JP2003010188A - 生体光計測装置 - Google Patents
生体光計測装置Info
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- 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
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Abstract
(57)【要約】
【課題】計測結果からノイズ成分を自動的に除去し、信
頼性の高い計測結果を速やかに取得し、また表示するこ
とが可能である生体光計測装置を提供する。 【解決手段】生体光計測装置は、被検体に光を照射し、
被検体を透過した光を検出することによって得られた光
信号を処理して、被検体の所定の領域における生体変化
を表示するに際し、時間軸に沿って得られる光信号か
ら、所定の時間長さの区間の光信号を抽出し、複数の区
間データを作成し、これら抽出した区間データを加算平
均処理し、所定の時間長さの区間データを作成する。こ
の加算平均処理に先立って、信号の微分値からノイズ成
分を含む信号を特定し、その信号を含む区間データを加
算平均処理から除外する。
頼性の高い計測結果を速やかに取得し、また表示するこ
とが可能である生体光計測装置を提供する。 【解決手段】生体光計測装置は、被検体に光を照射し、
被検体を透過した光を検出することによって得られた光
信号を処理して、被検体の所定の領域における生体変化
を表示するに際し、時間軸に沿って得られる光信号か
ら、所定の時間長さの区間の光信号を抽出し、複数の区
間データを作成し、これら抽出した区間データを加算平
均処理し、所定の時間長さの区間データを作成する。こ
の加算平均処理に先立って、信号の微分値からノイズ成
分を含む信号を特定し、その信号を含む区間データを加
算平均処理から除外する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、生体光計測装置
に関し、特にその信号処理に関する。
に関し、特にその信号処理に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体光計測装置は、所定の波長の光を生
体に照射し、生体を透過した光の光量の変化を計測する
ことにより、生体内部の血液循環、血行動態、ヘモグロ
ビン変化等の情報を得るものであり、特に、複数の光照
射部と受光部とを配置して、比較的広い範囲の血流情報
をトポグラフィとして得るようにした生体光計測装置
は、例えばてんかん発作の局所焦点同定など脳の機能の
研究や臨床への応用が期待されている。
体に照射し、生体を透過した光の光量の変化を計測する
ことにより、生体内部の血液循環、血行動態、ヘモグロ
ビン変化等の情報を得るものであり、特に、複数の光照
射部と受光部とを配置して、比較的広い範囲の血流情報
をトポグラフィとして得るようにした生体光計測装置
は、例えばてんかん発作の局所焦点同定など脳の機能の
研究や臨床への応用が期待されている。
【０００３】その一つの応用として、近赤外線脳血流マ
ッピング法と呼ばれる方法により、運動・言語課題推敲
時の脳内ヘモグロビン変化が報告されている（CLINICAL
NUEROSCHENCE Vol.17,No.11,1999-11）。この方法で
は、脳内ヘモグロビン変化を捉えるために、各課題を複
数回試行し、加算平均を算出している。これは、運動・
言語課題などの生理的刺激で得られる脳内ヘモグロビン
変化が高々５％程度しかないためである。
ッピング法と呼ばれる方法により、運動・言語課題推敲
時の脳内ヘモグロビン変化が報告されている（CLINICAL
NUEROSCHENCE Vol.17,No.11,1999-11）。この方法で
は、脳内ヘモグロビン変化を捉えるために、各課題を複
数回試行し、加算平均を算出している。これは、運動・
言語課題などの生理的刺激で得られる脳内ヘモグロビン
変化が高々５％程度しかないためである。
【０００４】このように生体光計測で計測するヘモグロ
ビン変化量は数％のオーダーであるのに対し、体動等に
よって生じる光信号の変化量は50％以上に達し、スパイ
ク的なノイズとして計測すべき光信号に重畳されて計測
される。このようなスパイク状のノイズは、単独の計測
データにおいては、急峻なピークとなって現れるため、
目視によって見分けることは可能であるが、前述のよう
に加算平均によってヘモグロビン量を求める場合には、
ピーク値が平均化されて計測データに重畳されるため、
計測データと見分けにくく、正確な診断の妨げとなって
いた。
ビン変化量は数％のオーダーであるのに対し、体動等に
よって生じる光信号の変化量は50％以上に達し、スパイ
ク的なノイズとして計測すべき光信号に重畳されて計測
される。このようなスパイク状のノイズは、単独の計測
データにおいては、急峻なピークとなって現れるため、
目視によって見分けることは可能であるが、前述のよう
に加算平均によってヘモグロビン量を求める場合には、
ピーク値が平均化されて計測データに重畳されるため、
計測データと見分けにくく、正確な診断の妨げとなって
いた。
【０００５】従来、一般に生体光計測においてノイズが
混入したデータを処理するためには、計測データから目
視によってノイズを認識し、加算平均ヘモグロビン結果
から除去する以外に方法がなかったが、このような作業
は、データ表示のリアルタイム性を著しく阻害し、また
スパイク状ノイズについては、前述の理由から目視によ
っても除去することが困難であった。
混入したデータを処理するためには、計測データから目
視によってノイズを認識し、加算平均ヘモグロビン結果
から除去する以外に方法がなかったが、このような作業
は、データ表示のリアルタイム性を著しく阻害し、また
スパイク状ノイズについては、前述の理由から目視によ
っても除去することが困難であった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】そこで本発明は、ノイ
ズ成分の特性を把握し、その特性によってノイズ成分を
認識し、求めようとする計測結果からノイズ成分を自動
的に除去することが可能な生体光計測装置を提供するこ
とを目的とする。また本発明は、信頼性の高い計測結果
を速やかに取得し、また表示することが可能であり、こ
れによって診断や研究に有用な情報を提供することがで
きる生体光計測装置を提供することを目的とする。
ズ成分の特性を把握し、その特性によってノイズ成分を
認識し、求めようとする計測結果からノイズ成分を自動
的に除去することが可能な生体光計測装置を提供するこ
とを目的とする。また本発明は、信頼性の高い計測結果
を速やかに取得し、また表示することが可能であり、こ
れによって診断や研究に有用な情報を提供することがで
きる生体光計測装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の生体光計測装置は、被検体に所定の波長の光を照射
する発光部と、前記光の照射を受けて前記被検体を通過
する光を検出する光検出部と、前記光検出部で検出した
光信号を解析し、前記被検体における血流等の生体情報
を作成する信号処理部とを備えた生体光計測装置におい
て、前記信号処理部は、検出した光信号に混入するノイ
ズ成分を検出する手段および光信号からノイズ成分を除
去する手段を備えたことを特徴とする。
明の生体光計測装置は、被検体に所定の波長の光を照射
する発光部と、前記光の照射を受けて前記被検体を通過
する光を検出する光検出部と、前記光検出部で検出した
光信号を解析し、前記被検体における血流等の生体情報
を作成する信号処理部とを備えた生体光計測装置におい
て、前記信号処理部は、検出した光信号に混入するノイ
ズ成分を検出する手段および光信号からノイズ成分を除
去する手段を備えたことを特徴とする。
【０００８】本発明の生体光計測装置は、信号処理部に
ノイズ成分の有無を検出するとともに測定した光信号か
らノイズ成分を含む信号を除去する手段を備えたことに
より、従来目視によって行われた作業を自動化し、速や
かに正確な計測結果を表示することができる。
ノイズ成分の有無を検出するとともに測定した光信号か
らノイズ成分を含む信号を除去する手段を備えたことに
より、従来目視によって行われた作業を自動化し、速や
かに正確な計測結果を表示することができる。
【０００９】本発明の生体光計測装置において、ノイズ
成分の検出は、時系列的に得られる光信号についてその
微分値を求め、微分値が所定の閾値以上であるときにノ
イズと判断することにより行うことができる。このよう
に微分値で判定することにより、体動等によって混入す
るスパイク状ノイズを効果的に検出することができ、ス
パイク状ノイズによる影響を排除することができる。
成分の検出は、時系列的に得られる光信号についてその
微分値を求め、微分値が所定の閾値以上であるときにノ
イズと判断することにより行うことができる。このよう
に微分値で判定することにより、体動等によって混入す
るスパイク状ノイズを効果的に検出することができ、ス
パイク状ノイズによる影響を排除することができる。
【００１０】また本発明の生体光計測装置において、信
号処理部は、時間軸に沿って得られる光信号から、所定
の時間長さの区間の光信号を抽出し、複数の区間データ
を作成する手段と、抽出した区間データのうちノイズ成
分を含む区間データを検出・除去する手段と、前記複数
の区間データのうち除去されなかった区間データを用い
て加算平均処理し、所定の時間長さの区間データを作成
する手段とを含む。
号処理部は、時間軸に沿って得られる光信号から、所定
の時間長さの区間の光信号を抽出し、複数の区間データ
を作成する手段と、抽出した区間データのうちノイズ成
分を含む区間データを検出・除去する手段と、前記複数
