WO2006087915A1 - 生体光計測装置 - Google Patents

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WO2006087915A1
WO2006087915A1 PCT/JP2006/301720 JP2006301720W WO2006087915A1 WO 2006087915 A1 WO2006087915 A1 WO 2006087915A1 JP 2006301720 W JP2006301720 W JP 2006301720W WO 2006087915 A1 WO2006087915 A1 WO 2006087915A1
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WO
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noise
signal
hemoglobin
light
unit
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PCT/JP2006/301720
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English (en)
French (fr)
Inventor
Shingo Kawasaki
Naoki Tanaka
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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Priority to EP06712863.7A priority patent/EP1852101B1/en
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14546—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring analytes not otherwise provided for, e.g. ions, cytochromes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue

Definitions

  • the present invention relates to a biological light measurement device that measures information in a living body by irradiating the living body with light and receiving light reflected or scattered in the living body.
  • a biological light measurement device irradiates a living body that is a subject with light in a range from visible light to infrared light, and detects reflected light and scattered light that have passed through the inside of the living body.
  • Blood circulation 'A device that can easily measure changes in hemodynamics and hemoglobin levels with low restraint on a subject and without causing harm, and is known as an optical topography device.
  • this living body optical measurement device is activated by a change in moglobin in blood flowing into a blood vessel in the brain when a physiological stimulus is applied to the subject. It is used to identify the state and local focus of epileptic seizures.
  • Non-Patent Document 1 reports the measurement of changes in the amount of hemoglobin in the brain when a motor 'language task is performed by a cerebral blood flow mapping method using near infrared rays. According to this report, it is disclosed that the increase in hemoglobin in the brain obtained by physiological stimuli such as exercise and language tasks is only about 5% at most. This has been confirmed by other measurement methods such as PET (Positron Emission Tomodafi).
  • the amount of brain hemoglobin change due to physiological stimulation is about 5% at most, but the noise signal measured by the biological light measurement device is 50% or more when converted to the brain hemoglobin change amount. May show very large values. These noise signals contain few signals indicating changes in blood volume associated with brain functional activity, which is a major obstacle to diagnosis.
  • Patent Document 1 discloses that there is a pole between the subject and the optical fiber opening due to movement of the subject's body during measurement, displacement of the light irradiation unit and the light detection unit worn, and the like. Detects spike-like noise signals (called spike noise signals) caused by gaps in a short time, A technique for removal is described. Discrimination between a spike noise signal and a normal signal is made based on whether the differential value of the signal strength is greater than a predetermined threshold.
  • spike noise signals spike-like noise signals
  • Patent Literature l WO 03/002004
  • Non-Patent Document 1 CLINICAL NUEROSCIENCE vol.17, No.ll, 1999-11
  • the spike noise detection method described in Patent Document 1 described above is based on the subject's body surface and the optical fiber being moved by the subject moving during the measurement or by an unexpected load acting on the optical fiber. Force that can detect steep spike noise that occurs due to a gap formed in the opening in a very short time etc. In addition to spike noise, low S / N noise, mirror noise, etc. There is. The spike noise detection method described in Patent Document 1 cannot cope with low S / N noise and mirror noise.
  • An object of the present invention is to provide a biological light measurement device capable of discriminating a low S / N noise signal or a mirror noise signal.
  • the present invention is configured as follows. That is, the biological light measurement device of the present invention is
  • a light irradiating unit that irradiates the subject with light having a predetermined wavelength via the irradiation optical fiber and sensitive to oxyhemoglobin and reduced hemoglobin;
  • a light detection unit that detects and amplifies light that has passed through the subject via a detection optical fiber; and a hemoglobin time of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and total hemoglobin in the subject from a signal detected by the light detection unit
  • a signal processing unit for calculating change information, wherein the time change information is calculated by processing the detection signal, and an obstacle to the passage of light exists between the subject and the end face of the optical fiber.
  • a signal processing unit having noise detecting means for determining and detecting at least one of noise caused by the noise and noise caused by damage of the light irradiation unit;
  • a display unit that displays the noise signal detected by the signal processing unit so that the type of noise can be identified,
  • the noise detection means is a first noise detection means for determining and detecting noise caused by the presence of an obstacle to the passage of light between the subject and an end face of an optical fiber; It comprises second noise detecting means for determining and detecting noise caused by damage to the light irradiation section.
  • the first noise detection means a standard deviation value with respect to a time change of the value of the detection signal is calculated, and the obtained standard deviation value is equal to or greater than a predetermined threshold value, and the light
  • the amplification factor in the detection unit is equal to or greater than a predetermined threshold, it is determined that the signal is a noise signal.
  • the second noise detecting means includes means for obtaining a time correlation value r based on time change information of the oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin, and the time of the oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin and total hemoglobin.
  • Standard deviation value SD ox SD ox
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of a biological light measurement device according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing the relationship between the measurement optical points (channels) and the arrangement of irradiation optical fibers and detection optical fibers of the biological light measurement apparatus shown in FIG.
  • FIG. 3 is a graph showing a waveform of a hemoglobin change amount signal obtained by a detection signal force obtained by the biological light measurement device shown in FIG. 1.
  • FIG. 4 shows an example of a display screen of the hemoglobin variation signal waveform of the biological light measurement device shown in FIG. It is a figure.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the overall operation of the biological light measurement device of the present invention.
  • FIG. 6 is a flowchart showing a procedure for determining a low S / N noise signal in step 303 in the flowchart shown in FIG.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a procedure for determining a mirror noise signal in step 303 in the flowchart shown in FIG.
  • FIG. 8 is a graph showing the standard deviation value SD calculated in step 502 in the flowchart shown in FIG. 6 for each channel.
  • FIG. 9 is a graph showing the gain value of the variable amplifier obtained in step 503 in the flowchart shown in FIG. 6 for each channel.
  • FIG. 10 is a diagram showing a waveform example of mirror noise.
  • FIG. 11 is an explanatory diagram showing a display example of a low S / N noise signal channel on the hemoglobin variation signal waveform display screen shown in FIG. 4.
  • FIG. 12 is an explanatory diagram showing a display example of a mirror noise channel on the hemoglobin variation signal waveform display screen shown in FIG.
  • FIG. 13 is a flowchart showing an operation of the biological light measurement apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIGS. 1 and 2 show a 12-channel device that performs measurement simultaneously on 12 measurement points (channels) 1 to 12, and FIGS. Shows a display example of a 24-channel device, but the present invention can be applied to a biological light measurement device having an arbitrary number of measurement channels.
  • the biological light measurement apparatus of the present invention includes a light irradiation module 10, a light detection module 20, and a calculation control unit 30 including a CPU.
  • a recording unit 40 for storing acquired data There are a recording unit 40 for storing acquired data, a display unit 50, and an input for receiving instructions from the operator.
  • Force unit 60 is connected.
  • each unit is configured to perform calculations, graph and image creation, and determination operations via a CPU provided in the calculation control unit 30.
  • the light irradiation module 10 is provided with laser modules 101 to 104, laser drive circuits 111 to 114 connected thereto, and a control circuit 115 to control the laser drive circuits 111 to 114, respectively.
  • Each of the laser modules 101 to 104 includes two semiconductor lasers that emit light having wavelengths of 780 nm and 830 ⁇ m.
  • Each of the laser drive circuits 111 to 114 supplies a drive current having a predetermined frequency and current density to the laser module to which each of the laser drive circuits is connected, whereby each laser module modulates differently from the other laser modules. A light having a predetermined intensity modulated with a frequency is emitted.
  • the laser modules 101 to 104 are not limited to the combination of wavelengths of 780 nm and 830 nm.
  • each of the laser modules 101 to 104 the light emitted from the two semiconductor lasers is mixed and propagated, guided to the measurement site of the subject 17, and the emitting end face force is emitted for emitting the light.
  • Optical fibers 311 to 314 are connected.
  • the emission end faces of the irradiation optical fibers 311 to 314 are arranged so as to be in close contact with the body surface of the subject 17 by the probe holder 226.
  • five detection optical fibers 321 to 325 are arranged so as to be alternately positioned with respect to the positions of the emission end faces of the four irradiation optical fibers 311 to 314.
