JP5358578B2 - 撮像装置および方法 - Google Patents

Description

本発明は、器官または組織の血管構造および血管の血流を撮像する装置および方法に関し、特に、血管組織およびリアルタイムの生体内の毛細血管の血流を撮像する選択波長の落射照明型内視鏡撮像装置に関する。この装置および方法の１つの可能な適用例は、軟組織病変の診断における血管特性の指摘である。

内視鏡は、非侵襲的診断および治療介入、革新的診断、ならびに幾つかの状態の管理のための、接近し難い人体の領域を撮像する医療に長く使用されてきた（１）。大抵の現在の医療内視鏡検査は、広い視野、白色光、落射照明によるカラー撮像（一定の照明または再構成ＲＧＢ走査）を含み、画像は表面と表面下の反射を合計したものである（２）。大部分の観察された組織のコントラストが不足すると、生体（生体内）の染色または生検後の病理組織学的処理を行わずに、個々の細胞、組織、および腫瘍の境界を明確にするのが難しくなる。色素内視鏡検査（chromo-endoscopy）とよく呼ばれる前者の技法は、局所メチレンブルーまたはヨウ素を使用することが多いが、一部の技法では、損傷を受けた組織に酢酸またはプロテアーゼが選択的に準備される（３〜６）。生体に染色された障害核の良い例が、（約８０〜１００倍までの）拡大内視鏡の助けにより、生体内で食道腫瘍から示されている（４；５；７）。内視鏡の光コヒーレンストモグラフィ、分光法、および低コントラスト構造の回避を試みる共焦点系のコントラストが向上された撮像の利点も示されている（６；８）。

蛍光を使用して様々な成功の度合いで腫瘍を目立たせることもできる。Ａｂｅ他（２０００）は、胃腸腫瘍自動蛍光検出のためのＬＩＦＥ−ＧＩシステム（Ｌｉｇｈｔ Ｉｎｄｕｃｅｄ（自動）Ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｃｅ Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ）を記載している（９）。しかし、この方法は、粘膜の厚さを変えずにさらに分散して侵入する恐れがある未分化癌をあまり明確にすることができない（９）。Ｂｈｕｎｃｈｅｔ他（２００２）は、フルオレセイン静注（intravenous fluorescein）後に、早期胃癌の蛍光が、関連する間質および早期癌縁を表すことを示した（１０）。しかし、ＩＶフルオレセインの使用に対する重症タイプ１過敏症（アナフィラキシー）反応（重篤０．０５％および軽度の副作用２１％）の危険性から、この方法は、臨床的に使用するにはあまり魅力がないものである（１１）。

マイクロ内視鏡検査（micro-endoscopy）は、７０年代後半に子宮検査（コルポヒステロスコピー（colpohysteroscopy））のために最初に開発され、９０年代後半に喉頭鏡検査のためにさらに開発された（１２）。Ｗａｔｓｏｎ他（２００２）は、血管を撮像し、ねじれたらせん状のパターンと一致する口腔の舌と唇の粘膜内の規則的な毛細血管網を示すことができる、ホプキンスパターン（Hopkins pattern）のコルポヒステロスコープによる二重共焦点および落射照明の接触（contact）マイクロ内視鏡機器を開発した（８）。Ｙａｏ他は、拡大内視鏡を使用して、同様の規則的な非癌性の胃粘膜の上皮下毛細血管網を示し、胃中の正常な構造の変化を表した。胃の体部は収集細静脈を有する蜂巣状網を示したが、前庭部はコイル形状網パターンを示した（１３）。

白色光照明でマイクロ内視鏡で観察された色変化は、早期胃癌の血管の構造および密度と良好に相関する（１３〜１５）。分化癌腫は、正常な粘膜の毛細血管パターンと置換された増殖する口径不同の不規則な血管の明確な境界による領域を示すが（１５〜１８）、未分化病変部は、相対的な毛細血管密度の損失を有する境界があまり明確でない領域を示す（１３）。

Ｋｕｍａｇａｉ Ｙ．他（２００２）は、さらに進行した浸潤食道癌で、毛細血管ループパターンが、粘膜下組織に及ぶ進行腫瘍に発生した腫瘍血管に完全に置換されるまで、進行性の拡張および伸長を示したことを同様に指摘した（５）。局所アドレナリンは、正常な（胃の）粘膜に、赤色から、予測される虚血および血管収縮を示す白色にバランスをとらせるが、癌病変部は同一の暴露後に腫瘍微小血管の強化を示し、腫瘍脈管構造内の正常なカテコールアミン制御からの逃避を示唆する（１９；２０）。

電子内視鏡画像から得られる赤色および緑色の画像を使用する比較アルゴリズムにより、Ｔｓｕｊｉ Ｓ．他（１９９１）は、胃潰瘍の共局在化画像からの画素によるヘモグロビン含量値の計算を可能にした。したがって、血管病変部のヘモグロビン含量が、正常な粘膜と比較すると、進行性潰瘍では下がり、活動的に治癒される潰瘍では上がった（２１）。同様の狭帯域照明撮像技法およびレーザ走査顕微鏡を使用して、Ｎａｋａｙｏｓｈｉ Ｔ他（２００４）は胃腫瘍の微小血管の３Ｄ画像を構築した（２２）。

病理組織学的アッセイの多血症は、脈管形成（新しい血管の形成、血管新生）が口腔悪性病変の進行および悪化に不可欠であり、異形成症、すなわち上皮内癌腫の新形成および侵入／悪化を示している恐れがあることを証明した（２３〜３２）。しかし、この発見を裏付ける直接の体内画像研究はごく少数しか報告されていない。

Ｕｐｉｌｅ他（２００６）は、先ずフィルタにかけていない白色光落射照明のホプキンスパターンのマイクロ内視鏡を使用して、咽頭に転位置された遊離空腸移植片の微小血管の開存性および流れを定性的に観察し、術中の茎血栓を監視することを主張している（３３）。

従来技術は、明らかに、生検が不要な撮像構成が古典的な反射モード機器であるという興味深い難問を提示している。反射モード機器では、一般に、一部の著者によって指摘されているように、高倍率の内視鏡を使用しても、組織間のコントラストが不足する。血管組織の優れたコントラストを得る方法が不明瞭である。

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本発明の目的は、血管組織および毛細血管の血流の撮像を向上させるための撮像装置および方法を提供することである。

本発明は、器官または組織の脈管構造を撮像するための撮像装置であって、
前記器官または組織を照明するための光源と、
ハウジング内に取り付けられて、前記照明された器官または組織から光を収集する１つまたは複数のレンズ装置と
前記光の緑色の波長を撮像するための画像捕捉デバイスとを備える装置を提供する。

本発明は、器官または組織の脈管構造を撮像するための方法であって、
前記器官または組織を照明すること、
前記器官または組織から光を収集すること、および
前記収集した光の緑色の波長を撮像することを含む方法も提供する。

本発明は撮像に緑色の波長の光だけを使用する。それによって、血管組織についてはるかに優れたコントラストを得ることができ、脈管構造を画像上で良好に画定することができるようになる。緑色光を使用すると、脈管構造内の個々の赤血球（ＲＢＣ）を可視化することもできる。これを使用して、時間をかけた特定のＲＢＣの動きの測定によって、リアルタイムの生体内の血流を測定することができる。

