JP3325145B2 - 生体光計測装置 - Google Patents
生体光計測装置Info
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- JP3325145B2 JP3325145B2 JP03097295A JP3097295A JP3325145B2 JP 3325145 B2 JP3325145 B2 JP 3325145B2 JP 03097295 A JP03097295 A JP 03097295A JP 3097295 A JP3097295 A JP 3097295A JP 3325145 B2 JP3325145 B2 JP 3325145B2
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- Japan
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- load
- time
- measurement
- signal
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- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、光を用いて生体内の情
報を計測する生体光計測装置に関する。
報を計測する生体光計測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】生体組織内の酸素飽和度（動脈系と静脈
系の両者を含む平均的な酸素飽和度）及び血液量を計測
する方法として、ヨブシス等の方法（特開昭５７−１１
５２３２号公報）がある。この方法は、還元ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）と酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2）の分光特性
を利用して生体組織内のＨｂ濃度とＨｂＯ2濃度と血液
量（以下、三者を併せて血液動態という）の相対変化量
を計測するものであり、酸素モニタと呼ばれている。こ
の酸素モニタは、計測開始時に計測される反射光強度あ
るいは透過光強度（以下、本明細書では両者を併せて通
過光強度という）を基準値とし、前記基準値と任意時刻
に計測される通過光強度との差から、相対的な血液動態
の変化量を演算して求める方法である。
系の両者を含む平均的な酸素飽和度）及び血液量を計測
する方法として、ヨブシス等の方法（特開昭５７−１１
５２３２号公報）がある。この方法は、還元ヘモグロビ
ン（Ｈｂ）と酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2）の分光特性
を利用して生体組織内のＨｂ濃度とＨｂＯ2濃度と血液
量（以下、三者を併せて血液動態という）の相対変化量
を計測するものであり、酸素モニタと呼ばれている。こ
の酸素モニタは、計測開始時に計測される反射光強度あ
るいは透過光強度（以下、本明細書では両者を併せて通
過光強度という）を基準値とし、前記基準値と任意時刻
に計測される通過光強度との差から、相対的な血液動態
の変化量を演算して求める方法である。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】生体の機能を解析する
ために、生体に対して負荷をかけた時の血液動態と無負
荷時の血液動態との差から、負荷に起因する血液動態の
変化を計測する場合がある。例えば、生体の脳では、生
体の各機能に対応して働く局所的な部位（以下、機能部
位という）が存在し、生体の任意の機能に対応して機能
部位の血液動態が変化する。この時、任意の機能部位の
血液動態の変化を計測することができれば、脳の機能部
位の位置あるいは働きを調べることができ、医学的に非
常に重要である。また、筋機能を調べる際に、無負荷時
の血液動態と負荷時の血液動態の差より、筋機能を計測
できる可能性もある。
ために、生体に対して負荷をかけた時の血液動態と無負
荷時の血液動態との差から、負荷に起因する血液動態の
変化を計測する場合がある。例えば、生体の脳では、生
体の各機能に対応して働く局所的な部位（以下、機能部
位という）が存在し、生体の任意の機能に対応して機能
部位の血液動態が変化する。この時、任意の機能部位の
血液動態の変化を計測することができれば、脳の機能部
位の位置あるいは働きを調べることができ、医学的に非
常に重要である。また、筋機能を調べる際に、無負荷時
の血液動態と負荷時の血液動態の差より、筋機能を計測
できる可能性もある。
【０００４】しかし、無負荷時の血液動態は常に一定で
はなく経時的な変化が存在する。具体例として、安静に
仰臥した被検者の側頭部に光を照射し、光照射位置より
３ｃｍ離れた点で通過光強度を計測した際の通過光強度
の時間変化を図１に示す。図１に示されているように、
計測系の揺らぎは０．３％程度にすぎないのに、生体通
過光強度は周期成分を含みながら全体としては不規則に
大きく変動している。この通過光強度の揺らぎは、生体
中の血液動態の変化に由来するものである。
はなく経時的な変化が存在する。具体例として、安静に
仰臥した被検者の側頭部に光を照射し、光照射位置より
３ｃｍ離れた点で通過光強度を計測した際の通過光強度
の時間変化を図１に示す。図１に示されているように、
計測系の揺らぎは０．３％程度にすぎないのに、生体通
過光強度は周期成分を含みながら全体としては不規則に
大きく変動している。この通過光強度の揺らぎは、生体
中の血液動態の変化に由来するものである。
【０００５】この様に被検者が安静にしていても、通過
光強度信号に不規則な信号変化が表れるため、計測開始
時の通過光強度を基準値として処理をすると、負荷に起
因する血液動態の変化を計測信号から分離することは困
難である。さらに、このことが原因となり、表示装置に
表示される計測信号あるいは計測信号から演算される血
液動態の時間変化が、生体自身のもつ揺らぎから来る変
動であるのか負荷を加えたことによる変動であるのかを
観察者が判断することができない。従って、従来技術に
よると、被検者を安静にし、信号が安定するまで長時間
待たなければ計測ができなかった。
光強度信号に不規則な信号変化が表れるため、計測開始
時の通過光強度を基準値として処理をすると、負荷に起
因する血液動態の変化を計測信号から分離することは困
難である。さらに、このことが原因となり、表示装置に
表示される計測信号あるいは計測信号から演算される血
液動態の時間変化が、生体自身のもつ揺らぎから来る変
動であるのか負荷を加えたことによる変動であるのかを
観察者が判断することができない。従って、従来技術に
よると、被検者を安静にし、信号が安定するまで長時間
待たなければ計測ができなかった。
【０００６】本発明は、従来技術のこれらの問題を解決
するものである。
するものである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】負荷に起因する血液動態
の変化を計測する場合、生体に負荷を印加しない時間
（無負荷時間）と生体に負荷を印加する時間（負荷時
間）を交互に与えて計測を行なう。ここで、生体光計測
装置で計測される信号（計測信号）をＳm(ｔ)、無負荷
時の血液動態の変化に起因する信号（無負荷信号）をＳ
tr(ｔ)、加負荷時の血液動態の変化に起因する信号（負
荷信号）をＳl(ｔ)とすると、計測信号Ｓm(ｔ)は次の
（１）式で表わされる。ここでｔは計測時間である。
の変化を計測する場合、生体に負荷を印加しない時間
（無負荷時間）と生体に負荷を印加する時間（負荷時
間）を交互に与えて計測を行なう。ここで、生体光計測
装置で計測される信号（計測信号）をＳm(ｔ)、無負荷
時の血液動態の変化に起因する信号（無負荷信号）をＳ
tr(ｔ)、加負荷時の血液動態の変化に起因する信号（負
荷信号）をＳl(ｔ)とすると、計測信号Ｓm(ｔ)は次の
（１）式で表わされる。ここでｔは計測時間である。
【０００８】 Ｓm(ｔ)＝Ｓtr(ｔ)＋Ｓl(ｔ) （１） 本発明においては、計測信号Ｓm(ｔ)より、無負荷時間
における信号を抽出して無負荷信号を表わす関数Ｓ
tr(ｔ)（予測無負荷信号）を予測し、計測信号Ｓm(ｔ)
と予測無負荷信号Ｓtr(ｔ)の差から負荷信号Ｓl(ｔ)を
求める。さらに、求められた計測信号と予測した無負荷
信号を同時に表示することにより、計測信号の変動が負
荷による変動であるのか、無負荷時の生体由来の揺らぎ
から来るものであるかの判断を容易にする。
における信号を抽出して無負荷信号を表わす関数Ｓ
tr(ｔ)（予測無負荷信号）を予測し、計測信号Ｓm(ｔ)
と予測無負荷信号Ｓtr(ｔ)の差から負荷信号Ｓl(ｔ)を
求める。さらに、求められた計測信号と予測した無負荷
信号を同時に表示することにより、計測信号の変動が負
荷による変動であるのか、無負荷時の生体由来の揺らぎ
から来るものであるかの判断を容易にする。
【０００９】関数Ｓtr(ｔ)の決定は、不定係数を有する
任意関数をキーボード等から計算機に入力し、その関数
が無負荷時の信号に最適にフィットするように最小二乗
法等で不定係数を決定することにより行うことができ
る。また、負荷信号Ｓl(ｔ)は生体から負荷を除去して
も直ちにゼロにはならないため、負荷時間に続いて所定
の緩和時間を設定し、この緩和時間を含まない無負荷時
間の計測信号を用いて関数Ｓtr(ｔ)を決定するようにす
れば、より高精度に関数Ｓtr(ｔ)を決定することができ
る。
任意関数をキーボード等から計算機に入力し、その関数
が無負荷時の信号に最適にフィットするように最小二乗
法等で不定係数を決定することにより行うことができ
る。また、負荷信号Ｓl(ｔ)は生体から負荷を除去して
も直ちにゼロにはならないため、負荷時間に続いて所定
の緩和時間を設定し、この緩和時間を含まない無負荷時
間の計測信号を用いて関数Ｓtr(ｔ)を決定するようにす
れば、より高精度に関数Ｓtr(ｔ)を決定することができ
る。
【００１０】前記関数Ｓtr(ｔ)は、複数の負荷時間、例
えば全計測時間を１つの関数でカバーするように決定す
ることもできるし、各負荷時間のみをカバーするように
個々の負荷時間毎に決定することもできる。個々の負荷
時間の前後の計測信号Ｓm(ｔ)を用いて各負荷時間に対
して関数Ｓtr(ｔ)を求める方法によると高い予測精度が
得られる。
えば全計測時間を１つの関数でカバーするように決定す
ることもできるし、各負荷時間のみをカバーするように
個々の負荷時間毎に決定することもできる。個々の負荷
時間の前後の計測信号Ｓm(ｔ)を用いて各負荷時間に対
して関数Ｓtr(ｔ)を求める方法によると高い予測精度が
得られる。
【００１１】
【作用】従来技術によると、被検者を安静にし信号が安
定するまで待たなければ計測を行うことができなかった
が、本発明の計測方法によると信号の安定を待たずに計
測が可能となる。また、計測信号から揺らぎを除去する
ことができるので信号の精度を高めることができる。
定するまで待たなければ計測を行うことができなかった
が、本発明の計測方法によると信号の安定を待たずに計
測が可能となる。また、計測信号から揺らぎを除去する
ことができるので信号の精度を高めることができる。
【００１２】本発明の表示方法によると、負荷と計測信
号との相関が分かりやすくなり、計測信号の変動が負荷
を印加したことによる変動であるのか、生体由来の揺ら
ぎによる変動であるのかを容易に判断することができる
ようになる。
号との相関が分かりやすくなり、計測信号の変動が負荷
を印加したことによる変動であるのか、生体由来の揺ら
ぎによる変動であるのかを容易に判断することができる
