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
- Publication number
- 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
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- living body
- signal
- detection
- difference signal
- 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
Landscapes
- 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
(57)【要約】
【目的】 生体内の局所的な血液動態変化を分離計測す
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。
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
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、光を用いて生体内の情
報を計測する生体光計測装置及びそれを用いた計測方法
に関する。
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。
【０００２】
【従来の技術】従来の生体光計測装置として、動脈中の
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。
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。
【０００３】また、生体組織内の酸素飽和度（動脈系と
静脈系の両者を含む平均的な酸素飽和度）及び血液量を
計測する方法として、ヨブシス等の方法（特開昭５７−
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。
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。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来技術を用いると、
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。
【０００５】一方、生体の局所的な変化に由来する血液
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。
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。
【０００６】具体例として、安静に仰臥した被検者の側
頭部に光を照射し、光照射位置より３ｃｍ離れた点で通
過光強度を計測した際の通過光強度の時間変化を図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。
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。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、生体に対して
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。
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。
【０００８】好適には、入射位置から等距離でかつ位置
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。
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。
【０００９】光源から発せられる光を強度変調し、検出
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。
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。
【００１０】
【作用】第１の検出位置と第２の検出位置をそれぞれ光
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。
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。
【００１１】光線は、光照射位置から生体内に入って光
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。
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。
【００１２】
【実施例】以下、実施例により本発明を詳細に説明す
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。
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。
【００１３】被検体６を通過して出射する光を検出する
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。
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。
【００１４】光検出器１０ａと１０ｂから出力された通
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。
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。
【００１５】ここで、図１に示すように、局所的に血液
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。
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。
【００１６】計測時間をｔ、光源波長をλ、照射光強度
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。
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。
【００１７】 Ｉd(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ]Ｉ0(t) （１） Ｉd'(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ]Ｉ0(t) （２） 次に、（１）式と（２）式の自然対数をとった後に、
（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）
（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）
【００１８】ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±
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。
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。
【００１９】 ｌｎ[Ｉd(λ1，t)/Ｉd'(λ1，t)] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)＋εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)]ｄ （６） ｌｎ[Ｉd(λ2，t)/Ｉd'(λ2，t)] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)＋εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)]ｄ （７） 吸光係数εox(λ1),εox(λ2),εdeox(λ1),ε
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。
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。
【００２０】また、図３に示すように、ロックインアン
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。
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。
【００２１】図４に光検出プローブの一例を示す。図４
（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。
（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。
【００２２】光検出用光ファイバー７ａ，７ｂの検出面
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。
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。
【００２３】光検出プローブにおいて光検出用光ファイ
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。
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。
【００２４】図６に、本発明による光計測装置を生体の
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。
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。
【００２５】出力信号値表示窓２１には２箇所で検出さ
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。
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。
【００２６】〔実施例２〕本発明による生体光計測装置
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。
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。
【００２７】被検体６を通過して出射する光を検出する
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。
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。
【００２８】光検出器１０ａ及び１０ｂ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。
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。
【００２９】ここで、図７に示すように、局所的に血液
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。
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。
【００３０】計測時間をｔ、光源波長をλ、照射光強度
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。
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。
【００３１】 Ｉd1(t)＝Ｄs1・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)+ΔＣdeox(t))]ｄ1]Ｉ0(t) （８） Ｉd2(t)＝Ｄs2・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)+ΔＣdeox(t))]ｄ2]Ｉ0(t) （９） Ｉd1'(t)＝Ｄs1・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ1]Ｉ0(t) （10） Ｉd2'(t)＝Ｄs2・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ2]Ｉ0(t) （11）
【００３２】次に、（８）式と（９）式の自然対数をと
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。