  • the incident end surfaces of the detection light fibers 321 to 325 are also arranged so as to be in close contact with the body surface of the subject 17 by the probe holder 226.
  • Light emitted from the irradiation optical fins 311 to 314 toward the subject 17 also passes through the twelve measurement points 1 to 12 of the subject 17 and passes through the detection optical fins 321 to 325. The light enters the end face and propagates into the detection optical fibers 321 to 325.
  • the arrangement matrix of the emission end faces of the irradiation optical fibers 311 to 314 and the incident end faces of the detection optical fibers 321 to 325 is shown in FIG. When measuring a certain force of 24 channels, it becomes a 4 x 4 arrangement matrix, and 8 irradiation optical fibers and 8 detection optical fibers are arranged in the probe holder.
  • the light detection module 20 includes an avalanche photodiode 201-205 and a lock-in amplifier. 211 to 215, A / D converters 221 to 232, and continuously variable amplifiers 241 to 252.
  • the avalanche photodiodes 201 to 205 respectively convert the light propagated by the detection optical fins 321 to 325 into voltage signals.
  • the lock-in amplifiers 211 to 215 separate and extract the signals for the 12 measurement points 1 to 12 based on the modulation frequency of the signals output from the photodiodes 201 to 205.
  • the lock-in amplifiers 211, 212, 214, and 215 connected to the photodiodes 201, 202, 203, and 205 to which light from the detection optical fibers 321, 322, 324, and 325 is input are respectively
  • Output signals for the measurement points 1 to 12 output from the lock-in amplifiers 211 to 215 are converted into digital signals by the A / D converters 221 to 232, respectively.
  • Continuously variable amplifiers 241 to 252 set amplification factors according to the strengths of the output signals for measurement points 1 to 12 received from A / D converters 221 to 232, respectively. As a result, the output signals of measurement points 1 to 12 are each amplified to a predetermined signal strength and passed to the arithmetic control unit 30.
  • the calculation control unit 30 includes a hemoglobin change amount calculation unit 31, an image generation unit 342, a memory 33, and a noise detection unit 34.
  • the hemoglobin variation calculation unit 31 receives the two-wavelength signal power received from the variable amplifiers 241 to 252 and the acid hemoglobin variation ⁇ C and the measurement points 1 to 12 respectively.
  • the total hemoglobin amount A C is obtained by oxy deoxy formula (3). These operations are performed by the CPU
  • oxy and ⁇ ( ⁇ ) are deoxygenated oxygenated and deoxygenated hemoglobin at wavelength ⁇ nm, respectively.
  • the hemoglobin change amount means the oxygenated hemoglobin change amount A C, the reduced hemoglobin change amount A C and the total amount.
  • Waveform graph data of hemoglobin change (mMmm) about the inter-axis is created by the hemoglobin change calculator 31. That is, 12 graph data are created, and the graph data for each created channel (measurement point) is output to the display unit 50 and displayed in an array corresponding to the arrangement of measurement points 1 to 12 shown in FIG. It is displayed on the display screen 50a of the part 50.
  • FIG. 4 shows an example in which the measurement results are graphically displayed in a configuration in which 24 channel measurement is performed using an irradiation optical fiber and a detection optical fiber as a 4 ⁇ 4 arrangement matrix.
  • the obtained hemoglobin change amount data, hemoglobin change amount graph, and the like are stored in the memory 33.
  • the image generation unit 32 of the calculation control unit 30 generates a topographic image of the measurement site by a known method using the hemoglobin change amount calculated by the hemoglobin change amount calculation unit 31, and displays it on the display unit 50.
  • the disease determination unit 35 determines the type of the disease by comparing the hemoglobin change amount pattern calculated by the hemoglobin change amount calculation unit 31 with a predetermined template by a known method described in Patent Document 2. To do.
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 2003-275191
  • the noise detection unit 34 arranged in the calculation control unit 30 determines whether the hemoglobin change amount signal for each channel (measurement point) calculated by the hemoglobin change amount calculation unit 31 is a noise signal. Determine whether. In the present embodiment, it is determined whether the hemoglobin change signal does not include a low S / N noise signal, a force noise that is a mirror noise signal, and a spike noise signal.
  • the low S / N noise signal referred to here is an obstacle to light other than the subject's skin except for the openings of the emission end faces of the irradiation optical fibers 311 to 314 and the incident end faces of the detection optical fibers 321 to 325.
  • it is a high-frequency noise signal that appears in the measurement signal when almost no light is detected by the photodiodes 201 to 205, as in the case of being covered with the hair of the subject. Then, this low S / N noise signal appears as channels 1 to 10 in the graph shown in FIG.
  • the mirror noise signal indicates that one of the laser modules 101 to 104 containing two semiconductor lasers with different wavelengths is damaged or defective, or the semiconductor laser drive circuit has malfunctioned. This is noise that appears when only the light of one wavelength is detected by the photodiodes 201 to 205 due to damage to the light irradiation section including the above.
  • the hemoglobin variation calculator 31 calculates the values of the two I (780) included in the above equations (1) and (2) and Of the value of I (830)
  • Spike noise signals are generated when the subject's body movement during measurement, the exit end faces of the irradiation optical fibers 311 to 314 attached, and the incident end faces of the detection optical fibers 321 to 325 are detected by the subject. This is a spike-like noise signal caused by a gap generated between the subject and the optical fiber opening in a very short time due to a deviation from the surface.
  • Arithmetic control unit 30 Force By operating the light irradiation module 10, the subject 17 is irradiated with light from the irradiation optical fibers 311 to 314, and part of the light that has passed through the living body through the detection optical fibers 321 to 325 It is taken out.
  • the extracted light is electrically signal-processed by the light detection module 20, and the amount of time variation of hemoglobin at a predetermined part of the subject 17 is measured (step 301).
  • the operator sequentially instructs the subject 17 to rest, execute the task, and rest, so that the rest, task execution, and rest periods are shown in Fig. 3.
  • a signal is obtained for.
  • the acquired signal is converted into the hemoglobin change amount by the hemoglobin change amount calculation unit 31 as described above, and the time change graph of the hemoglobin change amount of each channel is displayed on the display screen 50a of the display unit 50 as shown in FIG. Is displayed. Further, the data converted into the hemoglobin change amount by the hemoglobin change amount calculation unit 31 is stored in the memory 33. (Step 302).
  • the noise detection unit 34 performs noise determination by a process to be described later (step 303). That is, in this step 303, the noise detection unit 34 determines whether or not the hemoglobin change amount data of each channel read from the memory 33 of the calculation control unit 30 is noise or includes noise. Judgment is made. When it is determined that the signal of the specific channel is noise or the signal of the specific channel contains noise, the noise detector 34 includes the force or noise that is noise in the data. For example, a flag is added to indicate that the information is displayed. Based on this, the image generating unit 32 applies a display mode, which will be described later so that the operator can recognize the noise, to the graph displaying the noise or the signal including the noise. Do.
  • a topography image is generated in the image generation unit 32 and is displayed on the display unit 50 without or using the hemoglobin change amount signal of the channel determined to be noise (step 304).
  • the noise detector 34 determines whether the hemoglobin change amount signal of each channel is a low S / N noise signal power by the processing shown in the flowchart of FIG. This process focuses on the fact that the low S / N noise signal shows a waveform that has a frequency that is not much different from the task execution interval in both the high force and the rest interval compared to the signals of normal channels 11 to 24. This is to determine whether the signal is an N noise signal. This is because the output signal values of the photodiodes 201 to 205 are small, so that the continuously variable amplifier This is because amplification is performed at a large amplification factor (gain value) from 221 to 225.
  • gain value gain value
  • the noise detection unit 34 obtains the hemoglobin variation signal waveform data of each channel from the hemoglobin variation calculation unit 31 or the memory 33. Get (step 501). Note that the hemoglobin change amount signal is supplied to the noise detection unit 34 from the hemoglobin change amount calculation unit 31 or the memory 33, but which force hemoglobin change amount signal is supplied depends on the configuration of the noise detection unit 34. It is possible to decide in consideration of the judgment speed and real-time characteristics until the final result is displayed.
  • step 501 the standard deviation value SD of the preset rest interval is calculated for each of the acquired oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and total hemoglobin change signal waveform data of each channel.
  • step 502 the gain values set during signal measurement are acquired to the variable amplifiers 241 to 252 provided in each channel (step 503).
  • the noise detection unit 34 is configured such that at least one of the standard deviation values SD of the oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin, and total hemoglobin change amount of each channel is equal to or greater than a predetermined threshold SO, and the gain of the variable amplifier A channel that satisfies the determination condition that the value AMP is equal to or greater than the predetermined threshold AO is searched (step 504), and the signal of the channel that satisfies the determination condition is determined to be a low S / N noise signal (step 505).
  • the standard deviation value SD is less than the predetermined value SO, and / or the signal of the channel whose gain value AMP of the variable amplifier is less than the predetermined value AO is not a low S / N noise signal.
