JPH0998972A

JPH0998972A - 生体光計測装置及び画像作成方法

Info

Publication number: JPH0998972A
Application number: JP7259796A
Authority: JP
Inventors: Atsushi Maki; 敦牧; Yuichi Yamashita; 優一山下; Hideaki Koizumi; 英明小泉; Fumio Kawaguchi; 文男川口; Yoshitoshi Ito; 嘉敏伊藤
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1995-10-06
Filing date: 1995-10-06
Publication date: 1997-04-15

Abstract

(57)【要約】（修正有）【解決手段】複数の異なる周波数で強調変調された複
数波長の光を、生体表面の複数照射位置より照射し、生
体表面の異なる位置により、各波長及び各照射位置のそ
れぞれに対応する生体通過光強度の時間変化を計測し、
各検出点で検出される複数波長の生体通過光強度から、
生体中の吸収体濃度変化を求め、更に入射点と各検出点
の中点に通る垂線上に計測点を設定することにより、生
体機能を画像化する。【効果】光照射手段の被検体への光照射位置及び受光
手段の位置によって、位置情報がほぼ一義的に決定され
るので、画像として表示するための信号処理が簡単かつ
高速に行える。また、受光手段の位置が光照射位置から
１０〜５０ｍｍ程度の近くで、通過光を利用することに
なり、１００から２００ｍｍ程度の生体を透過した光に
比べ約６桁以上の検出強度が充分に得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体光計測装置及
びその装置における画像作成方法、すなわち、生体内部
の情報を光を用いて測定し、測定結果を画像化する生体
光計測装置及び画像作成方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】生体内部を簡便かつ生体に害を与えずに
測定する装置もしくは方法が臨床医療で望まれている。
この要望に対し、光を用いた計測は非常に有効である。
その第一の理由は、生体内部の酸素代謝機能は生体中の
特定色素（ヘモグロビン、チトクロームaa３、ミオグロ
ビン等)、すなわち、光吸収体の濃度に対応し、この特
定色素濃度は光(可視から近赤外領域の波長)吸収量から
求められるからである。第二の理由は、光は光ファイバ
によって吸いが簡便であるからである。第三の理由は、
光計測は、安全基準の範囲内での使用により生体に害を
与えないことが挙げられる。

【０００３】このような光を用いた生体計測の利点を利
用して、可視から近赤外の波長の光を生体に照射し、照
射位置から１０−５０ｍｍ程度離れた位置での反射光か
ら生体内部を測定する装置が、例えば、公開特許公報、
特開昭６３−２７７０３８号、特開平５−３００８８７
号等に記載されている。また、厚さ１００−２００ｍｍ
程度の生体を透過した光から酸素代謝機能のＣＴ画像を
計測する装置すなわち光ＣＴ装置が、例えば公開特許公
報、特開昭６０−７２５４２号、特開昭６２−２３１６
２５号に記載されている。

【０００４】従来の生体光計測装置として、動脈中の走
素飽和度を計測するオキシメータ（特開昭５５−２４０
０４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、還元ヘモグロビン(Ｈｂ)と酸化ヘモグロビン
(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。

【０００５】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を
計測するものである。

【０００６】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。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】

（第１の課題）生体の機能を解析するために、生体に対
して負荷をかけた時の血液動態と無負荷時の血液動態と
の差から、負荷に起因する血液動態の変化を計測する場
合がある。

【０００８】無負荷時の血液動態は常に一定ではなく経
時的な変化が存在する。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１に示す。図１に示されているように、計測系の
揺らぎは０.３％程度にすぎないのに、生体通過光強度
は周期成分を含みながら全体としては不規則に大きく変
動している。この通過光強度の揺らぎは、生体中の血液
動態の変化に由来するものである。

【０００９】この様に被検者が安静にしていても、通過
光強度信号に不規則な信号変化が表れるため、計測開始
時の通過光強度を基準値として処理をすると、負荷に起
因する血液動態の変化を計測信号から分離することは困
難である。さらに、このことが原因となり、表示装置に
表示される計測信号あるいは計測信号から演算される血
液動態の時間変化が、生体自身のもつ揺らぎから来る変
動であるのか負荷を加えたことによる変動であるのかを
観察者が判断することができない。従って、従来技術に
よると、計測開始時の通過光強度を基準値として処理し
ていたためこの基準値にするために被検者を安静にし、
信号が安定するまで長時間待たなければ計測ができない
という問題があった。

【００１０】（第２の課題）従来ずがい骨の下の大脳皮
質を発生・受光素子とファイバにより光点光測すること
は知られていたが、皮ふ組織や骨組織のような保護組織
におわれている血液状態を像として、すなわち計測点を
複数有し計測することについては何等開示も示唆もなか
った。たとえば局所的に酸素代謝が変化した場合、どの
位置で変化したかを検出することは困難であった。

【００１１】光信号を抽出するために計測時間すなわち
計測の積算回数を増加させる必要も生じる。その結果、
計測時間が長くなり、被検体へ精神的負担を与えるだけ
ではなく、装置の稼働効率が低下してしまう。

【００１２】本発明は、従来技術のこれらの問題を解決
するものである。

【００１３】（第３の課題）従来技術においては、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、従来の技術では、生体の全
体的な変化に由来する血液動態の変化であるか又は生体
の局所的な変化に由来する血液動態の変化であるかが区
別できなかった。

【００１４】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。

【００１５】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脳における機能部位の
血液量あるいは酸素飽和度が局部的に変化する。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
変化を局所的に計測することができれば、脳の機能部位
の働きを詳細に調べることができ、医学的に非常に重要
である。

【００１６】例えば図１中の通過光強度の揺らぎは、生
体中の全体的な血液動態信号は揺らぎを伴い局所の血液
動態のみが変化してもその信号は揺ぎの中に埋没するた
め区別することは困難である。

【００１７】本発明の目的は以上の課題を解決し、簡易
な検出器を用い、さらに短時間での計測で、生体機能の
状態を画像化する生体計測装置及びその装置を用いて計
測結果を画像化する方法を実現することである。

【００１８】さらに、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から局所的な血液動
態変化を分離区別して計測することを目的とする。

【００１９】

【００２０】

【課題を解決するための手段】

（第１の課題に対して）負荷に起因する血液動態の変化
を計測する場合、生体に負荷を印加しない時間（無負荷
時間）と生体に負荷を印加する時間（負荷時間）を交互
に与えて計測を行なう。ここで、生多光計測装置で計測
される信号（計測信号）をＳｍ(ｔ)、無負荷時の血液動
態の変化に起因する信号（無負荷信号）をＳｕ(ｔ)、加
負荷時の血液動態の変化に起因する信号（負荷信号）を
Ｓｌ(ｔ)とすると、計測信号Ｓｍ(ｔ)は次の数１で表わ
される。ここでｔは計測時間である。

【００２１】

【数１】Ｓｍ（ｔ）＝Ｓｔｒ（ｔ）＋Ｓｌ（ｔ）数１本発明においては、計測信号Ｓｍ(ｔ)より、無負荷時間
における信号を抽出して無負荷信号を表わす関数Ｓtr
(ｔ)（予測無負荷信号）を予測し、計測信号Ｓmｍ(ｔ)
と予測無負荷信号Ｓtr(ｔ)の差から負荷信号Ｓｌ(ｔ)を
求める。さらに、求められた計測信号と予測した無負荷
信号を同時に表示することにより、計測信号の変動が負
荷による変動であるのか、無負荷時の生体由来の揺らぎ
から来るものであるかの判断を容易にする。

【００２２】関数Ｓtr(ｔ)の決定は、不定係数を有する
任意関数をキーボード等から計算機に入力し、その関数
が無負荷の信号に最適にフィットするように最小二乗法
等で不定係数を決定することにより行うことができる。
また、負荷信号Ｓl(ｔ)は生体から負荷を除去しても直
ちにゼロにはならないため、負荷時間に続いて所定の緩
和時間を設定し、この緩和的間を含まない無負荷時間の
計測時間を用いて関数Ｓtr(ｔ)を決定するようにすれ
ば、より高精度に関数Ｓtr(ｔ)を決定することができ
る。

【００２３】前記関数Ｓtr(ｔ)は、複数の負荷時間、例
えば全計測時間を１つの関数でカバーするように決定す
ることもできるし、各負荷時間のみをカバーするように
個々の負荷時間毎に決定することもできる。個々の負荷
時間の前後の計測信号Ｓｍ(ｔ)を用いて各負荷時間に対
して関数Ｓtr(ｔ)を求める方法によると高い予測精度が
得られる。

【００２４】（第２の課題に対して）上記目的を達成す
るため、本発明の生体計測装置は、被検体に可視から近
赤外領域の波長の光を照射する複数の光照射器と、上記
光照射器から照射され、被検体内部で通過された光を検
出する複数の受光器と、上記受光器で検出された信号を
複数の受光器毎にかつ経時的に記憶するメモリと、上記
メモリに記憶された信号を用いて複数の計測点の計測対
象の信号に変換する演算器と、上記演算器の出力推定測
定点の測定位置での信号を演算して求め二次元表示面に
強度信号として表す画像として表示する画像作成部を設
けた。特に、上記複数の光照射器のそれぞれは波長のこ
となる複数の光源と、上記複数の光源の光を互いに異な
った周波数で変調する変調器と、変調された複数の光を
照射位置に導く導波器とからなり、上記複数の受光器の
それ溝側は上記波長の異なる複数の光源からの光の強度
を分離する分離器をもつ。

【００２５】推定計測位置とは、光照射器と受光器との
中間部に存在するもので、より具体的に説明すると厳密
な推定計測位置とは、光照射器によって照射された生体
表面位置から垂体の受光表面位置までの中間部位となる
ものである。しかし、ここでの光照射器と受光器とは距
離が接近しているため、実質的にはこの光照射器の中心
と受光器との間の距離の中間に置きかえても特に問題と
ならない。更に、この中間位置を求める１つの方法とし
て生体に光照射器から光を照射し、光照射器と対称に位
置に配置された２つの受光器で信号を検出する。その信
号の差分信号をとり、差分信号と力が零レベルになるよ
うに２つの受光器を調整して受光器の位置決めを行って
得られた受光器の位置と光照射器との中間位置が推定計
測位置として求めることができる。

【００２６】前述の記載を整理すれば、上記生体計測装
置を用いて、生体内部の機能を計測する場合、上記複数
の光照射手段の光照射位置を被検体の測定部に分布して
配置し、かつ分布して配置された光照射位置のそれぞれ
の周辺部に上記複数の受光手段の受光部を複数個配置
し、上記複数の受光手段で検出された光信号を上記光の
照射位置と検出位置との中点で、かつ生体表面に対する
生体内部への垂線上の任意の信号を推定計測点として設
定する。何故なら、光照射位置から照射された後検出位
置に到達する光密度の空間特性は、表面近傍においては
表面より散逸する光があるため、照射位置及び検出位置
の真下の密度が高いが、光照射位置と検出位置との間の
距離と生体の光散乱特性とにより決定される任意の深さ
を越えると、照射位置と検出位置との中間位置でも最も
密度が高くなるため、結果的にこの中間位置での感度が
最も高くなるからである。上記推定計測点及び上記計測
点に対応した検出された光信号強度を２次元画像上に表
示する。また、トポグラフィ画像として表示する場合
に、測定されていない位置の信号を上記推定計測点の補
間信号によって得るようにしてもよい。

【００２７】上記被体が生体である場合、上記照射位置
と検出位置との距離は１０から５０ｍｍ程度が望まし
い。ここでの最大距離を決める要因は輝時光の強度と生
体での減衰に関って決まる。

【００２８】（第３の課題に対して）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実質的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差分をとることによ
り、共通に変動する生体ゆらぎ成分を除去できて片側受
光器の微少な変化を感度よく検出できることを特徴とす
る。上記２箇所の検出位置が見出せない場合は、光照射
位置を変位せしめ検出位置を見出すことが出来る。すな
わち聴心器のように所望計測位置を探すことができる。

【００２９】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の検出位置に真過刑通過光強度信号を差動増幅によ
り、増幅し検出する。

【００３０】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。

【００３１】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。

【００３２】本発明は計測の位置の情報は光照射手段の
被検体への光照射位置及び受光手段の位置によってほぼ
一義的に決定されるので、画像として表示するための信
号処理が簡単かつ高速に行える。また、受光手段の位置
が光照射位置から１０〜５０ｍｍ程度の近くで、通過光
を利用することになり、１００から２００ｍｍ程度の生
体を透過した光に比べ約６桁以上の検出強度が充分に得
られる。そのため、簡易な光検出器で、かつ、短い時間
での計測が可能となる。

【００３３】例えば、計測対象（被検体）を頭部として
場合、照射位置と検出位置が距離が少なくとも３０ｍｍ
であれば、検出光は皮膚及び頭蓋骨を通過して脳の表面
部、すなわち大脳皮質に到達していることが知られてい
ることが、例えば、パトリック・ダブリュ・マコーミッ
ク（Patric W. McCormic)他による「赤外光の大学内浸
透(Intracerebral penetration of infrared ligh
t)」，１９９２年２月発行のジャーナルオブニューロサ
ージェリ、第７６巻、第３１５−３１８項（J Neurosur
g., 76,315 (1992))により報告されている。また、照射
及び検出位置の中点から生体表面に対する生体内部への
垂線上の位置での情報が、このような位置で検出された
光には最も多く含まれていることが、生体中の光伝播特
性から知られている。この特性として例えば、シェカオ
・フェン（Shechao Feng）他による「多重散乱媒体中で
の光子移動路分布のモンテカルロシミュレーション（Mo
nte Carlo simulation of photon path distribution i
n multiple scattering media)」、１９９３年エス・ピ
ィ・アイ・イー発行の会議録第１８８８巻、ランダム媒
体及び生体組織における光子移動と画像、第７８−８９
項（SPIE, Proceedingsof photon migration and imagi
ng in random media and tissues, 1888, 78(1993))に
より報告されている。

【００３４】本発明の生体光計測装置では、多数位置の
測定を行うには、多数の光照射手段と受光手段を必要と
するが、後述の実施例に示すように、部分的位置の測定
には、効果があり、複数の計測点に対して得られた計測
結果を、各計測点ごとに補間する簡単な演算処理で高速
に画像が得られる。

【００３５】

【発明の実施の形態】

（実施例１）以下、本発明の実施例について説明する。

【００３６】図２は、本発明による生体光計測装置の一
実施例の構成を示す。本実施例は、生体光計測装置を、
脳機能に伴う血液動態変化（酸化及び還元ヘモグロビン
濃度の相対変化量）の計測に適用した例である。脳の特
定部位は生体の特定機能（例えば指等身体の一部を動か
す等）の制御に関連しており、その特定機能を動作する
ことで、脳の特定部位の血液動態が変化する。上記特定
機能が動くような負荷、例えば、指を動かす等を加え、
血液動態変化を計測し、脳の部位を表す２次平面画像に
等高線図として表示することが本実施例の１つとして生
体光計測装置を用いて行うこともできる。

【００３７】図２に示すように、本実施例は、波長の異
なる複数の光源２ａ〜２ｄ（光源２ａと２ｃ及び光源２
ｂと２ｄはそれぞれ可視から近赤外領域の同波長）と、
上記複数の光源２ａ及び２ｂ（２ｃ及び２ｃ）の光をそ
れぞれ互いに異なった周波数の発振器１ａ及び１ｂ（１
ｃ及び１ｄ）で強度変調する変調器と、強度変調された
光をそれぞれ光ファイバー３ａ及び３ｂ（３２ｃ及び３
ｃ）を通して結合する結合器４ａ（４ｂ）からの光を光
ファイバー５ａ（５ｂ）を介して被検体である被検者６
の頭皮上の異なる位置に照射する複数の光照射手段と、
上記複数の光照射手段の光照射位置の近くに上記光照射
位置から等距離（ここでは３０ｍｍとする）の位置に先
端が位置するように複数の光検出用光ファイバー７ａ〜
７ｄ及び光検出用光ファイバー７ａ〜７ｄのそれぞれに
設けられた光検出器８ａ〜８ｆからなる複数の受光手段
とが設けられている。６本の光検出用光ファイバー７ａ
〜７ｆで、生体通過光を光ファイバーに集光し、それぞ
れ光検出器８ａ〜８ｆで生体通過光が光電変換される。
上記受光手段は被検体内部で反射された光を検出し電気
信号に変換するもので、光検出器８としては光電子増幅
倍管やフォトダイオードに代表される光電変換素子を用
いる。

【００３８】光検出器８ａ〜８ｆで光電変換された生体
通過光強度を表わす電気信号（以下、生体通過光強度信
号とする）は、それぞれロックインアンプ９ａ〜９ｈに
入力される。ここで、光検出器８ｃ及び８ｄは、光ファ
イバー５ａ及び５ｂの両方から等距離にある光検出光フ
ァイバー７ｃ及び７ｄで集光される生体通過光強度を検
出しているため、光検出器８ｃ及び８ｄからの信号を２
系統に分離し、ロックインアンプ９ｃと９ｅ及び９ｄと
９ｆに入力される。ロックインアンプ９ａ〜９ｄには発
振器１ａ及び１ｂ、そして、ロックインアンプ９ｅ〜９
ｈには発振器１ｃ及び１ｄからの強度変調周波数が参照
周波数として入力されている。従って、ロックインアン
プ９ａ〜９ｄからは光源２ａ及び２ｂに対する生体通過
光強度信号が分離されて出力され、ロックインアンプ９
ｅ〜９ｈから光源２ｃ及び２ｄに対する生体通過光強度
信号が分離されて出力される。

【００３９】等高線表示の一例としては、ロックインア
ンプ９ｅ〜９ｈの出力である分離された各波長毎の通過
光強度信号をアナログ−デジタル変換器１０でアナログ
−デジタル変換した後に、計算機１１の内部又は計算機
１１の外部にある記憶装置１２に格納する。計測中ある
いは終了後、計算機１１は上記記憶装置に記憶された通
過光強度信号を使用して、各検出点の検出信号から求め
られる酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変化量を演
算し、複数の計測点ｍの経時情報として記憶装置１２に
格納する。上記演算については後で詳しく説明する。計
算機１１は上記記憶手段１２に記憶された信号をＣＲＴ
等の表示装置１３の表示信号に変換し、表示装置１３に
表示する。上記表示信号は測定位置を被検体の表示平面
の座標に変換し、その座標位置の強度信号（酸化又は還
元ヘモグロビン濃度の相対変化量）等高線表示する信号
とする。

【００４０】本実施例による生体光計測装置を用いるこ
とで、生体中の酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変
化量を簡易かつ高速に計測することができる。光入射点
（光照射位置）及び光検出点を増やす構成は、光源の強
度変調周波数及び光源及び光検出器及びロックインアン
プを増やせば良いので拡張は容易である。本生体光計測
装置を用いると、分光及び光照射位置は強度変調周波数
で分離することが可能であるため、光照射位置を増加し
た場合でも、各光照射位置での照射光の波長数が計測さ
れる吸収体数と同数あれば良く、特に光照射位置毎に照
射光の波長を換える必要はない。従って、用いる照射光
の波長数が少なく、波長によって異なる散乱の影響によ
る誤差を小さくすることができる。

【００４１】図３は、生体光計測装置を使用した本発明
による画像作成方法の一実施例を特明するための図で、
上記方法における光入射点、光検出点及び計測点の関係
を示す。本実施例の画像作成方法は、被検者の頭部にお
ける酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変化量の画像
を作成する方法で、被検者の右手指の運動機能に関与し
ている左側頭部に各４点の入射及び検出点を設けて生体
通過光強度を計測し、右手指の運動と左手指の運動を負
荷として与えた場合の測定結果を画像化する方法であ
る。

【００４２】図３に示すように、被検者１６の左側頭部
に光入射点１７ａ〜１７ｄと検出点１８ａ〜１８ｄを配
置した。ここで、各光入射点と各検出点の対応関係は、
１７ａ−１８ａ、１７ａ−１８ｂ、１７ｂ−１８ａ、１
７ｂ−１８ｂ、１７ｂ−１８ｃ、１７ｂ−１８ｄ、１７
ｃ−１８ｂ、１７ｃ−１８ｃ、１７ｄ−１８ｃ、１７ｄ
−１８ｄの１０組ある。また、各対応する光入射点と検
出池の距離は３０ｍｍである。さらに、各検出点の計測
信号から求められる酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相
対変化量の時間変化は、前記シェカオ・フェン(Shechao
Feng)他による「多重散乱媒体中での光子移動路分布の
モンテカルロシミュレーション(Monte Carlo simulatio
n of photon path distribution in multiple scatteri
ng media)」、に記載されているように、各対応する入
射点と検出点の中間の情報を最も多く反映しているの
で、推定計測点１９ａ〜１９ｊを各入射点と検出点の対
応関係の中心に設定する。推定計測点１９ａ〜１９ｊの
情報を求め、その情報も大きさを図３に示すような二次
元平面に等高線、濃淡、色識別図として表示する。

【００４３】次に、本発明による上記各光検出点におけ
る計測信号から各ヘモグロビン濃度の相対変化量、すな
わち生体の特定機能（例えば指等身体の一部を動かす
等）が動作することによる脳の特定部位のヘモグロビン
濃度の変化を求める方法の一実施例について説明する。

【００４４】図４は、図３の上記実施例における生体光
計測装置の検出点１８ａ〜１８ｄの１つの点における計
測信号１４と計測信号１４から求められる予測無負荷信
号１５の経時変化を表すグラフである。グラフの横軸は
計測時間を表わし、縦軸は相対濃度変化量を表わしてい
る。予測無負荷信号１５は、計測信号１４から、負荷を
与えた時間（酬荷時間）Ｔｔと負荷後信号が元に戻るま
での時間（緩和時間）Ｔ２における信号を除き、負荷前
時間Ｔ１と負荷後時間Ｔ３における計測信号１４に対し
て任意関数を最小二乗法を用いてフィッティングし求た
ものである。本実施例では、任意関数を２次の線形多項
式、各時間はＴ１＝４０秒，Ｔ２＝３０秒，Ｔｔ＝３０
秒，Ｔ３＝３０秒として処理している。

【００４５】図５は、１つの計測点における酸化及び還
元ヘモグロビンの濃度の相対変化量（以下、それぞれΔ
Ｃｏｘｙ（ｔ）信号２０及びΔＣｄｅｏｘｙ（ｔ）信号
２１とする）の時間変化を表わすグラフである。グラフ
の横軸は計測時間を表わし、縦軸は相対濃度変化量を表
わしている。また、斜線で示した時間が負荷印加時間
（右手指の運動期間）である。上記相対変化量は図４に
表示される２波長の計測信号１４と予測無負荷信号１５
から、酸化及び還元ヘモグロビン（ＨｂＯ₂，Ｈｂ）の
濃度の負荷印加による相対変化量を以下の演算処理で求
める。

【００４６】波長λにおける予測無負荷信号Ｓｔｒ
（λ，ｔ）と光源強度Ｉｏ（λ）の関係は、生体中での
光減衰を散乱と吸収に分離することで、以下の数２で示
される。

【００４７】

【数２】 −Ｌｎ{Ｓtr(λ，ｔ)／Ｉ０(λ)} ＝εoxy(λ)・Coxy(t)・d＋εdeoxy(λ)・Cdeoxy(t)・ｄ＋A(λ)＋S(λ)…数２ここで、 εoxy(λ)：波長λにおける酸化ヘモグロビンの吸収係
数 εdeoxy(λ)：波長λにおける還元ヘモグロビンの吸光
係数Ａ(λ)：波長λにおけるヘモグロビン以外による吸収に
よる減衰Ｓ(λ)：波長λにおける散乱による減衰 Coxy(ｔ)：計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビン濃度 Cdeoxy(ｔ)：計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度ｄ：生体内での（注目領域における）実効的光路長である。

【００４８】また、計測信号Ｓｍ（λ，ｔ）と光源強度
Ｉ０（λ）の関係は、以下の数３で示される。

【００４９】

【数３】 −Ｌｎ{Ｓｍ(λ，ｔ)／Ｉ０(λ)} ＝εoxy(λ)・{Coxy(t)＋C′oxy(t)＋Noxy(t)}・d ＋εdeoxy(λ)・{Cdeoxy(t)＋C′deoxy(t)＋Ndeoxy(t)}・d＋A′(λ)＋S′(λ)… 数３ここで、 C′oxy(t)：計測時間ｔにおける負荷印加による酸化ヘ
モグロビン濃度の変化 C′deoxy(t)：計測時間ｔにおける負荷印加による還元
ヘモグロビン濃度の変化 Noxy(t)：雑音又は計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビ
ン濃度の高周波揺らぎ Ndeoxy(t)：雑音又は計測時間ｔにおける還元ヘモグロ
ビン濃度の高周波揺らぎここでは、Ａ(λ)及びＳ（λ）
が負荷を印加した状態と印加しない状態で変化しないと
すれば、すなわち、負荷により生じる計測信号変化は酸
化及び還元ヘモグロビン濃度の変化のみによるとすれ
ば、数２及び数３の差分は以下数４で示される。

【００５０】

【数４】Ｌn{Str(λ,ｔ)/Ｓm(λ,t)}＝εoxy(λ){C′oxy(t)＋Noxy(t)}d ＋εdeoxy(λ){C′deoxy(t)＋Ndeoxy(t)}d…数４ここで、負荷による酸化及び還元ヘモグロビン濃度相対
変化量の時間変化をそれぞれΔＣｏｘｙ（ｔ）、及びΔ
Ｃｄｅｏｘｙ（ｔ）で表し、以下の式で定義する。

【００５１】

【数５】 ΔCoxy(t)＝{C′oxy(t)＋Noxy(t)}d ΔCdeoxy(t)＝{C′deoxy(t)＋Ndeoxy(t)}d …数５ここで、普通ｄを特定することは困難であるため、これ
らの濃度変化量の次元は濃度と距離ｄの積となってい
る。

【００５２】しかし、数５で距離ｄはΔＣoxyとΔＣdeo
xy同様に作用するため、数５を各ヘモグロビン濃度の相
対変化量とする。計測に二波長用いると、得られる数４
は、ΔＣoxy（ｔ）及びΔＣdeoxy（ｔ）に対する二元連
立方程式となり、各波長毎の予測無負荷信号Ｓｔｒ
（λ，ｔ）及び計測信号Ｓｍ（λ，ｔ）から、ΔＣoxy
（ｔ）及びΔＣdeoxy（ｔ）が求まる。さらに、負荷時
間及び緩和時間以外におけるΔＣoxy（ｔ）及びΔＣdeo
xy（ｔ）が表わすものは、Ｃ’oxy（ｔ）＝０，Ｃ’deo
xy（ｔ）＝０とおけるので、雑音もしくは生体起因の酸
化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモグロビンの高周波揺ら
ぎを表わしていることになる。上述処理によって時間０
〜１４０秒にわたって求めたものが図４のΔＣｏｘｙ
（ｔ）信号２０及びΔＣｄｅｏｘｙ（ｔ）信号２１であ
る。

【００５３】図６及び図７は、それぞれ被検者の左手指
及び右手指の運動を負荷として、上記各計測点の酸化ヘ
モグロビン濃度の相対変化量の時間変化から作成した等
高線画像（トポグラフィ画像）を示す。トポグラフィ画
像を作成する方法は、負荷印加時間（図５の斜線期間）
中の相対変化量ΔＣｏｘｙ（ｔ）信号２０の時間積分値
（時間平均値でもよい）を計算機１１で計算し、各計測
点間の値はＸ軸方向及びＹ軸方向に線形に補間して作成
したものである。トポグラフィ画像としては、図６及び
図７に示すような等高線の他に、白黒濃淡画像、色彩に
よる識別表示してもよい。図６及び図７の画像の比較か
ら、明らかに右手運動時に特定の位置において酸化ヘモ
グロビン濃度が増加していることがわかる。この様な空
間的分布の情報を画像として表示することにより計測結
果の認識を迅速かつ容易にしている。また、図６及び図
７に示した画像は、負荷印加時間中の濃度相対変化量の
時間積分値で作成したが、同一計測時間毎の各計測点の
酸化ヘモグロビン濃度の相対変化量によって同様にトポ
グラフィ画像を作成することも可能である。前記作成し
た複数のトポグラフィ画像を、計測時間の順に従って表
示あるいは動画として表示すれば、酸化ヘモグロビン濃
度の相対変化量の時間変化を捉らえることができる。

【００５４】さらに、任意１計測点の酸化ヘモグロビン
濃度の相対変化量の時間変化と自他計測点の酸化ヘモグ
ロビン濃度の相対変化量の時間変化の自己及び相互相関
関数を計算し、各計測点における相関関数よりトポグラ
フィ画像を作成することもできる。各計測点における相
関関数は、時間ずれτで定義される関数であるから、同
一時間ずれτにおける相関関数の値よりトポグラフィを
作成し、τの順に従って表示あるいは動画として表示す
れば、脳機能賦活に関与して変化する血液動態を可視化
することができる。

【００５５】ここでは、酸化ヘモグロビン濃度の相対変
化量を代表的に用いて説明しているが、還元ヘモグロビ
ン濃度の相対変化量あるいは酸化及び還元ヘモグロビン
濃度の相対変化量の和で計算される総ヘモグロビン濃度
相対変化量も同様にトポグラフィを作成することができ
る。

【００５６】図８は上記記載の方法で作成されたトポグ
ラフィ画像２２を、被検者の脳表面画像２３と重ねあわ
せた表示例を示す。トポグラフィ画像２２を、生体の機
能に関連して変化した脳の血液動態の変化であるため、
脳表面画像と重ねあわせて表示することが望ましい。脳
表面画像２３は３次元ＭＲＩあるいは３次元Ｘ線ＣＴで
計測し表示する。トポグラフィ画像２２は、各計測点の
座標を脳表面に位置するように座標変換し、座標変換し
た後の各計測点間の値を補間してトポグラフィ画像を作
成する。作成したトポグラフィ画像２２と脳表面画像２
３を重ねあわせて表示する時、重ねたトポグラフィ画像
２２の色を半透明として、下に位置する脳表面画像が透
けて見えるようにする。

【００５７】図９は、計測点座標変換方法を説明する図
を示す。３次元ＭＲＩあるいは３次元Ｘ線ＣＴの形態画
像を撮影する方法を具体的に以下に示す。図９の５ａは
照射用光ファイバであり、図９の７ａは光検出用光ファ
イバを示す。所望とす計測点の情報は、このファイバ間
(２ｄ)の中心線上の部位の情報を推定して用いるもので
ある。何故ならば、照射用ファイバから光量が最大に供
給され、計測対象からの信号は最大となる（即ち、感度
最大となる）部位を用いるものである。生体光計測装置
で推定して設定する上記計測点２９にマーカーを配置し
て撮影すると、撮影した形態情報から皮膚及び骨像２４
と脳像２５とマーカー像２６を表示することができる。
上記撮影像は、３次元的な座標情報を有している。そこ
で、マーカー像２６が示す計測点２７を通り、計測点２
７における皮膚表面もしくはマーカー像２６の底面に対
して垂直２８を計算し、脳像２５と交わる点を座標変換
した計測点２９とする。本実施例で示したように、脳機
能の計測の場合には、負荷に相関のある血液動態変化
は、主に脳表面（大脳皮質）で生じていることがわかっ
ている。前記理由より、生体の形態情報を用いること
で、実質的に計測されている推定計測点を求める方法を
求めることができる。しかし、計測対象を筋肉等他の生
体器官とした場合には、形態情報から座標変換する深さ
を知ることができない場合がある。前記の様な計測に本
方法を用いる場合には、モンテカルロ法による数値計算
で、生体内の光伝播をあらかじめ計算し、計測信号に最
も大きく寄与する深さを求め、前記求められた深さを推
定計測点として取扱う。

【００５８】これまで、推定表示画像としてトポグラフ
ィ画像を示してきたが、他の画像表示方法もある。

【００５９】例えば、推定計測点を重心点とする任意サ
イズの正方画素を各推定計測点に設定し、各画素を各推
定計測点の値にあらかじめ対応させた濃淡あるいは色で
塗潰した画像や、各画素を各計測点の値に対応した棒あ
るいは線の長さで表示する棒グラフ画像で表示する。

【００６０】また、全ての画像表示方法において色を用
いる際の配色は自由に選択することができるが、血行動
態を計測する場合には、赤色系の濃淡と青色系の濃淡の
組み合わせで表示することが望ましい。その理由とし
て、動脈血は赤、静脈血は青というイメージが定着して
いるからである。例えば、正の計測値の大小を赤色系の
濃淡で負の計測値の大小を青色系の濃淡で表示する。

【００６１】（実施例２）本発明による第２の実施例を
示す。

【００６２】図１０は、計測信号と予測無負荷信号の表
示例である。表示されている計測信号１１０ａ及び計測
信号１１０ｂは、ロックインアンプ９ａからの出力信号
であり、予測無負荷信号１１１ａと１１１ｂは各計測信
号から計算された（計算方法は後述）。

【００６３】予測無負荷信号１１１ａと１１１ｂを表示
装置に表示する。表示されているグラフの横軸は計測時
間を表わし、縦軸は先体光計測装置により計測された通
過光強度を表わす計測信号の相対値である。

【００６４】被検者に対して負荷を印加した場合には、
負荷印加開始時刻を表わす負荷開始マーク１１２と負荷
印加終了時刻を表わす負荷終了マーク１１３を直線で表
示する。本実施例では、右手の運動を支配する大脳皮質
領域を頭皮上から頭蓋骨を通して計測しており、負荷と
して右手あるいは左手の運動を与えている（負荷１及び
負荷３は右手運動、負荷２及び負荷４は左手運動）。図
１０には計測時間の全信号が表示されているが、任意の
時間間隔（例えば、負荷時間の前後を含む時間間隔）の
みを表示することも容易である。また、予測無負荷信号
１１１ａ，１１１ｂをそれまでの経時変動の延長線上で
任意の時間先まで表示することにより、計測中に計測信
号１１０ａ，１１０ｂと予測無負荷信号１１１ａ，１１
１ｂを実時間で同時に表示することも可能である。この
様に計測信号１１０ａと１１０ｂと予測無負荷信号１１
１ａと１１１ｂを同時に表示することで、生体中に血液
動態の変化が生じた時に、観察者が判断することが容易
になる。なお、この先追いして実時間で表示した予測無
負荷信号は、予測無負荷信号の計算が確定した段階で表
示し直すようにするとよい。

【００６５】予測無負荷信号１１１ａ，１１１ｂは、計
測信号１１０ａ，１１０ｂから、負荷を与えた時間（負
荷時間）及び負荷を取り除いたあと信号が元に戻るまで
の時間（緩和時間）における信号を除き、残った期間の
信号に任意の関数を最小二乗法を用いてフィッティング
することで求める。ここで、任意の関数と緩和時間は負
荷の種類や計測場所によって異なるため、計測の目的等
に合わせて図２中入力装置３０から入力する。本実施例
では、任意関数を５次の多項式、緩和時間を３０秒とし
て処理している。また、信号の表示は、観察者が見やす
いように信号毎に色あるいは線種を変えることも可能で
ある。

【００６６】図１１Ａ及び図１１Ｂは、計測信号と予測
無負荷信号の差分信号の表示例であり、図１０中の計測
信号１１０ａ及び１１０ｂと予測無負荷信号１１１ａ及
び１１１ｂの差分を計算したものである差分信号１１４
ａ及び１１４ｂの波形を表示装置に表示している。表示
されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸は相
対的な差分信号強度を表わしている。さらに、被検者に
対して負荷を印加した場合には、負荷印加開始時刻を表
わす負荷開始マーク１１２と負荷印加終了時刻を表わす
負荷終了マーク１１３を直線で表示する。また、本グラ
フは０を中心としたグラフとなるので基線１１５を表示
する。

【００６７】本実施例では、波形１１４ａ，１１４ｂを
光源波長毎に異なる座標軸上に表示しているが、同一座
標軸上に重ねて表示することも可能である。また、表示
には、観察者が見やすいように色あるいは線種を変えて
表示することも可能である。図１２Ａ及び図１２Ｂは、
負荷印加によるＨｂＯ₂とＨｂの濃度の相対変化量（以
下、それぞれΔＣoxy，ΔＣdeoxyとする）を表わすグラ
フの表示例である。図１０中の計測信号１１０ａ及び１
１０ｂと予測無負荷信号１１１ａ及び１１１ｂから
（５）式によって与えられるΔＣoxy信号１１６ａとΔ
Ｃdeoxy信号１１６ｂの波形を表示装置に表示してい
る。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、
縦軸はΔＣoxyとΔＣdeoxyの値を表わしている。さら
に、負荷開始マーク１１２、負荷終了マーク１１３、及
び基線１１５も表示する。本実施例では、計測時間の全
区間が表示されているが、任意の時間間隔（例えば、負
荷時間の前後を含む期間）のみを表示することも可能で
ある。また、ここでは波形１１６ａ，１１６ｂを異なる
座標軸に別々に表示したが、同一座標軸上に重ねて表示
しても構わない。さらに、各信号の色もしくは各信号の
線種を変えて表示することも可能で、例えばΔＣoxy信
号１１６ａを赤系統の色で表示し、また、ΔＣdeoxy信
号１１６ｂを緑系統の色で表示すれば、観察者も直感的
に理解しやすい。本発明の計測方法及び表示方法による
と、負荷と計測信号との相関が分かりやすく、計測信号
から揺らぎが除去されているので信号の精度が高い。

【００６８】図１３は、各負荷時間毎のΔＣoxy負荷時
間積分値１１７ａ，ΔＣdeoxy負荷時間積分値１１７ｂ
の表示例である。図１１Ａ及び図１１Ｂ中のΔＣoxy信
号１１４ａとΔＣeoxy信号１１４ｂを負荷時間毎に時間
積分してΔＣoxy負荷時間積分値１１７ａとΔＣdeoxy負
荷時間積分値１１７ｂを求め、表示装置に負荷番号毎に
立体棒グラフで表示している。ここで、横軸は負荷番号
を表わし、縦軸はΔＣoxy負荷時間積分値及びΔＣdeoxy
負荷時間積分値を表わしている。ここで、ΔＣoxy負荷
時間平均値及びΔＣdeoxy負荷時間平均値を表示するこ
とも可能である。また、表示には、観察者が見やすいよ
うに色を変えて表示することも可能である。

【００６９】図１４は、生体光計測装置を用いて複数の
計測位置で計測した場合の表示例を示す。ここでは、計
測部位を頭部とし、頭部上に４点計測位置を設定した場
合の例を説明する。

【００７０】本表示例では、被検者の計測部位像１１８
と、設定した計測位置を表わす計測位置マーク１１９ａ
〜１１９ｄと、各計測位置に対応しグラフ１２１ａ〜１
２１ｄと、計測位置とグラフの対応関係を示す指示線１
２０ａ〜１２０ｄとを、表示装置に表示する。ここで、
計測部位像１１８としては、頭部モデル図あるいはＭＲ
Ｉ装置で代表されるような画像診断装置で撮影された被
検者本人の計測部位断層画像あるいは計測部位３次元画
像を用いることができる。

【００７１】（実施例３）本発明による生体光計測装置
の実施例３の概略構成を図１５に示す。

【００７２】光源２０１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２０２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２２３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２０２は光ファイバー連結器２０３ａを介して光照
射用光ファイバー２０４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２０４に伝達し、光照射位
置２０５より被検体２０６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Ｈｂ
Ｏ₂の濃度から酸素飽和度や血液量を計測する場合には
６００ｎｍ〜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。

【００７３】被検体２０６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２０７ａ及び２
０７ｂを、被検体２０６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２０７
ａと２０７ｂを光照射位置２０５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２０４と
光検出用光ファイバー２０７ａ，２０７ｂは、表面を黒
色に塗装された光ファイバー固定部材２０８で固定され
ている。また、光照射用光ファイバー２０４、光検出用
光ファイバー２０７ａ，２０７ｂ及び光ファイバー固定
部材２０８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２０７ａ，２０７ｂは、光ファイバー連
結合２０３ｂ，２０３ｃを介して光検出器用光ファイバ
ー２０９ａ，２０９ｂに連結しているため、光検出用光
ファイバー２０７ａ，２０７ｂで検出された通過光は、
光検出器２１０ａ，２１０ｂまで伝達し、光検出器２１
０ａ，２１０ｂ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２１０ａ，２１０ｂ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。

【００７４】光検出器２１０ａと２１０ｂ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２２４ａと２２４ｂ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２２４ａからの出
力は、対数増幅器２２５ａで対数変換された後に差動増
幅器２１１の負極に入力され、ロックインアンプ２２４
ｂからの出力は、対数増幅器２２５ｂで対数変換された
後に差動増幅器２１１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２１１より出力される。
差動増幅器２１１からの出力信号を逐次Ａ／Ｄ変換器２
１２でデジタル信号に変換し、計算機２１３に取り込み
表示装置２１４に時系列データとして表示する。

【００７５】ここで、図１５に示すように、局所的に血
液動態が変化する領域２１５が、光検出用光ファイバー
の視野２１６ｂのみに含まれていれば、計測される対数
差分信号は局時領域２１５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。

【００７６】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２１５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)、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２１０ｂで検出される通過光強度信
号Ｉｄ(t)は下式数６で表され、光検出器２１０ａで検
出される通過光強度信号Ｉｄ′(t)は下式数７で表され
る。

【００７７】

【数６】Ｉｄ(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ]Ｉ０(t) 数６

【００７８】

【数７】Ｉｄ′(t)＝Ｄx・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]d]Ｉ０(t) ・・・・数７次に、数６と数７の自然対数をとった後に、数６から数
７を減算すると、次式数８が得られる。数８の左辺は計
測された対数差分信号である。

【００７９】

【数８】Ｉn[Ｉd(t)/Ｉd′(t)]＝−[εox(λ)ΔＣox(t)＋εdeox(λ)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・・数８ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±１０ｎｍを用
いて計測すると、

【００８０】

【数９】 εox(805±10)≒εdeox(805±10) ・・・・数９であるので、数８は定数Ｋを用いて

【００８１】

【数１０】Ｉn[Ｉd(t)/Ｉd′(t)]＝−[ΔＣox(t)＋ΔＣdeox(t)]・Ｋ・・・・数10 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、数８が各波長で成り立つ
ので、次の数１１及び数１２からなる連立方程式を導く
ことができる。

【００８２】

【数１１】Ｉn[Ｉd(λ1，ｔ)/Ｉｄ′(λ1，t)] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)＋εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・・数11

【００８３】

【数１２】Ｉn[Ｉd(λ2，ｔ)/Ｉｄ′(λ2，t)] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)＋εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・・数12 吸光係数εox(λ1)，εox(λ2)，εdeox(1)，εdeox(λ
2)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、数１１及び数１２を計算機２
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２１４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。

【００８４】また、図１６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
２１０ａ，２１０ｂからの検出信号をそれぞれＡ／Ｄ変
換器２１２でデジタル信号に変化した後、計算機２１３
内でＦＥＴ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２１４上にグラフ表示することもできる。

【００８５】図１７（ａ）及び図１７（ｂ）に光検出プ
ローブの一例を示す。図１７（ａ）は光検出プローブの
一断面を示し、図１７（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２０４と２本の光検出用光フ
ァイバー２０７ａ，２０７ｂ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２０８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２０３ａ，２０３ｂ，２０３ｃ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
光ファィバーで構成する。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２１７を弾力の
あるスポンジなどで覆う。

【００８６】光検出用光ファイバー２０７ａ，２０７ｂ
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１
ｍｍ〜２０ｍｍ程度の正方形とする。また、２本の光検
出用光ファイバー２０７ａ，２０７ｂの配置位置は、光
照射用光ファイバー２０４から距離ｒ（ｒ＝５ｍｍ〜５
０ｍｍ）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２０７ａ，２０７ｂ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。

【００８７】光検出プローブにおいて光検出用光ファイ
バー２０７の配置にはさまざまな態様が考えられる。例
えば図１８に示すように、光照射用光ファイバー２０４
から等距離ｒの位置に４本の光検出用光ファイバー２０
７ａ，２０７ｂ，２０７ｃ，２０７ｄ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２０８に光源や光検出器を直接設置する
こともできる。

【００８８】図１９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２
０３ａ，２０３ｂ，２０３ｃと、光照射用光ファイバー
２０４と、光検出用光ファイバー２０７ａ，２０７ｂ
と、光ファイバー固定部材２０８からなる光検出プロー
ブを、ゴム製の固定用ベルト２１８で被検体２０６に固
定する。光照射用光ファイバー２０４は光ファイバー連
結器２０３ａを介して光源用光ファイバー２０２に接続
されており、光検出用光ファイバー２０７ａ，２０７ｂ
はそれぞれ光ファイバー連結器２０３ｂ，２０３ｃを介
して光検出器用光ファイバー２０９ａ，２０９ｂに接続
されている。光計測装置２１９前面パネルには、光源用
光ファイバー２０２と光検出器用光ファイバー２０９
ａ，２０９ｂの接続部、出力信号強整つまみ２２０、出
力信号値表示窓２２１、及び表示装置２１４がある。光
計測装置２１９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。

【００８９】出力信号値表示窓２２１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デジタル表示され
ており、出力信号調整つまみ２２０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２２２が表示装置２１４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。

【００９０】（実施例４）本発明による生体光計測装置
の実施例４の概略構成を図２０に示す。

【００９１】光源２０１から発せられる光レンズ系を用
いて集光し、光源用光ファイバー２０２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２２３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２０２は光ファイバー連結器２０３ａを介して光照射
用光ファイバー２０４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２０４に伝達し、光照射位置
２０５より被検体２０６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ＨｂＯ
₂の濃度から酸素飽和度や血液量を計測する場合には６
００ｎｍ〜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。

【００９２】被検体２０６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２０７ａ，２０
７ｂ，２０７ｃ，２０７ｄを、被検体２０６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２０７ｂと２０７ｃを光照射位置２０５を対称
中心として点対称の２箇所に配置し、光照射位置２０５
の重心点を原点として光検出用光ファイバー２０７ｂ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２
０７ａの重心点が存在するように光検出用光ファイバー
２０７ａを配置し、さらに、光照射位置２０５の重心点
を原点として光検出用光ファイバー２０７ｃ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２０７ｄの
重心点が存在するように光検出用光ファイバー２０７ｄ
を配置する。光検出用光ファイバー２０７ａと光検出用
光ファイバー２０７ｄ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２０５を対称中心として点対称でかつ光検出用
光ファイバー２０７ｂと２０７ｃの外側に配置する。こ
こで、光照射用光ファイバー２０４と光検出用光ファイ
バー２０７ａ，２０７ｂ，２０７ｃ，２０７ｄ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２０８
で固定されている。光検出用光ファイバー２０７ａ，２
０７ｂ，２０７ｃ，２０７ｄは、光ファイバー連結器２
０３ｂ，２０３ｃ，２−３ｄ，２０３ｅを介して光検出
器用光ファイバー２０９ａ，２０９ｂ，２０９ｃ，２０
９ｄに連結しているため、光検出用光ファイバー２０７
ａ，２０７ｂ，２０７ｃ，２０７ｄで検出された通過光
は、光検出器２１０ａ，２１０ｂ，２１０ｃ，２１０ｄ
まで伝達し、光検出器２１０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２１０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。

【００９３】光検出器２１０ａ及び２１０ｂ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２２４ａと２２４ｂ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２２４ａからの出
力は、対数増幅器２２５ａで対数変換された後に差動増
幅器２１１ａの負極に入力され、ロックインアンプ２２
４ｂからの出力は、対数増幅器２２５ｂで対数変換され
た後に差動増幅器２１１ａの正極に入力される。光検出
器２１０ｃ及び２１０ｄ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２２４ｃと２
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２２４ｄからの出力は、対数増幅器２
２５ｄで対数変換された後に差動増幅器２１１ｂの負極
に入力され、ロックインアンプ２２４ｃからの出力は、
対数増幅器２２５ｃで対数変換された後に差動増幅器２
１１ｂの正極に入力される。さらに、差動増幅器２１１
ａからの出力を差動増幅器２１１ｃの負極に入力し、差
動増幅器２１１ｂからの出力を差動増幅器２１１ｃ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２１１ｃより出力される。差動増幅器２１１ｃから
の出力信号を逐次、Ａ／Ｄ変換器２１２でデジタル信号
を変換し、計算機２１３に取り込み表示装置２１４に時
系列データとしてグラフ表示する。

【００９４】ここで、図２０に示すように、局所的に血
液動態が変化する領域２１５が、光検出用光ファイバー
の視野２１６ｂのみに含まれていれば、差動増幅器２１
１ｃ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
２１１ｃより出力される対数差分信号の意味を以下に説
明する。

【００９５】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２１５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２１０ｂと２１０ｃ
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２１０ａと２１
０ｄ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２１０ｂと
２１０ｃ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２１０ａと２１０ｄ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ｄとすると、光検出器２１０ｃで検出される通
過光強度信号Ｉd1(t)、光検出器２１０ｄで検出される
通過光強度信号Ｉd2(t)、光検出器２１０ｂで検出され
る通過光強度信号Ｉd1′(t)、及び光検出器２１０ａで
検出される通過光強度信号Ｉd2′(t)は、それぞれ下式
数１３〜数１６で表される。

【００９６】

【数１３】Ｉd1(t)＝Ｄs1・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]d1]I0(t) ・・・数13

【００９７】

【数１４】Ｉd2(t)＝Ｄs2・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]d2]I0(t) ・・・数14

【００９８】

【数１５】Ｉd1′(t)＝Ｄs1・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t) ＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]d1]I0(t) ・・・数１５

【００９９】

【数１６】Ｉｄ２′(t)＝Ｄs2・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t) ＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]d2]I0(t) ・・・数16 次に、数１３と数１４の自然対数をとった後に、数１３
から数１４を減算すると、次式数１７が得られる。

【０１００】

【数１７】Ｉn[Id1(t)/Id2(t)]＝１ｎ[Ds1/Ds2]−[εox(λ)(Ｃox(t) ＋ΔＣox(t))＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))](d1−d2)・・・数17 数１５と数１６の自然対数をとった後に数１５から数１
６を減算すると、次式数１８が得られる。

【０１０１】

【数１８】Ｉn[Id1′(t)/Id2′(t)]＝１ｎ[Ｄs1/Ｄs2]−[εox(λ)(Ｃox(t) ＋ΔＣox(t))＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))](d1−d2)・・・数18 数１７の左辺は差動増幅器２１１ｂの出力を表してお
り、数１８の左辺は差動増幅器２１１ａの出力を表して
いる。ここで、数１７より数１８を減算すると次式数１
９が得られる。

【０１０２】

【数１９】Ｉn[(Ｉd1(t)/Ｉd2(t))(Ｉd2′(t)/Ｉd1′(t))] ＝−[εox(λ)ΔＣox(t)＋εdeox(λ)ΔＣdeox(t)](d1−d2)・・・数19 数１９の左辺は、差動増幅器２１１ｃ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。

【０１０３】ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±
１０ｎｍを用いて計測すると、前述の数９の関係が成立
するので、数１９は定数Ｋを用いて下式数２０のように
書き直すことができる。

【０１０４】

【数２０】Ｉn[(Ｉd1(t)/Ｉd2(t)(Ｉd2′(t)/Ｉd1′(t))] ＝−[ΔＣox(t)＋ΔＣdeox(t)]・Ｋ・・・数20 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)＋Δ
Ｃdeox(t)］に相当する値を表している。

【０１０５】また、光源に用いる波長数を２波長（λ
1，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、数１９が各波長で成り立つので、次の数２１及び数
２２からなる連立方程式を導くことができる。

【０１０６】

【数２１】Ｉｎ[(Ｉd1(λ1，ｔ)/Ｉd2(λ1，ｔ))(Ｉd2′(λ1,ｔ)/Ｉd1′(λ1，t))] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)＋εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)](d1−d2)・・・数21

【０１０７】

【数２２】Ｉｎ[(Ｉd1(λ2，ｔ)/Ｉd2(λ2，ｔ))(Ｉd2′(λ2,ｔ)/Ｉd1′(λ2，t))] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)＋εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)](d1−d2)・・・数22 吸光係数εox(λ1)，εox(λ2)，εdeox(λ1)，εdeox
(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、数２１及
び数２２を計算機２１３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２
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−ｄ２）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。

【０１０８】また、図２１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
２１０ａ，２１０ｂ，２１０ｃ，２１０ｄからの検出信
号をそれぞれＡ／Ｄ変換器２１２でデジタル信号に変換
した後、計算機２１３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２１４上にグラフ表示する
こともできる。

【０１０９】（実施例５）本発明による生体光計測装置
の実施例５の概略構成を図２２に示す。

【０１１０】光源２０１ａと２０１ｂ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２０２ａと２０２ｂ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２２
３ａ，２２３ｂ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２０１ａの強度変調周波数をｆ₁とし、光源２
０１ｂの強度変調周波数をｆ₂とする。光源用光ファイ
バー２０２ａは光ファイバー連結器２０３ａを介して光
照射用光ファイバー２０４ａと接続しており、光源用光
ファイバー２０２ｂは光ファイバー連結器２０３ｃを介
して光照射用光ファイバー２０４ｂ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２０４ａと
２０４ｂに伝達し、光照射位置２０５ａと２０５ｂより
被検体２０６に照射される。また、参照光を得るために
光照射用光ファイバー２０４ａ，２０４ｂの途中で分波
器２２６ａ，２２６ｂを用いて分波し、光検出器２１０
ａと２１０ｃで各光源の強度を電気信号に変換する。光
検出器２１０ａから出力される光源２０１ａの参照光強
度信号はロックインアンプ２２４ａに入力し、発振器２
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２２４ａ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２１１ａの負極に
入力される。光検出器２１０ｃから出力される光源２０
１ｂの参照光強度信号はロックインアンプ２２４ｄに入
力し、発振器２２３ｂ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２２４ｄからの出力は、対数増
幅器２２５ｄに入力されて対数変換された後に差動増幅
器２１１ｂ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６００ｎｍ
〜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。

【０１１１】被検体２０６を通過して出射する光を検出
するめに１本の光検出用光ファイバー２０７を、被検体
２０６上の光照射位置２０５ａと２０５ｂから等距離等
の位置に配置する。ここで、光照射用光ファイバー２０
４ａと２０４ｂと光検出用光ファイバー２０７は、表面
を黒色に塗装された光ファイバー固定部材２０８で固定
されている。光検出用光ファイバー２０７は、光ファイ
バー連結器２０３ｂを介して光検出器用光ファイバー２
０９に連結しているため、光検出用光ファイバー２０７
で検出された通過光は、光検出器２１０ｂまで伝達し、
光検出器２拐０ｂ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２１０ｂ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。

【０１１２】光検出器２１０ｂで出力された通過光強度
を表す電気信号は、光源２０１ａに対する通過光強度信
号と光源２０１ｂ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２２４ｂで光源２０１ａ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
２２４ｃで光源２０１ｂ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２２４ｂからの出力
は、対数増幅器２２５ｂで対数変換された後に、差動増
幅器２１１ａの正極に入力される。ロックインアンプ２
２４ｃからの出力は、対数増幅器２２５ｃで対数変換さ
れた後に、差動増幅器２１１ｂの正極に入力される。そ
の結果として、差動増幅器２１１ａからは、光源２０１
ａの強度と光源２０１ａ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２１１ｂか
らは、光源２０１ｂの強度と光源２０１ａ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２１１ａからの出力を差動増幅器２１
１ｃの負極へ入力し、差動増幅器２１１ｂからの出力を
差動増幅器２１１ｃの正極へ入力すると、差動増幅器２
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２１１ｃからの出
力信号を逐次、Ａ／Ｄ変換器２１２でデジタル信号に変
換し、計算器２１３に取り込み表示装置２１４に時系列
データとして表示する。

【０１１３】ここで、図２２に示すように、局所的に血
液動態が変化する領域２１５が、光検出用光ファイバー
の視野２１６ｂ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。

【０１１４】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２２６ｂからの参照光強
度をＩｒ(ｔ)、分波器２２６ａからの参照光強度をＩ
ｒ′(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２１５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Δ
Ｃox(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)、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２１０ｂで検出される光源２０１ｂに対す
る通過光強度信号Ｉd(t)、即ちロックインアンプ２２４
ｃからの出力は下式（２３）で表され、光検出器２１０
ｂで検出される光源２０１ａに対する通過光強度信号Ｉ
d′(ｔ)、即ちロックインアンプ２２４ｂからの出力は
下式数２４で表される。

【０１１５】

【数２３】Ｉd(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣｏｘ（ｔ））＋εｄｅｏｘ（λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ]Ｉ０(t) ・・・数23

【０１１６】

【数２４】Ｉd′(t)＝Ｄs・exp[−[εox(λ)Ｃox(t)÷εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ]Ｉ０′(t) ・・・数24 次に、（２３）式と（２４）式の自然対数をとった後に
変形すると、数２３は下式数２５となり、数２４は下式
数２６となる。

【０１１７】

【数２５】Ｉn[Ｉd(t)/Ｉ０(t)]＝Ｉn[Ｄs]−[εox(λ)(Ｃox(t)＋ΔＣox(t)) ＋εdeox(λ)(Ｃdeox(t)＋ΔＣdeox(t))]ｄ・・・数25

【０１１８】

【数２６】Ｉn[Ｉd′(t)/Ｉ０′(t)] ＝Ｉn[Ｄs]−[εox(λ)Ｃox(t)＋εdeox(λ)Ｃdeox(t)]ｄ・・・数26 さらに（２５）式から（２６）式を減算すると、次式
（２７）が得られる。

【０１１９】

【数２７】Ｉn[(Ｉd(t)/Ｉd′(t))(Ｉ０′(t)/Ｉ０(t))] ＝−[εox(λ)ΔＣox(t)＋εdeox(λ)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・数27 ここで、

【０１２０】

【数２８】Ｉr(t)＝αＩ０(t) ・・・数28

【０１２１】

【数２９】Ｉr′(t)＝αＩ０′(t) ・・・数29 であるから、差動増幅器２１１ａからの出力は

【０１２２】

【数３０】Ｉn[Ｉd′(t)/αＩ０′(t))] ・・・数30 である。数３０は、数２７の左辺と等しいので、差動増
幅器２１１ｃから出力された対数差分信号数２７と等価
である。

【０１２３】ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±
１０ｎｍを用いて計測すると、前述の数９の関係が成立
するので、数２７は定数Ｋを用いて下式数３１のように
書き直すことができる。

【０１２４】

【数３１】Ｉn[(Ｉd(t)/Ｉd′(t))(Ｉ０′(t)/Ｉ０(t))] ＝−[ΔＣox(t)＋ΔＣdeox(t)]Ｋ・・・数31 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、数２７が各波長で成り立つので、次の数３２及
び数３３からなる連立方程式を導くことができる。

【０１２５】

【数３２】Ｉn[(Ｉd(λ1，ｔ)/Ｉd′(λ1，ｔ))(Ｉ０′(λ1，ｔ)/Ｉ０(λ1，ｔ))] ＝−[εox(λ1)ΔＣox(t)＋εdeox(λ1)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・数32

【０１２６】

【数３３】Ｉn[(Ｉd(λ2，ｔ)/Ｉd′(λ2，ｔ))(Ｉ０′(λ2，ｔ)/Ｉ０(λ2，ｔ))] ＝−[εox(λ2)ΔＣox(t)＋εdeox(λ2)ΔＣdeox(t)]ｄ・・・数33 吸光係数εox(λ1)，εox(λ2)，εdeox(λ1)，εdeox
(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、数３２及び数３３を計算
機２１３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２１４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。

【０１２７】また、図２３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
２１０ａ，２１０ｂ，２１０ｃからの検出信号をそれぞ
れＡ／Ｄ変換器２１２でデジタル信号に変換した後、計
算機２１３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２１４上にグラフ表示することもでき
る。

【０１２８】

【発明の効果】本発明では、低コストの光照射手段、光
検出器を用い、簡単な演算処理であるため経済的な装置
で高速の処理ができ、被定測体の形状を表す平面画像と
対応づけた生体機能を画像化ができるので、特に生体の
局所定な機能の測定に有効な手段となる。

【０１２９】具体的には、てんかんの焦点決定や、また
重篤なてんかん等における脳切除手術の際に、切除部位
が被検者の重要な生体機能を損なわない部位であること
を確認するためにその画像を用いることができる。

【０１３０】従来技術によると、無負荷、負符を交互に
くり返して被検者の血液動態を計測する際に、被検者を
安静にし計測される信号が安定なるまで待たなければ基
準値が変動してしまい正しい計測を行うことができなか
った。本発明の計測方法によると信号の安定を待たずに
計測が可能となる。また、計測信号から揺らぎを除去す
ることができるので信号の精度を高めることができる。

【０１３１】第１の検出位置と第２の検出位置をそれぞ
れ光照射位置から実質的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。

【０１３２】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、光照射位置から実質的等距離の位
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。

【０１３３】

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、従来装置によって得られる生体通過光
強度の揺らぎを示すグラフである。

【図２】本発明による生体光計測装置の一実施例の構成
を示すブロック図である。

【図３】図２の計測装置を使用した画像作成方法の一実
施例を説明するための図である。

【図４】上記実施例の一計測点における計測信号を計測
信号から求められる予測無負荷信号１５の経時変化を表
すグラフである。

【図５】上記実施例の一計測点におけるヘモグロビン濃
度相対変化量の時間変化を表すグラフである。

【図６】上記実施例におけるトポグラフィ画像を示すグ
ラフである。

【図７】上記実施例におけるトポグラフィ画像の別例を
示すグラフである。

【図８】上記実施例におけるトポグラフィ画像の表示例
を示すグラフである。

【図９】本発明の生体光計測装置の他の実施例における
座標変換方法を説明するための図である。

【図１０】本発明計測装置による表示例を示すグラフで
ある。

【図１１】本発明計測装置による表示例を示すグラフで
ある。

【図１２】本発明計測装置による表示例を示すグラフで
ある。

【図１３】本発明計測装置による表示例を示すグラフで
ある。

【図１４】本発明計測装置による表示例を示すグラフで
ある。

【図１５】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロック図である。

【図１６】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロック図である。

【図１７】（ａ）本発明の別実施例における光検出プロ
ーブを示す概略断面図及び、（ｂ）本発明の別実施例に
おける光検出プローブを示す底面図である。

【図１８】該光検出プローブの他の実施例を示す概略底
面図である。

【図１９】概略光検出プローブの使用例を説明するため
の図である。

【図２０】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロックである。

【図２１】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロックである。

【図２２】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロックである。

【図２３】本発明の別実施例による装置構成を説明する
ためのブロックである。

【符号の説明】

１：発振器、２：光源、３：光ファイバー、４：結合
器、５：光ファイバー、６：被検者、７：光検出光ファ
イバー、８：光検出器、９：ロックインアンプ、１０：
アナログ−デジタル変換器、１１：計算機、１２：記憶
装置、１３：表示装置、１４：計測信号、１５：予測無
負荷信号、１６：被検者、１７：入射点、１８：検出
点、１９：推定計測点、２０：ΔＣｏｘｙ（ｔ）信号、
２１：ΔＣｄｅｏｘｙ（ｔ）信号、２２：トポグラフィ
画像、２３：脳表面画像、２４：皮膚及び骨像、２５：
脳像、２６：マーカー像、２７：計測点、２８：垂線、
２９：座標変換した計測点，３０：入力装置１１０：計測信号、１１１：予測無負荷信号、１１２：
負荷開始マーク、１１３：負荷終了マーク、１１４：差
分信号、１１５：基線、１１６ａ：ΔＣoxy信号、１１
６ｂ：ΔＣdeoxy信号、１１７ａ：ΔＣoxy負荷時間積分
値、１１７ｂ：ΔＣdeoxy負荷時間積分値、１１８：計
測部位像、１１９：計測位置マーク、１２０：指示線、
１２１：グラフ、２０１：光源、２０２：光源用光ファ
イバー、２０３ａ〜２０３ｃ：光ファイバー連結器、２
０４：光照射用光ファイバー、２０５：光照射位置、２
０６：被検体、２０７ａ〜２０７ｄ：光検出用光ファイ
バー、２０８：光ファイバー固定部材、２０９ａ〜２０
９ｄ：光検出器用光ファイバー、２１０ａ〜２１０ｄ：
光検出器、２１１：差動増幅器、２１２：Ａ／Ｄ変換
器、２１３：計算機、２１４：表示装置、２１５：局所
的に血液動態が変化する領域、２１６ａ，２１６ｂ：光
検出用光ファイバーの視野、２１７：被検体接触面、２
１８：固定用ベルト、２１９：光計測装置、２２０：出
力信号調整つまみ、２２１：出力信号値表示窓、２２
２：時系列データ、２２３ａ〜２２３ｃ：発振器、２２
４：ロックインアンプ、２２５：対数増幅器、２２６：
分波器

フロントページの続き (72)発明者川口文男東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者伊藤嘉敏東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に可視から近赤外領域の波長の光を
照射する複数の光照射手段と、上記光照射手段から照射
され、上記被検体内部で通過した光を検出する複数の受
光手段と、上記受光手段で検出された信号を複数の受光
手段毎にかつ経時的に記憶する記憶手段と、上記記憶手
段に記憶された信号を用いて複数の計測点の計測対象の
信号に変換する演算手段と、上記演算手段の出力を推定
測定点の位置での信号を演算して求め二次元表示面に強
度信号として表す画像として表示する画像作成部とをも
つことを特徴とする生体光計測装置。
【請求項２】上記複数の光照射手段のそれぞれが波長の
異なる複数の光源と、上記複数の光源の光を互いに異な
った周波数で変調する変調器と、変調された複数の光を
照射位置に導く導波手段とからなり、上記複数の受光手
段のそれぞれが上記波長の異なる複数の光源からの光の
強度を分離する分離手段をもつことを特徴とするクレー
ム１の生体光計測装置。
【請求項３】上記分離手段が、上記変調器の変調信号で
駆動するロックインアンプで構成されたことを特徴とす
るクレーム２記載の生体光計測装置。
【請求項４】上記波長の異なる複数の光源の数が計測さ
れる光吸収体の種類数と同数であることを特徴とするク
レーム１記載の生体光計測装置。
【請求項５】可視から近赤外領域の波長の光を被検体の
複数の光照射位置に照射する工程と、被検体内部を通過
した光を上記複数の光照射位置のそれぞれに対して少な
くとも一つの光検出点で検出する工程と、上記複数の光
照射位置から推定計測点での信号を演算する工程と、被
検体内部に含まれる光吸収体濃度を求める工程と、上記
第１ステップで得た複数の推定計測点の光吸収体濃度を
上記被検体を表す二次元面の画像として表示する工程
と、をもつことを特徴とする画像作成方法。
【請求項６】第１ステップにおいて上記計測点を上記光
照射位置と光検出する位置の中点から、上記被検体内部
への被検体表面に対する垂線上の任意の位置とし、上記
第２ステップにおいて、上記複数の計測点で得た光吸収
体濃度及び上記複数の計測点で得た光吸収体濃度を各計
測点間で補間して得た補間光吸収体濃度をトポグラフィ
画像として表示することを特徴とするクレーム５記載の
画像作成方法。
【請求項７】上記光吸収体濃度を任意の時間点における
光吸収体濃度又は光吸収体濃度の一定時間の変化量を時
間平均したものを用いて画像を得ることを特徴とするク
レーム５又は６記載の画像作成方法。
【請求項８】上記第２ステップにおいて、任意の時間間
隔で光吸収体濃度又は光吸収体濃度の変化量を求め、各
時間間隔ごと連続した経時画像を得ることを特徴とする
クレーム５又は６記載の画像作成方法。
【請求項９】上記第２ステップにおいて、磁気共鳴及び
Ｘ線による計測した被検体内部の画像情報を、上記光吸
収体濃度の情と共に上記二次元画像と同一画像上で重ね
合わせて表示することを特徴とするクレーム６に記載の
画像作成方法。
【請求項１０】上記第２ステップにおいて、任意の時間
間隔で光吸収体濃度又は光吸収体濃度の変化量を求め、
任意の１計測点における上記変化量の時間変化を基準と
して、他計測点における上記変化量の時間変化との相関
を求め、各時間間隔ごとに連続した相関関数の経時画像
を得ることを特徴とするクレーム５又は６記載の画像作
成方法。
【請求項１１】生体に負荷を印加する負荷時間と負荷を
印加しない無負荷時間を交互に設けながら生体に光を照
射して生体通過光強度を計測する生体光計測方法におい
て、前記負荷時間に続く緩和時間を設定し、緩和時間を
含まない無負荷時間における計測信号から計測信号に含
まれる生体由来の揺らぎに相当する信号を予測すること
を特徴とする生体光計測方法。
【請求項１２】各負荷時間の直前に負荷前予測時間を設
定し、各緩和時間の直後に負荷後予測時間を設定し、各
負荷時間毎に負荷前予測時間における計測信号と負荷後
予測時間における計測信号から計測信号に含まれる生体
由来の揺らぎに相当する信号を予測することを特徴とす
るクレーム１１記載の生体光計測方法。
【請求項１３】１個あるいは複数の不定係数を有する任
意関数を設定し、該任意関数が緩和時間を含まない無負
荷時間における計測信号に最適に適合するように最小二
乗法によって前記不定係数を決定し、こうして決定され
た最適適合関数を生体由来の揺らぎに相当する信号とす
ることを特徴とするクレーム１１又は１２記載の生体光
計測方法。
【請求項１４】計測信号と予測した生体由来の揺らぎに
相当する信号の差分を演算することを特徴とするクレー
ム１１又は１２記載の生体光計測方法。
【請求項１５】予測した生体由来の揺らぎに相当する信
号と計測信号の比、光源波長に対する酸化ヘモグロビン
の吸光係数、及び光源波長に対する還元ヘモグロビンの
吸光係数を用い、生体中の酸化ヘモグロビン濃度と還元
ヘモグロビン濃度の和の相対変化量あるいは酸化ヘモグ
ロビン濃度の相対変化量と還元ヘモグロビン濃度の相対
変化量、前記各相対変化量の時間変化、前記各相対変化
量を所定の時間にわたって積算した積算相対変化量、又
は所定の時間間隔における平均相対変化量を演算するこ
とを特徴とするクレーム１０、又は１１記載の生体光計
測方法。
【請求項１６】生体に光を照射して生体通過光強度を計
測し、計測信号あるいは計測信号を演算した信号を表示
装置に表示する生体光計測装置の信号表示方法におい
て、計測信号に含まれる生体由来の揺らぎに相当する信
号を予測し、前記予測した信号を計測信号と共に表示す
ることを特徴とする生体光計測装置の信号表示方法。
【請求項１７】生体に負荷を印加する負荷時間と負荷を
印加しない無負荷時間を交互に設けながら生体に光を照
射して生体通過光強度を計測し、計測信号あるいは計測
信号を演算した信号を表示装置に表示する生体光計測装
置の信号表示方法において、前記無負荷時間における計
測信号から計測信号に含まれる生体由来の揺らぎに相当
する信号を予測し、前記予測した信号を予測無負荷信号
として計測信号と共に表示することを特徴とする生体光
計測装置の信号表示方法。
【請求項１８】生体に負荷を印加する負荷時間と負荷を
印加しない無負荷時間を交互に設けながら生体に光を照
射して生体通過光強度を計測し、計測信号あるいは計測
信号を演算した信号を表示装置に表示する生体光計測装
置の信号表示方法において、前記負荷時間に続く緩和時
間を設定し、緩和時間を含まない前記無負荷時間におけ
る計測信号から計測信号に含まれる生体由来の揺らぎに
相当する信号を予測し、前記予測した信号を予測無負荷
信号として計測信号と共に表示することを特徴とする生
体光計測装置の信号表示方法。
【請求項１９】各負荷時間の直前に負荷前予測時間を設
定し、各緩和時間の直後に負荷後予測時間を設定し、各
負荷時間毎に負荷前予測時間における計測信号と負荷後
予測時間における計測信号から前記予測無負荷信号を求
めることを特徴とするクレーム１８記載の生体光計測装
置の信号表示方法。
【請求項２０】１個あるいは複数の不定係数を有する任
意関数を設定し、該任意関数が緩和時間を含まない無負
荷時間における計測信号に最適に適合するように最小二
乗法によって前記不定係数を決定し、こうして決定され
た最適適合関数を前記生体由来の揺らぎに相当する信号
とすることを特徴とするクレーム１７，１８又は１９記
載の生体光計測装置の信号表示方法。
【請求項２１】計測信号と予測無負荷信号の差分を演算
し、演算結果を表示することを特徴とする請求項１７〜
１９のいずれか１項記載の生体光計測装置の信号表示方
法。
【請求項２２】予測無負荷信号と計測信号の比、光源波
長に対する酸化ヘモグロビンの吸光係数、及び光源波長
に対する還元ヘモグロビンの吸光係数を用い、生体中の
酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度の和の相
対変化量あるいは酸化ヘモグロビン濃度の相対変化量と
還元ヘモグロビン濃度の相対変化量を演算し、前記各相
対変化量の時間変化、前記各相対変化量を所定の時間に
わたって積算した積算相対変化量、又は所定の時間間隔
における平均相対変化量を表示することを特徴とするク
レーム１７〜１９のいずれか１項記載の生体光計測装置
の信号表示方法。
【請求項２３】異なる信号あるいは計算結果に異なる色
あるいは異なる線種を用いて表示することを特徴とする
クレーム１６〜１９のいずれか１項記載の生体光計測装
置の信号表示方法。
【請求項２４】負荷時間の開始時刻と終了時刻を示す図
形を共に表示することを特徴とするクレーム１７〜１９
のいずれか１項記載の生体光計測装置の信号表示方法。
【請求項２５】計測信号は計測と共に実時間で表示し、
予測無負荷信号は表示されている計測信号より先の時間
まで表示することを特徴とするクレーム１７〜１９のい
ずれか１項記載の生体光計測装置の信号表示方法。
【請求項２６】複数の計測位置に対する複数の信号を、
生体の計測部位を示す図と、計測位置を示す図形と、計
測位置と前記信号との対応を指示する図形とともに表示
することを特徴とするクレーム１６〜１９のいずれか１
項記載の生体光計測装置の信号表示方法。
【請求項２７】計測部位を示す図として画像診断装置に
よって撮影された画像を用いることを特徴とするクレー
ム１７〜１９のいずれかに記載の生体光計測装置の信号
表示方法。
【請求項２８】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２９】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クレーム
２８記載の生体光計測装置。
【請求項３０】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クレーム２８又は２９記
載の生体光計測装置。
【請求項３１】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ク
レーム２８又は２９記載の生体光計測装置。
【請求項３２】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
するクレーム２９記載の光計測装置。
【請求項３３】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
とを特徴とするクレーム２８又は２９のいずれか１項記
載の生体光計測装置。
【請求項３４】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
射手段の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クレーム２８又は２９の
いずれか１項記載の生体光計測装置。
【請求項３５】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ク
レーム２８又は２９のいずれか１項記載の生体光計測装
置。
【請求項３６】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クレーム２８又は２９のいずれか１
項記載の生体光計測装置。
【請求項３７】クレーム２８又は２９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３８】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
ことを特徴とするクレーム２８又は２９のいずれかに記
載の生体光計測方法。