JP2003075331A - 生体光計測装置及びその装置における画像作成方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】簡易な検出器を用い、短時間での計測で、生体
機能を画像化する。 【構成】異なる周波数(1a〜1d)で強度変調された複数波
長の光(2a〜2d)を、生体(6)表面の複数照射位置より照
射し、生体表面の異なる位置により、各波長及び各照射
位置のそれぞれに対する生体通過光強度の時間変化を計
測する(7,8,9)。計測終了後あるいは計測中に、各検出
点で計測される複数波長の生体通過光強度から、生体中
の吸収体濃度変化を求め(11)、各入射点と各検出点の中
点を通る垂線上に計測点を設定して画像(13)を作成す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、生体光計測装置及びそ
の装置における画像作成方法、すなわち、生体内部の情
報を光を用いて測定し、測定結果を画像化する生体光計
測装置及び画像作成方法に関する。

【０００２】

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

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

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】生体光計測による臨床
応用としては、例えば頭部を計測対象とする場合、脳の
酸素代謝の活性化状態及び局所的な脳内出血の計測等が
挙げられる。また、脳内の酸素代謝に関連して、運動、
感覚さらには思考に及ぶ高次脳機能等を計測することも
可能である。このような計測においては、非画像よりも
画像として計測し表示することにより、その効果は飛躍
的に増大する。例えば、局所的な酸素代謝の変化部位の
検出等では、画像として計測及び表示することが不可欠
である。

【０００５】しかし、従来技術には以下に示す問題点が
存在する。まず、前記反射光による計測では画像化のた
めの計測及び表示の方法が提示されていない。そのた
め、局所的に酸素代謝が変化した場合、変化部位の検出
は困難である。また、透過光を用いた光ＣＴ装置は、局
所的な変化の検出を画像として検出可能であるが、生体
透過光強度は反射光強度に比べて数桁小さくなり非常に
微弱であり、検出される透過光信号はランダムな雑音成
分に埋もれてしまう。そのため、透過光信号を雑音に対
して充分大きくなるように計測するためには、高価な微
弱光検出器が必要で、かつ、雑音を除去して透過光信号
を抽出するために計測時間すなわち計測の積算回数を増
加させる必要も生じる。その結果、計測時間が長くな
り、被検体へ精神的負担を与えるだけではなく、装置の
稼働効率が低下してしまう。

【０００６】従って、本発明の目的は以上の課題を解決
し、簡易な検出器を用い、さらに短時間での計測で、生
体機能の状態を画像化する生体計測装置及びその装置を
用いて計測結果を画像化する方法を実現することであ
る。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明の生体計測装置は、被検体に可視から近赤外
領域の波長の光を照射する複数の光照射手段と、上記光
照射手段から照射され、被検体内部で反射された光を検
出する複数の受光手段と、上記受光手段で検出された信
号を複数の受光手段毎にかつ経時的に記憶記憶する記憶
手段と、上記記憶手段に記憶された信号を用いて複数の
計測点の計測対象の信号に変換する演算手段と、上記演
算手段の出力を上記測定位置を表す二次元表示面に強度
信号として表すトポグラフィ画像として表示する画像作
成部を設けた。特に、上記複数の光照射手段のそれぞれ
は波長のことなる複数の光源と、上記複数の光源の光を
互いに異なった周波数で変調する変調器と、変調された
複数の光を照射位置に導く導波手段とからなり、上記複
数の受光手段のそれぞれは上記波長の異なる複数の光源
からの光の強度を分離する分離手段をもつ。

【０００８】上記生体計測装置を用いて、生体内部の機
能を計測する場合、上記複数の光照射手段の光照射位置
を被検体の測定部に分布して配置し、かつ分布して配置
された光照射位置のそれぞれの周辺部に上記複数の受光
手段の受光部を複数個配置し、上記複数の受光手段で検
出された光信号を上記光の照射位置と検出位置との中点
で、かつ生体表面に対する生体内部への垂線上の任意の
位置を計測点として設定する。上記計測点及び上記計測
点に対応した検出された光信号強度を２次元画像上に表
示する。また、トポグラフィ画像として表示する場合
に、測定されていない位置の信号を上記計測点の補間信
号によって得るようにしてもよい。上記被体が生体であ
る場合、上記照射位置と検出位置との距離は１０から５
０ｍｍ程度が望ましい。

【０００９】

【作用】本発明は計測の位置の情報は光照射手段の被検
体への光照射位置及び受光手段の位置によってほぼ一義
的に決定されるので、トポグラフィ画像として表示する
ための信号処理が簡単かつ高速に行える。また、受光手
段の位置が光照射位置から１０〜５０ｍｍ程度の近く
で、反射光を利用することになり、１００から２００ｍ
ｍ程度の生体を透過した光に比べて検出強度が充分に大
きい。そのため、簡易な光検出器で、かつ、短い時間で
の計測が可能となる。

【００１０】例えば、計測対象（被検体）を頭部とした
場合、照射位置と検出位置の距離が少なくとも３０ｍｍ
であれば、検出光は皮膚及び頭蓋骨を通過して脳の表面
部、すなわち大脳皮質に到達していることが知られてい
ることが、例えば、パトリック・ダブリュ・マコーミッ
ク(Patrick W. McCormick)他による「赤外光の大脳内浸
透(Intracerebral penetration of infrared ligh
t)」，１９９２年２月発行のジャーナルオブニューロサ
ージェリ、第７６巻、第３１５−３１８項(J Neurosur
g. ,76, 315 (1992))により報告されている。また、照
射及び検出位置の中点から生体表面に対する生体内部へ
の垂線上の位置での情報が、このような位置で検出され
た光には最も多く含まれていることが、生体中の光伝播
特性から知られている。この特性として例えば、シェカ
オ・フェン(Shechao Feng)他による「多重散乱媒体中で
の光子移動路分布のモンテカルロシミュレーション(Mon
te Carlosimulationsof photon path distribution in
multiple scattering media)」、１９９３年エス・ピィ
・アイ・イー発行の会議録第１８８８巻、ランダム媒体
及び生体組織における光子移動と画像、第７８ー８９項
(SPIE, Proceedings of photon migration and imaging
in random media and tissues, 1888, 78 (1993))によ
り報告されている。

【００１１】本発明の生体光計測装置では、多数位置の
測定を行うには、多数の光照射手段と受光手段を必要と
するが、後述の実施例に示すように、部分的位置の測定
には、効果があり、複数の計測点に対して得られた計測
結果を、各計測点ごとに補間する簡単な演算処理で高速
にトポグラフィ画像が得られる。

【００１２】

【実施例】以下、本発明の実施例について説明する。図
１は、本発明による生体光計測装置の一実施例の構成を
示す。本実施例は、生体光計測装置を、脳機能に伴う血
液動態変化（酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変化
量）の計測に適用した例である。脳の特定部位は生体の
特定機能（例えば指等身体の一部を動かす等）の制御に
関連しており、その特定機能を動作することで、脳の特
定部位の血液動態が変化する。上記特定機能が働くよう
な負荷、例えば、指を動かす等を加え、血液動態変化を
計測し、脳の部位を表す２次平面画像に等高線図として
表示することが本実施例の生体光計測装置を用いて行う
ことができる。

【００１３】図に示すように、本実施例は、波長の異な
る複数の光源２ａ〜２ｄ（光源２ａと２ｃ及び光源２ｂ
と２ｄはそれぞれ可視から近赤外領域の同波長）と、上
記複数の光源２ａ及び２ｂ（２ｃ及び２ｃ）の光ををそ
れぞれ互いに異なった周波数の発振器１ａ及び１ｂ（１
ｃ及び１ｄ）で強度変調する変調器と、強度変調された
光をそれぞれ光ファイバー３ａ及び３ｂ（３２ｃ及び３
ｃ）を通して結合する結合器４ａ（４ｂ）からの光を光
ファイバー５ａ（５ｂ）を介して被検体である被検者６
の頭皮上の異なる位置に照射する複数の光照射手段と、
上記複数の光照射手段の光照射位置の近くに上記光照射
位置から等距離（ここでは３０ｍｍとする）の位置に先
端が位置するように複数の光検出用光ファイバー７ａ〜
７ｄ及び光検出用光ファイバー７ａ〜７ｄのそれぞれに
設けられた光検出器８ａ〜８ｆからなる複数の受光手段
とが設けられてる。６本の光検出用光ファイバー７ａ〜
７ｆで、生体通過光を光ファイバーに集光し、それぞれ
光検出器８ａ〜８ｆで生体通過光が光電変換される。上
記受光手段は被検体内部で反射された光を検出し電気信
号に変換するもので、光検出器８としては光電子増倍管
やフォトダイオードに代表される光電変換素子を用い
る。

【００１４】光検出器８ａ〜８ｆで光電変換された生体
通過光強度を表わす電気信号（以下、生体通過光強度信
号とする）は、それぞれロックインアンプ９ａ〜９ｈに
入力される。ここで、光検出器８ｃ及び８ｄは、光ファ
イバー５ａ及び５ｂの両方から等距離にある光検出光フ
ァイバー７ｃ及び７ｄで集光される生体通過光強度を検
出しているため、光検出器８ｃ及び８ｄからの信号を２
系統に分離し、ロックインアンプ９ｃと９ｅ及び９ｄと
９ｆに入力する。ロックインアンプ９ａ〜９ｄには発振
器１ａ及び１ｂ、そして、ロックインアンプ９ｅ〜９ｈ
には発振器１ｃ及び１ｄからの強度変調周波数が参照周
波数として入力されている。従って、ロックインアンプ
９ａ〜９ｄからは光源１ａ及び１ｂに対する生体通過光
強度信号が分離されて出力され、ロックインアンプ９ｅ
〜９ｈからは光源１ｃ及び１ｄに対する生体通過光強度
信号が分離されて出力される。

【００１５】ロックインアンプ９ｅ〜９ｈの出力である
分離された各波長毎の通過光強度信号をアナログ−デジ
タル変換器１０でアナログ−デジタル変換した後に、計
算機１１の内部又は計算機１１の外部にある記憶装置１
２に格納する。計測中あるいは終了後、計算機１１は上
記記憶装置に記憶された通過光強度信号を使用して、各
検出点の検出信号から求められる酸化及び還元ヘモグロ
ビン濃度の相対変化量を演算し、複数の計測点ｍの経時
情報として記憶装置１２に格納する。上記演算について
は後で詳しく説明する。表示制御部３０は上記記憶手段
１２に記憶された信をＣＲＴ等の表示装置１３の表示信
号に変換し、表示装置１３に表示する。上記表示信号は
測定位置を被検体の表示平面の座標に変換し、その座標
位置の強度信号（酸化又は還元ヘモグロビン濃度の相対
変化量）等高線表示する信号とする。

【００１６】本実施例による生体光計測装置を用いるこ
とで、生体中の酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変
化量を簡易かつ高速に計測することができる。光入射点
（光照射位置）及び光検出点を増やす構成は、光源の強
度変調周波数及び光源及び光検出器及びロックインアン
プを増やせば良いので拡張は容易である。本生体光計測
装置を用いると、分光及び光照射位置は強度変調周波数
で分離することが可能であるため、光照射位置を増加し
た場合でも、各光照射位置での照射光の波長数が計測さ
れる吸収体数と同数あれば良く、特に光照射位置毎に照
射光の波長を換える必要はない。従って、用いる照射光
の波長数が少なく、波長によって異なる散乱の影響によ
る誤差を小さくすることができる。

【００１７】図２は、生体光計測装置を使用した本発明
による画像作成方法の一実施例を説明するための図で、
上記方法における光入射点、光検出点及び計測点の関係
を示す。本実施例の画像作成方法は、被検者の頭部にお
ける酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対変化量のトポ
グラフィ画像を作成する方法で、被検者の右手指の運動
機能に関与している左側頭部に各４点の入射及び検出点
を設けて生体通過光強度を計測し、右手指の運動と左手
指の運動を負荷として与えた場合の測定結果を画像化す
る方法である。

【００１８】図に示すように、被検者１６の左側頭部に
光入射点１７ａ〜１７ｄと検出点１８ａ〜１８ｄを配置
した。ここで、各光入射点と各検出点の対応関係は、１
７ａ−１８ａ、１７ａ−１８ｂ、１７ｂ−１８ａ、１７
ｂ−１８ｂ、１７ｂ−１８ｃ、１７ｂ−１８ｄ、１７ｃ
−１８ｂ、１７ｃ−１８ｃ、１７ｄ−１８ｃ、１７ｄ−
１８ｄの１０組ある。また、各対応する光入射点と検出
点の距離は３０ｍｍである。さらに、各検出点の計測信
号から求められる酸化及び還元ヘモグロビン濃度の相対
変化量の時間変化は、前記シェカオ・フェン(Shechao F
eng)他による「多重散乱媒体中での光子移動路分布のモ
ンテカルロシミュレーション(Monte Carlo simulations
of photon path distribution in multiple scattering
media)」、１９９３年エス・ピィ・アイ・イー発行の
会議録第１８８８巻、ランダム媒体及び生体組織におけ
る光子移動と画像、第７８−８９項(SPIE, Proceedings
of photon migration and imaging in random media a
nd tissues, 1888, 78 (1993))に記載されてているよう
に、各対応する入射点と検出点の中間の情報を最も多く
反映しているので、計測点１９ａ〜１９ｊを各入射点と
検出点の対応関係の中心に設定する。計測点１９ａ〜１
９ｊの情報を求め、その情報も大きさを図２に示すよう
な二次元平面に等高線、濃淡、色識別図として表示す
る。

【００１９】次に、本発明による上記各光検出点におけ
る計測信号から各ヘモグロビン濃度の相対変化量、すな
わち生体の特定機能（例えば指等身体の一部を動かす
等）が動作することによる脳の特定部位のモグロビン濃
度の変化を求める方法の一実施例についてについて説明
する。

【００２０】図３は、図２の上記実施例における生体光
計測装置の検出点１８ａ〜１８ｄの１つの点における計
測信号１４と計測信号１４から求められる予測無負荷信
号１５の経時変化を表すグラフである。グラフの横軸は
計測時間を表わし、縦軸は相対濃度変化量を表わしてい
る。予測無負荷信号１５は、計測信号１４から、負荷を
与えた時間（負荷時間）Ｔｔと負荷後信号が元に戻るま
での時間（緩和時間）Ｔ２における信号を除き、負荷前
時間Ｔ１と負荷後時間Ｔ２における計測信号１４に対し
て任意関数を最小二乗法を用いてフィッティングし求た
ものである。本実施例では、任意関数を５次の線形多項
式、各時間はＴ１＝４０秒，Ｔ２＝３０秒，Ｔｔ＝３０
秒，Ｔ３＝３０秒として処理している。

【００２１】図４は、１つの計測点における酸化及び還
元ヘモグロビンの濃度の相対変化量（以下、それぞれΔ
Ｃｏｘｙ（ｔ）信号２０及びΔＣｄｅｏｘｙ（ｔ）信号
２１とする）の時間変化を表わすグラフである。グラフ
の横軸は計測時間を表わし、縦軸は相対濃度変化量を表
わしている。また、斜線で示した時間が負荷印加時間
（右手指の運動期間）である。上記相対変化量は図２に
表示される２波長の計測信号１４と予測無負荷信号１５
から、酸化及び還元ヘモグロビン（ＨｂＯ₂，Ｈｂ）の
濃度の負荷印加による相対変化量を以下の演算処理で求
める。

【００２２】波長λにおける予測無負荷信号Ｓｔｒ
（λ，ｔ）と光源強度Ｉ０（λ）の関係は、生体中での
光減衰を散乱と吸収に分離することで、以下の（２）式
で示される。なお、（２）（３）式は、「光を使った生
体計測−光ＣＴへの道」第２回Ｏｐｌｕｓ Ｅ １９８
７年６月号、６１頁（８）式からも導出できる。 −Ｌｎ{Str(λ,t)/I0(λ)} ＝εoxy(λ)・Coxy(t)・d+εdeoxy(λ)・Cdeoxy(t)・d+A(λ)+S(λ)・・・・(2) ここで、 εoxy(λ)：波長λにおける酸化ヘモグロビンの吸光係
数 εdeoxy(λ)：波長λにおける還元ヘモグロビンの吸光
係数 A(λ)：波長λにおけるヘモグロビン以外による吸収に
よる減衰 S(λ)：波長λにおける散乱による減衰 Coxy(t)：計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビン濃度 Cdeoxy(t)：計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度 d：生体内での（注目領域における）実効的光路長 である。

【００２３】また、計測信号Ｓｍ（λ，ｔ）と光源強度
Ｉ０（λ）の関係は、以下の（３）式で示される。 −Ｌｎ{Sm(λ,t)/I0(λ)} ＝εoxy(λ)・{Coxy(t)+C'oxy(t)+Noxy(t)}・d +εdeoxy(λ)・{Cdeoxy(t)+C'deoxy(t)+Ndeoxy(t)}・d+A'(λ)+S'(λ)・・(3) ここで、 C'oxy(t):計測時間ｔにおける負荷印加による酸化ヘモ
グロビン濃度の変化 C'deoxy(t):計測時間ｔにおける負荷印加による還元ヘ
モグロビン濃度の変化 Noxy(t):雑音又は計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビン
濃度の高周波揺らぎ Ndeoxy(t):雑音又は計測時間ｔにおける還元ヘモグロビ
ン濃度の高周波揺らぎ ここでは、Ａ（λ）及びＳ（λ）が負荷印加及び負荷非
印加の状態で変化しないとすれば、すなわち、負荷によ
り生じる計測信号変化は酸化及び還元ヘモグロビン濃度
の変化のみによるとすれば、（２）及び（３）式の差分
は以下（４）式で示される。 Ln{Str(λ,t)/Sm(λ,t)}=εoxy(λ){C'oxy(t)+Noxy(t)}d +εdeoxy(λ){C'deoxy(t)+Ndeoxy(t)}d・・・(4) ここで、負荷による酸化及び還元ヘモグロビン濃度相対
変化量の時間変化をそれぞれΔＣｏｘｙ（ｔ）、及びΔ
Ｃｄｅｏｘｙ（ｔ）で表し、以下の式で定義する。 ΔCoxy(t)={C'oxy(t)+Noxy(t)}d ΔCdeoxy(t)={C'deoxy(t)+Ndeoxy(t)}d・・・・・・・・・・・・(5) ここで、普通ｄを特定することは困難であるため、これ
らの濃度変化量の次元は濃度と距離ｄの積となってい
る。

【００２４】しかし、（５）式で距離ｄはΔＣoxyとΔ
Ｃdeoxy同様に作用するため、（５）式を各ヘモグロビ
ン濃度の相対変化量とする。計測に二波長用いると、得
られる（４）式は、ΔＣoxy（ｔ）及びΔＣdeoxy（ｔ）
に対する二元連立方程式となり、各波長毎の予測無負荷
信号Ｓｔｒ（λ，ｔ）及び計測信号Ｓｍ（λ，ｔ）か
ら、ΔＣoxy（ｔ）及びΔＣdeoxy（ｔ）が求まる。

【００２５】さらに、負荷時間及び緩和時間以外におけ
るΔＣoxy（ｔ）及びΔＣdeoxy（ｔ）が表わすものは、
Ｃ’oxy（ｔ）＝０， Ｃ’deoxy（ｔ）＝０とおけるの
で、雑音もしくは生体起因の酸化ヘモグロビン濃度及び
還元ヘモグロビンの高周波揺らぎを表わしていることに
なる。上述の処理によって時間０〜１４０秒にわたって
求めたものが図４のΔＣｏｘｙ（ｔ）信号２０及びΔＣ
ｄｅｏｘｙ（ｔ）信号２１である。

【００２６】図５及び図６は、それぞれ被検者の左手指
及び右手指の運動を負荷として、上記各計測点の酸化ヘ
モグロビン濃度の相対変化量の時間変化から作成した等
高線画像（トポグラフィ画像）を示す。トポグラフィ画
像を作成する方法は、負荷印加時間（図４の斜線期間）
中の相対変化量ΔＣｏｘｙ（ｔ）信号２０の時間積分値
（時間平均値でもよい）を計算機１１で計算し、各計測
点間の値はＸ軸方向及びＹ軸方向に線形に補間して作成
したものである。トポグラフィ画像としては、図５及び
図６に示すような等高線の他に、白黒濃淡画像、色彩に
よる識別表示してもよい。図５及び図６の画像の比較か
ら、明らかに右手運動時に特定の位置において酸化ヘモ
グロビン濃度が増加していることがわかる。この様な空
間的分布の情報を画像として表示することにより計測結
果の認識を迅速かつ容易にしている。また、図５及び図
６に示した画像は、負荷印加時間中の濃度相対変化量の
時間積分値で作成したが、同一計測時間毎の各計測点の
酸化ヘモグロビン濃度の相対変化量によって同様にトポ
グラフィ画像を作成することも可能である。前記作成し
た複数のトポグラフィ画像を、計測時間の順に従って表
示あるいは動画として表示すれば、酸化ヘモグロビン濃
度の相対変化量の時間変化を捉らえることができる。

【００２７】さらに、任意１計測点の酸化ヘモグロビン
濃度の相対変化量の時間変化と自他計測点の酸化ヘモグ
ロビン濃度の相対変化量の時間変化の自己及び相互相関
関数を計算し、各計測点における相関関数よりトポグラ
フィ画像を作成することもできる。各計測点における相
関関数は、時間ずれτで定義される関数であるから、同
一時間ずれτにおける相関関数の値よりトポグラフィを
作成し、τの順に従って表示あるいは動画として表示す
れば、血液動態変化が伝播していく様子を可視化するこ
とができる。

【００２８】ここでは、酸化ヘモグロビン濃度の相対変
化量を代表的に用いて説明しているが、還元ヘモグロビ
ン濃度の相対変化量あるいは酸化及び還元ヘモグロビン
濃度の相対変化量の和で計算される総ヘモグロビン濃度
相対変化量も同様にトポグラフィを作成することができ
る。

【００２９】図７は上記記載の方法で作成されたトポグ
ラフィ画像２２を、被検者の脳表面画像２３と重ねあわ
せた表示例を示す。トポグラフィ画像２２は、生体の機
能に関連して変化した脳の血液動態の変化であるため、
脳表面画像と重ねあわせて表示することが望ましい。脳
表面画像２３は３次元ＭＲＩあるいは３次元Ｘ線ＣＴで
計測し表示する。トポグラフィ画像２２は、各計測点の
座標を脳表面に位置するように座標変換し、座標変換し
た後の各計測点間の値を補間してトポグラフィ画像を作
成する。作成したトポグラフィ画像２２と脳表面画像２
３を重ねあわせて表示する時、重ねたトポグラフィ画像
２２の色を半透明として、下に位置する脳表面画像が透
けて見えるようにする。

【００３０】図８は、計測点座標変換方法を説明する図
を示す。３次元ＭＲＩあるいは３次元Ｘ線ＣＴの形態画
像を撮影する際に、生体光計測装置で設定する計測点に
マーカーを配置して撮影すると、撮影した形態情報から
皮膚及び骨像２４と脳像２５とマーカー像２６を表示す
ることができる。上記撮影像は、３次元的な座標情報を
有している。そこで、マーカー像２６が示す計測点２７
を通り、計測点２７における皮膚表面もしくはマーカー
像２６の底面に対して垂線２８を計算し、脳像２５と交
わる点を座標変換した計測点２９とする。本実施例で示
したように、脳機能の計測の場合には、負荷に相関のあ
る血液動態変化は、主に脳表面（大脳皮質）で生じてい
ることがわかっている。前記理由より、生体の形態情報
を用いることで、計測点を座標変換する深さを知ること
ができる。しかし、計測対象を筋肉等他の生体器官とし
た場合には、形態情報から座標変換する深さを知ること
ができない場合がある。前記の様な計測に本方法を用い
る場合には、モンテカルロ法による数値計算で、生体内
の光伝播をあらかじめ計算し、計測信号に最も大きく寄
与する深さを求め、前記求められた深さに計測点を座標
変換する。

【００３１】

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

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による生体光計測装置の一実施例の構成
を示すブロック図

【図２】上記生体光計測装置を使用した画像作成方法の
一実施例を説明するための図

【図３】上記実施例の一計測点における計測信号と計測
信号から求められる予測無負荷信号１５の経時変化を表
す図

【図４】上記実施例の一計測点におけるヘモグロビン濃
度相対変化量の時間変化を示す図

【図５】本発明による生体光計測装置の一実施例におけ
るトポグラフィ画像を示す図

【図６】本発明による生体光計測装置の一実施例におけ
るトポグラフィ画像を示す図

【図７】本発明による生体光計測装置の一実施例におけ
るトポグラフィ画像の表示例を示す図

【図８】本発明による生体光計測装置の他の実施例本発
明おける座標変換方法を説明する図

【符号の説明】

１：発振器、２：光源、３：光ファイバー、４：結合
器、５：光ファイバー、６：被検者、７：光検出光ファ
イバー、８：光検出器、９：ロックインアンプ、１０：
アナログ−デジタル変換器、１１：計算機、１２：記憶
装置、１３：表示装置、１４：計測信号、１５：予測無
負荷信号、１６：被検者、１７：入射点、１８：検出
点、１９：計測点、２０：ΔＣｏｘｙ（ｔ）信号、２
１：ΔＣｄｅｏｘｙ（ｔ）信号、２２：トポグラフィ画
像、２３：脳表面画像、２４：皮膚及び骨像、２５：脳
像、２６：マーカー像、２７：計測点、２８：垂線、２
９：座標変換した計測点。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 伊藤 嘉敏 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 小泉 英明 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 Ｆターム(参考） 2G059 AA01 AA05 BB12 BB14 CC16 EE01 EE02 EE11 FF01 FF02 FF04 GG03 GG06 HH01 HH02 JJ17 KK03 MM01 MM03 MM09 MM10 PP04

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に可視から近赤外領域の波長の光を
   照射する複数の光照射手段と、上記光照射手段から照射
   され、上記被検体内部で反射された光を検出する複数の
   受光手段と、各記受光手段で検出された信号に基づいて
   前記受光手段を含む領域毎の画像信号に変換する演算手
   段と、上記演算手段の出力を二次元表示面に強度信号と
   して表示する画像作成部とをもつことを特徴とする生体
   光計測装置。
2. 【請求項２】上記複数の光照射手段のそれぞれが波長の
   ことなる複数の光源と、上記複数の光源の光を互いに異
   なった周波数で変調する変調器と、変調された複数の光
   を照射位置に導く導波手段とからなり、上記複数の受光
   手段のそれぞれが上記波長の異なる複数の光源からの光
   の強度を分離する分離手段を付加したもつことを特徴と
   する請求項１記載の生体光計測装置。
3. 【請求項３】上記分離手段が、上記変調器の変調信号で
   駆動するロックインアンプで構成されたことを特徴とす
   る請求項２記載の生体光計測装置。
4. 【請求項４】上記波長の異なる複数の光源の数が計測さ
   れる光吸収体の種類数と同数であることを特徴とする請
   求項２記載の生体光計測装置。
5. 【請求項５】可視から近赤外領域の波長の光を被検体の
   複数の光照射位置に照射し、被検体内部を通過した光を
   上記複数の光照射位置のそれぞれに対して少なくとも一
   つの光検出点で検出し、上記複数の光照射位置の近傍に
   おける計測点の被検体内部に含まれる光吸収体濃度を求
   める第１ステップと、上記第１ステップで得た複数の計
   測点の光吸収体濃度を上記被検体を表す二次元面の画像
   として表示する第２ステップとをもつことを特徴とする
   画像作成方法。
6. 【請求項６】第１ステップにおいて上記計測点を上記光
   照射位置と光検出する位置の中点から、上記被検体内部
   への被検体表面に対する垂線上の任意の位置とし、上記
   第２ステップにおいて、上記複数の計測点で得た光吸収
   体濃度及び上記複数の計測点で得た光吸収体濃度を各計
   測点間で補間して得た補間光吸収体濃度を画像として表
   示することを特徴とする請求項５記載の画像作成方法。
7. 【請求項７】上記光吸収体濃度を任意の時間点における
   光吸収体濃度又は光吸収体濃度の一定時間の変化量を時
   間平均したものを用いて画像を得ることを特徴とする請
   求項５記載の画像作成方法。
8. 【請求項８】上記第２ステップにおいて、任意の時間間
   隔で光吸収体濃度又は光吸収体濃度の変化量を求め、各
   時間間隔ごとに連続した経時画像を得ることを特徴とす
   る請求項５記載の画像作成方法。
9. 【請求項９】上記第２ステップにおいて、磁気共鳴及び
   Ｘ線による計測した被検体内部の画像情報を、上記光吸
   収体濃度の情報と共に上記二次元画像と同一画面上で重
   ね合わせて表示することを特徴とする請求項６から８の
   いずれか一つに記載の画像作成方法。
10. 【請求項１０】上記第２ステップにおいて、任意の時間
    間隔で光吸収体濃度又は光吸収体濃度の変化量を求め、
    任意の１計測点における上記変化量の時間変化を基準と
    して、他計測点における上記変化量の時間変化との相関
    を求め、各時間間隔ごとに連続した相関関数の経時画像
    を得ることを特徴とする請求項５又は６記載の画像作成
    方法。