JPH07113743A - 生体信号処理方法 - Google Patents
生体信号処理方法Info
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- JPH07113743A JPH07113743A JP5280293A JP28029393A JPH07113743A JP H07113743 A JPH07113743 A JP H07113743A JP 5280293 A JP5280293 A JP 5280293A JP 28029393 A JP28029393 A JP 28029393A JP H07113743 A JPH07113743 A JP H07113743A
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- blood flow
- light
- tissue
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- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 被測定生体体積内の血流速度を分割的に測定
する。 【構成】 生体に対しレーザー光を照射して、反射散乱
光を収集し、前記反射散乱光からパワースペクトルを検
出し、多重回帰処理を施す。
する。 【構成】 生体に対しレーザー光を照射して、反射散乱
光を収集し、前記反射散乱光からパワースペクトルを検
出し、多重回帰処理を施す。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、レーザー光を用いた微
小循環血流計測等の為の生体情報を処理する方法に関す
る。
小循環血流計測等の為の生体情報を処理する方法に関す
る。
【０００２】
【従来例】図１に典型的な、レーザー血流計の測定ブロ
ックダイアグラムを示す。図１（２）は、図１（１）の
(01)部分を拡大したものである。図１（１）に於て、(1
1)はプローブであり、送光用ファイバー(12)と受光用フ
ァイバー(13)を束ねたものである。プローブ(11)は図１
(２)で示す様に生体組織（ＭＡ）の表面に接触して使用
される。送光用ファイバー(12)はレーザー光源(14)と接
続し、受光用ファイバー(13)はフォトダイオード(15)と
接続している。フォトダイオード(15)は更にアンプ(16)
に接続される。アンプ(16)の出力は、入力信号に対しＡ
(ω)演算処理を施すバンドパスフィルタ(17)、入力信号
に対し〈Ｉ(ｔ)〉処理を施すローパスフィルタ(18)と接
続し、バンドパスフィルタ(17)は更に入力信号Ａ(ω)に
対し、
ックダイアグラムを示す。図１（２）は、図１（１）の
(01)部分を拡大したものである。図１（１）に於て、(1
1)はプローブであり、送光用ファイバー(12)と受光用フ
ァイバー(13)を束ねたものである。プローブ(11)は図１
(２)で示す様に生体組織（ＭＡ）の表面に接触して使用
される。送光用ファイバー(12)はレーザー光源(14)と接
続し、受光用ファイバー(13)はフォトダイオード(15)と
接続している。フォトダイオード(15)は更にアンプ(16)
に接続される。アンプ(16)の出力は、入力信号に対しＡ
(ω)演算処理を施すバンドパスフィルタ(17)、入力信号
に対し〈Ｉ(ｔ)〉処理を施すローパスフィルタ(18)と接
続し、バンドパスフィルタ(17)は更に入力信号Ａ(ω)に
対し、
【数１】 処理を施すラティスフィルタ(20)、入力信号Ａ(ω)に対
し、Ｐ(ω)処理を施す２乗演算回路(21)に接続してい
る。ラティスフィルタ(20)の出力は入力信号
し、Ｐ(ω)処理を施す２乗演算回路(21)に接続してい
る。ラティスフィルタ(20)の出力は入力信号
【数２】 に対しωＰ(ω)演算処理を施す２乗回路(22)と接続し、
２乗回路(22)の出力は入力信号（ωＰ(ω)）に対し、
２乗回路(22)の出力は入力信号（ωＰ(ω)）に対し、
【数３】 処理を施す積分回路(24)と接続する。２乗回路(21)の出
力は、入力信号（Ｐ(ω)）に対し、
力は、入力信号（Ｐ(ω)）に対し、
【数４】 処理を施す積分回路(23)と接続する。ローパスフィルタ
(18)の出力は入力信号〈Ｉ(ｔ)〉に対し、〈Ｉ(ｔ)〉2
処理を施す２乗回路(19)と接続する。積分回路(23)と２
乗回路(19)との出力は、これら２入力に対し
(18)の出力は入力信号〈Ｉ(ｔ)〉に対し、〈Ｉ(ｔ)〉2
処理を施す２乗回路(19)と接続する。積分回路(23)と２
乗回路(19)との出力は、これら２入力に対し
【数５】 処理を施す規格化回路(25)と接続する。規格化回路(25)
の出力は、出力端（ＭＡ）並びに除算回路(27)の一端と
接続する。２乗回路(19)の出力と積分回路(24)の出力
は、これら２入力に対し、
の出力は、出力端（ＭＡ）並びに除算回路(27)の一端と
接続する。２乗回路(19)の出力と積分回路(24)の出力
は、これら２入力に対し、
【数６】 処理を施す規格化回路(26)と接続する。規格化回路(26)
の出力は出力端（ＦＬ）並びに除算回路(27)の他端と接
続する。除算回路(27)は、これら２入力に対し、
の出力は出力端（ＦＬ）並びに除算回路(27)の他端と接
続する。除算回路(27)は、これら２入力に対し、
【数７】 処理を施す。除算回路(27)の出力は、出力端（ＶＥ）と
接続する。レーザー光源(14)から出力されたレーザー光
は、送光用ファイバー(12)を通して組織（ＭＡ）に照射
される。図１（２）で示す組織中の赤血球（ＭＢ）等で
散乱された光の一部が受光用の光ファイバー(13)を通じ
てフォトダイオード(15)に導かれる。フォトダイオード
(15)で光電変換され、アンプ(16)で増幅された信号は、
上述した信号処理回路で処理され組織血流量に相当する
量を出力端（ＦＬ）、組織血液量に相当する量を出力端
（ＭＡ）、血流速度に相当する量を出力端（ＶＥ）に出
力する。
接続する。レーザー光源(14)から出力されたレーザー光
は、送光用ファイバー(12)を通して組織（ＭＡ）に照射
される。図１（２）で示す組織中の赤血球（ＭＢ）等で
散乱された光の一部が受光用の光ファイバー(13)を通じ
てフォトダイオード(15)に導かれる。フォトダイオード
(15)で光電変換され、アンプ(16)で増幅された信号は、
上述した信号処理回路で処理され組織血流量に相当する
量を出力端（ＦＬ）、組織血液量に相当する量を出力端
（ＭＡ）、血流速度に相当する量を出力端（ＶＥ）に出
力する。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】上述した従来の血流計
で測定される量は、被測定体積内の平均値である。つま
り、血流速度は、その組織内を流れる血流の平均速度で
ある。従って、組織中には毛細血管と細動静脈が存在す
るが、これらを分けて測定できない。
で測定される量は、被測定体積内の平均値である。つま
り、血流速度は、その組織内を流れる血流の平均速度で
ある。従って、組織中には毛細血管と細動静脈が存在す
るが、これらを分けて測定できない。
【０００４】
【課題を解決する為の手段】上記に鑑み本発明は、被測
定生体体積内の血流速度を分けて測定するために、アン
プ出力の信号をＦＦＴ処理し、これを多重回帰分析する
ことで血流速度分布を求めることを実現した。
定生体体積内の血流速度を分けて測定するために、アン
プ出力の信号をＦＦＴ処理し、これを多重回帰分析する
ことで血流速度分布を求めることを実現した。
【０００５】
【実施例】本発明は、例えばレーザー光出力手段及び受
光手段を供えたプローブと前記受光手段で得られた散乱
光を光電変換して電気信号に変換する手段及び前記電気
信号を増幅する増幅手段、パワースペクトル検出手段、
多重回帰分析手段、より構成される。レーザー光出力手
段は例えば、半導体レーザーを用いたもの、受光手段は
例えば、受光ダイオード等の光電変換素子を用いたもの
であり、レーザー光出力手段と受光手段は図１の様に一
体化されたプローブを形成されるものであるが、その
他、別体である場合もある。又、プローブと生体皮膚表
面とは、接触、非接触のどちらの形態でもかまわない。
パワースペクトル検出手段、多重回帰分析手段は、１つ
乃至複数のマイクロコンピュータ、アナログ演算処理手
段あるいはＤＳＰ等で構成された信号処理手段で実施さ
れるものであるが、具体的処理過程について次に説明す
る。アンプ出力の信号をＦＦＴ処理すると、得られる信
号は図２のようになる。これは人の前腕の皮膚血流を測
定した場合である。スペクトル波形がピークを持たない
理由は、光子が赤血球に衝突する前に静止組織によって
何回も散乱されるため、入射光ベクトルと赤血球の速度
ベクトルの方向の関係がランダムになるためである。こ
のパワースペクトル信号を信号処理手段で多重回帰して
分解することで、それぞれの速度の要素に分けることが
できる。次に多重回帰について詳細に説明する。 モデル理論：５００から９００ｎｍ波長域では生体組織
は強い散乱体であるので、組織に入射した光は拡散され
る。一般に組織中の赤血球数密度は低いので、送光点と
受光点間の距離が短ければ、ほとんどの光子は静止組織
のみによって散乱され、わずかな光子がその散乱過程で
１回、または数回散乱される。静止組織によって散乱さ
れた光は周波数変調されないが、流れている赤血球によ
って散乱された光は周波数変調される。静止組織からの
散乱光の割合が多いため、散乱光の一部を受光して信号
処理するときにはヘテロダイン法として扱うことができ
る。光子は赤血球に衝突する前に静止組織によって何回
か散乱されるため、入射光ベクトルの方向はランダムと
して考えられる。赤血球からの散乱光の自己相関関数、
光手段を供えたプローブと前記受光手段で得られた散乱
光を光電変換して電気信号に変換する手段及び前記電気
信号を増幅する増幅手段、パワースペクトル検出手段、
多重回帰分析手段、より構成される。レーザー光出力手
段は例えば、半導体レーザーを用いたもの、受光手段は
例えば、受光ダイオード等の光電変換素子を用いたもの
であり、レーザー光出力手段と受光手段は図１の様に一
体化されたプローブを形成されるものであるが、その
他、別体である場合もある。又、プローブと生体皮膚表
面とは、接触、非接触のどちらの形態でもかまわない。
パワースペクトル検出手段、多重回帰分析手段は、１つ
乃至複数のマイクロコンピュータ、アナログ演算処理手
段あるいはＤＳＰ等で構成された信号処理手段で実施さ
れるものであるが、具体的処理過程について次に説明す
る。アンプ出力の信号をＦＦＴ処理すると、得られる信
号は図２のようになる。これは人の前腕の皮膚血流を測
定した場合である。スペクトル波形がピークを持たない
理由は、光子が赤血球に衝突する前に静止組織によって
何回も散乱されるため、入射光ベクトルと赤血球の速度
ベクトルの方向の関係がランダムになるためである。こ
のパワースペクトル信号を信号処理手段で多重回帰して
分解することで、それぞれの速度の要素に分けることが
できる。次に多重回帰について詳細に説明する。 モデル理論：５００から９００ｎｍ波長域では生体組織
は強い散乱体であるので、組織に入射した光は拡散され
る。一般に組織中の赤血球数密度は低いので、送光点と
受光点間の距離が短ければ、ほとんどの光子は静止組織
のみによって散乱され、わずかな光子がその散乱過程で
１回、または数回散乱される。静止組織によって散乱さ
れた光は周波数変調されないが、流れている赤血球によ
って散乱された光は周波数変調される。静止組織からの
散乱光の割合が多いため、散乱光の一部を受光して信号
処理するときにはヘテロダイン法として扱うことができ
る。光子は赤血球に衝突する前に静止組織によって何回
か散乱されるため、入射光ベクトルの方向はランダムと
して考えられる。赤血球からの散乱光の自己相関関数、
【数８】 は、
【数９】 ・・・・(１) として表すことができる。ここで｜ｆ(θ)｜2は１つの
赤血球の散乱光強度で、θは散乱角度である。Ｆ(ｑ，
ｔ)は散乱関数である。赤血球の大きさが、波長よりも
かなり大きい場合には、｜ｆ(θ)｜2は次式で近似でき
る。 ｜ｆ(θ)｜2＝（α／π）σsexp（−αθ2）・・・・・(２) ここでσsは赤血球の散乱断面積、αは散乱光分布から
得られる係数である。赤血球の速度分布がガウス分布だ
と仮定すると、Ｆ（ｑ，ｔ）は、 Ｆ（ｑ，ｔ）＝exp（−ｑ2〈Ｖ2〉ｔ2／６）・・・・・(３) として表される。ここでｑは散乱ベクトルで、ｑ＝（４
π／λ）sin（θ／２）の大きさを持つ。λは波長で、
Ｖは赤血球の速度である。ここで速度分布が２つあり、
それぞれが独立であるならば、Ｆ（ｑ，ｔ）はそれぞれ
の合成として考えられるので、 Ｆt（ｑ，ｔ）＝Ａ exp(−ｑ2〈Ｖ1 2〉ｔ2／6)＋Ｂ exp(−ｑ2〈Ｖ2 2〉ｔ2／6) ・・・・・(４) として表すことができる。ＡとＢはそれぞれＶ1とＶ2ｋ
速度を持つ赤血球の数密度に依存する係数で、Ａ＋Ｂ＝
１である。したがって、この場合(１)式は、
赤血球の散乱光強度で、θは散乱角度である。Ｆ(ｑ，
ｔ)は散乱関数である。赤血球の大きさが、波長よりも
かなり大きい場合には、｜ｆ(θ)｜2は次式で近似でき
る。 ｜ｆ(θ)｜2＝（α／π）σsexp（−αθ2）・・・・・(２) ここでσsは赤血球の散乱断面積、αは散乱光分布から
得られる係数である。赤血球の速度分布がガウス分布だ
と仮定すると、Ｆ（ｑ，ｔ）は、 Ｆ（ｑ，ｔ）＝exp（−ｑ2〈Ｖ2〉ｔ2／６）・・・・・(３) として表される。ここでｑは散乱ベクトルで、ｑ＝（４
π／λ）sin（θ／２）の大きさを持つ。λは波長で、
Ｖは赤血球の速度である。ここで速度分布が２つあり、
それぞれが独立であるならば、Ｆ（ｑ，ｔ）はそれぞれ
の合成として考えられるので、 Ｆt（ｑ，ｔ）＝Ａ exp(−ｑ2〈Ｖ1 2〉ｔ2／6)＋Ｂ exp(−ｑ2〈Ｖ2 2〉ｔ2／6) ・・・・・(４) として表すことができる。ＡとＢはそれぞれＶ1とＶ2ｋ
速度を持つ赤血球の数密度に依存する係数で、Ａ＋Ｂ＝
１である。したがって、この場合(１)式は、
【数１０】 ・・・・(５) として表すことができる。ここで、τ1＝（２／３）π2
〈Ｖ1 2〉ｔ2／λ2，τ2＝（２／３）π2〈Ｖ2 2〉ｔ2／
λ2である。この相関関数のパワースペクトルＳ(ω)は
次式で表すことができる。
〈Ｖ1 2〉ｔ2／λ2，τ2＝（２／３）π2〈Ｖ2 2〉ｔ2／
λ2である。この相関関数のパワースペクトルＳ(ω)は
次式で表すことができる。
【数１１】 ・・・・(６) ここで〈Ｎ〉は検出体積中の赤血球の平均数である。
(５)，(６)式より、 Ｓ(ω)＝(〈Ｎ〉／π)[Ａ ｅｘｐ(−ａω)＋Ｂ ｅｘｐ(−ｂω)]・・(７) となる。ここで、ａ＝［（３αλ2）／（２π
2〈Ｖ1 2〉）］1/2，ｂ＝［（３αλ2）／（２π
2〈Ｖ1 2〉）］1/2である。ここで最小自乗法を用いて回
帰すれば、Ａ，Ｂ，ａ，ｂが求まる。１／ａと１／ｂは
平均周波数であり、速度に比例する。また、それぞれの
速度を持つ赤血球からの散乱光強度（ＩＩＰＳ）は、
(５)，(６)式より、 Ｓ(ω)＝(〈Ｎ〉／π)[Ａ ｅｘｐ(−ａω)＋Ｂ ｅｘｐ(−ｂω)]・・(７) となる。ここで、ａ＝［（３αλ2）／（２π
2〈Ｖ1 2〉）］1/2，ｂ＝［（３αλ2）／（２π
2〈Ｖ1 2〉）］1/2である。ここで最小自乗法を用いて回
帰すれば、Ａ，Ｂ，ａ，ｂが求まる。１／ａと１／ｂは
平均周波数であり、速度に比例する。また、それぞれの
速度を持つ赤血球からの散乱光強度（ＩＩＰＳ）は、
【数１２】 で求まり、それぞれＡ〈Ｎ〉／（πａ）とＢ〈Ｎ〉／
（πｂ）である。ＩＩＰＳは赤血球数密度に比例するの
で、Ａ／ａとＢ／ｂの比から、それぞれの速度成分を持
つ赤血球量の割合が分かる。
（πｂ）である。ＩＩＰＳは赤血球数密度に比例するの
で、Ａ／ａとＢ／ｂの比から、それぞれの速度成分を持
つ赤血球量の割合が分かる。
【０００６】実験例 実験では、まず、２種類の速度が分離できるかどうか確
かめた。実験は図３に示す組織血流モデルを用いて行っ
た。図３（２）は、図３（１）の、プローブ(11)周辺の
断面を示している。このモデルは、血管の代わりである
２本のマイクロチューブ(211)(212)と、静止組織の代わ
りである２枚のポリアセタール板(213)(214)から構成さ
れている。ポリアセタール板(213)の厚さは、約０．３m
mである。赤血球の代わりとして、マイクロチューブ(21
1)(212)の中にポリスチレン粒子(215)をマイクロフィー
ダー(216)(217)を用いて流した。粒子の直径は約２μｍ
である。送光用ファイバー(12)と受光用ファイバー(13)
を束ねたプローブ(11)をポリアセタール板(213)上に接
触させる。送光用ファイバー(12)はレーザー光源(14)、
受光用ファイバー(13)は、フォトダイオード(15)と接続
する。フォトダイオード(15)は、増幅器(16)と接続す
る。２本のチューブ内(211)(212)の粒子速度を0.3から
3.4mm／ｓの速度で階段的に変えて、パワースペクトル
を測定した。パワースペクトルの測定にはＦＦＴアナラ
イザーを用いた。ＦＦＴアナライザーは、増幅器(16)の
出力端(30)と接続される。解析は自作のプログラムで行
った。このとき、パワースペクトルをそのまま回帰する
と、高周波成分での誤差が低く見積もられてしまうた
め、パワースペクトルに周波数の重みをかけたデータと
して解析した。（ｆ×Ｓ（ｆ）） 図４（ａ）は、実際にヒトの人差し指から図３（１）で
示すプローブ（１１）を用いて血流を測定し、そのパワ
ースペクトルを算出して描いたグラフであり、図４
（ｂ）は、上述した実験用モデルシステムに於てポリス
チレン粒子の流れをプローブ(11)を用いて測定し、その
パワースペクトルを算出して描いたグラフである。尚、
本モデルの妥当性は既に発表されている。（JAPANESE J
ournal ofAPPLIED PHYSICS Vol.32, pp.2177-2182 (199
3) ジャパニーズジャーナル オブアプライド フィジ
クス） 図５に、設定した速度と、回帰した後のパワースペクト
ルの平均周波数の関係を示す。（ａ)は粒子濃度が、0.0
2％、（ｂ）は粒子濃度が、0.04％である。パワースペ
クトルの平均周波数は、粒子速度に比例する。自然対数
の多重回帰は何本でも可能であるが、本実験では２本で
回帰したときの残差２乗和の値が、１本で回帰したとき
の残差２乗和とあまり変わらなければ（本実験では0．7
倍以上小さくならなければ）、１本の回帰結果を用い
た。したがって、２本のチューブ(211)(212)内の速度が
0.3と0.6mm／ｓなど、あまり差がない場合には、２種類
の速度として回帰できず、１種類の速度として回帰され
た。この実験結果からは、高い相関が得られた。本実験
より、２つの速度にある程度差があれば、本方法で分離
して測定できると考えられた。実際に前腕と指の血流を
測定し、本方法で回帰した結果を表１に示す。表１は、
前腕と指の血流を回帰したときのパワースペクトルの平
均周波数とパワースペクトルの積分強度を示している。
血流速度は、２つに分けた場合、前腕、指ともに10倍程
度速度が異なる成分に分けられた。
かめた。実験は図３に示す組織血流モデルを用いて行っ
た。図３（２）は、図３（１）の、プローブ(11)周辺の
断面を示している。このモデルは、血管の代わりである
２本のマイクロチューブ(211)(212)と、静止組織の代わ
りである２枚のポリアセタール板(213)(214)から構成さ
れている。ポリアセタール板(213)の厚さは、約０．３m
mである。赤血球の代わりとして、マイクロチューブ(21
1)(212)の中にポリスチレン粒子(215)をマイクロフィー
ダー(216)(217)を用いて流した。粒子の直径は約２μｍ
である。送光用ファイバー(12)と受光用ファイバー(13)
を束ねたプローブ(11)をポリアセタール板(213)上に接
触させる。送光用ファイバー(12)はレーザー光源(14)、
受光用ファイバー(13)は、フォトダイオード(15)と接続
する。フォトダイオード(15)は、増幅器(16)と接続す
る。２本のチューブ内(211)(212)の粒子速度を0.3から
3.4mm／ｓの速度で階段的に変えて、パワースペクトル
を測定した。パワースペクトルの測定にはＦＦＴアナラ
イザーを用いた。ＦＦＴアナライザーは、増幅器(16)の
出力端(30)と接続される。解析は自作のプログラムで行
った。このとき、パワースペクトルをそのまま回帰する
と、高周波成分での誤差が低く見積もられてしまうた
め、パワースペクトルに周波数の重みをかけたデータと
して解析した。（ｆ×Ｓ（ｆ）） 図４（ａ）は、実際にヒトの人差し指から図３（１）で
示すプローブ（１１）を用いて血流を測定し、そのパワ
ースペクトルを算出して描いたグラフであり、図４
（ｂ）は、上述した実験用モデルシステムに於てポリス
チレン粒子の流れをプローブ(11)を用いて測定し、その
パワースペクトルを算出して描いたグラフである。尚、
本モデルの妥当性は既に発表されている。（JAPANESE J
ournal ofAPPLIED PHYSICS Vol.32, pp.2177-2182 (199
3) ジャパニーズジャーナル オブアプライド フィジ
クス） 図５に、設定した速度と、回帰した後のパワースペクト
ルの平均周波数の関係を示す。（ａ)は粒子濃度が、0.0
2％、（ｂ）は粒子濃度が、0.04％である。パワースペ
クトルの平均周波数は、粒子速度に比例する。自然対数
の多重回帰は何本でも可能であるが、本実験では２本で
回帰したときの残差２乗和の値が、１本で回帰したとき
の残差２乗和とあまり変わらなければ（本実験では0．7
倍以上小さくならなければ）、１本の回帰結果を用い
た。したがって、２本のチューブ(211)(212)内の速度が
0.3と0.6mm／ｓなど、あまり差がない場合には、２種類
の速度として回帰できず、１種類の速度として回帰され
た。この実験結果からは、高い相関が得られた。本実験
より、２つの速度にある程度差があれば、本方法で分離
して測定できると考えられた。実際に前腕と指の血流を
測定し、本方法で回帰した結果を表１に示す。表１は、
前腕と指の血流を回帰したときのパワースペクトルの平
均周波数とパワースペクトルの積分強度を示している。
血流速度は、２つに分けた場合、前腕、指ともに10倍程
度速度が異なる成分に分けられた。
【表１】 パワースペクトルの積分強度（ＩＩＰＳ）は、赤血球数
密度に比例する。この値を見ると、前腕では早い速度の
赤血球の数は全体の１４％程度であるが、指では早い速
度の成分が３８％程度ある。この結果から、指のほうが
前腕に比べて太い血管の割合が高いと推測される。
密度に比例する。この値を見ると、前腕では早い速度の
赤血球の数は全体の１４％程度であるが、指では早い速
度の成分が３８％程度ある。この結果から、指のほうが
前腕に比べて太い血管の割合が高いと推測される。
【０００７】
【発明の効果】以上詳述の如く本発明は、レーザー光を
生体組織に照射し、その反射散乱先に対しパワースペク
トル処理を施すことによって微小循環血流情報が得ら
れ、しかもこのパワースペクトル信号に多重回帰分析処
理を施すことによって血流速度分布を得ることができ
る。又、血流速度は血管の種類と太さに関係しているた
め、速度分布からその組織中の血管網構築が推定でき
る。組織中の毛細血管の割合は、病気などと関連があ
り、例えば糖尿病の患者では指先の毛細血管が病気の進
行とともに消失してくる。また、やけどの治り具合など
も推定できると考えられる。したがって、血流量の多少
だけでは判断できないことも、血流速度分布が分かれば
組織の状態を知ることができる。
生体組織に照射し、その反射散乱先に対しパワースペク
トル処理を施すことによって微小循環血流情報が得ら
れ、しかもこのパワースペクトル信号に多重回帰分析処
理を施すことによって血流速度分布を得ることができ
る。又、血流速度は血管の種類と太さに関係しているた
め、速度分布からその組織中の血管網構築が推定でき
る。組織中の毛細血管の割合は、病気などと関連があ
り、例えば糖尿病の患者では指先の毛細血管が病気の進
行とともに消失してくる。また、やけどの治り具合など
も推定できると考えられる。したがって、血流量の多少
だけでは判断できないことも、血流速度分布が分かれば
組織の状態を知ることができる。
【図１】従来例を示す図。
【図２】
【図４】
【図５】本発明の動作を示すグラフ図。
【図３】本発明の実験装置例を示す図。
Claims (1)
- 【請求項１】 生体に対しレーザー光を照射して、反射
散乱光を収集し、前記反射散乱光からパワースペクトル
を検出し、多重回帰処理を施すことを特徴とする生体信
号処理方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
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1993
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