JPH08103434A - 生体光計測装置及び計測方法 - Google Patents
生体光計測装置及び計測方法Info
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- JPH08103434A JPH08103434A JP24259294A JP24259294A JPH08103434A JP H08103434 A JPH08103434 A JP H08103434A JP 24259294 A JP24259294 A JP 24259294A JP 24259294 A JP24259294 A JP 24259294A JP H08103434 A JPH08103434 A JP H08103434A
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
る。 【構成】 光源1から発せられる光を光照射位置5より
被検体6に照射させ、被検体6を通過して出射する光
を、被検体6上の異なる2箇所に配置する2本の光検出
用光ファイバー7a,7bを介して光検出器10a,1
0bで検出する。光検出器10a,10bからの電気信
号は、対数増幅器25a,25bで対数変換した後、差
動増幅器11の正極と負極に入力する。差動増幅器11
から出力される異なる2ヵ所の位置での通過光強度の対
数差分信号は、逐次A/D変換器12でデジタル信号に
変換して計算機13に取り込み、表示装置14に時系列
データとして表示する。
Description
報を計測する生体光計測装置及びそれを用いた計測方法
に関する。
酸素飽和度を計測するオキシメータ(特開昭55−24
004号)がある。オキシメータは、複数波長の光を生
体に照射し、生体からの透過光強度あるいは反射光強度
を計測し、HbとHbO2 の分光特性と脈波を利用し
て、動脈中の酸素飽和度を算出する装置である。
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−
115232号)がある。この方法はHbとHbO2 の
分光特性を利用して生体組織内の酸素飽和度と血液量
(以下、両者を併せて血液動態という)を計測するもの
である。なお、本明細書では、透過光、反射光、散乱光
を特に区別せず、光源から発せられて生体と相互作用し
た後、光検出器で検出された光強度を通過光強度とい
う。
動脈中の酸素飽和度あるいは、生体組織内の血液動態を
計測することができる。しかし、従来技術では、生体の
全体的な変化に由来する血液動態の変化と生体の局所的
な変化に由来する血液動態の変化とを分離することは不
可能である。
動態の変化のみを検出したい場合がある。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量あるいは酸素飽和度が変化す
る。この時、任意の機能部位のみの血液量あるいは酸素
飽和度の変化を計測することができれば、脳の機能部位
の働きを調べることができ、医学的に非常に重要であ
る。
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2に
示す。図2中の通過光強度の揺らぎは、生体中の全体的
な血液動態の変化に由来するものである。この様に被検
者が安静にしていても、通過光強度信号に予測不可能な
信号変化が表れ、また頭皮の上から頭蓋骨を介して脳に
光照射している関係上、脳の活動に基づく信号変化は極
微小量であり、脳の機能部位が賦活して局所の血液動態
のみが変化してもその信号を分離することは困難であ
る。本発明は、従来技術では困難であった生体内の全体
的な血液動態変化と局所的な血液動態変化を分離して計
測する技術を提供することを目的とする。
任意の1箇所もしくは複数箇所から光を照射し、局所的
な変化が信号の変化として計測される検出位置と局所的
な変化が信号の変化として計測されない検出位置の2箇
所を光照射位置から等距離となるように設定し、それぞ
れの検出位置において通過光強度を検出し、前記2箇所
間の通過光強度の対数差分をとることを特徴とする。
の異なる2箇所の検出位置で通過光を受光し、それぞれ
の検出位置における通過光強度をフォトダイオードや光
電子増倍管等の光電変換素子を用いて電気信号(以下、
通過光強度を意味する電気信号を通過光強度信号とい
う)に変換し、各通過光信号強度を対数増幅器で対数変
換した後に、第1の検出位置における通過光強度信号と
