JP3602111B2 - 生体光計測装置 - Google Patents

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

Claims (12)

1. 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。
2. 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。
3. 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。
4. 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。
5. 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。
6. 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。
7. 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。
8. 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。
9. 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。
10. 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。
11. 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。
12. 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。

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