JP2002177281A - Organism light measuring apparatus - Google Patents
Organism light measuring apparatusInfo
- Publication number
- JP2002177281A JP2002177281A JP2000375678A JP2000375678A JP2002177281A JP 2002177281 A JP2002177281 A JP 2002177281A JP 2000375678 A JP2000375678 A JP 2000375678A JP 2000375678 A JP2000375678 A JP 2000375678A JP 2002177281 A JP2002177281 A JP 2002177281A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- signal
- data
- measurement
- subject
- 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.)
- Granted
Links
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 78
- 230000008859 change Effects 0.000 claims abstract description 51
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims abstract description 20
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims abstract description 10
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 88
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 62
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims description 5
- 230000035484 reaction time Effects 0.000 abstract description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 52
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 52
- 238000000034 method Methods 0.000 description 13
- 230000008569 process Effects 0.000 description 10
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 8
- 230000006870 function Effects 0.000 description 8
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 8
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 238000012876 topography Methods 0.000 description 6
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 5
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 4
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 3
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 3
- 230000007177 brain activity Effects 0.000 description 2
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 2
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 2
- 238000012731 temporal analysis Methods 0.000 description 2
- 206010010904 Convulsion Diseases 0.000 description 1
- 108010075027 Cytochromes a Proteins 0.000 description 1
- 108010007101 Cytochromes a3 Proteins 0.000 description 1
- 102000036675 Myoglobin Human genes 0.000 description 1
- 108010062374 Myoglobin Proteins 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- 230000008827 biological function Effects 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 230000003925 brain function Effects 0.000 description 1
- 230000003727 cerebral blood flow Effects 0.000 description 1
- 238000003759 clinical diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000004040 coloring Methods 0.000 description 1
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 230000007659 motor function Effects 0.000 description 1
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 238000011045 prefiltration Methods 0.000 description 1
- 238000004445 quantitative analysis Methods 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 1
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 1
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 1
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 1
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明が属する技術分野】本発明は、光を用いて生体内
情報を計測する生体光計測装置に関し、特に計測した生
体内物質の濃度信号の解析機能を備えた生体光計測装置
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a biological light measuring device for measuring in-vivo information using light, and more particularly to a biological light measuring device provided with a function of analyzing a concentration signal of a measured in-vivo substance.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体光計測は、生体に可視から赤外領域
の波長の光を照射し、生体から反射した光或いは生体を
透過した光を検出することによって、生体内部の血液循
環、血行動態、ヘモグロビン変化等の生体内情報を計測
するものである。このような光計測は、簡便で、被験者
に対して低拘束でかつ生体に害を与えずに計測できこと
から、種々の生体光計測装置が実用化され、また提案さ
れている(例えば、特開昭57-115232号、特開昭63-27532
3号など)。2. Description of the Related Art Biological light measurement irradiates a living body with light having a wavelength in the visible to infrared region, and detects light reflected from the living body or light transmitted through the living body, thereby obtaining blood circulation and hemodynamics inside the living body. , Which measures in-vivo information such as changes in hemoglobin. Since such optical measurement is simple, can be performed with low restraint on a subject, and can be performed without damaging a living body, various biological optical measurement devices have been put to practical use and proposed (for example, Kaisho 57-115232, JP 63-27532
No. 3).
【０００３】特に所定の領域内の複数の計測位置につい
てヘモグロビン濃度の変化を計測し、等高線のようなグ
ラフ（トポグラフ）で表示可能にした光トポグラフィ
は、例えば特定の作業を行わせた場合の脳活性部位の特
定や、てんかん発作の局所焦点同定などへの臨床応用が
期待されている。さらに脳内のヘモグロビン変化に関連
して、運動、感覚、言語さらには思考に及ぶ高次脳機能
等を計測することも可能である。[0003] In particular, an optical topography in which a change in hemoglobin concentration is measured at a plurality of measurement positions within a predetermined area and can be displayed in a graph (topograph) such as a contour line is used, for example, in a case where a specific work is performed. It is expected to have clinical applications for identification of active sites and local focus identification of epileptic seizures. Furthermore, it is also possible to measure higher brain functions, such as movement, sensation, language, and thinking, in relation to hemoglobin changes in the brain.
【０００４】例えば「近赤外線脳血流マッピング法（CL
INICAL NUEROSCIENCE Vol.17, No.11 1999-11）」に
は、運動、言語課題遂行時の脳内ヘモグロビン変化につ
いて報告されており、ここではヘモグロビンの変化量
や、最大変化量に達するまでの時間等を運動、言語課題
遂行時の脳の活性状態を判定する指標として用いてい
る。For example, “Near-infrared cerebral blood flow mapping method (CL
INICAL NUEROSCIENCE Vol.17, No.11 1999-11) "reports on the changes in hemoglobin in the brain during exercise and language tasks. Are used as indices for determining the activity state of the brain during exercise and language tasks.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】このように計測された
ヘモグロビン変化データから臨床的な診断を行うために
は、変化量や経時的な要素が必要となる。具体的には、
ヘモグロビン変化グラフの微分値は活性化領域に流れ込
んでくるヘモグロビン変化率を表し、被検体の課題(刺
激)への反応を知る上で重要な値である。またヘモグロ
ビン量の変化が始まる位置或いは変化が終わる位置と、
実際に刺激を開始した時点或いは刺激を終了した時点と
の差（潜時時間）も、課題への反応時間の指標である。
さらにヘモグロビン変化グラフの積分値は、活性領域に
おけるヘモグロビン総変化量に対応し、脳がどれだけ反
応したかの指標となる。In order to make a clinical diagnosis from the hemoglobin change data thus measured, the amount of change and time-dependent factors are required. In particular,
The differential value of the hemoglobin change graph represents the rate of change of hemoglobin flowing into the activation region, and is an important value for knowing the response of the subject to a task (stimulus). Also, the position where the change in hemoglobin amount starts or the position where the change ends,
The difference (latency time) from the time when the stimulus actually starts or the time when the stimulus ends is also an index of the reaction time to the task.
Further, the integral value of the hemoglobin change graph corresponds to the total change amount of hemoglobin in the active region and serves as an index of how much the brain has reacted.
【０００６】しかしながら従来の生体光計測装置は、前
述したような変化量をトポブラフとして表示する機能
や、変化曲線を表示する機能しか備えていないため、さ
らに臨床的な応用を進めるためには、目視によって、計
測位置ごとに変化率、変化量、潜時時間等を見分けなけ
ればならなかった。そこで本発明は、単にヘモグロビン
変化のみならず、生体機能計測や診断に重要な情報（定
量データ）を生体光計測装置の出力として得ることがで
きる生体光計測装置を提供することを目的とする。また
本発明は、生体光計測で得られた複数人のデータを用い
て統計処理をしたり、同一人について、例えばリハビリ
テーション治療の効果を確認するためにその前後のデー
タを比較する機能などのデータ解析機能を備えた生体光
計測装置を提供することを目的とする。However, the conventional living body optical measurement device has only the function of displaying the change amount as a topobluff and the function of displaying a change curve as described above. Therefore, the change rate, the amount of change, the latency time, and the like have to be distinguished for each measurement position. Accordingly, an object of the present invention is to provide a biological light measurement device capable of obtaining not only hemoglobin change but also information (quantitative data) important for biological function measurement and diagnosis as an output of the biological light measurement device. In addition, the present invention performs statistical processing using data of a plurality of persons obtained by biological light measurement, and data such as a function of comparing data before and after the same person, for example, to confirm the effect of rehabilitation treatment, for the same person. An object of the present invention is to provide a biological optical measurement device having an analysis function.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決する本発
明の生体光計測装置は、所定の波長の光を被検体に照射
するとともに前記被検体内部を通過した光を検出し、前
記光を吸収する被検体内物質の濃度に対応する信号を発
生する光計測部と、前記光計測部からの信号を入力し、
前記信号の時間軸に沿った濃度変化曲線について数量解
析を行い、定量データを作成する信号処理部と、前記信
号処理部が作成した定量データを表示する表示部とを備
えたことを特徴とする。A living body light measuring apparatus according to the present invention for solving the above problems irradiates a subject with light having a predetermined wavelength, detects light passing through the inside of the subject, and converts the light into light. An optical measurement unit that generates a signal corresponding to the concentration of the substance in the analyte to be absorbed, and a signal from the optical measurement unit,
It is characterized by comprising a signal processing unit that performs quantity analysis on a concentration change curve along a time axis of the signal and creates quantitative data, and a display unit that displays the quantitative data created by the signal processing unit. .
【０００８】このような生体光計測装置によれば、光計
測部で得られる生の濃度データについて定量的な解析を
行ない、その結果である定量データを表示することによ
り、診断や機能の判定に重要な情報を直接得ることがで
きる。[0008] According to such a living body optical measurement device, quantitative analysis is performed on raw density data obtained by the optical measurement unit, and the resulting quantitative data is displayed, so that diagnosis and function judgment can be performed. You can get important information directly.
【０００９】信号処理部が行う数量解析としては、例え
ば、濃度変化曲線について微分値及び／又は積分値を求
める、被検体内物質の変化を生じせしめる被検体側の原
因の開始時点或いは終了時点と、前記濃度信号の変化が
所定の閾値以上となる時点或いは所定の閾値以下となる
時点との差を、潜時時間として求める、がある。The quantity analysis performed by the signal processing unit includes, for example, obtaining a differential value and / or an integral value of a concentration change curve, and starting or ending the cause of a cause on the subject side that causes a change in the substance in the subject. And a difference between the time when the change in the density signal becomes equal to or more than a predetermined threshold value or the time when the change becomes equal to or less than a predetermined threshold value is obtained as a latency time.
【００１０】また本発明の生体光計測装置は、計測時或
いは計測対象の異なる複数の計測において計測された濃
度信号データを格納する記憶手段を備える。この場合、
信号処理部は、前記記憶手段から読み出した複数の濃度
信号データについて濃度変化量を求め、差分、加算平均
等を算出する手段を備えたものとすることができる。[0010] The living body light measuring device of the present invention is provided with a storage means for storing density signal data measured at the time of measurement or in a plurality of different measurements. in this case,
The signal processing unit may include a unit that obtains a density change amount for a plurality of density signal data read from the storage unit, and calculates a difference, an average, and the like.
【００１１】この生体光計測装置によれば、例えば、複
数の異なる計測対象から得たデータを加算平均すること
により、濃度変化を生じせしめる原因(課題や刺激)に対
する生体反応の平均値を得ることができ、また平均テン
プレートグラフの作成が可能となる。或いは同一対象に
ついて異なる時間に行われた計測で得たデータの差分を
取ることにより、リハビリテーション前後などにおける
運動機能の回復度合いを診断する際の定量的な指標を与
えることができる。According to this living body light measuring device, for example, by averaging data obtained from a plurality of different measuring objects, an average value of a living body response to a cause (a problem or a stimulus) causing a concentration change is obtained. And an average template graph can be created. Alternatively, a quantitative index for diagnosing the degree of recovery of motor function before and after rehabilitation or the like can be given by taking a difference between data obtained by measurements performed on the same subject at different times.
【００１２】本発明の生体光計測装置において、信号処
理部および表示部は、光計測部と一体的に構成すること
も、独立した外部装置として構成することも可能であ
る。独立した外部装置とした場合には、例えば遠隔地で
の計測結果を、集中的に格納、管理したり、診断・判定
スキルのある場所での処理を行うことができる。その場
合、信号処理部と光計測部は、例えばLANケーブル、通
信ネットワーク、可搬記録媒体によってデータの送受を
行うことができる。In the living body light measuring device according to the present invention, the signal processing unit and the display unit may be formed integrally with the light measuring unit or may be formed as independent external devices. When an independent external device is used, for example, measurement results at a remote location can be centrally stored and managed, and processing can be performed at a location where there is a diagnosis / judgment skill. In that case, the signal processing unit and the optical measurement unit can transmit and receive data via, for example, a LAN cable, a communication network, or a portable recording medium.
【００１３】本発明の生体光計測装置において、光計測
部は単一の発光素子と受光素子との組み合わせからなる
光計測装置であっても、複数の計測チャンネルを有する
光計測装置であってもよい。In the living body light measuring device according to the present invention, the light measuring unit may be an optical measuring device comprising a combination of a single light emitting element and a light receiving element, or an optical measuring device having a plurality of measuring channels. Good.
【００１４】複数の計測チャンネルを有する光計測装置
とは、被検体に対する光の照射位置と、その光を受光す
る受光位置とで決まる計測位置を複数有し、これら複数
の計測位置に対応する数の濃度信号を出力するものであ
り、既存の光トポグラフィ装置を利用することができ
る。このような光トポグラフィ装置を利用することによ
り、所定の領域についての定量情報を得ることができ
る。An optical measurement device having a plurality of measurement channels has a plurality of measurement positions determined by a light irradiation position on a subject and a light receiving position for receiving the light, and a number corresponding to the plurality of measurement positions. And an existing optical topography apparatus can be used. By using such an optical topography apparatus, quantitative information on a predetermined area can be obtained.
【００１５】光計測部として複数の計測チャンネルを有
する光計測装置を用いる場合には、信号処理部は、好適
には、複数の計測位置に対する濃度信号のうち、濃度の
変化量の大きい濃度信号について、処理を行う。In the case where an optical measurement device having a plurality of measurement channels is used as the optical measurement unit, the signal processing unit preferably includes a density signal having a large amount of change in density among density signals at a plurality of measurement positions. Perform the processing.
【００１６】[0016]
【発明の実施の形態】以下、本発明の生体光計測装置の
実施形態を図面を参照して説明する。図1は、本発明の
生体光計測装置の一実施形態を示す図である。この生体
光計測装置は、被験者104の所望の部位(図示する実施例
では頭部)に光の照射と受光を行うためのプローブ103
と、位置情報を含む所定の波長の光を照射し、また被験
者から反射した光を検出し、ヘモグロビン値に対応する
信号（ヘモグロビン信号）を生成する光計測部101と、
光計測部101で生成したヘモグロビン信号に周波数解
析、微分等の演算を行い、種々の生体情報を生成し、表
示するための生体情報演算部(信号処理部)105とを備え
ている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the living body light measuring device of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing one embodiment of the biological light measurement device of the present invention. The living body light measuring device includes a probe 103 for irradiating and receiving light on a desired portion of the subject 104 (the head in the illustrated embodiment).
A light measuring unit 101 that irradiates light of a predetermined wavelength including position information, detects light reflected from the subject, and generates a signal (hemoglobin signal) corresponding to a hemoglobin value;
A biological information calculation unit (signal processing unit) 105 for performing calculations such as frequency analysis and differentiation on the hemoglobin signal generated by the optical measurement unit 101 to generate and display various biological information.
