段で、リムーバブルストレージユニット７１８から読み込み及び／又は書き込みをする。リムーバブルストレージユニット７１８はフロッピーディスク、磁気テープ、光学ディスクなどで、これらはリムーバブルストレージドライブ７１４により読まれたり、書き込まれたりする。周知のように、リムーバブルストレージユニット７１８はその中にコンピュータソフトウェア及び／又はデータを保存できるコンピュータ使用可能保存媒体からなる。
【００６３】
別の実施で、第二メモリ７１０はコンピュータプログラムやコンピュータシステム７００でロードされる他の指示を可能にする他の同様な手段を備え得る。このような手段は、例えば、リムーバブルストレージユニット７２２とインターフェース７２０からなり得る。このような例はプログラムカートリッジや（ビデオゲームデバイスで見られるような）カートリッジインターフェースや、（ＥＰＲＯＭやＰＲＯＭなど）リムーバブルメモリチップや、関する（ａｓｓｏｃｉａｔｅｄ）ソケットや、他のリムーバブルストレージユニット７２２や、リムーバブルストレージユニット７２２からコンピュータシステム７００にソフトウェアやデータを転送可能なインターフェース、などからなる。
【００６４】
コンピュータシステム７００はコミュニケーションインターフェース７２４を備える。コミュニケーションインターフェース７２４はソフトウェアやデータをコンピュータシステム７００と外部のデバイス間で転送可能にする。コミュニケーションインターフェース７２４の例としては、モデムや、（イーサーネットカード）ネットワークインターフェースや、コミュニケーションポートや、ＰＣＭＣＩＡスロットやカードなどからなる。ソフトウェアやデータをコミュニケーションインターフェース７２４により経由する転送は電子通信や、電磁気や、光通信や、コミュニケーションインターフェース７２４より受信可能な他の信号などの信号７２８のフォームで行われる。信号７２８はコミュニケーション経路（チャンネルなど）７２６を経由してコミュニケーションインターフェース７２４に供給される。このチャネル７２６は信号７２８を送信し、ワイヤーや、ケーブルや、光ファイバーや、電話線や、セルラーフォンリンクや、ＲＦリンクや、他のコミュニケーションチャネルを使用して実施される。
【００６５】
この文章内の、“コンピュータプログラム媒体”と“コンピュータ使用可能媒体”はリムーバブルストレージドライブ７１４や、ハードディスクドライブ７１２内にインストールされたハードディスクや、信号７２８等、一般に媒体といわれるものに対して使用される。コンピュータプログラムプロダクトはコンピュータシステム７００にソフトウェアを供給する手段である。
【００６６】
コンピュータプログラム（コンピュータ制御ロジックとも言われる）はメインメモリ７０８及び／又は第二メモリ７１０に保存される。コンピュータプログラムはまたコミュニケーションインターフェース７２４を経由して受信される。このようなコンピュータプログラムは、実行時、ここで示したようにコンピュータシステム７００が本発明の形態を実行可能にする。具体的には、コンピュータプログラムは、実行時プロセッサ７０４が本発明の形態を実行可能にする。従って、このコンピュータプログラムはコンピュータシステム７００のコントローラに相当する。
【００６７】
本発明がソフトウェアを使用して実行される時、ソフトウェアはコンピュータプログラムプロダクト内に保存され、リムーバブルストレージドライブ７１４や、ハードディスクドライブ７１２や、コミュニケーションインターフェース７２４を使用してコンピュータシステム７００内でロードされる。制御ロジック（ ソフトウェア） 、プロセッサ７０４により実行される際、プロセッサ７０４がここで示した本発明の機能を実行させる。
【００６８】
他の実施では、本発明は主にハードウェア内で特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣｓ）等のハードウェアコンポーネントを使用して実行される。ここで記述した機能を実行するためのハードウェア状態機械の実装は当業者に容易に理解される。
【００６９】
他の実施は、本発明はハードウェアとソフトウェアの双方の組合せを使用して実施される。
様々な本発明の実施を示してきた、これは例として理解を助けるものであって、制限されるものではない。当業者は容易に様々な形態や詳細の変更を本発明の精神と範囲から逸脱することなく行うことができる。従って本発明は、上記の実施例により制限されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【図１ａ】赤血球を含む中間血管の横断面図
【図１ｂ】赤血球を含む小血管の横断面図
【図１ｃ】赤血球を含む大血管の横断面図
【図２】本発明の実施により測定された血管の直径の例示
【図３】本発明の実施により測定された強度の例示
【図４】本発明の実施による直径測定の変形例によりヘマトクリットの測定の一般的な実行フローを説明するフローチャート
【図５】本発明の実施による光学密度測定の変形例によりヘマトクリットの測定の一般的な実行フローを説明するフローチャート
【図６】本発明によるヘマトクリット測定とインビトロのヘマトクリット測定の比較
【図７】本発明を実装するために使用するコンピュータシステムのブロックダイヤグラムの例
【図１ａ】
2004516052.tif 000007
【図１ｂ】
2004516052.tif 000008
【図１ｃ】
2004516052.tif 000009
【図４】
2004516052.tif 000010
【図５】
2004516052.tif 000011
【図６】
2004516052.tif 000012
【図７】
2004516052.tif 000013
【国際公開パンフレット】
2004516052.tif 000014
2004516052.tif 000015
2004516052.tif 000016
2004516052.tif 000017
2004516052.tif 000018
2004516052.tif 000019
2004516052.tif 000020
2004516052.tif 000021
2004516052.tif 000022
2004516052.tif 000023
2004516052.tif 000024
2004516052.tif 000025
2004516052.tif 000026
2004516052.tif 000027
2004516052.tif 000028
2004516052.tif 000029
2004516052.tif 000030
2004516052.tif 000031
2004516052.tif 000032
2004516052.tif 000033
2004516052.tif 000034
2004516052.tif 000035
2004516052.tif 000036
2004516052.tif 000037
2004516052.tif 000038
2004516052.tif 000039
2004516052.tif 000040
2004516052.tif 000041
2004516052.tif 000042
2004516052.tif 000043
2004516052.tif 000044
2004516052.tif 000045
2004516052.tif 000046
2004516052.tif 000047
2004516052.tif 000048
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004516052.tif 000049
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004516052.tif 000050
2004516052.tif 000051
2004516052.tif 000052
2004516052.tif 000053
2004516052.tif 000054
2004516052.tif 000055
2004516052.tif 000056
2004516052.tif 000057
2004516052.tif 000058
2004516052.tif 000059
2004516052.tif 000060
2004516052.tif 000061
2004516052.tif 000062
2004516052.tif 000063
2004516052.tif 000064
2004516052.tif 000065
2004516052.tif 000066
2004516052.tif 000067
2004516052.tif 000068
2004516052.tif 000069
2004516052.tif 000070
2004516052.tif 000071
2004516052.tif 000072
2004516052.tif 000073
2004516052.tif 000074
2004516052.tif 000075
2004516052.tif 000076
2004516052.tif 000077
2004516052.tif 000078
2004516052.tif 000079
2004516052.tif 000080
2004516052.tif 000081
2004516052.tif 000082
2004516052.tif 000083
2004516052.tif 000084
2004516052.tif 000085
【国際調査報告】
2004516052.tif 000086
2004516052.tif 000087
2004516052.tif 000088