の区間データのうち除去されなかった区間データを用い
て加算平均処理し、所定の時間長さの区間データを作成
する手段とを含む。
【００１１】ノイズ成分が埋没しやすい加算処理による
計測データについて、予めノイズ成分を検出し、そのノ
イズ成分を含む加算処理対象データを除去することによ
り、加算処理の信頼性を向上し、正確な計測データを得
ることができる。
計測データについて、予めノイズ成分を検出し、そのノ
イズ成分を含む加算処理対象データを除去することによ
り、加算処理の信頼性を向上し、正確な計測データを得
ることができる。
【００１２】
【発明の実施の形態】以下、本発明の生体光計測装置
を、所定の領域におけるヘモグロビン量変化を画像とし
て表示する光トポグラフィ装置に適用した実施形態に基
づき説明する。この光トポグラフィ装置は、被検体に脳
活動を伴う運動・言語などの課題（以下、タスクとい
う）を課した場合の脳内ヘモグロビン変化（酸素化ヘモ
グロビン濃度変化、脱酸素化ヘモグロビン濃度変化、全
ヘモグロビン濃度変化）を計測し、計測位置毎の変化と
して表示する機能を有している。
を、所定の領域におけるヘモグロビン量変化を画像とし
て表示する光トポグラフィ装置に適用した実施形態に基
づき説明する。この光トポグラフィ装置は、被検体に脳
活動を伴う運動・言語などの課題（以下、タスクとい
う）を課した場合の脳内ヘモグロビン変化（酸素化ヘモ
グロビン濃度変化、脱酸素化ヘモグロビン濃度変化、全
ヘモグロビン濃度変化）を計測し、計測位置毎の変化と
して表示する機能を有している。
【００１３】図１は、本発明が適用される光トポグラフ
ィ装置の全体構成を示す図で、この装置は、図示するよ
うに、被検体100の所定の領域に光を照射するとともに
当該領域を透過した光を複数の検出位置毎に検出し、位
置情報を含む生体情報を光信号として取り出す光照射・
検出部101と、検出した光信号を処理して、ヘモグロビ
ン変化量等の情報を数値やトポグラフィとして表示する
ための信号処理部101とを備えている。
ィ装置の全体構成を示す図で、この装置は、図示するよ
うに、被検体100の所定の領域に光を照射するとともに
当該領域を透過した光を複数の検出位置毎に検出し、位
置情報を含む生体情報を光信号として取り出す光照射・
検出部101と、検出した光信号を処理して、ヘモグロビ
ン変化量等の情報を数値やトポグラフィとして表示する
ための信号処理部101とを備えている。
【００１４】光照射・検出部101は、さらに、所定波長
の光、具体的には近赤外光を発生する光照射部102と、
被検体100を透過した光を検出し、電気信号に変換する
光検出部10５と、光照射部102及び光検出部105に連結さ
れた光ファイバ103と、光ファイバ103の先端を所定の配
列で支持し、被検体100に接触させるためのプローブ104
と、光検出部10５からの電気信号をロックイン検出する
ロックインアンプ106と、ロックインアンプ106の出力を
増幅する連続可変アンプ107と、Ａ/Ｄ変換器とを備えて
いる。光検出器105としては、フォトダイオード、特に
高感度な光計測が実現できるアバランシェフォトダイオ
ードを用いることが好ましい。
の光、具体的には近赤外光を発生する光照射部102と、
被検体100を透過した光を検出し、電気信号に変換する
光検出部10５と、光照射部102及び光検出部105に連結さ
れた光ファイバ103と、光ファイバ103の先端を所定の配
列で支持し、被検体100に接触させるためのプローブ104
と、光検出部10５からの電気信号をロックイン検出する
ロックインアンプ106と、ロックインアンプ106の出力を
増幅する連続可変アンプ107と、Ａ/Ｄ変換器とを備えて
いる。光検出器105としては、フォトダイオード、特に
高感度な光計測が実現できるアバランシェフォトダイオ
ードを用いることが好ましい。
【００１５】図では照射光ファイバ103及び検出光ファ
イバ103は、1本のみを示しているが、実際にはそれぞれ
複数本からなり、その先端が互いに交互にプローブ104
の格子点に配置されている。この光ファイバの数に対応
して、光照射部102は、複数の周波数で変調された光を
発生する。またロックインアンプ106は、これら複数の
変調周波数を参照周波数として、照射位置および波長に
対応した変調信号を選択的に検出する。これによって各
計測位置（照射光ファイバ先端と検出光ファイバ先端と
の間の位置）毎の光信号を検出することができる。
イバ103は、1本のみを示しているが、実際にはそれぞれ
複数本からなり、その先端が互いに交互にプローブ104
の格子点に配置されている。この光ファイバの数に対応
して、光照射部102は、複数の周波数で変調された光を
発生する。またロックインアンプ106は、これら複数の
変調周波数を参照周波数として、照射位置および波長に
対応した変調信号を選択的に検出する。これによって各
計測位置（照射光ファイバ先端と検出光ファイバ先端と
の間の位置）毎の光信号を検出することができる。
【００１６】連続可変アンプ107は、各チャンネルから
の信号レベルをそろえるために設けられる。また図示し
ていないが、信号レベルをそろえた後の信号は、各チャ
ンネルごとに時間積分した後、サンプルホールド回路で
保持した後、Ａ/Ｄ変換器に送出される。
の信号レベルをそろえるために設けられる。また図示し
ていないが、信号レベルをそろえた後の信号は、各チャ
ンネルごとに時間積分した後、サンプルホールド回路で
保持した後、Ａ/Ｄ変換器に送出される。
【００１７】信号処理部108は、光照射・検出部101から
送られるデジタル信号を一時的に記憶するメモリ109
と、この信号を用いてヘモグロビン濃度変化等の種々の
演算、解析を行うＣＰＵ110と、ＣＰＵ110における演算
結果を格納する記憶装置111と、演算結果を、例えばヘ
モグロビン変化量を等高線状の線図や着色された画像と
して表示する表示部112と、ＣＰＵ110に計測に必要な条
件や被検体情報などの種々の情報をインプットするため
の入力装置(図示せず)とを備えている。
送られるデジタル信号を一時的に記憶するメモリ109
と、この信号を用いてヘモグロビン濃度変化等の種々の
演算、解析を行うＣＰＵ110と、ＣＰＵ110における演算
結果を格納する記憶装置111と、演算結果を、例えばヘ
モグロビン変化量を等高線状の線図や着色された画像と
して表示する表示部112と、ＣＰＵ110に計測に必要な条
件や被検体情報などの種々の情報をインプットするため
の入力装置(図示せず)とを備えている。
【００１８】信号処理部108は、光トポグラフィ装置の
光照射・検出部101と一体のものであってもよいが、汎用
のパーソナルコンピュータ等上で実現することも可能で
ある。
光照射・検出部101と一体のものであってもよいが、汎用
のパーソナルコンピュータ等上で実現することも可能で
ある。
【００１９】ここでＣＰＵ110は、タスクを課す前と後
における光量の変化の演算、複数回の計測値の加算平均
計算の他に、光量の変化曲線におけるノイズを検出し、
ノイズ成分を変化曲線から除去する機能を備えている。
この機能については後述する。
における光量の変化の演算、複数回の計測値の加算平均
計算の他に、光量の変化曲線におけるノイズを検出し、
ノイズ成分を変化曲線から除去する機能を備えている。
この機能については後述する。
【００２０】次にこのような構成における光トポグラフ
ィ装置の動作及び信号処理部が行う処理について説明す
る。
ィ装置の動作及び信号処理部が行う処理について説明す
る。
【００２１】被検体100の頭部(例えば、両側頭部)にプ
ローブ104を装着した状態で、被検体100に間歇的なタス
クを課すとともに、光照射部102より光を照射し、その
光が被検体100を透過した光を光検出部105で検出する。
この透過光は、生体中の特定色素、例えばヘモグロビン
によって一部吸収され、ヘモグロビン濃度を反映した光
量となる。そしてタスクを課した状態と、タスクを課し
ていない状態とでは、脳内血流に変化を生じることに対
応してヘモグロビン量が変動する。
ローブ104を装着した状態で、被検体100に間歇的なタス
クを課すとともに、光照射部102より光を照射し、その
光が被検体100を透過した光を光検出部105で検出する。
この透過光は、生体中の特定色素、例えばヘモグロビン
によって一部吸収され、ヘモグロビン濃度を反映した光
量となる。そしてタスクを課した状態と、タスクを課し
ていない状態とでは、脳内血流に変化を生じることに対
応してヘモグロビン量が変動する。
【００２２】このようなヘモグロビン量の変動に対応す
る光量の変動は、各検出位置毎に、光検出部105におい
て電気信号に変換され、ロックインアンプでロックイン
検出されることにより、各計測位置の信号として信号処
理部108に入力される。信号処理部108に入力された信号
はメモリ109に格納された後、ＣＰＵ110においてヘモグ
ロビン濃度に対応する信号（ヘモグロビン信号）に変換
される。
る光量の変動は、各検出位置毎に、光検出部105におい
て電気信号に変換され、ロックインアンプでロックイン
検出されることにより、各計測位置の信号として信号処
理部108に入力される。信号処理部108に入力された信号
はメモリ109に格納された後、ＣＰＵ110においてヘモグ
ロビン濃度に対応する信号（ヘモグロビン信号）に変換
される。
【００２３】次にＣＰＵ110が行う処理を図２を参照し
て説明する。
て説明する。
【００２４】まずＣＰＵ110は、各チャンネル毎に、検
出光量をもとにヘモグロビン濃度を次式（１）〜（３）
の演算により求め、ヘモグロビン信号を生成する（ステ
ップ201）。即ち、各計測位置における波長λの検出光
量Ｒ（λ）は近似的に式（１）で示される。同様にタス
ク実行時の検出光量Ｒｓ（λ）は、式（２）で示され
る。
出光量をもとにヘモグロビン濃度を次式（１）〜（３）
の演算により求め、ヘモグロビン信号を生成する（ステ
ップ201）。即ち、各計測位置における波長λの検出光
量Ｒ（λ）は近似的に式（１）で示される。同様にタス
ク実行時の検出光量Ｒｓ（λ）は、式（２）で示され
る。
【００２５】
【数１】
【００２６】式中、Ｒ0（λ）は照射光量、ε
oxy（λ）、εdeoxy（λ）は波長λにおける酸素化及び
脱酸素化ヘモグロビンの分子吸光係数、Ｃoxy、Ｃdeoxy
は酸素化及び脱酸素化ヘモグロビン濃度、ｄは大脳皮質
の活動領域での実効的な光路長、α(λ)はヘモグロビン
以外の色素による光吸収による減衰、ｓ（λ）は組織に
よる光散乱による減衰を示す。上付き文字「ｓ」はタス
ク実行時の値であることを示している。
oxy（λ）、εdeoxy（λ）は波長λにおける酸素化及び
脱酸素化ヘモグロビンの分子吸光係数、Ｃoxy、Ｃdeoxy
は酸素化及び脱酸素化ヘモグロビン濃度、ｄは大脳皮質
の活動領域での実効的な光路長、α(λ)はヘモグロビン
以外の色素による光吸収による減衰、ｓ（λ）は組織に
よる光散乱による減衰を示す。上付き文字「ｓ」はタス
ク実行時の値であることを示している。
【００２７】ここで、タスク実行時と非実行時において
α(λ)、ｓ（λ）は変化しないと考えられるので、式
（２）から式（１）を差し引くことにより、式（３）に
より、ヘモグロビン量の変化を得ることができる。
α(λ)、ｓ（λ）は変化しないと考えられるので、式
（２）から式（１）を差し引くことにより、式（３）に
より、ヘモグロビン量の変化を得ることができる。
【００２８】
【数２】
【００２９】尚、ΔＣoxy、ΔＣdeoxy、ΔＣtotalを独
立に求める場合には、最低２つの波長について、式
（３）左辺を求め、この２波長についての連立方程式を
解くことにより、それぞれの濃度変化を求めることがで
きる。
立に求める場合には、最低２つの波長について、式
（３）左辺を求め、この２波長についての連立方程式を
解くことにより、それぞれの濃度変化を求めることがで
きる。
【００３０】次に、ＣＰＵ110は、上述のように求めた
ヘモグロビン信号（例えば全ヘモグロビン変化量に対応
するヘモグロビン信号）を用いて、複数のタスク実行区
間に相当するデータを加算平均し、タスク実行時のヘモ
グロビン変化を求める（ステップ205）。加算平均の様
子を図３に示す。
ヘモグロビン信号（例えば全ヘモグロビン変化量に対応
するヘモグロビン信号）を用いて、複数のタスク実行区
間に相当するデータを加算平均し、タスク実行時のヘモ
グロビン変化を求める（ステップ205）。加算平均の様
子を図３に示す。
【００３１】図示するようにＣＰＵ110は、時系列デー
タであるヘモグロビン信号301から、タスク実行区間を
含む所定の時間長さのデータを切り出し、タスク回数分
のデータ302（以下、区間抽出データという）を得る。
区間抽出データ302を抽出する処理は、タスクの実行を
管理する計測系のクロックに基づいて行うことができ
る。すなわち、被検体に一定の間隔でタスクを実行させ
るためにクロックが用いられるが、このクロックに従
い、時系列データを取り始める時刻と取り終わる時刻を
設定することにより、タスク実行区間の前後の所定時間
を含む長さのデータを切り出すことができる。
タであるヘモグロビン信号301から、タスク実行区間を
含む所定の時間長さのデータを切り出し、タスク回数分
のデータ302（以下、区間抽出データという）を得る。
区間抽出データ302を抽出する処理は、タスクの実行を
管理する計測系のクロックに基づいて行うことができ
る。すなわち、被検体に一定の間隔でタスクを実行させ
るためにクロックが用いられるが、このクロックに従
い、時系列データを取り始める時刻と取り終わる時刻を
設定することにより、タスク実行区間の前後の所定時間
を含む長さのデータを切り出すことができる。
【００３２】ＣＰＵ110は、このように抽出した複数の
区間抽出データ302を加算し、タスク回数で除すること
により、加算平均したデータ303を得る。しかし、ここ
で、いずれかのデータに体動等に起因するスパイク状の
ノイズが混入していると、このノイズの影響で加算平均
したデータが大きく変化し、診断に有効なデータを得る
ことができない。そこで加算平均処理に先立って、ＣＰ
Ｕ110は、ヘモグロビン信号に含まれるノイズ成分を検
出し、ノイズ成分を含むタスク実行区間のデータを加算
平均で用いないように除去する処理を行う（ステップ20
2〜204）。
区間抽出データ302を加算し、タスク回数で除すること
により、加算平均したデータ303を得る。しかし、ここ
で、いずれかのデータに体動等に起因するスパイク状の
ノイズが混入していると、このノイズの影響で加算平均
したデータが大きく変化し、診断に有効なデータを得る
ことができない。そこで加算平均処理に先立って、ＣＰ
Ｕ110は、ヘモグロビン信号に含まれるノイズ成分を検
出し、ノイズ成分を含むタスク実行区間のデータを加算
平均で用いないように除去する処理を行う（ステップ20
2〜204）。
【００３３】これを図４を参照して説明する。図４は、
ヘモグロビン信号を時間軸についてプロットしたグラフ
を示すものである。図示するように、ヘモグロビン信号
は、図中402〜406で示すタスク実行区間には大きな値に
なる。しかし、タスク実行区間406では、体動等に起因
するスパイク状のノイズが重畳されているため、このよ
うなタスク実行区間406のデータを含めて加算平均した
ヘモグロビン信号は、図中407で示すように矩形のノイ
ズ成分を含むことになり、正確なヘモグロビン変化を表
す曲線を得ることができない。
ヘモグロビン信号を時間軸についてプロットしたグラフ
を示すものである。図示するように、ヘモグロビン信号
は、図中402〜406で示すタスク実行区間には大きな値に
なる。しかし、タスク実行区間406では、体動等に起因
するスパイク状のノイズが重畳されているため、このよ
うなタスク実行区間406のデータを含めて加算平均した
ヘモグロビン信号は、図中407で示すように矩形のノイ
ズ成分を含むことになり、正確なヘモグロビン変化を表
す曲線を得ることができない。
【００３４】このようなノイズを含むタスク実行区間の
データを加算平均に用いないようにするために、ＣＰＵ
110は、各ヘモグロビン信号について微分値を求め、微
分値が予め定めた閾値を越えているヘモグロビン信号を
含むタスク実行区間を特定する（ステップ202）。
データを加算平均に用いないようにするために、ＣＰＵ
110は、各ヘモグロビン信号について微分値を求め、微
分値が予め定めた閾値を越えているヘモグロビン信号を
含むタスク実行区間を特定する（ステップ202）。
【００３５】ヘモグロビン信号を用いて、微分値を求め
るステップ202では、対象とするヘモグロビン信号Ｖｎ
以前に計測した複数のヘモグロビン信号Ｖｎ-1の平均値
とヘモグロビン信号Ｖｎとの差Ｔを求める。即ち、次式
（４）を計算する。
るステップ202では、対象とするヘモグロビン信号Ｖｎ
以前に計測した複数のヘモグロビン信号Ｖｎ-1の平均値
とヘモグロビン信号Ｖｎとの差Ｔを求める。即ち、次式
（４）を計算する。
【００３６】
【数３】
【００３７】図５に示すように、タスク実行時、非実行
時を含めてヘモグロビン量の変化は、数％以内である
が、体動等によって生ずるノイズ502はスパイク状であ
って通常のヘモグロビン変化量の範囲をはるかに超えて
いる。
時を含めてヘモグロビン量の変化は、数％以内である
が、体動等によって生ずるノイズ502はスパイク状であ
って通常のヘモグロビン変化量の範囲をはるかに超えて
いる。
【００３８】そこでヘモグロビン信号値と、それ以前の
ヘモグロビン信号の平均値との差Ｔが閾値以上か否かを
判断する（ステップ203）。閾値は、ヘモグロビン量の
通常の変化量を超える適当な値を選択することができ、
例えば、0.5とすることができる。閾値は、ＣＰＵ110に
おける処理プログラムに固定値として予め設定しても良
いし、ユーザーが任意に設定できるようにしてもよい。
上記判断の結果、差Ｔ（絶対値）が閾値よりも大きい場
合には、そのヘモグロビン信号にはノイズが重畳されて
いると判断し、そのヘモグロビン信号を含む区間抽出デ
ータを削除する（ステップ204）。これによって、ノイ
ズ成分を含むデータをその後の加算平均処理（ステップ
205）の対象から除去する。
ヘモグロビン信号の平均値との差Ｔが閾値以上か否かを
判断する（ステップ203）。閾値は、ヘモグロビン量の
通常の変化量を超える適当な値を選択することができ、
例えば、0.5とすることができる。閾値は、ＣＰＵ110に
おける処理プログラムに固定値として予め設定しても良
いし、ユーザーが任意に設定できるようにしてもよい。
上記判断の結果、差Ｔ（絶対値）が閾値よりも大きい場
合には、そのヘモグロビン信号にはノイズが重畳されて
いると判断し、そのヘモグロビン信号を含む区間抽出デ
ータを削除する（ステップ204）。これによって、ノイ
ズ成分を含むデータをその後の加算平均処理（ステップ
205）の対象から除去する。
【００３９】その後、前述したように、削除されなかっ
た複数の区間抽出データを加算平均し、タスク時のヘモ
グロビン変化を表すデータを得る。上記処理202〜205後
に得られた加算平均結果を図６に示す。図４の407との
比較からも明らかなように、タスクによるヘモグロビン
増加を正確に反映したヘモグロビン曲線を得ることがで
きる。
た複数の区間抽出データを加算平均し、タスク時のヘモ
グロビン変化を表すデータを得る。上記処理202〜205後
に得られた加算平均結果を図６に示す。図４の407との
比較からも明らかなように、タスクによるヘモグロビン
増加を正確に反映したヘモグロビン曲線を得ることがで
きる。