第2の検出位置における通過光強度信号を差動増幅す
る。
信号のうちその周波数成分のみを抽出することで、外来
起因の雑音を除去することができる。光源と光照射位
置、光検出位置と光検出器の間は光ファイバーで接続す
ることができる。
照射位置から等距離の位置に設定すると、生体内部の全
体的な血液動態変化に伴って、各検出位置における通過
光強度信号は等しく変化する。従って、第1の検出位置
における通過光強度信号と第2の検出位置における通過
光強度信号の対数差分を取ると、全体的な血液動態変化
に由来する信号変化は除去される。さらに、第1あるい
は第2の一方の検出位置における通過光強度信号にの
み、局所の血液動態変化に伴う変化が含まれていれば、
通過光強度対数差分信号は局所の血液動態変化のみを反
映していることになる。
検出位置で生体外に出るまでの間に複雑な経路を通って
種々の生体組織と相互作用し、散乱や減衰を受けること
になる。本発明では、光照射位置から等距離の位置で生
体から出射する光強度の対数差分をとるため、生体組織
による散乱や減衰の影響も相殺され、局所の血液動態変
化を反映する微小な信号を高精度で検出できることにな
る。
る。 〔実施例1〕本発明による生体光計測装置の第1の実施
例の概略構成を図1に示す。光源1から発せられる光を
レンズ系を用いて集光し、光源用光ファイバー2に入射
する。光源から発せられる光は、外来起因の雑音を除去
するために発振器23により100Hz〜10MHz程
度の任意の周波数fで強度変調されている。光源用光フ
ァイバー2は光ファイバー連結器3aを介して光照射用
光ファイバー4と接続しているため、光源からの光は光
照射用光ファイバー4に伝達し、光照射位置5より被検
体6に照射される。用いる光の波長は生体内の注目物質
の分光特性によるが、HbとHbO2 の濃度から酸素飽
和度や血液量を計測する場合には600nm〜1400
nmの波長範囲の光の中から1あるいは複数波長選択し
て用いる。光源としては、半導体レーザ、チタンサファ
イアレーザ、発光ダイオード等を用いることができる。
ための2本の光検出用光ファイバー7a及び7bを、被
検体6上の異なる2箇所に配置する。本実施例では、上
記2本の光検出用光ファイバー7aと7bを光照射位置
5を対称中心として点対称の2箇所に配置する。光照射
用光ファイバー4と光検出用光ファイバー7a,7b
は、表面を黒色に塗装された光ファイバー固定部材8で
固定されている。また、光照射用光ファイバー4、光検
出用光ファイバー7a,7b及び光ファイバー固定部材
8は、簡便を期するために光検出プローブとして一体化
されており、詳細については後述する。光検出用光ファ
イバー7a,7bは、光ファイバー連結器3b,3cを
介して光検出器用光ファイバー9a,9bに連結してい
るため、光検出用光ファイバー7a,7bで検出された
通過光は、光検出器10a,10bまで伝達し、光検出
器10a,10bで光電変換され、通過光強度が電気信
号強度として出力される。光検出器10a,10bとし
ては、例えばフォトダイオードや光電子増倍管などの様
な光電変換素子を用いる。
過光強度を表わす電気信号は、それぞれロックインアン
プ24aと24bで光源の光強度変調周波数成分のみ抽
出される。ロックインアンプ24aからの出力は、対数
増幅器25aで対数変換された後に差動増幅器11の負
極に入力され、ロックインアンプ24bからの出力は、
対数増幅器25bで対数変換された後に差動増幅器11
の正極に入力される。その結果として、異なる2ヵ所の
位置での通過光強度の差分信号が、出力信号として差動
増幅器11より出力される。差動増幅器11からの出力
信号を逐次A/D変換器12でデジタル信号に変換し、
計算機13に取り込み表示装置14に時系列データとし
て表示する。
動態が変化する領域15が、光検出用光ファイバーの視
野16bのみに含まれていれば、計測される対数差分信
号は局所領域15の血液動態の変化のみを反映している
ことになる。近赤外光に対しては血液中の主成分である
ヘモグロビンが光吸収に対して支配的に働くことを前提
に、計測される対数差分信号の意味を以下に説明する。
をI0(t)、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン濃度を
それぞれCox(t),Cdeox(t) 、局所領域15で変化した
酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれぞ
れΔCox(t),ΔCdeox(t) 、光源波長λに対する酸化ヘ
モグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれε
ox(λ),εdeox(λ) 、散乱とヘモグロビン以外の吸収に
よる減衰をDs 、散乱によって生じる重み係数をdとす
ると、光検出器10bで検出される通過光強度信号I
d(t) は下式(1)で表され、光検出器10aで検出さ
れる通過光強度信号Id'(t)は下式(2)で表される。
(1)式から(2)式を減算すると、次式(3)が得ら
れる。(3)式の左辺は計測された対数差分信号であ
る。 ln[Id(t)/Id'(t)]=−[εox(λ)ΔCox(t)+εdeox(λ)ΔCdeox(t)]d (3)
10nmを用いて計測すると、 εox(805±10)≒εdeox(805±10) (4) であるので、(3)式は定数Kを用いて ln[Id(t)/Id'(t)]=−[ΔCox(t)+ΔCdeox(t)]・K (5) と書き直すことができる。従って、光源波長805nm
±10nmを用いて計測された対数差分信号は、血液量
の変化量[ΔCox(t)+ΔCdeox(t)]に相当する値(以
下、相対血液変化量という)を表している。また、光源
に用いる波長数を2波長(λ1,λ2)にし、各波長に異
なる強度変調周波数(f1,f2)を与え、ロックインア
ンプで周波数分離すれば、各波長の通過光強度信号を計
測することができる。従って、(3)式が各波長で成り
立つので、次の(6)式及び(7)式からなる連立方程
式を導くことができる。
deox(λ2) は既知であるので、酸化ヘモグロビンの変化
量に相当する値ΔCOX(t)dと還元ヘモグロビンの変化
量に相当するΔCdeox(t)dを、(6)式及び(7)式
を計算機13内で解くことで求めることができ、求めら
れた相対変化量の時系列データを表示装置14上にグラ
フ表示する。さらに拡張して波長数を増やし、dを消
去、または微量にあるヘモグロビン以外の吸光物質濃度
の相対変化量を求めることも可能である。
プ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器1
0a,10bからの検出信号をそれぞれA/D変換器1
2でデジタル信号に変化した後、計算機13内でFFT
処理をして光源の強度変調周波数に相当する信号のみを
抽出し、異なる2ヵ所の検出位置での通過光強度の対数
差分を上述の計算過程と同様の手順で計算して、求めら
れた相対変化量を時系列データとして表示装置14上に
グラフ表示することもできる。
(a)は光検出プローブの一断面を示し、図4(b)は
光検出プローブを被検体接触面から見た図を示してい
る。光検出プローブは、1本の光照射用光ファイバー4
と2本の光検出用光ファイバー7a,7bと表面を黒色
に塗装した金属又はプラスチック製の光ファイバー固定
部材8からなり、それぞれの光ファイバーには光ファイ
バー連結器3a,3b,3cが接続されている。それぞ
れの光ファイバーの屈曲性を保つためには、複数の光フ
ァイバーで構成する。光ファイバーの素材としては、プ
ラスチックか石英を用いる。本光検出プローブを生体に
使用する場合には、被検体接触面17を弾力のあるスポ
ンジなどで覆う。
の大きさは目的や被検体の状態に応じて変える必要があ
るが、例えば脳機能の計測を行う場合には、断面形状を
径1mm〜20mm程度の円形あるいは1辺1mm〜2
0mm程度の正方形とする。また、2本の光検出用光フ
ァイバー7a,7bの配置位置は、光照射用光ファイバ
ー4から距離r(r=5mm〜50mm)の位置にここ
では対称的に配置する。距離rと光検出用光ファイバー
7a,7bの断面形状の異なる複数種類の光検出プロー
ブを用意しておき、計測目的に応じて交換することで、
簡便な計測が可能となる。光の到達深度は光源からの距
離rとほぼ等しいため、脳の大脳皮質程度の深さであれ
ば頭部表面から頭蓋骨を介して計測することが可能であ
る。
バー7の配置にはさまざまな態様が考えられる。例えば
図5に示すように、光照射用光ファイバー4から等距離
rの位置に4本の光検出用光ファイバー7a,7b,7
c,7dを配置し、任意の2本の光検出用光ファイバー
を選択して計測することができる。また、光ファイバー
を用いず、レンズ系を用いたり、固定部材8に光源や光
検出器を直接設置することもできる。
脳の計測に使用した例を示す。光ファイバー連結器3
a,3b,3cと、光照射用光ファイバー4と、光検出