ようになる。
【００１３】
【実施例】図２に、光計測装置の装置構成例を概念的に
示す。本実施例で説明する信号例は、図２に概念を示す
光計測装置によるものである。光源３ａ，３ｂから発す
る異なる波長の光は、発振器２ａ，２ｂによって異なる
周波数で強度変調され、光ファイバーを用いて被検者頭
部８の１点に頭皮上から照射されている。さらに、頭皮
上で照射位置より３ｃｍはなれた位置に別の光ファイバ
ーの入射端を配置して通過光を集光し、検出器４で通過
光強度を検出し、ロックインアンプ５ａと５ｂで各光源
波長に対応する通過光強度に分離し、各波長毎の通過光
強度をアナログ−デジタル変換器６でアナログ−デジタ
ル変換した後に、計算機７で信号の記録及び演算が行わ
れ、信号や演算結果が表示装置１に表示される。計算機
７に接続されたキーボード等の入力装置２５は、後述す
るパラメータ等の入力に用いられる。図２では、光源３
ａ及び３ｂからの光を別々の光ファイバーで照射点に導
いているが、１本の光ファイバーで照射点に導くことも
できる。
示す。本実施例で説明する信号例は、図２に概念を示す
光計測装置によるものである。光源３ａ，３ｂから発す
る異なる波長の光は、発振器２ａ，２ｂによって異なる
周波数で強度変調され、光ファイバーを用いて被検者頭
部８の１点に頭皮上から照射されている。さらに、頭皮
上で照射位置より３ｃｍはなれた位置に別の光ファイバ
ーの入射端を配置して通過光を集光し、検出器４で通過
光強度を検出し、ロックインアンプ５ａと５ｂで各光源
波長に対応する通過光強度に分離し、各波長毎の通過光
強度をアナログ−デジタル変換器６でアナログ−デジタ
ル変換した後に、計算機７で信号の記録及び演算が行わ
れ、信号や演算結果が表示装置１に表示される。計算機
７に接続されたキーボード等の入力装置２５は、後述す
るパラメータ等の入力に用いられる。図２では、光源３
ａ及び３ｂからの光を別々の光ファイバーで照射点に導
いているが、１本の光ファイバーで照射点に導くことも
できる。
【００１４】図３は、計測信号と予測無負荷信号の表示
例である。光源３ａに対応する計測信号１０ａと光源３
ｂに対応する計測信号１０ｂ、及び各計測信号から計算
された（計算方法は後述）予測無負荷信号１１ａと１１
ｂを、表示装置１に表示されたウィンドウ９内に表示す
る。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、
縦軸は生体光計測装置により計測された通過光強度を表
わす計測信号の相対値である。
例である。光源３ａに対応する計測信号１０ａと光源３
ｂに対応する計測信号１０ｂ、及び各計測信号から計算
された（計算方法は後述）予測無負荷信号１１ａと１１
ｂを、表示装置１に表示されたウィンドウ９内に表示す
る。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、
縦軸は生体光計測装置により計測された通過光強度を表
わす計測信号の相対値である。
【００１５】被検者に対して負荷を印加した場合には、
負荷印加開始時刻を表わす負荷開始マーク１２と負荷印
加終了時刻を表わす負荷終了マーク１３を直線で表示す
る。本実施例では、右手の運動を支配する大脳皮質領域
を頭皮上から頭蓋骨を通して計測しており、負荷として
右手あるいは左手の運動を与えている（負荷１及び負荷
３は右手運動、負荷２及び負荷４は左手運動）。図３に
は計測時間の全信号が表示されているが、任意の時間間
隔（例えば、負荷時間の前後を含む時間間隔）のみを表
示することも容易である。また、予測無負荷信号１１
ａ，１１ｂをそれまでの経時変動の延長線上で任意の時
間先まで表示することにより、計測中に計測信号１０
ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂを実時間で
同時に表示することも可能である。この様に計測信号１
０ａと１０ｂと予測無負荷信号１１ａと１１ｂを同時に
表示することで、生体中に血液動態の変化が生じた時
に、観察者が判断することが容易になる。なお、この先
追いして実時間で表示した予測無負荷信号は、予測無負
荷信号の計算が確定した段階で表示し直すようにすると
よい。
負荷印加開始時刻を表わす負荷開始マーク１２と負荷印
加終了時刻を表わす負荷終了マーク１３を直線で表示す
る。本実施例では、右手の運動を支配する大脳皮質領域
を頭皮上から頭蓋骨を通して計測しており、負荷として
右手あるいは左手の運動を与えている（負荷１及び負荷
３は右手運動、負荷２及び負荷４は左手運動）。図３に
は計測時間の全信号が表示されているが、任意の時間間
隔（例えば、負荷時間の前後を含む時間間隔）のみを表
示することも容易である。また、予測無負荷信号１１
ａ，１１ｂをそれまでの経時変動の延長線上で任意の時
間先まで表示することにより、計測中に計測信号１０
ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂを実時間で
同時に表示することも可能である。この様に計測信号１
０ａと１０ｂと予測無負荷信号１１ａと１１ｂを同時に
表示することで、生体中に血液動態の変化が生じた時
に、観察者が判断することが容易になる。なお、この先
追いして実時間で表示した予測無負荷信号は、予測無負
荷信号の計算が確定した段階で表示し直すようにすると
よい。
【００１６】予測無負荷信号１１ａ，１１ｂは、計測信
号１０ａ，１０ｂから、負荷を与えた時間（負荷時間）
及び負荷を取り除いたあと信号が元に戻るまでの時間
（緩和時間）における信号を除き、残った期間の信号に
任意の関数を最小二乗法を用いてフィッティングするこ
とで求める。ここで、任意の関数と緩和時間は負荷の種
類や計測場所によって異なるため、計測の目的等に合わ
せて入力装置２５から入力する。本実施例では、任意関