【００４０】このようなヘモグロビン曲線は、計測位置
毎に得られる。表示部112は、これを計測位置毎にグラ
フとして表示するとともに、ヘモグロビン変化の二次元
画像を示すトポグラフィとして表示する。これによりタ
スク等の刺激による脳の変化部位を特定したり、タスク
の種類による変化の違いなど、診断上に重要な情報を正
確に知ることができる。この場合、目視によるノイズ除
去を行う必要がないので、リアルタイムで計測データを
表示することが可能である。
毎に得られる。表示部112は、これを計測位置毎にグラ
フとして表示するとともに、ヘモグロビン変化の二次元
画像を示すトポグラフィとして表示する。これによりタ
スク等の刺激による脳の変化部位を特定したり、タスク
の種類による変化の違いなど、診断上に重要な情報を正
確に知ることができる。この場合、目視によるノイズ除
去を行う必要がないので、リアルタイムで計測データを
表示することが可能である。
【００４１】以上、本発明の生体光計測装置の一実施形
態を説明したが、本発明はこの実施形態に限定されず種
々の変更が可能である。例えば、上記実施形態では、計
測信号を所定の時間長の区間毎のデータとして抽出し、
加算平均する場合を説明したが、単独の計測信号につい
てノイズ成分を除去する場合にも本発明を適用すること
ができる。
態を説明したが、本発明はこの実施形態に限定されず種
々の変更が可能である。例えば、上記実施形態では、計
測信号を所定の時間長の区間毎のデータとして抽出し、
加算平均する場合を説明したが、単独の計測信号につい
てノイズ成分を除去する場合にも本発明を適用すること
ができる。
【００４２】また上記実施例では閾値以上のヘモグロビ
ン変化を検出して、このヘモグロビン信号を含む区間抽
出データを加算平均処理から除去するようにしたが、ノ
イズを加算平均から除去する方法はこの方法に限定され
ない。
ン変化を検出して、このヘモグロビン信号を含む区間抽
出データを加算平均処理から除去するようにしたが、ノ
イズを加算平均から除去する方法はこの方法に限定され
ない。
【００４３】例えば、ステップ202においてヘモグロビ
ン値の微分値（平均値との差）Ｔが閾値より大きいと判
断された場合に、このヘモグロビン信号を除去するとと
もに、差Ｔが閾値以下である直近の両側のヘモグロビン
信号値を用いて補間し、この抽出区間データも加算平均
処理に加えることも可能である。抽出区間データ数が少
ない場合には、ＳＮの劣化を防ぐために、この方法が有
利である。
ン値の微分値（平均値との差）Ｔが閾値より大きいと判
断された場合に、このヘモグロビン信号を除去するとと
もに、差Ｔが閾値以下である直近の両側のヘモグロビン
信号値を用いて補間し、この抽出区間データも加算平均
処理に加えることも可能である。抽出区間データ数が少
ない場合には、ＳＮの劣化を防ぐために、この方法が有
利である。
【００４４】またヘモグロビン値は、酸素化ヘモグロビ
ン、脱酸素化ヘモグロビン、ヘモグロビン総量のいずれ
でもよい。さらに生体光計測によって計測可能な物質で
あれば、ヘモグロビン以外の物質、例えばチトクローム
a、a3やミオグロビン等についても同様に適用すること
ができる。
ン、脱酸素化ヘモグロビン、ヘモグロビン総量のいずれ
でもよい。さらに生体光計測によって計測可能な物質で
あれば、ヘモグロビン以外の物質、例えばチトクローム
a、a3やミオグロビン等についても同様に適用すること
ができる。
【００４５】
【発明の効果】本発明によれば、計測すべき信号に重畳
されるノイズ成分を自動的に検出し、計測データから除
去するようにしたので、正確な計測結果を得ることがで
きる。特に、ノイズ成分を検出するために、信号値の微
分値を用いたことにより、スパーク状のノイズであって
信号値の加算平均処理時に大きな影響を与えるノイズを
効果的に除去することができる。
されるノイズ成分を自動的に検出し、計測データから除
去するようにしたので、正確な計測結果を得ることがで
きる。特に、ノイズ成分を検出するために、信号値の微
分値を用いたことにより、スパーク状のノイズであって
信号値の加算平均処理時に大きな影響を与えるノイズを
効果的に除去することができる。
【図１】本発明が適用される生体光計測装置の全体構成
を示す図。
を示す図。
【図２】信号処理部における処理フローを示す図。
【図３】本発明の生体光計測装置における加算平均処理
を説明する図。
を説明する図。
【図４】ノイズの影響を説明する図。
【図５】微分処理を説明する図。
【図６】処理後の計測データを示す図。
101・・・光照射・検出部
108・・・信号処理部（ＰＣ）
110・・・ＣＰＵ
112・・・モニタ（表示部）
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 2G059 AA01 AA05 BB12 BB13 CC16
CC18 EE01 FF04 GG00 GG06
HH01 JJ17 KK01 KK02 LL04
MM01 MM03 MM05 MM09 MM10
MM11 PP04
4C038 KK01 KL07 KM01 KX01
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に所定の波長の光を照射する発光部
と、前記光の照射を受けて前記被検体を通過する光を検
出する光検出部と、前記光検出部で検出した光信号を解
析し、前記被検体における血流等の生体情報を作成する
信号処理部とを備えた生体光計測装置において、 前記信号処理部は、検出した光信号に混入するノイズ成
分を検出する手段および光信号からノイズ成分を除去す
る手段を備えたことを特徴とする生体光計測装置。 - 【請求項２】前記ノイズ成分を検出する手段は、時系列
的に得られる光信号についてその微分値を求め、微分値
が所定の閾値以上であるときにノイズと判断することを
特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。 - 【請求項３】前記ノイズ成分がスパイク状ノイズである
請求項１または２に記載の生体光計測装置。 - 【請求項４】請求項１ないし３いずれか１項記載の生体
光計測装置であって、前記信号処理部は、時間軸に沿っ
て得られる光信号から、所定の時間長さの区間の光信号
を抽出し、複数の区間データを作成する手段と、抽出し
た区間データのうちノイズ成分を含む区間データを検出
・除去する手段と、前記複数の区間データのうち除去さ
れなかった区間データを用いて加算平均処理し、所定の
時間長さの区間データを作成する手段とを含む生体光計
測装置。
Priority Applications (5)
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|---|---|---|---|
| JP2001195891A JP4642279B2 (ja) | 2001-06-28 | 2001-06-28 | 生体光計測装置 |
| PCT/JP2002/006563 WO2003002004A1 (fr) | 2001-06-28 | 2002-06-28 | Instrument de mesure optique biologique |
| CNB028129733A CN1326491C (zh) | 2001-06-28 | 2002-06-28 | 生物光学测量仪器 |
| EP20020743762 EP1402820B1 (en) | 2001-06-28 | 2002-06-28 | Biological optical measuring instrument |
| US10/482,579 US7187962B2 (en) | 2001-06-28 | 2002-06-28 | Biological optical measuring instrument |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001195891A JP4642279B2 (ja) | 2001-06-28 | 2001-06-28 | 生体光計測装置 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003010188A true JP2003010188A (ja) | 2003-01-14 |
| JP2003010188A5 JP2003010188A5 (ja) | 2007-08-02 |
| JP4642279B2 JP4642279B2 (ja) | 2011-03-02 |
Family
ID=19033796
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001195891A Expired - Lifetime JP4642279B2 (ja) | 2001-06-28 | 2001-06-28 | 生体光計測装置 |
Country Status (5)
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|---|---|
| US (1) | US7187962B2 (ja) |
| EP (1) | EP1402820B1 (ja) |
| JP (1) | JP4642279B2 (ja) |
| CN (1) | CN1326491C (ja) |
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| JP7458869B2 (ja) | 2020-04-09 | 2024-04-01 | 日本光電工業株式会社 | 生体信号処理装置、生体信号処理プログラム、および生体信号処理方法 |
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