  • the threshold values S0 and A0 can be incorporated into the determination algorithm as fixed values determined in advance by experiments, and the operator can select the values according to the amount of hair, bone thickness, etc. of the subject. It is also possible to configure the apparatus so that an arbitrary value can be input from one input unit 60.
  • Fig. 8 and Fig. 9 show the standard deviation value SD of the rest interval and the variable variable at that time obtained by taking the case where the hemoglobin variation graph of channels 1 to 24 has each waveform as shown in Fig. 4 as an example.
  • the gain value AMP is shown.
  • channels 1 to 10 with large waveform disturbances have a standard deviation value SD of 0.02 or more, and the variable amplifier gain value AMP is the above judgment value. More than 3000. That is, channels 1 to 10, which are low S / N noise signals, show a tendency that the standard deviation value SD and the gain value of the variable amplifier are clearly larger than normal channels 11 to 24.
  • the noise detection unit 34 determines mirror noise by the process of the flowchart in FIG.
  • An example of the mirror noise signal is shown in Fig. 10 (a).
  • the force mirror that shows the signal waveform of mirror noise in Fig. 10 (a) has a gradual change in the signal waveform, and the oxyhemoglobin variation signal and the reduced hemoglobin variation signal are mirror images. Therefore, the total hemoglobin change shows a value close to 0.
  • Fig. 10 (b) is based on the waveform of Fig. 10 (a) .
  • the standard deviation value SD of the rest interval, the gain value AMP of the variable amplifier, the time correlation value r of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, and the total The results of calculating the standard deviation values of oxygenated hemoglobin, reduced hemoglobin and total hemoglobin for the measurement period are shown.
  • the method for obtaining the time correlation value r is known in various documents, a detailed description is omitted.
  • the change in the amount of AC to AC is determined for a predetermined measurement period within the total measurement period including the rest period, the task execution period, and the rest period.
  • the function value r is calculated (step 601).
  • the predetermined measurement period can be incorporated into the mirror noise determination algorithm in the noise detection unit 34 during the period in which the signal waveform characteristic is most apparent, for example, the task execution period is good.
  • the device should be configured so that the operator can specify and input the desired time range arbitrarily at the input unit 60 force. Is also possible.
  • the output signal of the channel is assumed to be mirror noise.
  • the correlation value judgment formula r ⁇ r0 of the correlation value is not satisfied or at least one of the expressions (4) and (5) is not satisfied, the output of the channel is determined. It is determined that the signal is not mirror noise (step 605).
  • the numerical value shown in Fig. 10 (b) calculated for the waveform signal shown in Fig. 10 (a) is applied to the above criteria, this waveform is determined to be mirror noise.
  • the determination result of low S / N noise and / or mirror noise is displayed on the display unit 50 in a manner that can be recognized by the operator as shown in FIGS. 11 and 12, respectively.
  • One aspect of this is low S / N noise and / or mirror noise. Coloring the background of the channel graph. In this case, the background color in the rectangular graph area should be changed so that the low S / N noise channel and the mirror noise channel can be distinguished on the display screen.
  • an identification symbol or character indicating the type of noise is placed in the vicinity of the channel graph determined to be low S / N noise and / or mirror noise.
  • LSN Low S / N Noise
  • MN Mirror Noise
  • the noise detection unit 34 determines whether the hemoglobin change amount signal is steep even if spike noise occurs, and the differential value with respect to the time change of the signal value is a predetermined value over the entire measurement period of each channel. Judgment is made by examining whether or not there is the above portion.
  • This determination method is, for example, a method known in the above-mentioned patent document l (WO 03/002004) already filed and filed by the present applicant prior to the present application, and will not be described in detail. .
  • the identification display by the background color of the graph is the same as the display method of the determination result of low S / N noise and / or mirror noise shown in Fig. 11 and Fig. 12.
  • the three types of noise determination results described above are displayed in a state where the end faces of the optical finos 311 to 314 and 321 to 325 are covered with the hair of the subject 17 (low S / N noise), and the laser module.
  • One of the two laser diodes malfunctions or is damaged! /, (Mirror mirror) state, subject moved during measurement, or contact between subject and optical fiber Since the state where the deviation occurred (spike noise) is indicated, the operator can take measures according to each state. That is, for the channel determined to be low S / N noise, it is necessary to remove the hair sandwiched between the irradiation optical fiber or the detection optical fiber and the subject, and the channel is determined to be mirror noise. Therefore, it is necessary to replace the semiconductor laser or check the drive circuit, and when there is a channel determined to be spike noise, it is necessary to instruct the subject to remain stationary. The operator can recognize it.
  • the image generating unit 32 generates a topographic image using the signal obtained by removing the signal of the noise channel in step 304, so that it is not affected by noise! / Since the topographic image with high accuracy is displayed on the display unit 50, the operator can accurately grasp the state of the subject.
  • the disease determination unit 35 performs the disease determination using the signal excluding the noise channel signal in step 305, and therefore can accurately determine the disease without being affected by the noise. .
  • the noise detection unit 34A has a function of generating a hemoglobin change amount signal waveform of a channel (measurement point) determined to be noise by interpolation calculation from signal waveforms of surrounding channels. Have. Since other configurations are the same as those of the first embodiment, description thereof is omitted.
  • the noise detection unit 34A operates after performing noise determination and display in step 303 of FIG. 13 in the same manner as in the first embodiment, and then generating a topography image and displaying it on the display unit 50. A display is displayed to ask the user whether or not to generate the signal waveform of the noise channel by interpolation (step 1301).
  • the input unit 60 When the input unit 60 is instructed to interpolate for this display, the operator's force is displayed.
  • the noise channel's acid hemoglobin change amount and deoxyhemoglobin change amount are represented by surrounding normal signal waveforms. Is generated by interpolation calculation. Then, the signal waveform obtained by the interpolation operation is displayed at the display position of the relevant channel by replacing it with the noise signal waveform (step 1302).
  • the image generation unit 32 performs a normal channel hemoglobin change amount signal and the interpolation by the interpolation.
  • a topography image is generated using the generated hemoglobin change amount signal (step 1305), and the disease determination unit 35 uses the hemoglobin change amount signal of the normal channel and the hemoglobin change amount signal generated by the interpolation. Disease determination is performed (step 1306).
  • step 1303 when the operator instructs that the input unit 60 does not interpolate in step 1301, the noise detection unit 34 reattaches the probe holder 226 and the optical fibers 311 to 314, A display asking whether or not to re-measure is performed after improving the contact state of the end faces 321 to 325 to the subject 17 (step 1303).
  • the noise detection unit 34 removes the waveform of the noise channel (step 1304), and the image generation unit 32 and the disease determination The unit 35 generates a topography image using only the normal channel hemoglobin change amount signal and performs disease determination (step 1305).
  • the topographic image is a two-dimensional distribution image of the time variation for each of acid hemoglobin, reduced hemoglobin, and total hemoglobin. Are the topographic images displayed simultaneously on the same screen? Or can be selectively displayed.
  • the operator In response to the display in step 1303, the operator remounts the probe holder 226 (including improvement of the contact state between the end surfaces of the optical fibers 311 to 314 and 321 to 325 and the subject). If it is selected to perform, the process returns to step 301, and after the probe holder 226 is remounted, remeasurement is performed by the remeasurement execution operation input to the input unit 60 by the operator.
  • the signal waveform of the noise channel can be generated by interpolation calculation according to the operator's selection, and the local noise generation is less affected by image generation and disease determination. In this case, there is an effect that image generation and disease determination can be performed using interpolation data without re-measurement.
  • the present invention has been described with reference to an embodiment in which low S / N noise, mirror noise, and spike noise can all be determined and detected.
  • the present invention can be modified so that at least one of low S / N noise and mirror noise can be judged and detected. If necessary, the first noise detecting means and the second noise can be used. Two or more detection means and third noise detection means can be appropriately combined. [0057]
  • the apparatus is configured to perform generation and disease determination, the present invention is not limited to these configurations.
  • the present invention divides the entire measurement period into a plurality of time intervals and performs noise determination for each interval. If there is a normal signal interval, the signal in that interval is not removed, and image generation and disease It is also possible to modify the device configuration to be used for judgment.
  • a CPU may be provided in the calculation control unit, and a microprocessor may be provided in each unit that performs calculation, graph creation, image formation, and determination in each unit.

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Abstract

　本発明の生体光計測装置は、被検体に照射用光ファイバを介して所定の波長を有し、酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンに感応する光を照射する光照射部と、検出用光ファイバを介して前記被検体を通過した光を検出し増幅する光検出部と、前記光検出部で検出した信号から前記被検体内の酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビン並びに総ヘモグロビンのヘモグロビン時間変化情報を算出する信号処理部であって、前記検出信号を演算処理することにより前記時間変化情報が、前記被検体と光ファイバの端面との間に光の通過に対する障害物が存在することに起因するノイズ(低S/Nノイズ)であるか、前記光照射部の損傷を起因とするノイズ(ミラーノイズ)であるかを判定・検出するノイズ検出手段を有した信号処理部と、前記信号処理部によって判定・検出されたノイズ信号を、ノイズの種類を識別可能に表示する表示部を備えている。

Description

明 細 書
生体光計測装置
技術分野
[0001] 本発明は、生体内に光を照射して、生体内で反射や散乱された光を受光すること により、生体内の情報を計測する生体光計測装置に関する。
背景技術
[0002] 生体光計測装置は、被検体である生体に可視光から赤外光の範囲にある光を照 射し、生体内部を通過した反射光，散乱光を検出することにより、生体内部における 血液循環 '血行動態およびヘモグロビン量の変化を、被検体に対して低拘束で、か つ害を与えずに簡便に計測できる装置であり、光トポグラフィ装置という名称で知られ ている。
[0003] この生体光計測装置は、例えば頭部を計測対象とする場合には、被検体へ生理的 刺激を与えた時に脳内血管へ流入する血液中のモグロビン変化によりもたらされる 脳の活性化状態や、てんかん発作の局所焦点同定等に用いられている。
[0004] 非特許文献 1には、近赤外線による脳血流マッピング法により、運動'言語課題遂 行時の脳内ヘモグロビン量変化を測定することが報告されている。この報告によれば 、運動 ·言語課題などの生理的刺激で得られる脳内ヘモグロビン増加量は高々 5% 程度に過ぎないことが開示されている。これは PET (ポジトロン ェミッション トモダラ フィ)等の他の計測方法によっても確認されて 、る。
[0005] このように、生理的刺激における脳内ヘモグロビン変化量は高々 5%程度であるが 、生体光計測装置によって計測されるノイズ信号は、脳内ヘモグロビン変化量に換 算すると 50%以上の非常に大きな値を示すことがある。これらのノイズ信号には、脳 機能活動に伴う血液量変化を示す信号はほとんど含まれておらず、診断上の大きな 妨げとなる。
[0006] 特許文献 1には、計測中の被検者の体の動きや、装着している光照射部および光 検出部のズレなどによって、被検体と光ファイバ開口部との間に、極短時間に隙間が 生じることに起因するスパイク的なノイズ信号 (スパイクノイズ信号と称する)を検出し、 除去する手法が記載されている。スパイクノイズ信号と正常信号との判別は、信号強 度の微分値が所定の閾値以上力どうかにより判断している。
特許文献 l :WO 03/002004号公報
非特許文献 1 : CLINICAL NUEROSCIENCE vol.17, No.ll, 1999-11
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] 上述したようにヘモグロビン変化信号に混在するノイズ信号を検出することは、臨床 的診断を行う上で非常に重要である。上記特許文献 1に記載されて 、るスパイクノィ ズ検出方法は、計測中に被検者が動いたことにより、または光ファイバに不測の加重 が作用することにより、被検者の体表と光ファイバの開口部に極短時間に隙間ができ たことなどに起因して発生する急峻なスパイクノイズを検出可能である力 ノイズの種 類にはスパイクノイズ以外にも低 S/Nノイズやミラーノイズ等がある。特許文献 1に記載 されて ヽるスパイクノイズ検出手法は、低 S/Nノイズやミラーノイズには対応することが できない。
[0008] 本発明の目的は、低 S/Nノイズ信号又はミラーノイズ信号を判別することのできる生 体光計測装置を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0009] 上記目的を達成するために、本発明は以下のように構成される。すなわち、本発明 の生体光計測装置は、
被検体に照射用光ファイバを介して所定の波長を有し、酸化ヘモグロビン及び還 元ヘモグロビンに感応する光を照射する光照射部と、
検出用光ファイバを介して前記被検体を通過した光を検出し増幅する光検出部と、 前記光検出部で検出された信号から前記被検体内の酸化ヘモグロビン及び還元 ヘモグロビン並びに総ヘモグロビンのヘモグロビン時間変化情報を算出する信号処 理部であって、前記検出信号を演算処理することにより前記時間変化情報が、前記 被検体と光ファイバの端面との間に光の通過に対する障害物が存在することに起因 するノイズと、前記光照射部の損傷を起因とするノイズとの少なくとも一方のノイズを 判定'検出するノイズ検出手段を有した信号処理部と、 前記信号処理部によって判定 '検出されたノイズ信号を、ノイズの種類を識別可能 に表示する表示部、
を備えて構成される。
[0010] 前記ノイズ検出手段は、前記被検体と光ファイバの端面との間に光の通過に対す る障害物が存在することに起因するノイズを判定'検出する第 1のノイズ検出手段と、 前記光照射部の損傷を起因とするノイズを判定'検出する第 2のノイズ検出手段とか ら構成される。
[0011] そして、第 1のノイズ検出手段においては、前記検出信号の値の時間変化について の標準偏差値を演算し、求められた標準偏差値が予め定められた閾値以上であり、 かつ前記光検出部における増幅率が予め定められた閾値以上である場合に、ノイズ 信号であると判定する。
[0012] また、第 2のノイズ検出手段においては、前記酸化ヘモグロビンおよび還元へモグ ロビンの時間変化情報にっ 、て時間相関値 rを求める手段と、前記酸化ヘモグロビン 、還元ヘモグロビン及び総ヘモグロビンの時間変化情報につ!、ての標準偏差値 SD ox
、 SD および SD を求める手段とを備え、
y deoxy total
r≤r かつ、
o
SD ≥S X SD かつ、
oxy 2 total
SD ≥S X SD
deoxy 3 total
(ただし、 r、 S、 Sは、それぞれ予め定められた値である）
0 2 3
である場合に、ノイズ信号であると判定する。
図面の簡単な説明
[0013] [図 1]本発明の第 1の実施形態の生体光計測装置の全体構成を示すブロック図であ る。
[図 2]図 1に示す生体光計測装置の照射用光ファイバと検出用光ファイバの配置と計 測点 (チャンネル)との関係を示す図である。
[図 3]図 1に示す生体光計測装置で検出信号力 求めたヘモグロビン変化量信号の 波形を示すグラフである。
[図 4]図 1に示す生体光計測装置のヘモグロビン変化量信号波形の表示画面例を示 す図である。
[図 5]本発明の生体光計測装置の全体の動作を示すフローチャートである。
[図 6]図 5に示すフローチャート中のステップ 303における低 S/Nノイズ信号の判定手 順を示すフローチャートである。
[図 7]図 5に示すフローチャート中のステップ 303におけるミラーノイズ信号の判定手順 を示すフローチャートである。
[図 8]図 6に示すフローチャート中のステップ 502で算出された標準偏差値 SDを各チヤ ンネルにっ 、て示すグラフである。
[図 9]図 6に示すフローチャート中のステップ 503で取得された可変アンプのゲイン値 を各チャンネルにつ 、て示すグラフである。
[図 10]ミラーノイズの波形例を示す図である。
[図 11]図 4に示すヘモグロビン変化量信号波形の表示画面において低 S/Nノイズ信 号チャンネルの表示例を示す説明図である。
[図 12]図 4に示すヘモグロビン変化量信号波形の表示画面においてミラーノイズチヤ ンネルの表示例を示す説明図である。
[図 13]本発明の第 2の実施形態の生体光計測装置の動作を示すフローチャートであ る。
発明を実施するための最良の形態
[0014] 以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
先ず、本発明の第 1の実施形態の生体光計測装置の全体構成を、図 1のブロック図 を用いて説明する。なお、本実施の形態では、図示の都合上、図 1および図 2では 12 箇所の計測点 (チャンネル) 1〜12について同時に計測を行う 12チャンネルの装置を 示し、図 4、図 11および図 12では 24チャンネルの装置の表示例について示しているが 、本発明は任意の数の計測チャンネルを備えた生体光計測装置へ適用可能である
[0015] 本発明の生体光計測装置は、図 1に示すように光照射モジュール 10と、光検出モジ ユール 20と、 CPUを備えた演算制御部 30とを有しており、演算制御部 30には、取得デ ータを格納するための記録部 40と、表示部 50と、操作者からの指示を受け付ける入 力部 60が接続されている。上記構成において、各ユニットは演算制御部 30に設けら れた CPUを介して演算、グラフや画像の作成、判定動作を行うようになっている。
[0016] 光照射モジュール 10には、レーザモジュール 101〜104と、これらにそれぞれ接続さ れたレーザ駆動回路 111〜114と、レーザ駆動回路 111〜114を制御する制御回路 11 5とが配置されている。レーザモジュール 101〜104はそれぞれが、波長 780nmと 830η mの光を発する 2個の半導体レーザを含んでいる。そして、レーザ駆動回路 111〜114 は、それぞれが接続されたレーザモジュールに対して所定の周波数および電流密度 の駆動電流を供給することにより、各レーザモジュールが他のレーザモジュールに対 してそれぞれ異なる変調周波数で変調された、所定の強度の光を発光させる。なお 、レーザモジュール 101〜104は波長が 780nmと 830nmとの組合せに限定されるもので はない。
[0017] レーザモジュール 101〜104のそれぞれには、 2個の半導体レーザが発する光を混 合して伝搬し、被検体 17の被計測部位まで導き、出射端面力 その光を出射する照 射用光ファイバ 311〜314が接続されている。照射用光ファイバ 311〜314の出射端面 は、プローブホルダ 226によって被検体 17の体表面上に密着して接触するように配置 される。
[0018] プローブホルダ 226には、 4本の照射用光ファイバ 311〜314の出射端面の位置に対 して交互に位置するように 5本の検出用光ファイバ 321〜325が配置される。検出用光 フアイバ 321〜325の入射端面もプローブホルダ 226によって被検体 17の体表上に密 着して接触するように配置される。
[0019] 照射用光ファイノ 311〜314の端面力も被検体 17に向かって出射された光は、被検 体 17の 12個の計測点 1〜12を通過し、検出用光ファイノ 321〜325の端面に入射し、 検出用光ファイバ 321〜325の内部へ伝搬される。なお、照射用光ファイバ 311〜314 の出射端面および検出用光ファイバ 321〜325の入射端面の配置マトリクスは、図 2で は 12チャンネル計測の場合を図示して!/、るため 3 X 3である力 24チャンネル計測を 行う場合には 4 X 4の配置マトリクスとなり、照射用光ファイバと検出用光ファイバとは 8 本ずつがプローブホルダへ配置される。
[0020] 光検出モジュール 20は、アバランシェフオトダイオード 201〜205と、ロックインアンプ 211〜215と、 A/D変^^ 221〜232と、連続可変アンプ 241〜252とを有している。アバ ランシェフオトダイオード 201〜205は、検出用光ファイノく 321〜325によって伝搬され た光をそれぞれ電圧信号に変換する。ロックインアンプ 211〜215は、フォトダイオード 201〜205から出力される信号の変調周波数に基づいて、 12個の計測点 1〜12につ いての信号を分離して取り出す。フォトダイオード 201〜205のうち、検出用光ファイバ 321, 322, 324, 325の光が入力されるフォトダイオード 201, 202, 203, 205へ接続され るロックインアンプ 211, 212, 214, 215はそれぞれ 2つの信号を出力し、検出用光ファ イノ 323の光が入力されるフォトダイオード 203は 4つの信号を出力する。この理由は、 図 2に示す照射用光ファイバ 311〜314と検出用光ファイバ 321〜325と計測点 1〜12 の配置において、各検出用光ファイバがそれ自身に隣接する計測点の信号を取り込 むようにしているためである。ロックインアンプ 211〜215から出力された計測点 1〜12 についての出力信号はそれぞれ、 A/D変換器 221〜232によってディジタル信号に変 換される。
[0021] 連続可変アンプ 241〜252は、 A/D変換器 221〜232から受け取った計測点 1〜12に ついての出力信号の強度に応じて、それぞれ増幅率を設定する。これにより、計測 点 1〜12の出力信号をそれぞれ予め定められた所定の信号強度まで増幅し、演算制 御部 30に受け渡す。
[0022] 演算制御部 30は、ヘモグロビン変化量演算部 31と像生成部 342とメモリ 33とノイズ検 出部 34を有している。ヘモグロビン変化量演算部 31は、可変アンプ 241〜252から受 け取った 2波長の信号力 各計測点 1〜12の酸ィ匕ヘモグロビン変化量 Δ C および
oxy 還元ヘモグロビン変化量 Δ C を下式 (1)、（2)の連立方程式を解くことにより求める。
aeoxy
さらに、酸化ヘモグロビン変化量 A C および還元ヘモグロビン変化量 A C 力
oxy deoxy 式 (3)により総ヘモグロビン量 A C を求める。これらの演算は CPUによって実行され
total
る。
-ln(I (780)/1 (780》= ε (780) A C L+ ε (780) A C L…（1) act base oxy oxy deoxy deoxy ln(I (830)/I (830》= ε (830) A C L+ ε (830) A C L…（2)
act base oxy oxy deoxy deoxy
A C = A C + A C - " (3)
total oxy deoxy
ただし、式 (1)および式 (2)にお 、て、 I ( λ )および I ( λ )はそれぞれ、タスク実行時 および安静時の波長え應の信号強度 (光検出モジュール 100の出力)、 ε ( λ )およ
oxy び ε ( λ )はそれぞれ、波長 λ nmにおける酸素化および脱酸素化ヘモグロビンの deoxy
分子吸光係数、 Lは光路長である。なお、以下の説明において、ヘモグロビン変化量 とは、酸化ヘモグロビン変化量 A C 、還元ヘモグロビン変化量 A C および総へ
oxy deoxy
モグロビン変化量 A C を総称したものを意味する。
total
[0023] 求められた酸化ヘモグロビン変化量 A C 、還元ヘモグロビン変化量 A C およ
oxy deoxy び総ヘモグロビン変化量 A C から、図 3に示したようにチャンネル (計測点)毎に時
total
間軸についてのヘモグロビン変化量 (mMmm)の波形グラフデータがヘモグロビン変 化量演算部 31によって作成される。すなわち、 12個のグラフデータが作成され、作成 された各チャンネル (計測点)についてのグラフデータは表示部 50へ出力され、図 2に 示す 1〜12の計測点の配置に対応した配列で表示部 50の表示画面 50aに表示される 。なお、図 4は照射用光ファイバと検出用光ファイバとを 4 X 4配置マトリクスとして 24チ ヤンネル計測を行う構成の場合にっ 、ての計測結果をグラフ表示した例を示して ヽ る。なお、求めたヘモグロビン変化量のデータや、ヘモグロビン変化量グラフ等はメ モリ 33に格納される。
[0024] 演算制御部 30の像生成部 32は、ヘモグロビン変化量演算部 31が演算したへモグロ ビン変化量を用いて被計測部位のトポグラフィ像を公知の方法によって生成し、表示 部 50に表示させる。また、疾患判定部 35は、特許文献 2に記載されている公知の手 法により、ヘモグロビン変化量演算部 31が演算したヘモグロビン変化量のパターンを 所定のテンプレートと比較することによって疾患の種類を判定する。
特許文献 2：特開 2003-275191号公報
[0025] 演算制御部 30に配置されているノイズ検出部 34は、ヘモグロビン変化量演算部 31 にて演算された各チャンネル (計測点)〖こついてのヘモグロビン変化量信号がノイズ 信号であるか否かを判定する。本実施の形態では、ヘモグロビン変化信号が低 S/N ノイズ信号、ミラーノイズ信号である力否力 およびスパイクノイズ信号が含まれていな いかをそれぞれ判定する。
[0026] ここでいう低 S/Nノイズ信号は、照射用光ファイバ 311〜314の出射端面や検出用光 ファイバ 321〜325の入射端面の開口が被検体の皮膚を除く光に対する障害物、例え ば被検体の髪の毛等で覆われてしまった場合のように、フォトダイオード 201〜205で ほとんど光が検出されない場合に計測信号に現れる高周波ノイズ信号である。そして 、この低 S/Nノイズ信号は、例えば図 4に示すグラフにおけるチャンネル 1〜10のように 現れる。
[0027] ミラーノイズ信号は、異なる波長の半導体レーザを 2個内蔵するレーザモジュール 1 01〜104のうち片方の半導体レーザが破損又は不良となったとか、半導体レーザ駆 動回路が動作不良を起こした等を含む光照射部の損傷を原因として、片方の波長の 光のみがフォトダイオード 201〜205で検出された場合に現れるノイズである。つまり片 方の波長の光照射系が破損または正常に動作しなくなると、ヘモグロビン変化量演 算部 31は、上記式 (1)および式 (2)に含まれる 2つの I (780)の値および I (830)の値の
act act
一方が 0に近 、値となるので、式 (1)および式 (2)の連立方程式の解である A C 、 Δ C
oxy を 1つの値力も算出することとなる。したがって、酸ィ匕ヘモグロビン変化量 A C が deoxy oxy 増加すると、還元ヘモグロビン Δ C が減少し、酸化ヘモグロビン Δ C が減少する
deoxy oxy
と還元ヘモグロビン Δ C
deoxyが増加すると 、う鏡像 (ミラー)関係が計算結果に現れ、計 算結果が正しいヘモグロビン変化量を示さなくなることからミラーノイズ信号の判定が なされ得る。
[0028] スパイクノイズ信号は、計測中に被検者の体の動きや、装着している照射用光ファ ィバ 311〜314の出射端面や検出用光ファイバ 321〜325の入射端面が被検体表面に 対しズレを起こす等によって、被検体と光ファイバ開口部との間に隙間が極短時間に 生じたことを原因とするスパイク状のノイズ信号である。
