JPH11299760A - 脳活動計測装置 - Google Patents

脳活動計測装置

Info

Publication number
JPH11299760A
JPH11299760A JP10108030A JP10803098A JPH11299760A JP H11299760 A JPH11299760 A JP H11299760A JP 10108030 A JP10108030 A JP 10108030A JP 10803098 A JP10803098 A JP 10803098A JP H11299760 A JPH11299760 A JP H11299760A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
light
brain activity
image
hemoglobin
brain
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP10108030A
Other languages
English (en)
Inventor
Mamiko Yanagiura
真美子 柳浦
Michio Nakajima
道夫 中島
Manabu Tanifuji
学 谷藤
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Mitsubishi Electric Corp
Original Assignee
Mitsubishi Electric Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Mitsubishi Electric Corp filed Critical Mitsubishi Electric Corp
Priority to JP10108030A priority Critical patent/JPH11299760A/ja
Publication of JPH11299760A publication Critical patent/JPH11299760A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Landscapes

  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 撮像画像の静的バックグラウンドノイズを除
去して、脳活動を反映する信号だけを精度良く計測でき
る脳活動計測装置を得る。 【解決手段】 脳表面1に光を照射する光源2、光照射
による反射散乱光を受光する対物レンズ4、結像レンズ
5、受光した反射散乱光の光路を複数の光路に分割する
光路分割器6、分割された光路のそれぞれに設置され特
定の波長の光のみを透過させる帯域フィルタ7a、7
b、帯域フィルタを透過した光を検出して画像信号を生
成するCCDカメラ8a、8b、CCDカメラで生成さ
れたそれぞれの画像信号の時間変化信号を出力する時間
差分増幅器14a、14b、時間差分増幅器の出力であ
る時間変化信号間の差動信号を出力する差動増幅器10
を備えた。

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【発明の属する技術分野】この発明は、光による生体計
測の技術分野に属し、詳しくは脳活動に伴う内因性ヘモ
グロビン変化を光量変化として計測するもので、脳にお
ける情報処理メカニズムの研究や脳外科手術の支援に利
用できる脳活動計測装置に関するものである。
【0002】
【従来の技術】脳活動の変化を示す指標となり得るもの
としてヘモグロビン濃度変化がある。脳活動が活発にな
れば、その場所での代謝が活発になり酸素消費が増える
ため、酸素を供給するために血流量が増大しヘモグロビ
ン濃度が増加する。ヘモグロビンは光を吸収するため、
ヘモグロビン濃度変化を光の吸収で計測することがで
き、脳活動を知ることができる。
【0003】図9は、例えば、特開平8−38460号
公報に示された従来の脳活動計測装置を示す構成図であ
る。図において、1は人間を含む脳表面、2は脳表面1
に光を照射する光源、3は鏡筒、4は対物レンズ、5は
脳表面1からの反射散乱光を結像する結像レンズであ
り、光源2により照射された光の反射散乱光を脳表面1
から受光する受光手段が対物レンズ4及び結像レンズ5
から構成されている。6は結像レンズ5により結像され
た反射散乱光を2つの光路に分割する光路分割器、7
a、7bは光路分割器6により分割された各光路にそれ
ぞれ設置された帯域フィルタで、7aは570nm近傍
の波長のみを透過させる帯域フィルタ、7bは630n
m近傍の波長のみを透過させる帯域フィルタである。8
a、8bは帯域フィルタ7a及び7bを透過した光を検
出して画像信号を生成するCCDカメラ、9a、9bは
CCDカメラ8a及び8bにより生成された各画像信号
間の輝度やコントラストを一致させる画像調整器、10
は画像調整器9a及び9bから出力された画像信号間の
差動処理を画素単位で行いその差動信号を出力する差動
増幅器、11は差動増幅器10から出力された差動信号
を増幅するゲイン調整器、12はゲイン調整器11から