本発明者らは、どの特定の理論にも結果に対する責任を望むものではないが、緑色光を使用して得られるコントラストの向上がヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収特性によるものであると仮定する。ヘモグロビンは、哺乳類のＲＢＣに含まれた赤色の酸素運搬鉄含有メタロプロテインである。本発明者らは、ＲＢＣが、簡易の色素含有の６〜８μｍの両凹面円板として、光学フィルタとして働き、より深部の組織および界面に入る光とそれから反射されて戻る光の両方の長い波長以外の全ての光の通過を阻止すると仮定する。これは、緑色光を使用すると血管組織の良好なコントラストが得られる理由を明らかにするものである。なぜなら、ＲＢＣが緑色光を強く吸収するために、暗い輪郭が現れるが、周囲の組織はこの波長の光を通過させることができるからである。

器官または組織は、体外からアクセスすることができる任意の器官または組織でもよい。たとえば、これは、皮膚、口、胃腸管、呼吸器管、尿生殖路、および女性生殖器系の器官でもよい。これには、たとえば、腹部および骨盤の腔など小さい切開部を通した体腔内部、胸の関節および器官の内部の撮像も含まれる。たとえば、脳、眼、脊椎、膀胱、腎臓、肝臓、膵臓、および他のこうした器官の撮像も可能である。これには、妊娠中の羊膜、胎児、および臍帯の撮像も含まれる。

脈管構造は組織または器官の血液を含む循環系である。これには、動脈、細動脈、毛細血管、細静脈、および静脈が含まれる。撮像装置は毛細血管の撮像に使用されることが好ましい。

光源は器官または組織を照明するための任意の適した光源でもよい。好ましくは、光源は、レンズおよび器官または組織から距離を置いて配置され、光が光ガイドにより器官または組織に伝送されることによって、器官または組織が照明される。光ガイドは、たとえば光ファイバまたは光ファイバケーブルなど、光を光源から器官または組織まで案内するための任意の適したデバイスでもよい。

光源は、広いスペクトルの波長にわたる、可視スペクトルに限定されない電磁放射線を放射することができる。たとえば、標準の内視鏡の光源は赤外線および紫外線の範囲の波長を放射することができる。主に白色光（ならびに幾つかの他の波長）を放射する適した光源は、当業者に周知である。光源は、緑色の波長の光を放射しなければならないが、他の波長を放射することもできる。緑色の波長の光は、４９０ｎｍから５９０ｎｍであると定義される。光源は、連続スペクトルの緑色の波長の光を放射することができ、または別法として、１つの個別の波長、幾つかの個別の波長、１つの範囲の波長、または幾つかの範囲の波長の緑色光を放射することもできる。したがって、以下の範囲は、範囲中の波長の連続放射を含むことを指すものではないが、これも包含するものである。光源は、好ましくは約４９０ｎｍから約５９０ｎｍ、より好ましくは約５００ｎｍから約５７０ｎｍ、さらに好ましくは約５２０ｎｍから約５６０ｎｍ、最も好ましくは約５４０ｎｍの光を放射する。

ハウジング内に取り付けられるレンズは、照明された器官または組織から光を収集するための任意の適したレンズでもよい。これは、接触または生体内で作動するように設計されたレンズでもよい。こうしたアセンブリは当業者に周知である。好ましくは、ハウジング内に取り付けられるレンズは内視鏡である。内視鏡は身体内部を見るための医療機器であり、当業者に周知である。

光源は内視鏡を介して器官または組織を照明することができる。光源が、レンズおよび器官または組織から距離を置いて配置される場合、光は光ガイドを使用して器官または組織に伝送され、光ガイドは内視鏡内に配置されることが好ましい。

光は、ハウジング内に取り付けられたレンズによって収集された後、画像捕捉デバイスに伝送されて、緑色の波長の光が撮像される。これは任意の適した画像捕捉デバイスでもよい。こうした画像捕捉デバイスは、たとえばＣＣＤ（電荷結合デバイス）カメラおよび（ＣＭＯＳセンサとしても知られている）アクティブ画素センサイメージャなど、当業者に周知である。画像捕捉デバイスはＣＣＤカメラであることが好ましい。ＣＣＤカメラは冷却されることが好ましい。

画像捕捉デバイスを使用して、緑色の波長の光を撮像する。すなわち、緑色の波長の光を捕捉し、それから画像を生成する。装置の一実施形態では、光源から放射される光は白色光であり、または単なる緑色光以外の他の波長の光を含む。この実施形態では、画像捕捉デバイスは緑色光だけを検出することが必要である。たとえば、緑色光だけを通過させるが、他の波長の光を吸収または反射することができる光ファイバを使用することによって、緑色光だけを画像捕捉デバイス内に通過させることができる。別法として、光ファイバを画像捕捉デバイス自体に含めることもできる。光ファイバは当業者に周知である。たとえば、吸収性フィルタ、ダイクロイックフィルタ、単色光フィルタ、（緑色および全ての比較的長い波長の光を通過可能にする）緑色透過フィルタまたは長波長透過フィルタを使用することができる。緑色透過または単色光フィルタを使用することが好ましい。フィルタは、好ましくは約４９０ｎｍから約５９０ｎｍ、より好ましくは約５００ｎｍから約５７０ｎｍ、さらに好ましくは約５２０ｎｍから約５６０ｎｍ、最も好ましくは約５４０ｎｍの波長を有する光を通過させることができる。

一代替実施形態では、光源によって放射される光は、緑色光または特定の１つまたは複数の波長の緑色光である。この実施形態では、レンズから画像捕捉デバイス内に通過する光は緑色の波長であるため、フィルタが不要である。別法として、フィルタを使用して、画像捕捉デバイス内に通過する緑色の波長の範囲を狭くすることもできる。

好ましくは、画像捕捉デバイスをコンピュータに接続して、コンピュータを使用して画像を記憶し、処理することができるようにする。これは、通常は１秒当たり約２４個のフレームを使用するリアルタイムの撮像に重要であり、画像を容易に記憶し、画像を瞬時に表示することができ、それを後で容易に再検討することができるようにするものである。

撮像装置を使用して、脈管構造内にＲＢＣを含むヘモグロビンを有する任意の生物の器官または組織の脈管構造を撮像することができる。たとえば、ヒト、霊長類、哺乳類、魚、および大抵の脊椎動物を検査することができる。撮像装置は、好ましくは、ヒトおよび哺乳類に使用され、より好ましくは、ヒトに使用される。

上記の本発明のよる装置および方法は、緑色光を使用して、ＲＢＣと周囲の組織のコントラストを最大にすることによって、血管組織の撮像の向上を可能にするものである。たとえば、幾つかの適用例を挙げると、これを使用して、軟組織の病変、新たに移植された器官、移植片（たとえば皮膚移植片）内の脈管構造および血流、ならびに、胎児仮死の場合の臍帯内の血流を分析することができる。本発明の主な利点の１つは、ヒトと獣医学の両方の多数の用途に使用することができる多目的ツールを提供することである。

本発明の装置および方法を追加の装置と併せて使用して、血液酸素測定、すなわち血液の酸素濃度の測定を行うこともできる。

血液の酸素濃度の測定に使用される最も一般的な技法はパルス酸素測定法である。これは、酸素化および脱酸素化ヘモグロビンの２つの異なる波長の吸収率に基づくものである。血液の吸収特性は、酸素濃度の状態によってスペクトルの赤色と赤外線の領域で大幅に異なる。酸素化ヘモグロビンは脱酸素化ヘモグロビンよりも赤外光（８５０〜１０００ｎｍ）を多く吸収し、赤色光（６００〜７５０ｎｍ）を多く通過させる。こうした２つの比率の差を時間をかけて監視し、他の組織の吸収による背景「雑音」を考慮することによって、非常に正確な血液酸素濃度の読み取りを得ることができる。しかし、この技法には、この技法が主に（数ミリメートル四方の）大きい光ダイオードによって記録されるアンサンブル測定に大きく依存するために、幾つかの問題がある。こうした問題には以下が含まれる。
１．一般に使用されるデバイスの幾何形状では、光センサを取り囲むＬＥＤによって放射される光が、不完全に配置されたセンサからの読み取りエラー（半影効果）を生じ、直接の光が流れ出る。
２．単一点測定には、背景を除去するための長期間（数分間）の記録が必要とされる。この期間中、読み取りの誤りを招く恐れがある患者の動き（静脈の動き）および不規則な血流（静脈の拍動およびうっ血）など複数の問題が起こることが多い。
３．パルス酸素測定法は、この単一点の技法で提供される画像の不足により、血管の構造に関する情報を全く提供することができない。したがって、酸素濃度測定法は平均的であり、小さい毛細血管内の問題を全て見逃す恐れがある。

本発明の他の目的は、脈管構造を直接撮像し、前例のない横方向分解能でこの脈管構造中の正確な血液酸素測定値をマッピングすることができるようにする装置および方法を提供することである。

本発明は、光から緑色の波長を分離させる第１の光学フィルタ、および赤外線の波長の光から赤色の波長の光を分離させる第２の光学フィルタ、ならびに赤色および赤外線の波長の光を撮像する２つの追加の画像捕捉デバイスをさらに備える、上記の撮像装置（すなわち、器官または組織を照明するための光源、ハウジング内に取り付けられて照明された器官または組織から光を収集するレンズ、および光の緑色の波長を撮像する画像捕捉デバイス）も提供する。別法として、第２の光学フィルタは赤色の波長の光を青色の波長の光から分離することができ、２つの追加の画像捕捉デバイスは赤色および青色の波長の光を撮像する。

上記で論じたように、血液の吸収特性は、酸素濃度の状態によって、スペクトルの可視および赤外線の領域中で大幅に異なる。酸素化ヘモグロビンは脱酸素化ヘモグロビンよりも赤外光（８５０〜１０００ｎｍ）および青色光（４５０ｎｍ〜５００ｎｍ）を多く吸収し、赤色光（６００〜７５０ｎｍ）を多く通過させる。こうした比率の２つの差を時間をかけて監視することによって、非常に正確な血液酸素濃度の読み取りを得ることができる。

好ましくは、赤色および青色の波長の光を分離し、監視して、血液酸素濃度を決定する。本発明者らは、驚くべきことに、赤色および青色の波長の光の使用が、赤色および赤外線の波長の光を使用するのと同じく正確であることを発見した。赤色および赤外線ではなく、赤色および青色を使用する利点は、器官または組織の照明に使用する光が赤外線の波長の光を含まないことである。この利点は、組織または器官が、組織または器官に損傷を与える恐れがある熱をあまり受けないことである。さらに、ヘモグロビンは加熱されると、正常なヘモグロビンと比較すると異なる吸収スペクトルを有するメトヘモグロビンに変わる。したがって、これは血液酸素濃度測定の正確さに影響を与える。

本発明は、緑色、赤色、および赤外線の波長の光を分離すること、それぞれ緑色、赤色、および赤外線の波長の光を撮像すること、ならびに赤色および赤外線の画像を使用して脈管構造の酸素濃度を計算することをさらに含む、上記の撮像方法（すならち、器官または組織を照明し、器官または組織からの光を収集し、収集した光の緑色の波長を撮像すること）も提供する。別法として、この方法は、光の緑色、赤色、および青色の波長を分離すること、それぞれ光の緑色、赤色、および青色の波長を撮像すること、ならびに赤色および青色の画像を使用して脈管構造の酸素濃度を計算することをさらに含む。

そのため、脈管構造の血液酸素含量を測定し、マッピングすることによって、血液酸素測定が可能になる。緑色光撮像部分は、上記と同様に働き、脈管構造の画像を生成することができるようにする。赤外線および赤色の波長の画像、または青色および赤色の波長の画像も生成される。赤外線および赤色の画像、または青色および赤色の画像を使用して、血液酸素含量の瞬時のマッピングを計算することができ、次いでそれを脈管構造の画像と相関させることができる。それによって、脈管構造の画像のどの特定の点でも血液酸素含量の決定を行うことができるようになり、特定のＲＢＣの酸素含量を提供することもできる。

本発明のこの実施形態では、器官または組織を照明する光源は、少なくとも緑色、赤外線、および赤色の波長の光、または少なくとも緑色、青色、および赤色の波長の光を含まなければならない。緑色光は４９０ｎｍから５９０ｎｍであると定義され、赤色光は６００ｎｍから７５０ｎｍであると定義され、赤外光は８５０ｎｍから１０００ｎｍであると定義され、青色光は４５０ｎｍから５００ｎｍであると定義される。上記のように、光源は連続スペクトルの波長の光を放射することができ、または別法として、それぞれ特定の光の帯域の１つの個別の波長、幾つかの個別の波長、１つの範囲の波長、または幾つかの範囲の波長の光を放射することができる。光源は赤外線の波長の光を放射しないことが好ましい。

上記のように、フィルタは光の波長を収集するように選択された任意の適したフィルタでもよく、こうしたフィルタは当業者に周知である。たとえば、吸収性フィルタ、ダイクロイックフィルタ、または単色光フィルタを使用することができる。ダイクロイックフィルタを使用することが好ましい。

たとえば、一実施形態では、第１のフィルタは、収集した光から緑色光だけを緑色の波長を測定するように設定された画像捕捉デバイス内に反射するダイクロイックフィルタでもよい。第２のフィルタは、赤色の波長を測定し、赤外線および青色を含む他の波長を通過させるように設定された画像捕捉デバイス内に赤色光だけを反射するダイクロイックフィルタでもよい。透過した光中の赤外線または青色の波長を、赤外線または青色の波長だけを測定するように設計された画像捕捉デバイスで測定することができる。さらに、画像捕捉デバイス上またはその中にフィルタを設けて、どの波長の光が画像捕捉デバイスに入り、またはそれによって検出されるかを正確に制御することができる。

他の実施形態では、第３のフィルタを設けて、ユーザが画像捕捉デバイス内に通過する光の波長を最大に制御することができるようにする。たとえば、上記の実施形態では、第３のフィルタを使用して、赤外線または青色の波長以外の全ての光を反射することができる。その場合、赤外線または青色の波長がフィルタを通過して、赤外線または青色の画像捕捉デバイス内に入るようにすることができる。別法として、フィルタは赤外線または青色の波長を赤外線または青色の画像捕捉デバイス内に反射することもできる。それによって、対象の光だけが任意の１つの画像捕捉デバイスに入るようにして、背景の低減を助けることができる。やはり、画像捕捉デバイス上またはその中にさらにフィルタを設けて、どの波長の光が画像捕捉デバイスに入り、それによって検出されるかを正確に制御することができる。たとえば、第１のフィルタが全ての緑色の波長の光を画像捕捉デバイス内に反射させ、画像捕捉デバイス上またはその中の追加のフィルタが５４０ｎｍの波長の光だけを検出するようにすることができる。

当業者には理解されるように、画像捕捉デバイスに入る光の波長を幾つかの方法で制御することができる。それは、光源によって放射される光の波長の制御、フィルタによって分離または反射される光の波長の制御、および、たとえば画像捕捉デバイス上またはその中のフィルタにより画像捕捉デバイスによって検出される光の制御である。様々な程度の制御をどの特定の段階にも適用することができる。たとえば、緑色の波長の光に関して、光源は全ての波長の光を放射することができ、第１のフィルタは５２０ｎｍから５６０ｎｍの波長を画像捕捉デバイスに向けて反射させることができ、画像捕捉デバイス上またはその中のフィルタは５４０ｎｍの波長だけを検出するようにすることができる。こうした制御手段の１つ、幾つか、または全てを使用して、１つの特定の波長の光だけを画像捕捉デバイスで検出することができる。好ましい波長の光が様々な画像捕捉デバイスによって検出されるが、それらは以下のように制御される。緑色光については、好ましくは約４９０ｎｍから約５９０ｎｍ、より好ましくは約５００ｎｍから約５７０ｎｍ、さらに好ましくは約５２０ｎｍから約５６０ｎｍ、最も好ましくは約５４０ｎｍの波長が検出され、赤色光については、好ましくは約６００ｎｍから７５０ｎｍ、より好ましくは約６００ｎｍから約７００ｎｍ、さらに好ましくは約６４０ｎｍから約６８０ｎｍ、最も好ましくは約６６０ｎｍの波長が検出され、赤外光については、好ましくは約８５０ｎｍから１０００ｎｍ、より好ましくは約９００ｎｍから約１０００ｎｍ、さらに好ましくは約８９０ｎｍから約９３０ｎｍ、最も好ましくは約９１０ｎｍの波長が検出され、青色光については、好ましくは約４５０ｎｍから約５００ｎｍ、より好ましくは約４６０ｎｍから約４９０ｎｍ、さらに好ましくは約４７０ｎｍから約４８０ｎｍ、最も好ましくは約４７５ｎｍの波長が検出される。

上記のように、２つの追加の画像捕捉デバイスは、対象の特定の波長、すなわち、緑色、赤色、および赤外線、または緑色、赤色、および青色の波長を撮像するための任意の適した画像捕捉デバイスでもよい。こうした画像捕捉デバイスは当業者に周知である。好ましくは、画像捕捉デバイスは対象の特定の波長に最大感度を有し、または対象の波長だけに感応するように設定される。好ましくは、画像捕捉デバイスはＣＣＤカメラである。好ましくは、ＣＣＤカメラは冷却される。ＣＣＤカメラの利点は、画像をリアルタイムで前例のない光学分解能で捕捉できるようにすることである。

脈管構造の酸素濃度を赤外線および赤色の画像を使用し、または赤色および青色の画像を使用して任意の適した方法で計算することができる。たとえば、赤外線と赤色の画像の比率をパルス酸素測定法と同様の方法で計算して、血液酸素含量のマップを得、それを脈管構造の画像と相関させることができる。別法として、青色と赤色の画像の比率を計算して、血液酸素含量のマップを得、それを脈管構造の画像と相関させることもできる。好ましくは、画像捕捉デバイスをコンピュータに接続し、コンピュータを使用して画像を記憶し、処理することができるようにする。これは、通常は１秒当たり約２４個のフレームを使用するリアルタイムの撮像に重要であり、画像を容易に記憶し、画像を瞬時に表示することができ、それを後で容易に再検討することができるようになる。好ましくは、脈管構造の画像中の血液酸素含量の決定にコンピュータを使用する。これは、血液酸素含量の決定に複雑なアルゴリズムを使用する必要があるために好ましい。上記の装置および方法は、緑色、赤色、および赤外線の画像、または緑色、赤色、および青色の画像を同時に測定することが好ましい。それによって、リアルタイムの撮像を行うことができるようになる。

好ましくは、装置は較正され、方法は較正ステップを含む。この較正により、画像を各画像の対応する点と位置合わせするように重ねて、酸素濃度を計算し、その酸素濃度値を脈管構造の特定の点に割り当てることができるようになる。

器官または組織の脈管構造の血液酸素含量を測定し、マッピングすることができる利点は、それによって特定の点における血液酸素濃度の測定が可能になることである。これは、特定の器官または組織が血液供給を受けるだけでなく、酸素化血液供給を受けることを確保するために有用である。たとえば、これを使用して、新しく移植された器官が健全な酸素化血液供給を確実に受けるようにし、酸素化血液供給を受けていない可能性のある器官の領域を画定することができるようになる。これを使用して、十分な酸素化血液が移植片（たとえば皮膚移植片）および胎児仮死の場合に臍帯に確実に存在するようにすることもできる。この装置および方法を多くの他の用途に使用することもできる。

次に、添付の図を参照し、例を用いて本発明を記載する。

使用される可撓性撮像アームを示す概略図である。光学台構成要素は、ホプキンスパターンのコルポヒステロスコープ（Ｅ）（Ｋａｒｌ Ｓｔｏｒｚ ＵＫ）を支持する３本の接合された（Ｊｔ）フレームに構成された。接合部の４５度に角度付けられた表面の反射鏡（Ｍｉ）が内視鏡の斜面を関節接合および軸方向回転によってヒト組織（Ｓ）と良好に接触できるようにした。適応光学系（Ｏ）が、長波長透過ダイクロイック（Ｄｉ）を介して導入された、フィルタリングされた５４０ｎｍの光源からの緑色の落照明反射光（血管撮像モード）と４８８ｎｍの蛍光照明源からの蛍光照明の軸を平行にするために必要とされた。Ｙｏｋｏｇａｗａ共焦点ヘッドは、落射照明モードのＮＤフィルタとして働き、光断面の蛍光撮像に不可欠であった。全ての画像は単色ＣＣＤ（ＣＣＤ）によって検出された。 ２４ｆｐｓ．でのフレーム数当たりの距離（Ｄ）を確立する、後の毛細血管ループに沿った（ＡからＢへの）赤血球の特定の総計によって作成された流れ推定を示す図である。サイズバー−１００ミクロン。 ヒトの血液塗抹標本の透過撮像を示す図である。径８ミクロンのＲＢＣが、波長を漸進的に短縮したフィルタにかけていない背景照明に対するコントラストの向上を示している。単色照明（縦に対にした画像）では、細胞内のヘモグロビンがより短い波長でより暗く現れる。リン脂質二分子膜のエッジ効果が波長の延長とともにあまり目立たなくなる。（全ての画像６０倍／１．４０ＮＡ油：照明波長：青色４３６ｎｍ、緑色５１８ｎｍ、赤色６００ｎｍ） 青色４３６ｎｍ、緑色５１８ｎｍ、および赤色６００ｎｍの波長を使用して撮像した半吸収半反射スライド背景に対して撮像された赤血球フィルムを示す図である。マッチしたグレースケール画像が右側にあり、最長の波長ではコントラストが失われることを示しているが、コントラストパターンは反射撮像システムで別の方法で維持された。適当な画像生成機構として反射された波長への透過効果をさらに支持する無反射背景（左の６５０ミクロンフィールド）に対して構造の詳細を見ることができなかった。６０倍／１．４ＮＡ油レンズ 口腔粘膜の異なる毛細血管構造を示す３つの図である。Ａ：頬粘膜−比較的深部の供給細動脈からの長いねじれた毛細血管ループ。Ｂ：角化付着歯肉粘膜内の毛細血管ループの針状先端部だけが見え、上皮網突起（epithelial rete process）の間に隆起しているところが見える。Ｃ：舌の背側の乳頭（フレームの左上に見える粘膜のひだ）内の粘膜片内に隆起する弓状栄養血管からの分岐したねじれた毛細血管。スケールバー２５０μｍ。 局所麻酔を含むアドレナリンの皮下送達後の数回（分）の経時的な共局在内視鏡画像を示す図である。暴露５分未満で、細動脈は閉塞したが、幾つかの小さい毛細血管は各領域で開通したままであった。注射後３０分から６０分で、血管収縮効果が消散し、視野が暴露前の画像に似たものになった。フィールド幅１ｍｍ。 ９人のボランティアの平均血管分布における変化を示すグラフであり、コントロールはアドレナリンが導入されたときに画像フレームの血管占有率の大幅な低下を示しているが（対応のないｔ−検定）、それと異なり、コントロールデータは、少し下降し、５分目と１０分目の間にほぼ正常に回復したことを示し、前はアクティブとコントロールグループの間に大きな差があったが、６０分後に差がなくなったことを示している（対応のないｔ−検定）。アドレナリン性血管の供給抑制は３０分から６０分で正常に戻る。 アドレナリン血管収縮薬への暴露からしばらくした後の毛細血管中のＲＢＤ流の変化を示す図である。大抵の被験者に注射後の最初の１０分間に統計的に重要でない流れの増加が見られたが、傾向は、これらの栄養血管および比較的深部の栄養血管へのアドレナリン効果に関係なく、流れが安定したままであることを示唆している。 ほぼ同時の蛍光の（Ａ）非角化口腔粘膜の写真（０．２５％局所フルオレセイン（水））、および（Ｂ）５４０ｎｍの落射照明による下の脈管構造が、正常な重なる口腔粘膜であると予想されて撮像された。８００ｎｍフィールド幅。 本発明による装置を示す概略図である。この概略図では以下のキーが使用される：Ｌ−複数波長照明源；ＩＬ−照明ビーム；Ｍ１−落射照明ビームを試料と位置合わせするためのデバイス；Ｓ−検体組織；Ｒｅｆ−反射／透過の組合せ信号；Ｄ１−ダイクロイック１−緑色／黄色を選択；Ｇ Ｄｅｔ−緑色選択検出器；Ｄ２−ダイクロイック２−可視赤色を選択；Ｒ Ｄｅｔ−可視赤色選択検出器；およびＩＲ Ｄｅｔ−赤外線選択検出器。

（例１）
本発明者らは、緑色光を使用して得られるコントラストの向上がヘモグロビン（Ｈｂ）の光吸収特性によるものであると仮定する。本発明者らは、ＲＢＣが、簡易の色素含有の６〜８μｍの両凹面円板として、光学フィルタとして働き、より深部の組織および界面に入る光とそれから反射されて戻る光の両方の長い波長の光以外の全ての光の通過を阻止すると仮定する。これは、緑色光の使用によって、血管組織の良好なコントラストが得られる理由を明らかにするものであり、ＲＢＣが緑色光を強く吸収するために暗い輪郭が現れるが、周囲組織はこの波長の光を通過させることができるためである。

本発明者らは、撮像仮定の試験を行い、発見を口腔粘膜検査に適用した。装置を評価し、局所麻酔効果が２〜３時間持続するが、血管収縮、したがって比較的無血の小さい口腔外科手術野は１時間も続かないという、かねてからの歯科医の所信を評価できるようにするために、臨床的に周知の１：８０．０００アドレナリンベースの局所麻酔剤を使用し、制御かつ時間制限された血管収縮を誘発した。

（材料および方法）
生体外：
高コントラストＲＢＣ撮像が実際に透過フィルタリング効果であるという最初の仮定を研究するため、ヒトのＲＢＣの一連の画像を、赤色、緑色、および青色の波長で反射と透過の両方の照明シナリオで獲得し、得られた画像を比較した。ボランティアからの新鮮なヒトのヘパリン化血を同量の無菌の通常の食塩水で希釈して、浸透による細胞損傷を回避した。「Ｓｐｅｃｔｒａ ｍａｓｔｅｒ」光源（Ｐｅｒｋｉｎ Ｅｌｍｅｒ ＬＳＲ、Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ、ＵＫ）からの単色光の赤色、緑色、および青色の落射照明（青色４３６ｎｍ、緑色５１８ｎｍ、赤色６００ｎｍ）の透過（２０倍／０．８０油、６０倍／１．４０油、１００倍／１．３０油）で薄層血液塗抹標本を見た（Ｏｌｙｍｐｕｓ ＢＸ６０顕微鏡、Ｏｌｙｍｐｕｓ ＵＫ、Ｌｏｎｄｏｎ、ＵＫ）。再構成により、同じ機器を使用するが、血液塗抹標本を５０％の白色（反射）および５０％の艶消し黒（無反射）表面のスライドを使用して再作成し、反射撮像が可能になった。血液試料のグレースケール（２５６ Ｈｏｕｎｄｓｆｉｅｌｄ ｎｕｍｂｅｒ−重みなしの線形変換）とカラー画像の両方が得られた。前者を一定パラメータの単色Ｃｏｈｕカメラ（４９１２ＣＣＤカメラ、Ｃｏｈｕ、Ｉｎｃ．Ｓａｎ Ｄｉｅｇｏ、ＵＳＡ）を使用して記録し、後者をＮｉｋｏｎデジタルカメラ（Ｃｏｏｌｐｉｘ５０００、Ｎｉｋｏｎ、Ｊａｐａｎ）を使用して記録した。

透過と反射の両方の撮像モードで、背景波長に対するＲＢＣの外観のグレースケールの差が、Ｌｕｃｉｄａ４．０ソフトウェア（Ｌｕｃｉｄａ Ａｎａｌｙｓｅ４．０、Ｋｉｎｅｔｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｎｏｔｔｉｎｇｈａｍ、ＵＫ）を使用して、ＲＢＣを表す１０の領域および背景を表す１０の領域の相対グレーレベルのトレーシングおよび比較によって数学的に推定された。この相対データにより、使用した波長ごとに導入されたエネルギの変化が考慮された。

生体内：
この研究の生体内部分は、二重共焦点および落射照明の接触マイクロ内視鏡機器による口腔粘膜下血管構造の撮像に関する（図１を参照）。本質的に、剛体の光学台構成要素は、４５度に角度付けられた表面の反射鏡を使用して単一平面接合部を通る光軸の位置合わせを維持する、ホプキンスパターンのコルポヒステロスコープ（Ｋａｒｌ Ｓｔｏｒｚ ＵＫ）を支持する３部関節式フレームに構成された。最終アームの軸方向回転機能により、内視鏡の斜面がヒトの口腔組織と快適に接触することができるようになった。長波長透過ダイクロイックミラーが、４８８ｎｍの青色照明を、Ｙｏｋｏｇａｗａ共焦点ヘッドを通過する単色ＣＣＤによって検出された励起蛍光および（５４０＋／−５ｎｍの帯域透過フィルタ（Ｋｎｉｇｈｔ Ｏｐｔｉｃａｌ、Ｈａｒｒｉｅｔｓｈａｍ、ＵＫ）反射画像から分離した。Ｙｏｋｏｇａｗａ共焦点ヘッドは、落射照明モードでＮＤフィルタとして働き、共局在化光断面の蛍光撮像に不可欠であった。