[0029] 次に、本生体光計測装置の動作を図 5のフローを用いて説明する。演算制御部 30 力 光照射モジュール 10を動作させることにより、照射用光ファイバ 311〜314から被 検体 17に光が照射され、検出用光ファイバ 321〜325によって生体内を通過した光の 一部が取り出される。取り出された光は光検出モジュール 20によって電気的に信号 処理され、被検体 17の所定部位におけるヘモグロビンの時間変化量が計測される (ス テツプ 301)。
なお、計測期間中に、操作者が被検体 17に対して安静、タスク実行、および休息を 順次指示することにより、図 3に示すように安静区間、タスク実行区間および休息区間 について信号が取得される。取得された信号は、ヘモグロビン変化量演算部 31によ つて上述のようにヘモグロビン変化量に変換され、図 4に示すように各チャンネルの ヘモグロビン変化量の時間変化グラフが表示部 50の表示画面 50aに表示される。ま た、ヘモグロビン変化量演算部 31によってヘモグロビン変化量に変換されたデータ は、メモリ 33へ記憶される。（ステップ 302)。
[0030] 次に、ノイズ検出部 34において後述する処理によりノイズの判定が行われる (ステツ プ 303)。すなわち、このステップ 303においては、ノイズ検出部 34は演算制御部 30のメ モリ 33から読み出された各チャンネルのヘモグロビン変化量データについて、ノイズ であるか否か、またはノイズが含まれているか否かの判定を行なう。そして、特定のチ ヤンネルの信号がノイズである、または特定のチャンネルの信号にノイズが含まれて いると判定されたときには、ノイズ検出部 34はそのデータへノイズである力、またはノィ ズが含まれていることを示す符号、例えばフラグを付与する。それに基づいて、像生 成部 32は、ノイズであるカゝまたはノイズを含む信号を表示しているグラフへ、操作者が ノイズであると認識できるような後述する表示態様を適用して表示を行なう。
[0031] そして、ノイズと判定されたチャンネルのヘモグロビン変化量信号は除外して、また は使用せずに、像生成部 32においてトポグラフィ像が生成され、表示部 50に表示さ れる (ステップ 304)。
[0032] 次!、で、疾患判定部 35にお!/、て、ノイズであると判定されたチャンネルのへモグロビ ン変化量情報を除外して、または使用せずに、正常チャンネルのヘモグロビン変化 量力 被検体 17について疾患判定が行なわれ、その結果が表示部 50に表示される（ ステップ 305)。
[0033] 次に、ノイズ検出部 34におけるステップ 303の処理について、図 6、図 7を用いて詳し く説明する。先ず、ノイズ検出部 34において、図 6のフローチャートに示した処理によ り各チャンネルのヘモグロビン変化量信号が低 S/Nノイズ信号力どうかが判定される。 この処理は、低 S/Nノイズ信号は、正常チャンネル 11〜24の信号と比較すると周波数 が高ぐし力も安静区間においてもタスク実行区間とあまり変わらない波形を示すこと に着目して、低 S/Nノイズ信号であるかどうかを判定するものである。このような波形と なるのは、フォトダイオード 201〜205の出力信号値が小さいために、連続可変アンプ 221〜225において大きな増幅率 (ゲイン値)で増幅されることに起因している。
[0034] ヘモグロビン変化量信号が低 S/Nノイズ信号力どうかを判定するために、ノイズ検出 部 34は、ヘモグロビン変化量演算部 31またはメモリ 33から各チャンネルのへモグロビ ン変化量信号波形データを取得する (ステップ 501)。なお、ノイズ検出部 34へへモグ ロビン変化量信号をヘモグロビン変化量演算部 31またはメモリ 33から供給することと したが、どちら力 ヘモグロビン変化量信号を供給するかは、ノイズ検出部 34の構成 による判定速度や、最終結果が表示されるまでのリアルタイム性を考慮して決めるこ とが可能である。
[0035] ステップ 501に次 、で、取得した各チャンネルの酸化ヘモグロビン、還元へモグロビ ン、および総ヘモグロビン変化量の信号波形データのそれぞれについて、予め設定 されている安静区間の標準偏差値 SDを演算する (ステップ 502)とともに、各チャンネ ルに設けられて ヽる可変アンプ 241〜252へ、信号計測中に設定されて!、たゲイン値 を取得する (ステップ 503)。
[0036] ノイズ検出部 34は、各チャンネルの酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび総 ヘモグロビン変化量の前記各標準偏差値 SDのうちの少なくとも 1つが所定の閾値 SO 以上であり、かつ、前記可変アンプのゲイン値 AMPが所定の閾値 AO以上であるという 判定条件を満たすチャンネルを探索し (ステップ 504)、前記判定条件を満たすチャン ネルの信号は低 S/Nノイズ信号と判定する (ステップ 505)。一方、前記標準偏差値 SD が所定値 SO未満であるカゝ、及び/または、可変アンプのゲイン値 AMPが所定値 AO未 満であるチャンネルの信号は低 S/Nノイズ信号ではな ヽと判定する (ステップ 506)。閾 値 S0および A0は、予め実験により定めた値を固定値として判定アルゴリズムへ組み 込んでおくことが可能であるし、被検者の髪の毛の量や骨厚等に応じて、操作者が 図 1の入力部 60から任意の値を入力できるように装置を構成することも可能である。な お、本実施形態では、標準偏差値 SDの閾値 S0及び可変アンプのゲイン値 AMPの閾 値 A0として、本発明の発明者が実験的に決めた固定値 S0=0.02、 A0=3000を低 S/Nノ ィズ信号の判定基準値として用いて 、る。
[0037] 図 8および図 9に、 1〜24チャンネルのヘモグロビン変化量グラフが図 4に示すような 各波形である場合を例にとって求めた安静区間の標準偏差値 SDとそのときの可変ァ ンプのゲイン値 AMPについて示す。図 4と図 8、図 9とを対比させて参照すると、波形 の乱れが大きいチャンネル 1〜10は標準偏差値 SDが上記判定値 0.02以上であり、可 変アンプのゲイン値 AMPが上記判定値 3000以上である。すなわち、低 S/Nノイズ信号 であるチャンネル 1〜10は、正常チャンネル 11〜24と比較すると標準偏差値 SDおよび 可変アンプのゲイン値が明らかに大きい傾向を示す。よって、標準偏差の閾値 S0、可 変アンプのゲイン値の閾値 AOを適切な設定値 (例えば S0=0.02、 A0=3000)に設定す ることにより、計測チャンネルの出力信号が低 S/Nノイズ信号である力否かを判定する ことができることが解る。
[0038] 次に、図 6のステップ 505、ステップ 506に続いて、ノイズ検出部 34において図 7のフロ 一チャートの処理によりミラーノイズの判定がなされる。ミラーノイズ信号は、図 10(a)に その一例を示している。図 10(a)にミラーノイズの信号波形を示している力 ミラーノィ ズは信号波形の変化が緩やかであり、酸化ヘモグロビン変化量信号と還元へモグロ ビン変化量信号とが鏡像関係にある。このため、総ヘモグロビン変化量は、 0に近い 値を示す。そこで、酸ィ匕ヘモグロビン変化量と還元ヘモグロビン変化量との類似性を 示す時間相関値 rと、酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビンおよび総ヘモグロビンの 変化量の標準偏差値力 波形の安定度とを求めることによりミラーノイズの判定がな される。なお、図 10(b)は、図 10(a)の波形に基づいて、安静区間の標準偏差値 SDと、 可変アンプのゲイン値 AMPと、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの時間相関値 r と、全計測期間についての酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン及び総ヘモグロビン の標準偏差値を演算した結果を示して 、る。ここに時間相関値 rの求め方は各種文 献にて知られているので、詳細な説明は省略する。
[0039] 図 7のフローにおいて、先ず、各チャンネルの出力信号について、安静区間とタスク 実行区間と安静区間とからなる全計測期間内の所定の計測期間について酸ィ匕へモ グロビン変化量 A C の波形と、還元ヘモグロビン変化量 A C の波形との時間相
oxy deoxy
関値 rを算出する (ステップ 601)。なお、前記所定の計測期間としては、信号波形の特 徴が最も現れている期間、例えばタスク実行区間が良ぐこの計測期間は、ノイズ検 出部 34におけるミラーノイズ判定アルゴリズムに組み込むことができる。また、操作者 が所望の時間範囲を入力部 60力 任意に指定入力できるように装置を構成すること も可能である。
[0040] 次に、上記所定計測期間内における酸化ヘモグロビン変化量、還元ヘモグロビン 変化量、および総ヘモグロビン変化量についての標準偏差値 SD , SD 、および S
oxy deoxy
D を算出する (ステップ 602)。
total
[0041] 相関値 rは、絶対値カ^に近いほど両波形が相似であることを示し、正の符号である 場合は波形の向きが同じ、負である場合には波形の向きが反転していることを示して いる。そこで求めた相関値 rが- 1に近い値力どうかを、所定値 r0との比較 (r≤r0)により 調べる。さらに、標準偏差値 SD , SD 、および SD 力 下式 (4)および (5)により安
oxy aeoxy total
定度を調べる (ステップ 603)。
SD ≥S2 X SD - " (4)
oxy total
SD ≥S3 X SD …（5)
deoxy total
ここに、 S2および S3は、乗算数値であり、ここではアルゴリズム内に予め定めた値と して設定されても良いし、これらの数値は操作者が入力部 60から任意の数値を入力 して設定することも可能である。また、 S2及び S3は等しい数値、例えば S2=S3=4のよう な数値を用いても良いし、異なる値としても良い。同様に、上記 r0については、ここで は、 r0=-0.9を予め定めた値として用いた例を示す力 -1に近い他の数値、 -0.8等に 可変設定することも可能である。
[0042] 上記相関値判定式 r≤r0であり、かつ、安定度を示す式 (4)および式 (5)を両方満た している場合には、そのチャンネルの出力信号はミラーノイズであると判定され (ステツ プ 604)、一方、相関値の相関値判定式 r≤r0を満たさないか、または、式 (4)および式 ( 5)の少なくとも一方を満たさない場合には、そのチャンネルの出力信号はミラーノイズ ではないと判定される (ステップ 605)。図 10(a)に示す波形信号に関して計算した図 10( b)に示す数値を上記判定基準に当てはめると、この波形はミラーノイズであると判定 される。
[0043] 低 S/Nノイズ及び/又はミラーノイズの判定結果は、図 11及び図 12のようにそれぞれ 表示部 50へ操作者が認識できるような態様で表示されることが望ま 、。低 S/Nノイズ 及び/又はミラーノイズであることを操作者へ認識させる態様には、 Vヽくつかの態様が 考えられる。その 1つの態様としては、低 S/Nノイズ及び/又はミラーノイズと判定され たチャンネルのグラフの背景を着色することが挙げられる。このケースでは、低 S/Nノ ィズのチャンネルとミラーノイズのチャンネルとは表示画面上で区別できるように、矩 形のグラフ領域内の背景色を変えて表示すると良い。さらに他の態様としては、図 11 及び図 12に示すように、低 S/Nノイズ及び/又はミラーノイズであると判定されたチャン ネルのグラフの近傍にノイズの種類を表す識別記号や文字を、例えば、低 S/Nノイズ と判定されたチャンネルについては、一例として低 S/Nノイズ (Low S/N Noise)の略記 に相当する「LSN」と、またミラーノイズと判定されたチャンネルについては、ミラーノィ ズ (Mirror Noise)の略記に相当する「MN」と、付加表示すると良い。これらの表示態様 は、予めソフトウェアに表示プログラムを^ aみ込んでおくことで、容易に実現可能であ る。
[0044] また、ノイズ検出部 34は、スパイクノイズにっ 、ても、ヘモグロビン変化量信号が急 峻かどうかを、各チャンネルの全計測期間にわたって、信号値の時間変化について の微分値が所定値以上の部分があるかを調べることにより判定する。この判定手法 は、例えば本願出人が本願に先立って出願し、既に出願公開されている前述の特許 文献 l(WO 03/002004号公報)にて公知の手法であるので、詳しい説明は省略する。 なお、スパイクノイズであると判定されたチャンネルにつ 、ても図 11および図 12に示 す低 S/Nノイズ及び/又はミラーノイズの判定結果の表示法と同様のグラフの背景色 による識別表示法を採用することができる。なお、低 S/Nノイズとミラーノイズとスパイク ノイズとの 3つが同一計測期間に同時に出現した場合には、それぞれの背景色を異 なるようにすると良い。そして、背景色を異ならせるだけでは識別が困難と思われる場 合には、スパイクノイズ (Spike Noise)の略記に相当する「SPN」なる文字をグラフの近 傍に表示すると良い。
[0045] 以上説明した表示法を採用することにより、操作者は低 S/Nノイズとミラーノイズとス パイクノイズのチャンネルを容易に把握することができる。
[0046] 以上説明した 3種類のノイズ判定結果の表示は、光ファイノ 311〜314、 321〜325の 端面が被検体 17の髪の毛に覆われている (低 S/Nノィ )状態や、レーザモジュール 内の 2個の半導体レーザのうちの片方が動作不良を起こして 、るか又は破損して！/、る (ミラーノィ )状態や、計測中に被検体が動 ヽたか又は被検体と光ファイバの接触に ズレを生じた (スパイクノィ )状態を示して ヽるので、操作者はそれぞれの状態に応じ た処置を講ずることができる。すなわち、低 S/Nノイズと判定されたチャンネルについ ては照射用光ファイバ又は検出用光ファイバと被検体の間に挟みこまれた髪の毛を 除去することを必要とし、ミラーノイズと判定されたチャンネルにつ 、ては半導体レー ザの交換又は駆動回路の点検を必要とし、スパイクノイズと判定されたチャンネルが ある場合には、被検者へ静止状態を保つように指示する必要があることを、操作者が 認識できる。
[0047] また本実施形態では、像生成部 32が、ステップ 304にお 、て、ノイズチャンネルの信 号を除 、た信号を用いてトポグラフィ像を生成するため、ノイズの影響を受けな！/、精 度の良いトポグラフィ像が表示部 50へ表示されるので、操作者は、被検体の状態を 的確に把握することができる。また、本実施形態では、疾患判定部 35が、ステップ 305 において、ノイズチャンネルの信号を除いた信号を用いて疾患判定をするため、ノィ ズの影響を受けることなく精度良く疾患判定することができる。
[0048] つぎに、本発明の第 2の実施形態の生体光計測装置について説明する。
第 2の実施形態の生体光計測装置は、ノイズ検出部 34Aは、ノイズと判定したチャン ネル (計測点)のヘモグロビン変化量信号波形を、周囲のチャンネルの信号波形から 補間演算により生成する機能を有する。他の構成は、第 1の実施の形態と同様である ので説明を省略する。
[0049] ノイズ検出部 34Aは、図 13のステップ 303において第 1の実施形態と同様にノイズ判 定並びに表示を行なった後、トポグラフィ像を生成し表示部 50へそれを表示する前に 、操作者にノイズチャンネルの信号波形を補間演算により生成するかどうかを尋ねる ための表示をする (ステップ 1301)。
[0050] この表示に対して操作者力 これに対して補間することを入力部 60力 指示した場 合には、ノイズチャンネルの酸ィ匕ヘモグロビン変化量及び還元ヘモグロビン変化量を 周囲の正常信号波形を用いて補間演算により生成する。そして補間演算によって求 められた信号波形を当該チャンネルの表示位置へノイズ信号波形と入れ替えて表示 する (ステップ 1302)。
[0051] 次 、で、像生成部 32は、正常チャンネルのヘモグロビン変化量信号と、前記補間で 生成されたヘモグロビン変化量信号を用いて、トポグラフィ像を生成し (ステップ 1305) 、疾患判定部 35は、正常チャンネルのヘモグロビン変化量信号と、前記補間で生成 されたヘモグロビン変化量信号を用いて、疾患判定を行う (ステップ 1306)。
[0052] 一方、ステップ 1301にお 、て操作者が補間しな 、ことを入力部 60力も指示した場合 には、ノイズ検出部 34は、プローブホルダ 226を再装着して光ファイバ 311〜314、 321 〜325の端面の被検体 17への接触状態を改善し、再計測をするかどうかを尋ねる表 示をする (ステップ 1303)。
[0053] この表示に対して操作者力 再装着しな ヽことを選択した場合には、ノイズ検出部 3 4は、ノイズチャンネルの波形を除去し (ステップ 1304)、像生成部 32及び疾患判定部 3 5は、正常チャンネルのヘモグロビン変化量信号のみを用いて、トポグラフィ像を生成 し、疾患判定を行う (ステップ 1305)。なお、トポグラフィ像は、酸ィ匕ヘモグロビン、還元 ヘモグロビン及び総ヘモグロビンのそれぞれにつ 、て、時間変化量を 2次元分布像 としたもので、それぞれのトポグラフィ像は、同一画面上へ同時に表示するか、または 選択的に表示することができる。
[0054] ステップ 1303における表示に対応して、操作者がプローブホルダ 226の装着のし直 し (光ファイバ 311〜314、 321〜325の端面と被検体との接触状態の改善を含む。）を 行なうことを選択した場合には、ステップ 301に戻り、プローブホルダ 226が再装着後 に、操作者によって入力部 60へ入力された再計測実行操作によって再計測が行わ れる。
[0055] このように、第 2の実施形態では、操作者の選択によりノイズチャンネルの信号波形 を補間演算で生成することができ、像生成や疾患判定にあまり影響がな 、局所的な ノイズの場合には、計測のやり直しをすることなく補間データを用いて像生成および 疾患判定をすることができるという効果がある。
[0056] なお、上述の第 1および第 2の実施形態では、低 S/Nノイズとミラーノイズとスパイクノ ィズとを全て判定'検出できるようにした実施形態を挙げて本発明を説明したが、本 発明は低 S/Nノイズとミラーノイズとの少なくとも一方のノイズを判定 '検出できるように 変形することが可能であって、必要に応じて第 1のノイズ検出手段と、第 2のノイズ検 出手段と、第 3のノイズ検出手段を 2つ以上適宜組み合わせることが可能である。 [0057] また、上述の第 1および第 2の実施形態では、所定の時間範囲の信号波形によって ノイズ判定を行い、ノイズ波形を除去する場合には、そのチャンネルの波形全体を除 去して像生成および疾患判定を行うように装置が構成されているが、本発明はこれら の構成に限定されるものではない。本発明は、例えば、全計測期間を複数の時間区 間に分割して各区間についてノイズ判定を行い、正常信号の区間がある場合には、 その区間の信号は除去せず、像生成および疾患判定に使用するように装置構成を 変形することも可能である。
[0058] また、上記実施形態では、演算制御部に CPUを設けて、各ユニットにおける演算、 グラフ作成、画像形成、判定を行なうようにした力 各ユニットへマイクロプロセッサを 設けるようにしても良い。

Claims

請求の範囲
[1] 被検体に照射用光ファイバを介して所定の波長を有し、酸化ヘモグロビン及び還 元ヘモグロビンに感応する光を照射する光照射部と、
検出用光ファイバを介して前記被検体を通過した光を検出し増幅する光検出部と、 前記光検出部で検出した信号から前記被検体内の酸化ヘモグロビン及び還元へ モグロビン並びに総ヘモグロビンのヘモグロビン時間変化情報を算出する信号処理 部であって、前記検出信号を演算処理することにより前記時間変化情報が、前記被 検体と光ファイバの端面との間に光の通過に対する障害物が存在することに起因す るノイズと、前記光照射部の損傷を起因とするノイズとの少なくとも一方のノイズを判 定'検出するノイズ検出手段を有した信号処理部と、
前記信号処理部によって判定 '検出されたノイズ信号を、ノイズの種類を識別可能 に表示する表示部、
を備えたことを特徴とする生体光計測装置。
[2] 前記信号処理部は、前記被検体と光ファイバの端面との間に光の通過に対する障 害物が存在することに起因するノイズを判定'検出する第 1のノイズ検出手段と、前記 光照射部の損傷を起因とするノイズを判定'検出する第 2のノイズ検出手段との少なく とも一方のノイズ検出手段を備えたことを特徴とする請求項 1に記載の生体光計測装 置。
[3] 前記第 1のノイズ検出手段は、前記検出信号の値の時間変化についての標準偏差 値を演算し、求められた標準偏差値が予め定められた閾値以上であり、かつ前記光 検出部における増幅率が予め定められた閾値以上である場合に、ノイズ信号である と判定することを特徴とする請求項 2に記載の生体光計測装置。
[4] 前記第 2のノイズ検出手段は、前記酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの時 間変化情報について時間相関値 rを求める手段と、前記酸ィ匕ヘモグロビン、還元へ モグロビン及び総ヘモグロビンの時間変化情報についての標準偏差値 SD 、 SD oxy deoxy および SD を求める手段とを備え、
total
r≤r かつ、
0
SD ≥S X SD かつ、 SD ≥S X SD
deoxy 3 total
(ただし、 r、 S、 Sは、それぞれ予め定めた値である）
0 2 3
である場合に、ノイズ信号であると判定することを特徴とする請求項 2に記載の生体光 計測装置。
[5] 前記信号処理部は、前記被検体と光ファイバとの相対的位置ズレによって、極短時 間に光ファイバ開口部と被検体との間に隙間ができたことに起因するノイズを判定' 検出する第 3のノイズ検出手段を有することを特徴とする請求項 1に記載の生体光計 測装置。
[6] 前記信号処理部は、前記酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン及び総ヘモグロビン の時間変化情報を時間変化グラフに変換して表示部へ出力する手段と、前記時間 変化グラフへ前記ノイズの種類を識別可能とする情報を付加する手段を含むことを 特徴とする請求項 2に記載の生体光計測装置。
[7] 前記ノイズの種類を識別可能とする情報は、時間変化グラフの背景色であることを 特徴とする請求項 6に記載の生体光計測装置。
[8] 前記ノイズの種類を識別可能とする情報は、文字情報であることを特徴とする請求 項 6に記載の生体光計測装置。
[9] 前記信号処理部は、前記酸化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン及び総ヘモグロビン の時間変化情報を時間変化グラフに変換して表示部へ出力する手段と、前記時間 変化グラフへ前記ノイズの種類を識別可能とする情報を付加する手段を含むことを 特徴とする請求項 5に記載の生体光計測装置。
[10] 前記ノイズの種類を識別可能とする情報は、時間変化グラフの背景色であることを 特徴とする請求項 9に記載の生体光計測装置。
[11] 前記ノイズの種類を識別可能とする情報は、文字情報であることを特徴とする請求 項 9に記載の生体光計測装置。
[12] 前記光照射部は前記被検体表の複数の点に光を照射する複数の照射用光フアイ バを有するとともに、前記光検出部は前記複数の照射用光ファイバとはそれぞれ異 なる被検体表の点で光を検出する複数の検出用光ファイバを有し、前記信号処理部 は、前記照射用光ファイバと検出用光ファイバの配置によって決まる複数の計測点 の前記時間変化情報を演算するとともにノイズ判定を行い、前記複数の計測点につ いての前記ヘモグロビン時間変化情報を表示部の表示画面に前記計測点の位置に 対応するように並べて表示させ、かつ該表示画面にお！ヽてノイズ信号と判定された計 測点についての表示領域にノイズ信号であることを示す識別情報を同時に表示する ことを特徴とする請求項 1に記載の生体光計測装置。
[13] 前記信号処理部は、前記複数の計測点についての前記ヘモグロビン時間変化情 報を用いてトポグラフィ像を作成し、作成されたトポグラフィ像を表示部へ出力する手 段を備えたことを特徴とする請求項 12に記載の生体光計測装置。
[14] 前記ノイズ検出部は、ノイズ信号を検出した場合、操作者に再計測を促す表示を前 記表示部に表示させることを特徴とする請求項 1に記載の生体光計測装置。
[15] 操作者が操作指令を入力する入力部を備え、前記再計測を促す表示に対し前記 入力部から再計測を実行する指令が入力されると、再計測を実行することを特徴とす る請求項 14に記載の生体光計測装置。
[16] 前記信号処理部は、ノイズ信号が計測された計測点について本来計測されたと考 えられる信号を、隣接する複数の計測点の正常信号を用いて補間演算により算出す る手段を備えたことを特徴とする請求項 12に記載の生体光計測装置。
[17] 前記信号処理部は、前記ノイズ検出部が複数の計測点のうち、ノイズ信号と判定さ れた計測点の前記ヘモグロビン時間変化情報を除外して正常な信号のみを用いてト ポグラフィ像を作成することを特徴とする請求項 12に記載の生体光計測装置。
[18] 前記信号処理部は、前記ノイズ検出部が複数の計測点のうち、ノイズ信号と判定さ れた計測点の前記ヘモグロビン時間変化情報を、前記補間演算手段によって求めら れた信号に置き換えてトポグラフィ像を作成することを特徴とする請求項 16に記載の 生体光計測装置。
[19] 前記信号処理部は、前記被検体の前記ヘモグロビン時間変化情報を用いて疾患 判定を行う疾患判定部を有し、該疾患判定部は、前記ノイズ検出部によって検出さ れたノイズ信号を除外して正常な信号のみを用いて疾患判定を行うことを特徴とする 請求項 12に記載の生体光計測装置。
[20] 前記信号処理部は、前記被検体の前記ヘモグロビン時間変化情報を用いて疾患 判定を行う疾患判定部を有し、該疾患判定部は、前記ノイズ検出部によって検出さ れたノイズ信号を前記補間演算手段によって求められた信号に置き換えて疾患判定 を行なうことを特徴とする請求項 16に記載の生体光計測装置。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009032213A (ja) * 2007-07-31 2009-02-12 Hitachi Ltd 脳機能計測による外部環境制御装置
JP2010012151A (ja) * 2008-07-07 2010-01-21 Hitachi Medical Corp 刺激呈示機能を有する生体光計測装置及び刺激課題呈示方法
JP2014083069A (ja) * 2012-10-19 2014-05-12 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 生体光計測装置
WO2015141423A1 (ja) * 2014-03-18 2015-09-24 株式会社 日立メディコ 生体光計測装置及び生体光計測方法
JPWO2015177876A1 (ja) * 2014-05-20 2017-04-20 株式会社島津製作所 光計測システムおよび光脳機能計測方法

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8803070B2 (en) * 2009-04-08 2014-08-12 Hitachi Medical Corporation Biological optical measurement instrument and method for determining damage of optical fibers
JP5753789B2 (ja) * 2009-11-16 2015-07-22 株式会社日立メディコ 生体光計測装置
US8553223B2 (en) 2010-03-31 2013-10-08 Covidien Lp Biodegradable fibers for sensing
EP2578154A4 (en) * 2010-05-31 2014-11-05 Toshinori Kato DEVICE AND PROGRAM FOR THE DIAGNOSIS OF BIOLOGICAL FUNCTIONS
KR20240056154A (ko) * 2022-10-21 2024-04-30 고려대학교 산학협력단 기능적 근적외선 분광신호의 동잡음 검출 및 제거 방법

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0368336A (ja) * 1989-08-08 1991-03-25 Hamamatsu Photonics Kk 光による診断装置
JPH08215179A (ja) * 1995-02-20 1996-08-27 Hitachi Ltd 生体光計測方法及び信号表示方法
JP2000237194A (ja) * 1999-02-19 2000-09-05 Hitachi Ltd 光計測方法及び装置
JP2002323445A (ja) * 2001-04-26 2002-11-08 Hitachi Medical Corp 生体光計測装置
JP2003010188A (ja) * 2001-06-28 2003-01-14 Hitachi Medical Corp 生体光計測装置
JP2004008504A (ja) * 2002-06-07 2004-01-15 Hitachi Ltd 光計測装置及び光計測方法
WO2004021889A1 (ja) * 2002-09-05 2004-03-18 Hitachi Medical Corporation 生体光計測装置
JP2005013464A (ja) * 2003-06-26 2005-01-20 Hitachi Ltd 生体光計測装置

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6788965B2 (en) * 2001-08-03 2004-09-07 Sensys Medical, Inc. Intelligent system for detecting errors and determining failure modes in noninvasive measurement of blood and tissue analytes
JP3916985B2 (ja) * 2002-03-26 2007-05-23 株式会社日立メディコ 生体光計測装置
JP4164386B2 (ja) * 2003-02-28 2008-10-15 株式会社日立製作所 生体光計測装置
JP4474145B2 (ja) 2003-11-12 2010-06-02 株式会社日立メディコ 光計測装置

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0368336A (ja) * 1989-08-08 1991-03-25 Hamamatsu Photonics Kk 光による診断装置
JPH08215179A (ja) * 1995-02-20 1996-08-27 Hitachi Ltd 生体光計測方法及び信号表示方法
JP2000237194A (ja) * 1999-02-19 2000-09-05 Hitachi Ltd 光計測方法及び装置
JP2002323445A (ja) * 2001-04-26 2002-11-08 Hitachi Medical Corp 生体光計測装置
JP2003010188A (ja) * 2001-06-28 2003-01-14 Hitachi Medical Corp 生体光計測装置
JP2004008504A (ja) * 2002-06-07 2004-01-15 Hitachi Ltd 光計測装置及び光計測方法
WO2004021889A1 (ja) * 2002-09-05 2004-03-18 Hitachi Medical Corporation 生体光計測装置
JP2005013464A (ja) * 2003-06-26 2005-01-20 Hitachi Ltd 生体光計測装置

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009032213A (ja) * 2007-07-31 2009-02-12 Hitachi Ltd 脳機能計測による外部環境制御装置
JP2010012151A (ja) * 2008-07-07 2010-01-21 Hitachi Medical Corp 刺激呈示機能を有する生体光計測装置及び刺激課題呈示方法
JP2014083069A (ja) * 2012-10-19 2014-05-12 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 生体光計測装置
WO2015141423A1 (ja) * 2014-03-18 2015-09-24 株式会社 日立メディコ 生体光計測装置及び生体光計測方法
JPWO2015141423A1 (ja) * 2014-03-18 2017-04-06 株式会社日立製作所 生体光計測装置及び生体光計測方法
JPWO2015177876A1 (ja) * 2014-05-20 2017-04-20 株式会社島津製作所 光計測システムおよび光脳機能計測方法

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