出力された信号を表示するテレビモニタ、13はゲイン
調整器11から出力された信号を記憶するビデオテープ
レコーダである。
【0004】また図10は、酸化型ヘモグロビン(Hb
2)及び脱酸素型ヘモグロビン(Hb)の吸収スペク
トルを示す図である。
【0005】次に動作について説明する。まず、光源2
が脳表面1に光を照射すると、その光による反射散乱光
を対物レンズ4が受光し、結像レンズ5がその反射散乱
光を結像する。そしてかかる反射散乱光は、光路分割器
6に受光されると2つの光路に分割され、各光路に置か
れている570nm近傍の波長のみを透過させる帯域フ
ィルタ7a及び630nm近傍の波長のみを透過させる
帯域フィルタ7bにそれぞれ入射される。
【0006】上記図10に示すように、帯域フィルタ7
aで透過される570nm近傍の波長では、酸化型ヘモ
グロビン及び脱酸素型ヘモグロビンとも光の吸収が大き
い。一方、帯域フィルタ7bで透過される630nm近
傍の波長では、酸化型ヘモグロビン及び脱酸素型ヘモグ
ロビンとも570nm近傍の波長に比べてヘモグロビン
による光の吸収はかなり小さい。従って、脳でヘモグロ
ビン濃度変化が起きると、570nm近傍の波長ではヘ
モグロビンに起因する反射散乱光量変化は大きくなり、
630nm近傍の波長では小さくなる。
【0007】こうして、脳活動に伴うヘモグロビン濃度
変化の情報を多く含んだ570nm近傍の波長の光のみ
を透過させる帯域フィルタ7aに入射された反射散乱光
はCCDカメラ8aに結像され、ヘモグロビン濃度変化
の情報をあまり含まない630nm近傍の波長の光のみ
を透過させる帯域フィルタ7bに入射された反射散乱光
はCCDカメラ8bに結像される。CCDカメラ8a及
び8bは、その反射散乱光から脳表面1の2次元の画像
信号をそれぞれ生成する。そして、各画像信号は画像調
整器9a及び9bでそれぞれの輝度とコントラストを調
整後、差動増幅器10に入力される。そして、各画像信
号を入力すると差動増幅器10は、画像調整器9a及び
9bより出力された各画像信号間の差動処理を画素単位
で行い両者の差動信号を出力する。
【0008】ここで、各画像信号間の差動処理を行う理
由は、570nm近傍の波長の光による画像信号は、脳
活動を反映する信号と、脳の活動を反映する信号以外の
バックグラウンド(例えば脳の血管の画像など)とから
構成されるのに対して、630nm近傍の波長の光によ
る画像信号は、バックグラウンドのみで構成されるた
め、570nm近傍の波長の光による画像信号から63
0nm近傍の波長の光による画像信号を差し引けば、バ
ックグラウンドが除去されて、脳活動を反映する信号の
みを計測することができるからである。
【0009】差動増幅器10から出力された脳活動を反
映する差動信号は、ゲイン調整器11で増幅された後、
テレビモニタ12に入力され、テレビモニタ12が差動
信号に基づいてヘモグロビン濃度を含む脳活動を反映し
た画像を表示する。一方、差動信号はビデオテープレコ
ーダ13にも入力され、ビデオテープレコーダ13が脳
活動を反映した画像を記憶して一連の処理を完了する。
【0010】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、バック
ラウンド画像には、血管などにより脳表面の明暗度が異
なることに起因する静的バックグラウンドノイズと、心
拍や呼吸に基づく脳表面の振動などに起因する動的バッ
クグラウンドノイズの2種類のノイズが含まれている。
従来の脳活動計測装置は、波長の異なる光から各画像信
号を生成するので、生成された画像のバックグラウンド
が両画像間で同一ではなく、この画像間のバックグラウ
ンド差を輝度とコントラストの調整器9a、9bで調整
しても完全には同一のバックグラウンド画像とは成ら
ず、その結果差動増幅器10から出力される差動信号か
ら、特に上述した静的バックグラウンドノイズが除去し
きれないという問題点があった。そのため、得られた脳
活動を反映する差動信号がノイズにより不正確であり、
またこのノイズによって差動信号がばらつくため増幅率
をあまりあげれなかった。
【0011】この発明は以上のような問題点を解決する
ためになされたもので、画像の静的バックグラウンドノ
イズを除去して、脳活動を反映する信号だけを精度良く
計測できる脳活動計測装置を得ることを目的とする。
【0012】
【課題を解決するための手段】この発明に係る脳活動計
測装置は、脳表面に光を照射する光照射手段、光照射に
よる反射散乱光を受光する受光手段、受光した反射散乱
光の光路を複数の光路に分割する光路分割手段、分割さ
れた光路のそれぞれに設置され特定の波長の光のみを透
過させる複数の光透過手段、この複数の光透過手段を透
過した光を生成して画像信号を出力する複数の画像信号
生成手段、この複数の画像信号生成手段で生成されたそ
れぞれの画像信号の時間変化信号を出力する複数の時間
差分増幅手段、この複数の時間差分増幅手段で出力され
た各時間変化信号間の差動信号を出力する差動増幅手段
とを備えたものである。
【0013】また、複数の光透過手段のうち少なくとも
一つはヘモグロビンに対して吸収がある光を透過するも
のである。
