JP4399666B2 - 生体信号処理装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体信号処理装置に係り、特に光計測装置と脳波計測装置などの他の計測装置とを結合してなる脳機能計測に好適な生体信号処理装置に関する。

光計測装置は、ＯＣＴ（Optical Coherence Topography）と称され、被検体である生体に光を照射して生体の透過光又は生体内部からの散乱光を計測し、生体内部の光学特性の違いを画像化する装置である。この光計測装置によれば、生体代謝物質や血流などを計測して、生体機能を簡便かつ生体に無害な方法で計測できることから、臨床医学及び脳科学などの分野での活用が期待されている。

例えば、脳の高次機能の活性化は、生体内部の酸素代謝及び血液循環と密接に関連しており、これらは生体中の特定の色素（ヘモグロビン等）の濃度に対応する。そこで、その特定色素に吸収されやすい可視から赤外領域の複数波長の光を脳の複数部位に照射し、脳内部を通過した光を複数部位から検出し、その光吸収量から脳内の代謝物質の濃度や血液中のヘモグロビン濃度などを画像化して脳の高次機能を計測することが提案されている（特許文献１）。

特開平９−１４９９０３号公報

ところで、従来の光計測装置によれば、思考、言語、運動などの高次機能を計測する場合、聴覚や視覚などによって脳に刺激を与え、その前後における脳の状態変化を画像化し、それらの画像を対比して脳機能を診断する。

しかし、光計測画像に表れた脳の状態と刺激との関係についての分析は進められているが、脳機能と対応付けることについては配慮されていないことから、光計測画像に基づいて的確な診断を行うまでには至っていない。

そこで、本発明は、脳機能と関連付けた光計測画像を取得できる生体信号処理装置を実現することを課題とする。

本発明は、上記課題を解決するため、光計測装置と脳波計測装置などの他の計測装置とを有機的に結合することを特徴とする。すなわち、脳科学分野においては、頭皮などに電極を接触させて脳の活動に伴って発生する脳波を計測し、特定周波数帯域の脳波信号（α波、β波、θ波、δ波など）に基づいて、思考、言語などの知的動作や運動機能などの脳の高次機能を分析する試みが行われている。例えば、頭皮表面に多数の電極を接触させて二次元脳電図を取得して脳の各部位の機能を分析し、脳障害等の有無を診断して医療に反映させる開発研究が進められている。

そこで、本発明は、被検体の頭部に照射した光の透過光又は反射光を計測し、該光計測データに基づいて頭部内の光学特性を求める光計測装置と、前記被検体に聴覚、視覚又は触覚の刺激を付与する刺激呈示装置とを備えてなる生体信号処理装置を対象とし、前記光計測データ以外の前記被検体の活動に相関する生体信号を計測する生体活動計測装置を設け、前記刺激呈示装置は、前記生体活動計測装置により計測された生体信号に基づいて前記刺激の内容を制御する。これにより、被検体に対して与える刺激の内容を制御できるから、光計測の条件に合わせて脳の活動状態を許容できる範囲に保持することができる。その結果、安定的に、脳機能と関連付けた光計測画像を取得できる。ここで、刺激の内容には、被検体の脳の活動状態や運動状態を一定の状態に維持して計測する場合に、例えば被検体が眠らないように注意を喚起する注意喚起、動かないように注意する注意喚起、刺激を与える刺激間隔を含む。

この場合において、生体活動計測装置としては、典型的には、被検体の脳波を計測する脳波計測装置が用いられる。この場合、刺激呈示装置は、脳波計測装置から出力されるθ波又はβ波の強度に応じて刺激を制御することができる。すなわち、θ波又はβ波の強度が高い場合は覚醒状態又はアテンション（注意力又は集中力）強度が高い状態にあると考えられる。そこで、例えば、覚醒状態又はアテンション強度が高い状態の脳機能を光計測する場合は、覚醒させるような刺激を呈示するようにすれば、安定した計測条件の下で、効率のよい光計測を行うことができる。

また、生体活動計測装置としては、脳波計測装置に代えて、被検体の例えば頚の筋肉の動きを計測する体動計測装置を用いることができる。この場合、刺激呈示装置は被検体の頚の動きである体動量に基づいて刺激を制御する。

また、生体活動計測装置により計測された生体信号に基づいて刺激を制御することに変えて、又はこれとともに、光計測装置は、生体信号に基づいて光計測データを取捨選択して光学特性を求めるようにすることができる。これによれば、計測条件から外れたときの光計測データを捨てることにより、光計測の精度を向上できる。

また、被検体の目の開眼度合を計測する開眼検出装置を設け、開眼度合に応じて脳波計測装置により計測したα波を較正することが好ましい。これにより、開眼度合に応じて変動するα波の強度を較正して、一層、計測精度を向上できる。

さらに、光計測手段と脳波計測手段の計測を協調制御するサンプリングパスル生成手段を設けることが好ましい。この場合、サンプリングパルス生成手段は、刺激呈示装置から複数回の刺激を連続的に呈示させ、各回の刺激呈示ごとに脳波計測装置の計測を行わせるとともに、複数回の刺激の呈示期間に光計測装置の計測を１回行わせるようにする。また、これに代えて、刺激呈示装置から１回の刺激を呈示させて光計測装置の計測を１回行わせた後、一定の休止期間をおいて刺激呈示装置から同一の刺激を複数回呈示させて刺激の呈示ごとに脳波計測装置の計測を行わせるようにすることができる。これにより、計測原理が異なる光計測と脳波計測の計測協調を図ることができる。

本発明によれば、脳機能と関連付けた光計測画像を取得できる生体信号処理装置を実現できる。

[実施の形態1]
図1に、本発明の生体信号処理装置の一実施の形態の全体構成図を示す。本実施の形態は、光計測装置と脳波計測装置とを結合したシステムである。図において、複数（図示例では２個）の光源1は、人体を透過しやすい波長が６００〜１２００ｎｍ程度の近赤外光を発生する。光源１より発生した近赤外光は、光ファイバーを介して光方向性結合器（光結合器）２に導かれて混合され、照射光用の１つの光ファイバー３で伝送可能に結合される。光ファイバー３の先端は、被検者４の頭部の所望位置に保持可能に、図示していないヘッドキャップに取り付けられている。

そのヘッドキャップには、集光用の光ファイバー５の先端が固定されており、被検体４の頭内部から散乱しながら外部に戻ってきた信号光を光検出器６に導く。光検出器６は、フォトダイオード又は光電子増倍管などで構成され、入射される信号光を電気信号に変換する。光検出器６により電気信号に変換された信号光は、複数（図示例では２個）の位相検波器（検波器）７に入力される。位相検波器７は光源１ごとに設定された周期を参照してフィルタリングを行い、光源１ごとに対応する信号光の光量をＡ／Ｄ変換器９に出力する。Ａ／Ｄ変換器９は、検出した信号光の光量をディジタルに変換して光計測制御装置１０に出力する。

ここで、被検体４に照射される近赤外光は、酸素化ヘモグロビンと脱酸素ヘモグロビンのそれぞれの量を求めるために、６００〜１２００ｎｍの波長のうちから、２種あるいは３種の波長が混合されて照射される。これらの波長を光検出器６にて弁別して検出可能とするため、複数の光源１からの信号光が重なりを持たないように順次点灯する方法、あるいは各光源１を異なる周波数で点滅させ、その点滅周波数でフィルタリングする方法が採用される。

点滅周波数でフィルタリングする方法の場合、位相検波器７は、光検出器６にて検出する光源１の数だけ用意される。例えば、光検出器６Ａとして、光源１Ａ、１Ｂ，１C、１D、１E、１Ｆのそれぞれ用の合計６個の位相検波器７が用意される。また、光検出器６Bとして、光源１E、１Ｆ、１G、１H、１I、１Jのそれぞれ用の合計６個の位相検波器７が用意される。なお、最大では１つの光検出器６には、例えば８個の位相検波器７が用意される。なお、波長が２種類の場合、及び光源を順次点灯する方法の場合、位相検波器７は必要としない。

光計測制御装置１０は、駆動装置８を介して各光源１の光強度、光検出器６の増幅度、などを制御するとともに、光生体計測の開始から終了までを制御する。光演算装置１１は、A／D変換器９から出力される各光源の検出光量を用いて、被検体４の同一個所を通過する近赤外光の２種あるいは３種のペアから、被検体４内の酸素化・脱酸素ヘモグロビン及び総ヘモグロビンの変化量を計算する。その計算結果の光計測データは、数値あるいは画像化して表示装置であるモニタ１２に表示するとともに、メモリ１３に記憶する。また、刺激呈示装置２１は、被検体４の例えば頭部近くに設けられ、音や映像などにより被検体４に刺激を与える装置である。

一方、脳波計測装置は、被検体４の頭部に設置された脳波電極３０と、脳波受信装置３１と、脳波演算装置３２とを含んで構成されている。脳波受信装置３１は、脳波電極３０により検出された脳波の変化を受信して、図示していないモニタに表示するとともに、脳波演算装置３２に出力する。脳波演算装置３２は、入力される脳波に基づいて、θ波やβ波などの脳波を検出し、それらに基づいて被検体４の体調（例えば、眠気）などの状態を検知する。脳波演算装置３２によって求められたθ波やβ波などの大きさあるいは割合などの演算結果は、刺激呈示装置２１に設けられた結果呈示装置である表示画面２２に出力される。刺激呈示装置２１は、入力されるθ波やβ波などの大きさあるいは割合が設定値を越え、あるいは下回るときに、光計測制御装置１０にトリガ信号２３を出力して、光トポグラフィの計測の停止、ポーズ、開始の制御を行わせるようになっている。

すなわち、光計測においては、刺激呈示装置２１により聴覚又は視覚の刺激を被検体４に与えたタイミングとの関係、例えば刺激付与前後の脳機能の変化を光計測することが要望される。そこで、本実施の形態では、被検体４の状態等に応じて刺激呈示装置２１から出力されるトリガ信号２３によって、光計測制御装置１０は光計測の開始、ポーズ及び停止を制御することができるようにしている。

このように構成される本実施の形態の動作及び使用形態について、以下に詳細に説明する。まず、脳の活動状態を光計測する場合、被検体４の脳の活動状態や運動状態を一定あるいは所望の状態に管理するなど、計測条件を満足する必要がある。以下、光計測条件に応じた計測モードに分けて、本実施の形態の動作及び使用状態を説明する。なお、下記の計測モードは、それぞれ単独で、あるいは複数のモードを適宜組み合わせて動作ないし使用することができる。

（被検体の注意喚起モード）
脳の活動状態を光計測する場合、被検体４の脳の活動状態や運動状態を一定の状態に維持して計測するための例として、被検体４が例えば眠らないように注意を喚起する必要がある。この場合は、図２に示すように、刺激呈示装置２１の表示画面２２に注意喚起の映像を呈示する。同図（ａ）の曲線１０１は、脳波演算装置３２により演算された被検体４の覚醒度の時間変化を示す。同図（ａ）の線１０２は、覚醒度に関する注意喚起のための判定閾値である。覚醒度が、判定閾値を下回る図中のＢ期間の場合、同図（ｂ）に示すように注意喚起のためのランプ１０４を点灯し、判定閾値以上の図中のＡ期間の場合は注意喚起のためのランプ１０４を消灯する。これによって、光計測条件を一定の許容できる範囲内に保持できる。

図３に、覚醒度を脳波演算装置３２において演算し、覚醒度を判定して注意喚起を呈示する手順の一例を示す。図３に示すように、脳波演算装置３２は、脳波受信装置３１から入植される脳波をリアルタイムで計測し（Ｓ１）、サンプリング周期ごとに、直前の一定区間（サンプリング周期）の脳波データをフーリエ変換する（Ｓ２）。次いで、被検体が眠りかけてまどろんでいることが現れる脳波中のθ波（４〜７Ｈｚ成分）の信号強度を求める（Ｓ３）。求めたθ波を必要に応じて覚醒度として刺激呈示装置２１の表示画面２２に表示する。次に、θ波の信号強度が予め設定された判定閾値を超えているか否か判定する（Ｓ５）。超えていない場合は、被検体の注意を喚起するために表示画面２２に注意喚起の表示をする（Ｓ６）。θ波の信号強度が判定閾値を超えている場合は、表示画面２２に注意喚起の表示をしない。

ここで、被検体の注意喚起を促す要因としては、覚醒度のほかに、脳波により計測できるアテンション強度、あるいは後述する筋電信号により計測できる体動などがある。また、注意喚起の方法は、音に対する脳の反応を計測している場合は表示画面２２に映像を表示し、視覚に対する脳の反応を計測している場合は音により行うことが好ましい。さらに、注意喚起は、例えば、アラーム音の強弱や周波数の変化、触覚（温度）の変化、あるいは注意喚起映像や演算結果のグラフなどによる視覚によることができる。

このようにして、脳波の演算結果を刺激呈示装置２１内の表示画面２２に呈示して、眠気やアテンション強度などを被検体４にフィードバックすることにより、脳の所望の活性等を維持した状態、例えば「起きている状態」で、光計測による脳機能計測を行うことができる。その結果、取得した光計測データの無駄を少なくすることができ、光計測の演算負荷を軽減することができる。

なお、図２、３に示した例では、脳波のθ波を用いる場合を説明したが、β波（１４〜３３Ｈｚ）を用いてまったく同様に注意喚起させることができる。すなわち、β波は緊張度が高く、注意力や認識力が高い状態にあることを表し、注意力が必要な事柄を行うときはβ波が出ている。なお、映画やテレビに集中しているときはα波が出ているが、このα波は受身的な注意力であるから、脳機能計測で用いられるアテンションとは異なる。これに対し、β波の注意力は積極的なので、アテンションを評価するにはβ波の変化を用いるのが好ましい。

（脳状態による光計測制御モード１）
一般に、光計測においては光計測データを複数のサンプリング周期に渡って収集し、それらを加算することによって、計測データに含まれるノイズを低減することが行われている。そのために、同一の計測条件における計測時間が長くなり、その間に脳状態が変化すると収集した光計測データが無駄になるおそれがある。そこで、本実施の形態では、脳波演算装置３２から脳波データ３４を光演算装置１１に送り、光演算装置１１において脳の活動状態に応じてサンプリングされる光計測データの取捨選択を可能にしている。

図４（ａ）の曲線１０１は、脳波演算装置３２により演算された被検体４の覚醒度（アテンション強度）の時間変化を示す。同図（ａ）の線１０２は、覚醒度（アテンション強度）に関する注意喚起のための判定閾値である。また、同図（ｂ）の曲線１０５は光演算装置１１により演算された光計測データの時間変化を表している。そして、脳波演算装置３２又は光演算装置１１において、図５に示す処理手順に従ってアテンション強度を判定して、光計測データの取捨選択を行う。まず、任意の計測区間Ａの脳波データをフーリエ変換する（Ｓ１１）。次いで、被検体が眠りかけてまどろんでいることが現れる脳波中のθ波（４〜７Ｈｚ成分）の信号強度を求める（Ｓ１２）。求めたθ波の信号強度が予め設定された判定閾値を超えているか否か判定する（Ｓ１３）。θ波の信号強度が判定閾値を超えている場合は、区間Ａを光計測データの加算区間とし（Ｓ１４）、超えていない場合は、区間Ａを光計測データの加算区間から除き（Ｓ１５）、次の区間に移る（Ｓ１６）。つまり、アテンション強度が判定閾値１０２を超える図４の区間１０６、１０７にサンプリングされた光計測データを加算し、その区間以外の区間の光計測データは加算しないで捨てる。

この場合において、光計測データをメモリ１３に記憶するときは、加算区間１０６、１０７の基点と終点を示すマーカを付記して保存する。また、θ波は眠りかけのまどろんでいる状態であるから、途中で起こさないのであれば、熟睡する可能性もあるので、δ波（１．５〜４Ｈｚ）も評価したほうがよい場合もある。

したがって、この光計測制御モード１によれば、計測条件から外れた光計測データを捨てることができるので、光計測の精度を向上させることができる。また、計測精度向上のための繰り返し計測回数を低減して、実質的な計測時間を短縮できる。

また、図３の例で説明したように、図５のθ波に代えて、β波に基づいてアテンション強度を判定して光計測データの取捨選択を行うことができる。図６に、他の脳波に基づいて光計測データの取捨選択を行う場合の各波形図を例示する。同図（ａ）は脳波の波形図、同図（ｂ）は脳波に含まれる特定周波数帯域の脳波の一例、同図（ｃ）は光計測データの波形の一例をそれぞれ示す。図示のように、特定周波数帯域の脳波が判定閾値１０８を下回るときには光計測データを捨て、他の区間１０９、１０９の光計測データを加算する。

（脳状態による光計測制御モード２）
脳疾患によっては、例えばてんかんのように、何時発症するか不確定な疾患がある。このような脳疾患の発作は、発作の前後の脳状態を観察することが肝要であるが、何時発症するかわからないため、長時間にわたって光計測を行わなければならず、被検体にとっても計測の負担が大きいという問題がある。また、膨大な光計測データを長時間にわたって記憶しなければならず、膨大な記憶容量の記憶装置が必要になる。

そこで、脳波演算装置３２の診断結果により、てんかんの発作が検知されたとき、図１に示すトリガ信号３５を光計測制御装置１０に送る。光計測制御装置１０はトリガ信号３５を受信したとき、その前の一定期間の光計測データをメモリ１３に記憶させる。これにより、メモリ１３の記憶容量を節約できる。また、脳波演算装置３２はてんかん発作の検知を刺激呈示装置２１に送り、表示画面２２にその旨を表示する。

以上説明したように、図１の実施の形態によれば、被検体４に聴覚や視覚などの刺激を与えたときの前後に、被検者４の脳内部の酸素化・脱酸素ヘモグロビン及び総ヘモグロビンの変化量を求めて画像化するなどにより、脳状態の変化を観察して脳機能計測を行うことができる。

特に、脳の所望の活性等を維持した状態、例えば「起きている状態」で、光トポグラフィによる脳機能計測を行うことができる。その結果、取得した光計測データの無駄を少なくすることができ、光計測の演算処理負荷を軽減することができる。

また、計測条件に合致する光計測データを取捨選択して光計測結果を演算していることから、光計測の精度を向上させることができる。
[実施の形態２]
図７に、本発明の生体信号処理装置の他の実施の形態の全体構成図を示す。本実施の形態が図１実施形態と異なる点は、脳波計測装置に加えて、あるいは脳波計測装置に代えて、体動検出装置を結合した点にある。その他の点は、図１実施形態と同一であることから、各部に同一符号を付して説明を省略する。

体動検出装置は、被検体４の頸部などに接触して取り付けられた筋電電極４０と、筋電電極４０により検出された筋電信号を受信する筋電受信装置４１と、筋電受信装置４１により受信された筋電信号に基づいて体動を演算する体動演算装置４２を有して構成されている。体動演算装置４２は、例えば被検体４が頭部を動かしたことを検出し、刺激呈示装置２１の表示画面２２に表示するなどにより、被検体４にフィードバックするようにすることができる。例えば、図８に示すように、脳波１１０の時間変化とともに、体動量１１１の時間変化として波形が表示される。

本実施の形態によれば、脳波の覚醒度（アテンション強度）と同様に、予め設定された体動量の許容値に対応する判定閾値（図２の１０２に相当）と比較して、被検体の注意喚起モード、脳状態による光計測制御モード１、２に相当する動作又は使用態様を実現できる。また、逆に、動いたときの脳の状態を光計測することもできる。

つまり、体動量による被検体の注意喚起モードの場合は、図３の処理手順のように、筋電をリアルタイムで計測し、直前のサンプリング周期の筋電データから体動量を求め、その体動量が判定閾値を超えているか否か判定し、越えている場合は、例えば表示画面２２に「動かないように」などの注意喚起を呈示する。このときの筋電信号１１２と体動量１１３と光計測データ１１４の各波形を図９（ａ）〜（ｃ）に示す。図示のように、筋電信号１１２を積分して得られる体動量１１３が判定閾値１１５を超えたか否か判定し、超えている区間は光計測データを捨て、超えていない区間１１６，１１６については光計測データを加算するようにする。

また、図５の処理手順のように、区間Ａの筋電データから体動量を求め、体動量が判定閾値を超えているか否か判定し、区間Ａの光計測データを加算区間から除き、判定閾値を超えていない場合は区間Ａを加算区間とする処理を区間ごとに行う。これにより、計測条件に合致する光計測データを取捨選択して光計測結果を演算することにより、光計測の精度を向上させることができる。
（体動量による光計測制御モードの特有例）
図１０に、体動特有の計測モードの処理例を示す。乳幼児などの場合は、検査者の合図でタスク（動きなど）を開始してくれない場合がある。この場合は、筋電信号から口や手などの動きを検出し、動きが一定の閾値以上の期間をタスク期間とみなすことができる。ただし、体動が非常に大きく、光計測による脳機能計測が困難な区間は、計測データから除くようにすることができる。すなわち、図１０に示すように、区間Ａの筋電データから体動量を求める（Ｓ２１）。次いで、求めた体動量が第１の判定閾値Ｔａを超えているか否か判定する（Ｓ２２）。超えていれば、区間Ａの光計測データを加算区間から除く（Ｓ２４）。一方、体動量が判定閾値Ｔａを超えていない場合は、第２の判定閾値Ｔｂ（ただし、Ｔａ＞Ｔｂ）を超えているか否か判定する（Ｓ２３）。体動量がＴｂを超えていれば、つまりＴｂ＜体動量＜Ｔａであれば、区間Ａの光計測データを加算区間とする（Ｓ２５）。一方、体動量がＴｂを超えていなければ、ステップＳ２４に移って区間Ａの光計測データを加算区間から除く。これらの処理を終了後、次の区間に移る（Ｓ２６）。

なお、図１０のステップＳ２１に変えて筋電をリアルタイムで計測して体動量を求め、ステップＳ２４、Ｓ２５に変えて、Ｔｂ＜体動量＜Ｔａのときは、乳幼児が好きな画像を刺激呈示装置２１の表示画面２２に表示し、体動量＞Ｔａかつ体動量＜Ｔｂのときは、乳幼児が好きでない画像を表示画面２２に表示することができる。すなわち、体動を現状で維持させるためには、乳幼児が好きな画像を表示する。体動を抑えたい場合は、スローテンポのアニメーションを、体動を上げたい場合はアップテンポのアニメーションであって、比較的好きでない画像を表示する。
[実施の形態３]
図１１に、本発明の生体信号処理装置のさらに他の実施の形態の全体構成図を示す。本実施の形態が図１実施形態と異なる点は、開眼モニタ５０を設けたことにある。その他の点は、基本的に図１実施形態と同一であることから、各部に同一符号を付して説明を省略する。

脳波のうちのα波の量は、開眼により減少することから、α波の計測精度を向上させるためには目が開かれているときと、閉じられているときで、α波の計測値の評価を変える必要がある。特に、乳幼児の脳機能を計測するときに必要になる。そこで、本実施の形態では、目の開閉状態を検出する開眼モニタ５０を設け、開眼モニタ５０の検出信号５１を脳波演算装置３２に入力するようにしている。

開眼モニタ５０は、例えば、ＣＣＤカメラなどにより眼球の画像をリアルタイムで撮影し、黒目の面積を評価関数にして、開閉度合を検出する。つまり、図１２（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示すように、目を閉じた状態から、半分開いた状態、全開の状態など、開眼状態を複数の段階に分け、各状態におけるα波の強度を予め計測した複数のデータに基づいて、同図（ａ）に示す較正曲線１２０を予め設定しておく。

これによって、本実施の形態によれば、脳波演算装置３２において開眼状態に応じてα波を較正できるから、α波の計測精度を向上できる。その結果、刺激呈示装置２１により呈示する呈示内容を適切なものとすることができる。

なお、図示していないが、図１と同様に、脳波演算装置３２から脳波データ３４を光演算装置１１に送り、前述の光計測制御モード１、２の制御に反映させることができる。また、脳疾患の発作等の検出信号に基づいてトリガ信号３５を光計測制御装置１０に出力するようにすることもできる。
[実施の形態４]
ここで、図１又は図１１に示した実施形態の生体信号処理装置においては、光計測と脳波計測に計測原理の相違があることから、計測制御の協調を図ることが好ましい。すなわち、光計測及び脳波計測はいずれも刺激に対する脳機能の変化を計測するが、計測値の精度を向上させるために、１回の刺激に対して複数回のサンプリングデータを加算する。

しかし、計測原理の相違から、図１３に示すように、脳波計測に用いる典型的な誘発電位計（ＥＲＰ）の場合は、刺激を与える間隔（刺激間隔）が例えば０．１〜１秒間隔で、必要な加算回数は２０〜２００回であるのに対し、光計測の場合は、刺激間隔が１５〜３０秒間隔で、必要な加算回数は５〜１０回である。つまり、脳波の場合は刺激を与えてから数１０ｍ秒で反応を検知できるのに対し、血中ヘモグロビンの濃度変化を計測する光計測の場合は、刺激を与えてから血液状態が変化するのに１０〜１５秒以上の時間がかかることに起因する。

そこで、本実施の形態では、図１４に示すように、刺激期間Ｓとレスト（休止）期間Ｒとを交互に繰り返して計測する場合に、１つの刺激１３０を刺激間隔１秒で繰り返し与えながら、脳波計測を１００回加算可能で、光計測を１刺激呈示期間２０秒を５回加算可能に設定する。これにより、光計測と脳波計測との協調をとることができる。この協調計測は、図１５に示したサンプリングパルス生成手段により実現できる。つまり、同図に示すように、クロックパルス発生器６０から発生するクロックパルスを、第１の分周器６１により脳波計測に適したクロックパルスに分周して脳波計測用のサンプリング器６２に供給する。また、第１の分周器６１により分周されたクロックパルスをさらに第２の分周器６３で分周して光計測用のサンプリング器６４に供給する。これにより、図１６に示すように、サンプリング器６４とサンプリング器６２からは、それぞれサンプリングパルス１３１、１３２が出力され、光計測データと脳波データが設定されたタイミングでサンプリングされる。

図１７に、計測協調制御の他の実施の形態を示す。本実施の形態は、光計測用刺激と脳波計測用刺激を同じものを利用し、光計測と脳波計測ごとに１回ずつ刺激を加える。光計測１３５の刺激時間は最小とし、１回の刺激に対する反応を計測する。脳波計測１３６の刺激は光計測１３５と光計測１３５との間にも刺激を加えて、計測回数を増やす。光計測の刺激の前後は必要なレスト時間を確保する。

このように、光計測と脳波計測との計測の協調を図ることにより、両者の計測特性を損なうことなく短時間で、光計測と脳波計測による脳機能計測の対応付けを行うことができ、脳科学及び脳医学の進歩に寄与することができる。

本発明の生体信号処理装置の一実施の形態の全体構成図である。 脳波による注意喚起の刺激呈示を説明する図である。 脳波による注意喚起の処理手順のフローチャートである。 脳波による光計測の制御を説明する図である。 脳波による光計測の処理手順のフローチャートである。 脳波による光計測の制御を説明する図である。 本発明の生体信号処理装置の他の実施の形態の全体構成図である。 脳波と体動の関係を説明する図である。 筋電信号と体動量と光計測との関係を説明する図である。 体動による光計測の処理手順のフローチャートである。 本発明の生体信号処理装置のさらに他の実施の形態の全体構成図である。 開眼の度合とα波との関係を説明する図である。 光計測と脳波計測の計測特性の違いを説明する図である。 光計測と脳波計測の一実施の形態の計測タイミングを示すタイムチャートである。 光計測と脳波計測のサンプリングパルス生成手段の構成図である。 図１５のサンプリングパルス生成手段により発生されるサンプリングパルスのタイムチャートである。 光計測と脳波計測の他の実施の形態の計測タイミングを示すタイムチャートである。

符号の説明

１ 光源
２ 光結合器
４ 被検体
６ 光検出器
７ 検波器
１０ 光計測制御装置
１１ 光演算装置
１２ モニタ
１３ メモリ
２１ 刺激呈示装置
２２ 表示画面
２３ トリガ信号
３０ 脳波電極
３１ 脳波受信装置
３２ 脳波演算装置
３３ 脳波データ
３４ 脳波データ
３５ トリガ信号

Claims (7)

1. 被検体の頭部に照射した光の透過光又は反射光を計測し、該光計測データに基づいて頭部内の光学特性を求める光計測装置と、前記被検体に聴覚、視覚又は触覚の刺激を付与する刺激呈示装置とを備えてなる生体信号処理装置であって、前記光計測データ以外の前記被検体の活動に相関する生体信号を計測する生体活動計測装置を設け、前記刺激呈示装置は、前記生体活動計測装置により計測された生体信号に基づいて前記刺激の内容を制御することを特徴とする生体信号処理装置。
2. 前記生体活動計測装置は、前記被検体の脳波を計測する脳波計測装置であり、前記刺激呈示装置は、前記脳波計測装置から出力されるθ波又はβ波の強度に応じて前記刺激の内容を制御することを特徴とする請求項１に記載の生体信号処理装置。
3. 前記生体活動計測装置は、前記被検体の筋肉の動きを計測する体動計測装置であり、前記刺激呈示装置は、前記体動計測装置から出力される体動量に応じて前記刺激の内容を制御することを特徴とする請求項１に記載の生体信号処理装置。
4. 被検体の頭部に照射した光の透過光又は反射光を計測し、該光計測データに基づいて頭部内の光学特性を求める光計測装置と、前記被検体に刺激を付与する刺激呈示装置とを備えてなる生体信号処理装置において、前記被検体の活動に相関する前記光計測データ以外の生体信号を計測する生体活動計測装置を設け、前記光計測装置は、前記生体活動計測装置により計測された生体信号が予め設定した計測条件に合致する前記光計測データを選択して前記光学特性を求めることを特徴とする生体信号処理装置。
5. 前記生体活動計測装置は、前記被検体の脳波を計測する脳波計測装置であり、前記光計測装置は、前記脳波計測装置から出力されるθ波又はβ波の強度が予め設定した計測条件に合致する前記光計測データを選択することを特徴とする請求項４に記載の生体信号処理装置。
6. 前記生体活動計測装置は、前記被検体の筋肉の動きを計測する体動計測装置であり、前記光計測装置は、前記体動計測装置から出力される体動量が予め設定した計測条件に合致する前記光計測データを選択することを特徴とする請求項４に記載の生体信号処理装置。
7. 前記被検体の目の開眼度合を計測する開眼検出装置を設け、前記脳波計測装置は、開眼度合に応じて計測したα波を較正することを特徴とする請求項２又は５に記載の生体信号処理装置。

Images