CN1874724A - 生物体光测量装置 - Google Patents

Abstract

一种生物体光测量装置。控制照射被检体的峰值波长不同的多个波段的光的光照射强度比率，从而以比以往更高的精度来测量生物体内部的信息，为此而改变照射被检体的第一波段的光和第二波段的光的光照射强度比率，从而能够控制生物体信息的测量误差。另外，从对被检体的安全性的观点来看，光的照射强度被限制时，将第一波段的光中照射被检体的光和第二波段的光中照射被检体的光的总照射强度限制在预定值内，在预定值内改变光照射强度比率，从而能够控制生物体信息的测量误差。

Description

生物体光测量装置

技术领域

本发明涉及生物体光测量装置，特别涉及用光来测量生物体内部的信息，特别是光吸收物质的浓度变化的生物体光测量装置。

背景技术

如果使用对生物体的透过性高、从可视到近红外区域具有光强度峰值波长(下面称峰值波长)的光，就能够无侵袭测量生物体内部的信息。其依据是Lambert-Beer法则，该法则表示了被测量的光信号的对数值与光路长和浓度的积成比例。将该法则发展而开发出了例如测量生物体中的“氧化血红蛋白(Hb)”和“脱氧化Hb”的相对浓度变化(下面称浓度变化)的技术。Hb在红血球中，是运送氧的重要物质，其特点是取入了氧时和放出了氧时呈现不同的光吸收光谱(图2)。因而，通过使用波段不同的两种光，测定各波段的光的透过光强度的变化(ΔA_(λ1)、ΔA_(λ2))，可从式(1)算出氧化和脱氧化Hb的浓度变化(ΔC_oxy、ΔC_deoxy)。ε_oxy、ε_deoxy表示各波段的氧化血红蛋白的吸光系数、脱氧化血红蛋白的吸光系数。

$\left.\begin{array}{c}{\mathrm{\ΔC}}_{\mathrm{oxy}}=\frac{{-\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}\·\mathrm{\Δ}{A}_{\left(\mathrm{\λ}1\right)}+{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}\·\mathrm{\Δ}{A}_{\left(\mathrm{\λ}2\right)}}{E}\\ {\mathrm{\ΔC}}_{\mathrm{deoxy}}=\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}\·\mathrm{\Δ}{A}_{\left(\mathrm{\λ}1\right)}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}\·\mathrm{\Δ}{A}_{\left(\mathrm{\λ}2\right)}}{E}\\ E={\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}\·{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}\·{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}\end{array}\right\}---\left(1\right)$

因为从该氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化可知道生物体的氧状态变化，所以Hb用作脑内存在的氧的指标物质。测量该生物体中的Hb浓度变化的装置，在例如专利文献1和专利文献2等中有记载。另外，例如由牧敦他指出了这些生物体光测量装置的有效性(非专利文献1)。在上述文献中，披露了通过测量大脑皮质的Hb浓度变化，来测量人的脑功能。具体而言，随着人的知觉功能和运动功能的激活，掌管该功能的大脑皮质区域的血液量会局部性地增加，所以，能够从相应部位的氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化来评价脑的活动状况。

专利文献1：特开平9-149903号公报

专利文献2：特开平9-98972号公报

非专利文献1：Medical Physics，22，1997-2005(1995)

非专利文献2：Medical Physics，28(6)，1108-1114(2001)

发明内容

在用峰值波长不同的多个波段的光来测量生物体内部的多个吸光物质(例如氧化Hb、脱氧化Hb)的上述生物体光测量技术中，为了检出吸光物质的微小的浓度变化，一般需要数次求和平均。这是因为如果为检出微弱的透过光(也称反射光)而使用放大器，希望测量的生物体信号以外的装置噪声也会增大，使要测量的Hb的浓度变化(ΔC_oxy、ΔC_deoxy)产生较大的测量误差。一般测量噪声按以相加次数的平方根为分母的比例降低，所以需要的相加次数由当时的信号/噪声比来决定。因而，当希望测量误差为二分之一时，就需要4倍的相加次数。

在图3中表示了Deoxy-Hb浓度变化的测量误差的例子。(a)、(b)都是在对相同的被检体赋予相同的刺激，测量前顶叶的Deoxy-Hb浓度变化。(a)的相加次数为4次，(b)的相加次数为16次，所以(b)的测量误差大致为(a)的测量误差的一半。例如在上述脑功能测量中，为了抽取信号(伴随脑活动的氧化Hb和脱氧化Hb的变化)，大多需要10次左右的算术平均。相加次数越多，测量时间就越长，对被验者的负担也越大，所以，希望能够以尽量少的相加次数而检出信号，又能降低测量误差。

在此，测量误差是指测量出的Hb的浓度变化中含有的、起因于装置噪声的噪声，由下面两个因素决定。

一个是依赖于上述放大率的装置噪声，包含在透过光信号中，所以也称透过光噪声。它依赖于决定透过光强度的照射强度。透过光强度小时，因为在检出时需要提高放大率，所以透过光噪声增大。因而，希望增强照射光强度，以便能够得到尽可能强的透过光，但考虑到对生物体的安全性，不能无限制地增强照射强度。

另一个是使用作为Hb浓度变化的计算式的式(1)的氧化Hb吸光系数和脱氧化Hb吸光系数。该吸光系数依赖于波长。

根据山下优一等人的观点，使用两个波段的光(峰值波长为λ1、λ2)来测量氧化Hb的浓度变化(ΔC_oxy)和脱氧化Hb的浓度变化(ΔC_deoxy)时，各波段的光的透过光信号中含有的装置噪声(透过光噪声：δΔA_(λ1)、δΔA_(λ2))、和各波段的氧化Hb吸光系数(ε_oxy(λ1)、ε_oxy(λ2))及脱氧化Hb吸光系数(ε_deoxy(λ1)、ε_deoxy(λ2))这两个因素决定测量误差(非专利文献2)。在使用了两个波段的Hb浓度变化的测量中，从误差传播法则导出的测量误差的计算式记作式(2)。

$\left.\begin{array}{c}{\left({\mathrm{\δ\ΔC}}_{\mathrm{oxy}}\right)}^2={\left(\frac{-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}}{E}\right)}^2{\left({\mathrm{\δ\ΔA}}_{\left(\mathrm{\λ}1\right)}\right)}^2+{\left(\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}}{E}\right)}^2{\left({\mathrm{\δ\ΔA}}_{\left(\mathrm{\λ}2\right)}\right)}^2\\ {\left({\mathrm{\δ\ΔC}}_{\mathrm{deoxy}}\right)}^2={\left(\frac{{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}}{E}\right)}^2{\left({\mathrm{\δ\ΔA}}_{\left(\mathrm{\λ}1\right)}\right)}^2+{\left(\frac{{-\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}}{E}\right)}^2{\left({\mathrm{\δ\ΔA}}_{\left(\mathrm{\λ}2\right)}\right)}^2\\ E={\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}{\·\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}-{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{deoxy}\left(\mathrm{\λ}2\right)}\·{\mathrm{\ϵ}}_{\mathrm{oxy}\left(\mathrm{\λ}1\right)}\end{array}\right\}---\left(2\right)$

根据上述式(2)，当各波段的光的透过光噪声(δΔA_(λ1)、δΔA_(λ2))相等时，随着各波段的光的血红蛋白吸光系数的差增大(随着波长的差增大)，测量误差就会减小。该例在图4中表示。图4表示使各波段的光的透过光噪声(δΔA_(λ1)、δΔA_(λ2))一定，逐渐地使第一波段的光的峰值波长从650nm变化到800nm，并使第二波段的光的峰值波长为830nm，将它们的混合光照射在被检体上时的各Hb的测量误差的相对值。和第二波段的光组合的第一波段的光的波长越短，各波段的光的血红蛋白吸光系数的差就越大，所以两Hb的测量误差减小了。

但是实际上透过光噪声的大小因被检体和照射光的波长而异，所以，和图4的倾向不完全一致。

透过光噪声由配合透过光强度(因被检体和照射光的波长而异)而经过了调整的放大器的放大率(增益值)来决定(图5)。图5表示随着放大器的增益值变高，透过光噪声也成比例地增加。即，透过光噪声依赖于由被检体和照射光的波长的相互作用而决定的透过光强度，所以以个体差大的生物体作为被验体时，作为单纯的变量来表示非常困难。

作为决定透过光噪声的透过光强度(透过率)因被检体和照射光的波长而异的例子，在图6中表示了对成人被检体4人的头部进行了测量的结果。在此，测量了各被检体的三个部位(后头部、头顶部、侧头部)。可知具有以下的倾向：设在以往的装置中经常使用的峰值波长为830nm的光的透过率为1时，峰值波长为782nm的光的透过率大致不变，但随着峰值波长按750、692、678nm变短，透过率就会减小。虽然具有与照射光的波长和测量部位相对应的大致的倾向，但也有因被检体的离散，所以使该倾向一般化很困难。即，与被检体相对应地降低测量误差的机构是所希望的。

另外，如上所述，当透过率降低时，必须提高放大器的放大率，直到能检出透过光信号的水平，所以来自装置的透过光噪声就会增加(图5)。

在本申请人先前申请的特愿2002-198282号所附的说明书中，发现透过率因要测量的生物体的部位而异，并记载了和测量部位相对应地选择照射光的波长的生物体光测量装置。在上述先前申请的说明书中，记载了与被检体相对应地改变照射光的波长，降低测量误差的内容，但也可以采用控制透过光噪声而降低测量误差的方法。

即，只要能够与透过光强度的衰减相对应地控制照射光强度，得到预期的透过光强度即透过光噪声，就能够控制测量误差。

在本发明中，其目的在于提供一种生物体光测量装置，通过控制峰值波长不同的多个波段的光的照射光强度，能够以比以往更高的精度测量生物体内部的信息。

本发明者发现，当将峰值波长不同的第一、第二波段的光作为混合光照射在被检体上时，作为测量对象的生物信息的测量误差依赖于各透过光噪声(第一或第二波段的光的透过光噪声)相对于透过光噪声的总和(第一、第二波段的光的透过光噪声的总和)的比率而变化。

即，如上所述，透过光噪声依赖于照射光强度，所以通过改变第一波段的光的照射强度和第二波段的光的照射强度的比率，就能够控制生物体信息的测量误差。

另外，从对被检体的安全性的观点来看，光的照射强度受到限制时，将在被检体上被光照射的部位X的第一波段的光的照射强度和第二波段的光的照射强度之和限制在预定值以下，在预定值内改变照射光强度的比率，由此能够控制生物体信息的测量误差。

一般用峰值波长为不同波长的两种光测量氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化时，使用峰值波长在800nm～900nm之间的光和峰值波长在600nm～800nm之间的光的组合。因为如果低于600nm，照射光就会被氧化和脱氧化血红蛋白强烈吸收，如果超过900nm，照射光就会被水强烈吸收而不能得到充分的透过光强度。在此，在利用氧化和脱氧化血红蛋白的吸光光谱的差异来测量各血红蛋白的浓度变化的生物体光测量装置中，通过使用峰值波长分别在等吸收点805nm两边附近的两个波长的光，就能够实现高精度的测量(图2)。

因而，峰值波长为更长波长的光优选的是使用峰值波长为810nm～900nm的光。另一方面，短波长侧的波长的选择有几点应该考虑。例如，对于比650nm短的波长，可以考虑照射光被氧化和脱氧化血红蛋白强烈吸收而难以测量的情况，而650nm～700nm的波长，因为两个波长之间的各血红蛋白吸光系数的差适度地增大，所以适于高精度的测量(如果考虑透过率，特别优选的是680nm～700nm的波长)。另一方面，700nm～790nm的波长(如果考虑透过率，特别优选的是740nm～790nm的波长)对生物体的透过性高，而且与另一边的波长(810nm～900nm)接近，所以有可能能够进行更稳定的测量。

因而，峰值波长为更短波长的光最好是使用峰值波长在650nm～800nm，优选的是700nm～790nm的光。另外，当测量对象为3个以上时，有时也将峰值波长在600～900nm之间的、不同的3个以上的光作为混合光进行照射。

用在上述式(2)中所示的Hb测量误差的式，求得峰值波长不同的第一、第二波段的光的光照射强度比率变化时的Hb测量误差的变化(图7～图10)。

例如，如果用峰值波长为782nm的第一光和峰值波长为830nm的第二光测量生物体中的氧化和脱氧化Hb浓度变化，则氧化Hb和脱氧化Hb浓度变化的测量误差的大小就和各光的照射强度比率相对应地独立地变化(图7)。在该条件下，如果使第一光和第二光的照射强度比率为大约0.5∶1.5，则氧化Hb的测量误差为极小。另外，如果使第一光和第二光的照射强度比率为大约1.2∶0.8，则脱氧化Hb的测量误差为极小。即，以在被检体上被光照射的部位X的第一波段的光照射强度为在上述部位X的第二波段的光照射强度的0.3倍(适于测量氧化Hb的光照射强度比率)～1.5倍(适于测量脱氧化Hb的光照射强度比率)的光照射强度比率照射光，就能够实现高精度的测量。

而且，同时测量两方的Hb时，能够用综合了各自的测量误差水平的指标，求取最合适的光照射强度比率。在图9中表示了氧化Hb的测量误差与脱氧化Hb的测量误差的总和与第一光及第二光的光照射强度比率的变化相对应地变化的情况(粗线)。如果使第一光和第二光的光照射强度比率为大约0.9∶1.1，则两Hb的测量误差的总和为极小。另外，一般脱氧化Hb的变化量(信号强度)小于氧化Hb的信号强度，为了追求高精度化，也可以重视脱氧化Hb的精度而设定。例如，如图9的细线所示，可以使用对氧化Hb的测量误差加上将脱氧化Hb的测量误差取两倍所得的值，按氧化Hb的精度的两倍来重视脱氧化Hb的精度的指标。根据该指标，当设定第一光和第二光的光照射强度比率为大约0.8∶1.2时，就能够最有效地测量两方的Hb。

同样，照射了峰值波长为692nm的第一光和峰值波长为830nm的第二光时，各Hb的测量误差水平也和各光的光照射强度比率相对应地独立地变化(图8)。该倾向和图7的结果不同，如果使第一光和第二光的光照射强度比率为大约0.5∶1.5，则氧化Hb的测量误差为极小。另外，如果使第一光和第二光的照射强度比率为大约1.9∶0.1，则脱氧化Hb的测量误差为极小。即，以在被检体上被光照射的部位X的第一波段的光照射强度为在上述部位X的第二波段的光照射强度的0.3倍(适于测量氧化Hb的强度比率)～19倍(适于测量脱氧化Hb的强度比率)的光照射强度比率照射光，就能够实现高精度的测量。

如果使脱氧化Hb的测量误差为最小，氧化Hb的测量误差就会极端增加，所以为了测量两Hb，有效的方法是使用综合了各自的测量误差水平的指标，求取最佳的光照射强度比率。在图10中表示了氧化Hb的测量误差和脱氧化Hb的测量误差的总和与各光的光照射强度比率相对应地变化的情况(粗线)。如果使第一光和第二光的光照射强度比率为大约1.6∶0.4，则两Hb的测量误差的总和为极小。另外，和图9一样，表示使用了重视降低脱氧化Hb的测量误差，对氧化Hb的测量误差加上将脱氧化Hb的测量误差取两倍所得的值的指标的情况(图10，细线)。此时，通过将第一光和第二光的光照射强度比率设定为大约1.2∶0.8，可最有效地测量两Hb。如上所述，在使照射强度的总和一定时，通过改变各光的光照射强度比率，也能够更有效地降低测量对象的生物体信息中含有的测量误差。

即，将由峰值波长为650nm～800nm的第一波长的第一波段的光和峰值波长为650nm～800nm的第二波长的第二波段的光构成的混合光照射在被检体上时，以在被检体上被光照射的部位X的第一波段的光照射强度为在上述部位X的第二波段的光照射强度的0.3倍(适于测量氧化Hb的光照射强度比率)～19倍(适于测量脱氧化Hb的光照射强度比率)的光照射强度比率照射光，就能够实现高精度的测量。

在此，一般来说，如上所述而选择照射光的波段，将在照射被检体的部位X的第一和第二波段的光的光照射强度比率从1∶1错开，就能够降低测量误差。从而实质上，以在上述部位X的第一波段的光照射强度为在上述部位X的第二波段的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～19倍的光照射强度比率照射光，就能够高精度地进行测量。

特别是当第一波段的光的峰值波长为700nm～790nm时，以在上述部位X的第一波段的光照射强度为在上述部位X的第二波段的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～10倍的强度比率照射光，就能够高精度地进行测量。

本发明所涉及的装置，其特征在于，具有算出作为测量对象的生物体信息的测量误差的运算部。测量误差，例如作为通过拟合而除去了大的波动所得的数据的标准偏差，或进行傅里叶变换而明显不是生物体信号的高频带的强度，由上述运算部算出。

为了预估为实现预期的测量误差而需要的第一或第二波段的光的光照射强度比率，先以任意的光照射强度比率将第一和第二波段的光试验照射在被检体上。然后根据被检出的透过光强度和吸光系数，用式(1)算出Hb浓度变化。根据上述Hb浓度变化通过上述的拟合等手法算出测量误差。如此以试验照射的结果所得到的测量误差为基础，算出为了实现预期的测量误差的第一或第二波段的光的光照射强度比率。

然后，有进行调整使之成为该光照射强度比率的机构即可。在图15中表示设定预期的测量误差至进入正式测量的流程图。

根据本发明的装置，当指定了测量对象为氧化Hb或脱氧化Hb等一种生物体信息时，能够算出大致最大限度地降低其测量误差的光照射强度比率。因而，通过调整峰值波长为各波长的光的照射强度，使之成为适于测量该生物体信息的光照射强度比率，就能够实现测量精度的提高。

而且，希望同时以良好的精度测量第一生物体信息和第二生物体信息时，设要测量的第一生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在照射被检体的部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为a，要测量的第二生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为b时，通过按时间在a和b之间切换上述光照射强度比率来照射光，就能够大致最大限度地降低所有生物体信息的测量误差。

附图说明

图1是表示作为本发明的实施例的光测量装置的构成的框图。

图2是表示氧化Hb和脱氧化Hb的吸光光谱的图。

图3是表示Deoxy-Hb浓度变化的测量误差的例子的图。

图4是表示根据误差传播式求取的氧化Hb及脱氧化Hb的测量误差和照射光的峰值波长的关系的图。

图5是表示放大器的增益值和透过光噪声的关系的图。

图6是表示光透过率和照射光的峰值波长的关系的图。

图7是表示使用了峰值波长为782nm的第一波段的光和峰值波长为830nm的第二波段的光的测量中，各波段的光的光照射光强度比率和氧化Hb及脱氧化Hb的测量误差的关系的图。

图8是表示使用了峰值波长为692nm的第一波段的光和峰值波长为830nm的第二波段的光的测量中，各波段的光的光照射光强度比率和氧化Hb及脱氧化Hb的测量误差的关系的图。

图9是表示使用了峰值波长为782nm的第一波段的光和峰值波长为830nm的第二波段的光的测量中，各波段的光的光照射光强度比率和总测量误差(氧化Hb的测量误差和脱氧化Hb的测量误差的总和)的关系的图。

图10是表示使用了峰值波长为692nm的第一波段的光和峰值波长为830nm的第二波段的光的测量中，各波段的光的光照射光强度比率和总测量误差(氧化Hb的测量误差和脱氧化Hb的测量误差的总和)的关系的图。

图11是表示设定第一和第二波段的光的总照射强度的操作画面的一例的图。

图12是表示选择作为测量对象的生物体信息的操作画面的一例的图。

图13是表示关于作为测量对象的多个生物体信息，设定测量精度的比率的操作画面的一例的图。

图14是表示测量中的氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化的图表和表示显示各Hb的测量误差，选择下一步处理的操作画面的一例的图。

图15是表示设定预期的测量误差至进入正式测量的流程图的一例的图。

图16是表示将被检体的测定部位划分成格子状，配置构成为光照射装置和受光装置交替处于上述格子的交点上，并将上述光照射装置和上述受光装置固定在可安装在被检体的头部的头盔状的固定工具上的一例的图。

具体实施方式

下面说明本发明的实施例。在本实施例的方式中，说明以测量生物体中的氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化为目的，用峰值波长不同的两个波段的光，各设定一处光照射位置和光检出位置的情况，但是即使增加照射光的波段的数量和光照射位置、光检出位置，也能够进行同样的测量。

作为本例，在图16中表示将被检体的测定部位划分成格子状，配置构成为光照射装置和受光装置交替处于上述格子的交点上的实施例。在被检体16-4上安装头盔状的固定工具16-3，将配置构成为格子状的成为光照射装置16-1和受光装置16-2的光纤固定在设置在上述固定工具上的孔中。从而，可在多点测量被检体的氧化Hb和脱氧化Hb的浓度变化。

另外，通过增加照射被检体的光的波段的数量，除了氧化Hb和脱氧化Hb浓度的变化以外，还可测量细胞色素和肌红蛋白等另外的吸光物质浓度的变化。

在图1中表示本发明所涉及的装置构成的例子。本实施例的装置具有：由以个人计算机或工作站为代表的电子计算机构成的控制装置1-1；和上述控制装置连接的显示器2-1；峰值波长为波长λ1的激光二极管6-1和峰值波长为波长λ2的激光二极管6-2；分别与之靠近而设置的监控光电二极管7-1、7-2；生成用于以不同的频率对上述两个激光二极管进行调制的信号的振荡器3-1和3-2；用于使振荡器信号的振幅和直流偏置电平可变的放大器14-1和14-2；对用驱动器电路5-1和5-2施加在上述激光二极管上的电流值进行控制，以使上述监控光电二极管的信号和来自上述振荡器的信号相同的APC(自动功率控制，自动光量控制)电路4-1、4-2；将上述峰值波长不同的两个波段的光进行混合的光混合器8-1；将来自上述光混合器8-1的光经由光纤而照射在被检体10-1的头皮上的光照射装置9-1；设置成光检出用光纤前端位于离开上述光照射装置的点(在本实施例中为离开30mm的点)的受光装置9-2；检出各个光的光检出器11-1；把来自上述振荡器的调制频率作为参考信号而输入的同步放大器12-1和12-2；和将作为同步放大器的输出的各波段的光的透过光信号从模拟信号转换成数字信号的模拟-数字转换器13-1。以上述光照射装置9-1和受光装置9-2的大致中点作为测量位置。

在本实施例中，表述了光照射装置和受光装置各一个，但可以排列多个光照射装置和受光装置。例如，将光照射装置和受光装置交替排列时，光照射位置和与之相邻的受光位置的大致中点为各自的测量位置。另外，在本实施例中用振荡器将多个光信号进行了分离，但也可以不使用振荡器，而用脉冲光按点灯定时将光信号分离。

在混合器8-1中经过混合的峰值波长不同的两个波段的光由光照射装置9-1照射在预定的光照射位置，从靠近的受光位置由受光装置9-2聚光后，由光检出器11-1进行光电转换。上述光检出器11-1用于检出在被检体内部反射、散射而返回的光并将其转换成电信号，使用例如齐纳光电二极管一类的光电转换元件。由光检出器11-1进行了光电转换的透过光信号被输入到同步放大器12-1、12-2，被分离成每两个峰值波长不同的光的透过光信号。在此，是由作为参考频率而从各振荡器3-1、3-2输入了调制频率的同步放大器12-1、12-2将峰值波长不同的两个光的透过光信号进行分离，但是，在存在峰值波长不同的两个以上波段的光和多个照射位置时，只要用相应数量的调制频率进行调制，分别将其作为参考频率输入到同步放大器，也能够将与各个波长和光源位置相对应的透过光强度进行分离。作为同步放大器的输出的各波段的光的透过光信号由模拟-数字转换器13-1进行模拟-数字转换后，输入到控制装置1-1。以在控制装置1-1存储的透过光信号为基础，算出各测量部位的血红蛋白的浓度变化及其测量误差。

上述测量误差定义为和生物体信息无关而产生的信号的波动，用例如安静时的信号的标准偏差等表示。为了去除来源于生物体的波动，只抽取来源于装置的噪音，有效的方法是利用带通滤波器等。

激光二极管6-1和激光二极管6-2的照射光强度按以下顺序进行控制。控制装置1-1具有测量者在操作画面上设定控制参数的机构。在本实施例中，控制参数是放大器14-1和14-2的输出振幅值和直流偏置电平，控制装置1-1对放大器14-1和14-2的放大率和直流偏置电平进行控制，使之成为由测定者输入的值。

若放大器14-1和14-2的输出振幅增加，则通过APC电路4-1、4-2，激光二极管6-1、6-2的输出增加。调整放大器14-1和14-2的直流偏置电平，同样地设定激光二极管输出的平均水平(レベル)。通常，可将直流偏置电平设定成光信号的调制度为1，如果只输入设定振幅，也可自动设定。在此，APC电路4-1、4-2具有可响应振荡器3-1、3-2的频率的频带。

作为控制参数，也可设定预期的误差水平或信噪比的值，或者值的范围。此时，用控制装置1-1，从按上述顺序算出的测量误差导出误差水平或信噪比，为使之成为设定的预期值，或进入预期值的范围而自动设定放大器14-1和14-2的放大率和直流偏置电平。同样地，作为控制参数，也可输入设定对生物体的照射光强度。

这些调整，在每次将上述光照射装置9-1和上述光检出装置9-2安装在被验者10-1上时进行。当然，这也可以在开始测定前逐次进行。

在本实施例中，以经过APC控制的激光二极管作为光源，但是在以ACC(自动电流控制，自动驱动电流控制电路)驱动的激光二极管作为光源时，通过改变电路构成，也能够进行同样的控制。

关于峰值波长不同的各波段的光的照射光强度的设定方法，用操作画面的例子(图11～图13)进行说明。另外，在设置多个光照射装置和受光装置，测量多个位置时，也可以对每个测量点改变下面的设定。

图11是设定照射光强度总和的画面例。从安全方面来看，需要将对生物体照射的光抑制在一定的强度内，但其基准有时因被检体而异。例如，对于被检体是成人时和是婴幼儿时，可以认为用不同的照射光强度可以有效地进行测量。因而，操作者设定照射光强度总和的图11这样的画面是有效的。

图12是在本实施例中根据可测量的生物体内的吸收物质列表(氧化Hb、脱氧化Hb、氧化Hb+脱氧化Hb)和在各项目的左边显示的发送按钮(ラジオボタン)来选择测量对象的画面。选择任意的测量对象后，按下在画面右下角显示的OK按钮，即可决定选择。

单独设定了氧化Hb或脱氧化Hb等测量对象时，自动地调整峰值波长不同的各波段的光的光照射强度比率，使测量对象的测量误差大致为极小。

另一方面，选择了多个测量对象，如氧化Hb+脱氧化Hb时，如图13所示，准备根据各测量对象的重视度来设定测量精度的比率的画面。以相同的精度测量各Hb时，将图13的滑杆开关对准中央，从而可调整光照射强度比率，使两Hb的测量精度成为相同的水平(参照图9和图10的粗线)。与氧化Hb相比，希望以大约两倍来高精度测量脱氧化Hb时，将图13的滑杆开关对准大约6.7的刻度(离左边大约三分之二的位置)，即可调整成氧化Hb的测量精度∶脱氧化的测量Hb精度大约为1∶2的光照射强度比率(参照图9和图10的细线)。

另外，在图12中选择了多个测量对象时，也可以不显示如图13的画面，而使多个测量对象的测量误差全部大致为极小地进行测量。例如，以用峰值波长为782nm的第一波段的光和峰值波长为830nm的第二波段的光来测量生物体中的氧化Hb和脱氧化Hb浓度变化时为例。使第一波段的光和第二波段的光的光照射强度比率为大约0.5∶1.5时，氧化Hb的测量误差极小，为大约1.2∶0.8时，脱氧化Hb的测量误差极小。因而为了最大限度高精度地测量两Hb，必须将第一波段的光和第二波段的光的光照射强度比率设定为大约0.5∶1.5和大约1.2∶0.8两种。

在一次的试行(赋予在测量脑功能时对被检体诱发脑活动的课题的试行)中，通过按时间切换该两种光照射强度比率，也能够大致最大限度地降低两Hb的测量误差。例如，如果每隔1秒钟切换两种光照射强度比率，或者每隔随机的期间切换光照射强度比率而进行测量，就能够将测量误差抑制在最小限度地对两方的血红蛋白进行测量。

另外，切换定时也能以诱发脑活动的课题的定时来进行。例如，当10秒的课题反复10次时，按每个课题切换两种光照射强度比率，就能够测量在两种光照射强度比率下各5次的活动。

在本实施例中，在照射光使用了经过频率调制的连续光，但使用脉冲光时，切换光照射强度比率的方法也同样有效。而且使用脉冲光时，还有按每个脉冲切换光照射强度比率的方法。

另外，因切换多个光照射强度比率，抽样间隔就会延长，所以时间分辨率下降，但通过多次的算术平均，某种程度上能够补救。

在该方法中，设定光照射强度比率的切换定时，避免在刺激开始时总是只使用一种光照射强度比率至关重要。即，使得能够得到在所有的抽样定时都使用了两种照射强度比率的数据。如此，只要设定成刺激呈现定时和各光照射强度比率的切换定时按每次试行进行逆转，就能够进行有效的算术平均。

另外，在算出实现预期的测量误差的光照射强度比率，调整光照射强度后，可将实际测量的测量误差的实测值用图表或数值等在显示器上进行显示(图14)。测量者看着该波形或数值，来选择重新设定(Cancel按钮)或重新计算测量误差(再计算按钮)或继续测量(OK按钮)。

决定测量误差后，调整各波段的光的照射光强度，使之成为和上述设定相应的照射强度比率，而成为可正式测量的状态。

工业实用性

根据本发明，通过改变峰值波长不同的多个波段的光的光照射强度比率，可比过去进一步降低作为测量对象的生物体信息的测量误差。

权利要求书

(按照条约第19条的修改)

1.(删除)

2.(删除)

3.(删除)

4.(删除)

5.(删除)

6.(删除)

7.一种生物体光测量装置，其特征在于，

这种生物体光测量装置的构成为：

将光照射装置和受光装置配置在被检体上，上述光照射装置用于将具有第一波段的光和第二波段的光的混合光照射在被检体上，上述第一波段的光在第一波长时具有光强度峰值，上述第二波段的光在波长长于第一波长的第二波长时具有光强度峰值，上述受光装置用于检出从上述光照射装置照射而经被检体内部传播的透过光，

上述第一波长的值为650nm～800nm，上述第二波长的值为810nm～900nm，

根据由上述受光装置检出的透过光信号，测定被验体内部的吸光物质的浓度或浓度变化的生物体信息，

并且，这种生物体光测量装置具有以下的装置：

使在上述被检体上被光照射的部位X的上述第一波段的光的光照射强度和上述第二波段的光的光照射强度之和为预定值以下，

且在以下范围内使光照射强度比率可变：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～19倍的至少一方。

8.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有以下的装置：

当上述第一波长的值为700nm～790nm时，在以下范围内使光照射强度比率可变：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～10倍的至少一方。

9.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有：

算出要测定的生物体信息的测量误差的装置、算出为了使上述生物体信息的测量误差成为预期的大小所需要的照射光强度的比率的装置、以及根据上述算出结果来调整照射光强度的装置。

10.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有以下的装置：

设要测量的第一生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为a，

要测量的第二生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为b时，

按时间在a和b之间切换上述光照射强度比率来照射光。

11.根据权利要求10所述的生物体光测量装置，其特征在于，

上述第一生物体信息为关于氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息，上述第二生物体信息为关于脱氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息。

12.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

为了保持多个上述光照射装置和上述受光装置，并将其安装在被检体的头部，具有固定工具，上述固定工具设有孔，该孔可将成为多个上述光照射装置和上述受光装置的光纤交替配置成格子状。

Claims (12)

1.一种生物体光测量装置，其特征在于，

这种生物体光测量装置的构成为：

将光照射装置和受光装置配置在被检体上，上述光照射装置用于将具有第一波段的光和第二波段的光的混合光照射在被检体上，上述第一波段的光在第一波长时具有光强度峰值，上述第二波段的光在波长长于第一波长的第二波长时具有光强度峰值，上述受光装置用于检出从上述光照射装置照射而经被检体内部传播的透过光，

上述第一波长的值为650nm～800nm，上述第二波长的值为810nm～900nm，

根据由上述受光装置检出的透过光信号，以上述光照射装置和上述受光装置的大致中点位置为测量点，测定被验体内部的吸光物质的浓度或浓度变化的生物体信息，

并构成为：以在上述被检体上被光照射的部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～19倍的光照射强度比率来照射光，

或具有在以下范围内使光照射强度比率可变的装置：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～19倍的至少一方。

2.根据权利要求1所述的生物体光测量装置，其特征在于，

当上述第一波长的值为700nm～790nm时，

构成为：以在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～10倍的光照射强度比率来照射光，

或具有在以下范围内使光照射强度比率可变的装置：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～10倍的至少一方。

3.根据权利要求1所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有：

算出要测定的生物体信息的测量误差的装置、算出为了使上述生物体信息的测量误差成为预期的大小所需要的照射光强度的比率的装置、以及根据上述算出结果来调整照射光强度的装置。

4.根据权利要求1所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有以下的装置：

设要测量的第一生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为a，

要测量的第二生物体信息中含有的测量误差大致为极小的、在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为b时，

按时间在a和b之间切换上述光照射强度比率来照射光。

5.根据权利要求4所述的生物体光测量装置，其特征在于，

上述第一生物体信息为关于氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息，上述第二生物体信息为关于脱氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息。

6.根据权利要求1所述的生物体光测量装置，其特征在于，

为了保持多个上述光照射装置和上述受光装置并将其安装在被检体的头部而具有固定工具，上述固定工具设有孔，该孔可将成为多个上述光照射装置和上述受光装置的光纤交替配置成格子状。

7.一种生物体光测量装置，其特征在于，

这种生物体光测量装置的构成为：

将光照射装置和受光装置配置在被检体上，上述光照射装置用于将具有第一波段的光和第二波段的光的混合光照射在被检体上，上述第一波段的光在第一波长时具有光强度峰值，上述第二波段的光在波长长于第一波长的第二波长时具有光强度峰值，上述受光装置用于检出从上述光照射装置照射而经被检体内部传播的透过光，

上述第一波长的值为650nm～800nm，上述第二波长的值为810nm～900nm，

根据由上述受光装置检出的透过光信号，以上述光照射装置和上述受光装置的大致中点位置为测量点，测定被验体内部的吸光物质的浓度或浓度变化的生物体信息，

并且这种生物体光测量装置具有以下的装置：

使在上述被检体上被光照射的部位X的上述第一波段的光的光照射强度和上述第二波段的光的光照射强度之和为预定值以下，

且在以下范围内使光照射强度比率可变：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～19倍的至少一方。

8.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有以下的装置：

当上述第一波长的值为700nm～790nm时，在以下范围内使光照射强度比率可变：在上述部位X的上述第一波段的光的光照射强度为在上述部位X的上述第二波段的光的光照射强度的0.3倍～0.7倍，或1.3倍～10倍的至少一方。

9.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有：

算出要测定的生物体信息的测量误差的装置、算出为了使上述生物体信息的测量误差成为预期的大小所需要的照射光强度的比率的装置、以及根据上述算出结果来调整照射光强度的装置。

10.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

具有以下的装置：

设要测量的第一生物体信息中含有的测量误差大致为极小的在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为a，

要测量的第二生物体信息中含有的测量误差大致为极小的在上述部位X的上述第一和第二波段的光的光照射强度比率为b时，

按时间在a和b之间切换上述光照射强度比率来照射光。

11.根据权利要求10所述的生物体光测量装置，其特征在于，

上述第一生物体信息为关于氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息，上述第二生物体信息为关于脱氧化血红蛋白的浓度或浓度变化的信息。

12.根据权利要求7所述的生物体光测量装置，其特征在于，

为了保持多个上述光照射装置和上述受光装置并将其安装在被检体的头部，具有固定工具，上述固定工具设有孔，该孔可将成为多个上述光照射装置和上述受光装置的光纤交替配置成格子状。

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