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。
【００３３】 ｌｎ[(Ｉd1(t)/Ｉd2(t))(Ｉd2'(t)/Ｉd1'(t))] ＝−[εox(λ)ΔＣox(t)＋εdeox(λ)ΔＣdeox(t)](ｄ1−ｄ2) （14） （14）式の左辺は、差動増幅器１１ｃからの出力、すな
わち計測された対数差分信号を表している。
わち計測された対数差分信号を表している。
【００３４】ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±
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）
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）
【００３５】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[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。
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。
【００３６】 ｌｎ[(Ｉd1(λ1，t)/Ｉd2(λ1，t))(Ｉd2'(λ1，t)/Ｉd1'(λ1，t))] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)＋εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)](ｄ1−ｄ2) （16） ｌｎ[(Ｉd1(λ2，t)/Ｉd2(λ2，t))(Ｉd2'(λ2，t)/Ｉd1'(λ2，t))] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)＋εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)](ｄ1−ｄ2) （17） 吸光係数εox(λ1),εox(λ2),εdeox(λ1),ε
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。
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。
【００３７】また、図８に示すように、ロックインアン
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。
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。
【００３８】〔実施例３〕本発明による生体光計測装置
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。
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。
【００３９】被検体６を通過して出射する光を検出する
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。
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。
【００４０】光検出器１０ｂで出力された通過光強度を
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。
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。
【００４１】ここで、図９に示すように、局所的に血液
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。
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。
【００４２】計測時間をｔ、光源波長をλ、照射位置５
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。
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。
【００４３】 Ｉd(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ]Ｉ0(t) （18） Ｉd'(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ]Ｉ0'(t) （19） 次に、（18）式と（19）式の自然対数をとった後に変形
すると、（18）式は下式（20）となり、式（19）は下式
（21）となる。
すると、（18）式は下式（20）となり、式（19）は下式
（21）となる。
【００４４】 ｌｎ[Ｉd(t)/Ｉ0(t)]＝ｌｎ[Ｄs]−[εox(λ)(Ｃox(tΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ （20） ｌｎ[Ｉd'(t)/Ｉ0'(t)] ＝ｌｎ[Ｄs]−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ （21） さらに（20）式から（21）式を減算すると、次式（22）
が得られる。
が得られる。
【００４５】 ｌｎ[(Ｉd(t)/Ｉd'(t))(Ｉ0'(t)/Ｉ0(t))] ＝−[εox(λ)ΔＣox(t)＋εdeox(λ)ΔＣdeox(t)]ｄ （22） ここで、 Ｉr(t)＝αＩ0(t) （23） Ｉr'(t)＝αＩ0'(t) （24） であるから、差動増幅器１１ａからの出力は ｌｎ[Ｉd'(t)/αＩ0'(t)] となり、従って、差動増幅器１１ｃからの出力は ｌｎ[(Ｉd(t)/Ｉd'(t))(Ｉ0(t)'/Ｉ0(t))] （25） である。（25）式は（22）式の左辺と等しいので、差動
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。
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。
【００４６】ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±
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。
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。
【００４７】 ｌｎ[(Ｉd(λ1,t)/Ｉd'(λ1,t))(Ｉ0'(λ1,t)/Ｉ0(λ1,t))] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)+εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)]ｄ （27） ｌｎ[(Ｉd(λ2,t)/Ｉd'(λ2,t))(Ｉ0'(λ2,t)/Ｉ0(λ2,t))] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)+εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)]ｄ （28） 吸光係数εox(λ1),εox(λ2),εdeox(λ1),ε
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。
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。
【００４８】また、図１０に示すように、ロックインア
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。
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。
【００４９】
【発明の効果】本発明によると、簡便な装置構成で被検
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。
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。
【図１】本発明の一実施例による装置構成の説明図。
【図２】従来法による生体頭部の通過光強度の時間変化
を示す図。
を示す図。
【図３】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図４】光検出プローブの説明図。
【図５】光検出プローブの説明図。
【図６】光計測装置の使用例を説明する図。
【図７】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図８】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図９】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図１０】本発明の他の実施例による装置構成の説明
図。
図。
１…光源、２…光源用光ファイバー、３ａ〜３ｃ…光フ
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
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
フロントページの続き (72)発明者 山下 優一 東京都国分寺市東恋ヶ窪一丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内
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)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24259294A JP3359756B2 (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 生体光計測装置 |
| US08/539,871 US5803909A (en) | 1994-10-06 | 1995-10-06 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/149,155 US6128517A (en) | 1994-10-06 | 1998-09-08 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/203,610 US6282438B1 (en) | 1994-10-06 | 1998-12-02 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US09/900,144 US7286870B2 (en) | 1994-10-06 | 2001-07-09 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,338 US8050744B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,282 US7440794B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
| US11/037,339 US7715904B2 (en) | 1994-10-06 | 2005-01-19 | Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP24259294A JP3359756B2 (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 生体光計測装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002131347A Division JP3602111B2 (ja) | 2002-05-07 | 2002-05-07 | 生体光計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08103434A true JPH08103434A (ja) | 1996-04-23 |
| JP3359756B2 JP3359756B2 (ja) | 2002-12-24 |
Family
ID=17091348
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP24259294A Expired - Lifetime JP3359756B2 (ja) | 1994-10-06 | 1994-10-06 | 生体光計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3359756B2 (ja) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11344442A (ja) * | 1998-03-25 | 1999-12-14 | Iss Usa Inc | 媒体パラメ―タの決定方法及び自己参照型の光センサ |
| EP1598008A1 (en) | 2004-05-18 | 2005-11-23 | Hitachi, Ltd. | Living body measurement system by light, image display methodology and program |
| JP2007229322A (ja) * | 2006-03-03 | 2007-09-13 | Hitachi Ltd | 生体光計測装置 |
| JP2009189576A (ja) * | 2008-02-14 | 2009-08-27 | Univ Of Tsukuba | 血流計測装置及び血流計測装置を用いた脳活動計測装置 |
| KR20110006032A (ko) * | 2009-07-13 | 2011-01-20 | 고쿠리쯔 다이가쿠 호징 츠쿠바 다이가쿠 | 혈류계측장치 및 혈류계측장치를 이용한 뇌활동 계측장치 |
| US8369913B2 (en) | 2007-03-23 | 2013-02-05 | Hitachi, Ltd. | Optical measurement instrument for living body semiconductor laser installation for living body light measuring device |
| US10194094B2 (en) | 2016-06-17 | 2019-01-29 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Imaging apparatus including light source that emits pulsed light, image sensor, and control circuit |
| US10257397B2 (en) | 2016-03-31 | 2019-04-09 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Imaging apparatus including light source, photodetector, and control circuit |
| JP2019184395A (ja) * | 2018-04-09 | 2019-10-24 | コニカミノルタ株式会社 | 投受光系及びそれを用いた光学的生体情報測定装置 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5182856B2 (ja) * | 2007-12-05 | 2013-04-17 | 独立行政法人産業技術総合研究所 | 光計測装置 |
-
1994
- 1994-10-06 JP JP24259294A patent/JP3359756B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11344442A (ja) * | 1998-03-25 | 1999-12-14 | Iss Usa Inc | 媒体パラメ―タの決定方法及び自己参照型の光センサ |
| EP1598008A1 (en) | 2004-05-18 | 2005-11-23 | Hitachi, Ltd. | Living body measurement system by light, image display methodology and program |
| JP2007229322A (ja) * | 2006-03-03 | 2007-09-13 | Hitachi Ltd | 生体光計測装置 |
| JP4702107B2 (ja) * | 2006-03-03 | 2011-06-15 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
| US8369913B2 (en) | 2007-03-23 | 2013-02-05 | Hitachi, Ltd. | Optical measurement instrument for living body semiconductor laser installation for living body light measuring device |
| JP2009189576A (ja) * | 2008-02-14 | 2009-08-27 | Univ Of Tsukuba | 血流計測装置及び血流計測装置を用いた脳活動計測装置 |
| KR20110006032A (ko) * | 2009-07-13 | 2011-01-20 | 고쿠리쯔 다이가쿠 호징 츠쿠바 다이가쿠 | 혈류계측장치 및 혈류계측장치를 이용한 뇌활동 계측장치 |
| US10257397B2 (en) | 2016-03-31 | 2019-04-09 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Imaging apparatus including light source, photodetector, and control circuit |
| US10194094B2 (en) | 2016-06-17 | 2019-01-29 | Panasonic Intellectual Property Management Co., Ltd. | Imaging apparatus including light source that emits pulsed light, image sensor, and control circuit |
| JP2019184395A (ja) * | 2018-04-09 | 2019-10-24 | コニカミノルタ株式会社 | 投受光系及びそれを用いた光学的生体情報測定装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3359756B2 (ja) | 2002-12-24 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Fantini et al. | Frequency-domain multichannel optical detector for noninvasive tissue spectroscopy and oximetry | |
| US7356365B2 (en) | Method and apparatus for tissue oximetry | |
| Yamakoshi et al. | Pulse glucometry: a new approach for noninvasive blood glucose measurement using instantaneous differential near-infrared spectrophotometry | |
| JP3875798B2 (ja) | 血中成分濃度の無血測定装置の作動方法及び無血測定装置 | |
| Suzuki et al. | Tissue oxygenation monitor using NIR spatially resolved spectroscopy | |
| US9237850B2 (en) | System and method for noninvasively monitoring conditions of a subject | |
| Duncan et al. | Optical pathlength measurements on adult head, calf and forearm and the head of the newborn infant using phase resolved optical spectroscopy | |
| US5564417A (en) | Pathlength corrected oximeter and the like | |
| Lopez Silva et al. | Near-infrared transmittance pulse oximetry with laser diodes | |
| US5137023A (en) | Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography | |
| US20060195021A1 (en) | Noninvasive blood analysis by optical probing of the veins under the tongue | |
| JPH11244267A (ja) | 血中成分濃度測定装置 | |
| JPH0998972A (ja) | 生体光計測装置及び画像作成方法 | |
| JP2008509728A (ja) | 生体組織おける血糖値モニタリング方法および装置 | |
| US10925525B2 (en) | Combined pulse oximetry and diffusing wave spectroscopy system and control method therefor | |
| JPH06319728A (ja) | 動脈血液監視プローブ | |
| US20080144004A1 (en) | Optical Spectrophotometer | |
| JP3471788B1 (ja) | 酸素飽和度測定装置 | |
| Lapitan et al. | Optical incoherent technique for noninvasive assessment of blood flow in tissues: Theoretical model and experimental study | |
| Crespi et al. | Near-infrared oxymeter prototype for noninvasive analysis of rat brain oxygenation | |
| KR20040081852A (ko) | 목적물의 성분농도 측정방법 및 장치 | |
| JP3359756B2 (ja) | 生体光計測装置 | |
| RU2040912C1 (ru) | Оптический способ определения оксигенации крови и устройство для его осуществления | |
| Yamakoshi et al. | Integrating sphere finger-photoplethysmography: preliminary investigation towards practical non-invasive measurement of blood constituents | |
| JPH07132120A (ja) | 不連続性放射を使用した検体濃度の無侵襲的測定法と装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071011 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081011 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091011 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091011 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101011 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111011 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121011 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121011 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131011 Year of fee payment: 11 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |