JP3602111B2

JP3602111B2 - Biological light measurement device

Info

Publication number: JP3602111B2
Application number: JP2002131347A
Authority: JP
Inventors: 敦牧; 英明小泉; 文男川口; 優一山下
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2002-05-07
Filing date: 2002-05-07
Publication date: 2004-12-15
Anticipated expiration: 2019-12-15
Also published as: JP2002369813A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、光を用いて生体内の情報を計測する生体光計測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来の生体光計測装置として、動脈中の酸素飽和度を計測するオキシメータ（特開昭５５−２４００４号）がある。オキシメータは、複数波長の光を生体に照射し、生体からの透過光強度あるいは反射光強度を計測し、ＨｂとＨｂＯ_２の分光特性と脈波を利用して、動脈中の酸素飽和度を算出する装置である。
【０００３】
また、生体組織内の酸素飽和度（動脈系と静脈系の両者を含む平均的な酸素飽和度）及び血液量を計測する方法として、ヨブシス等の方法（特開昭５７−１１５２３２号）がある。この方法はＨｂとＨｂＯ_２の分光特性を利用して生体組織内の酸素飽和度と血液量（以下、両者を併せて血液動態という）を計測するものである。なお、本明細書では、透過光、反射光、散乱光を特に区別せず、光源から発せられて生体と相互作用した後、光検出器で検出された光強度を通過光強度という。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
従来技術を用いると、動脈中の酸素飽和度あるいは、生体組織内の血液動態を計測することができる。しかし、従来技術では、生体の全体的な変化に由来する血液動態の変化と生体の局所的な変化に由来する血液動態の変化とを分離することは不可能である。
【０００５】
一方、生体の局所的な変化に由来する血液動態の変化のみを検出したい場合がある。例えば生体の脳では、生体の各機能に対応して働く局所的な部位（以下、機能部位という）が存在し、生体の任意の機能に対応して機能部位の血液量あるいは酸素飽和度が変化する。この時、任意の機能部位のみの血液量あるいは酸素飽和度の変化を計測することができれば、脳の機能部位の働きを調べることができ、医学的に非常に重要である。
【０００６】
具体例として、安静に仰臥した被検者の側頭部に光を照射し、光照射位置より３ｃｍ離れた点で通過光強度を計測した際の通過光強度の時間変化を図２に示す。図２中の通過光強度の揺らぎは、生体中の全体的な血液動態の変化に由来するものである。この様に被検者が安静にしていても、通過光強度信号に予測不可能な信号変化が表れ、また頭皮の上から頭蓋骨を介して脳に光照射している関係上、脳の活動に基づく信号変化は極微小量であり、脳の機能部位が賦活して局所の血液動態のみが変化してもその信号を分離することは困難である。本発明は、従来技術では困難であった生体内の全体的な血液動態変化と局所的な血液動態変化を分離して計測する技術を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、生体に対して任意の１箇所もしくは複数箇所から光を照射し、局所的な変化が信号の変化として計測される検出位置と局所的な変化が信号の変化として計測されない検出位置の２箇所を光照射位置から等距離となるように設定し、それぞれの検出位置において通過光強度を検出し、前記２箇所間の通過光強度の対数差分をとることを特徴とする。
【０００８】
好適には、入射位置から等距離でかつ位置の異なる２箇所の検出位置で通過光を受光し、それぞれの検出位置における通過光強度をフォトダイオードや光電子増倍管等の光電変換素子を用いて電気信号（以下、通過光強度を意味する電気信号を通過光強度信号という）に変換し、各通過光信号強度を対数増幅器で対数変換した後に、第１の検出位置における通過光強度信号と第２の検出位置における通過光強度信号を差動増幅する。
【０００９】
光源から発せられる光を強度変調し、検出信号のうちその周波数成分のみを抽出することで、外来起因の雑音を除去することができる。光源と光照射位置、光検出位置と光検出器の間は光ファイバーで接続することができる。
【００１０】
【作用】
第１の検出位置と第２の検出位置をそれぞれ光照射位置から等距離の位置に設定すると、生体内部の全体的な血液動態変化に伴って、各検出位置における通過光強度信号は等しく変化する。従って、第１の検出位置における通過光強度信号と第２の検出位置における通過光強度信号の対数差分を取ると、全体的な血液動態変化に由来する信号変化は除去される。さらに、第１あるいは第２の一方の検出位置における通過光強度信号にのみ、局所の血液動態変化に伴う変化が含まれていれば、通過光強度対数差分信号は局所の血液動態変化のみを反映していることになる。
【００１１】
光線は、光照射位置から生体内に入って光検出位置で生体外に出るまでの間に複雑な経路を通って種々の生体組織と相互作用し、散乱や減衰を受けることになる。本発明では、光照射位置から等距離の位置で生体から出射する光強度の対数差分をとるため、生体組織による散乱や減衰の影響も相殺され、局所の血液動態変化を反映する微小な信号を高精度で検出できることになる。
【００１２】
【実施例】
以下、実施例により本発明を詳細に説明する。
〔実施例１〕本発明による生体光計測装置の第１の実施例の概略構成を図１に示す。光源１から発せられる光をレンズ系を用いて集光し、光源用光ファイバー２に入射する。光源から発せられる光は、外来起因の雑音を除去するために発振器２３により１００Ｈｚ〜１０ＭＨｚ程度の任意の周波数ｆで強度変調されている。光源用光ファイバー２は光ファイバー連結器３ａを介して光照射用光ファイバー４と接続しているため、光源からの光は光照射用光ファイバー４に伝達し、光照射位置５より被検体６に照射される。用いる光の波長は生体内の注目物質の分光特性によるが、Ｈｂと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。
【００１３】
被検体６を通過して出射する光を検出するための２本の光検出用光ファイバー７ａ及び７ｂを、被検体６上の異なる２箇所に配置する。本実施例では、上記２本の光検出用光ファイバー７ａと７ｂを光照射位置５を対称中心として点対称の２箇所に配置する。光照射用光ファイバー４と光検出用光ファイバー７ａ，７ｂは、表面を黒色に塗装された光ファイバー固定部材８で固定されている。また、光照射用光ファイバー４、光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ及び光ファイバー固定部材８は、簡便を期するために光検出プローブとして一体化されており、詳細については後述する。光検出用光ファイバー７ａ，７ｂは、光ファイバー連結器３ｂ，３ｃを介して光検出器用光ファイバー９ａ，９ｂに連結しているため、光検出用光ファイバー７ａ，７ｂで検出された通過光は、光検出器１０ａ，１０ｂまで伝達し、光検出器１０ａ，１０ｂで光電変換され、通過光強度が電気信号強度として出力される。光検出器１０ａ，１０ｂとしては、例えばフォトダイオードや光電子増倍管などの様な光電変換素子を用いる。
【００１４】
光検出器１０ａと１０ｂから出力された通過光強度を表わす電気信号は、それぞれロックインアンプ２４ａと２４ｂで光源の光強度変調周波数成分のみ抽出される。ロックインアンプ２４ａからの出力は、対数増幅器２５ａで対数変換された後に差動増幅器１１の負極に入力され、ロックインアンプ２４ｂからの出力は、対数増幅器２５ｂで対数変換された後に差動増幅器１１の正極に入力される。その結果として、異なる２ヵ所の位置での通過光強度の差分信号が、出力信号として差動増幅器１１より出力される。差動増幅器１１からの出力信号を逐次Ａ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変換し、計算機１３に取り込み表示装置１４に時系列データとして表示する。
【００１５】
ここで、図１に示すように、局所的に血液動態が変化する領域１５が、光検出用光ファイバーの視野１６ｂのみに含まれていれば、計測される対数差分信号は局所領域１５の血液動態の変化のみを反映していることになる。近赤外光に対しては血液中の主成分であるヘモグロビンが光吸収に対して支配的に働くことを前提に、計測される対数差分信号の意味を以下に説明する。
【００１６】
計測時間をｔ、光源波長をλ、照射光強度をＩ_０（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Ｃ_ｏｘ（ｔ），Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）、局所領域１５で変化した酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれぞれΔＣ_ｏｘ（ｔ），ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）、光源波長λに対する酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれε_ｏｘ（λ），ε_ｄｅｏｘ（λ）、散乱とヘモグロビン以外の吸収による減衰をＤ_ｓ、散乱によって生じる重み係数をｄとすると、光検出器１０ｂで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ（ｔ）は下式（１）で表され、光検出器１０ａで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ’（ｔ）は下式（２）で表される。
Ｉ_ｄ（ｔ）＝Ｄ_ｓ・ｅｘｐ［−［ε_ｏｘ（λ）（Ｃ_ｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｏｘ（ｔ））＋ε_ｄｅｏｘ（λ）（Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ））］ｄ］Ｉ_０（ｔ）（１）
Ｉ_ｄ’（ｔ）＝Ｄ_ｓ・ｅｘｐ［−［ε_ｏｘ（λ）Ｃ_ｏｘ（ｔ）＋ε_ｄｅｏｘ（λ）Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）］ｄ］Ｉ_０（ｔ）（２）
【００１７】
次に、（１）式と（２）式の自然対数をとった後に、（１）式から（２）式を減算すると、次式（３）が得られる。（３）式の左辺は計測された対数差分信号である。
ｌｎ［Ｉ_ｄ（ｔ）／Ｉ_ｄ’（ｔ）］＝−［ε_ｏｘ（λ）ΔＣ_ｏｘ（ｔ）＋ε_ｄｅｏｘ（λ）ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）］ｄ（３）
ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±１０ｎｍを用いて計測すると、
ε_ｏｘ（８０５±１０）≒ε_ｄｅｏｘ（８０５±１０）（４）
であるので、（３）式は定数Ｋを用いて
ｌｎ［Ｉ_ｄ（ｔ）／Ｉ_ｄ’（ｔ）］＝−［ΔＣ_ｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）］・Ｋ（５）
と書き直すことができる。従って、光源波長８０５ｎｍ±１０ｎｍを用いて計測された対数差分信号は、血液量の変化量［ΔＣ_ｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｄｅｏｘ（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（λ_１，λ_２）にし、各波長に異なる強度変調周波数（ｆ_１，ｆ_２）を与え、ロックインアンプで周波数分離すれば、各波長の通過光強度信号を計測することができる。従って、（３）式が各波長で成り立つので、次の（６）式及び（７）式からなる連立方程式を導くことができる。

【００１８】
吸光係数ε_ｏｘ（λ_１），ε_ｏｘ（λ_２），ε_ｄｅｏｘ（λ_１），ε_ｄｅｏｘ（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ΔＣ_ＯＸ（ｔ）ｄと還元ヘモグロビンの変化量に相当するΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）ｄを、（６）式及び（７）式を計算機１３内で解くことで求めることができ、求められた相対変化量の時系列データを表示装置１４上にグラフ表示する。さらに拡張して波長数を増やし、ｄを消去、または微量にあるヘモグロビン以外の吸光物質濃度の相対変化量を求めることも可能である。
【００１９】
また、図３に示すように、ロックインアンプ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器１０ａ，１０ｂからの検出信号をそれぞれＡ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変化した後、計算機１３内でＦＦＴ処理をして光源の強度変調周波数に相当する信号のみを抽出し、異なる２ヵ所の検出位置での通過光強度の対数差分を上述の計算過程と同様の手順で計算して、求められた相対変化量を時系列データとして表示装置１４上にグラフ表示することもできる。
【００２０】
図４に光検出プローブの一例を示す。図４（ａ）は光検出プローブの一断面を示し、図４（ｂ）は光検出プローブを被検体接触面から見た図を示している。光検出プローブは、１本の光照射用光ファイバー４と２本の光検出用光ファイバー７ａ，７ｂと表面を黒色に塗装した金属又はプラスチック製の光ファイバー固定部材８からなり、それぞれの光ファイバーには光ファイバー連結器３ａ，３ｂ，３ｃが接続されている。それぞれの光ファイバーの屈曲性を保つためには、複数の光ファイバーで構成する。光ファイバーの素材としては、プラスチックか石英を用いる。本光検出プローブを生体に使用する場合には、被検体接触面１７を弾力のあるスポンジなどで覆う。
【００２１】
光検出用光ファイバー７ａ，７ｂの検出面の大きさは目的や被検体の状態に応じて変える必要があるが、例えば脳機能の計測を行う場合には、断面形状を径１ｍｍ〜２０ｍｍ程度の円形あるいは１辺１ｍｍ〜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７ａ，７ｂの配置位置は、光照射用光ファイバー４から距離ｒ（ｒ＝５ｍｍ〜５０ｍｍ）の位置にここでは対称的に配置する。距離ｒと光検出用光ファイバー７ａ，７ｂの断面形状の異なる複数種類の光検出プローブを用意しておき、計測目的に応じて交換することで、簡便な計測が可能となる。光の到達深度は光源からの距離ｒとほぼ等しいため、脳の大脳皮質程度の深さであれば頭部表面から頭蓋骨を介して計測することが可能である。
【００２２】
光検出プローブにおいて光検出用光ファイバー７の配置にはさまざまな態様が考えられる。例えば図５に示すように、光照射用光ファイバー４から等距離ｒの位置に４本の光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄを配置し、任意の２本の光検出用光ファイバーを選択して計測することができる。また、光ファイバーを用いず、レンズ系を用いたり、固定部材８に光源や光検出器を直接設置することもできる。
【００２３】
図６に、本発明による光計測装置を生体の脳の計測に使用した例を示す。光ファイバー連結器３ａ，３ｂ，３ｃと、光照射用光ファイバー４と、光検出用光ファイバー７ａ，７ｂと、光ファイバー固定部材８からなる光検出プローブを、ゴム製の固定用ベルト１８で被検体６に固定する。光照射用光ファイバー４は光ファイバー連結器３ａを介して光源用光ファイバー２に接続されており、光検出用光ファイバー７ａ，７ｂはそれぞれ光ファイバー連結器３ｂ，３ｃを介して光検出器用光ファイバー９ａ，９ｂに接続されている。光計測装置１９前面パネルには、光源用光ファイバー２と光検出器用光ファイバー９ａ，９ｂの接続部、出力信号調整つまみ２０、出力信号値表示窓２１、及び表示装置１４がある。光計測装置１９内部には、差動増幅器やＡ／Ｄ変換器、マイクロプロセッサー、光源、光検出器、光スイッチ、その他必要な電気回路が配置されている。
【００２４】
出力信号値表示窓２１には２箇所で検出される通過光強度の対数差分信号値が表示されており、出力信号調整つまみ２０を用いて対数差分信号値のオフセット値を決定する。例えば、被検体の脳内部において局所的な血液動態の変化が無い時に、２箇所で検出される通過光強度の対数差分信号が０になるように調整する。その後計測を開始し、対数差分信号の時系列データ２２が表示装置１４上にグラフ表示される。また、上述したような演算を行い、局所の血流量あるいは酸化ヘモグロビン量あるいは還元ヘモグロビン量の相対変化量時間変化をグラフ表示する。
【００２５】
〔実施例２〕
本発明による生体光計測装置の第２の実施例の概略構成を図７に示す。光源１から発せられる光をレンズ系を用いて集光し、光源用光ファイバー２に入射する。光源から発せられる光は、外来起因の雑音を除去するために発振器２３によって１００Ｈｚ〜１０ＭＨｚ程度の任意の周波数で強度変調されている。光源用光ファイバー２は光ファイバー連結器３ａを介して光照射用光ファイバー４と接続しているため、光源からの光は光照射用光ファイバー４に伝達し、光照射位置５より被検体６に照射される。用いる光の波長は生体内の注目物質の分光特性によるが、Ｈｂと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。
【００２６】
被検体６を通過して出射する光を検出するための４本の光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄを、被検体６上の異なる４箇所に配置する。本実施例では、２本の光検出用光ファイバー７ｂと７ｃを光照射位置５を対称中心として点対称の２箇所に配置し、光照射位置５の重心点を原点として光検出用光ファイバー７ｂの重心点を通るような半直線上に光検出用光ファイバー７ａの重心点が存在するように光検出用光ファイバー７ａを配置し、さらに、光照射位置５の重心点を原点として光検出用光ファイバー７ｃの重心点を通るような半直線上に光検出用光ファイバー７ｄの重心点が存在するように光検出用光ファイバー７ｄを配置する。光検出用光ファイバー７ａと光検出用光ファイバー７ｄの重心点が上記半直線上に存在していればどこに配置してもよいが、本実施例では前記光照射位置５を対称中心として点対称でかつ光検出用光ファイバー７ｂと７ｃの外側に配置する。ここで、光照射用光ファイバー４と光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄは、表面を黒色に塗装した金属製の光ファイバー固定部材８で固定されている。光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄは、光ファイバー連結器３ｂ，３ｃ，３ｄ，３ｅを介して光検出器用光ファイバー９ａ，９ｂ，９ｃ，９ｄに連結しているため、光検出用光ファイバー７ａ，７ｂ，７ｃ，７ｄで検出された通過光は、光検出器１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄまで伝達し、光検出器１０で光電変換された通過光強度が電気信号強度として出力される。光検出器１０としては、例えばフォトダイオードや光電子増倍管等の光電変換素子を用いることができる。
【００２７】
光検出器１０ａ及び１０ｂで出力された通過光強度を表わす電気信号は、それぞれロックインアンプ２４ａと２４ｂで光源の強度変調周波数成分のみを抽出される。ロックインアンプ２４ａからの出力は、対数増幅器２５ａで対数変換された後に差動増幅器１１ａの負極に入力され、ロックインアンプ２４ｂからの出力は、対数増幅器２５ｂで対数変換された後に差動増幅器１１ａの正極に入力される。光検出器１０ｃ及び１０ｄで出力された通過光強度を表わす電気信号は、それぞれロックインアンプ２４ｃと２４ｄで光源の強度変調周波数成分のみを抽出される。ロックインアンプ２４ｄからの出力は、対数増幅器２５ｄで対数変換された後に差動増幅器１１ｂの負極に入力され、ロックインアンプ２４ｃからの出力は、対数増幅器２５ｃで対数変換された後に差動増幅器１１ｂの正極に入力される。さらに、差動増幅器１１ａからの出力を差動増幅器１１ｃの負極に入力し、差動増幅器１１ｂからの出力を差動増幅器１１ｃの正極に入力する。その結果として、異なる４ヵ所の位置での通過光強度の対数差分信号が、出力信号として差動増幅器１１ｃより出力される。差動増幅器１１ｃからの出力信号を逐次、Ａ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変換し、計算機１３に取り込み表示装置１４に時系列データとしてグラフ表示する。
【００２８】
ここで、図７に示すように、局所的に血液動態が変化する領域１５が、光検出用光ファイバーの視野１６ｂのみに含まれていれば、差動増幅器１１ｃより出力される通過光強度の対数差分信号は、局所的な血液動態の変化のみを反映していることになる。近赤外光に対しては血液中の主成分であるヘモグロビンが光吸収に対して支配的に働くことを前提に、差動増幅器１１ｃより出力される対数差分信号の意味を以下に説明する。
【００２９】
計測時間をｔ、光源波長をλ、照射光強度をＩ_０（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Ｃ_ｏｘ（ｔ），Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）、局所領域１５で変化した酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれぞれΔＣ_ｏｘ（ｔ），ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）、光源波長λに対する酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれε_ｏｘ（λ），ε_ｄｅｏｘ（λ）、光検出器１０ｂと１０ｃで検出される通過光強度に含まれる散乱とヘモグロビン以外の吸収による減衰をＤ_ｓ１、光検出器１０ａと１０ｄで検出される通過光強度に含まれる散乱とヘモグロビン以外に吸収による減衰をＤ_ｓ２、光検出器１０ｂと１０ｃで検出される通過光強度に含まれる散乱によって生じる重み係数をｄ_１、光検出器１０ａと１０ｄで検出される通過光強度に含まれる散乱によって生じる重み係数をｄ_２とすると、光検出器１０ｃで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ１（ｔ）、光検出器１０ｄで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ２（ｔ）、光検出器１０ｂで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ１’（ｔ）、及び光検出器１０ａで検出される通過光強度信号Ｉ_ｄ２’（ｔ）は、それぞれ下式（８）〜（１１）で表される。

【００３０】
次に、（８）式と（９）式の自然対数をとった後に、（８）式から（９）式を減算すると、次式（１２）が得られる。
ｌｎ［Ｉ_ｄ１（ｔ）／Ｉ_ｄ２（ｔ）］＝ｌｎ［Ｄ_ｓ１／Ｄ_ｓ２］−［ε_ｏｘ（λ）（Ｃ_ｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｏｘ（ｔ））＋ε_ｄｅｏｘ（λ）（Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ））］（ｄ_１−ｄ_２）（１２）
（１０）式と（１１）式の自然対数をとった後に（１０）式から（１１）式を減算すると、次式（１３）が得られる。
ｌｎ［Ｉ_ｄ１’（ｔ）／Ｉ_ｄ２’（ｔ）］＝ｌｎ［Ｄ_ｓ１／Ｄ_ｓ２］−［ε_ｏｘ（λ）（Ｃ_ｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｏｘ（ｔ））＋ε_ｄｅｏｘ（λ）（Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）＋ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ））］（ｄ_１−ｄ_２）（１３）
（１２）式の左辺は差動増幅器１１ｂの出力を表しており、（１３）式の左辺は差動増幅器１１ａの出力を表している。ここで、（１２）式より（１３）式を減算すると次式（１４）が得られる。
ｌｎ［（Ｉ_ｄ１（ｔ）／Ｉ_ｄ２（ｔ））（Ｉ_ｄ２’（ｔ）／Ｉ_ｄ１’（ｔ））］＝−［ε_ｏｘ（λ）ΔＣ_ｏｘ（ｔ）＋ε_ｄｅｏｘ（λ）ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）］（ｄ_１−ｄ_２）（１４）
（１４）式の左辺は、差動増幅器１１ｃからの出力、すなわち計測された対数差分信号を表している。
【００３１】
ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±１０ｎｍを用いて計測すると、前述の（４）式の関係が成立するので、（１４）式は定数Ｋを用いて下式（１５）のように書き直すことができる。

【００３２】
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［ΔＣ_ｏｘ（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（λ_１，λ_２）にし、各波長に異なる強度変調周波数（ｆ_１，ｆ_２）を与え、ロックインアンプで周波数分離すれば、各波長の通過光強度信号を計測することができる。従って、（１４）式が各波長で成り立つので、次の（１６）式及び（１７）式からなる連立方程式を導くことができる。

【００３３】
吸光係数ε_ｏｘ（λ_１），ε_ｏｘ（λ_２），ε_ｄｅｏｘ（λ_１），ε_ｄｅｏｘ（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ΔＣ_ｏｘ（ｔ）（ｄ_１−ｄ_２）と還元ヘモグロビンの変化量に相当するΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）（ｄ_１−ｄ_２）を、（１６）式及び（１７）式を計算機１３内で解くことで求めることができ、求められた相対変化量の時系列データを表示装置１４上にグラフ表示する。さらに拡張して波長数を増やし、（ｄ_１−ｄ_２）を消去、または微量にあるヘモグロビン以外の吸光物質濃度の相対変化量を求めることも可能である。
【００３４】
また、図８に示すように、ロックインアンプ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄからの検出信号をそれぞれＡ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変換した後、計算機１３内でＦＦＴ処理をして光源の強度変調周波数に相当する信号のみを抽出し、異なる４ヵ所の検出位置での通過光強度の対数差分を上述の計算過程と同様の手順で計算した後、求められた相対変化量を、時系列データとして表示装置１４上にグラフ表示することもできる。
【００３５】
〔実施例３〕
本発明による生体光計測装置の第３の実施例の概略構成を図９に示す。光源１ａと１ｂから発せられる光をレンズ系を用いて集光し、それぞれ光源用光ファイバー２ａと２ｂに入射する。各光源から発せられる光は、外来起因の雑音を除去するために各発振器２３ａ，２３ｂによって１００Ｈｚ〜１０ＭＨｚ程度の異なる任意の周波数ｆで強度変調されている。ここでは、光源１ａの強度変調周波数をｆ_１とし、光源１ｂの強度変調周波数をｆ_２とする。光源用光ファイバー２ａは光ファイバー連結器３ａを介して光照射用光ファイバー４ａと接続しており、光源用光ファイバー２ｂは光ファイバー連結器３ｃを介して光照射用光ファイバー４ｂと接続しているため、各光源からの光は光照射用光ファイバー４ａと４ｂに伝達し、光照射位置５ａと５ｂより被検体６に照射される。また、参照光を得るために光源用光ファイバー４ａ，４ｂの途中で分波器２６ａ，２６ｂを用いて分波し、光検出器１０ａと１０ｃで各光源の強度を電気信号に変換する。光検出器１０ａから出力される光源１ａの参照光強度信号はロックインアンプ２４ａに入力し、発振器２３ａからの参照周波数をもとに分離される。ロックインアンプ２４ａからの出力は、対数増幅器５ａに入力されて対数変換された後に差動増幅器１１ａの負極に入力される。光検出器１０ｃから出力される光源１ｂの参照光強度信号はロックインアンプ２４ｄに入力し、発振器２３ｂからの参照周波数をもとに分離される。ロックインアンプ２４ｄからの出力は、対数増幅器２５ｄに入力されて対数変換された後に差動増幅器１１ｂの負極に入力する。用いる光の波長は生体内の注目物質の分光特性によるが、ＨｂとＨｂＯ_２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。
【００３６】
被検体６を通過して出射する光を検出するために１本の光検出用光ファイバー７を、被検体６上の光照射位置５ａと５ｂから等距離の位置に配置する。ここで、光照射用光ファイバー４ａと４ｂと光検出用光ファイバー７は、表面を黒色に塗装された光ファイバー固定部材８で固定されている。光検出用光ファイバー７は、光ファイバー連結器３ｂを介して光検出器用光ファイバー９に連結しているため、光検出用光ファイバー７で検出された通過光は、光検出器１０ｂまで伝達し、光検出器１０ｂで光電変換され通過光強度が電気信号強度として出力される。光検出器１０ｂとしては、例えばフォトダイオードや光電子増倍管等の光電変換素子を用いる。
【００３７】
光検出器１０ｂで出力された通過光強度を表す電気信号は、光源１ａに対する通過光強度信号と光源１ｂに対する通過光強度信号を含んでいるため、ロックインアンプ２４ｂで光源１ａに対する強度変調周波数成分のみを抽出し、ロックインアンプ２４ｃで光源１ｂに対する強度変調周波数成分のみを抽出する。ロックインアンプ２４ｂからの出力は、対数増幅器２５ｂで対数変換された後に、差動増幅器１１ａの正極に入力される。ロックインアンプ２４ｃからの出力は、対数増幅器２５ｃで対数変換された後に、差動増幅器１１ｂの正極に入力される。その結果として、差動増幅器１１ａからは、光源１ａの強度と光源１ａに対する通過光強度の対数差分信号が出力信号として出力され、差動増幅器１１ｂからは、光源１ｂの強度と光源１ａに対する通過光強度の対数差分信号が出力信号として出力される。さらに、差動増幅器１１ａからの出力を差動増幅器１１ｃの負極へ入力し、差動増幅器１１ｂからの出力を差動増幅器１１ｃの正極へ入力すると、差動増幅器１１ｃから光源強度の揺らぎを除去した通過光強度の対数差分信号が出力される。差動増幅器１１ｃからの出力信号を逐次、Ａ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変換し、計算器１３に取り込み表示装置１４に時系列データとして表示する。
【００３８】
ここで、図９に示すように、局所的に血液動態が変化する領域１５が、光検出用光ファイバーの視野１６ｂにのみ含まれていれば、計測される対数差分信号は局所的な血液動態の変化のみを反映していることになる。近赤外光に対して波血液中の主成分であるヘモグロビンが光吸収に対して支配的に働くことを前提に、計測される対数差分信号の意味を以下に説明する。
【００３９】
計測時間をｔ、光源波長をλ、照射位置５ｂからの照射光強度をＩ_０（ｔ）、照射位置５ａからの照射光強度をＩ_０’（ｔ）、分波器２６ｂからの参照光強度をＩ_ｒ（ｔ）、分波器２６ａ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Ｉ_０（ｔ）：Ｉ_ｒ（ｔ）＝Ｉ_０’（ｔ）：Ｉ_ｒ’（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Ｃ_ｏｘ（ｔ），Ｃ_ｄｅｏｘ（ｔ）局所領域１５で変化した酸化ヘモグロビン濃度と還元ヘモグロビン濃度をそれぞれΔＣ_ｏｘ（ｔ），ΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）、光源波長λに対する酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数をそれぞれε_ｏｘ（λ），ε_ｄｅｏｘ（λ）、散乱とヘモグロビン以外の吸収による減衰をＤ_ｓ、散乱によって生じる重み係数をｄとすると、光検出器１０ｂで検出される光源１ｂに対する通過光強度信号Ｉ_ｄ（ｔ）、即ちロックインアンプ２４ｃからの出力は下式（１８）で表され、光検出器１０ｂで検出される光源１ａに対する通過光強度信号Ｉ_ｄ’（ｔ）、即ちロックインアンプ２４ｂからの出力は下式（１９）で表される。

【００４０】
次に、（１８）式と（１９）式の自然対数をとった後に変形すると、（１８）式は下式（２０）となり、式（１９）は下式（２１）となる。

さらに（２０）式から（２１）式を減算すると、次式（２２）が得られる。

ここで、
Ｉ_ｒ（ｔ）＝αＩ_０（ｔ）（２３）
Ｉ_ｒ’（ｔ）＝αＩ_０’（ｔ）（２４）
であるから、差動増幅器１１ａからの出力はｌｎ［Ｉ_ｄ’（ｔ）／αＩ_０’（ｔ）］となり、従って、差動増幅器１１ｃからの出力は
ｌｎ［（Ｉ_ｄ（ｔ）／Ｉ_ｄ’（ｔ））（Ｉ_０（ｔ）’／Ｉ_０（ｔ））］（２５）
である。（２５）式は（２２）式の左辺と等しいので、差動増幅器１１ｃから出力された対数差分信号は（２２）式と等価である。
【００４１】
ここで特に、光源波長として８０５ｎｍ±１０ｎｍを用いて計測すると、前述の（４）式の関係が成立するので、（２２）式は定数Ｋを用いて下式（２６）のように書き直すことができる。

【００４２】
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［ΔＣ_ｏｘ（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（λ_１，λ_２）にし、各波長と各照射位置毎に異なる強度変調周波数（ｆ_１，ｆ_２，ｆ_３，ｆ_４）を与え、ロックインアンプで周波数分離すれば、各波長と各照射位置毎の通過光強度信号を計測することができる。従って、（２２）式が各波長で成り立つので、次の（２７）式及び（２８）式からなる連立方程式を導くことができる。

【００４３】
吸光係数ε_ｏｘ（λ_１），ε_ｏｘ（λ_２），ε_ｄｅｏｘ（λ_１），ε_ｄｅｏｘ（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ΔＣ_ＯＸ（ｔ）ｄと還元ヘモグロビンの変化量に相当するΔＣ_ｄｅｏｘ（ｔ）ｄを、（２７）式及び（２８）式を計算機１３内で解くことで求めることができ、求められた相対変化量の時系列データを表示装置１４上にグラフ表示する。さらに拡張して波長数を増やし、ｄを消去、または微量にあるヘモグロビン以外の吸光物質濃度の相対変化量を求めることも可能である。
【００４４】
また、図１０に示すように、ロックインアンプ、対数増幅器、差動増幅器を使用せずに、光検出器１０ａ，１０ｂ，１０ｃからの検出信号をそれぞれＡ／Ｄ変換器１２でデジタル信号に変換した後、計算機１３内でＦＦＴ処理をして各光源の強度変調周波数に相当する信号のみを抽出し、上述の計算過程と同様の手順で計算して、求められた相対変化量を時系列データとして表示装置１４上にグラフ表示することもできる。
【００４５】
【発明の効果】
本発明によると、簡便な装置構成で被検体内の局所的な血液動態の変化を計測することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例による装置構成の説明図。
【図２】従来法による生体頭部の通過光強度の時間変化を示す図。
【図３】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図４】光検出プローブの説明図。
【図５】光検出プローブの説明図。
【図６】光計測装置の使用例を説明する図。
【図７】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図８】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図９】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【図１０】本発明の他の実施例による装置構成の説明図。
【符号の説明】
１…光源、２…光源用光ファイバー、３ａ〜３ｃ…光ファイバー連結器、４…光照射用光ファイバー、５…光照射位置、６…被検体、７ａ〜７ｄ…光検出用光ファイバー、８…光ファイバー固定部材、９ａ〜９ｄ…光検出器用光ファイバー、１０ａ〜１０ｄ…光検出器、１１…差動増幅器、１２…Ａ／Ｄ変換器、１３…計算機、１４…表示装置、１５…局所的に血液動態が変化する領域、１６ａ，１６ｂ…光検出用光ファイバーの視野、１７…被検体接触面、１８…固定用ベルト、１９…光計測装置、２０…出力信号調整つまみ、２１…出力信号値表示窓、２２…時系列データ、２３ａ〜２３ｃ…差動増幅器、２４…ロックインアンプ、２５…対数増幅器、２６…分波器[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a biological light measurement device that measures information in a living body using light.
[0002]
[Prior art]
As a conventional biological light measuring device, there is an oximeter (JP-A-55-24004) for measuring oxygen saturation in an artery. The oximeter irradiates a living body with light of a plurality of wavelengths, measures the intensity of transmitted light or reflected light from the living body, and measures Hb and HbO. ₂ Is a device that calculates the oxygen saturation in the artery using the spectral characteristics and pulse wave.
[0003]
As a method for measuring oxygen saturation (average oxygen saturation including both arterial and venous systems) and blood volume in living tissue, there is a method such as JOBSIS (Japanese Patent Laid-Open No. 57-115232). . This method uses Hb and HbO ₂ Is used to measure the oxygen saturation and blood volume in the living tissue (hereinafter, both are referred to as hemodynamics) using the spectral characteristics of In this specification, transmitted light, reflected light, and scattered light are not particularly distinguished, and the light intensity emitted from a light source and interacting with a living body and detected by a photodetector is referred to as transmitted light intensity.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
Using the conventional technique, it is possible to measure the oxygen saturation in an artery or the blood dynamics in a living tissue. However, it is impossible with the prior art to separate a change in blood dynamics resulting from a global change in a living body from a change in blood dynamics resulting from a local change in the living body.
[0005]
On the other hand, there is a case where it is desired to detect only a change in hemodynamics caused by a local change in a living body. For example, in the brain of a living body, there are local parts (hereinafter referred to as functional parts) that work in accordance with each function of the living body, and the blood volume or oxygen saturation of the functional parts changes according to any function of the living body I do. At this time, if the change in the blood volume or oxygen saturation of only an arbitrary functional part can be measured, the function of the functional part of the brain can be examined, which is very important medically.
[0006]
As a specific example, FIG. 2 shows a temporal change of the passing light intensity when the light is irradiated to the temporal region of the subject who is supine at rest and the passing light intensity is measured at a point 3 cm away from the light irradiation position. The fluctuation of the transmitted light intensity in FIG. 2 is derived from a change in the overall blood dynamics in the living body. As described above, even when the subject is at rest, unpredictable signal changes appear in the transmitted light intensity signal, and light is irradiated from above the scalp to the brain via the skull. The change in the signal based on the signal is extremely small, and it is difficult to separate the signal even if only a local blood dynamic changes due to activation of a functional part of the brain. SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a technique for separating and measuring a change in overall blood dynamics and a change in local blood dynamics in a living body, which have been difficult with conventional techniques.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
The present invention irradiates a living body with light from any one or a plurality of places, and detects a local position where a local change is measured as a signal change and a local position where a local change is not measured as a signal change. Two locations are set to be equidistant from the light irradiation position, the transmitted light intensity is detected at each detection position, and the logarithmic difference of the transmitted light intensity between the two locations is obtained.
[0008]
Preferably, the transmitted light is received at two detection positions that are equidistant from the incident position and different from each other, and the transmitted light intensity at each of the detection positions is measured using a photoelectric conversion element such as a photodiode or a photomultiplier tube. After converting the transmitted light signal intensity into an electric signal (hereinafter, an electric signal representing the transmitted light intensity is referred to as a transmitted light intensity signal) and logarithmically converting each transmitted light signal intensity with a logarithmic amplifier, the transmitted light intensity signal at the first detection position and The differential amplification of the passing light intensity signal at the second detection position is performed.
[0009]
By modulating the intensity of the light emitted from the light source and extracting only the frequency component of the detection signal, it is possible to remove noise caused by extraneous matter. An optical fiber can be connected between the light source and the light irradiation position, and between the light detection position and the light detector.
[0010]
[Action]
When the first detection position and the second detection position are respectively set at positions equidistant from the light irradiation position, the transmitted light intensity signal at each detection position changes equally with the change in the overall blood dynamics inside the living body. . Therefore, taking the logarithmic difference between the transmitted light intensity signal at the first detection position and the transmitted light intensity signal at the second detection position removes the signal change resulting from the overall hemodynamic change. Further, if only the transmitted light intensity signal at one of the first and second detection positions includes a change due to a local blood dynamic change, the transmitted light intensity logarithmic difference signal reflects only the local blood dynamic change. You will be doing.
[0011]
The light beam interacts with various living tissues through a complicated path from the light irradiation position to the inside of the living body and goes out of the living body at the light detection position, and is scattered or attenuated. In the present invention, the logarithmic difference of the light intensity emitted from the living body at a position equidistant from the light irradiation position is taken, so that the effects of scattering and attenuation due to the living tissue are canceled out, and a minute signal reflecting a local blood dynamic change is generated. It can be detected with high accuracy.
[0012]
【Example】
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to examples.
[Embodiment 1] FIG. 1 shows a schematic configuration of a first embodiment of a biological light measuring device according to the present invention. The light emitted from the light source 1 is condensed using a lens system, and is incident on the optical fiber for light source 2. The light emitted from the light source is intensity-modulated by the oscillator 23 at an arbitrary frequency f of about 100 Hz to 10 MHz in order to remove extraneous noise. Since the optical fiber for light source 2 is connected to the optical fiber for light irradiation 4 via the optical fiber coupler 3a, the light from the light source is transmitted to the optical fiber for light irradiation 4 and is irradiated to the subject 6 from the light irradiation position 5. . The wavelength of light used depends on the spectral characteristics of the substance of interest in the living body, but Hb and HbO ₂ When measuring the oxygen saturation or blood volume from the concentration of, one or a plurality of wavelengths are selected and used from light in the wavelength range of 600 nm to 1400 nm. As a light source, a semiconductor laser, a titanium sapphire laser, a light emitting diode, or the like can be used.
[0013]
Two light detection

optical fibers

7a and 7b for detecting light emitted through the subject 6 are arranged at two different locations on the subject 6. In this embodiment, the two light detection

optical fibers

7a and 7b are arranged at two points symmetric with respect to the light irradiation position 5 as the center of symmetry. The optical fiber 4 for light irradiation and the

optical fibers

7a and 7b for light detection are fixed by an optical fiber fixing member 8 whose surface is painted black. The light irradiation optical fiber 4, the light detection

optical fibers

7a and 7b, and the optical fiber fixing member 8 are integrated as a light detection probe for the sake of simplicity, and the details will be described later. Since the

optical fibers

7a and 7b for light detection are connected to the

optical fibers

9a and 9b for photodetectors via the

optical fiber couplers

3b and 3c, the passing light detected by the

optical fibers

7a and 7b for photodetection is a light detector. The light is transmitted to the

light detectors

10a and 10b, photoelectrically converted by the

photodetectors

10a and 10b, and the transmitted light intensity is output as an electric signal intensity. As the

photodetectors

10a and 10b, for example, a photoelectric conversion element such as a photodiode or a photomultiplier tube is used.
[0014]
From the electric signals representing the transmitted light intensity output from the

photodetectors

10a and 10b, only the light intensity modulated frequency components of the light source are extracted by the lock-in

amplifiers

24a and 24b, respectively. The output from the lock-in amplifier 24a is logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25a and then input to the negative electrode of the differential amplifier 11, and the output from the lock-in amplifier 24b is logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25b and then converted to the differential amplifier 11a. Is input to the positive electrode of. As a result, a differential signal of the transmitted light intensity at two different positions is output from the differential amplifier 11 as an output signal. The output signal from the differential amplifier 11 is successively converted into a digital signal by the A / D converter 12, taken into the computer 13 and displayed on the display device 14 as time-series data.
[0015]
Here, as shown in FIG. 1, if the region 15 where the blood dynamics change locally is included only in the visual field 16 b of the optical fiber for light detection, the measured logarithmic difference signal is the blood dynamics of the local region 15. This reflects only the change in. The meaning of the measured logarithmic difference signal will be described below on the assumption that hemoglobin, which is a main component in blood, predominantly acts on light absorption for near-infrared light.
[0016]
Measurement time is t, light source wavelength is λ, irradiation light intensity is I ₀ (T), the concentrations of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin _ox (T), C _deox (T), the oxyhemoglobin concentration and the reduced hemoglobin concentration changed in the local region 15 are respectively expressed by ΔC _ox (T), ΔC _deox (T) The absorption coefficients of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin with respect to the light source wavelength λ are respectively ε _ox (Λ), ε _deox (Λ), the attenuation due to scattering and absorption other than hemoglobin is D _s Let d be a weighting factor generated by scattering, and the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10b _d (T) is represented by the following equation (1), and the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10a is _d '(T) is represented by the following equation (2).
I _d (T) = D _s Exp [-[ε _ox (Λ) (C _ox (T) + ΔC _ox (T)) + ε _deox (Λ) (C _deox (T) + ΔC _deox (T))] d] I ₀ (T) (1)
I _d '(T) = D _s Exp [-[ε _ox (Λ) C _ox (T) + ε _deox (Λ) C _deox (T)] d] I ₀ (T) (2)
[0017]
Next, the following equation (3) is obtained by subtracting equation (2) from equation (1) after taking the natural logarithm of equations (1) and (2). The left side of the equation (3) is a measured logarithmic difference signal.
ln [I _d (T) / I _d '(T)] =-[ε _ox (Λ) ΔC _ox (T) + ε _deox (Λ) ΔC _deox (T)] d (3)
Here, in particular, when measurement is performed using a light source wavelength of 805 nm ± 10 nm,
ε _ox (805 ± 10) ≒ ε _deox (805 ± 10) (4)
Therefore, equation (3) uses the constant K
ln [I _d (T) / I _d '(T)] =-[ΔC _ox (T) + ΔC _deox (T)] · K (5)
Can be rewritten. Therefore, the logarithmic difference signal measured using the light source wavelength of 805 nm ± 10 nm indicates the change amount [ΔC _ox (T) + ΔC _deox (T)] (hereinafter referred to as a relative blood change amount). Further, the number of wavelengths used for the light source is two wavelengths (λ ₁ , Λ ₂ ), And a different intensity modulation frequency (f ₁ , F ₂ ) And frequency-separated by a lock-in amplifier, it is possible to measure the transmitted light intensity signal of each wavelength. Therefore, since equation (3) holds for each wavelength, simultaneous equations consisting of the following equations (6) and (7) can be derived.

[0018]
Absorption coefficient ε _ox (Λ ₁ ), Ε _ox (Λ ₂ ), Ε _deox (Λ ₁ ), Ε _deox (Λ ₂ ) Is known, the value ΔC corresponding to the amount of change in oxyhemoglobin _OX (T) ΔC corresponding to the change amount of d and reduced hemoglobin _deox (T) d can be obtained by solving the equations (6) and (7) in the computer 13, and the time series data of the obtained relative change amount is graphically displayed on the display device 14. It is also possible to further expand the number of wavelengths to eliminate d or to obtain the relative change in the concentration of the light-absorbing substance other than hemoglobin in a trace amount.
[0019]
As shown in FIG. 3, after the detection signals from the

photodetectors

10a and 10b are converted into digital signals by the A / D converter 12, respectively, without using a lock-in amplifier, a logarithmic amplifier, and a differential amplifier. The FFT process is performed in the computer 13 to extract only the signal corresponding to the intensity modulation frequency of the light source, and the logarithmic difference of the transmitted light intensity at two different detection positions is calculated in the same procedure as the above calculation process. Thus, the obtained relative change amount can be graphically displayed on the display device 14 as time-series data.
[0020]
FIG. 4 shows an example of the light detection probe. FIG. 4A shows a cross section of the light detection probe, and FIG. 4B shows a view of the light detection probe viewed from the object contact surface. The light detection probe is composed of one light irradiation optical fiber 4, two light detection

optical fibers

7a and 7b, and a metal or plastic optical fiber fixing member 8 whose surface is painted black, and an optical fiber is connected to each optical fiber. The

devices

3a, 3b, 3c are connected. In order to maintain the flexibility of each optical fiber, it is composed of a plurality of optical fibers. Plastic or quartz is used as the material of the optical fiber. When the present light detection probe is used for a living body, the object contact surface 17 is covered with an elastic sponge or the like.
[0021]
It is necessary to change the size of the detection surfaces of the

optical fibers

7a and 7b for light detection according to the purpose and the state of the subject. For example, when measuring brain function, the cross-sectional shape is a circle having a diameter of about 1 mm to 20 mm. Alternatively, it is a square having a side of about 1 mm to 20 mm. The two light detection

optical fibers

7a and 7b are arranged symmetrically at a distance r (r = 5 mm to 50 mm) from the light irradiation optical fiber 4 here. By preparing a plurality of types of light detection probes having different distances r and different cross-sectional shapes of the light detection

optical fibers

7a and 7b and exchanging them according to the measurement purpose, simple measurement can be performed. Since the reaching depth of light is almost equal to the distance r from the light source, it is possible to measure from the surface of the head through the skull at a depth of about the cerebral cortex of the brain.
[0022]
Various arrangements of the optical fiber 7 for light detection in the light detection probe are conceivable. For example, as shown in FIG. 5, four light detection

optical fibers

7a, 7b, 7c, and 7d are arranged at the same distance r from the light irradiation optical fiber 4, and any two light detection optical fibers are selected. Can be measured. Instead of using an optical fiber, a lens system may be used, or a light source or a photodetector may be directly installed on the fixing member 8.
[0023]
FIG. 6 shows an example in which the optical measurement device according to the present invention is used for measuring the brain of a living body. A light detection probe comprising

optical fiber couplers

3a, 3b, 3c, light irradiation optical fiber 4, light detection

optical fibers

7a, 7b, and optical fiber fixing member 8 is fixed to subject 6 with rubber fixing belt 18. I do. The light irradiation optical fiber 4 is connected to the light source optical fiber 2 via the optical fiber coupler 3a, and the light detection

optical fibers

7a, 7b are connected to the photodetector

optical fibers

9a, 9b via the

optical fiber couplers

3b, 3c, respectively. Have been. The front panel of the optical measurement device 19 includes a connection portion between the light source optical fiber 2 and the photodetector

optical fibers

9a and 9b, an output signal adjustment knob 20, an output signal value display window 21, and a display device 14. Inside the optical measurement device 19, a differential amplifier, an A / D converter, a microprocessor, a light source, a photodetector, an optical switch, and other necessary electric circuits are arranged.
[0024]
The output signal value display window 21 displays the logarithmic difference signal value of the transmitted light intensity detected at two places, and determines the offset value of the logarithmic difference signal value using the output signal adjustment knob 20. For example, when there is no local change in blood dynamics inside the brain of the subject, adjustment is performed so that the logarithmic difference signal of the transmitted light intensity detected at two locations becomes zero. Thereafter, the measurement is started, and the time series data 22 of the logarithmic difference signal is graphically displayed on the display device 14. Further, the above-described calculation is performed, and the relative change time change of the local blood flow rate, the amount of oxyhemoglobin or the amount of reduced hemoglobin is displayed in a graph.
[0025]
[Example 2]
FIG. 7 shows a schematic configuration of a second embodiment of the biological light measurement device according to the present invention. The light emitted from the light source 1 is condensed using a lens system, and is incident on the optical fiber for light source 2. The light emitted from the light source is intensity-modulated at an arbitrary frequency of about 100 Hz to 10 MHz by the oscillator 23 in order to remove external noise. Since the optical fiber for light source 2 is connected to the optical fiber for light irradiation 4 via the optical fiber coupler 3a, the light from the light source is transmitted to the optical fiber for light irradiation 4 and is irradiated to the subject 6 from the light irradiation position 5. . The wavelength of light used depends on the spectral characteristics of the substance of interest in the living body, but Hb and HbO ₂ When measuring the oxygen saturation or blood volume from the concentration of, one or a plurality of wavelengths are selected and used from light in the wavelength range of 600 nm to 1400 nm. As a light source, a semiconductor laser, a titanium sapphire laser, a light emitting diode, or the like can be used.
[0026]
Four light detecting

optical fibers

7a, 7b, 7c, 7d for detecting light emitted through the subject 6 are arranged at four different positions on the subject 6. In this embodiment, the two

optical fibers

7b and 7c for light detection are arranged at two points symmetrical with respect to the light irradiation position 5 as the center of symmetry, and the center of gravity of the light irradiation position 5 as the origin is the center of gravity of the light detection optical fiber 7b. The light detection optical fiber 7a is arranged so that the center of gravity of the light detection optical fiber 7a exists on a half-line passing through the point, and the center of gravity of the light detection optical fiber 7c is set with the center of gravity of the light irradiation position 5 as the origin. The light detecting optical fiber 7d is arranged so that the center of gravity of the light detecting optical fiber 7d exists on a half line passing through the point. The light detection optical fiber 7a and the light detection optical fiber 7d may be arranged anywhere as long as the center of gravity of the light detection optical fiber 7d exists on the above-mentioned half line. It is arranged outside the optical fibers for

detection

7b and 7c. Here, the light irradiation optical fiber 4 and the light detection

optical fibers

7a, 7b, 7c, 7d are fixed by a metal optical fiber fixing member 8 whose surface is painted black. The optical fibers for

detection

7a, 7b, 7c, 7d are connected to the optical fibers for

detection

9a, 9b, 9c, 9d via the

optical fiber couplers

3b, 3c, 3d, 3e. The transmitted light detected by 7b, 7c, 7d is transmitted to

photodetectors

10a, 10b, 10c, 10d, and the transmitted light intensity photoelectrically converted by photodetector 10 is output as an electric signal intensity. As the photodetector 10, a photoelectric conversion element such as a photodiode or a photomultiplier tube can be used.
[0027]
From the electric signals representing the transmitted light intensity output from the

photodetectors

10a and 10b, only the intensity modulation frequency components of the light source are extracted by the lock-in

amplifiers

24a and 24b, respectively. The output from the lock-in amplifier 24a is input to the negative electrode of the differential amplifier 11a after being logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25a, and the output from the lock-in amplifier 24b is subjected to logarithmic conversion by the logarithmic amplifier 25b and then to the differential amplifier 11a. Is input to the positive electrode of. From the electric signals representing the transmitted light intensity output from the

photodetectors

10c and 10d, only the intensity modulation frequency components of the light source are extracted by the lock-in

amplifiers

24c and 24d, respectively. The output from the lock-in amplifier 24d is input to the negative electrode of the differential amplifier 11b after being logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25d, and the output from the lock-in amplifier 24c is output after being logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25c. Is input to the positive electrode of. Further, the output from the differential amplifier 11a is input to the negative electrode of the differential amplifier 11c, and the output from the differential amplifier 11b is input to the positive electrode of the differential amplifier 11c. As a result, logarithmic difference signals of the transmitted light intensity at four different positions are output from the differential amplifier 11c as output signals. The output signal from the differential amplifier 11c is sequentially converted into a digital signal by the A / D converter 12, taken into the computer 13, and displayed on the display device 14 as time-series data as a graph.
[0028]
Here, as shown in FIG. 7, if the region 15 where the blood dynamics change locally is included only in the visual field 16b of the optical fiber for photodetection, the logarithm of the transmitted light intensity output from the differential amplifier 11c is used. The difference signal will reflect only local hemodynamic changes. The meaning of the logarithmic difference signal output from the differential amplifier 11c will be described below on the assumption that hemoglobin, which is a main component in blood, acts dominantly on light absorption for near-infrared light.
[0029]
Measurement time is t, light source wavelength is λ, irradiation light intensity is I ₀ (T) The concentrations of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin are _ox (T), C _deox (T), the oxyhemoglobin concentration and the reduced hemoglobin concentration changed in the local region 15 are each represented by ΔC _ox (T), ΔC _deox (T), extinction coefficients of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin with respect to the light source wavelength λ _ox (Λ), ε _deox (Λ), the attenuation contained in the transmitted light intensity detected by the

photodetectors

10b and 10c and the attenuation due to absorption other than hemoglobin is represented by D _s1 , The attenuation included in the transmitted light intensity detected by the

photodetectors

10a and 10d and the attenuation due to absorption other than hemoglobin are represented by D _s2 , The weighting factor caused by the scattering included in the transmitted light intensity detected by the

photodetectors

10b and 10c is denoted by d. ₁ , The weighting factor generated by the scattering included in the transmitted light intensity detected by the

photodetectors

10a and 10d is represented by d ₂ Then, the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10c _d1 (T), the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10d _d2 (T), the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10b _d1 '(T) and the transmitted light intensity signal I detected by the photodetector 10a. _d2 '(T) is represented by the following equations (8) to (11), respectively.

[0030]
Next, the following equation (12) is obtained by subtracting the equation (9) from the equation (8) after taking the natural logarithm of the equations (8) and (9).
ln [I _d1 (T) / I _d2 (T)] = ln [D _s1 / D _s2 ]-[Ε _ox (Λ) (C _ox (T) + ΔC _ox (T)) + ε _deox (Λ) (C _deox (T) + ΔC _deox (T))] (d ₁ -D ₂ ) (12)
Subtracting equation (11) from equation (10) after taking the natural logarithm of equations (10) and (11) gives the following equation (13).
ln [I _d1 '(T) / I _d2 '(T)] = ln [D _s1 / D _s2 ]-[Ε _ox (Λ) (C _ox (T) + ΔC _ox (T)) + ε _deox (Λ) (C _deox (T) + ΔC _deox (T))] (d ₁ -D ₂ ) (13)
The left side of equation (12) represents the output of the differential amplifier 11b, and the left side of equation (13) represents the output of the differential amplifier 11a. Here, when the expression (13) is subtracted from the expression (12), the following expression (14) is obtained.
ln [(I _d1 (T) / I _d2 (T)) (I _d2 '(T) / I _d1 '(T))] =-[ε _ox (Λ) ΔC _ox (T) + ε _deox (Λ) ΔC _deox (T)] (d ₁ -D ₂ ) (14)
The left side of the equation (14) represents the output from the differential amplifier 11c, that is, the measured logarithmic difference signal.
[0031]
Here, in particular, when the measurement is performed using 805 nm ± 10 nm as the light source wavelength, the relationship of the above-described expression (4) is established. Therefore, the expression (14) can be rewritten as the following expression (15) using the constant K. it can.

[0032]
Therefore, the logarithmic difference signal measured using the light source wavelength of 805 nm ± 10 nm is equivalent to the relative blood change [ΔC _ox (T) + ΔC _deox (T)]. Further, the number of wavelengths used for the light source is two wavelengths (λ ₁ , Λ ₂ ), And a different intensity modulation frequency (f ₁ , F ₂ ) And frequency-separated by a lock-in amplifier, it is possible to measure the transmitted light intensity signal of each wavelength. Therefore, since equation (14) holds for each wavelength, a simultaneous equation consisting of the following equations (16) and (17) can be derived.

[0033]
Absorption coefficient ε _ox (Λ ₁ ), Ε _ox (Λ ₂ ), Ε _deox (Λ ₁ ), Ε _deox (Λ ₂ ) Is known, the value ΔC corresponding to the amount of change in oxyhemoglobin _ox (T) (d ₁ -D ₂ ) And ΔC corresponding to the amount of change in reduced hemoglobin _deox (T) (d ₁ -D ₂ ) Can be obtained by solving the equations (16) and (17) in the computer 13, and the time series data of the obtained relative change amount is graphically displayed on the display device 14. By further expanding the number of wavelengths, (d ₁ -D ₂ ) Can be eliminated, or the relative change in the concentration of the light-absorbing substance other than hemoglobin in a trace amount can be determined.
[0034]
As shown in FIG. 8, the detection signals from the

photodetectors

10a, 10b, 10c, and 10d are converted into digital signals by the A / D converter 12 without using a lock-in amplifier, a logarithmic amplifier, and a differential amplifier. After that, the FFT process is performed in the computer 13 to extract only the signal corresponding to the intensity modulation frequency of the light source, and the logarithmic difference of the passing light intensity at four different detection positions is calculated in the same manner as in the above calculation process. After the calculation in the procedure, the obtained relative change amount may be displayed as a graph on the display device 14 as time-series data.
[0035]
[Example 3]
FIG. 9 shows a schematic configuration of a third embodiment of the living body light measuring device according to the present invention. Light emitted from the

light sources

1a and 1b is condensed using a lens system, and is incident on the light source

optical fibers

2a and 2b, respectively. The light emitted from each light source is intensity-modulated by the

oscillators

23a and 23b at an arbitrary frequency f different from about 100 Hz to 10 MHz in order to remove noise caused by an external source. Here, the intensity modulation frequency of the light source 1a is f ₁ And the intensity modulation frequency of the light source 1b is f ₂ And The light source optical fiber 2a is connected to the light irradiation optical fiber 4a via the optical fiber coupler 3a, and the light source optical fiber 2b is connected to the light irradiation optical fiber 4b via the optical fiber coupler 3c. Is transmitted to the light irradiation optical fibers 4a and 4b, and is irradiated on the subject 6 from the

light irradiation positions

5a and 5b. Further, in order to obtain reference light, the light is split by using the

splitters

26a and 26b in the middle of the light source optical fibers 4a and 4b, and the

light detectors

10a and 10c convert the intensity of each light source into an electric signal. The reference light intensity signal of the light source 1a output from the photodetector 10a is input to the lock-in amplifier 24a and separated based on the reference frequency from the oscillator 23a. The output from the lock-in amplifier 24a is input to the logarithmic amplifier 5a, logarithmically converted, and then input to the negative electrode of the differential amplifier 11a. The reference light intensity signal of the light source 1b output from the photodetector 10c is input to the lock-in amplifier 24d, and is separated based on the reference frequency from the oscillator 23b. The output from the lock-in amplifier 24d is input to the logarithmic amplifier 25d, logarithmically converted, and then input to the negative electrode of the differential amplifier 11b. The wavelength of light used depends on the spectral characteristics of the substance of interest in the living body, but Hb and HbO ₂ When measuring the oxygen saturation or blood flow from the concentration of, one or a plurality of wavelengths are selected and used from light in the wavelength range of 600 nm to 1400 nm. As a light source, a semiconductor laser, a titanium sapphire laser, a light emitting diode, or the like can be used.
[0036]
One optical fiber 7 for light detection is arranged at a position equidistant from the

light irradiation positions

5a and 5b on the subject 6 in order to detect light emitted through the subject 6. Here, the light irradiation optical fibers 4a and 4b and the light detection optical fiber 7 are fixed by an optical fiber fixing member 8 whose surface is painted black. Since the optical fiber for photodetection 7 is connected to the optical fiber for photodetector 9 via the optical fiber coupler 3b, the passing light detected by the optical fiber for photodetection 7 is transmitted to the photodetector 10b, At 10b, the light is subjected to photoelectric conversion and the transmitted light intensity is output as an electric signal intensity. As the photodetector 10b, for example, a photoelectric conversion element such as a photodiode or a photomultiplier tube is used.
[0037]
Since the electric signal indicating the transmitted light intensity output from the photodetector 10b includes the transmitted light intensity signal for the light source 1a and the transmitted light intensity signal for the light source 1b, the lock-in amplifier 24b controls the intensity modulated frequency component for the light source 1a. Only the intensity modulation frequency component for the light source 1b is extracted by the lock-in amplifier 24c. The output from the lock-in amplifier 24b is logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25b and then input to the positive electrode of the differential amplifier 11a. The output from the lock-in amplifier 24c is logarithmically converted by the logarithmic amplifier 25c and then input to the positive electrode of the differential amplifier 11b. As a result, the differential amplifier 11a outputs a logarithmic difference signal between the intensity of the light source 1a and the transmitted light intensity to the light source 1a as an output signal, and the differential amplifier 11b outputs the intensity of the light source 1b and the transmitted light to the light source 1a. A logarithmic difference signal of the intensity is output as an output signal. Furthermore, when the output from the differential amplifier 11a was input to the negative electrode of the differential amplifier 11c and the output from the differential amplifier 11b was input to the positive electrode of the differential amplifier 11c, fluctuations in the light source intensity were removed from the differential amplifier 11c. A logarithmic difference signal of the transmitted light intensity is output. The output signal from the differential amplifier 11c is sequentially converted into a digital signal by the A / D converter 12, taken into the calculator 13, and displayed on the display device 14 as time-series data.
[0038]
Here, as shown in FIG. 9, if the region 15 where the blood dynamics change locally is included only in the visual field 16b of the optical fiber for photodetection, the logarithmic difference signal to be measured is the local blood dynamics. It reflects only the change. The meaning of the logarithmic difference signal measured will be described below on the premise that hemoglobin, which is the main component in wave blood, acts dominantly in light absorption for near-infrared light.
[0039]
The measurement time is t, the light source wavelength is λ, and the intensity of the irradiation light from the irradiation position 5b is I. ₀ (T), the intensity of the irradiation light from the irradiation position 5a is I ₀ '(T), the reference light intensity from the duplexer 26b is represented by I _r (T), the intensity of the reference light from the duplexer 26a is represented by I _r '(T), the demultiplexing ratio of the demultiplexer to the reference light is α, ie, I ₀ (T): I _r (T) = I ₀ '(T): I _r '(T) = 1: α, and the concentrations of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin are C _ox (T), C _deox (T) The oxyhemoglobin concentration and the reduced hemoglobin concentration changed in the local region 15 are each represented by ΔC _ox (T), ΔC _deox (T), extinction coefficients of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin with respect to the light source wavelength λ _ox (Λ), ε _deox (Λ), the attenuation due to scattering and absorption other than hemoglobin is D _s Let d be a weighting factor generated by scattering, and the transmitted light intensity signal I for the light source 1b detected by the photodetector 10b. _d (T), that is, the output from the lock-in amplifier 24c is represented by the following equation (18), and the transmitted light intensity signal I to the light source 1a detected by the photodetector 10b _d '(T), that is, the output from the lock-in amplifier 24b is expressed by the following equation (19).

[0040]
Next, when the natural logarithms of the equations (18) and (19) are taken and then transformed, the equation (18) becomes the following equation (20), and the equation (19) becomes the following equation (21).

Further, when the expression (21) is subtracted from the expression (20), the following expression (22) is obtained.

here,
I _r (T) = αI ₀ (T) (23)
I _r '(T) = αI ₀ '(T) (24)
Therefore, the output from the differential amplifier 11a is ln [I _d '(T) / αI ₀ '(T)], and the output from the differential amplifier 11c is
ln [(I _d (T) / I _d '(T)) (I ₀ (T) '/ I ₀ (T))] (25)
It is. Since equation (25) is equal to the left side of equation (22), the logarithmic difference signal output from differential amplifier 11c is equivalent to equation (22).
[0041]
Here, in particular, when the measurement is performed using 805 nm ± 10 nm as the light source wavelength, the relationship of the above-described equation (4) is established. it can.

[0042]
Therefore, the logarithmic difference signal measured using the light source wavelength of 805 nm ± 10 nm is equivalent to the relative blood change [ΔC _ox (T) + ΔC _deox (T)]. Further, the number of wavelengths used for the light source is two wavelengths (λ ₁ , Λ ₂ ), And a different intensity modulation frequency (f ₁ , F ₂ , F ₃ , F ₄ ), And frequency separation by the lock-in amplifier makes it possible to measure the transmitted light intensity signal for each wavelength and each irradiation position. Therefore, since the equation (22) holds for each wavelength, a simultaneous equation consisting of the following equations (27) and (28) can be derived.

[0043]
Absorption coefficient ε _ox (Λ ₁ ), Ε _ox (Λ ₂ ), Ε _deox (Λ ₁ ), Ε _deox (Λ ₂ ) Is known, the value ΔC corresponding to the amount of change in oxyhemoglobin _OX (T) ΔC corresponding to the change amount of d and reduced hemoglobin _deox (T) d can be obtained by solving the equations (27) and (28) in the computer 13, and the time series data of the obtained relative change amount is graphically displayed on the display device 14. It is also possible to further expand the number of wavelengths to eliminate d or to obtain the relative change in the concentration of the light-absorbing substance other than hemoglobin in a trace amount.
[0044]
As shown in FIG. 10, the detection signals from the

photodetectors

10a, 10b, and 10c are converted into digital signals by the A / D converter 12 without using a lock-in amplifier, a logarithmic amplifier, and a differential amplifier. After that, FFT processing is performed in the computer 13 to extract only a signal corresponding to the intensity modulation frequency of each light source, and the signal is calculated in the same procedure as the above-described calculation process. As a graph on the display device 14.
[0045]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to measure a local change in blood dynamics in a subject with a simple device configuration.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a temporal change in the intensity of light passing through a living body head according to a conventional method.
FIG. 3 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to another embodiment of the present invention.
FIG. 4 is an explanatory diagram of a light detection probe.
FIG. 5 is an explanatory diagram of a light detection probe.
FIG. 6 is a diagram illustrating an example of use of an optical measurement device.
FIG. 7 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to another embodiment of the present invention.
FIG. 8 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to another embodiment of the present invention.
FIG. 9 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to another embodiment of the present invention.
FIG. 10 is an explanatory diagram of an apparatus configuration according to another embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Light source, 2 ... Optical fiber for light sources, 3a-3c ... Optical fiber coupler, 4 ... Optical fiber for light irradiation, 5 ... Light irradiation position, 6 ... Subject, 7a-7d ... Optical fiber for light detection, 8 ... Optical fiber fixing member 9a to 9d: Optical fiber for photodetector, 10a to 10d: Photodetector, 11: Differential amplifier, 12: A / D converter, 13: Computer, 14: Display device, 15: Local

hemodynamic changes

16a, 16b: field of view of optical fiber for light detection, 17: object contact surface, 18: fixing belt, 19: optical measuring device, 20: output signal adjustment knob, 21: output signal value display window, 22 ... Time series data, 23a to 23c: differential amplifier, 24: lock-in amplifier, 25: logarithmic amplifier, 26: duplexer

Claims

所定の周波数で変調された所定の波長の光を被検体頭部に対し照射する光照射手段と、
前記光照射手段から照射され、前記被検体頭部で反射された光を検出する第一および第二の受光手段とを有し、
前記光照射手段と前記第一の受光手段の距離は、前記光照射手段と前記第二の受光手段の距離にほぼ等しく、
前記第一および第二の受光手段で計測された信号から前記所定の周波数の信号をもつ信号を抽出する抽出手段と、
前記第一の受光手段で計測された信号から前記抽出手段により抽出された前記第一の信号と、前記第二の受光手段で計測された信号から前記抽出手段により抽出された第二の信号とから、前記所定の波長における対数差分信号を求める信号処理を行なう処理手段と、
前記処理手段により得られた結果から脳の血液動態変化を表示する表示装置とを有することを特徴とする生体光計測装置。Light irradiation means for irradiating the subject's head with light of a predetermined wavelength modulated at a predetermined frequency,
First and second light receiving means for detecting light emitted from the light irradiation means and reflected by the subject's head,
The distance between the light irradiation means and the first light receiving means is substantially equal to the distance between the light irradiation means and the second light receiving means,
Extraction means for extracting a signal having a signal of the predetermined frequency from a signal measured by the first and second light receiving means,
The first signal extracted by the extracting unit from the signal measured by the first light receiving unit, and the second signal extracted by the extracting unit from the signal measured by the second light receiving unit From, processing means for performing signal processing for obtaining a logarithmic difference signal at the predetermined wavelength,
A display device for displaying a change in cerebral blood dynamics from the result obtained by the processing means.

第一の周波数で変調された所定の波長の光を被検体頭部に対し照射する第一の光照射手段と、
前記第一の周波数と異なる第二の周波数で変調された前記所定の波長の光を前記被検体頭部に対し照射する第二の光照射手段と、
前記第一および第二の光照射手段から照射され、前記被検体頭部で反射された光を検出する受光手段とを有し、
前記受光手段と前記第一の光照射手段の距離は、前記受光手段と前記第二の光照射手段の距離にほぼ等しく、
前記受光手段で計測された信号から前記第一および第二の周波数の信号をもつ信号を抽出する抽出手段と、
前記抽出手段により抽出された前記第一周波数の信号と、前記抽出手段により抽出された前記第二の周波数の信号とから、前記所定の波長における対数差分信号を求める信号処理を行なう処理手段と、
前記処理手段により得られた結果から脳の血液動態変化を表示する表示装置とを有することを特徴とする生体光計測装置。First light irradiating means for irradiating the subject head with light of a predetermined wavelength modulated at the first frequency,
A second light irradiation unit that irradiates the subject head with light of the predetermined wavelength modulated at a second frequency different from the first frequency,
Light receiving means for detecting light reflected from the head of the subject, which is irradiated from the first and second light irradiation means,
The distance between the light receiving means and the first light irradiation means is substantially equal to the distance between the light receiving means and the second light irradiation means,
Extracting means for extracting a signal having a signal of the first and second frequencies from a signal measured by the light receiving means,
Processing means for performing signal processing for obtaining a logarithmic difference signal at the predetermined wavelength from the signal of the first frequency extracted by the extraction means and the signal of the second frequency extracted by the extraction means;
A display device for displaying a change in cerebral blood dynamics from the result obtained by the processing means.

第一の周波数で変調された第一の波長の光と、前記第一の周波数と異なる第二の周波数で変調された、前記第一の波長と異なる第二の波長の光とが、前記光照射手段から照射されることを特徴とする請求項１に記載の生体光計測装置。Light of a first wavelength modulated at a first frequency, and light of a second wavelength different from the first wavelength, modulated at a second frequency different from the first frequency, the light The living body light measuring device according to claim 1, wherein the living body light is irradiated from an irradiation unit.

前記処理手段は、前記第一の受光手段で計測される前記第一および第二の周波数をもつ第一の信号と、前記第二の光検出器で計測される前記第一および第二の周波数をもつ第二の信号とから、前記第一および第二の波長における対数差分信号を求め、前記処理手段により求められた前記第一および第二の所定の波長における前記対数差分信号から酸化ヘモグロビンの変化量に相当する第一の値と還元ヘモグロビンの変化量に相当する第二の値を算出し、
前記表示装置は、前記第一および第二の値の時系列データを表示することを特徴とする請求項３に記載の生体光計測装置。The processing means, the first signal having the first and second frequencies measured by the first light receiving means, and the first and second frequencies measured by the second photodetector From the second signal having, from the logarithmic difference signal at the first and second predetermined wavelengths determined by the processing means to determine the logarithmic difference signal at the first and second wavelengths, the oxyhemoglobin of the oxyhemoglobin Calculate a first value corresponding to the change amount and a second value corresponding to the change amount of reduced hemoglobin,
The biological light measurement device according to claim 3, wherein the display device displays time-series data of the first and second values.

第一の周波数で変調された第一の波長の光と、前記第一の周波数と異なる第二の周波数で変調された、前記第一の波長と異なる第二の波長の光とが、前記第一の光照射手段から照射され、
前記第一および第二の周波数と異なる第三の周波数で変調された前記第一の波長の光と、前記第一、第二および第三の周波数と異なる第四の周波数で変調された、前記第二の波長の光とが、前記第二の光照射手段から照射されることを特徴とする請求項２に記載の生体光計測装置。Light of a first wavelength modulated at a first frequency, and light of a second wavelength different from the first wavelength, modulated at a second frequency different from the first frequency, Irradiated from one light irradiation means,
The light of the first wavelength modulated at a third frequency different from the first and second frequencies, and the first, modulated at a fourth frequency different from the second and third frequencies, The biological light measurement device according to claim 2, wherein light of a second wavelength is emitted from the second light irradiation unit.

前記処理手段は、前記第一の受光手段で計測される前記第一、第二、第三および第四の周波数をもつ第一の信号と、前記第二の光検出器で計測される前記第一、第二、第三および第四の周波数をもつ第二の信号とから、前記第一および第二の波長における対数差分信号を求め、前記処理手段により求められた前記第一および第二の所定の波長における前記対数差分信号から酸化ヘモグロビンの変化量に相当する第一の値と還元ヘモグロビンの変化量に相当する第二の値を算出し、
前記表示装置は、前記第一および第二の値の時系列データを表示することを特徴とする請求項５に記載の生体光計測装置。The processing means includes a first signal having the first, second, third and fourth frequencies measured by the first light receiving means, and a first signal measured by the second photodetector. From the second signal having the first, second, third, and fourth frequencies, a logarithmic difference signal at the first and second wavelengths is obtained, and the first and second signals obtained by the processing unit are obtained. From the logarithmic difference signal at a predetermined wavelength to calculate a first value corresponding to the amount of change in oxygenated hemoglobin and a second value corresponding to the amount of change in reduced hemoglobin,
The biological light measurement device according to claim 5, wherein the display device displays time-series data of the first and second values.

前記受光手段は前記光照射手段からほぼ等距離にある複数の光検出位置に配置され、
前記処理手段は、複数の前記受光手段のうち２つの受光手段で検出された光から前記所定の波長における対数差分信号を求めることを特徴とする請求項１に記載の生体光計測装置。The light receiving means is arranged at a plurality of light detection positions substantially equidistant from the light irradiation means,
The biological light measurement device according to claim 1, wherein the processing unit obtains a logarithmic difference signal at the predetermined wavelength from light detected by two light receiving units of the plurality of light receiving units.

前記光照射手段は前記受光手段からほぼ等距離にある複数の光照射位置に配置され、
前記処理手段は、複数の前記光照射手段のうち２つの光照射手段から照射され、前記被検体頭部で反射され、前記受光手段で検出された光から前記所定の波長における対数差分信号を求めることを特徴とする請求項２に記載の生体光計測装置。The light irradiation unit is disposed at a plurality of light irradiation positions that are substantially equidistant from the light receiving unit,
The processing means obtains a logarithmic difference signal at the predetermined wavelength from light emitted from two light emitting means of the plurality of light emitting means, reflected by the subject's head, and detected by the light receiving means. The biological light measurement device according to claim 2, wherein:

第１の所定の周波数で変調された、所定の波長の光を、被検体頭部上の第１の光照射位置に照射する第１の照射用光ファイバーと、
前記第１の所定の周波数と異なる第２の所定の周波数で変調された、前記所定の波長の光を、前記被検体頭部上の第２の光照射位置に照射する第２の照射用光ファイバーと、
前記第１、第２の光照射位置からほぼ等距離にある前記被検体頭部上の光検出位置に配置され、前記第１、第２の照射用光ファイバーから照射され前記被検体頭部を通過した通過光を受光する検出用光ファイバーと、
前記第１の照射用光ファイバーの途中に配置され、前記第１の所定の周波数で変調された前記所定の波長の光を所定の分波比率で分波し第１の参照光を得るための第１の分波器と、
前記第２の照射用光ファイバーの途中に配置され、前記第２の所定の周波数で変調された前記所定の波長の光を前記所定の分波比率で分波し第２の参照光を得るための第２の分波器と、
前記検出用光ファイバーにより伝達される前記通過光を検出する第１の光検出器と、
前記第１の参照光を検出する第２の光検出器と、
前記第２の参照光を検出する第３の光検出器と、
前記第１の光検出器の出力信号から抽出される前記第１の所定の周波数をもつ第１の信号と、前記第２の光検出器の出力信号から抽出される前記第１の所定の周波数をもつ第２の信号とから前記所定の波長における第１の対数差分信号を求め、
前記第１の光検出器の出力信号から抽出される前記第２の所定の周波数をもつ第３の信号と、前記第３の光検出器の出力信号から抽出される前記第２の所定の周波数をもつ第４の信号とから前記所定の波長における第２の対数差分信号を求め、
前記第１、第２の対数差分信号から第３の対数差分信号を求める信号処理を行なう処理手段と、
前記処理手段により得られた結果から脳の血液動態変化を表示する表示装置とを有することを特徴とする生体光計測装置。A first irradiation optical fiber that irradiates light of a predetermined wavelength modulated at a first predetermined frequency to a first light irradiation position on a subject head ;
A second irradiation optical fiber for irradiating a light of the predetermined wavelength modulated at a second predetermined frequency different from the first predetermined frequency to a second light irradiation position on the subject head ; When,
It is arranged at a light detection position on the head of the subject at substantially the same distance from the first and second light irradiation positions, and is irradiated from the first and second irradiation optical fibers and passes through the head of the subject. A detection optical fiber for receiving the transmitted light,
Wherein arranged in the middle of the first irradiation optical fiber, first for obtaining said first to said predetermined optical wavelength modulated at a predetermined frequency demultiplexed at a predetermined branching ratio first reference beam One duplexer,
A light source having a predetermined wavelength, which is arranged in the middle of the second irradiation optical fiber and is modulated at the second predetermined frequency, at a predetermined branching ratio to obtain a second reference light ; A second duplexer;
A first photodetector that detects the passing light transmitted by the detection optical fiber;
A second photodetector for detecting the first reference light;
A third light detector for detecting the second reference light;
A first signal having the first predetermined frequency extracted from an output signal of the first photodetector; and a first predetermined frequency extracted from an output signal of the second photodetector. A first logarithmic difference signal at the predetermined wavelength from the second signal having
A third signal having the second predetermined frequency extracted from an output signal of the first photodetector; and a second predetermined frequency extracted from an output signal of the third photodetector. A second logarithmic difference signal at the predetermined wavelength from the fourth signal having
Processing means for performing signal processing for obtaining a third logarithmic difference signal from the first and second logarithmic difference signals;
Living body light measuring device, characterized in that it comprises a display device for displaying the hemodynamic changes in the brain from the results obtained by the processing means.

前記対数差分信号が時系列データとして前記表示装置に表示されることを特徴とする請求項１、２、７、８、９のいずれか一に記載の生体光計測装置。The biological light measurement device according to any one of claims 1, 2, 7, 8, and 9, wherein the logarithmic difference signal is displayed as time-series data on the display device.

前記対数差分信号は前記被検体の局所領域の血液量の変化量に相当する値であることを特徴とする請求項１、２、７、８、９のいずれか一に記載の生体光計測装置。The biological light measurement device according to any one of claims 1, 2, 7, 8, and 9, wherein the logarithmic difference signal is a value corresponding to a change amount of a blood volume in a local region of the subject. .

前記対数差分信号の値のオフセット値を決定することが可能な調整つまみを有することを特徴とする請求項１、２、７、８、９のいずれか一に記載の生体光計測装置。The biological light measurement device according to any one of claims 1, 2, 7, 8, and 9, further comprising an adjustment knob capable of determining an offset value of the value of the logarithmic difference signal.