【0014】また、複数の光透過手段のうち少なくとも
一つは近赤外光を透過するものである。
【0015】また、各画像信号と各画像時間差分信号か
らヘモグロビン濃度を計算する演算手段を備えたもので
ある。
【0016】また、差動増幅手段から出力された差動信
号と、複数の画像信号生成手段で生成された画像信号の
いずれか一つの画像信号とを重ね合わせる手段を備えた
ものである。
【0017】
【発明の実施の形態】実施の形態1.以下、この発明の
実施の一形態を図を用いて説明する。図1は、この発明
の実施の形態1による脳活動計測装置を示す構成図であ
る。
【0018】図において、1は人間を含む脳表面、2は
脳表面1に光を照射する光源(光照射手段)、3は鏡
筒、4は対物レンズ、5は脳表面1からの反射散乱光を
結像する結像レンズであり、光源2により照射された光
の反射散乱光を脳表面1から受光する受光手段が対物レ
ンズ4及び結像レンズ5から構成されている。6は結像
レンズ5により結像された反射散乱光を2つの光路に分
割する光路分割器(光路分割手段)、7a、7bは光路
分割器6により分割された各光路にそれぞれ設置された
帯域フィルタ(光透過手段)で、7aは570nm近傍
の波長のみを透過させる帯域フィルタ、7bは630n
m近傍の波長のみを透過させる帯域フィルタである。8
a、8bは帯域フィルタ7a及び7bを透過した光を検
出して画像信号を生成するCCDカメラ(画像信号生成
手段)、9a、9bはCCDカメラ8a及び8bにより
生成された画像信号間の輝度やコントラストを一致させ
る画像調整器である。14a、14bはCCDカメラ8
a及び8bで画像信号に生成された脳表面1からの反射
散乱光の時間変化信号を出力する時間差分増幅器(時間
差分増幅手段)である。10は時間差分増幅器14a及
び14bから出力された画像信号間の差動処理を画素単
位で行いその差動信号を出力する差動増幅器(差動増幅
手段)、11は差動増幅器10から出力された差動信号
を増幅するゲイン調整器、12はゲイン調整器11から
出力された信号を表示するテレビモニタ、13はゲイン
調整器11から出力された信号を記憶するビデオテープ
レコーダである。なお、図示はしていないが、各フィル
タとCCDカメラの間には色収差による焦点距離のずれ
を補正し画像の大きさを合わせるためのレンズを備えて
いる。
【0019】次に動作について説明する。まず、光源2
が脳表面1に光を照射すると、その光による反射散乱光
を脳表面1から対物レンズ4が受光し、結像レンズ5が
その反射散乱光を結像する。そしてかかる反射散乱光
は、光路分割器6に受光されると2つの光路に分割さ
れ、各光路に置かれている570nm近傍の波長のみを
透過させる帯域フィルタ7a及び630nm近傍の波長
のみを透過させる帯域フィルタ7bにそれぞれ入射され
る。
【0020】570nm近傍の波長の光のみを透過させ
る帯域フィルタ7aに入射された反射散乱光は、CCD
カメラ8aに結像されて脳表面1の2次元の画像信号に
生成され、画像調整器9aで調整される。そしてかかる
反射散乱光は、時間差分増幅器14aに入力され、、画
素単位の時間差動処理により、血管などにより脳表面の
明暗度が異なることに起因する静的バックグラウンドノ
イズがキャンセルされ、脳活動に伴うヘモグロビン濃度
変化に起因する光変化が出力される。
【0021】ここで、時間差分増幅器14aによる時間
差動処理とは、まず、脳活動計測の初期に入力される一
定時間の画像(例えば、n+1、n+2、n+3の3
枚)の平均画像(コントロール画像:N)を求める。次
いで、その後に入力される画像信号(例えばn+4)と
コントロール画像(N)の差分処理を行い出力するもの
である。
【0022】一方、630nm近傍の波長の光のみを透
過させる帯域フィルタ7bに入射された反射散乱光は、
CCDカメラ8bに結像されて脳表面1の2次元の画像
信号に生成され、画像調整器9bで調整される。そして
かかる反射散乱光は、時間差分増幅器14bに入力さ
れ、上述したような画素単位の時間差動処理により静的
バックグラウンドノイズがキャンセルされ、脳活動に伴
うヘモグロビン濃度変化に起因する光変化が出力され
る。なお、時間差分増幅器14a及び14bの処理は同
じタイミングで連動して行われる。
【0023】時間差分増幅器14a及び14bから出力
されたそれぞれの時間差分信号は差動増幅器10に入力
され、各時間差分信号間の差動処理を画素単位で行い両
者の差動信号を出力することでバックグラウンドが除去
され、動的バックグラウンドノイズの除去もされる。
【0024】そして、差動増幅器10から出力された脳
活動を反映する差動信号は、ゲイン調整器11で増幅さ
れた後、テレビモニタ12に入力され、テレビモニタ1
2が差動信号に基づいてヘモグロビンの濃度を含む脳活
動を反映した画像情報を表示する。一方、差動信号はビ
デオテープレコーダ13にも入力され、ビデオテープレ
コーダ13が脳活動を反映した画像情報を記憶して一連
の処理を完了する。
【0025】以上のように、この実施の形態1によれ
ば、時間差分増幅器14a及び14bで静的バックグラ
ウンドノイズを除去し、さらに差動増幅器10で動的バ
ックグラウンドノイズも除去して、脳活動を反映する信
号だけを精度良く計測できる効果が得られる。
【0026】なお、上記実施の形態1では、帯域フィル
タ7a及び7bとして、570nm近傍の波長と630
nm近傍の波長を透過させる帯域フィルタを使用した
が、少なくとも1つの波長がヘモグロビンに対して吸収
がある波長であれば、他の波長の光透過手段を用いても
良く、同様の効果が得られる。
【0027】また、画像調整器9a及び9bは、時間差
分増幅器14a及び14bの前にそれぞれ設置していた
が、時間差分増幅器14a及び14bの後ろに画像調整
器9a及び9bをそれぞれ設置しても良く、同様の効果
が得られる。
【0028】また、光路は2つに分割したが、光路を2
つ以上に分割し、それぞれに光透過手段、画像信号生成
手段、画像調整手段、時間差分増幅器を設けても良く、
ヘモグロビン以外の物質、例えば400nm近傍の波長
を透過させる帯域フィルタを使用して赤血球を同時計測
できるようにしても良い。
【0029】実施の形態2.図2は、この発明の実施の
形態2による脳活動計測装置を示す構成図である。本実
施の形態では、上記実施の形態1のような、異なる2波
長で脳表面の同一場所を画像化して信号処理を行うセッ
トを2セット備え、それぞれのセットで焦点が異なるよ
うに設定した例である。焦点の設定は、脳表面からCC
Dカメラまでの光路長の調節と、各フィルタとCCDカ
メラの間に設置する色収差による焦点距離のずれを補正
し画像の大きさを合わせるためのレンズで行う。各焦点
の確認は、計測装置の鏡筒3の位置を上下させるか、あ
るいは脳表面1の位置を上下させるかして脳表面に焦点
を合わせ、そのときの光路長の変化で確認することがで
きる。
【0030】以上のように、本実施の形態2によれば、
焦点をずらした計測のセットを2つ設けることで、得ら
れた差動信号は脳内のそれぞれの焦点深度のところの信
号を一番多く捉えているため、脳の2次元情報に加え、
深さ方向のヘモグロビン変化の計測も同時に行うことが
できる。
【0031】なお、上記実施の形態2では、光路を4つ
に分割したが、光路を6つ以上に分割し、それぞれに光
透過手段、画像信号生成手段、画像調整手段、時間差分
増幅器を設けても良く、深さ方向の計測が詳しくでき
る。
【0032】また、帯域フィルタ7aとして570nm
近傍の波長を透過させる帯域フィルタ、帯域フィルタ7
bとして630nm近傍の波長を透過させる帯域フィル
タを使用したが、少なくとも1つの波長がヘモグロビン
に対して吸収がある波長であれば、他の波長の光透過手
段を用いても良く、同様の効果が得られる。
【0033】また、画像調整器9a及び9bは、時間差
分増幅器14a及び14bの前にそれぞれ設置していた
が、時間差分増幅器14a及び14bの後ろに画像調整
器9a及び9bをそれぞれ設置しても良く、同様の効果
が得られる。
【0034】実施の形態3.図3は、この発明の実施の
形態3による脳活動計測装置を示す構成図である。ここ
で帯域フィルタ7は、全て570nm近傍の波長のみを
透過させる帯域フィルタである。本実施の形態では、上
記実施の形態2に比べ計測を簡略化し、2波長の差分に
よる、動的バックグラウンドノイズの除去を行わない
で、1波長で焦点をずらした4光路で計測し、各CCD
画像の時間差分による静的バックグラウンドノイズの除
去のみを行う。焦点の設定は、上記実施の形態2と同様
に行う。
【0035】以上のように、本実施の形態3によれば、
上記実施の形態2と同様に、脳の2次元情報に加え、深
さ方向のヘモグロビン濃度の計測を行うことができる
が、振動などの動的バックグラウンドノイズの除去はで
きないため、振動の影響が小さいときに有効である。
【0036】なお、上記実施の形態3では、光路を4つ
に分割したが、光路の分割は4つ以外でも良く、それぞ
れに光透過手段、画像信号生成手段、時間差分増幅器を
設けても良い。
【0037】また、光透過手段である帯域フィルタに5
70nm近傍の波長を透過させる帯域フィルタを使用し
たが、ヘモグロビンに対して吸収がある波長であれば、
他の波長の光透過手段を用いても良く、同様の効果が得
られる。
【0038】実施の形態4.図4は、この発明の実施の
形態4による脳活動計測装置を示す構成図である。図に
おいて、15はCCDカメラ8a、8bの出力と時間差
分増幅器14a、14bの出力からヘモグロビン濃度を
計算する演算器である。なお、図には記していないが、
各フィルタとCCDカメラの間には色収差による焦点距
離のずれを補正し画像の大きさを合わせるためのレンズ
を備えている。
【0039】次に動作について説明する。脳表面1から
の反射散乱光は、上記実施の形態1と同様に、透過波長
領域の異なる帯域フィルタ7a及び7bを介してCCD
カメラ8a及び8bで画像信号に生成され、時間差分増
幅器14a、14bで時間差動処理される。次に、演算
器15にCCDカメラ8a及び8bの出力と時間差分増
幅器14a及び14bの出力が入力され、ヘモグロビン
濃度が演算される。
【0040】次に、演算器15でのヘモグロビン濃度の
演算方法について説明する。複数の波長計測値からヘモ
グロビン濃度を求める方法は、すでにランバート・ベア
則の方程式を解く方法などが広く知られている。酸化型
ヘモグロビンの濃度変化量をΔ[HbO2]、脱酸素型
ヘモグロビンの濃度変化量をΔ[Hb]、散乱成分など
による平行移動量をS、ある波長の酸化型ヘモグロビン
の分子吸光度をa、脱酸素型ヘモグロビンの分子吸光度
をb、反射散乱光をI、反射散乱光変化をΔIとする
と、光変化は、 log{(I+ΔI)/I}=aΔ[HbO2]+bΔ[Hb]+S (1) と書き表すことができる。また、式(1)の左辺は式
(2)のように近似できる。 log{(I+ΔI)/I}=ΔI/I (2) ここで、ヘモグロビンの分子吸光度a、bは既知である
ため、複数の波長で反射散乱光Iと反射散乱光変化をΔ
Iを計測することで、方程式を解き、酸化型ヘモグロビ
ンと脱酸素型ヘモグロビンの濃度変化を求めることがで
きる。
【0041】従って、時間差分増幅器14a、14bか
ら出力された反射散乱光の時間変化信号ΔIと、CCD
カメラ8a、8bの出力Iを演算器15に入力し計算す
ることで精度良くヘモグロビン濃度が計算できる。但
し、2波長の計測結果からの計算では、二つの方程式で
二つの未知数しか解けないため、散乱光変化Sが無視で
きるほど小さい場合はヘモグロビン濃度を求めることが
でき、散乱光変化Sが無視できない場合はヘモグロビン
の相対的な濃度を求めることができる。
【0042】以上のように、実施の形態4によれば、上
記実施の形態1による精度良いヘモグロビン濃度の画像
情報を、具体的な数値情報として出力することができ
る。
【0043】なお、演算器15から出力されるヘモグロ
ビン濃度を表す信号は、酸化型ヘモグロビンと脱酸素型
ヘモグロビンとを足し合わせた総ヘモグロビン量であ
る。演算器15から出力された信号は、ゲイン調整器1
4で増幅された後、テレビモニタ15にヘモグロビン濃
度の数値として表示され、さらにビデオテープレコーダ
16に記憶され、一連の処理を完了する。
【0044】演算器15から出力する信号は、酸化型ま
たは脱酸素型ヘモグロビンのそれぞれに対してでも良
い。この場合、テレビモニタ等を信号の数だけ複数個備
え、同時にモニタできるようにしても良い。また複数の
画像を1つの画面に重ね合わせて表示しても良い。
【0045】また、光透過手段である帯域フィルタ7
a、7bに570nm近傍の波長と630nm近傍の波
長を透過させる帯域フィルタを使用したが、ヘモグロビ
ンに対して吸収がある波長であれば、他の波長の光透過
手段を用いても良い。
【0046】実施の形態5.図5は、この発明の実施の
形態5による脳活動計測装置を示す構成図である。本実
施の形態では、ヘモグロビンに対して吸収がある2波長
と、ヘモグロビンに対してあまり吸収がない1波長の計
3波長の帯域フィルタを用いるものである。図におい
て、7cはヘモグロビンに対して吸収がある540nm
近傍の波長のみを透過させる帯域フィルタである。な
お、図には記していないが、各フィルタとCCDの間に
は色収差による焦点距離のずれを補正し画像の大きさを
合わせるためのレンズを備えている。
【0047】次に動作について説明する。まず、光源2
が脳表面1に光を照射すると、その光による反射散乱光
を脳表面1から対物レンズ4が受光し、結像レンズ5が
その反射散乱光を結像する。そしてかかる反射散乱光
は、光路分割器6に受光されると3つの光路に分割さ
れ、各光路に置かれている570nm近傍、630nm
近傍、540nm近傍のそれぞれ波長のみを透過させる
帯域フィルタ7a、7b及び7cにそれぞれ入射され
る。次いで、CCDカメラ9a、9b及び9cでそれぞ
れ画像信号に生成され、時間差分増幅器14a、14b
及び14cでそれぞれ時間差動処理される。次に、演算
器15にCCDカメラ9a、9b、9cの出力と時間差
分増幅器14a、14b、14cの出力が入力され、ヘ
モグロビン濃度が演算される。
【0048】以上のように、本実施の形態5によれば、
ヘモグロビン濃度は3波長の計測結果から計算するた
め、上記実施の形態4における2波長計測より正確に演
算でき、さらに3つの方程式で3つの未知数を解くこと
ができるので、散乱光変化Sも計算することができる。
その結果、演算器15では、上記実施の形態4と同様に
出力される各ヘモグロビン信号に加え、散乱光変化の信
号も出力できる。
【0049】なお、上記実施の形態5では、光路を3つ
に分割したが、光路を4つ以上に分割し、それぞれに光
透過手段、画像信号生成手段、時間差分増幅器を設けて
も良く、さらに精度の良い計算ができる。
【0050】また、光透過手段である帯域フィルタ7
a、7b、7cに570nm近傍の波長と630nm近
傍の波長と540nm近傍の波長を透過させる帯域フィ
ルタを使用したが、少なくともその二つがヘモグロビン
に対して吸収がある波長であれば、他の波長の光透過手
段を用いても良い。
【0051】実施の形態6.図6は、本発明の実施の形
態6による脳活動計測装置で計測する対象の模式図であ
る。図において、100は脳表面1の上にある生体組織
で、頭骨や筋肉組織、頭皮等である。また図7は、上記
図10における酸化型ヘモグロビン及び脱酸素型ヘモグ
ロビンの吸収スペクトルの近赤外領域を拡大した図であ
る。
【0052】光源2から光が生体組織100に照射され
ると、可視光領域の光は生体組織100を透過できない
が、近赤外領域(約750nm以上)の光は生体組織1
00を透過し脳表面1に入射される。脳表面1で反射散
乱された光は、生体組織100を透過し上記の各実施の
形態と同様に受光手段により受光される。図7に示すよ
うに、ヘモグロビンは、可視光領域ほどではないにして
も近赤外領域の光にも吸収される。そこで、上記の各実
施の形態において、ヘモグロビンの吸収がある近赤外光
領域の光を透過させるフィルタを光透過手段として使用
すると、生体組織100ごしに脳活動を計測でき、上記
の各実施の形態と同様の効果が得られる。
【0053】実施の形態7.図8は、この発明の実施の
形態7による脳活動計測装置を示す構成図である。図に
おいて、16はゲイン調整器11からの出力画像にCC
Dカメラ8aの出力画像を重ね合わせるスーパーインポ
ーズ用アンプである。
【0054】脳表面1からの反射散乱光は、上記実施の
形態1と同様に、透過波長領域の異なる帯域フィルタ7
a及び7bを介してCCDカメラ8a及び8bで画像信
号に生成され、時間差分増幅器14a、14bで時間差
動処理される。次に、差動増幅器10から出力された脳
活動を反映する差動信号をゲイン調整器11で増幅した
後、CCDカメラ8aで撮像された脳表面の形状を表す
画像を、スーパーインポーズ用アンプで重ね合わせて、
テレビモニタ12で表示する。こうすることによって、
脳表面の場所とヘモグロビンの濃度の関係を示すことが
でき、脳活動を分かり易く表示することができる。
【0055】なお、本実施の形態7は、上記各実施の形
態に適用できる。また、本実施の形態7では重ね合わせ
る画像として、CCDカメラ8aの画像を用いたが、脳
表面の形状が鮮明であればどのCCDカメラの画像を使
っても良い。
【0056】なお、上記各実施の形態では、時間差分増
幅器14a及び14bによる時間差動処理で、一定時間
の平均画像をコントロール画像として使用したが、コン
トロール画像に1つ前に入力された画像を使用して、そ
の次に入力された画像との差分処理を行っても静的バッ
クグラウンドノイズの除去を行うことができ、同様の効
果が得られる。
【0057】また、上記各実施の形態では、画像信号生
成手段としてCCDカメラを用いたが、ホトダイオード
などの他の画像信号生成手段を用いても良く、同様の効
果が得られる。
【0058】また、上記各実施の形態では、光照射手段
を、2ヶ所からの光源で照射したが、1ヶ所や3ヶ所以
上の複数光源にしても良く、さらにリング照明にしても
良い。また光源と測定対象との距離を短く、あるいは密
着して光の表面反射の影響を小さくしても良い。
【0059】また、上記各実施の形態では反射散乱光を
受光手段で受光したが、光照射手段で口腔内や頭部側面
から光照射して、その透過光を受光手段で受光しても良
く、同様の効果が得られる。
【0060】
【発明の効果】以上のように請求項1記載の発明によれ
ば、脳表面に光を照射する光照射手段、光照射による反
射散乱光を受光する受光手段、受光した反射散乱光の光
路を複数の光路に分割する光路分割手段、分割された光
路のそれぞれに設置され特定の波長の光のみを透過させ
る複数の光透過手段、この複数の光透過手段を透過した
光を検出して画像信号を生成する複数の画像信号生成手
段、この複数の画像信号生成手段で生成されたそれぞれ
の画像信号の時間変化信号を出力する複数の時間差分増
幅手段、この複数の時間差分増幅手段で出力された各時
間変化信号間の差動信号を出力する差動増幅手段を備え
たので、画像の静的バックグラウンドノイズを除去し、
脳活動を反映する信号だけを精度良く計測できる効果が
得られる。
【0061】また、請求項2記載の発明によれば、複数
の光透過手段のうち少なくとも一つはヘモグロビンに対
して吸収がある光を透過するので、画像の静的バックグ
ラウンドノイズを除去し、脳活動を反映するヘモグロビ
ン変化信号だけを精度良く計測できる効果が得られる。
【0062】また、請求項3記載の発明によれば、複数
の光透過手段のうち少なくとも一つは近赤外光を透過す
るので、頭骨や頭皮などの生体組織上から脳活動を計測
できる効果が得られる。
【0063】また、請求項4記載の発明によれば、各画
像信号と各画像時間差分信号からヘモグロビン濃度を計
算する演算手段を備えたので、ヘモグロビン濃度を精度
良く算出できる効果が得られる。
【0064】また、請求項5記載の発明によれば、差動
増幅手段から出力された差動信号と、複数の画像信号生
成手段で生成された画像信号のいずれか一つの画像信号
とを重ね合わせる手段を備えたので、脳活動を分かり易
く表示できる効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図1】 この発明の実施の形態1による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図2】 この発明の実施の形態2による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図3】 この発明の実施の形態3による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図4】 この発明の実施の形態4による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図5】 この発明の実施の形態5による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図6】 この発明の実施の形態6による脳活動計測装
置で計測する対象の模式図である。
【図7】 近赤外領域における酸化型ヘモグロビン及び
脱酸素型ヘモグロビンの吸収スペクトルを示す図であ
る。
【図8】 この発明の実施の形態7による脳活動計測装
置を示す構成図である。
【図9】 従来の脳活動計測装置を示す構成図である。
【図10】 酸化型ヘモグロビン及び脱酸素型ヘモグロ
ビンの吸収スペクトルを示す図である。
【符号の説明】
1 脳表面、2 光源、3 鏡筒、4 対物レンズ、5
結像レンズ、6 光路分割器、7a、7b 帯域フィ
ルタ、8a、8b CCDカメラ、9a、9b画像信号
調整器、10 差動増幅器、11 ゲイン調整器、12
テレビモニタ、13 ビデオテープレコーダ、14
a、14b 時間差分増幅器、15 演算器、16 ス
ーパーインポーズ用アンプ、100 生体組織

Claims (5)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 脳表面に光を照射する光照射手段、光照
    射による反射散乱光を受光する受光手段、受光した反射
    散乱光の光路を複数の光路に分割する光路分割手段、分
    割された光路のそれぞれに設置され特定の波長の光のみ
    を透過させる複数の光透過手段、この複数の光透過手段
    を透過した光を検出して画像信号を生成する複数の画像
    信号生成手段、この複数の画像信号生成手段で生成され
    たそれぞれの画像信号の時間変化信号を出力する複数の
    時間差分増幅手段、この複数の時間差分増幅手段で出力
    された各時間変化信号間の差動信号を出力する差動増幅
    手段を備えたことを特徴とする脳活動計測装置。
  2. 【請求項2】 複数の光透過手段のうち少なくとも一つ
    はヘモグロビンに対して吸収がある光を透過することを
    特徴とする請求項1記載の脳活動計測装置。
  3. 【請求項3】 複数の光透過手段のうち少なくとも一つ
    は近赤外光を透過することを特徴とする請求項1記載の
    脳活動計測装置。
  4. 【請求項4】 各画像信号と各画像時間差分信号からヘ
    モグロビン濃度を計算する演算手段を備えたことを特徴
    とする請求項1から3のいずれか一項に記載の脳活動計
    測装置。
  5. 【請求項5】 差動増幅手段から出力された差動信号
    と、複数の画像信号生成手段で生成された画像信号のい
    ずれか一つの画像信号とを重ね合わせる手段を備えたこ
    とを特徴とする請求項1から4のいずれか一項に記載の
    脳活動計測装置。
JP10108030A 1998-04-17 1998-04-17 脳活動計測装置 Pending JPH11299760A (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP10108030A JPH11299760A (ja) 1998-04-17 1998-04-17 脳活動計測装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP10108030A JPH11299760A (ja) 1998-04-17 1998-04-17 脳活動計測装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH11299760A true JPH11299760A (ja) 1999-11-02

Family

ID=14474186

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP10108030A Pending JPH11299760A (ja) 1998-04-17 1998-04-17 脳活動計測装置

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JPH11299760A (ja)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003337102A (ja) * 2002-05-20 2003-11-28 Communication Research Laboratory 生体活動計測装置
JP2005169141A (ja) * 2005-01-24 2005-06-30 National Institute Of Information & Communication Technology 生体活動計測装置
JP2006326153A (ja) * 2005-05-30 2006-12-07 Olympus Corp ヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法
JP2009136434A (ja) * 2007-12-05 2009-06-25 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 光計測装置
JP2013156143A (ja) * 2012-01-30 2013-08-15 Seiko Epson Corp 光学測定装置及び光学測定方法
JP2018054632A (ja) * 2015-06-17 2018-04-05 パナソニックIpマネジメント株式会社 撮像装置

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003337102A (ja) * 2002-05-20 2003-11-28 Communication Research Laboratory 生体活動計測装置
JP2005169141A (ja) * 2005-01-24 2005-06-30 National Institute Of Information & Communication Technology 生体活動計測装置
JP2006326153A (ja) * 2005-05-30 2006-12-07 Olympus Corp ヘモグロビン観察装置及びヘモグロビン観察方法
JP2009136434A (ja) * 2007-12-05 2009-06-25 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 光計測装置
JP2013156143A (ja) * 2012-01-30 2013-08-15 Seiko Epson Corp 光学測定装置及び光学測定方法
JP2018054632A (ja) * 2015-06-17 2018-04-05 パナソニックIpマネジメント株式会社 撮像装置

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10169862B2 (en) Methods and systems for laser speckle imaging of tissue using a color image sensor
US11224335B2 (en) Image capturing system and electronic endoscope system
RU2550427C2 (ru) Способ и система для выполнения фотоплетизмографии
JP3035336B2 (ja) 血流測定装置
JP5016598B2 (ja) 眼底を観察し、記録作成しおよびあるいは検査するための装置および眼科学の検査機器の作動方法
US10098592B2 (en) Blood flow image diagnosing device and method
JP2020011079A (ja) マルチスペクトル医用撮像装置及びその方法
US10362933B2 (en) Ophthalmologic apparatus, tomographic image generation method, and program that determine an imaging region for capturing a plurality of tomographic images for generating an averaged tomographic image
US5566673A (en) Apparatus for measuring brain activity
JP7287969B2 (ja) 内視鏡システム、および内視鏡システム作動方法
JPH11299760A (ja) 脳活動計測装置
Würtenberger et al. Optimum wavelengths in the near infrared for imaging photoplethysmography
JP4083343B2 (ja) 末梢血管の画像化装置
WO2016174775A1 (ja) 撮像装置
US10681283B2 (en) Imaging system, imaging apparatus, and imaging method
KR101984840B1 (ko) 스펙클 저감기를 구비하는 다파장 레이저 영상 수집 장치 및 이의 영상 수집 방법
KR101438748B1 (ko) 광 간섭 단층 촬영 장치 및 방법
JP4040224B2 (ja) 血管の画像化装置並びに脈波信号の空間分布測定方法および装置
Damodaran et al. In vivo subdiffuse scanning laser oximetry of the human retina
US20230363629A1 (en) Image forming apparatus
JP2009125411A (ja) 内視鏡画像処理方法および装置ならびにこれを用いた内視鏡システム
JP2001153795A (ja) 光生体測定装置
CN112449580A (zh) 活体状态检测装置以及活体状态检测方法