数を５次の多項式、緩和時間を３０秒として処理してい
る。また、信号の表示は、観察者が見やすいように信号
毎に色あるいは線種を変えることも可能である。
号１０ａ，１０ｂから、負荷を与えた時間（負荷時間）
及び負荷を取り除いたあと信号が元に戻るまでの時間
（緩和時間）における信号を除き、残った期間の信号に
任意の関数を最小二乗法を用いてフィッティングするこ
とで求める。ここで、任意の関数と緩和時間は負荷の種
類や計測場所によって異なるため、計測の目的等に合わ
せて入力装置２５から入力する。本実施例では、任意関
数を５次の多項式、緩和時間を３０秒として処理してい
る。また、信号の表示は、観察者が見やすいように信号
毎に色あるいは線種を変えることも可能である。
【００１７】図４は、計測信号と予測無負荷信号の差分
信号の表示例であり、図３中の計測信号１０ａ及び１０
ｂと予測無負荷信号１１ａ及び１１ｂの差分を計算した
ものである差分信号１４ａ及び１４ｂの波形を、表示装
置１上に表示されたウィンドウ９内に表示している。表
示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸は
相対的な差分信号強度を表わしている。さらに、被検者
に対して負荷を印加した場合には、負荷印加開始時刻を
表わす負荷開始マーク１２と負荷印加終了時刻を表わす
負荷終了マーク１３を直線で表示する。また、本グラフ
は０を中心としたグラフとなるので基線１５を表示す
る。
信号の表示例であり、図３中の計測信号１０ａ及び１０
ｂと予測無負荷信号１１ａ及び１１ｂの差分を計算した
ものである差分信号１４ａ及び１４ｂの波形を、表示装
置１上に表示されたウィンドウ９内に表示している。表
示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸は
相対的な差分信号強度を表わしている。さらに、被検者
に対して負荷を印加した場合には、負荷印加開始時刻を
表わす負荷開始マーク１２と負荷印加終了時刻を表わす
負荷終了マーク１３を直線で表示する。また、本グラフ
は０を中心としたグラフとなるので基線１５を表示す
る。
【００１８】本実施例では、波形１４ａ，１４ｂを光源
波長毎に異なる座標軸上に表示しているが、同一座標軸
上に重ねて表示することも可能である。また、表示に
は、観察者が見やすいように色あるいは線種を変えて表
示することも可能である。図５は、負荷印加によるＨｂ
Ｏ2 とＨｂの濃度の相対変化量（以下、それぞれΔＣ
oxy，ΔＣdeoxyとする）を表わすグラフの表示例であ
る。図３中の計測信号１０ａ及び１０ｂと予測無負荷信
号１１ａ及び１１ｂから計算される（計算方法は後述）
ΔＣoxy信号１６ａとΔＣdeoxy信号１６ｂの波形を、表
示装置１上に表示されたウィンドウ９内に表示してい
る。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、
縦軸はΔＣoxyとΔＣdeoxyの値を表わしている。さら
に、負荷開始マーク１２、負荷終了マーク１３、及び基
線１５も表示する。本実施例では、計測時間の全区間が
表示されているが、任意の時間間隔（例えば、負荷時間
の前後を含む期間）のみを表示することも可能である。
また、ここでは波形１６ａ，１６ｂを異なる座標軸に別
々に表示したが、同一座標軸上に重ねて表示しても構わ
ない。さらに、各信号の色もしくは各信号の線種を変え
て表示することも可能で、例えばΔＣoxy信号１６ａを
赤系統の色で表示し、また、ΔＣdeoxy信号１６ｂを緑
系統の色で表示すれば、観察者も直感的に理解しやす
い。本発明の計測方法及び表示方法によると、負荷と計
測信号との相関が分かりやすく、計測信号から揺らぎが
除去されているので信号の精度が高い。
波長毎に異なる座標軸上に表示しているが、同一座標軸
上に重ねて表示することも可能である。また、表示に
は、観察者が見やすいように色あるいは線種を変えて表
示することも可能である。図５は、負荷印加によるＨｂ
Ｏ2 とＨｂの濃度の相対変化量（以下、それぞれΔＣ
oxy，ΔＣdeoxyとする）を表わすグラフの表示例であ
る。図３中の計測信号１０ａ及び１０ｂと予測無負荷信
号１１ａ及び１１ｂから計算される（計算方法は後述）
ΔＣoxy信号１６ａとΔＣdeoxy信号１６ｂの波形を、表
示装置１上に表示されたウィンドウ９内に表示してい
る。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、
縦軸はΔＣoxyとΔＣdeoxyの値を表わしている。さら
に、負荷開始マーク１２、負荷終了マーク１３、及び基
線１５も表示する。本実施例では、計測時間の全区間が
表示されているが、任意の時間間隔（例えば、負荷時間
の前後を含む期間）のみを表示することも可能である。
また、ここでは波形１６ａ，１６ｂを異なる座標軸に別
々に表示したが、同一座標軸上に重ねて表示しても構わ
ない。さらに、各信号の色もしくは各信号の線種を変え
て表示することも可能で、例えばΔＣoxy信号１６ａを
赤系統の色で表示し、また、ΔＣdeoxy信号１６ｂを緑
系統の色で表示すれば、観察者も直感的に理解しやす
い。本発明の計測方法及び表示方法によると、負荷と計
測信号との相関が分かりやすく、計測信号から揺らぎが
除去されているので信号の精度が高い。
【００１９】図３に表示される二波長の計測信号１０
ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂから、Ｈｂ
Ｏ2 とＨｂの濃度の負荷印加による相対変化量を以下の
方法で求める。波長λにおける予測無負荷信号Ｓtr(λ,
ｔ)と光源強度Ｉ0(λ)の関係は、生体中での光減衰を散
乱と吸収に分離することで、以下の式（２）で示され
る。
ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂから、Ｈｂ
Ｏ2 とＨｂの濃度の負荷印加による相対変化量を以下の
方法で求める。波長λにおける予測無負荷信号Ｓtr(λ,
ｔ)と光源強度Ｉ0(λ)の関係は、生体中での光減衰を散
乱と吸収に分離することで、以下の式（２）で示され
る。
【００２０】 −Ｌｎ｛Ｓtr(λ,ｔ)／Ｉ0(λ)｝ ＝εoxy(λ)・Ｃoxy(ｔ)・ｄ＋εdeoxy(λ)・Ｃdeoxy(ｔ)・ｄ ＋Ａ(λ)＋Ｓ(λ) （２） ここで、εoxy(λ)は波長λにおける酸化ヘモグロビン
の吸光係数、εdeoxy(λ)は波長λにおける還元ヘモグ
ロビンの吸光係数、Ａ(λ)は波長λにおけるヘモグロビ
ン以外による吸収による減衰、Ｓ(λ)は波長λにおける
散乱による減衰、Ｃ oxy(ｔ)は計測時間ｔにおける酸化
ヘモグロビン濃度、Ｃdeoxy(ｔ)は計測時間ｔにおける
還元ヘモグロビン濃度、ｄは生体内での注目領域におけ
る実効的光路長を表す。
の吸光係数、εdeoxy(λ)は波長λにおける還元ヘモグ
ロビンの吸光係数、Ａ(λ)は波長λにおけるヘモグロビ
ン以外による吸収による減衰、Ｓ(λ)は波長λにおける
散乱による減衰、Ｃ oxy(ｔ)は計測時間ｔにおける酸化
ヘモグロビン濃度、Ｃdeoxy(ｔ)は計測時間ｔにおける
還元ヘモグロビン濃度、ｄは生体内での注目領域におけ
る実効的光路長を表す。
【００２１】また、計測信号Ｓm(λ,ｔ)と光源強度Ｉ
0(λ)の関係は（３）式で示される。 −Ｌｎ｛Ｓm(λ,ｔ)／Ｉ0(λ)｝ ＝εoxy(λ)・｛Ｃoxy(ｔ)＋Ｃ'oxy(ｔ)＋Ｎoxy(ｔ)｝・ｄ ＋εdeoxy(λ)・[Ｃdeoxy(ｔ)＋Ｃ'deoxy(ｔ)＋Ｎdeoxy(ｔ)]・ｄ ＋Ａ'(λ)＋Ｓ'(λ) （３） ここで、Ｃ'oxy(ｔ)は計測時間ｔにおける負荷印加によ
る酸化ヘモグロビン濃度の変化、Ｃ'deoxy(ｔ)は計測時
間ｔにおける負荷印加による還元ヘモグロビン濃度の変
化、Ｎoxy(ｔ)は雑音もしくは計測時間ｔにおける酸化
ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎ、Ｎdeoxy(ｔ)は雑音
もしくは計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度の高
周波揺らぎを表す。
0(λ)の関係は（３）式で示される。 −Ｌｎ｛Ｓm(λ,ｔ)／Ｉ0(λ)｝ ＝εoxy(λ)・｛Ｃoxy(ｔ)＋Ｃ'oxy(ｔ)＋Ｎoxy(ｔ)｝・ｄ ＋εdeoxy(λ)・[Ｃdeoxy(ｔ)＋Ｃ'deoxy(ｔ)＋Ｎdeoxy(ｔ)]・ｄ ＋Ａ'(λ)＋Ｓ'(λ) （３） ここで、Ｃ'oxy(ｔ)は計測時間ｔにおける負荷印加によ
る酸化ヘモグロビン濃度の変化、Ｃ'deoxy(ｔ)は計測時
間ｔにおける負荷印加による還元ヘモグロビン濃度の変
化、Ｎoxy(ｔ)は雑音もしくは計測時間ｔにおける酸化
ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎ、Ｎdeoxy(ｔ)は雑音
もしくは計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度の高
周波揺らぎを表す。
【００２２】Ａ(λ)及びＳ(λ)が負荷印加及び非印加の
状態で変化しないとすれば、すなわち、負荷により生じ
る計測信号変化は酸化及び還元ヘモグロビン濃度の変化
のみによるとすれば、（２）及び（３）式の差分は以下
の（４）式で表される。 Ｌｎ｛Ｓtr(λ,ｔ)／Ｓm(λ,ｔ)｝＝εoxy(λ)｛Ｃ'oxy(ｔ) ＋Ｎoxy(ｔ)｝ｄ＋εdeoxy(λ)｛Ｃ'deoxy(ｔ)＋Ｎdeoxy(ｔ)｝ｄ （４） ここで、負荷による酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモ
グロビン濃度の相対変化ΔＣoxy及びΔＣdeoxyを以下の
式で定義する。
状態で変化しないとすれば、すなわち、負荷により生じ
る計測信号変化は酸化及び還元ヘモグロビン濃度の変化
のみによるとすれば、（２）及び（３）式の差分は以下
の（４）式で表される。 Ｌｎ｛Ｓtr(λ,ｔ)／Ｓm(λ,ｔ)｝＝εoxy(λ)｛Ｃ'oxy(ｔ) ＋Ｎoxy(ｔ)｝ｄ＋εdeoxy(λ)｛Ｃ'deoxy(ｔ)＋Ｎdeoxy(ｔ)｝ｄ （４） ここで、負荷による酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモ
グロビン濃度の相対変化ΔＣoxy及びΔＣdeoxyを以下の
式で定義する。
【００２３】 ΔＣoxy(ｔ)＝｛Ｃ'oxy(ｔ)＋Ｎoxy(ｔ)｝ｄ ΔＣdeoxy(ｔ)＝｛Ｃ'deoxy(ｔ)＋Ｎdeoxy(ｔ)｝ｄ （５） ここで、普通ｄを特定することは困難であるため、これ
らの濃度変化量の次元は濃度と距離ｄの積となってい
る。しかし、（５）式でｄはΔＣoxyとΔＣdeoxyに同様
に作用するため、（５）式を各ヘモグロビン濃度の相対
変化量とする。計測に二波長λ1、λ2を用いると、各波
長毎の予測無負荷信号Ｓtr(λ1,ｔ)，Ｓtr(λ2,ｔ)及び
計測信号Ｓm(λ1,ｔ)，Ｓm(λ2,ｔ)により、（４）式か
らΔＣoxy(ｔ)及びΔＣdeoxy(ｔ)に対する二元連立方程
式が得られ、それを解くことによりΔＣoxy(ｔ)及びΔ
Ｃdeoxy(ｔ)が求まる。さらに、負荷時間及び緩和時間
以外においてはＣ'oxy(ｔ)＝０，Ｃ'deoxy(ｔ)＝０とお
けるので、負荷時間及び緩和時間以外の時間におけるΔ
Ｃoxy(ｔ)及びΔＣdeoxy(ｔ)は、雑音もしくは酸化ヘモ
グロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎ
を表わしていることになる。
らの濃度変化量の次元は濃度と距離ｄの積となってい
