JP2009125402A - 生体情報計測装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】 無侵襲によって生体の代謝に伴う生体情報を用いて生体内部の状態を詳細に観察できる生体情報計測装置を提供すること。
【解決手段】 光出射部１は制御部３からの駆動信号に基づいて異なる特定波長を有する近赤外光を生体内部に出射する。光検出部２は生体内部を伝播した近赤外光の光量に対応して生体の代謝に伴う電気的な生体情報信号を制御部３に出力する。制御部３においては、出力された生体情報信号をＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４によって低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とに分離し、低域信号用メモリ３７ａと高域信号用メモリ３７ｂに記憶する。そして、生体情報演算部３８は、低域の生体情報信号を用いて生体内全体における血流変化を演算し、高域の生体情報信号を用いて生体内部における心拍動に伴う酸素飽和度を演算する。また、表示部４は演算された血流変化と酸素飽和度とを表示する。
【選択図】 図４

Description

生体の密度、水分、血中酸素濃度、酸素飽和度、グルコース濃度、血糖値、脈拍、その他の様々な生体の代謝に応じて、生体内の光伝播が伝播する光の波長により異なる変化を生ずる性質に着目して生体内部の情報を計測する生体情報計測装置に関する。
近年、生体内部を簡便に無侵襲で計測できる装置として、生体表面に配置された光源から生体内部に光を出射し、生体内部を散乱・吸収されながら伝播して再び生体表面に到達した反射光を受光することにより、生体内部の情報を計測する装置が積極的に提案されている。例えば、下記特許文献１には、スペクトラム拡散変調を用いて光を出射し、生体内部を伝播した光をスペクトラム逆拡散復調して生体内部の情報を計測する生体情報測定装置が開示されている。
この生体情報測定装置は、擬似雑音系列を用いてスペクトラム拡散変調した近赤外光を出射する光出射部と、受光したスペクトラム拡散変調された近赤外光に対応する電気的な信号をスペクトラム逆拡散復調して検出信号を出力する光検出部とを備えている。そして、この生体情報測定装置によれば、高速かつ高ＳＮ比を確保した状態で生体情報を正確に計測することができる。
特開２００２−２４８１０４号公報
ところで、上記従来の生体情報測定装置にように、生体内部に出射する光として近赤外光を用いた場合には、得られる生体情報として、例えば、生体内部における血流変化を表す情報が正確に得られる。すなわち、生体内部を流れる血液は、酸素と結合したヘモグロビンと酸素と結合していないヘモグロビンを有しており、これらヘモグロビンは、それぞれ、近赤外光を異なる吸光特定によって吸光することが知られている。このため、近赤外光を生体内部に出射した場合には、酸素と結合したヘモグロビン量（濃度）と酸素と結合していないヘモグロビン量（濃度）の比に応じて、生体内部を伝播した後に受光される近赤外光の光量が変化することになる。このため、受光される近赤外光の光量に対応して得られる生体情報を用いることによって、計測領域内における血流変化を計測することができる。
しかし、このように得られる生体情報には、計測領域内に存在する動脈血や静脈血における全ての酸素と結合したヘモグロビンと酸素と結合していないヘモグロビンによる吸光の影響と、生体における心拍動を伴っている動脈血における酸素と結合したヘモグロビンと酸素と結合していないヘモグロビンによる吸光の影響とが含まれる。すなわち、計測領域内に存在する動脈血や静脈血における全ての酸素と結合したヘモグロビン量（濃度）と酸素と結合していないヘモグロビン量（濃度）の比はいわば生体内全体での変化であり、心拍動を伴う動脈血における酸素と結合したヘモグロビン量（濃度）と酸素と結合していないヘモグロビン量（濃度）のより細かい変化はこの生体内全体の変化に含まれる。したがって、単に生体内部を伝播した近赤外光の光量に対応して得られる生体情報を用いて血流変化を計測した場合には、生体内全体における、言い換えれば、心拍動を伴う動脈血を無視した血流変化が観察できるのみであり、より詳細な観察を行う場合には、心拍動を伴う動脈血に着目した変化を分離して観察できるようにすることが望まれている。
本発明は、上記した課題を解決するためになされたものであり、その目的は、無侵襲によって、生体の代謝に伴う生体情報を用いて生体内部の状態を詳細に計測できる生体情報計測装置を提供することにある。
本発明の特徴は、少なくとも２つの光源を有していて、所定の駆動信号に基づいて前記光源を発光させて異なる特定波長を有する近赤外光を生体内部に出射する光出射部と、同光出射部から出射されて生体内部を伝播した近赤外光を受光して検出するとともに同検出した近赤外光の光量に対応して生体の代謝に関連する電気的な生体情報信号を出力する光検出部と、前記光出射部と前記光検出部の作動を統括的に制御する制御部とを備えた生体情報計測装置において、前記光検出部から出力された生体情報信号の帯域うち、予め設定された周波数未満の帯域を有する低域の生体情報信号を通過させるローパスフィルタと、前記光検出部から出力された生体情報信号の帯域うち、前記予め設定された周波数以上の帯域を有する高域の生体情報信号を通過させるハイパスフィルタと、前記ローパスフィルタを通過した低域の生体情報信号を記憶する低域信号用メモリと、前記ハイパスフィルタを通過した高域の生体情報信号を記憶する高域信号用メモリと、前記低域用メモリに記憶された低域の生体情報信号を用いて生体の代謝に関連する第１生体情報を演算するとともに、前記高域用メモリに記憶された高域の生体情報信号を用いて生体の代謝に関連する第２生体情報を演算する生体情報演算手段とを備えたことにある。
この場合、さらに、前記生体情報演算手段によって演算された第１生体情報と前記第２生体情報とに基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段と、前記生成された画像データに基づき、前記第１生体情報と前記第２生体情報を表示する表示手段とを備えているとよい。また、前記生体情報演算手段によって演算される第１生体情報は、生体の血管中における酸素と結合した酸素化ヘモグロビン量と酸素と結合していない還元ヘモグロビン量との比に基づく血流変化を表す情報であり、前記生体情報演算手段によって演算される第２生体情報は、生体の動脈における心拍動に伴って変化する酸素飽和度を表す情報であるとよい。
また、前記光出射部は、例えば、前記制御部から所定の時間間隔を有して供給される前記所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外光を前記所定の時間間隔を有して順次出射するとよい。また、前記光出射部は、前記制御部から供給される前記所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して二次駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて発光して出射した異なる特定波長を有する近赤外光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、前記電気的な生体情報信号をスペクトラム逆拡散して復調する復調手段を有するとよい。さらに、前記光出射部は、前記制御部から供給される前記所定の駆動信号を周波数分割多重変調して二次駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて発光して出射した異なる特定波長を有する近赤外光を光学的に合成する光合成手段とを有し、前記光検出部は、前記電気的な生体情報信号を周波数分割多重復調する復調手段を有するとよい。
これらによれば、光出射部は、例えば、制御部から所定の短い時間間隔有して供給された所定の駆動信号に基づき、あるいは、制御部から供給された所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調または周波数分割多重変量した二次駆動信号に基づき、光源を発光させて複数の特定波長を有する近赤外光を生体内部に向けて出射することができる。一方、光検出部は、生体内部を伝播した近赤外光を受光し、この受光した近赤外光すなわち生体内部の伝播に伴って減衰した近赤外光の光量に対応して生体の代謝に関連する電気的な生体情報信号を出力することができる。ここで、光出射部が所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調または周波数分割多重変量した二次駆動信号に基づいて光源を発光させて複数の特定波長を有する近赤外光を生体内部に向けて出射する場合には、光検出部は、電気的な生体情報信号をスペクトラム逆拡散復調または周波数分割多重変調することができる。
そして、出力された電気的な生体情報信号は、ローパスフィルタを通過することによって所定の周波数未満の帯域を有する低域の生体情報信号とされて低域信号用メモリに記憶される。また、出力された電気的な生体情報信号は、ハイパスフィルタを通過することによって所定の周波数以上の帯域を有する高域の生体情報信号とされて高域信号用メモリに記憶される。このように、生体内部を伝播した近赤外光の減衰した光量に対応する生体情報信号を低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とに分離することにより、低域の生体情報信号を用いて第１生体情報、例えば、生体の血管中における酸素と結合した酸素化ヘモグロビン量と酸素と結合していない還元ヘモグロビン量との比に基づく血流変化を表す情報を演算し、高域の生体情報信号を用いて第２生体情報、例えば、生体の動脈における心拍動に伴って変化する酸素飽和度を表す情報を演算することができる。
すなわち、全信号帯域を含む電気的な生体情報信号から低域の生体情報信号のみを分離し、この低域の生体情報信号を用いて第１生体情報としての、例えば、動脈血と静脈血の全体を含む血流変化を表す情報を演算することによって、生体内全体の血流変化を観察することができる。一方、全信号帯域を含む電気的な生体情報信号から高域の生体情報信号のみを分離し、この高域の生体情報信号を用いて第２生体情報としての、例えば、酸素飽和度を表す情報を演算することによって、生体内部における心拍動を伴う動脈血に着目した変化を観察することができる。
そして、この場合、第１生体情報と第２生体情報とに基づいて視認可能な画像データを生成し、この画像データに基づき第１生体情報（例えば、血流変化）や第２生体情報（例えば、酸素飽和度）を表示することができる。この場合、表示態様として、例えば、２次元的な表示や３次元的な表示、あるいは、第１生体情報と第２生体情報を別々に表示したり重ねて（合成して）表示したりすることによって、より容易にかつより詳細に生体内部を観察することができる。
ａ．第１実施形態
以下、本発明の実施形態を図面を用いて説明する。図１は、第１実施形態ないし第３実施形態に共通する生体情報計測装置Ｓの構成を概略的に示したブロック図である。図１に示すように、生体情報計測装置Ｓは、特定波長成分を含む光を発生する複数の光出射部１と、光出射部１から出射された光が生体の内部を反射しながら伝播した後の光を検出する複数の光検出部２とを備えている。また、生体情報計測装置Ｓは、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、タイマなどからなるマイクロコンピュータを主要構成部品とし、光出射部１および光検出部２の作動を統括的に制御するとともに生体の代謝に関連する生体情報を演算する制御部３と、制御部３によって演算された生体情報を画像として表示する表示部４とを備えている。
光出射部１は、図２に示すように、異なる特定波長を有する光を発生させる複数の光発生器１０から構成されている。なお、以下の説明においては、光出射部１を２つの光発生器１０から構成して、言い換えれば、１つの光出射部１が２つの特定波長を有する光を発生するように構成して実施する。しかしながら、光出射部１を構成する光発生器１０の数すなわち出射する光の特定波長の数については、限定されるものではなく、光出射部１を、例えば、３つ以上の光発生器１０から構成して実施可能であることはいうまでもない。このように、光発生器１０を多数設けることにより、後述する生体情報の算出において定量性が十分に確保される。また、複数の光発生器１０から構成される光出射部１の数についても、限定されるものではなく、必要に応じて複数設けて実施可能である。
光発生器１０は、制御部３から供給される駆動信号を取得する光源ドライバ１１を備えている。光源ドライバ１１は、制御部３から取得した駆動信号に基づいて、光源１２を駆動（発光）させるものである。光源１２は、例えば、半導体レーザーダイオードやＬＥＤなどの近赤外発光素子から構成されている。これにより、光源１２は、特定波長を有する近赤外光を発光する。ここで、光源１２の発光する近赤外光の特定波長としては、例えば、６００ｎｍ〜９００ｎｍ程度の波長範囲から選択されるとよく、以下の説明においては、２つの光源１２のうち、一方の光源１２は、例えば、８３０ｎｍの特定波長を有する近赤外光を発光し、他方の光源１２は、例えば、６９０ｎｍの特定波長を有する近赤外光を発光するものとして説明する。
そして、各光発生器１０から交互に出射された近赤外光は、光ファイバー１３を介して生体内部に向けて出射されるようになっている。なお、この場合、光ファイバー１３を省略して、直接、生体内部に向けて近赤外光を入射するように実施することも可能である。
ここで、この第１実施形態における光出射部１は、上述したように、制御部３から供給される駆動信号に基づいて複数（具体的には２つ）の近赤外光を出射する。このとき、制御部３は、所定の短い時間間隔により駆動信号を交互に２つの光発生器１０に供給する。これにより、光出射部１における２つの光発生器１０は、所定の短い時間間隔によって交互に（パルス的に）発光を繰り返す。
すなわち、光出射部１を構成する８３０ｎｍの近赤外光を発光する光発生器１０および６９０ｎｍの近赤外光を発光する光発生器１０においては、所定の短い時間間隔で制御部３から交互に供給された駆動信号をそれぞれの光源ドライバ１１によって取得する。これにより、それぞれの光源ドライバ１１は取得した駆動信号に基づいて対応する光源１２をパルス発光させるため、各光出射部１は８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光を交互に出射することができる。
光検出部２は、光出射部１から出射されて生体内部を反射しながら伝播した近赤外光を検出し、同検出した近赤外光が有する生体情報に関連する生体情報信号を出力するものである。このため、光検出部２は、図３に示すように、光ファイバー２１を介して、生体中を伝播して出射された近赤外光を受光する受光器２２を備えている。なお、この場合、光ファイバー２１を省略して、直接、生体中を伝播して出射された近赤外光を受光器２２が受光するように実施することも可能である。
受光器２２は、例えば、フォトダイオードやホトマルチプライヤなどを主要構成部品とするものであり、近赤外光を受光すると、同受光した近赤外光が生体中を伝播することにより減衰した光量に対応する電気的な検出信号を時系列的に増幅器２３に出力する。増幅器２３は、受光器２２から出力された電気的な検出信号の強度を増幅するものであり、増幅した電気的な検出信号すなわち生体情報信号を制御部３に出力する。ここで、光検出部２は、生体の計測領域内に複数設けられる。そして、光検出部２は、制御部３から所定の短い時間間隔により供給される駆動信号の供給タイミングに合わせて、言い換えれば、光出射部１による近赤外光の出射タイミングに合わせて作動が制御される。
制御部３は、図４に示すように、光出射部１を構成する各光発生器１０に対して駆動信号を供給する駆動信号発生器３１を備えている。駆動信号発生器３１は、駆動信号として、例えば、直流信号を所定の短い時間間隔により発生するようになっている。また、制御部３は、各光検出部２の増幅器２３から出力された生体情報信号を入力して出力するマルチプレクサ３２を備えている。マルチプレクサ３２は、駆動信号発生器３１が駆動信号を供給する供給タイミングに合わせて作動するものであり、入力した生体情報信号をローパスフィルタ３３（以下、単にＬＰＦ３３という）およびハイパスフィルタ３４（以下、単にＨＰＦ３４という）に対して出力する。
ＬＰＦ３３は、マルチプレクサ３２から出力された生体情報信号のうち、予め設定された周波数（例えば、生体における心拍動の周波数を考慮した０．５Ｈｚ程度）未満の帯域を有する生体情報信号（この生体情報信号を低域の生体情報信号という）を通過させるものである。一方、ＨＰＦ３４は、マルチプレクサ３２から出力された生体情報信号のうち、前記予め設定された周波数以上の信号を有する生体情報信号（この生体情報信号を高域の生体情報信号という）を通過させるものである。そして、ＬＰＦ３３を通過した低域の生体情報信号はマルチプレクサ３５に出力され、ＨＰＦ３４を通過した高域の生体情報信号はマルチプレクサ３６に出力される。マルチプレクサ３５，３６は、ともに、駆動信号発生器３１による駆動信号の供給タイミングに合わせて制御されるものであり、それぞれ、低域の生体情報信号と高域の生体情報信号を制御部３に設けられたメモリ群３７に対して分配するものである。
具体的に説明すると、マルチプレクサ３５は、ＬＰＦ３３を通過した低域の生体情報信号を記憶する低域信号用メモリ３７ａに対して分配する。また、マルチプレクサ３６は、ＨＰＦ３４を通過した高域の生体情報信号を記憶する高域信号用メモリ３７ｂに対して分配する。
メモリ群３７を形成する低域信号用メモリ３７ａおよび高域信号用メモリ３７ｂは、それぞれ、駆動信号発生器３１による駆動信号の供給タイミングに合わせて記憶動作が制御されるものである。そして、低域信号用メモリ３７ａはマルチプレクサ３５によって分配された低域の生体情報信号を近赤外光を発光した光出射部１に対応するように、より詳しくは、後述する図５に示す各光検出部２に対応する各受光位置Ａ〜Ｆごとであってかつ１つの光出射部１を構成する２つの光発生器１０ごとに設定された記憶位置に記憶し、高域信号用メモリ３７ｂはマルチプレクサ３６によって分配された高域の生体情報信号を近赤外光を発光した光出射部１に対応するように、より詳しくは、後述する図５に示す各光検出部２に対応する各受光位置Ａ〜Ｆごとであってかつ１つの光出射部１を構成する２つの光発生器１０ごとに設定された記憶位置に記憶する。
また、制御部３は、メモリ群３７に記憶された低域の生体情報信号および高域の生体情報信号を用いて、生体情報を演算する生体情報演算器３８を備えている。以下、この生体情報演算器３８を詳細に説明する。
生体における血液は、酸素と結合したヘモグロビン（以下、このヘモグロビンを酸素化ヘモグロビンという）と酸素と結合していないヘモグロビン（以下、このヘモグロビンを還元ヘモグロビンという）とを含んでいる。そして、血液中におけるこれら酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の比は生体の活動によって変化するため、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンによる近赤外光の吸光度合いの差からこの比を算出することによって生体中における血流変化が観察できることが知られている。ところが、血流変化は比較的短周期で変化する心拍動の影響を受けており、比較的長周期で変化する酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の比に基づいて血流変化を精度よく観察する場合には、心拍動の影響を排除する必要がある。一方で、比較的短周期で変化する心拍動に伴う血流変化を捉えることにより、血液中の酸素飽和度を良好に計測できることが知られている。
これらのことに基づき、生体情報演算器３８は、後述するように、低域信号用メモリ３７ａに記憶された低域の生体情報信号、言い換えれば、心拍動の影響を排除した生体情報信号を用いて、血液中における酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）との比すなわち第１生体情報としての血流変化を演算する。また、生体情報演算器３８は、後述するように、高域信号用メモリ３７ｂに記憶された高域の生体情報信号、言い換えれば、心拍動のみを反映した生体情報信号を用いて、同心拍動に伴う血液中の酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）とから第２生体情報としての酸素飽和度を演算する。
さらに、制御部３は、生体情報演算器３８によって演算された血流変化および酸素飽和度を可視化して表示するために、画像処理器３９を備えている。画像処理器３９は、周知の画像生成回路を備えており、血流変化を表す画像データおよび酸素飽和度を表す画像データを生成して表示部４のディスプレイに所定の態様により表示させる。
次に、上記のように構成した第１実施形態に係る生体情報計測装置Ｓの作動について、生体における脳内の血流変化および酸素飽和度を計測する場合を例示して説明する。
この脳内における血流変化および酸素飽和度の計測においては、図５に示すように、頭部Ｔの表面にて、丸印で示す位置ａ〜ｆ（以下、入射位置ａ〜ｆという）にそれぞれ光出射部１から出射された近赤外光が入射される。また、脳内を反射しながら伝播し、四角印で示す位置Ａ〜Ｆ（以下、受光位置Ａ〜Ｆという）に到達した近赤外光（以下、この近赤外光を反射光ともいう）がそれぞれの光検出部２によって検出される。そして、入射位置ａ〜ｆと受光位置Ａ〜Ｆとは、例えば、互いにマトリックス状に配置される。なお、以下の作動説明においては、入射位置ａ〜ｆに近赤外光を出射する各光出射部１を光出射部ａ〜ｆと示し、受光位置Ａ〜Ｆに到達した反射光を検出する各光検出部２を光検出部Ａ〜Ｆと示す。
ここで、図５は、生体情報計測装置Ｓのごく一部を示したものである。このため、入射位置と受光位置の数すなわちチャンネルの数については、図示した数に限定されるものではない。したがって、より多くの入射位置と受光位置を、例えば、マトリックス状に配置して脳内の血流変化および酸素飽和度を計測することもできる。また、チャンネルの配置に関しては、マトリックス状以外に、例えば、千鳥配置やある光出射部１を中心として周囲に光検出部２を複数配置するドーナツ状の配置などを採用して実施することも可能である。
このように被験者の頭部Ｔに光出射部ａ〜ｆおよび光検出部Ａ〜Ｆを配置した状態において、医師またはオペレータは、制御部３に接続された図示しない入力装置を操作して、近赤外光の出射開始を指示する。この指示に応じて、制御部３の駆動信号発生器３１は、光出射部ａ〜ｆをそれぞれ構成する２つの光発生器１０に対して、所定の短い時間間隔とした供給タイミングによって交互に駆動信号を供給する。
光出射部ａ〜ｆにおいては、２つの光発生器１０を構成するそれぞれの光源ドライバ１１が所定の短い時間間隔により交互に駆動信号を取得し、同取得した駆動信号に基づいて光源１２をパルス発光させる。これにより、光出射部ａ〜ｆは、入射位置ａ〜ｆにて、それぞれ、所定の短い時間間隔により、８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光とを交互に出射する。そして、出射された近赤外光は、頭部Ｔの頭蓋骨を透過して脳表層に入射し、脳表層内を乱反射しながら、言い換えれば、減衰しながら伝播し、再び頭部Ｔの頭蓋骨を透過して頭部Ｔの表面に到達する。
光検出部Ａ〜Ｆにおいては、頭部Ｔの表面における受光位置Ａ〜Ｆに到達した近赤外光を反射光として検出（受光）し、この反射光が有する生体情報を表す生体情報信号を出力する。具体的には、光検出部Ａ〜Ｆのそれぞれの受光器２２が受光位置Ａ〜Ｆに到達した反射光を受光し、同受光した反射光の受光強度に比例する電気的な検出信号を増幅器２３に出力する。そして、増幅器２３が電気的な検出信号を増幅し、同増幅した信号を生体情報信号として制御部３に出力する。
制御部３においては、マルチプレクサ３２が光検出部Ａ〜Ｆから出力された各生体情報信号をＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４に出力する。これにより、ＬＰＦ３３を通過した各生体情報信号は、その高域成分が除去され、低域の生体情報信号としてマルチプレクサ３５に出力される。そして、マルチプレクサ３５は、ＬＰＦ３３を通過した低域の生体情報信号をメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａに出力する。一方、ＨＰＦ３４を通過した各生体情報信号は、その低域成分が除去され、高域の生体情報信号としてマルチプレクサ３６に出力される。そして、マルチプレクサ３６は、ＨＰＦ３４を通過した高域の生体情報信号をメモリ群３７の高域信号用メモリ３７ｂに出力する。なお、この場合、増幅器２３からメモリ群３７までの区間において、例えば、増幅器２３の直後にＡＤコンバータを設けて増幅器２３から出力された生体情報信号をデジタル信号に変換し、制御部３における各処理をデジタル信号で処理するように実施可能であることはいうまでもない。また、例えば、増幅器２３から出力されたアナログの生体情報信号がＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４を通過し、この通過したアナログの生体情報信号をＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４の直後に設けたＡＤコンバータがデジタル信号に変換するようにして、メモリ群３７に記憶するように実施可能であることはいうまでもない。
メモリ群３７においては、駆動信号発生器３１による供給タイミングに合わせて、マルチプレクサ３５から出力された低域の生体情報信号を低域信号用メモリ３７ａに予め設定された所定の記憶位置に順次記憶する。また、駆動信号発生器３１による供給タイミングに合わせて、マルチプレクサ３６から出力された高域の生体情報信号を高域信号用メモリ３７ｂに予め設定された所定の記憶位置に順次記憶する。
このように、低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とがメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａと高域信号用メモリ３７ｂに記憶されると、生体情報演算器３８は、低域の生体情報信号を用いて血流変化すなわち酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の比を演算し、高域の生体情報を用いて酸素飽和度を演算する。以下、この生体情報演算器３８による演算を具体的に説明するが、血流変化および酸素飽和度の計算方法自体については、本発明の特徴とする部分ではない。すなわち、血流変化および酸素飽和度は本発明に係る生体情報計測装置によって計測可能な生体情報として例示的に示すものである。このため、血流変化および酸素飽和度の計算方法については、従来から周知の種々の方法を採用することができ、以下に説明することは計算方法を限定することを意図するものではない。
一般的に広く知られているように、血液中における酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンは、異なる吸光特性によって近赤外光を吸光する。この酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンにおける近赤外光の吸光特性は、文献（例えば、株式会社日立メディコ、ＭＥＤＩＸ，ｖｏｌ．２９など）にも示されているように、ランバート・ベール(Lambert-Beer)の法則に従って、下記式１で表すことができる。
−ln(R(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)×Coxy×d＋εdeoxy(λ)×Cdeoxy×d＋α(λ)＋S(λ) …式１
ただし、前記式１中のR(λ)、Ro(λ)およびdは、図６に概略的に示すように、それぞれ、波長λの検出光量、波長λの出射光量および検出領域の光路長を表すものである。また、前記式１中のεoxy(λ)は、波長λに対する酸素化ヘモグロビンの分子吸光係数を表し、εdeoxy(λ)は、波長λに対する還元ヘモグロビンの分子吸光係数を表すものである。また、前記式１中のCoxyは、酸素化ヘモグロビンの濃度を表し、Cdeoxyは、還元ヘモグロビンの濃度を表すものである。さらに、前記式１中のα(λ)は、血液中のヘモグロビン以外の色素（例えば、細胞中のミトコンドリアでの酸素の需供を反映するチトクロームaa33など）の光吸収による減衰量を表し、S(λ)は、生体組織の光散乱による減衰量を表すものである。
このように、前記式１に従えば、８３０ｎｍの波長を有する近赤外光と６９０ｎｍの波長を有する近赤外光を用いた場合における酸素化ヘモグロビンの濃度Coxyと還元ヘモグロビンの濃度Cdeoxyを計算することができる。したがって、これら酸素化ヘモグロビンの濃度Coxyと還元ヘモグロビンの濃度Cdeoxyの比Coxy／Cdeoxyを計算することにより、血流変化を計算することができる。
また、前記式１に従って表される血液中のヘモグロビンの吸光特性に基づき、例えば、心拍動に伴う血管中の血流変化に着目して血流変化前後の差分を考慮することにより、血液の酸素飽和度SpO2を算出することができる。具体的に説明すると、例えば、脳内に存在する毛細血管について、血流変化前の吸光特性を前記式１に従って表せば、血流変化後の吸光特性は下記式２に示すように表すことができる。
−ln(growthR(λ)／Ro(λ))＝εoxy(λ)×growthCoxy×d＋εdeoxy(λ)×growthCdeoxy×d＋growthα(λ)＋S(λ) …式２
ただし、前記式２中のgrowthR(λ)、growthCoxy、growthCdeoxyおよびgrowthα(λ)は、心拍動に伴う血流変化によって増加または減少変化した値を表すものであって、それぞれ、血流変化後の検出光量、血流変化後の酸素化ヘモグロビンの濃度、血流変化後の還元ヘモグロビンの濃度および血流変化後のヘモグロビン以外の色素の光吸収による減衰量を表すものである。
ここで、血液中のヘモグロビンの光吸収量は、ヘモグロビン以外の色素の光吸収量に比して極めて大きいため、前記式１中のα(λ)をα(λ)＝growthα(λ)とすることができる。これにより、前記式２から前記式１を差し引けば、下記式３が成立する。
−ln(growthR(λ)／R(λ))＝εoxy(λ)×ΔCoxy＋εdeoxy(λ)×ΔCdeoxy …式３
ここで、前記式３中のΔCoxyおよびΔCdeoxyは、それぞれ、下記式４および式５によって表されるものである。
ΔCoxy＝(growthCoxy−Coxy)×d …式４
ΔCdeoxy＝(growthCdeoxy−Cdeoxy)×d …式５
そして、図７にてヘモグロビンの光吸光スペクトルを概略的に示すように、吸光特性のコントラスト比が明確となる特定波長としてλ＝６９０ｎｍや８３０ｎｍの近赤外光を用いて計測した結果に基づいて、前記式３を解くことによって、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxy、還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyおよび全ヘモグロビン濃度変化(ΔCoxy＋ΔCdeoxy)を相対的に計算することができる。そして、これらの各値を計算することによって、下記式６によって表される相対的な酸素飽和度SpO2を計算することができる。
SpO2＝ΔCoxy／(ΔCoxy＋ΔCdeoxy) …式６
ところで、光検出部Ａ〜Ｆにおいては、８３０ｎｍの波長を有する反射光と６９０ｎｍの波長を有する反射光が受光される。これら反射光は、光出射部１から出射された８３０ｎｍの波長を有する近赤外光および６９０ｎｍの波長を有する近赤外光が脳内を伝播した後の近赤外光であるため、光検出部Ａ〜Ｆによって受光される受光強度は、脳内の血管（より詳しくは毛細血管）内を流れる血液中のヘモグロビンによる吸光の影響を受けたものとなる。すなわち、反射光の受光強度は、図８に概略的に示すように、心拍動に伴って変化する酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の影響を含んだものとなるため、光検出部Ａ〜Ｆによって出力される受光強度に比例する生体情報信号は低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とを含んだものとなる。
ここで、例えば、生体情報演算器３８が、図８に示すような低域の生体情報信号と高域の生体情報信号を含む生体情報信号を用いて、酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）を前記式１に従って計算すると、図９に示すような計算結果が得られる。すなわち、図９からも明らかなように、ベースとなる酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の時間変化に対して、パルス的な心拍動に伴う酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の変化が重なるため、ベースとなる酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の時間変化に基づく生体内全体の血流変化を正確に観察することが難しくなる。
これに対して、生体情報演算器３８が低域信号用メモリ３７ａに記憶された低域の生体情報信号を用いて、酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）を前記式１に従って計算すると、図１０に示すような計算結果が得られる。すなわち、図１０からも明らかなように、この場合には、パルス的な心拍動に伴う酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の変化が除去されるため、酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の変化、すなわち、生体内全体の血流変化を正確に観察することができる。
一方で、図８に示した生体情報信号から高域成分のみを取り出した高域の生体情報信号は、図１１に示すようになる。すなわち、高域信号用メモリ３７ｂに記憶される高域の生体情報信号は、パルス的な心拍動に伴って変化する酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の影響のみ含んだものとなる。したがって、生体情報演算器３８が、高域信号用メモリ３７ｂに記憶された高域の生体情報信号を用いて酸素飽和度SpO2を前記式６に従って計算することにより、心拍動に伴う酸素飽和度の変化を正確に観察することができる。
このように血流変化および酸素飽和度が生体情報演算器３８によって計算されると、画像処理器３９がこれら計算された血流変化および酸素飽和度を可視化する画像データを生成する。具体的には、画像処理器３９は、頭部Ｔに配置された入射位置ａ〜ｆ（光出射部ａ〜ｆ）と受光位置Ａ〜Ｆ（光検出部Ａ〜Ｆ）との間に存在する計測点にて生体情報演算器３８によって計算された結果を画像として表すとともに、これら計測点間にて補間処理を行うことによって計測領域全体の血流変化および酸素飽和度を表す画像データを生成する。なお、画像処理器３９が生成する画像データについては、２次元的に可視化する画像データまたは３次元的に可視化する画像データであるとよい。
このように画像データが生成されると、表示部４は、同画像データに基づいて、ディスプレイ上にて、同じ計測時間内に同時に（マクロ的に）取得された血流変化を図１２（ａ）に概略的に示すように表示したり、酸素飽和度を図１２（ｂ）に概略的に示すように表示したりする。この場合、血流変化または酸素飽和度のみをそれぞれ表示したり、同時に両方を表示したりする。これにより、医師またはオペレータは、脳内における血流変化や酸素飽和度を容易にかつ詳細に観察することができる。
以上の説明からも理解できるように、この第１実施形態によれば、受光器２２から出力された電気的な検出信号すなわち生体情報信号を、制御部３におけるＬＰＦ３３を通過させることによって低域の生体情報信号として分離することができ、ＨＰＦ３４を通過させることによって高域の生体情報信号として分離することができる。そして、分離した低域の生体情報信号を用いて生体内全体における血流変化を演算することができ、分離した高域の生体情報信号を用いて生体内部における心拍動に伴う酸素飽和度を演算することができる。また、これら演算した血流変化および酸素飽和度を表示部４に表示することができる。したがって、生体内部の代謝に伴う変化を、例えば、心拍動を伴う動脈血に着目して分離して、詳細に観察することができる。
ｂ．第２実施形態
上記第１実施形態においては、制御部３の駆動信号発生器３１が所定の短い時間間隔で駆動信号を供給することによって、光出射部１の２つの光発生器１０の発光タイミングを異ならせるように実施した。すなわち、上記第１実施形態においては、光出射部１が８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光をパルス発光により交互に出射するように実施した。これに対し、これらの光発生器１０が発生する近赤外光をスペクトラム拡散変調することにより、発光タイミングを略同時とすることも可能である。以下、この第２実施形態を説明するが、上記第１実施形態と同一部分に同一の符号を付し、その詳細な説明を省略する。
この第２実施形態における生体情報計測装置Ｓの光出射部１は、特定波長を有する近赤外光をスペクトラム拡散変調して出射するようになっている。このため、この第２実施形態における光発生器１０は、図１３に示すように、拡散符号系列として、「＋１」と「−１」からなるＰＮ(Pseudorandom Noise)系列を発生させるための拡散符号系列発生器１４を備えている。この拡散符号系列発生器１４は、例えば、アダマール系列やＭ系列、あるいは、ゴールド符号系列をＰＮ系列として発生する。
なお、上記したアダマール系列、Ｍ系列、あるいは、ゴールド符号系列は、一般的にスペクトラム拡散変調に用いられるものと同様であるため、その発生方法に関する詳細な説明は省略するが、以下に簡単に説明しておく。アダマール系列は、「＋１」と「−１」からなるアダマール行列の各行または各列を取り出して得られる系列である。Ｍ系列は、「０」または「＋１」の状態を記憶する１ビットのレジスタをｎ段並べたシフトレジスタを用い、同シフトレジスタの中間から帰還した値と最終段における値との排他的論理和を初段に接続することにより得られる２値系列である。ただし、この２値系列をＰＮ系列とするために、レベル変換を行い、値「０」を「−１」に変換する必要がある。ゴールド符号系列は、基本的には、２種類のＭ系列を用意し、これらを加算して得られる符号系列である。このため、ゴールド符号系列は、Ｍ系列に比して、格段に系列数を増やすことができる系列である。そして、これらの系列の特徴として、異なる系列は互いに直交する性質を有しており、積和演算を行うことによって「０」、すなわち、自己以外には相関が「０」となることが挙げられる。
このように、拡散符号系列発生器１４の発生したＰＮ系列は、制御部３に出力されるとともに、掛け算器１５に出力される。掛け算器１５は、制御部３の駆動信号発生器３１から供給される駆動信号（一次駆動信号）と拡散符号系列発生器１４から供給されるＰＮ系列との積を取る。これにより、駆動信号（一次駆動信号）をスペクトラム拡散変調することができる。なお、この第２実施形態における制御部３の駆動信号発生器３１は、光出射部１を構成する２つの光発生器１０のそれぞれの掛け算器１５に対して同時に駆動信号を供給するようになっている。そして、掛け算器１５はスペクトラム拡散変調した駆動信号すなわち二次駆動信号を光源ドライバ１１に供給し、光源ドライバ１１は供給された二次駆動信号に基づいて光源１２を駆動（発光）させる。
また、この第２実施形態における光検出部２は、図１４に示すように、光出射部１の特定の光発生器１０から出射された近赤外光を選択的に受光するために、拡散符号系列取得器２４を備えている。拡散符号系列取得器２４は、制御部３と接続されていて、受光すべき特定の光発生器１０からの近赤外光が有する拡散符号系列すなわちＰＮ系列を制御部３から取得するものである。そして、拡散符号系列取得器２４は、取得したＰＮ系列をそれぞれの掛け算器２６に供給する。
掛け算器２６は、増幅器２３からＡＤコンバータ２５を介して取得した電気的な検出信号と拡散符号系列取得器２４から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器２６は、計算した検出信号とＰＮ系列との積の値を累算器２７に出力する。累算器２７は、供給された積の値をＰＮ系列の１周期以上に渡り加算する。そして、累算器２７は、特定の光発生器１０から出射されて脳内を反射して伝播した反射光に対応する検出信号を制御部３に出力する。
次に、上記のように構成された第２実施形態に係る生体情報計測装置Ｓの作動について、上記第１実施形態と同様に、脳内における血流変化および酸素飽和度を計測する場合を例示して説明する。
この第２実施形態においても、上記第１実施形態と同様に、被験者の頭部Ｔに光出射部ａ〜ｆと光検出部Ａ〜Ｆを配置する。そして、医師またはオペレータは、制御部３の入力装置を操作して、近赤外光の出射開始を指示する。これにより、制御部３の駆動信号発生器３１は、光出射部ａ〜ｆを構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して一次駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、同時にその作動を開始し、それぞれ、８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光を出射する。
すなわち、各光発生器１０においては、拡散符号系列発生器１４が、例えば、ＰＮ系列としてゴールド符号系列を発生する。そして、拡散符号系列発生器１４は、発生したＰＮ系列を制御部３に対して出力するとともに、掛け算器１５に出力する。掛け算器１５は、制御部３の駆動信号発生器３１から供給された一次駆動信号とＰＮ系列との積を取り、一次駆動信号をスペクトラム拡散変調する。そして、スペクトラム拡散変調された一次駆動信号すなわち二次駆動信号が光源ドライバ１１に供給されることにより、光源ドライバ１１は光源１２を駆動（発光）させる。
このように、光出射部ａ〜ｆのそれぞれから出射された２つの近赤外光は、光ファイバ１３により光学的に合成される。そして、２つの近赤外光は、頭部Ｔの入射位置ａ〜ｆから入射されて脳内を伝播した後、受光位置Ａ〜Ｆに到達すると光検出部Ａ〜Ｆによって検出（受光）される。
光検出部Ａ〜Ｆにおいては、上記第１実施形態と同様に、それぞれの受光器２２が反射光を受光する。このとき、各受光器２２には、各光出射部ａ〜ｆのうちの複数の光出射部１から出射された近赤外光に対応する８３０ｎｍと６９０ｎｍの波長を有する反射光が到達する。このような状況において、制御部３は、受光器２２が到達した反射光のうち特定の光出射部１から出射された近赤外光に基づく反射光を選択して受光するように、光検出部Ａ〜Ｆを制御する。以下、この制御部３による制御を具体的に説明する。
制御部３は、上述したように、光出射部ａ〜ｆに対して一次駆動信号を供給した後、各光出射部ａ〜ｆの拡散符号系列発生器１４から取得したＰＮ系列を、反射光を受光すべき光検出部Ａ〜Ｆに対して供給する。これにより、反射光を受光すべき各光検出部Ａ〜Ｆにおける拡散符号系列取得器２４は、供給されたＰＮ系列を取得し、取得したＰＮ系列を掛け算器２６に供給する。一方で、ＡＤコンバータ２５は、受光器２２が出力し増幅器２３が増幅した電気的な検出信号を時系列的にデジタル信号に変換し、同変換したデジタル検出信号を掛け算器２６に出力している。
この状態において、掛け算器２６は、ＡＤコンバータ２５から出力されたデジタル検出信号と、拡散符号系列取得器２４から供給されたＰＮ系列との積を取る。そして、掛け算器２６は計算した積の値を累算器２７に出力し、累算器２７は出力された積の値をＰＮ系列の１周期以上に渡り加算する。このように、掛け算器２６と累算器２７による積和処理（スペクトラム逆拡散復調処理）により、デジタル検出信号と供給されたＰＮ系列との相関を取ることができ、特定の光出射部１からの近赤外光、すなわち、８３０ｎｍおよび６９０ｎｍの波長を有する反射光に対応した検出信号のみを選択して出力することができる。
すなわち、上述したように、ＰＮ系列に関しては、異なる系列が互いに直交する性質、言い換えれば、異なる系列同士の積の和が「０」となる性質を有している。このため、拡散符号系列取得器２４が掛け算器２６に対して、光出射部ａ〜ｆのうちから特定の光出射部１のＰＮ系列を供給した場合には、ＡＤコンバータ２５から出力された検出信号のうちの特定の光出射部１から出射された近赤外光（反射光）に対応する検出信号以外の検出信号と供給されたＰＮ系列との積の値は「０」となる。これにより、累算器２７によってＰＮ系列の１周期以上に渡り加算される値も「０」となり、相関は「０」となる。したがって、拡散符号系列取得器２４から供給されたＰＮ系列を有しない（または一致しない）検出信号、言い換えれば、特定の光出射部１以外から出射された近赤外光の反射光は選択的に排除され、特定の光出射部１から出射された近赤外光の反射光に対応する検出信号すなわち生体情報信号のみが制御部３に出力される。
ところで、この第２実施形態においては、上記第１実施形態の場合と異なり、図１５に示すように、制御部３のマルチプレクサ３２，３５，３６が省略される。そして、この第２実施形態においては、光検出部Ａ〜Ｆから出力された生体情報信号は、各光出射部１の光発生器１０ごとすなわち光出射部１が発生する近赤外光の波長ごとに設けられたＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４に出力される。このため、各ＬＰＦ３３を通過した生体情報信号は、その高域成分が除去され、低域の生体情報信号としてメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａに出力されて記憶される。また、各ＨＰＦ３４を通過した生体情報信号は、その低域成分が除去され、高域の生体情報信号としてメモリ群３７の高域信号用メモリ３７ｂに出力されて記憶される。
このように、低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とがメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａと高域信号用メモリ３７ｂに記憶されると、上記第１実施形態と同様に、生体情報演算器３８は、低域の生体情報信号を用いて血流変化を演算し、高域の生体情報信号を用いて酸素飽和度を演算して画像処理器３９に出力する。これにより、画像処理器３９は血流変化および酸素飽和度を表す画像データを生成し、同生成した画像データを表示部４に出力する。したがって、表示部４は、上記第１実施形態と同様に、図１２（ａ）に示したような血流変化や図１２（ｂ）に示したような酸素飽和度を表示することができ、医師またはオペレータは、脳内における血流変化や酸素飽和度を詳細にかつ容易に観察することができる。
以上の説明からも理解できるように、この第２実施形態によれば、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、この第２実施形態においては、８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光が互いに干渉することなく同時に出射することができ、さらに、これら近赤外光の反射光を同時に検出（受光）することができる。したがって、ある時間における血流変化や酸素飽和度を極めて正確に計測することができ、医師またはオペレータはある時間における血流変化や酸素飽和度を詳細に観察することができる。
ｃ．第３実施形態
上記第１実施形態においては、制御部３の駆動信号発生器３１が所定の短い時間間隔で駆動信号を供給することによって、光出射部１の２つの光発生器１０の発光タイミングを異ならせるように実施した。すなわち、上記第１実施形態においては、光出射部１が８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光をパルス発光により交互に出射するように実施した。これに対し、これらの光発生器１０が発生する近赤外光を周波数多重分割(Frequency Division Multiple Access：ＦＤＭＡ)変調することにより、上記第２実施形態と同様に、発光タイミングを略同時とすることも可能である。以下、この第３実施形態を詳細に説明するが、上記第１実施形態と同一部分に同一の符号を付し、その詳細な説明を省略する。
この第３実施形態における生体情報計測装置Ｓの光出射部１は、特定波長を有する近赤外光をＦＤＭＡ変調して出射するようになっている。このため、この第３実施形態における光発生器１０は、図１６に示すように、周波数分割多重変換器１６が設けられている。この周波数分割多重変換器１６は、制御部３の駆動信号発生器３１から供給される駆動信号（一次駆動信号）を所定の周波数ごとに分割多重変調して二次駆動信号を生成するものである。なお、分割多重変調における所定の周波数は、制御部３によって管理されるものであり、予め設定された周波数であってもよいし、適宜変更される周波数であってもよい。また、ＦＤＭＡ変調における周波数分割については、周知の方法を採用することができるため、その詳細な説明を省略する。そして、周波数分割多重変換器１６によって生成された二次駆動信号は光源ドライバ１１に供給され、光源ドライバ１１は供給された二次駆動信号に基づいて光源１２を駆動（発光）させる。
また、この第３実施形態における光検出部２は、図１７に示すように、光出射部１の光発生器１０からＦＤＭＡ変調されて出射された近赤外光を選択的に受光するために、複数（この第３実施形態においては２つ）の同期検波回路２７を備えている。同期検波回路２７は、制御部３と接続されていて、同制御部３によって管理される所定の周波数に基づいて増幅器２３から取得した電気的な検出信号をＦＭＤＡ復調し、同復調した電気的な検出信号すなわち生体情報信号を制御部３に出力するものである。
次に、上記のように構成された第３実施形態に係る生体情報計測装置Ｓの作動について、上記第１実施形態と同様に、脳内における血流変化および酸素飽和度を計測する場合を例示して説明する。
この第３実施形態においても、上記第１実施形態と同様に、被験者の頭部Ｔに光出射部ａ〜ｆと光検出部Ａ〜Ｆを配置する。そして、医師またはオペレータは、制御部３の入力装置を操作して、近赤外光の出射開始を指示する。これにより、制御部３の駆動信号発生器３１は、光出射部ａ〜ｆを構成する２つの光発生器１０のそれぞれに対して一次駆動信号を供給する。これにより、２つの光発生器１０は、同時にその作動を開始し、それぞれ、８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光を出射する。
すなわち、各光発生器１０においては、周波数分割多重変換器１６が制御部３の駆動信号発生器３１から供給された一次駆動信号を所定の周波数ごとに分割してＦＤＭＡ変調する。そして、ＦＤＭＡ変調された一次駆動信号すなわち二次駆動信号が光源ドライバ１１に供給されることにより、光源ドライバ１１は光源１２を駆動（発光）させる。このように、光出射部ａ〜ｆのそれぞれから出射された２つの近赤外光は、光ファイバ１３により光学的に合成される。そして、２つの近赤外光は、頭部Ｔの入射位置ａ〜ｆから入射されて脳内を伝播した後、受光位置Ａ〜Ｆに到達すると光検出部Ａ〜Ｆによって検出（受光）される。
光検出部Ａ〜Ｆにおいては、上記第１実施形態と同様に、それぞれの受光器２２が反射光を受光する。このとき、各受光器２２には、８３０ｎｍと６９０ｎｍの波長を有する反射光が到達し、受光器２２および増幅器２３は、これらの波長を有する近赤外光（反射光）に対応する電気的な検出信号を同期検波回路２７に出力する。この状況において、各同期検波回路２７においては、制御部３が管理する所定の周波数に基づいて、８３０ｎｍの反射光に対応する電気的な検出信号と６９０ｎｍの反射光に対応する電気的な検出信号とにそれぞれ分離（ＦＤＭＡ復調）し、同復調した電気的な検出信号を生体情報信号として制御部３に出力する。
ところで、この第３実施形態においても、上記第２実施形態と同様、図１５に示すように、制御部３のマルチプレクサ３２，３５，３６が省略されている。そして、光検出部Ａ〜Ｆから出力された生体情報信号は、各光出射部１の光発生器１０ごとすなわち光出射部１が発生する近赤外光の波長ごとに設けられたＬＰＦ３３およびＨＰＦ３４に出力される。このため、各ＬＰＦ３３を通過した生体情報信号は、その高域成分が除去され、低域の生体情報信号としてメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａに出力される。また、各ＨＰＦ３４を通過した生体情報信号は、その低域成分が除去され、高域の生体情報信号としてメモリ群３７の高域信号用メモリ３７ｂに出力される。
このように、低域の生体情報信号と高域の生体情報信号とがメモリ群３７の低域信号用メモリ３７ａと高域信号用メモリ３７ｂに記憶されると、上記第１実施形態と同様に、生体情報演算器３８は、低域の生体情報信号を用いて血流変化を演算し、高域の生体情報信号を用いて酸素飽和度を演算して画像処理器３９に出力する。これにより、画像処理器３９は血流変化および酸素飽和度を表す画像データを生成し、同生成した画像データを表示部４に出力する。したがって、表示部４は、上記第１実施形態と同様に、図１２（ａ）に示したような血流変化や図１２（ｂ）に示したような酸素飽和度を表示し、医師またはオペレータは、脳内における正確な血流変化や酸素飽和度を観察することができる。
以上の説明からも理解できるように、この第３実施形態においても、上記第１実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、この第３実施形態においては、８３０ｎｍの近赤外光と６９０ｎｍの近赤外光が互いに干渉することなく同時に出射することができ、さらに、これら近赤外光の反射光を同時に検出（受光）することができる。したがって、ある時間における血流変化や酸素飽和度を極めて正確に計測することができ、医師またはオペレータはある時間における血流変化や酸素飽和度を詳細に観察することができる。
本発明の実施にあたっては、上記各実施形態に限定されるものではなく、本発明の目的を逸脱しない限りにおいて、種々の変更が可能である。
例えば、上記各実施形態においては、前記式１〜式６（より詳しくは、前記式６）に従って、酸素飽和度SpO2を算出するように実施した。ところで、上記各実施形態において算出される酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyは、前記式４および式５から明らかなように、光路長dを含んで計算されるものである。一般的に生体内部に入射した光の光路長dを厳密に測定または算出することは、極めて難しい。したがって、前記式４および式５における光路長dは相対量として用いられており、酸素化ヘモグロビン濃度変化ΔCoxyおよび還元ヘモグロビン濃度変化ΔCdeoxyを用いた前記式６に従って算出される酸素飽和度SpO2も相対量となる。
このことに関し、参考として下記に示す各式に従って酸素飽和度SpO2を計算することにより、脈動成分中、すなわち、心拍動成分中の酸素飽和度SpO2言い換えれば動脈または細動脈中の酸素飽和度SpO2を算出することができる。なお、この酸素飽和度の算出方法については、例えば、特開昭６３−１１１８３７号公報に開示されて従来から広く知られている算出方法であるため、その詳細な説明を省略する。
生体内の赤外減光度は、下記式７に従って計算することができる。
−log(I1／I0)＝E×C×e＋A …式７
ただし、前記式７中のI1は透過光の光量を表し、I0は入射光の光量を表す。また、前記式７中のEはヘモグロビンの吸光係数を表し、Cは血中ヘモグロビン血液濃度を表し、eは血液層の厚さ（前記式４，５における光路長dに相当）を表し、Aは組織層の減光度を表す。ここで、前記式７は、生体内を透過した赤外光の減光度を算出するものであるが、反射した赤外光であっても同様の特性を示すことが知られている。
脈動により血液層の厚さeがΔeだけ変化したとすると、赤外減光度の変化は下記式８に従って計算することができる。
−(log(I1／I0)−log(I2／I0))＝E×C×e−E×C×(e−Δe) …式８
前記式８を整理すると、下記式９に示すようになる。
−log(I2／I1)＝E×C×Δe …式９
ただし、前記式８および式９中のI2は血液層の厚さの変化後における透過光の光量を表す。
次に、透過光の光量I1を有する赤外光の波長をλ1、透過光の光量I2を有する赤外光の波長をλ2として、時刻t1，t2におけるλ1の各透過光の光量をI11，I21、λ2の各透過光の光量をI12，I22とすると、前記式９に従って、各時刻における赤外減光度の変化は、下記式１０および式１１のように示すことができる。
−log(I21／I11)＝E1×C×Δe …式１０
−log(I22／I12)＝E2×C×Δe …式１１
ただし、前記式１０中のE1は、波長λ1の赤外光に対するヘモグロビンの吸光係数を表し、前記式１１中のE2は、波長λ2の赤外光に対するヘモグロビンの吸光係数を表す。そして、前記式１１を前記式１０で除算すると、血液層の厚さ変化Δeを消去した下記式１２が成立する。
log(I12／I22)／log(I11／I21)＝E2／E1 …式１２
したがって、前記式１２を変形すれば、下記式１３が成立する。
E2＝E1×log(I12／I22)／log(I11／I21) …式１３
ここで、図１８に示す酸素飽和度に応じたヘモグロビンの光吸収スペクトルを参照して、ヘモグロビンの吸光係数E1に対応する吸光波長として８０５ｎｍを選択すると、酸素飽和度SpO2＝０％と酸素飽和度SpO2＝１００％の曲線の交点を得る。これにより、吸光係数E1は、酸素飽和度の影響を受けない値となる。そして、ヘモグロビンの吸光係数E2に対応する吸光波長として、例えば、７５０ｎｍを選択するとともに、酸素飽和度SpO2＝０％のときのヘモグロビンの吸光係数をEp、酸素飽和度SpO2＝１００％のときのヘモグロビンの吸光係数をE0とすると、現在の酸素飽和度SpO2は下記式１４に従って計算できる。
SpO2＝(E2−Ep)／(E0−Ep) …式１４
これにより、前記式１４に従って計算される酸素飽和度SpO2は、相対量を含むことなく計算されるため、実際の酸素飽和度を得ることができる。したがって、医師による診断において、より正確な酸素飽和度SpO2を提供することができる。なお、血液層の厚さ変化は極めて速い変化であるため、この場合には、上記第２および第３実施形態において説明したように、光出射装置１の光源１２を同時に駆動（発光）させて、異なる特定波長を有する近赤外光を同時に出射することが好ましい。
また、上記各実施形態においては、第１生体情報として血流変化を計測し、第２生体情報として酸素飽和度を計測するように実施した。しかし、第１および第２生体情報としては、生体の代謝に伴って変化するものであればいかなるものであってもよく、例えば、生体の密度、水分、血中酸素濃度、グルコース濃度、血糖値、脈拍などを適宜第１および第２生体情報として計測するように実施することが可能である。
また、上記第１実施形態においては、光出射部１の光源１２が、制御部３の駆動信号発生器３１から供給される駆動信号に基づいて所定の短い時間間隔で順次発光するように実施した。このように、光源１２を順次発光させる場合であっても、上記第２および第３実施形態で説明したように、駆動信号発生器３１から供給される駆動信号（一次駆動信号）を変調した二次駆動信号を生成し、この二次駆動信号に基づいて発光させるように実施することは、もちろん可能である。
さらに、上記第２実施形態においては、一次駆動信号をスペクトラム拡散変調することにより二次駆動信号を生成し、この二次駆動信号に基づいて近赤外光を出射するように実施した。また、生体内部を伝播した反射光に対応する検出信号をスペクトラム逆拡散することにより生体情報信号を出力するように実施した。この場合、光源ドライバ１１、光源１２、受光器２２や増幅器２３などが有する直流成分の変動（ドリフト変動やオフセット変動、１／ｆノイズなど）の影響を抑制するように実施することが可能である。
すなわち、光出射部１は、チップ周波数ｆによって制御部３から供給された駆動信号をスペクトラム拡散変調して一次変調信号を生成し、この一次変調信号をさらに周波数２ｆで変調した二次変調信号を生成する。そして、二次変調信号に基づいて特定波長を有する近赤外光を生体内に出射するようにする。光検出部２は、生体内にて反射した反射光を有効検出帯域２ｆで受光して電気的な検出信号に変換し、同変換した検出信号をサンプリング周波数４ｆでデジタル信号に変換する。そして、この変換した検出信号を周波数２ｆで復調して一次復調信号を生成し、さらにスペクトラム逆拡散によって変調して二次復調信号を生成するようにする。
このように二次変調信号すなわち生体情報信号を生成することにより、上述した直流成分の変動の影響を極めて効率よく抑制することができる。その結果、医師またはオペレータは、より正確に生体情報を計測することができて、極めて詳細に生体の代謝に伴う変化を観察することができる。
本発明の第１実施形態ないし第３実施形態に係る共通の生体情報計測装置の概略を示すブロック図である。 本発明の第１実施形態に係る光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第１実施形態に係る光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第１実施形態に係る制御部の構成を概略的に示すブロック図である。 図１の生体情報計測装置を脳内における生体情報の計測に適用した場合における入射位置と受光位置の配列を一部抜き出して示した図である。 ランバート・ベールの法則を説明するための概略的な図である。 酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。 低域の生体情報信号と高域の生体情報信号を含むときの反射光の受光強度を概略的に示したグラフである。 図８に示した受光強度に基づいて計算したときの酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の変化を概略的に示したグラフである。 低域の生体情報信号を用いて計算したときの酸素化ヘモグロビン量（濃度）と還元ヘモグロビン量（濃度）の変化を概略的に示したグラフである。 高域の生体情報信号のみを取り出した反射光の受光強度を概略的に拡大して示したグラフである。 （ａ）は頭部における血流変化を概略的に示し、（ｂ）は頭部における酸素飽和度を概略的に示した図である。 本発明の第２実施形態に係る光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第２実施形態に係る光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第２実施形態および第３実施形態に係る制御部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第３実施形態に係る光出射部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の第３実施形態に係る光検出部の構成を概略的に示すブロック図である。 本発明の変形例に係り酸素飽和度の差に応じた波長に対する分子吸光係数の変化を概略的に示したグラフである。
符号の説明
１…光出射部、１０…光発生部、１１…光源ドライバ、１２…光源、１３…光ファイバ、１４…拡散符号系列発生器、１５…掛け算器、１６…周波数分割多重変換器、２…光検出部、２１…光ファイバ、２２…受光器、２３…増幅器、２４…拡散符号系列取得器、２５…ＡＤコンバータ、２６…掛け算器、２７…累算器、３…制御部、３１…駆動信号発生器、３２，３５，３６…マルチプレクサ、３３…ローパスフィルタ（ＬＰＦ）、３４…ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）、３７…メモリ群、３７ａ…低域信号用メモリ、３７ｂ…高域信号用メモリ、３８…生体情報演算器、３９…画像処理器、４…表示部、Ｓ…生体情報計測装置

Claims (6)

  1. 少なくとも２つの光源を有していて、所定の駆動信号に基づいて前記光源を発光させて異なる特定波長を有する近赤外光を生体内部に出射する光出射部と、同光出射部から出射されて生体内部を伝播した近赤外光を受光して検出するとともに同検出した近赤外光の光量に対応して生体の代謝に関連する電気的な生体情報信号を出力する光検出部と、前記光出射部と前記光検出部の作動を統括的に制御する制御部とを備えた生体情報計測装置において、
    前記光検出部から出力された生体情報信号の帯域うち、予め設定された周波数未満の帯域を有する低域の生体情報信号を通過させるローパスフィルタと、
    前記光検出部から出力された生体情報信号の帯域うち、前記予め設定された周波数以上の帯域を有する高域の生体情報信号を通過させるハイパスフィルタと、
    前記ローパスフィルタを通過した低域の生体情報信号を記憶する低域信号用メモリと、
    前記ハイパスフィルタを通過した高域の生体情報信号を記憶する高域信号用メモリと、
    前記低域用メモリに記憶された低域の生体情報信号を用いて生体の代謝に関連する第１生体情報を演算するとともに、前記高域用メモリに記憶された高域の生体情報信号を用いて生体の代謝に関連する第２生体情報を演算する生体情報演算手段とを備えたことを特徴とする生体情報計測装置。
  2. 請求項１に記載した生体情報計測装置において、さらに、
    前記生体情報演算手段によって演算された第１生体情報と前記第２生体情報とに基づいて視認可能な画像データを生成する画像データ生成手段と、
    前記生成された画像データに基づき、前記第１生体情報と前記第２生体情報を表示する表示手段とを備えたことを特徴とする生体情報計測装置。
  3. 請求項１に記載した生体情報計測装置において、
    前記光出射部は、
    前記制御部から所定の時間間隔を有して供給される前記所定の駆動信号を取得し、前記各光源が前記取得した所定の駆動信号に基づいて順次発光して、異なる特定波長を有する近赤外光を前記所定の時間間隔を有して順次出射することを特徴とする生体情報計測装置。
  4. 請求項１に記載した生体情報計測装置において、
    前記光出射部は、
    前記制御部から供給される前記所定の駆動信号をスペクトラム拡散変調して二次駆動信号を生成するスペクトラム拡散変調手段と、
    前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて発光して出射した異なる特定波長を有する近赤外光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
    前記光検出部は、
    前記電気的な生体情報信号をスペクトラム逆拡散して復調する復調手段を有することを特徴とする生体情報計測装置。
  5. 請求項１に記載した生体情報計測装置において、
    前記光出射部は、
    前記制御部から供給される前記所定の駆動信号を周波数分割多重変調して二次駆動信号を生成する周波数分割多重変調手段と、
    前記各光源が前記二次駆動信号に基づいて発光して出射した異なる特定波長を有する近赤外光を光学的に合成する光合成手段とを有し、
    前記光検出部は、
    前記電気的な生体情報信号を周波数分割多重復調する復調手段を有することを特徴とする生体情報計測装置。
  6. 請求項１に記載した生体情報計測装置において、
    前記生体情報演算手段によって演算される第１生体情報は、
    生体の血管中における酸素と結合した酸素化ヘモグロビン量と酸素と結合していない還元ヘモグロビン量との比に基づく血流変化を表す情報であり、
    前記生体情報演算手段によって演算される第２生体情報は、
    生体の動脈における心拍動に伴って変化する酸素飽和度を表す情報であることを特徴とする生体情報計測装置。
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