９人の医学的に適合するボランティアが、５４０ｎｍの落射照明源を使用する機器で下方口唇粘膜の最初のリアルタイムの撮像を受けた。撮像された粘膜の領域の輪郭が外科用皮膚マーカーで描かれ、従来の２７ゲージの歯科用注射器で周知の量（＜０．５ｍｌ）の皮下Ｘｙｌｏｔｏｘ（２％リドカインおよび１：８０，０００アドレナリン）（Ｄｅｎｔｓｐｌｙ Ｌｔｄ、Ｓｕｒｒｅｙ、ＵＫ）の共局在投与後に５、１０、１５、３０、および６０分の設定時間間隔で同じ局所粘膜を見ることができるようにした。

グリセロールカップリングを使用して、接触機器と口唇粘膜の光学的一体化を維持した。注射された境界が描かれた表面領域内の機器の動きが、血管組織構造および注射前と後の変化の調査を可能にするリアルタイムのビデオ撮像として認められた。４９１２ＣＣＤカメラでデータが収集され、ＡＱＭ６ソフトウェア（ＡＱＭ６、Ｋｉｎｅｔｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｎｏｔｔｉｎｇｈａｍ、ＵＫ）を使用して記録された。血管の変化に関して、注入流体体積に与える可能性がある影響を検査するため、１人のボランティアについて同一体積の普通の食塩水の注入後に撮像が繰り返された。評価のために各時点および各ボランティアに１０秒（２４０フレーム）のビデオごとに２つの静止フレームが選択された。

画像分析（Ｌｕｃｉｄａ Ａｎａｌｙｓｅ ４．０、Ｋｉｎｅｔｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｎｏｔｔｉｎｇｈａｍ、ＵＫ）により、開存していた血管領域をトレーシングし、各フレームのパターンと血管組織の占有率の両方を記録することによって、各画像の血管含有率の計算が可能になった。ボランティアごとの時点による平均血管分布が記録され図で示された。さらに、リアルタイムの撮像の使用によって、各ビデオシーケンスを再検討し、第２の構成分子につき２４フレームに分解することができた。

一定のフレームサイズ表示により、フレームごとに移動した距離を流量に置換することができ、対象の間および時間の経過で比較することができるようになった（図２を参照）。

（結果）
生体外：透過撮像
予想されたように、透過では、ＲＢＣ内のヘモグロビンが比較的短い照明波長を吸収し、単色撮像で比較的暗い細胞が生成されたが、比較的長い波長ではコントラストが低減され、背景に近づいた。細胞膜のリン脂質二分子膜の光学的効果のみで、赤色の照明で血球の輪郭が描かれた（図３）。

グレースケール画像は、全体で２５６グレーレベル、黒から白色へ０〜２５５、への不偏の変換、および単一Ｃｏｈｕカメラ設定（非オートゲイン）による画像を使用し、比較可能性を確保した。背景および細胞透過からのグレーレベルの平均の差により、比較的長い波長では同様のコントラストが示されたが、選択された最長波長ではあまりコントラストが見られなかった（表１）。波長ごとの異なるエネルギを考慮するため、抽出した最も暗い（最低グレースケールレベル）領域（０．９４７３６＝Ｄａｒｋ ｉｎ Ｂｌｕｅ／Ｄａｒｋ ｉｎ Ｇｒｅｅｎ：１．３１４１１＝Ｄａｒｋ−Ｂｌｕｅ／Ｄａｒｋ−Ｒｅｄ）の比較によって、細胞と背景のグレーレベルの差を青色の波長のエネルギに基準化し、検出器のエネルギが照明波長と共に明らかに変化するにも関わらず、同一の吸収パターンが示された（表１）。

表１：ＲＢＣは赤色よりも青色および緑色の落射照明で比較的暗くなった。背景に対するＲＢＣ含量（Ｈｂ）のコントラストは赤色の波長ではかなり低い。値は平均強度のグレーレベルに関連し、細胞と背景の値の比較は生データとして、かつ青色の照明への基準化として与えられ、様々な波長から検出器に到達するエネルギの変動を示す。

（反射型撮像構成）
半反射／半吸収スライド面上の反射で撮像した場合、比較的短い照明波長での同じ赤色細胞の吸収パターンが白色反射背景に対して示された（図４）。細胞と背景の両方が一貫して黒色（Ｈｏｕｎｓｆｉｌｅｄ値２５未満）であったことは、より深部の表面および組織の反射、したがって、細胞透照（trans-illumination）効果がＷａｔｓｏｎ他（２００２）（８）からのオリジナルの生体内反射撮像を明らかにしたことを示す。細胞の輪郭は、１００倍／ｌ．３ｎａの対物レンズを使用してかろうじて見えた。これは、特に生体内の内視鏡装置に含まれる低い倍率および開口数のシステムでは、細胞膜からの内部反射機構がいずれも非常に小さいことを示唆する。透照効果が、細胞を通る軸上の直接反射した光、または深部反射面から検出器に戻る細胞を斜めに通る反射した光からの２つの透過であるかどうかが依然として不明である。表２で示したように、波長による平均の背景と細胞のグレーレベルの比較では、より長い波長でコントラストが失われ、より短い波長ではコントラストが同様であることが示された。パターンは、前に透過モードで使用した基準化形式（０．６９７６８＝Ｄａｒｋ−Ｂｌｕｅ／Ｄａｒｋ−Ｇｒｅｅｎ：０．７０３０４＝Ｄａｒｋ−Ｂｌｕｅ／Ｄａｒｋ−Ｒｅｄ）で保持された（表２）。背景に対する細胞の輪郭、したがってコントラストが全く識別できなかった。

表２：ＲＢＣの背景に対するコントラストが、比較的短い波長を使用した明るい表面に対する反射撮像で維持された。反射赤色光の透過が、青色光エネルギレベルに補正した場合でも、平均強度のグレーレベルの差を大幅に低減した。

（生体内内視鏡の発見）
生体内では血管内のＲＢＣ循環が黒点として表され、局所血管パターンをはっきり画定した。局所麻酔注射前の口唇粘膜の撮像は、はっきり画定されたより大きい径の深部栄養血管の混合であり、戻る流れのために端部に遠位ループを形成してねじりを増加するさらに浅い毛細血管につながるところを示した（図５）。頬側および舌下の粘膜を撮像した場合に同様のパターンが示された。しかし、角化粘膜では、付着した歯肉および硬口蓋を特徴とする、毛細血管ループの針状先端部だけが見え、おそらく針状先端部が上皮網突起の間に隆起しているところが見えた。舌の背側の乳頭では、粘膜片内に隆起する弓状栄養血管からのねじれた毛細血管である、第３の血管パターンが示された。

血管収縮後の撮像は毛細血管および大きい血管パターンのはっきりした変化を示した（図６）。予想されたように、可逆のアドレナリン血管収縮効果が局所麻酔に暴露した後に示された。興味深いことには、より深部の（筋肉壁の）細動脈血管が大部分の毛細血管ループと共に閉塞し、残りの幾つかが開存したままであったが、おそらく組織への栄養のベースラインを提供するものである。

注射前とそれぞれ注射後の全ての被験者についての画像フレーム血管分布の平均の変化が図７に示されており、全てのボランティアおよびコントロールされた被験者に対して等しい量の生理食塩水だけが注射された。画像フレームの血管占有率の平均低下は、コントロールデータでの１７．６３％の低下に対して、局所が導入された場合はベースラインレベルの約６２．２％であった。コントロールの５分目と１０分目の間の早期回復で血管レベルが正常なレベル付近に戻るが、アクティブグループでは血管供給の抑制が維持され、３０分目と６０分目の間で正常に上昇する。基準化データの対応のないｔ−検定は、血管分布の変動がＬＡ被験者とコントロールの間でかなり差があることを示す。コントロール血管分布の小さい初期の低下は、おそらく、唇組織が比較的弛緩していても、２７ゲージの針の挿入によってもたらされる真皮の外傷および緊張によるものである。

リアルタイム撮像は、毛細血管弧内のＲＢＣの流れを示し、全てのボランティアの全ての時点に関するデータが収集され、流量を表すものとしてフレーム当たりの（１／２４秒）移動距離として図に描かれた（図８）。蓄積平均流速データは、開存したままの毛細血管内の流れのわずかな上昇の（統計的に小さい（対応のないｔ−検定））傾向を示し、ベースライン組織支持のためのカテコールアミン不感性血管の局所の存在を示唆した。

（論述）
我々の結果は、反射構成に関係なく、透過撮像効果がこの技法に関係し、ＲＢＣが照明システムの透過フィルタとして働くことを示す。照明エネルギはより深部の組織平面および界面によって反射され、長い可視波長だけが重ねられたヘモグロビン色素を透過することができる。撮像は、かなりの赤色の筋肉を含むほど十分深くなかったが、筋肉のミオグロビン色素は十分に透照された場合と同じ効果をもたらすことができる。この同じ効果が、指先を通過する赤色および赤外線の波長の部分吸収を使用して、酸化ヘモグロビンの赤色ずれに基づく患者の酸素飽和度を測定する、パルス酸素濃度計に使用される（３４）。

Ｙａｏ他が胃で発見したように、撮像パターンで口腔粘膜中の異なる毛細血管／小さい血管パターンが確認された（１３）。また、毛細血管網が全く存在しないため、平滑筋の壁で囲まれた細動脈の画像から、予想された主な収縮および損失、血流の主な調節物が全く見られなかった。アドレナリン作動性血管収縮効果の作図により、アドレナリンを含む局所麻酔によって約４５分間にわたり比較的無血管野が獲得されるが、鎮痛薬効果はさらに２時間持続するという外科的合意が確認された。

細動脈の閉塞に関わらず、全うっ血が観察されなかったことは、最小限の流量維持が、関係する組織中に維持されたことを示す。不連続な撮像は、流れの傾向しか示すことができない。麻酔下の調整で、長期にわたる特定の毛細血管床の絶対値、逆流、および短絡化を確認することができる。内視鏡が遠位の光学系を提供するので、最小限の外科的アクセス技法により、最小限の組織傷害で、このタイプの機器を器官の血流評価実験に適合させることもできるようになる（３３）。

Ｆｕｋｕｉ他（２００６）は、胃腫瘍の微小血管のアドレナリン刺激に応答する正常な粘膜の微小循環と異なる動きを示し、口腔、通常は扁平上皮細胞の癌腫脈管構造の動きをさらに検査する大きな弾みを提供した（２０）。

Ｏｔｓｕｋａ他およびＳｕｇａｎｏ他（２００４）、ならびにＯｈａｓｈｉ他（２００５）は、早期胃病変の構造を血管構造と相関させることができ、組織の生検をせずに病変の縁を画定することができることを発見し、血管撮像を補足するための顕微鏡評価の価値を報告している。これらの結果は、胃病変の早期検出および鑑別の可能性を約束するものである（４；１７；１８）。

伝統的に、大抵の口腔病変の診断は、臨床徴候、および症状、ならびに病理組織学的特徴に基づくものであり、外科的処置（生検）を必要とする。血管腫、血腫、およびカポジ肉腫など血管病変の場合、生検は、術後のかなりの出血および感染の危険性を含む。その場合は大抵、特に免疫無防備状態の患者では、生検は、出血および外科医師への交差感染のさらなる危険をもたらし、それは可能であれば回避すべきであるが、診断は主に臨床知識およびこの場合だけの経験に基づくものである。したがって、非侵襲的診断技法および機器の開発は、血管病変だけの診断に大きな利益をもたらし、未来の非外科的な腫瘍の特性指摘に貢献することができる。

血管病変の場合は、それぞれ解剖学的構造領域の従来の血管パターンの先天性または悪性の変化が各病変の性質によって生じる。Ｈｂのコントラスト効果を使用して、非侵襲的であり、事前の標識付けまたは他の準備が全て不要の、血管病変部のリアルタイムの生体内画像を提供する機器の開発は、血管病変、腫瘍の血管新生、ならびに治療への反応の診断に大きな利益をもたらすことができる。

この機器の適用では、共焦点円板顕微鏡は、非共焦点撮像パスのＮＤフィルタとして働く以外に直接の働きをしなかった。

しかし、機器の設計は共焦点機器の完全性を損なわず、局所フルオレセインの助けで、唇の重なる上皮の４８８ｎｍの表面蛍光共焦点撮像も１人のボランティアで行われ、機器が、ほぼ同時の撮像によって、下にある血管構造と上に重なる口唇上皮（本質的癌が由来）の両方の撮像を行うことができることを示した。２つのシステムが同時に行われた場合は互いに無効になることが前に示されたが（８）、外科的インターベンションが不要の、ほぼ同時の表面および表面下の血管組織の検査のための機構が提供される（１１）（図９）。

生検は、上部気道消化管病変の診断における臨床検査を依然として現在も代表的に補完するものである。脱落細胞検査法および生体染色技法は高い無病誤診率を有する（３５、３６）。Ｕｐｉｌｅ他は、メチレンブルー化学内視鏡による口腔粘膜検査で、頬粘膜を伸長して、一様な核の配置を明らかにし、領域の変化の報告／測量におけるリアルタイムの動的撮像および臨床の切除端のより良好な局在化の利点を挙げた。上皮内異形成および癌腫は、口腔癌の発生の従来の先触れであるが、癌腫は、おそらく変化の速度により、臨床的に形成異常特性が認められずに発生することが多い（３７）。血管パターン撮像は、領域の変化を良好に検出し、より適時に細胞検査およびインターベンションを行うことができるようにする。上皮細胞の自然の基底から離れる（ab-basal）移動は、マイクロ内視鏡および断面撮像が下の上皮病理の検出および描画に重要な共同の役割を有することを示唆する（３７）。

（実施例２）
皮膚の真下の毛細血管構造の直接撮像を可能にし、この毛細血管構造中の正確な血液酸素測定値を前例のない横方向分解能でマッピングするハンドヘルドデバイス。このデバイスは、固体内視鏡を介した皮膚の白色光照明の脂肪層による反射およびスペクトル分析に基づくものである。固体管によって収集された光が、慎重に選択されたダイクロイックフィルタによって３つの異なる段階に分離されてから、３つの異なるＣＣＤカメラに合焦され撮像される。

第１のフィルタリング段（図１０のＤ１）で、（次のフィルタリング段に進む）比較的長い波長からの反射光の緑色および黄色成分に分離される。この緑色−黄色光は強いヘモグロビン吸収の最高点に相当し、皮膚と脂肪組織の間の毛細血管構造を直接撮像できるようにする。

第２段（図１０のＤ２）で残りの光が赤色と赤外線の成分に分離され、次いでそれぞれの波長に最適化された別々のＣＣＤカメラに個々に撮像される。次いで、この２つの信号の割合がパルス酸素測定法と同様の方法で計算されて、血液酸素含量の測定値が瞬時に得られる。

この方法によって、皮膚下に存在する血管の２つの異なるマップを得ることができるようになる。第１のマップは個々の毛細血管の直接の位置を示し、第２のマップは各毛細血管に沿った酸素測定値の読み取りを提供する。現在の最新のＣＣＤカメラの第１のデータ獲得により、各マップを前例のない光学分解能でリアルタイムで得ることができるようになる。各画像画素の非常に高速のコンピュータでのさらなるリアルタイムの後処理により、現在のパルス酸素測定アルゴリズムを適用し、画像中の各位置の非常に正確な酸素濃度測定値を得ることができるようになる。病院環境でデバイスの快適な操作を確保するには、光およびコンパクトな設計が必要である。これは、短い金属リンカーによって支持される正確な光学系と小型形態ファクタのケージアセンブリの正確な組合せで達成される。我々の設計では、各フィルタリング段がリンカーキューブに埋め込まれ、正しい選択のダイクロイックフィルタと帯域透過フィルタを含む。この構成では、各ＣＣＤカメラが互いに９０度に、かつデバイスの軸から１インチ未満に位置付けられる。一体型光ファイバ光送出系を含む市販の固体内視鏡がデバイスの主な光軸に沿ってデバイスの前部に直接取り付けられる。この構成により、光源を遠隔に配置することができるようになり、快適な使用のためにできる限り軽量にすることができる。処理および表示に必要な光源およびコンピュータは遠隔に配置され、ＣＣＤカメラ制御ワイヤと共に光ファイバだけがデバイスに取り付けられる。

Ｊｔ 接合されたフレーム
Ｅ ホプキンスパターンのコルポヒステロスコープ
Ｍｉ 表面の反射鏡
Ｓ ヒト組織
Ｏ 適応光学系
Ｄｉ 長波長透過ダイクロイック
Ｌ 複数波長照明源
ＩＬ 照明ビーム
Ｍ１ 落射照明ビームを試料と位置合わせするためのデバイス
Ｓ 検体組織
Ｒｅｆ 反射／透過の組合せ信号
Ｄ１ ダイクロイック１−緑色／黄色を選択
Ｇ Ｄｅｔ 緑色選択検出器
Ｄ２ ダイクロイック２ 可視赤色を選択
Ｒ Ｄｅｔ 可視赤色選択検出器
ＩＲ Ｄｅｔ 赤外線選択検出器。

Claims (24)

1. 器官または組織の脈管構造を撮像し、前記脈管構造中の血液酸素測定値をマッピングするための撮像装置であって、
   前記器官または組織を照明するための光源と、
   ハウジング内に取り付けられて、前記照明された器官または組織から光を収集するレンズと、
   緑色の波長を前記光から分離させる第１の光学フィルタと、
   前記光の赤外線の波長から前記光の赤色の波長を分離させ、または前記光の青色の波長から前記光の赤色の波長を分離させる第２の光学フィルタと、
   それぞれ前記収集した光の前記緑色の波長、前記赤色の波長、および前記赤外線の波長を撮像するための、またはそれぞれ前記収集した光の前記緑色の波長、前記赤色の波長、および前記青色の波長を撮像するための画像捕捉デバイスとを備え、
   前記装置がマッピングすべき前記脈管構造の血液酸素測定を可能にする撮像装置。
2. 器官または組織の毛細血管を撮像するための、請求項１に記載の撮像装置。
3. 前記緑色、赤色、および赤外線の画像、または前記緑色、赤色、および青色の画像が同時に測定される、請求項１または２に記載の撮像装置。
4. 前記光源が少なくとも緑色、赤色、および青色の光を放射する、請求項１〜３のいずれか１項に記載の撮像装置。
5. 前記光源が赤外光を放射しない、請求項４に記載の撮像装置。
6. 前記装置を較正して、前記画像を各画像の対応する点と位置合わせされるように重ねて、酸素濃度を計算し、その酸素濃度値を前記脈管構造の特定の点に割り当てることができるようにする、請求項１〜５のいずれか１項に記載の装置。
7. 第３の光学フィルタをさらに備える、請求項１〜６のいずれか１項に記載の撮像装置。
8. 前記フィルタがダイクロイックフィルタである、請求項１〜７のいずれか１項に記載の撮像装置。
9. 前記画像捕捉デバイスがＣＣＤカメラである、請求項１〜８のいずれか１項に記載の撮像装置。
10. 前記画像捕捉デバイスがコンピュータに接続され、前記赤色および赤外線の画像を使用して前記脈管構造の酸素濃度を計算する、請求項１〜４，６〜９のいずれか１項に記載の撮像装置。
11. ハウジング内に取り付けられる前記レンズが内視鏡である、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の撮像装置。
12. 前記光源が前記内視鏡を介して前記組織または器官を照明する、請求項１１に記載の撮像装置。
13. 前記光源が前記レンズおよび前記器官または組織から距離を置いて配置され、光が光ガイドによって前記器官または組織に伝送される、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の撮像装置。
14. 前記光ガイドが前記内視鏡内に配置される、請求項１１に依存する場合の請求項１３に記載の撮像装置。
15. 器官または組織の脈管構造を撮像し、前記脈管構造中の血液酸素測定値をマッピングするための撮像装置の作動方法であって、
    光源が光を放射する工程、
    レンズが、前記器官または組織からの光を収集する工程、
    光学フィルタが、前記光の緑色、赤色、および赤外線の波長を分離し、または前記光の緑色、赤色、および青色の波長を分離する工程、
    画像捕捉デバイスが、それぞれ前記光の緑色、赤色、および赤外線の波長を撮像し、またはそれぞれ前記光の緑色、赤色、および青色の波長を撮像する工程、および
    コンピュータが、前記赤色および赤外線の画像、または赤色および青色の画像を使用して、前記脈管構造の酸素濃度を計算する工程を含む、方法。
16. 前記画像捕捉デバイスが、前記緑色、赤色、および赤外線の画像、または前記緑色、赤色、および青色の画像を同時に測定する、請求項１５に記載の方法。
17. 前記光源が少なくとも緑色、赤色、および青色の光を放射する、請求項１５または１６に記載の方法。
18. 前記光源が赤外光を放射しない、請求項１５から１７のいずれか１項に記載の方法。
19. 前記コンピュータが、前記赤色と赤外線の画像の比率、または前記赤色と青色の画像の比率を計算して、前記脈管構造の酸素濃度を決定する、請求項１５から１８のいずれか一項に記載の方法。
20. 前記コンピュータが、前記撮像プロセスを較正して、前記画像を各画像の対応する点に位置合わせされるように重ねて、前記酸素濃度を計算し、その酸素濃度値を前記脈管構造の特定の点に割り当てることができるようにするステップをさらに含む、請求項１５から１９のいずれか一項に記載の方法。
21. ＣＣＤカメラが、前記光の前記緑色、赤色、および赤外線の波長、または前記光の前記緑色、赤色、および青色の波長を撮像する、請求項１５から２０のいずれか１項に記載の方法。
22. 内視鏡が前記光を収集する、請求項１５から２１のいずれか１項に記載の方法。
23. 前記内視鏡が前記光源を有する、請求項２２に記載の方法。
24. 脈管構造の研究に使用される、請求項１から１４のいずれか１項に記載の撮像装置。

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