る。しかし、（５）式でｄはΔＣoxyとΔＣdeoxyに同様
に作用するため、（５）式を各ヘモグロビン濃度の相対
変化量とする。計測に二波長λ1、λ2を用いると、各波
長毎の予測無負荷信号Ｓtr(λ1,ｔ)，Ｓtr(λ2,ｔ)及び
計測信号Ｓm(λ1,ｔ)，Ｓm(λ2,ｔ)により、（４）式か
らΔＣoxy(ｔ)及びΔＣdeoxy(ｔ)に対する二元連立方程
式が得られ、それを解くことによりΔＣoxy(ｔ)及びΔ
Ｃdeoxy(ｔ)が求まる。さらに、負荷時間及び緩和時間
以外においてはＣ'oxy(ｔ)＝０，Ｃ'deoxy(ｔ)＝０とお
けるので、負荷時間及び緩和時間以外の時間におけるΔ
Ｃoxy(ｔ)及びΔＣdeoxy(ｔ)は、雑音もしくは酸化ヘモ
グロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎ
を表わしていることになる。
【００２４】図６は、予測無負荷信号の精度を上げるた
めに、負荷印加毎に無負荷信号の予測をする場合の時間
定義を表わしている。図６のグラフは横軸を計測時間と
し、縦軸を通過光強度として、計測信号１０と求めた予
測無負荷信号１１を表わしている。ここで、Ｔ1を負荷
前予測時間、Ｔ2を負荷後予測時間、Ｔtを負荷時間すな
わち負荷を印加している時間、Ｔrを緩和時間すなわち
負荷印加の影響が残っている時間とする。これらの時間
は、計測位置や計測対象によって変わるため、パラメー
タとして入力する。本図の予測無負荷信号１１は、Ｔ1
＝３０秒，Ｔ2＝３０秒，Ｔr＝３０秒として、負荷前予
測時間Ｔ1と負荷後予測時間Ｔ2の計測信号から最小二乗
法で求められた。また、予測無負荷信号１１を表わす任
意関数として５次式を入力した。
めに、負荷印加毎に無負荷信号の予測をする場合の時間
定義を表わしている。図６のグラフは横軸を計測時間と
し、縦軸を通過光強度として、計測信号１０と求めた予
測無負荷信号１１を表わしている。ここで、Ｔ1を負荷
前予測時間、Ｔ2を負荷後予測時間、Ｔtを負荷時間すな
わち負荷を印加している時間、Ｔrを緩和時間すなわち
負荷印加の影響が残っている時間とする。これらの時間
は、計測位置や計測対象によって変わるため、パラメー
タとして入力する。本図の予測無負荷信号１１は、Ｔ1
＝３０秒，Ｔ2＝３０秒，Ｔr＝３０秒として、負荷前予
測時間Ｔ1と負荷後予測時間Ｔ2の計測信号から最小二乗
法で求められた。また、予測無負荷信号１１を表わす任
意関数として５次式を入力した。
【００２５】図７は、各負荷時間毎のΔＣoxy負荷時間
積分値１７ａ，ΔＣdeoxy負荷時間積分値１７ｂの表示
例である。図５中のΔＣoxy信号１４ａとΔＣdeoxy信号
１４ｂを負荷時間毎に時間積分してΔＣoxy負荷時間積
分値１７ａとΔＣdeoxy負荷時間積分値１７ｂを求め、
表示装置１上に表示されたウィンドウ９内に、負荷番号
毎に立体棒グラフで表示している。ここで、横軸は負荷
番号を表わし、縦軸はΔＣ oxy負荷時間積分値及びΔＣ
deoxy負荷時間積分値を表わしている。ここで、ΔＣ oxy
負荷時間平均値及びΔＣdeoxy負荷時間平均値を表示す
ることも可能である。また、表示には、観察者が見やす
いように色を変えて表示することも可能である。
積分値１７ａ，ΔＣdeoxy負荷時間積分値１７ｂの表示
例である。図５中のΔＣoxy信号１４ａとΔＣdeoxy信号
１４ｂを負荷時間毎に時間積分してΔＣoxy負荷時間積
分値１７ａとΔＣdeoxy負荷時間積分値１７ｂを求め、
表示装置１上に表示されたウィンドウ９内に、負荷番号
毎に立体棒グラフで表示している。ここで、横軸は負荷
番号を表わし、縦軸はΔＣ oxy負荷時間積分値及びΔＣ
deoxy負荷時間積分値を表わしている。ここで、ΔＣ oxy
負荷時間平均値及びΔＣdeoxy負荷時間平均値を表示す
ることも可能である。また、表示には、観察者が見やす
いように色を変えて表示することも可能である。
【００２６】図８は、生体光計測装置を用いて複数の計
測位置で計測した場合の表示例を示す。ここでは、計測
部位を頭部とし、頭部上に４点計測位置を設定した場合
の例を説明する。本表示例では、被検者の計測部位像１
８と、設定した計測位置を表わす計測位置マーク１９ａ
〜１９ｄと、各計測位置に対応しグラフ２１ａ〜２１ｄ
と、計測位置とグラフの対応関係を示す指示線２０ａ〜
２０ｄとを、表示装置１上に表示したウィンドウ９上に
表示する。ここで、計測部位像１８としては、頭部モデ
ル図あるいはＭＲＩ装置で代表されるような画像診断装
置で撮影された被検者本人の計測部位断層画像あるいは
計測部位３次元画像を用いることができる。
測位置で計測した場合の表示例を示す。ここでは、計測
部位を頭部とし、頭部上に４点計測位置を設定した場合
の例を説明する。本表示例では、被検者の計測部位像１
８と、設定した計測位置を表わす計測位置マーク１９ａ
〜１９ｄと、各計測位置に対応しグラフ２１ａ〜２１ｄ
と、計測位置とグラフの対応関係を示す指示線２０ａ〜
２０ｄとを、表示装置１上に表示したウィンドウ９上に
表示する。ここで、計測部位像１８としては、頭部モデ
ル図あるいはＭＲＩ装置で代表されるような画像診断装
置で撮影された被検者本人の計測部位断層画像あるいは
計測部位３次元画像を用いることができる。
【００２７】
【発明の効果】計測信号から予測信号を計算すること
で、生体の揺らぎが安定することを待たずに計測が可能
となる。また、計測信号と計算した予測信号を同時に表
示することによって、観察者が計測信号の変化の有無を
容易に判断することができる。
で、生体の揺らぎが安定することを待たずに計測が可能
となる。また、計測信号と計算した予測信号を同時に表
示することによって、観察者が計測信号の変化の有無を
容易に判断することができる。
【図１】生体にある自然にある揺らぎを表わす図。
【図２】生体光計測装置の概念図。
【図３】本発明による表示例を示す図。
【図４】本発明による表示例を示す図。
【図５】本発明による表示例を示す図。
【図６】本発明による時間軸定義の説明図。
【図７】本発明による表示例を示す図。
【図８】本発明による表示例を示す図。
１：表示装置、２：発振器、３ａ，３ｂ：光源、４：検
出器、５：ロックインアンプ、６：アナログ−デジタル
変換器、７：計算機、８：被検者、９：ウィンドウ、１
０：計測信号、１１：予測無負荷信号、１２：負荷開始
マーク、１３：負荷終了マーク、１４：差分信号、１
５：基線、１６ａ：ΔＣoxy信号、１６ｂ：ΔＣdeoxy信
号、１７ａ：ΔＣoxy負荷時間積分値、１７ｂ：ΔＣ
deoxy負荷時間積分値、１８：計測部位像、１９：計測
位置マーク、２０：指示線、２１：グラフ、２５：入力
装置
出器、５：ロックインアンプ、６：アナログ−デジタル
変換器、７：計算機、８：被検者、９：ウィンドウ、１
０：計測信号、１１：予測無負荷信号、１２：負荷開始
マーク、１３：負荷終了マーク、１４：差分信号、１
５：基線、１６ａ：ΔＣoxy信号、１６ｂ：ΔＣdeoxy信
号、１７ａ：ΔＣoxy負荷時間積分値、１７ｂ：ΔＣ
deoxy負荷時間積分値、１８：計測部位像、１９：計測
位置マーク、２０：指示線、２１：グラフ、２５：入力
装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平７−327964（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−129837（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−118035（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−17630（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−165732（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−217253（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−252243（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−171837（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−281944（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−281966（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01N 21/00 - 21/01 G01N 21/17 - 21/61 A61B 5/145 A61B 10/00 ＰＡＴＯＬＩＳ
Claims (8)
- 【請求項１】 生体に負荷を印加する負荷時間と前記負
荷を印加しない無負荷時間を交互に設けながら前記生体
に光を照射する手段と、前記生体に照射された前記光の
生体通過光強度を検出して計測信号を得る手段と、前記
無負荷時間において前記負荷の印加の影響が残っている
緩和時間における前記計測信号を除いた前記無負荷時間
における前記計測信号に対して、予め指定される関数を
最小二乗法を用いてフィッティングを行なうことによ
り、前記負荷時間における前記計測信号に含まれる、前
記無負荷時問における前記生体中の血液動態の変化に由
来する信号を求める演算を行なう演算手段と、前記演算
手段による演算結果を表示する表示装置とを有すること
を特徴とする生体光計測装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記演算手段は、前記計測信号と前記求められた前
記血液動態の変化に由来する信号との差分を演算し、前
記差分が前記表示装置に表示されることを特徴とする生
体光計測装置。 - 【請求項３】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記計測信号と前記求められた前記血液動態の変化
に由来する信号とが前記表示装置に表示されることを特
徴とする生体光計測装置。 - 【請求項４】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記演算手段は、個々の前記負荷時間の前後におけ
る２つの前記無負荷時間での前記計測信号から、前記緩
和時間における前記計測信号を除いた前記２つの無負荷
時間における前記計測信号に対して、前記フィッティン
グを行なうことを特徴とする生体光計測装置。 - 【請求項５】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記演算手段は、前記緩和時間における前記計測信
号を除いた複数の前記無負荷時間における前記計測信号
に対して、前記フィッティングを行なうことを特徴とす
る生体光計測装置。 - 【請求項６】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記負荷の印加の開始時刻を示すマーク及び前記負
荷の印加の終了時刻を示すマークが直線で前記表示装置
に表示されることを特徴とする生体光計測装置。 - 【請求項７】 請求項１に記載の生体光計測装置におい
て、前記演算手段は、前記計測信号と前記求められた前
記血液動態の変化に由来する信号とから、前記負荷によ
る酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の相
対変化量の時間変化を求める演算を行ない、求められた
前記酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の
前記相対変化量の時間変化が前記表示装置に表示される
ことを特徴とする生体光計測装置。 - 【請求項８】 請求項７に記載の生体光計測装置におい
て、前記演算手段は、前記酸化ヘモグロビン濃度及び還
元ヘモグロビン濃度の前記相対変化量の時間変化のそれ
ぞれの、前記各負荷時間における時間積分値又は前記各
負荷時間における平均値を求める演算を行ない、前記時
間積分値又は前記平均値が前記表示装置に表示されるこ
とを特徴とする生体光計測装置。
Priority Applications (8)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03097295A JP3325145B2 (ja) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | 生体光計測装置 |
| US08/539,871 US5803909A (en) | 1994-10-06 | 1995-10-06 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/149,155 US6128517A (en) | 1994-10-06 | 1998-09-08 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/203,610 US6282438B1 (en) | 1994-10-06 | 1998-12-02 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/900,144 US7286870B2 (en) | 1994-10-06 | 2001-07-09 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,338 US8050744B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,282 US7440794B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,339 US7715904B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03097295A JP3325145B2 (ja) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | 生体光計測装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002131352A Division JP2002372491A (ja) | 2002-05-07 | 2002-05-07 | 生体光計測装置の信号表示方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08215179A JPH08215179A (ja) | 1996-08-27 |
| JP3325145B2 true JP3325145B2 (ja) | 2002-09-17 |
Family
ID=12318588
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03097295A Expired - Lifetime JP3325145B2 (ja) | 1994-10-06 | 1995-02-20 | 生体光計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3325145B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6240309B1 (en) | 1995-10-06 | 2001-05-29 | Hitachi, Ltd. | Optical measurement instrument for living body |
| USRE45607E1 (en) * | 1998-10-13 | 2015-07-14 | Covidien Lp | Multi-channel non-invasive tissue oximeter |
| JP3977947B2 (ja) * | 1998-12-07 | 2007-09-19 | 株式会社日立製作所 | 光計測方法及び装置 |
| JP4076003B2 (ja) * | 1999-02-19 | 2008-04-16 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
| JP3801172B2 (ja) * | 2003-11-25 | 2006-07-26 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
| JP2005198788A (ja) | 2004-01-14 | 2005-07-28 | National Institute Of Information & Communication Technology | 生体活動計測装置 |
| US7725145B2 (en) | 2005-02-16 | 2010-05-25 | Hitachi Medical Corporation | Biological photometric device |
-
1995
- 1995-02-20 JP JP03097295A patent/JP3325145B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH08215179A (ja) | 1996-08-27 |
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