JP3825459B2 - 生体光計測装置 - Google Patents

Description

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方法に関する。

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（特許文献１）がある。この方法は、還元ヘモグロビン（Ｈｂ）と酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ₂）の分光特性を利用して生体組織内のＨｂ濃度とＨｂＯ₂濃度と血液量（以下、三者を併せて血液動態という）の相対変化量を計測するものであり、酸素モニタと呼ばれている。この酸素モニタは、計測開始時に計測される反射光強度あるいは透過光強度（以下、本明細書では両者を併せて通過光強度という）を基準値とし、前記基準値と任意時刻に計測される通過光強度との差から、相対的な血液動態の変化量を演算して求める方法である。

特開昭５７−１１５２３２号公報

生体の機能を解析するために、生体に対して負荷をかけた時の血液動態と無負荷時の血液動態との差から、負荷に起因する血液動態の変化を計測する場合がある。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動態が変化する。この時、任意の機能部位の血液動態の変化を計測することができれば、脳の機能部位の位置あるいは働きを調べることができ、医学的に非常に重要である。また、筋機能を調べる際に、無負荷時の血液動態と負荷時の血液動態の差より、筋機能を計測できる可能性もある。

しかし、無負荷時の血液動態は常に一定ではなく経時的な変化が存在する。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１に示す。図１に示されているように、計測系の揺らぎは０．３％程度にすぎないのに、生体通過光強度は周期成分を含みながら全体としては不規則に大きく変動している。この通過光強度の揺らぎは、生体中の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、通過光強度信号に不規則な信号変化が表れるため、計測開始時の通過光強度を基準値として処理をすると、負荷に起因する血液動態の変化を計測信号から分離することは困難である。さらに、このことが原因となり、表示装置に表示される計測信号あるいは計測信号から演算される血液動態の時間変化が、生体自身のもつ揺らぎから来る変動であるのか負荷を加えたことによる変動であるのかを観察者が判断することができない。従って、従来技術によると、被検者を安静にし、信号が安定するまで長時間待たなければ計測ができなかった。

本発明は、従来技術のこれらの問題を解決するものである。

負荷に起因する血液動態の変化を計測する場合、生体に負荷を印加しない時間（無負荷時間）と生体に負荷を印加する時間（負荷時間）を交互に与えて計測を行なう。ここで、生体光計測装置で計測される信号（計測信号）をＳ_ｍ(ｔ)、無負荷時の血液動態の変化に起因する信号（無負荷信号）をＳ_ｔｒ(ｔ)、加負荷時の血液動態の変化に起因する信号（負荷信号）をＳ_ｌ(ｔ)とすると、計測信号Ｓ_ｍ(ｔ)は次の（１）式で表わされる。ここでｔは計測時間である。

Ｓ_ｍ(ｔ)＝Ｓ_ｔｒ(ｔ)＋Ｓ_ｌ(ｔ) （１）

本発明においては、計測信号Ｓ_ｍ(ｔ)より、無負荷時間における信号を抽出して無負荷信号を表わす関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)（予測無負荷信号）を予測し、計測信号Ｓ_ｍ(ｔ)と予測無負荷信号Ｓ_ｔｒ(ｔ)の差から負荷信号Ｓ_ｌ(ｔ)を求める。さらに、求められた計測信号と予測した無負荷信号を同時に表示することにより、計測信号の変動が負荷による変動であるのか、無負荷時の生体由来の揺らぎから来るものであるかの判断を容易にする。

関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)の決定は、不定係数を有する任意関数をキーボード等から計算機に入力し、その関数が無負荷時の信号に最適にフィットするように最小二乗法等で不定係数を決定することにより行うことができる。また、負荷信号Ｓ_ｌ(ｔ)は生体から負荷を除去しても直ちにゼロにはならないため、負荷時間に続いて所定の緩和時間を設定し、この緩和時間を含まない無負荷時間の計測信号を用いて関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)を決定するようにすれば、より高精度に関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)を決定することができる。

前記関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)は、複数の負荷時間、例えば全計測時間を１つの関数でカバーするように決定することもできるし、各負荷時間のみをカバーするように個々の負荷時間毎に決定することもできる。個々の負荷時間の前後の計測信号Ｓ_ｍ(ｔ)を用いて各負荷時間に対して関数Ｓ_ｔｒ(ｔ)を求める方法によると高い予測精度が得られる。

従来技術によると、被検者を安静にし信号が安定するまで待たなければ計測を行うことができなかったが、本発明の計測方法によると信号の安定を待たずに計測が可能となる。また、計測信号から揺らぎを除去することができるので信号の精度を高めることができる。

本発明の表示方法によると、負荷と計測信号との相関が分かりやすくなり、計測信号の変動が負荷を印加したことによる変動であるのか、生体由来の揺らぎによる変動であるのかを容易に判断することができるようになる。

図２に、光計測装置の装置構成例を概念的に示す。本実施例で説明する信号例は、図２に概念を示す光計測装置によるものである。光源３ａ，３ｂから発する異なる波長の光は、発振器２ａ，２ｂによって異なる周波数で強度変調され、光ファイバーを用いて被検者頭部８の１点に頭皮上から照射されている。さらに、頭皮上で照射位置より３ｃｍはなれた位置に別の光ファイバーの入射端を配置して通過光を集光し、検出器４で通過光強度を検出し、ロックインアンプ５ａと５ｂで各光源波長に対応する通過光強度に分離し、各波長毎の通過光強度をアナログ−デジタル変換器６でアナログ−デジタル変換した後に、計算機７で信号の記録及び演算が行われ、信号や演算結果が表示装置１に表示される。計算機７に接続されたキーボード等の入力装置２５は、後述するパラメータ等の入力に用いられる。図２では、光源３ａ及び３ｂからの光を別々の光ファイバーで照射点に導いているが、１本の光ファイバーで照射点に導くこともできる。

図３は、計測信号と予測無負荷信号の表示例である。光源３ａに対応する計測信号１０ａと光源３ｂに対応する計測信号１０ｂ、及び各計測信号から計算された（計算方法は後述）予測無負荷信号１１ａと１１ｂを、表示装置１に表示されたウィンドウ９内に表示する。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸は生体光計測装置により計測された通過光強度を表わす計測信号の相対値である。

被検者に対して負荷を印加した場合には、負荷印加開始時刻を表わす負荷開始マーク１２と負荷印加終了時刻を表わす負荷終了マーク１３を直線で表示する。

本実施例では、右手の運動を支配する大脳皮質領域を頭皮上から頭蓋骨を通して計測しており、負荷として右手あるいは左手の運動を与えている（負荷１及び負荷３は右手運動、負荷２及び負荷４は左手運動）。図３には計測時間の全信号が表示されているが、任意の時間間隔（例えば、負荷時間の前後を含む時間間隔）のみを表示することも容易である。また、予測無負荷信号１１ａ，１１ｂをそれまでの経時変動の延長線上で任意の時間先まで表示することにより、計測中に計測信号１０ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂを実時間で同時に表示することも可能である。この様に計測信号１０ａと１０ｂと予測無負荷信号１１ａと１１ｂを同時に表示することで、生体中に血液動態の変化が生じた時に、観察者が判断することが容易になる。なお、この先追いして実時間で表示した予測無負荷信号は、予測無負荷信号の計算が確定した段階で表示し直すようにするとよい。

予測無負荷信号１１ａ，１１ｂは、計測信号１０ａ，１０ｂから、負荷を与えた時間（負荷時間）及び負荷を取り除いたあと信号が元に戻るまでの時間（緩和時間）における信号を除き、残った期間の信号に任意の関数を最小二乗法を用いてフィッティングすることで求める。ここで、任意の関数と緩和時間は負荷の種類や計測場所によって異なるため、計測の目的等に合わせて入力装置２５から入力する。本実施例では、任意関数を５次の多項式、緩和時間を３０秒として処理している。また、信号の表示は、観察者が見やすいように信号毎に色あるいは線種を変えることも可能である。

図４は、計測信号と予測無負荷信号の差分信号の表示例であり、図３中の計測信号１０ａ及び１０ｂと予測無負荷信号１１ａ及び１１ｂの差分を計算したものである差分信号１４ａ及び１４ｂの波形を、表示装置１上に表示されたウィンドウ９内に表示している。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸は相対的な差分信号強度を表わしている。さらに、被検者に対して負荷を印加した場合には、負荷印加開始時刻を表わす負荷開始マーク１２と負荷印加終了時刻を表わす負荷終了マーク１３を直線で表示する。また、本グラフは０を中心としたグラフとなるので基線１５を表示する。

本実施例では、波形１４ａ，１４ｂを光源波長毎に異なる座標軸上に表示しているが、同一座標軸上に重ねて表示することも可能である。また、表示には、観察者が見やすいように色あるいは線種を変えて表示することも可能である。図５は、負荷印加によるＨｂＯ_２とＨｂの濃度の相対変化量（以下、それぞれΔＣ_oxy，ΔＣ_deoxyとする）を表わすグラフの表示例である。図３中の計測信号１０ａ及び１０ｂと予測無負荷信号１１ａ及び１１ｂから計算される（計算方法は後述）ΔＣ_oxy信号１６ａとΔＣ_deoxy信号１６ｂの波形を、表示装置１上に表示されたウィンドウ９内に表示している。表示されているグラフの横軸は計測時間を表わし、縦軸はΔＣ_oxyとΔＣ_deoxyの値を表わしている。さらに、負荷開始マーク１２、負荷終了マーク１３、及び基線１５も表示する。本実施例では、計測時間の全区間が表示されているが、任意の時間間隔（例えば、負荷時間の前後を含む期間）のみを表示することも可能である。また、ここでは波形１６ａ，１６ｂを異なる座標軸に別々に表示したが、同一座標軸上に重ねて表示しても構わない。

さらに、各信号の色もしくは各信号の線種を変えて表示することも可能で、例えばΔＣ_oxy信号１６ａを赤系統の色で表示し、また、ΔＣ_deoxy信号１６ｂを緑系統の色で表示すれば、観察者も直感的に理解しやすい。本発明の計測方法及び表示方法によると、負荷と計測信号との相関が分かりやすく、計測信号から揺らぎが除去されているので信号の精度が高い。

図３に表示される二波長の計測信号１０ａ，１０ｂと予測無負荷信号１１ａ，１１ｂから、ＨｂＯ₂ とＨｂの濃度の負荷印加による相対変化量を以下の方法で求める。波長λにおける予測無負荷信号Ｓ_ｔｒ(λ,ｔ)と光源強度Ｉ_０(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、以下の式（２）で示される。

−Ｌｎ｛Ｓ_tr(λ,ｔ)／Ｉ_０(λ)｝
＝ε_oxy(λ)・Ｃ_oxy(ｔ)・ｄ＋ε_deoxy(λ)・Ｃ_deoxy(ｔ)・ｄ＋Ａ(λ)＋Ｓ(λ) （２）

ここで、ε_oxy(λ)は波長λにおける酸化ヘモグロビンの吸光係数、ε_deoxy(λ)は波長λにおける還元ヘモグロビンの吸光係数、Ａ(λ)は波長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)は波長λにおける散乱による減衰、Ｃ_oxy(ｔ)は計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビン濃度、Ｃ_deoxy(ｔ)は計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度、ｄは生体内での注目領域における実効的光路長を表す。

また、計測信号Ｓ_ｍ(λ,ｔ)と光源強度Ｉ_０(λ)の関係は（３）式で示される。

−Ｌｎ｛Ｓ_m(λ,ｔ)／Ｉ_０(λ)｝
＝ε_oxy(λ)・｛Ｃ_oxy(ｔ)＋Ｃ'_oxy(ｔ)＋Ｎ_oxy(ｔ)｝・ｄ
＋ε_deoxy(λ)・[Ｃ_deoxy(ｔ)＋Ｃ'_deoxy(ｔ)＋Ｎ_deoxy(ｔ)]・ｄ
＋Ａ'(λ)＋Ｓ'(λ) （３）

ここで、Ｃ'_oxy(ｔ)は計測時間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)は計測時間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、Ｎ_oxy(ｔ)は雑音もしくは計測時間ｔにおける酸化ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎ、Ｎ_deoxy(ｔ)は雑音もしくは計測時間ｔにおける還元ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎを表す。

Ａ(λ)及びＳ(λ)が負荷印加及び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）式の差分は以下の（４）式で表される。

Ｌｎ｛Ｓ_tr(λ,ｔ)／Ｓ_m(λ,ｔ)｝
＝ε_oxy(λ)｛Ｃ'_oxy(ｔ)＋Ｎ_oxy(ｔ)｝ｄ
＋ε_deoxy(λ)｛Ｃ'_deoxy(ｔ)＋Ｎ_deoxy (ｔ)｝ｄ （４）

ここで、負荷による酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の相対変化ΔＣ_oxy及びΔＣ_deoxyを以下の式で定義する。

ΔＣ_oxy(ｔ)＝｛Ｃ'_oxy(ｔ)＋Ｎ_oxy(ｔ)｝ｄ
ΔＣ_deoxy(ｔ)＝｛Ｃ'_deoxy(ｔ)＋Ｎ_deoxy(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。しかし、（５）式でｄはΔＣ_oxyとΔＣ_deoxyに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λ_１、λ_２を用いると、各波長毎の予測無負荷信号Ｓ_tr(λ_１,ｔ)，Ｓ_tr(λ_２,ｔ)及び計測信号Ｓ_m(λ_１,ｔ)，Ｓ_m(λ_２,ｔ)により、（４）式からΔＣ_oxy(ｔ)及びΔＣ_deoxy(ｔ)に対する二元連立方程式が得られ、それを解くことによりΔＣ_oxy(ｔ)及びΔＣ_deoxy(ｔ)が求まる。さらに、負荷時間及び緩和時間以外においてはＣ'_oxy(ｔ)＝０，Ｃ'_deoxy(ｔ)＝０とおけるので、負荷時間及び緩和時間以外の時間におけるΔＣ_oxy(ｔ)及びΔＣ_deoxy(ｔ)は、雑音もしくは酸化ヘモグロビン濃度及び還元ヘモグロビン濃度の高周波揺らぎを表わしていることになる。

図６は、予測無負荷信号の精度を上げるために、負荷印加毎に無負荷信号の予測をする場合の時間定義を表わしている。図６のグラフは横軸を計測時間とし、縦軸を通過光強度として、計測信号１０と求めた予測無負荷信号１１を表わしている。ここで、Ｔ_１を負荷前予測時間、Ｔ_２を負荷後予測時間、Ｔ_ｔを負荷時間すなわち負荷を印加している時間、Ｔ_ｒを緩和時間すなわち負荷印加の影響が残っている時間とする。これらの時間は、計測位置や計測対象によって変わるため、パラメータとして入力する。本図の予測無負荷信号１１は、Ｔ_１＝３０秒，Ｔ_２＝３０秒，Ｔ_ｒ＝３０秒として、負荷前予測時間Ｔ_１と負荷後予測時間Ｔ_２の計測信号から最小二乗法で求められた。また、予測無負荷信号１１を表わす任意関数として５次式を入力した。

図７は、各負荷時間毎のΔＣ_oxy負荷時間積分値１７ａ，ΔＣ_deoxy負荷時間積分値１７ｂの表示例である。図５中のΔＣ_oxy信号１４ａとΔＣ_deoxy信号１４ｂを負荷時間毎に時間積分してΔＣ_oxy負荷時間積分値１７ａとΔＣ_deoxy負荷時間積分値１７ｂを求め、表示装置１上に表示されたウィンドウ９内に、負荷番号毎に立体棒グラフで表示している。ここで、横軸は負荷番号を表わし、縦軸はΔＣ_oxy負荷時間積分値及びΔＣ_deoxy負荷時間積分値を表わしている。ここで、ΔＣ_oxy負荷時間平均値及びΔＣ_deoxy負荷時間平均値を表示することも可能である。また、表示には、観察者が見やすいように色を変えて表示することも可能である。

図８は、生体光計測装置を用いて複数の計測位置で計測した場合の表示例を示す。ここでは、計測部位を頭部とし、頭部上に４点計測位置を設定した場合の例を説明する。本表示例では、被検者の計測部位像１８と、設定した計測位置を表わす計測位置マーク１９ａ〜１９ｄと、各計測位置に対応しグラフ２１ａ〜２１ｄと、計測位置とグラフの対応関係を示す指示線２０ａ〜２０ｄとを、表示装置１上に表示したウィンドウ９上に表示する。ここで、計測部位像１８としては、頭部モデル図あるいはＭＲＩ装置で代表されるような画像診断装置で撮影された被検者本人の計測部位断層画像あるいは計測部位３次元画像を用いることができる。

計測信号から予測信号を計算することで、生体の揺らぎが安定することを待たずに計測が可能となる。また、計測信号と計算した予測信号を同時に表示することによって、観察者が計測信号の変化の有無を容易に判断することができる。

生体にある自然にある揺らぎを表わす図。 生体光計測装置の概念図。 本発明による表示例を示す図。 本発明による表示例を示す図。 本発明による表示例を示す図。 本発明による時間軸定義の説明図。 本発明による表示例を示す図。 本発明による表示例を示す図。

符号の説明

１：表示装置、２：発振器、３ａ，３ｂ：光源、４：検出器、５：ロックインアンプ、６：アナログ−デジタル変換器、７：計算機、８：被検者、９：ウィンドウ、１０：計測信号、１１：予測無負荷信号、１２：負荷開始マーク、１３：負荷終了マーク、１４：差分信号、１５：基線、１６ａ：ΔＣ_ｏｘｙ信号、１６ｂ：ΔＣ_{ｄｅｏｘｙ}信号、１７ａ：ΔＣ_ｏｘｙ負荷時間積分値、１７ｂ：ΔＣ_{ｄｅｏｘｙ}負荷時間積分値、１８：計測部位像、１９：計測位置マーク、２０：指示線、２１：グラフ、２５：入力装置

Claims (3)

1. 被検体頭部に対し波長λ_１および波長λ_２の光を照射する光照射手段と、
   前記光照射手段から照射され、前記被検体内部で反射された光を検出する受光手段とを有し、
   下記数式(１)，(２)から、負荷による酸化および還元ヘモグロビン濃度相対変化量の時間変化を算出する演算手段を有することを特徴とする脳の血液動態変化を計測するための生体光計測装置。
   Ｌｎ{Ｓ_tr(λ_１,ｔ)／Ｓ_m(λ_１,ｔ)}=ε_oxy(λ_１)・ΔＣ_oxy(ｔ)＋ε_deoxy(λ_１)・ΔＣ_deoxy (t)・・(１)
   Ｌｎ{Ｓ_tr(λ_２,ｔ)／Ｓ_m(λ_２,ｔ)}=ε_oxy(λ_２)・ΔＣ_oxy(ｔ)＋ε_deoxy(λ_２)・ΔＣ_deoxy (t)・・(２)
   Ｓ_tr(λ,ｔ)：波長λにおける予測無負荷信号の時間変化
   Ｓ_m(λ,ｔ)：波長λにおける計測信号の時間変化
   ε_oxy(λ)：波長λにおける酸化ヘモグロビンの吸光係数
   ε_deoxy(λ)：波長λにおける還元ヘモグロビンの吸光係数
   ΔＣ_oxy(ｔ)：負荷による酸化ヘモグロビン濃度相対変化量の時間変化
   ΔＣ_deoxy(ｔ)：負荷による還元ヘモグロビン濃度相対変化量の時間変化
2. 前記負荷による酸化および還元ヘモグロビン濃度相対変化量の時間変化を表示する画像表示手段を有することを特徴とする請求項１に記載の生体光計測装置。
3. 前記波長λ_１および波長λ_２の光をそれぞれ異なる変調周波数で強度変調する変調器と、
   前記変調器が変調した光を分離するロックインアンプとを有することを特徴とする請求項１に記載の生体光計測装置。

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