【００１７】プローブ103と光計測部101は、光ケーブル
102を介して接続されている。生体情報演算部105は、光
計測部101に備えられる計算機が兼ねることも可能であ
るが、ここでは、例えばパーソナルコンピュータ等の、
光計測部101からは独立したコンピュータシステムで構
成されている。このような生体情報演算部105は、ロー
カルエリアネットワーク、インターネット等のネットワ
ークを介して光計測部101と接続されていてもよいし、
光磁気記録媒体（ＭＯ）、磁気記録媒体（ＦＤ）等の可
搬型の記録媒体を介して光計測部101からのデータを受
け取ることも可能である。The probe 103 and the optical measuring unit 101 are connected by an optical cable
Connected via 102. The biological information calculation unit 105 can also serve as a computer provided in the optical measurement unit 101, but here, for example, a personal computer or the like,
It is composed of a computer system independent of the optical measurement unit 101. Such a biological information calculation unit 105 may be connected to the optical measurement unit 101 via a local area network, a network such as the Internet,
It is also possible to receive data from the optical measurement unit 101 via a portable recording medium such as a magneto-optical recording medium (MO) and a magnetic recording medium (FD).
【００１８】プローブ103は、複数の光ケーブル102の末
端部がそれぞれ所定の配列となるように配置し、被験者
が装着できる形状に固定したもので、通常、照射用光ケ
ーブル末端と受光用の光ケーブル末端とを２次元方向に
交互に配置し、マトリクス状にしたものである。これに
より照射用光ケーブル末端から照射され、被験者の皮膚
を透過して組織内で反射された光は、その末端近傍(周
囲)に配置された複数の受光用光ケーブル末端から光計
測部に送られるようになっている。The probe 103 is arranged such that the ends of the plurality of optical cables 102 are arranged in a predetermined arrangement, and is fixed in a shape that can be worn by a subject. Usually, the probe 103 has an optical cable end for irradiation and an optical cable end for light reception. Are alternately arranged in a two-dimensional direction to form a matrix. As a result, light irradiated from the end of the irradiation optical cable, transmitted through the skin of the subject and reflected in the tissue, is transmitted to the optical measurement unit from the ends of the plurality of light receiving optical cables disposed near (surrounding) the end. It has become.
【００１９】図2に、照射用光ケーブル末端と受光用光
ケーブル末端の配置の一例を示す。図示する例では、４
つの照射用光ケーブル末端Ｒ1〜Ｒ4と、それらと交互に
配置された５つの受光用光ケーブル末端Ｄ1〜Ｄ5を示し
ている。照射用光ケーブル末端と受光用光ケーブル末端
との中点が計測位置となり、本例では12の計測位置が存
在する。この計測位置が後述する光計測部220における
検出部の計測チャンネルに対応する。FIG. 2 shows an example of the arrangement of the end of the optical cable for irradiation and the end of the optical cable for light reception. In the example shown, 4
One optical cable end R1 to R4 for irradiation and five optical cable ends D1 to D5 for light receiving alternately arranged are shown. The midpoint between the end of the irradiation optical cable and the end of the light receiving optical cable is the measurement position, and in this example, there are 12 measurement positions. This measurement position corresponds to a measurement channel of the detection unit in the optical measurement unit 220 described later.
【００２０】光計測部101は、さらに図３に示すよう
に、発光部210、検出部220および制御部230からなる。
光計測部101としては、従来の光トポグラフィ装置をそ
のまま利用することが可能である。The light measuring section 101 further includes a light emitting section 210, a detecting section 220, and a control section 230, as shown in FIG.
As the optical measurement unit 101, a conventional optical topography device can be used as it is.
【００２１】発光部210は、複数の、半導体レーザ等の
発光素子およびその駆動回路からなる光モジュール211
と、発振周波数の異なる複数の発振器212とを備える。
半導体レーザは、目的とする生体情報に合わせた波長の
光を発生する。例えばヘモグロビンの検出を目的とする
場合には、酸素化ヘモグロビンおよび脱酸素化ヘモグロ
ビンの最大吸収波長等、ヘモグロビン変化に対し受光量
変化が大きくなる波長の光を発生する。各半導体レーザ
からの光は、発振器からの周波数によって変調される。
これにより、プローブ103において、マトリクス上に配
置された複数の照射用光ケーブル末端から、それぞれ異
なる周波数に変調された光が被験者の皮膚に照射され
る。The light emitting section 210 includes an optical module 211 composed of a plurality of light emitting elements such as semiconductor lasers and their driving circuits.
And a plurality of oscillators 212 having different oscillation frequencies.
Semiconductor lasers generate light having a wavelength that matches the target biological information. For example, when the purpose is to detect hemoglobin, light having a wavelength at which a change in the amount of received light increases with changes in hemoglobin, such as the maximum absorption wavelength of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin, is generated. Light from each semiconductor laser is modulated by a frequency from an oscillator.
As a result, in the probe 103, light modulated to different frequencies is irradiated onto the skin of the subject from the ends of the plurality of irradiation optical cables arranged on the matrix.
【００２２】検出部220は、複数の受光用光ファイバ毎
にそれぞれ接続されており、フォトダイオード等の光検
出素子221と、検出した光信号成分を、その周波数毎に
選択的に分離してロックイン検出するロックイン増幅器
222と、ロックイン増幅器222から出力される信号をその
各チャンネル毎に時間積算するサンプルホールド回路22
3と、時間積算後の信号をＡ/Ｄ変換するＡ/Ｄ変換器224
とを備えている。ロックイン増幅器222のチャンネル
は、前述した計測位置に対応する。The detecting section 220 is connected to each of a plurality of light receiving optical fibers, and selectively separates and locks a light detecting element 221 such as a photodiode and a detected optical signal component for each frequency. Lock-in amplifier for in-detection
222 and a sample-and-hold circuit 22 for time-integrating a signal output from the lock-in amplifier 222 for each channel.
3, an A / D converter 224 for A / D converting the signal after time integration
And The channel of the lock-in amplifier 222 corresponds to the measurement position described above.
【００２３】制御部230は、発光部210および検出部220
を制御するとともに、検出部220が検出しデジタル化し
た信号に演算を行い、例えば脳活動に伴う酸素化ヘモグ
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等を計算し、トポグラフを作成する
計算機231と、計算機231の演算結果等を表示する表示部
232と、計算機231における制御や計算のために必要な条
件や計測に必要な情報(例えば患者ＩＤや患者名)等を入
力するための入力部233と、計算に必要なデータや計算
結果を記憶するメモリ234とを備えている。The control unit 230 includes a light emitting unit 210 and a detecting unit 220
Along with controlling the detection, the detection unit 220 performs an arithmetic operation on the digitized signal and calculates, for example, a change in oxygenated hemoglobin concentration, a change in deoxygenated hemoglobin concentration, a change in total hemoglobin concentration, etc. associated with brain activity, and creates a topograph. Computer 231 and a display unit for displaying the calculation results of the computer 231
232, an input unit 233 for inputting conditions necessary for control and calculation in the computer 231 and information necessary for measurement (for example, patient ID and patient name) and the like, and storing data and calculation results required for calculation. And a memory 234 to be used.
【００２４】計算機231が行う演算、即ちヘモグロビン
濃度変化を求める計算や画像を作成する手法は、例えば
特開平9-19408号公報やアツシ・マキ他による「無侵襲
近赤外トモグラフィによるヒト脳活動の時空間解析（Sp
atial and temporal analysis of human motor activit
y using noninvasive NIR topography）」、1995年およ
びメディカルフィジックス第22巻、第1997-2005頁に記
載されている。本発明の光計測部でも計測信号の計算に
は、これらの方法を採用することができるが、本発明に
おいてトポグラフの作成は必須ではなく、演算前の信
号、即ちロックイン増幅器222から出力されるヘモグロビ
ン濃度（酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビ
ン濃度）に対応する信号、或いは計算機231において算
出した全ヘモグロビン濃度に対応する信号が生体情報演
算部105に入力される。The calculation performed by the computer 231, that is, the calculation of the change in hemoglobin concentration and the method of creating an image are described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-19408 and Atsushi Maki et al. “Human brain activity by noninvasive near-infrared tomography. Spatio-temporal analysis (Sp
atial and temporal analysis of human motor activit
y using noninvasive NIR topography) ", 1995 and Medical Physics, Vol. 22, p. 1997-2005. In the optical measurement unit of the present invention, these methods can be used for calculating the measurement signal. However, in the present invention, the creation of the topograph is not essential, and the signal before the calculation, that is, the signal output from the lock-in amplifier 222 is output. A signal corresponding to the hemoglobin concentration (oxygenated hemoglobin concentration, deoxygenated hemoglobin concentration) or a signal corresponding to the total hemoglobin concentration calculated by the calculator 231 is input to the biological information calculation unit 105.
【００２５】生体情報演算部105は、上述したようにコ
ンピュータシステムからなり、そのハードウェアは、た
とえばCPU108や、主記憶、ハードディスクなどの固定型
の記憶媒体を用いる外部記憶装置107、可搬型の記憶媒
体を用いる外部記憶装置110、ネットワークを介した通
信を制御する通信制御装置、キーボードやポインティン
グデバイスなどの入力装置109、表示装置などの出力装
置111を備えた一般的な電子計算機の構成を有する。そ
してCPU108が主記憶にロードされたプログラムを実行す
ることにより以下に説明する各処理が行われる。上述し
た光計測部101の制御部230で生成したヘモグロビン信号
は、LANケーブル、通信ネットワーク、或いは可搬記憶
媒体によって生体情報演算部105に入力され、例えば図
示するようにハードディスク107上に記録される。The biological information calculation unit 105 is composed of a computer system as described above, and its hardware is, for example, a CPU 108, an external storage device 107 using a fixed storage medium such as a main memory and a hard disk, and a portable storage device. The general computer has a configuration including an external storage device 110 using a medium, a communication control device for controlling communication via a network, an input device 109 such as a keyboard and a pointing device, and an output device 111 such as a display device. Then, the CPU 108 executes the program loaded in the main memory to perform each processing described below. The hemoglobin signal generated by the control unit 230 of the optical measurement unit 101 is input to the biological information calculation unit 105 via a LAN cable, a communication network, or a portable storage medium, and is recorded on the hard disk 107 as illustrated, for example. .
【００２６】次に生体情報演算部105が行う処理の一実
施形態について説明する。図4に具体的な処理の態様を
示す。この実施形態では、図示するように、生体情報演
算部105は基本的な処理としてフィルタ処理、ベースラ
イン処理および周波数解析（ステップ402）を行う。Next, an embodiment of the processing performed by the biological information calculation unit 105 will be described. FIG. 4 shows a specific processing mode. In this embodiment, as shown, the biological information calculation unit 105 performs filter processing, baseline processing, and frequency analysis (step 402) as basic processing.
【００２７】まず、表示部111に表示された初期画面
で、例えば患者ＩＤ或いは患者名、計測日時等の情報を
入力することによって、所望のデータを検索し、読み込
み、表示部111に表示する。表示された画面を図5に示
す。上述した患者情報の入力、読み込みの指示は、患者
ＩＤや患者名を表示する患者情報表示ウィンド501、デ
ータ読み込みボタン507によって行う。光計測部101から
読み込まれるデータは、例えばハンドグリッピング運動
を行った際の、運動野領域におけるヘモグロビン濃度
(変化量)を示すグラフ502であり、図中縦軸503はヘモグ
ロビン変化量を、横軸506は時間を示している。縦線50
4,505はそれぞれ運動を開始した時点、終了した時点を
示す。このような運動の開始、終了を認識させるため
に、光計測部からのデータには、上述したヘモグロビン
変化量に対応するデータのほかに、例えば0-1の矩形信
号データが記述されている。First, on the initial screen displayed on the display unit 111, desired data is retrieved, read, and displayed on the display unit 111 by inputting information such as a patient ID or a patient name, a measurement date and time. The screen displayed is shown in FIG. The input and reading of the patient information described above are performed by a patient information display window 501 for displaying a patient ID and a patient name, and a data reading button 507. Data read from the optical measurement unit 101 is, for example, the hemoglobin concentration in the motor area when performing a hand gripping exercise
5 is a graph 502 showing the (change amount), in which the vertical axis 503 indicates the hemoglobin change amount and the horizontal axis 506 indicates time. Vertical line 50
4,505 indicates the time when the exercise starts and the time when the exercise ends, respectively. In order to recognize the start and end of such exercise, the data from the optical measurement unit describes, for example, rectangular signal data of 0-1 in addition to the data corresponding to the above-mentioned hemoglobin change amount.
【００２８】このグラフから、運動開始からヘモグロビ
ンが増加し、運動終了後ヘモゴロビンが減少する様子が
見られる。しかし、処理前の信号には体動、脈波、生体
リズムなどのノイズ成分が重畳されているため、Ｓ/Ｎ
の悪い信号になっている。このようなノイズ成分を除去
するため、フィルタ処理およびベースライン処理402を
行う。From this graph, it can be seen that hemoglobin increases from the start of exercise and decreases after the end of exercise. However, since noise components such as body movements, pulse waves, and biological rhythms are superimposed on the signal before processing, the S / N
Has become a bad signal. In order to remove such a noise component, filter processing and baseline processing 402 are performed.
【００２９】図6に、フィルタ処理、ベースライン処
理、周波数解析処理を行う画面を示す。図示する例で
は、フィルタ処理として低周波ノイズを除去するハイパ
スフィルタＨＰＦ、高周波ノイズを除去するＬＰＦ等を
用いており、表示画面の「フィルタ」607において、こ
れらフィルタのカットオフ周波数、窓関数を設定するこ
とができる。カットオフ周波数については、デフォルト
で適当な数値を設定しておき、さらにユーザーが任意に
変更可能にしておいてもよい。窓関数は、方形窓、ハニ
ング窓、ハミング窓等の公知のものを予め収納してお
き、プルダウンによってそれらを表示、選択可能にする
ことができる。FIG. 6 shows a screen for performing filter processing, baseline processing, and frequency analysis processing. In the illustrated example, a high-pass filter HPF that removes low-frequency noise, an LPF that removes high-frequency noise, and the like are used as filter processing, and a cutoff frequency and a window function of these filters are set in a “filter” 607 on the display screen. can do. For the cutoff frequency, an appropriate numerical value may be set by default, and may be arbitrarily changed by the user. Known window functions, such as a square window, a Hanning window, and a Hamming window, are stored in advance and can be displayed and selected by pull-down.
【００３０】これらフィルタ処理に必要な条件を設定す
ると、図６に示す画面の上側のグラフには、フィルタ処
理前のデータ602と、処理後のデータ604が表示される。
図示する例では処理前のデータを0.1ＨｚのＬＰＦ処理
した場合を示している。When the conditions necessary for the filter processing are set, data 602 before the filter processing and data 604 after the processing are displayed in the upper graph of the screen shown in FIG.
The illustrated example shows a case in which data before processing is subjected to LPF processing at 0.1 Hz.
【００３１】フィルタ処理の結果は周波数解析によって
確認することができる。表示画面の「ＦＦＴ」608にお
いて、高速フーリエ変換処理の条件を設定することによ
り、フィルタ処理前データ602、処理後データ603の両者
に対し周波数解析処理が行われ、その結果が図6の下側
のグラフに示すように表示される。604が処理前デー
タ、605が処理後データであり、ローパスフィルタ処理
によって0.1Ｈｚの帯域からの信号がカットされＳ/Ｎが
向上していることがわかる。尚、周波数解析は、このよ
うなノイズ除去確認のみならず、信号成分の解析にも利
用することができる。The result of the filtering process can be confirmed by frequency analysis. In the “FFT” 608 of the display screen, the frequency analysis processing is performed on both the pre-filter data 602 and the post-processing data 603 by setting the conditions of the fast Fourier transform processing, and the result is shown in the lower part of FIG. Is displayed as shown in the graph. Reference numeral 604 denotes pre-processing data, and 605 denotes post-processing data. It can be seen that the signal from the 0.1 Hz band is cut by the low-pass filter processing and the S / N is improved. The frequency analysis can be used not only for such noise removal confirmation but also for analysis of signal components.