用光ファイバー7a,7bと、光ファイバー固定部材8
からなる光検出プローブを、ゴム製の固定用ベルト18
で被検体6に固定する。光照射用光ファイバー4は光フ
ァイバー連結器3aを介して光源用光ファイバー2に接
続されており、光検出用光ファイバー7a,7bはそれ
ぞれ光ファイバー連結器3b,3cを介して光検出器用
光ファイバー9a,9bに接続されている。光計測装置
19前面パネルには、光源用光ファイバー2と光検出器
用光ファイバー9a,9bの接続部、出力信号調整つま
み20、出力信号値表示窓21、及び表示装置14があ
る。光計測装置19内部には、差動増幅器やA/D変換
器、マイクロプロセッサー、光源、光検出器、光スイッ
チ、その他必要な電気回路が配置されている。
れる通過光強度の対数差分信号値が表示されており、出
力信号調整つまみ20を用いて対数差分信号値のオフセ
ット値を決定する。例えば、被検体の脳内部において局
所的な血液動態の変化が無い時に、2箇所で検出される
通過光強度の対数差分信号が0になるように調整する。
その後計測を開始し、対数差分信号の時系列データ22
が表示装置14上にグラフ表示される。また、上述した
ような演算を行い、局所の血流量あるいは酸化ヘモグロ
ビン量あるいは還元ヘモグロビン量の相対変化量時間変
化をグラフ表示する。
の第2の実施例の概略構成を図7に示す。光源1から発
せられる光をレンズ系を用いて集光し、光源用光ファイ
バー2に入射する。光源から発せられる光は、外来起因
の雑音を除去するために発振器23によって100Hz
〜10MHz程度の任意の周波数で強度変調されてい
る。光源用光ファイバー2は光ファイバー連結器3aを
介して光照射用光ファイバー4と接続しているため、光
源からの光は光照射用光ファイバー4に伝達し、光照射
位置5より被検体6に照射される。用いる光の波長は生
体内の注目物質の分光特性によるが、HbとHbO2 の
濃度から酸素飽和度や血液量を計測する場合には600
nm〜1400nmの波長範囲の光の中から1あるいは
複数波長選択して用いる。光源としては、半導体レー
ザ、チタンサファイアレーザ、発光ダイオード等を用い
ることができる。
ための4本の光検出用光ファイバー7a,7b,7c,
7dを、被検体6上の異なる4箇所に配置する。本実施
例では、2本の光検出用光ファイバー7bと7cを光照
射位置5を対称中心として点対称の2箇所に配置し、光
照射位置5の重心点を原点として光検出用光ファイバー
7bの重心点を通るような半直線上に光検出用光ファイ
バー7aの重心点が存在するように光検出用光ファイバ
ー7aを配置し、さらに、光照射位置5の重心点を原点
として光検出用光ファイバー7cの重心点を通るような
半直線上に光検出用光ファイバー7dの重心点が存在す
るように光検出用光ファイバー7dを配置する。光検出
用光ファイバー7aと光検出用光ファイバー7dの重心
点が上記半直線上に存在していればどこに配置してもよ
いが、本実施例では前記光照射位置5を対称中心として
点対称でかつ光検出用光ファイバー7bと7cの外側に
配置する。ここで、光照射用光ファイバー4と光検出用
光ファイバー7a,7b,7c,7dは、表面を黒色に
塗装した金属製の光ファイバー固定部材8で固定されて
いる。光検出用光ファイバー7a,7b,7c,7d
は、光ファイバー連結器3b,3c,3d,3eを介し
て光検出器用光ファイバー9a,9b,9c,9dに連
結しているため、光検出用光ファイバー7a,7b,7
c,7dで検出された通過光は、光検出器10a,10
b,10c,10dまで伝達し、光検出器10で光電変
換された通過光強度が電気信号強度として出力される。
光検出器10としては、例えばフォトダイオードや光電
子増倍管等の光電変換素子を用いることができる。
過光強度を表わす電気信号は、それぞれロックインアン
プ24aと24bで光源の強度変調周波数成分のみを抽
出される。ロックインアンプ24aからの出力は、対数
増幅器25aで対数変換された後に差動増幅器11aの
負極に入力され、ロックインアンプ24bからの出力
は、対数増幅器25bで対数変換された後に差動増幅器
11aの正極に入力される。光検出器10c及び10d
で出力された通過光強度を表わす電気信号は、それぞれ
ロックインアンプ24cと24dで光源の強度変調周波
数成分のみを抽出される。ロックインアンプ24dから
の出力は、対数増幅器25dで対数変換された後に差動
増幅器11bの負極に入力され、ロックインアンプ24
cからの出力は、対数増幅器25cで対数変換された後
に差動増幅器11bの正極に入力される。さらに、差動
増幅器11aからの出力を差動増幅器11cの負極に入
力し、差動増幅器11bからの出力を差動増幅器11c
の正極に入力する。その結果として、異なる4ヵ所の位
置での通過光強度の対数差分信号が、出力信号として差
動増幅器11cより出力される。差動増幅器11cから
の出力信号を逐次、A/D変換器12でデジタル信号に
変換し、計算機13に取り込み表示装置14に時系列デ
ータとしてグラフ表示する。
動態が変化する領域15が、光検出用光ファイバーの視
野16bのみに含まれていれば、差動増幅器11cより
出力される通過光強度の対数差分信号は、局所的な血液
動態の変化のみを反映していることになる。近赤外光に
対しては血液中の主成分であるヘモグロビンが光吸収に
対して支配的に働くことを前提に、差動増幅器11cよ
り出力される対数差分信号の意味を以下に説明する。
をI0(t) 、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン濃度
をそれぞれCox(t),Cdeox(t)、局所領域15で変化し
た酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれ
ぞれΔCox(t),ΔCdeox(t)、光源波長λに対する酸化
ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれ
εox(λ),εdeox(λ)、光検出器10bと10cで検出
される通過光強度に含まれる散乱とヘモグロビン以外の
吸収による減衰をDs1、光検出器10aと10dで検出
される通過光強度に含まれる散乱とヘモグロビン以外に
吸収による減衰をDs2、光検出器10bと10cで検出
される通過光強度に含まれる散乱によって生じる重み係
数をd1 、光検出器10aと10dで検出される通過光
強度に含まれる散乱によって生じる重み係数をd2 とす
ると、光検出器10cで検出される通過光強度信号Id1
(t)、光検出器10dで検出される通過光強度信号I
d2(t)、光検出器10bで検出される通過光強度信号I
d1'(t)、及び光検出器10aで検出される通過光強度信
号Id2'(t)は、それぞれ下式(8)〜(11)で表され
る。
った後に、(8)式から(9)式を減算すると、次式
(12)が得られる。 ln[Id1(t)/Id2(t)]=ln[Ds1/Ds2]−[εox(λ)(Cox(t) +ΔCox(t))+εdeox(λ)(Cdeox(t)+ΔCdeox(t))](d1−d2) (12) (10)式と(11)式の自然対数をとった後に(10)式か
ら(11)式を減算すると、次式(13)が得られる。 ln[Id1'(t)/Id2'(t)]=ln[Ds1/Ds2]−[εox(λ)(Cox(t) +ΔCox(t))+εdeox(λ)(Cdeox(t)+ΔCdeox(t))](d1−d2) (13) (12)式の左辺は差動増幅器11bの出力を表してお
り、(13)式の左辺は差動増幅器11aの出力を表して
いる。ここで、(12)式より(13)式を減算すると次式
(14)が得られる。
わち計測された対数差分信号を表している。
10nmを用いて計測すると、前述の(4)式の関係が
成立するので、(14)式は定数Kを用いて下式(15)の
ように書き直すことができる。 ln[(Id1(t)/Id2(t))(Id2'(t)/Id1'(t))] =−[ΔCox(t)+ΔCdeox(t)]・K (15)
用いて計測された対数差分信号は、相対血液変化量[Δ
Cox(t)+ΔCdeox(t)]に相当する値を表している。ま
た、光源に用いる波長数を2波長(λ1,λ2)にし、各
波長に異なる強度変調周波数(f1,f2)を与え、ロッ
クインアンプで周波数分離すれば、各波長の通過光強度
信号を計測することができる。従って、(14)式が各波
長で成り立つので、次の(16)式及び(17)式からなる
連立方程式を導くことができる。
deox(λ2) は既知であるので、酸化ヘモグロビンの変化
量に相当する値ΔCox(t)(d1−d2)と還元ヘモグロビ
ンの変化量に相当するΔCdeox(t)(d1−d2)を、(1
6)式及び(17)式を計算機13内で解くことで求める
ことができ、求められた相対変化量の時系列データを表
示装置14上にグラフ表示する。さらに拡張して波長数
を増やし、(d1−d 2)を消去、または微量にあるヘモグ
ロビン以外の吸光物質濃度の相対変化量を求めることも
可能である。
プ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器1
0a,10b,10c,10dからの検出信号をそれぞ
れA/D変換器12でデジタル信号に変換した後、計算
機13内でFFT処理をして光源の強度変調周波数に相
当する信号のみを抽出し、異なる4ヵ所の検出位置での
通過光強度の対数差分を上述の計算過程と同様の手順で
計算した後、求められた相対変化量を、時系列データと
して表示装置14上にグラフ表示することもできる。
の第3の実施例の概略構成を図9に示す。光源1aと1
bから発せられる光をレンズ系を用いて集光し、それぞ
れ光源用光ファイバー2aと2bに入射する。各光源か
ら発せられる光は、外来起因の雑音を除去するために各
発振器23a,23bによって100Hz〜10MHz
程度の異なる任意の周波数fで強度変調されている。こ
こでは、光源1aの強度変調周波数をf1とし、光源1
bの強度変調周波数をf2とする。光源用光ファイバー
2aは光ファイバー連結器3aを介して光照射用光ファ
イバー4aと接続しており、光源用光ファイバー2bは
光ファイバー連結器3cを介して光照射用光ファイバー
4bと接続しているため、各光源からの光は光照射用光
ファイバー4aと4bに伝達し、光照射位置5aと5b
より被検体6に照射される。また、参照光を得るために
光源用光ファイバー4a,4bの途中で分波器26a,
26bを用いて分波し、光検出器10aと10cで各光
源の強度を電気信号に変換する。光検出器10aから出
力される光源1aの参照光強度信号はロックインアンプ
24aに入力し、発振器23aからの参照周波数をもと
に分離される。ロックインアンプ24aからの出力は、
対数増幅器5aに入力されて対数変換された後に差動増
幅器11aの負極に入力される。光検出器10cから出
力される光源1bの参照光強度信号はロックインアンプ
24dに入力し、発振器23bからの参照周波数をもと
に分離される。ロックインアンプ24dからの出力は、
対数増幅器25dに入力されて対数変換された後に差動
増幅器11bの負極に入力する。用いる光の波長は生体
内の注目物質の分光特性によるが、HbとHbO2の濃
度から酸素飽和度や血流量を測定する場合には600n
m〜1400nmの波長範囲の光の中から1あるいは複
数波長選択して用いる。光源としては、半導体レーザ、
チタンサフィアレーザ、発光ダイオード等を用いること
ができる。
ために1本の光検出用光ファイバー7を、被検体6上の
光照射位置5aと5bから等距離の位置に配置する。こ
こで、光照射用光ファイバー4aと4bと光検出用光フ
ァイバー7は、表面を黒色に塗装された光ファイバー固
定部材8で固定されている。光検出用光ファイバー7
は、光ファイバー連結器3bを介して光検出器用光ファ
イバー9に連結しているため、光検出用光ファイバー7
で検出された通過光は、光検出器10bまで伝達し、光
検出器10bで光電変換され通過光強度が電気信号強度
として出力される。光検出器10bとしては、例えばフ
ォトダイオードや光電子増倍管等の光電変換素子を用い
る。
表す電気信号は、光源1aに対する通過光強度信号と光
源1bに対する通過光強度信号を含んでいるため、ロッ
クインアンプ24bで光源1aに対する強度変調周波数
成分のみを抽出し、ロックインアンプ24cで光源1b
に対する強度変調周波数成分のみを抽出する。ロックイ
ンアンプ24bからの出力は、対数増幅器25bで対数
変換された後に、差動増幅器11aの正極に入力され
る。ロックインアンプ24cからの出力は、対数増幅器
25cで対数変換された後に、差動増幅器11bの正極
に入力される。その結果として、差動増幅器11aから
は、光源1aの強度と光源1aに対する通過光強度の対
数差分信号が出力信号として出力され、差動増幅器11
bからは、光源1bの強度と光源1aに対する通過光強
度の対数差分信号が出力信号として出力される。さら
に、差動増幅器11aからの出力を差動増幅器11cの
負極へ入力し、差動増幅器11bからの出力を差動増幅
器11cの正極へ入力すると、差動増幅器11cから光
源強度の揺らぎを除去した通過光強度の対数差分信号が
出力される。差動増幅器11cからの出力信号を逐次、
A/D変換器12でデジタル信号に変換し、計算器13
に取り込み表示装置14に時系列データとして表示す
る。
動態が変化する領域15が、光検出用光ファイバーの視
野16bにのみ含まれていれば、計測される対数差分信
号は局所的な血液動態の変化のみを反映していることに
なる。近赤外光に対して波血液中の主成分であるヘモグ
ロビンが光吸収に対して支配的に働くことを前提に、計
測される対数差分信号の意味を以下に説明する。
bからの照射光強度をI0(t)、照射位置5aからの照射
光強度をI0'(t)、分波器26bからの参照光強度をIr
(t)、分波器26aからの参照光強度をIr'(t)、分波器
の参照光への分波比率をα、すなわち I0(t):Ir(t)=I0'(t):Ir'(t)=1:α とし、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビン濃度をそれ
ぞれCox(t),Cdeox(t)局所領域15で変化した酸化ヘ
モグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれぞれΔC
ox(t),ΔCdeox(t)、光源波長λに対する酸化ヘモグロ
ビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれε
ox(λ),εdeox(λ)、散乱とヘモグロビン以外の吸収に
よる減衰をDs、散乱によって生じる重み係数をdとす
ると、光検出器10bで検出される光源1bに対する通
過光強度信号Id(t)、即ちロックインアンプ24cから
の出力は下式(18)で表され、光検出器10bで検出さ
れる光源1aに対する通過光強度信号Id'(t)、即ちロ
ックインアンプ24bからの出力は下式(19)で表され
る。
すると、(18)式は下式(20)となり、式(19)は下式
(21)となる。
が得られる。
増幅器11cから出力された対数差分信号は(22)式と
等価である。
10nmを用いて計測すると、前述の(4)式の関係が
成立するので、(22)式は定数Kを用いて下式(26)の
ように書き直すことができる。 ln[(Id(t)/Id'(t))(I0'(t)/I0(t))] =−[ΔCox(t)+ΔCdeox(t)]K (26) 従って、光源波長805nm±10nmを用いて計測さ
れた対数差分信号は、相対血液変化量[ΔCox(t)+ΔC
deox(t)]に相当する値を表している。また、光源に用い
る波長数を2波長(λ1,λ2)にし、各波長と各照射位
置毎に異なる強度変調周波数(f1,f2,f3,f4)を与
え、ロックインアンプで周波数分離すれば、各波長と各
照射位置毎の通過光強度信号を計測することができる。
従って、(22)式が各波長で成り立つので、次の(27)
式及び(28)式からなる連立方程式を導くことができ
る。
deox(λ2) は既知であるので、酸化ヘモグロビンの変化
量に相当する値ΔCOX(t)dと還元ヘモグロビンの変化
量に相当するΔCdeox(t)dを、(27)式及び(28)式
を計算機13内で解くことで求めることができ、求めら
れた相対変化量の時系列データを表示装置14上にグラ
フ表示する。さらに拡張して波長数を増やし、dを消
去、または微量にあるヘモグロビン以外の吸光物質濃度
の相対変化量を求めることも可能である。
ンプ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器
10a,10b,10cからの検出信号をそれぞれA/
D変換器12でデジタル信号に変換した後、計算機13
内でFFT処理をして各光源の強度変調周波数に相当す
る信号のみを抽出し、上述の計算過程と同様の手順で計
算して、求められた相対変化量を時系列データとして表
示装置14上にグラフ表示することもできる。
体内の局所的な血液動態の変化を計測することができ
る。
を示す図。
図。
ァイバー連結器、4…光照射用光ファイバー、5…光照
射位置、6…被検体、7a〜7d…光検出用光ファイバ
ー、8…光ファイバー固定部材、9a〜9d…光検出器
用光ファイバー、10a〜10d…光検出器、11…差
動増幅器、12…A/D変換器、13…計算機、14…
表示装置、15…局所的に血液動態が変化する領域、1
6a,16b…光検出用光ファイバーの視野、17…被
検体接触面、18…固定用ベルト、19…光計測装置、
20…出力信号調整つまみ、21…出力信号値表示窓、
22…時系列データ、23a〜23c…差動増幅器、2
4…ロックインアンプ、25…対数増幅器、26…分波
器
Claims (11)
- 【請求項1】 生体表面に光を照射する光照射手段と、
生体内部を通過して生体表面から出射する光強度を検出
する光検出手段とを備える生体光計測装置において、 光照射位置と光検出位置の組み合わせを少なくとも2組
有し、各組み合わせに対する検出信号の対数差分信号を
計測信号として用いることを特徴とする生体光計測装
置。 - 【請求項2】 光照射位置から検出位置までの距離が等
しく設定されている少なくとも2組の光照射位置と光検
出位置の組み合わせを備えることを特徴とする請求項1
記載の生体光計測装置。 - 【請求項3】 対数増幅器と差動増幅器を含み、光検出
信号を対数増幅したのち差動増幅器によって対数差分信
号を発生することを特徴とする請求項1又は2記載の生
体光計測装置。 - 【請求項4】 光照射手段は光源と光照射位置の間を結
ぶ光ファイバーを含み、光検出手段は光検出器と光検出
位置の間を結ぶ光ファイバーを含むことを特徴とする請
求項1、2又は3記載の生体光計測装置。 - 【請求項5】 光照射手段の光ファイバー端部及び光検
出手段の光ファイバー端部を固定した光検出プローブ部
と、光照射手段の光源と光検出手段の光検出器と電気信
号処理回路を含む光計測装置部とを備えることを特徴と
する請求項4記載の光計測装置。 - 【請求項6】 光照射位置と第1検出位置と第2検出位
置と、光照射位置を原点として第1検出位置を通る半直
線上に設定された第3検出位置と、光照射位置を原点と
して第2検出位置を通る半直線上に設定された第4検出
位置とを有し、第1検出位置と第3検出位置で検出され
る光検出信号の対数差分信号(第1対数差分信号)と第
2検出位置と第4検出位置で検出される通過光強度の対
数差分信号(第2対数差分信号)を計測し、前記第1対
数差分信号と第2対数差分信号の差分信号を計測するこ
とを特徴とする請求項1〜6のいずれか1項記載の生体
光計測装置。 - 【請求項7】 生体表面に光を照射する第1の光照射手
段と、前記第1の光照射手段からの照射光強度を検出す
る第1の照射光強度検出手段と、生体表面に光を照射す
る第2の光照射手段と、前記第2の光照射手段からの照
射光強度を検出する第2の照射光強度検出手段と、生体
内部を通過して生体表面から出射する第1の光照射手段
又は第2の光照射手段に起因する光強度を検出する光検
出手段と、前記第1の照射光強度検出手段の出力と前記
第1の光照射手段に起因する前記光検出手段の出力との
対数差分信号(第1対数差分信号)を発生する手段と、
前記第2の照射光強度検出手段の出力と前記第2の光照
射手段に起因する前記光検出手段の出力との対数差分信
号(第2対数差分信号)を発生する手段と、前記第1対
数差分信号と第2対数差分信号の差分信号を計測する手
段とを備えることを特徴とする請求項1〜5のいずれか
1項記載の生体光計測装置。 - 【請求項8】 光照射手段からの照射光を強度変調し、
光検出手段からの検出信号のうち前記強度変調周波数と
同じ周波数成分のみをロックインアンプあるいはフーリ
エ変換処理によって抽出して用いることを特徴とする請
求項1〜7のいずれか1項記載の生体光計測装置。 - 【請求項9】 照射光の波長数がm、光照射位置の数が
nであり、光源の強度変調周波数としてm×n種類用い
ることを特徴とする請求項1〜8のいずれか1項記載の
生体光計測装置。 - 【請求項10】 請求項1〜9のいずれか1項記載の生
体光計測装置を用い、生体内で血液動態の変化に由来し
て局所的に光の吸収特性が変化する領域からの信号が少
なくとも1つの光検出位置で検出される光強度信号に含
まれ、少なくとも他の1つの光検出位置で検出される光
強度信号に含まれないように、生体表面上に光照射位置
と光検出位置を設定して計測を行うことを特徴とする生
体光計測方法。 - 【請求項11】 生体内に局所的に光の吸収特性が変化
する領域の変化が起こらない状態で検出位置の異なる2
箇所間の対数差分信号が0となるように調整した後に、
計測を開始し、差分信号の変位値を計測信号として用い
ることを特徴とする請求項10記載の生体光計測方法。
Priority Applications (8)
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US09/203,610 US6282438B1 (en) | 1994-10-06 | 1998-12-02 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
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