【００３２】ベースライン処理では、表示画面の「BASE
LINE」609に次数を設定することにより実行する。この
設定された次数により、ヘモグロビンデータ602に対す
る近似曲線を算出し、この近似曲線をベースラインとす
るベースライン処理を行う。即ち、ベースライン処理結
果（AfterPolyfitData）は、（フィルタ処理後の）ヘモ
グロビン変化グラフ(HbData)と近似曲線（Polyfit）か
ら以下の式によって求める。 （AfterPolyfitData）＝（HbData）／（Polyfit）In the base line processing, "BASE"
This is executed by setting the order in "LINE" 609. Based on the set order, an approximate curve for the hemoglobin data 602 is calculated, and a baseline process is performed using the approximate curve as a baseline. That is, the base line processing result (AfterPolyfitData) is obtained from the hemoglobin change graph (after filtering) (HbData) and the approximate curve (Polyfit) by the following equation. (AfterPolyfitData) = (HbData) / (Polyfit)
【００３３】ベースライン処理の次数は、デフォルトと
して適当な数値、例えば5次に設定しておいてもよい
し、例えば0次から10次の間の任意の次数をユーザーが
設定、変更可能にしてもよい。The order of the baseline processing may be set as an appropriate numerical value as a default, for example, the fifth order, or an arbitrary order between the 0th and the 10th order may be set and changed by the user. .
【００３４】光計測部101から入力した生データについ
て、このように前処理を行うことにより、次に行う数量
解析の実効性を上げることができる。By performing the pre-processing on the raw data input from the optical measurement unit 101 in this manner, the effectiveness of the next quantity analysis can be improved.
【００３５】次に前処理したデータを用いて、指定区間
の微分値、積分値、潜時時間（信号のONset位置、OFFse
t位置と実際の運動(刺激)開始或いは終了時点との差）
を求める処理を行う。このような処理を行う画面を図7
に示す。Next, using the preprocessed data, the differential value, integral value, and latency time of the specified section (ONset position of signal, OFFse
Difference between t position and actual movement (stimulation) start or end time)
Is performed. Figure 7 shows a screen that performs such processing.
Shown in
【００３６】まず、「LOAD」ボタン710により、上述の
ように前処理後のヘモグロビンデータ705を読み込む。
ここでも運動開始時点と終了時点が縦線706、708でそれ
ぞれ示される。First, the hemoglobin data 705 after the pre-processing is read by the "LOAD" button 710 as described above.
Again, the exercise start and end points are shown by vertical lines 706 and 708, respectively.
【００３７】次に潜時時間計算、積分値計算、微分値計
算の基礎となる閾値ライン702を設定する。閾値ライン7
02は、画面の「閾値」711に値を入力することにより設
定される。この閾値ライン702以上となる変化ポイント
が、ヘモグロビン値が変化し始めるOnset位置707、閾値
ライン702以下となる変化ポイントがヘモグロビン値が
変化前に戻るOFFset位置709である。Next, a threshold line 702 serving as a basis for the calculation of the latency time, the calculation of the integral value, and the calculation of the differential value is set. Threshold line 7
02 is set by inputting a value in the “threshold” 711 on the screen. The change point above the threshold line 702 is the Onset position 707 where the hemoglobin value starts to change, and the change point below the threshold line 702 is the OFFset position 709 where the hemoglobin value returns to before the change.
【００３８】ついで実際の運動開始時点706とOnset位置
707との差（潜時時間）、運動終了時点708とOFFset位置
709との差（潜時時間）をそれぞれ計算する。Onset、OF
Fsetのそれぞれについて、その時間および潜時時間が
「Onset」ウィンド712、「OFFset」ウィンド713にそれ
ぞれ表示される。Next, the actual exercise start time 706 and the Onset position
Difference from 707 (latency time), end of exercise 708 and OFFset position
Calculate the difference (latency time) from 709. Onset, OF
For each Fset, its time and latency time are displayed in an “Onset” window 712 and an “OFFset” window 713, respectively.
【００３９】また閾値ライン702が設定されると、この
閾値ライン702とヘモグロビンデータ705曲線で囲まれる
領域704について面積を計算し、画面の「面積」714に値
を表示する。この場合、図示するように面積計算された
領域704をカラー表示或いは諧調表示によってグラフ上
に表示してもよい。When the threshold line 702 is set, the area is calculated for an area 704 surrounded by the threshold line 702 and the curve of the hemoglobin data 705, and the value is displayed in the “area” 714 on the screen. In this case, the area 704 whose area has been calculated may be displayed on a graph by color display or gradation display as shown in the figure.
【００４０】さらに、例えばOnset位置707から所定の区
間を指定すると、その区間における微分値、即ちヘモグ
ロビン変化率を計算する。区間の指定および計算結果の
表示は、「傾きΔｔ」715のウィンドで行う。この場合
にも、実際の傾きを図中703で示すように直線でグラフ
上に表示してもよい。Further, for example, when a predetermined section is designated from the Onset position 707, the differential value in that section, that is, the hemoglobin change rate is calculated. The designation of the section and the display of the calculation result are performed in the window of “tilt Δt” 715. Also in this case, the actual inclination may be displayed on the graph as a straight line as indicated by reference numeral 703 in the figure.
【００４１】潜時時間、ヘモグロビン変化率は、既に述
べたように被験者の刺激に対する反応を示す指標であ
り、また面積は、刺激に対し脳がどれだけ反応したかを
示す指標であり、ともに機能判定に重要な情報である。
操作者は、これら情報を各表示ウィンドに表示された数
値として、或いはグラフ上の表示された線分や着色等に
よって容易に把握することができる。As described above, the latency time and the hemoglobin change rate are indexes indicating the response of the subject to the stimulus, and the area is an index indicating how much the brain has responded to the stimulus. This is important information for judgment.
The operator can easily grasp the information as a numerical value displayed in each display window, or by a displayed line segment or coloring on a graph.
【００４２】なお、光計測部が複数の計測チャンネルの
データを作成し、これらデータを入力する場合には、上
述した処理を各計測チャンネルのデータについて行って
もよいし、各計測チャンネルのデータのうち、有意なヘ
モグロビン変化のあるチャンネルのデータについてのみ
数量解析を行ってもよい。その場合、生体情報演算部10
5において、データ読み込み401後、前処理402前或いは
数量解析403〜405の前に、信号の最大値と最小値が所定
の閾値以上となるデータを選択する処理を加えることが
できる。When the optical measurement unit creates data of a plurality of measurement channels and inputs these data, the above-described processing may be performed on the data of each measurement channel, or the data of each measurement channel may be input. Of these, the quantity analysis may be performed only on data of a channel having a significant change in hemoglobin. In that case, the biological information calculation unit 10
In step 5, after the data reading 401, before the preprocessing 402 or before the quantity analysis 403 to 405, a process of selecting data in which the maximum value and the minimum value of the signal are equal to or larger than a predetermined threshold can be added.
【００４３】次に生体情報演算部105が行う処理の第二
の実施形態について説明する。図８は本実施形態の具体
的な処理の態様を示したもので、図９は処理のための表
示画面を例示したものである。この実施形態では、図８
に示すように、生体情報演算部105は、複数のヘモグロ
ビンデータの読み込み（ステップ801）を行ない、これ
に加算平均処理（ステップ802）または差分処理（ステ
ップ803）を行う。加算平均処理或いは差分処理後の処
理は、第一の実施形態と同様であり、前処理としてのフ
ィルタ処理、ベースライン処理および周波数解析（ステ
ップ804）、ヘモグロビン変化量（微分値）計算（ステ
ップ805）、変化量面積(積分値)計算（ステップ806）、
Onset・OFFset（潜時時間）計算（ステップ807）、計算
結果の表示（ステップ808）を行う。Next, a second embodiment of the processing performed by the biological information calculation unit 105 will be described. FIG. 8 shows a specific processing mode of the present embodiment, and FIG. 9 exemplifies a display screen for the processing. In this embodiment, FIG.
As shown in (1), the biological information calculation unit 105 reads a plurality of hemoglobin data (step 801), and performs an averaging process (step 802) or a difference process (step 803). The processing after the averaging processing or the difference processing is the same as in the first embodiment. Filter processing, baseline processing and frequency analysis (step 804) as preprocessing, and hemoglobin change amount (differential value) calculation (step 805) ), Change area (integral value) calculation (step 806),
Onset / OFFset (latency time) is calculated (step 807), and the calculation result is displayed (step 808).
【００４４】加算平均処理802は、例えば、多数の人を
対象として、ヘモグロビン量変化グラフの微分値、積分
値、潜時時間の平均値を求めるために行う。このような
統計処理を行うためには、生体情報演算部105の外部記
憶装置内に、多数の人の計測データを格納したデータベ
ースを構築しておくことが好ましい。データベースは、
例えば多数のデータを所定のカテゴリー(例えば性別、
年齢、計測時間、地域等)やツリー構造に分類し、カテ
ゴリー毎に読み出し可能しておくことが好ましい。そし
て、例えばこのようなデータベースから一定のカテゴリ
ーのデータを選択して読み出し、カテゴリー毎に処理を
行う。もちろん全データについて処理を行ってもよい。The averaging process 802 is performed, for example, to obtain the average value of the differential value, the integral value, and the latency time of the hemoglobin change graph for a large number of people. In order to perform such statistical processing, it is preferable to construct a database storing measurement data of a large number of people in the external storage device of the biological information calculation unit 105. The database is
For example, a large number of data can be stored in a given category (for example, gender,
(Age, measurement time, area, etc.) or a tree structure, and it is preferable to be able to read out for each category. Then, for example, data of a certain category is selected and read from such a database, and processing is performed for each category. Of course, processing may be performed on all data.
【００４５】このため、画面の患者情報901において所
望のカテゴリーの選択と「LOAD」ボタン906を操作し、
複数のヘモグロビンデータを読み込む。なお、患者情報
として患者名、患者ＩＤ901の入力と「LOAD」ボタン906
の操作を繰り返し、所望の複数の患者データを選択する
ことも可能である。このようにしてデータの読み込みが
完了したならば、「ＡＤＤ」ボタン907を操作する。こ
れにより、ヘモグロビンデータの加算平均処理が行われ
る。この加算平均処理の結果は、第一の実施例について
示した図５の画面と同様に表示されるので、その後、第
一の実施例と同様に、前処理およびそれに続く数量解析
を行う。For this reason, in the patient information 901 on the screen, a desired category is selected, and the “LOAD” button 906 is operated.
Read multiple hemoglobin data. It should be noted that input of a patient name and a patient ID 901 as patient information and a “LOAD” button 906
It is also possible to repeat the above operation and select a desired plurality of patient data. When the data reading is completed in this way, the “ADD” button 907 is operated. Thus, the averaging process of the hemoglobin data is performed. Since the result of the averaging process is displayed in the same manner as the screen shown in FIG. 5 for the first embodiment, the preprocessing and the subsequent quantity analysis are performed in the same manner as in the first embodiment.
【００４６】これによって、第一の実施例について示し
た図7の画面と同様の画面に、選択したカテゴリー或い
は患者群について、微分値、積分値、潜時時間の平均デ
ータが表示される。このようなデータは、個々の患者の
平均値からのずれを判断するのに利用できるほか、その
まま平均テンプレートグラフとして利用できる。As a result, the average data of the differential value, the integral value, and the latency time of the selected category or patient group is displayed on a screen similar to the screen of FIG. 7 shown in the first embodiment. Such data can be used to determine the deviation from the average value of individual patients, or can be used as it is as an average template graph.
【００４７】差分処理803は、例えば、同一人を対象と
して、その患者の経過を観察するのに利用する。このた
め図9の画面の患者情報901を入力するとともに、「ＣＯ
ＭＭＥＮＴ」で計測時点を入力し、「ＬＯＡＤ」ボタン
906を操作して、その患者の所定の計測時点におけるヘ
モグロビンデータを読み込む。患者名、患者ＩＤはその
ままにして、新たな計測時点を入力し、別な計測時点の
ヘモグロビンデータを読み込む。図９には、このように
して読み込まれた２つのグラフ902,903が表示された様
子を示す。ついで「ＤＩＦＦ」ボタン908を操作するこ
とにより、これらグラフの差分を示すデータが表示され
る(図示せず)。The difference processing 803 is used, for example, for observing the progress of the same patient. Therefore, while inputting the patient information 901 on the screen of FIG.
Enter the measurement time with “MMENT” and press the “LOAD” button.
The user operates 906 to read hemoglobin data of the patient at a predetermined measurement time point. While the patient name and patient ID are kept as they are, a new measurement time point is input, and hemoglobin data at another measurement time point is read. FIG. 9 shows a state where two graphs 902 and 903 read in this way are displayed. Then, by operating the “DIFF” button 908, data indicating the difference between these graphs is displayed (not shown).
【００４８】ついで前処理804、数量解析805〜807を行
ない、結果を表示する。この表示された結果によって、
例えば治療の効果を定量的に確認することができる。な
お、上記では同一人からの計測データについて差分処理
を行う場合を説明したが、例えば一方の読み込みデータ
として、加算平均処理で作成された平均テンプレートグ
ラフを読み込み、他方の読み込みデータとして個人の計
測データを読み込み、これら読み込みデータを差分処理
してもよい。この場合には、当該個人について平均値か
らのずれを定量的に把握することができる。Next, preprocessing 804 and quantity analysis 805 to 807 are performed, and the results are displayed. According to the displayed result,
For example, the effect of the treatment can be quantitatively confirmed. In the above, the case where the difference processing is performed on the measurement data from the same person has been described. For example, the average template graph created by the averaging processing is read as one read data, and the personal measurement data is read as the other read data. And the difference processing may be performed on the read data. In this case, the deviation from the average value of the individual can be quantitatively grasped.
【００４９】また、図8に示す実施形態では、加算平均
処理802および差分処理803を行った後に、フィルタ処
理、ベースライン処理、数量解析を行った場合を示した
が、これら処理の順序は図示する実施形態に限定されな
い。即ち、例えば２データ間の差分処理のように読み込
みデータ数が少ない場合には、読み込んだデータのそれ
ぞれについてフィルタ処理、ベースライン処理を施し、
その後、加算、差分等の処理を行ってもよい。Further, in the embodiment shown in FIG. 8, the case where the filtering processing, the baseline processing, and the quantity analysis are performed after performing the averaging processing 802 and the difference processing 803 is shown. However, the present invention is not limited to the embodiment. That is, for example, when the number of read data is small as in the difference processing between two data, filter processing and baseline processing are performed on each of the read data,
Thereafter, processing such as addition and difference may be performed.
【００５０】また図８に示す処理を全て行うのではな
く、所望の処理のみを行ってもよい。例えば差分のみ行
ない、その後の処理を省略することも可能である。以
上、本発明の生体光計測装置の実施形態を説明したが、
本発明はこれら実施形態に限定されることなく、種々の
変更が可能である。例えば、光計測部として光トポグラ
フィ装置を用いた場合を説明したが、単独の発光素子と
受光素子からなる光計測装置であっても適用できる。Also, instead of performing all of the processing shown in FIG. 8, only desired processing may be performed. For example, it is also possible to perform only the difference and omit the subsequent processing. As described above, the embodiment of the biological light measurement device of the present invention has been described.
The present invention is not limited to these embodiments, and various changes can be made. For example, the case where an optical topography device is used as the optical measurement unit has been described, but an optical measurement device including a single light emitting element and a light receiving element can be applied.
【００５１】また被検体内物質の濃度に対応する信号と
して、ヘモグロビン濃度信号を例に説明したが、ヘモグ
ロビン濃度信号は酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグ
ロビン、全ヘモグロビンでもよいし、それ以外の生体内
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、光の波長を適宜選択することにより同様に適用す
ることが可能である。Although the hemoglobin concentration signal has been described as an example of the signal corresponding to the concentration of the substance in the subject, the hemoglobin concentration signal may be oxygenated hemoglobin, deoxygenated hemoglobin, total hemoglobin, Substances such as cytochromes a and a3 and myoglobin can be similarly applied by appropriately selecting the wavelength of light.
【００５２】[0052]
【発明の効果】本発明によれば、生体光計測で得られる
被検体内物質の濃度情報を用いて、診断等により重要な
数値データを作成し、直接表示することができるので、
光計測の有効な臨床応用を可能にすることができる。According to the present invention, it is possible to create important numerical data by diagnosis and the like by using the concentration information of the substance in the subject obtained by the biological light measurement and directly display the data.
Effective clinical application of optical measurement can be enabled.
【図１】本発明の生体光計測装置の概要を示す図FIG. 1 is a diagram showing an outline of a biological light measurement device of the present invention.
【図２】生体光計測装置のプローブを示す図FIG. 2 is a diagram showing a probe of the biological optical measurement device.
【図３】生体光計測装置の光計測部を示す図FIG. 3 is a diagram showing an optical measurement unit of the biological optical measurement device.
【図４】本発明の生体光計測装置の信号処理部が行う処
理の一実施形態を示す図FIG. 4 is a diagram showing an embodiment of a process performed by a signal processing unit of the biological light measurement device of the present invention.
【図５】データの読み込みを行うための画面の一例で、
処理前のデータを示す図。FIG. 5 is an example of a screen for reading data;
The figure which shows the data before a process.
【図６】前処理を行うための画面の一例で、図5のデー
タを処理した状態を示す図FIG. 6 is an example of a screen for performing pre-processing, showing a state in which the data of FIG. 5 has been processed;
【図７】数量解析を行うための画面の一例で、図6のデ
ータを処理した状態を示す図7 is an example of a screen for performing a quantity analysis, showing a state in which the data of FIG. 6 has been processed;
【図８】本発明の生体光計測装置の信号処理部が行う処
理の他の実施形態を示す図FIG. 8 is a diagram showing another embodiment of the processing performed by the signal processing unit of the biological optical measurement device of the present invention.
【図９】図8の実施形態においてデータの読み込みを行
うための画面の一例を示す図。FIG. 9 is a view showing an example of a screen for reading data in the embodiment of FIG. 8;
【符号の説明】 101・・・光計測部 103・・・プローブ 105・・・生体情報演算部（信号処理部） 111・・・表示装置[Explanation of Signs] 101: Optical measurement unit 103: Probe 105: Biological information calculation unit (signal processing unit) 111: Display device
Claims (8)
に前記被検体内部を通過した光を検出し、前記光を吸収
する被検体内物質の濃度に対応する信号を発生する光計
測部と、前記光計測部からの信号を入力し、前記信号の
時間軸に沿った濃度変化曲線について数量解析を行い、
定量データを作成する信号処理部と、前記信号処理部が
作成した定量データを表示する表示部とを備えたことを
特徴とする生体光計測装置。1. An optical measurement unit that irradiates a subject with light of a predetermined wavelength, detects light passing through the inside of the subject, and generates a signal corresponding to the concentration of the substance in the subject that absorbs the light. And, a signal from the optical measurement unit is input, and a quantity analysis is performed on a concentration change curve along a time axis of the signal,
A biological light measurement device, comprising: a signal processing unit that creates quantitative data; and a display unit that displays the quantitative data created by the signal processing unit.
いて微分値及び／又は積分値を求める手段を備えたこと
を特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。2. The living body light measuring device according to claim 1, wherein said signal processing unit includes means for obtaining a differential value and / or an integral value of said density change curve.
化を生じせしめる被検体側の原因の開始時点或いは終了
時点と、前記濃度変化が所定の閾値以上となる時点或い
は所定の閾値以下となる時点との差を、潜時時間として
求める手段を備えたことを特徴とする請求項１記載の生
体光計測装置。3. A signal processing unit comprising: a start point or an end point of a cause on the subject side that causes a change of the substance in the subject; and a time point when the concentration change becomes equal to or more than a predetermined threshold value or equal to or less than a predetermined threshold value. 2. The living body light measurement device according to claim 1, further comprising means for obtaining a difference from the time point as a latency time.
計測時或いは計測対象の異なる複数の計測において計測
された濃度信号データを格納する記憶手段を備え、前記
信号処理部は、前記記憶手段から読み出した複数の濃度
信号データについて濃度変化量を求め、差分、加算平均
等を算出する手段を備えたことを特徴とする生体光計測
装置。4. The biological optical measurement device according to claim 1, wherein:
Storage means for storing density signal data measured at the time of measurement or in a plurality of different measurements of the measurement target, wherein the signal processing unit obtains a density change amount for the plurality of density signal data read from the storage means, And a means for calculating an addition average and the like.
測部から独立した外部装置として構成されていることを
特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。5. The living body light measuring device according to claim 1, wherein the signal processing unit and the display unit are configured as external devices independent of the light measuring unit.
ーブル、通信ネットワーク、可搬記録媒体のいずれかに
よってデータの送受を行うことを特徴とする請求項５記
載の生体光計測装置。6. The biological optical measurement device according to claim 5, wherein said signal processing unit and said optical measurement unit transmit and receive data by using one of a LAN cable, a communication network, and a portable recording medium.
照射位置と、その光を受光する受光位置とで決まる計測
位置を複数有し、これら複数の計測位置に対応する数の
濃度信号を出力することを特徴とする請求項１記載の生
体光計測装置。7. The light measuring section has a plurality of measurement positions determined by a light irradiation position on the subject and a light receiving position for receiving the light, and a number of density signals corresponding to the plurality of measurement positions. The living body light measurement device according to claim 1, wherein
対する濃度信号のうち、濃度の変化量の最も大きい濃度
信号について、処理を行うことを特徴とする請求項７記
載の生体光計測装置。8. The living body light measuring apparatus according to claim 7, wherein said signal processing section performs processing on a density signal having a largest change in density among density signals at said plurality of measurement positions. .
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000375678A JP4651186B2 (en) | 2000-12-11 | 2000-12-11 | Biological light measurement device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000375678A JP4651186B2 (en) | 2000-12-11 | 2000-12-11 | Biological light measurement device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002177281A true JP2002177281A (en) | 2002-06-25 |
| JP4651186B2 JP4651186B2 (en) | 2011-03-16 |
Family
ID=18844657
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000375678A Expired - Fee Related JP4651186B2 (en) | 2000-12-11 | 2000-12-11 | Biological light measurement device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4651186B2 (en) |
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1428471A2 (en) * | 2002-11-18 | 2004-06-16 | HONDA MOTOR CO., Ltd. | Optical measuring apparatus and method |
| WO2005046483A1 (en) | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Biological light measuring apparatus |
| JP2006187306A (en) * | 2003-09-19 | 2006-07-20 | Hitachi Medical Corp | Biological signal processor |
| US7186217B2 (en) | 2002-03-26 | 2007-03-06 | Hitachi Medical Corporation | Biological photometer |
| JP2007061469A (en) * | 2005-09-01 | 2007-03-15 | Hitachi Medical Corp | Biological optical measuring device |
| US7349727B2 (en) | 2005-04-22 | 2008-03-25 | Hitachi, Ltd. | Living body light measuring device |
| US7386335B2 (en) | 2004-01-14 | 2008-06-10 | National Institute Of Information And Communications Technology | Body activity measurement device |
| WO2009148042A1 (en) * | 2008-06-05 | 2009-12-10 | 株式会社 日立メディコ | Living body optical measurement device and image display program |
| JP2011024925A (en) * | 2009-07-29 | 2011-02-10 | Shimadzu Corp | Optical measuring system |
| US7974671B2 (en) | 2003-09-19 | 2011-07-05 | Hitachi Medical Corporation | Living body information signal processing system combining living body optical measurement apparatus and brain wave measurement apparatus and probe device used for the same |
| US8406838B2 (en) | 2004-07-20 | 2013-03-26 | Toshinori Kato | Apparatus for evaluating biological function, a method for evaluating biological function, a living body probe, a living body probe mounting device, a living body probe support device and a living body probe mounting accessory |
| WO2015052816A1 (en) * | 2013-10-10 | 2015-04-16 | 株式会社島津製作所 | Rehabilitation assistance system and brain function measurement unit |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03146028A (en) * | 1989-11-01 | 1991-06-21 | Hirosane Harayama | Measuring instrument for motor nerve conduction speed distribution |
| JPH0564637A (en) * | 1991-05-08 | 1993-03-19 | Omron Corp | Vital function measuring apparatus |
| JP2000039396A (en) * | 1998-07-21 | 2000-02-08 | Hamamatsu Photonics Kk | Method and apparatus for measuring internal information of scattering absorbent |
| JP2000237194A (en) * | 1999-02-19 | 2000-09-05 | Hitachi Ltd | Light measuring method and device |
-
2000
- 2000-12-11 JP JP2000375678A patent/JP4651186B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03146028A (en) * | 1989-11-01 | 1991-06-21 | Hirosane Harayama | Measuring instrument for motor nerve conduction speed distribution |
| JPH0564637A (en) * | 1991-05-08 | 1993-03-19 | Omron Corp | Vital function measuring apparatus |
| JP2000039396A (en) * | 1998-07-21 | 2000-02-08 | Hamamatsu Photonics Kk | Method and apparatus for measuring internal information of scattering absorbent |
| JP2000237194A (en) * | 1999-02-19 | 2000-09-05 | Hitachi Ltd | Light measuring method and device |
Cited By (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7186217B2 (en) | 2002-03-26 | 2007-03-06 | Hitachi Medical Corporation | Biological photometer |
| EP1428471A3 (en) * | 2002-11-18 | 2006-05-17 | HONDA MOTOR CO., Ltd. | Optical measuring apparatus and method |
| EP1428471A2 (en) * | 2002-11-18 | 2004-06-16 | HONDA MOTOR CO., Ltd. | Optical measuring apparatus and method |
| US7974671B2 (en) | 2003-09-19 | 2011-07-05 | Hitachi Medical Corporation | Living body information signal processing system combining living body optical measurement apparatus and brain wave measurement apparatus and probe device used for the same |
| JP2006187306A (en) * | 2003-09-19 | 2006-07-20 | Hitachi Medical Corp | Biological signal processor |
| JP4517613B2 (en) * | 2003-09-19 | 2010-08-04 | 株式会社日立メディコ | Biological signal processing device |
| WO2005046483A1 (en) | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Biological light measuring apparatus |
| US8019399B2 (en) | 2003-11-12 | 2011-09-13 | Hitachi Medical Corporation | Optical measurement apparatus for living body |
| US7386335B2 (en) | 2004-01-14 | 2008-06-10 | National Institute Of Information And Communications Technology | Body activity measurement device |
| US8406838B2 (en) | 2004-07-20 | 2013-03-26 | Toshinori Kato | Apparatus for evaluating biological function, a method for evaluating biological function, a living body probe, a living body probe mounting device, a living body probe support device and a living body probe mounting accessory |
| US7349727B2 (en) | 2005-04-22 | 2008-03-25 | Hitachi, Ltd. | Living body light measuring device |
| JP4722627B2 (en) * | 2005-09-01 | 2011-07-13 | 株式会社日立メディコ | Biological light measurement device |
| JP2007061469A (en) * | 2005-09-01 | 2007-03-15 | Hitachi Medical Corp | Biological optical measuring device |
| WO2009148042A1 (en) * | 2008-06-05 | 2009-12-10 | 株式会社 日立メディコ | Living body optical measurement device and image display program |
| JP5484323B2 (en) * | 2008-06-05 | 2014-05-07 | 株式会社日立メディコ | Biological light measurement device |
| JP2011024925A (en) * | 2009-07-29 | 2011-02-10 | Shimadzu Corp | Optical measuring system |
| WO2015052816A1 (en) * | 2013-10-10 | 2015-04-16 | 株式会社島津製作所 | Rehabilitation assistance system and brain function measurement unit |
| JPWO2015052816A1 (en) * | 2013-10-10 | 2017-03-09 | 株式会社島津製作所 | Rehabilitation support system and brain function measurement device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4651186B2 (en) | 2011-03-16 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3532800B2 (en) | Stethoscope | |
| JP3916985B2 (en) | Biological light measurement device | |
| JP4031438B2 (en) | Biological function diagnostic device | |
| US9375171B2 (en) | Probabilistic biomedical parameter estimation apparatus and method of operation therefor | |
| EP2309919B1 (en) | Functional optical coherent imaging | |
| JP4991431B2 (en) | External environment control device based on brain function measurement | |
| JP4702107B2 (en) | Biological light measurement device | |
| JP5433772B2 (en) | Biological light measurement device | |
| CN107613858A (en) | System and method for non-invasive monitoring intracranial pressure | |
| JP4097522B2 (en) | Biological light measurement device | |
| JP2010508056A (en) | System and method for in vivo measurement of biological parameters | |
| JP2002527134A (en) | Multi-channel non-invasive tissue oximeter | |
| JP4651186B2 (en) | Biological light measurement device | |
| WO2003002004A1 (en) | Biological optical measuring instrument | |
| JP3732476B2 (en) | Biological measuring device | |
| JP2002010986A (en) | Noninvasive measurement device for intracerebral blood amount | |
| JP4559417B2 (en) | Biological light measuring device and program | |
| JP2008516719A (en) | DVT detection | |
| EP2281504A1 (en) | Apparatus and method for determining a physiological parameter | |
| CN118102970A (en) | Methods and systems for engineering photoplethysmographic waveform features from biophysical signals for characterizing physiological systems | |
| JP2005013464A (en) | Biological light measuring instrument | |
| JP5733117B2 (en) | Brain activity state analysis device, rehabilitation assist device, thought control type drive device, thought control type display device, measurement point selection method, measurement point selection program | |
| Feukeu et al. | Photoplethysmography Heart Rate Monitoring: State-of-the-Art Design | |
| JP6093142B2 (en) | Brain activity training support device using biological light measurement device, signal processing program, and signal processing method | |
| JP2020028390A (en) | Image processing system, image processing method, image display method and program |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20071022 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100622 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100804 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20101214 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20101214 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131224 Year of fee payment: 3 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |