WO2015092872A1 - 生体光計測装置およびそれを用いた生体光計測方法 - Google Patents

生体光計測装置およびそれを用いた生体光計測方法 Download PDF

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木口　雅史
司 舟根
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    • A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue

Definitions

  • the present invention relates to a technique for separating and removing the influence of surface layer components such as a skin blood flow component mixed with a signal component in a biological light measurement device using visible light or near infrared light.
  • NIRS signal light detection signal and biological signal obtained by non-invasive optical brain functional imaging using NIRS, including optical topography
  • the head structure is assumed to be a two-layer model, and it is necessary to further assume the partial average optical path length of each layer, but it is difficult to estimate the optical path length of the subject.
  • a subtraction method using an adaptive filter has been proposed.
  • the skin blood flow-derived signal is removed (for example, see Non-Patent Document 3).
  • a subtraction method using linear regression a method of obtaining a brain activity signal by subtracting a fitting signal obtained by linear regression of a short SD signal to a long SD signal from the long SD signal has been proposed (for example, non-patent literature). 4).
  • Patent Document 2 aims to provide an optical measurement device capable of removing unnecessary information due to skin blood flow or the like using a light transmitting / receiving unit having a plurality of light transmitting probes and a plurality of light receiving probes. There is a method in which a plurality of irradiation-detector pairs are arranged so that the midpoints are equal, measurement is performed, and unnecessary information is removed by arithmetic processing.
  • Patent Document 3 describes an apparatus configuration that uses two detectors for one light source, and appropriately distinguishes information obtained from the two detectors, thereby causing overlap with adjacent tissues. There are ways to obtain results that mainly characterize the state in the brain tissue itself without the effect of doing so.
  • Patent Documents 4, 5, and 6 have a method of calculating a change in absorbance and performing an operation such as subtraction between a long SD signal and a short SD signal.
  • these methods have the following problems.
  • short SD signal acquisition the SD distance is often 10 mm or less, and signal components that are influenced by changes in absorption only in the skin are acquired without being influenced by cerebral blood flow. Since the amplitude ratio is unknown, it is difficult to determine an appropriate coefficient in the calculation.
  • Patent Document 7 discloses that each independent component calculated using independent component analysis from signals measured using a plurality of SD distances is derived from cerebral blood flow using SD distance dependency. A method is disclosed in which a signal component and a signal component derived from skin blood flow are separated and a brain blood flow derived signal and a skin blood flow derived signal at each SD distance are reconstructed.
  • the measurement signal needs to be a time-series signal for a certain period. Therefore, after the measurement, a process for separating the signal derived from the skin blood flow and the signal derived from the cerebral blood flow was performed, and the result could not be obtained during the measurement.
  • An object of the present invention is to separate and extract a cerebral blood flow-derived signal and a skin blood flow-derived signal contained in an NIRS signal during measurement.
  • the measured value of the hemoglobin concentration length change at a plurality of SD distances measured at the timing that can be considered at the same time is converted into the skin blood flow-derived signal and the cerebral blood flow-derived signal component in real time using the SD distance dependency. It is characterized by separating.
  • a cerebral blood flow-derived signal and a skin blood flow-derived signal can be separated and extracted in real time during measurement.
  • the measurement can be interrupted and started again, and efficient and reliable data acquisition can be performed.
  • the figure which shows the apparatus structure of this invention The figure which shows the example of the measurement sectional drawing of a multi SD system. The figure which shows the relationship between SD distance and the partial average optical path length of a scalp and gray matter. The figure which shows the SD dependence model of the hemoglobin concentration length change of a scalp and gray matter.
  • positioning with respect to a human head The figure which shows the example of the grid
  • FIG. 1 shows an example of a device configuration in the present invention.
  • a biological light measurement device capable of detecting light incident on a living body and detecting light that has been scattered and absorbed in the living body and propagated
  • the light 30 emitted from one or a plurality of light sources 101 included in the apparatus main body 20
  • the light is incident on the subject 10 through the waveguide 40.
  • the light 30 enters the subject 10 from the irradiation point 12, passes through and propagates through the subject 10, and then passes through the waveguide 40 from the detection point 13 at a position away from the irradiation point 12. It is detected by one or more photodetectors 102.
  • the SD distance is defined by the distance between the irradiation point 12 and the detection point 13 as described above.
  • the one or more light sources 101 are a semiconductor laser (LD), a light emitting diode (LED) or the like, and the one or more photodetectors are an avalanche photodiode (APD), a photodiode (PD), a photoelectron amplifier, or the like.
  • a double tube (PMT) or the like may be used.
  • the waveguide 40 may be an optical fiber, glass, light guide, or the like.
  • the light source 101 is driven by a light source driving device 103, and the gain of one or more photodetectors 102 is controlled by a control / analysis unit 106.
  • the control / analysis unit 106 also controls the light source driving device 103 and receives an input of conditions and the like from the input unit 107.
  • the electrical signal photoelectrically converted by the photodetector 102 is amplified by the amplifier 104, converted from analog to digital by the analog-digital converter 105, sent to the control / analysis unit 106, and processed.
  • the control / analysis unit 106 includes a control unit that controls the light source driving device and / or the photodetector, and an analysis unit that analyzes a signal obtained by the photodetector, and is based on the signal detected by the photodetector 102. Run the analysis. Specifically, based on the method described in Non-Patent Document 1, for example, based on the received digital signal obtained by conversion by the analog-digital converter 105, the detected light amount change or absorbance From the change, oxygen concentration and deoxygenated hemoglobin concentration length change (oxy-Hb, deoxy-Hb) is calculated.
  • the density length change is a change amount of the product of the density and the optical path length.
  • control / analysis unit 106 has been described on the assumption that the driving of the light source 101, the gain control of the photodetector 102, and the signal processing from the analog-digital converter 105 are all performed. And having the means for integrating them can also realize the same function.
  • the received light amount detection signal and the oxygenated or deoxygenated hemoglobin concentration length change signal calculated using these signals are stored in the storage unit 108, and the measurement result is displayed on the display unit 109 based on the analysis result and / or the stored data. Can be displayed.
  • the light transmitter 50 and the light receiver 60 are not shown in FIG. 1, the light transmitter 50 includes, for example, a waveguide 40 on the light source 101 side, and is installed in contact with or close to contact with the subject 10.
  • the light receiver 60 includes, for example, the waveguide 40 on the light detector 102 side, and is placed in contact with or close to contact with the subject 10. At this time, the light transmitter 50 and the light receiver 60 are arranged on the subject 10 so that the light received by each light receiver propagates through both the gray matter and the scalp.
  • FIG. 2 shows an example of a measurement sectional view of the multi-SD method.
  • Light 30 emitted from the light transmitter 50 is incident on the scalp and propagates in all directions in the tissue.
  • the light receiver 60 is arranged at an SD distance of 15 mm and 30 mm as shown in FIG. 2, the light 30 received by the light receiver 60 having an SD distance of 15 mm is received by the light receiver 60 having an SD distance of 30 mm.
  • the SD distance is set to be larger than about 10 mm.
  • FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the SD distance and the partial average optical path lengths of the scalp and gray matter determined by Monte Carlo simulation, where (a) shows the relationship between the scalp and (b) shows the relationship between the gray matter.
  • the horizontal axis is the SD distance [mm]
  • the vertical axis is the partial average optical path length [mm] of the scalp and gray matter.
  • the partial average optical path length of the scalp varies because the number of calculated photons in the simulation is small and the results do not converge.
  • Non-Patent Document 1 Since the NIRS signal intensity is proportional to the partial optical path length of the site where the blood flow change occurs (see Non-Patent Document 1) (assuming uniform blood flow change in the partial optical path), as shown in FIG. It can be seen that the component derived from cerebral blood flow in the oxygenated hemoglobin concentration length change signal increases, but the component derived from skin blood flow does not change. In the present invention, attention is paid to the change amount of the signal amplitude with respect to the SD distance, that is, the gradient (gradient).
  • FIG. 4 shows a signal derived from the skin blood flow and a signal derived from the cerebral blood flow modeling the simulation result shown in FIG.
  • the horizontal axis represents the SD distance [mm]
  • the vertical axis represents the change in hemoglobin concentration length.
  • the measurement signal of hemoglobin concentration length change is expressed as Equation 3 as the sum of these.
  • y is a hemoglobin concentration length change
  • x is an SD distance
  • xs0 is an x intercept
  • a and c are inclinations
  • a time-series signal of a skin blood flow-derived signal and a time series signal of a cerebral blood flow-derived signal are obtained.
  • xs0 corresponds to the shortest SD distance at which light can reach the brain, and can be considered constant regardless of the time.
  • a plurality of measurement signals that are measured in association with signals at a certain measurement time, using the SD distance dependency of the measurement signal, a signal derived from the skin blood flow corresponding to the measurement time or / and A cerebral blood flow-derived signal is calculated.
  • the value of Xs0 may be obtained by Monte Carlo simulation using the subject's own head structure.
  • a value obtained by Monte Carlo simulation using a standard head structure or a value obtained empirically may be set in advance.
  • An arbitrary value may be set by external input.
  • xs0 may be measured and set by measuring skin activity at a plurality of SD distances by stopping skin blood flow by pressing the skin.
  • the cerebral blood flow-derived signal amplitude value at time (t) of the oxygenated hemoglobin concentration length change measured at an SD distance of 30 mm is a (t) * (30-xs0), and the skin blood flow-derived signal amplitude value is c (t).
  • the brain contribution rate and skin contribution rate at time t can be obtained.
  • the cerebral blood flow-derived signal amplitude value, the skin blood flow-derived signal amplitude value, the brain contribution rate, and the skin contribution rate at time t can be obtained.
  • Fig. 5 shows the measurement flowchart.
  • subject information and various measurement conditions are set (S301).
  • the various measurement conditions include, for example, a measurement time, the number of times of measurement, a threshold value of a skin contribution rate at which an alert should be issued, and the like.
  • measurement preparations such as probe mounting and gain adjustment (S302) are performed. Note that the order of S301 and S302 may be reversed.
  • measurement signal acquisition is started (S303), and hemoglobin concentration length change signals at the measurement time t are measured at all measurement points (S304).
  • FIG. 6 shows an example of probe arrangement with respect to the human head.
  • This probe can be installed on the entire head including the forehead, the temporal region, the parietal region, and the occipital region.
  • FIG. 7 shows a lattice-like probe arrangement (a) and measurement point arrangement (b) in the prior art (for example, see Non-Patent Document 1).
  • the distance between the normal light transmitter 50 and the light receiver 60 is about 30 mm, and the approximate middle point is taken as the measurement point 11a.
  • “ ⁇ ”, “ ⁇ ”, and “ ⁇ ” represent a light transmitter, a light receiver, and a measurement point, respectively.
  • the SD distance is 30 mm at all measurement points 11a. Measurement with a SD distance of 60 mm is possible, but the signal-to-noise ratio (SNR) is small, which is not practical.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • FIG. 8 shows the double density probe arrangement (a) and the measurement point arrangement (b).
  • the probe arrangement is disclosed in Patent Document 8.
  • This arrangement is an arrangement in which the lattice-like probe arrangement of FIG. 7 is overlapped by shifting 15 mm on the x-axis.
  • “ ⁇ ”, “ ⁇ ”, “ ⁇ ”, and “ ⁇ ” represent the light transmitter 50, the light receiver 60, the measurement point 11a at the SD distance of 30 mm, and the measurement point 11 at the SD distance of 15 mm, respectively.
  • measurement signals at a plurality of SD distance measurement points are used.
  • mapping is performed by interpolation using only measurement signals having the same SD distance, for example, if the SD distance is about 15-20 mm, a map having a large contribution of the signal derived from the shallow part including the skin can be obtained.
  • the resolution may be low due to the small number of measurement points.
  • the measurement points with an SD distance of 15 mm have a smaller number of measurement points than the measurement points with an SD distance of 30 mm, and therefore the distribution density is small.
  • FIG. 9 shows a configuration diagram of an experiment using the whole brain measurement type optical brain function measuring device 90.
  • the local cerebral blood volume oxygenated hemoglobin / deoxygenated hemoglobin / total hemoglobin concentration length change
  • the optical brain function measuring device 90 by irradiating the subject's head with light having a wavelength belonging to the visible to infrared region. It is obtained by detecting and measuring light of a plurality of wavelengths of signals that have passed through the inside of the specimen with the same photodetector.
  • an appropriate stimulus / command can be given to the subject 10 by the stimulus / command presenting device 415.
  • the stimulus / command presentation device 415 is controlled by the computer 412 by a control signal 414.
  • a plurality of light sources 402a to 402d having different wavelengths (for example, 695 nm for the light sources 402a and 402c and 830 nm for the light sources 402b and 402d), and light from the plurality of light sources 402a and 402b (402c and 402d)
  • modulators or oscillators 401a and 401b (401c and 401d) for intensity-modulating at different frequencies, respectively, and the intensity-modulated light are optical fibers 403a and 403b, respectively.
  • a plurality of light receiving means including light receivers 408a and 408b provided in the light receiving optical fibers 407a and 407b so that the tips are located at predetermined distances (for example, 15 mm and 30 mm), respectively. It has been.
  • the light passing through the living body is collected on the optical fiber by the optical fibers 407a and 407b for receiving light, and the light passing through the living body is photoelectrically converted and amplified by the light receivers 408a and 408b, respectively.
  • light transmitting probes 501a and 501b for receiving and transmitting optical fibers 405a and 405b and light receiving optical fibers 407a and 407b, respectively, for holding the optical fibers appropriately and being placed on the subject 10 are received.
  • the probe holder 503 is fixed to the subject 10 to hold a plurality of probes.
  • the light receiving means detects light reflected and transmitted inside the subject 10 and converts it into an electric signal.
  • a photoelectric conversion element represented by a photomultiplier tube or a photodiode is used.
  • FIG. 9 illustrates the case where two types of wavelengths are used, it is possible to use three or more types of wavelengths.
  • FIG. 8 shows two light irradiating means and two light receiving means, but in this embodiment, it is necessary to have a multi-SD arrangement, so there are a plurality of light receiving means not shown. .
  • the electrical signals representing the in-vivo light intensity photoelectrically converted by the light receivers 408a and 408b are input to the lock-in amplifiers 409a to 409d, respectively.
  • Reference signals 417a to 417d from oscillators [modulators] 401a and 401b (401c and 401d) are also input to the lock-in amplifiers 409a to 409d.
  • 409a and 409b 695 nm light from the light sources 402a and 402c is separated and output, and is extracted by lock-in processing.
  • 409c and 409d 830 nm light from the light sources 402b and 402d is separated and output. At this time, in FIG.
  • two measurement points are assumed between the light transmission probe 501a and the light reception probe 502a and between the light transmission probe 501b and the light reception probe 502b.
  • two points between the light transmission probe 501a and the light reception probe 502b and between the light transmission probe 501b and the light reception probe 502a can be used as measurement points.
  • the separated transmitted light intensity signals of the respective wavelengths which are the outputs of the lock-in amplifiers 409a to 409d, are analog-to-digital converted by the analog-to-digital converter 410 and then sent to the measurement control computer 411.
  • the measurement control computer 411 uses the passing light intensity signal to change the oxygenated hemoglobin concentration and deoxygenated hemoglobin concentration length from the detection signal at each detection point by a well-known procedure described in Non-Patent Document 1 and the like.
  • the total hemoglobin concentration length change is calculated and stored in the storage device as time-lapse information at a plurality of measurement points.
  • lock-in processing can also be performed digitally after amplifying and analog-to-digital conversion of the signal from the light receiver. is there.
  • determines several light by shifting the timing which irradiates several light temporally is used. It is also possible. In this case, the timing shift time can be treated as a measured value at the same time if it is set sufficiently short so that it can be approximated if the hemoglobin concentration length value does not change. In order to avoid saturation of the learning device, it is possible to measure a hemoglobin concentration length change value that can be regarded as the same time even when the irradiation and detection timings are shifted.
  • the computer 412 includes an input unit, an analysis unit, a storage unit, and an extraction unit, and the analysis unit analyzes the result calculated by the measurement control computer 411.
  • the input unit inputs settings such as analysis conditions from the outside. Note that when the computer 412 has a display function, the display unit 413 may be omitted.
  • the analysis result of the analysis unit is stored in the storage unit.
  • the extraction unit extracts information related to the local cerebral hemodynamics of the subject 10 from the signal analyzed by the analysis unit. Information regarding the local cerebral hemodynamics of the subject 10 extracted by the extraction unit is displayed on the display unit 413.
  • the measurement control computer 411 and the computer 412 are drawn separately, but may be a single computer.
  • FIG. 10 shows a display example when the method of the present invention is applied and the hemoglobin concentration length change signal is measured while being separated and extracted into a cerebral blood flow-derived signal and a skin-derived component.
  • the measurement signal 171 is arranged and displayed at the corresponding measurement position and the hemoglobin concentration length change signal value is acquired, the separation and extraction into a brain blood flow-derived signal and a skin-derived component are performed in real time.
  • the waveform display is updated.
  • An alert 172 is issued for a measurement signal whose skin contribution rate exceeds a preset threshold value.
  • a measurement signal to be displayed can be selected and a display method suited to the purpose can be realized.
  • a change in oxygenated hemoglobin concentration length, a change in deoxygenated hemoglobin concentration length, and a change in total hemoglobin concentration length may be selectable.
  • an alert is issued in real time, so that measures such as re-measurement can be quickly performed.
  • an example of an alert displayed on the screen is shown, but an alert by voice, text, or the like may be used.
  • a brain contribution rate may be used.
  • FIG. 11 shows a display example in the case where a plurality of light transmitters 50 and light receivers 60 are two-dimensionally arranged to image and measure cerebral blood flow-derived signals and skin blood flow-derived signals.
  • This is a display example during measurement by the whole brain measurement type optical brain function measuring device.
  • An oxygenated hemoglobin concentration length change (oxy-Hb) map 301 is displayed for each of the frontal region, the parietal region, the left and right temporal regions, and the occipital region.
  • the amplitude value is represented by shading shown in the gray scale bar 302.
  • the radio button 304 can be used to select whether or not to display a brain-derived signal, a skin-derived signal, and an SD distance of 30 mm.
  • FIG. 1 shows a display example in the case where a plurality of light transmitters 50 and light receivers 60 are two-dimensionally arranged to image and measure cerebral blood flow-derived signals and skin blood flow-derived signals.
  • This is a display example during measurement by the whole brain measurement
  • the upper figure is a signal derived from cerebral blood flow
  • the lower figure is a signal derived from skin blood flow.
  • the SD distance can be switched with the radio button 314. It becomes possible to confirm at a glance the distribution state of the cerebral blood flow-derived signal and the skin blood flow-derived signal. The skin contribution rate and brain contribution rate will be described.
  • the separation signal is displayed, but the brain contribution rate or the skin contribution rate may be displayed in the same manner.
  • the brain contribution rate or the skin contribution rate may be displayed in the same manner.
  • components derived from cerebral blood flow and skin blood flow can be separated and extracted in real time from measurement signals according to the purpose. Measurement accuracy and reproducibility can be improved.
  • Detection point 20 Device main body 30: Light 50: Light transmitter 60: Light receiver 90: Optical brain function measuring device 101: Light source 102: Light detector 103: Light source driving device 104: Amplifier 105: Analog Digital converter 106: Control / analysis unit 107: Input unit 108: Storage unit 109: Display unit 171: Measurement signal 172: Alert 173: Original signal, cerebral blood flow origin, skin blood flow origin signal display method selection check box 301: oxygenated hemoglobin concentration length change (oxy-Hb) map 302: gray scale bar 304: radio button 314: radio button 401: oscillator (modulator) 402: Light source 403: Optical fiber 404: Coupler 405: Light transmitting optical fiber 407: Light receiving optical fiber 408: Light receiver (including amplifier) 409: Lock-in amplifier 410: Analog

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Abstract

NIRS信号に含まれる皮膚血流の影響を分離、除去し、脳または大脳皮質由来の信号を抽出する。生体光計測装置において、複数の照射－検出器間距離（ＳＤ距離）で同時に計測された信号を，信号振幅のSD距離依存性を用いて，脳血流由来信号と皮膚血流由来信号とに分離する。

Description

生体光計測装置およびそれを用いた生体光計測方法
　本発明は、可視光または近赤外光を用いた生体光計測装置において、信号成分に混合する皮膚血流成分等の表層成分の影響を分離、除去するための技術に関する。
　光トポグラフィ法を含む、NIRSを用いた無侵襲光脳機能イメージングで得られる光検出信号および生体信号（以下、NIRS信号）においては、光を頭皮上から照射するために、頭皮における皮膚血流変動の影響を受ける可能性があるとの報告がある。このような皮膚血流の影響を考慮して、それらの成分を抽出・除去する方法が研究されている。これらの多くは複数の照射－検出器（送光器－受光器）間距離（以下、SD（Source Detector）距離）方式により深さの異なる部位からの信号成分を取得しており、これらを用いて浅い層部分の計測信号に影響が載ると思われる皮膚血流由来信号を除去しようとするものである。複数のSD距離において計測する方式を、以下ではマルチSD方式と呼ぶ。
　例えば、短SD距離、長SD距離のそれぞれで頭皮と脳（灰白質）における光路長を用いて連立方程式により頭皮と脳（灰白質）における吸収係数を決定する方法がある（例えば、非特許文献２参照）。ただしこの方法では、頭部構造を2層モデルと仮定しており、さらに各層の部分平均光路長を仮定する必要があるが、被検者の光路長の推定は困難である。
　また、適応フィルタを用いた引き算法が提案されており、この手法では、長SD距離における計測信号（以下、長SD信号）から短SD距離における計測信号（以下、短SD信号）に適当な係数を乗じた値を引くことで、皮膚血流由来信号を除去する（例えば、非特許文献３参照）。また、線形回帰を用いた引き算法として、短SD信号を長SD信号に線形回帰させたフィッティング信号を長SD信号から差し引くことで脳活動信号を求める方法が提案されている（例えば、非特許文献４参照）。
　これに関連する技術として、以下の方法が開示されている。
  特許文献２には、複数の送光プローブと、複数の受光プローブとを有する送受光部を用いて、皮膚血流等による不要な情報を除去することができる光計測装置を提供することを目的とし、複数照射－検出器ペアを、中点が等しくなるように配置し、計測を実施し、演算処理により不要な情報を除去する方法がある。また、特許文献３には、1つの光源に対して2つの検出器を用いる装置構成で、2つの検出器から得られた情報を適切に区別することによって、隣接する組織との重なり等に起因する影響なしに、脳組織自体内の状態を主に特徴づける結果を得る方法がある。さらに、特許文献４、５、６には、吸光度変化を算出し、長SD信号と短SD信号とで引き算等の演算を行う方法がある。ただし、これらの手法には、以下に述べる課題があった。
  第一に、各SD距離での計測信号間における引き算等の演算における、各種係数の決め方が難しいという課題がある。このような演算において、各種係数は結果に影響するため、適切な値を設定する必要がある。また、短SD信号取得において、SD距離をしばしば10 mm 以下とし、脳血流に左右されず皮膚のみの吸収変化に左右される信号成分を取得しているため、脳・皮膚血流由来成分の振幅比が未知であり、演算における適切な係数を決めることが困難になる。皮膚の寄与と脳の寄与を含む長SD計測信号を適切に補正するためには、皮膚・脳の各寄与率および光路長比を知る必要がある。
  さらに、短SD信号を長SD信号にフィッティングさせることは、皮膚血流由来信号と脳血流由来信号が独立ではない場合、つまり、皮膚血流由来信号と脳血流由来信号に相関がある場合、長SD信号から、脳血流由来信号を除去してしまう可能性を排除できない。　
　これらを解決する手段として、特許文献７には、複数のSD距離を用いて計測した信号から、独立成分解析を用いて算出した独立成分ごとに、SD距離依存性を用いて脳血流由来の信号成分と皮膚血流由来の信号成分に分離し、各々のSD距離における脳血流由来信号と皮膚血流由来信号を再構成する方法が開示されている。
　但し、この方法では独立成分解析を用いているため、計測信号はある期間の時系列信号である必要があった。そのため、計測後に皮膚血流由来信号と脳血流由来信号を分離する処理がなされ、計測中に結果を得ることができなかった。
特開平9-019408号公報 特開2008-64675号公報 特表2002-527134号公報 米国特許第7072701 B2号明細書 米国特許第5349961号明細書 米国特許第5902235号明細書 WO 2012005303 A1号 特開2001-178708号公報
　本発明は、NIRS信号に含まれる、脳血流由来信号と皮膚血流由来信号を、計測中に分離、抽出することを目的とする。
　本発明では、特に、同時とみなせるタイミングで計測された複数のSD距離のヘモグロビン濃度長変化の計測値を、SD距離依存性を用いて皮膚血流由来信号と脳血流由来信号成分にリアルタイムで分離することを特徴とする。
　本発明によれば、脳血流由来信号および皮膚血流由来信号を、計測中にリアルタイムで分離抽出して計測を行うことが可能となる。これにより、脳血流由来信号が十分な精度で計測できない場合には、計測を中断してやり直すことができ、効率的かつ確実なデータ取得が可能となる。
本発明の装置構成を示す図。 マルチＳＤ方式の計測断面図の例を示す図。 SD距離と、頭皮および灰白質の部分平均光路長との関係を示す図。 頭皮および灰白質のヘモグロビン濃度長変化のSD依存性モデルを示す図。 ヒト頭部に対するプローブ配置例を示す図。 従来技術における格子状プローブ配置と計測点配置の例を示す図。 2倍密度プローブ配置と計測点配置の例を示す図。 計測フローチャートを示す図。 全頭計測型の光脳機能計測装置を用いた実験構成を示す図。 分離抽出した信号を計測中に表示する例を示す図。 分離抽出した信号を計測中に２Ｄ表示する例を示す図。 分離抽出した信号を計測中に２Ｄ表示する例を示す図。
　以下、図面を用いて本発明の実施の形態を説明する。
　図１に、本発明における装置構成の一例を示す。光を生体に入射し、生体内を散乱・吸収され伝播して出てきた光を検出できる生体光計測装置において、装置本体２０に含まれる１つまたは複数の光源１０１から照射される光３０を、導波路４０を介して、被検者１０に入射させる。光３０は、照射点１２から被検者１０内に入射し、被検者１０内を透過、伝播した後は、照射点１２とは離れた位置にある検出点１３から導波路４０を介して、１つまたは複数の光検出器１０２で検出される。SD距離は、前述のように照射点１２と検出点１３間の距離で定義される。
  ここで、１つまたは複数の光源１０１は半導体レーザ（LD）や発光ダイオード（LED）等であり、１つまたは複数の光検出器はアバランシェフォトダイオード（APD）やフォトダイオード（PD）、光電子増倍管（PMT）等であれば良い。また、導波路４０は光ファイバ、ガラス、ライトガイド等であれば良い。
  光源１０１は、光源駆動装置１０３により駆動され、１つまたは複数の光検出器１０２のゲインは制御・解析部１０６により制御される。制御・解析部１０６は、光源駆動装置１０３の制御も行い、入力部１０７からの条件等の入力を受ける。
  光検出器１０２で光電変換した電気信号は、増幅器１０４で増幅され、アナログ－デジタル変換器１０５でアナログ－デジタル変換され、制御・解析部１０６へ送られ、処理される。
　制御・解析部１０６では、光源駆動装置または/および光検出器を制御する制御部と、光検出器で得られる信号を解析する解析部を有し、光検出器１０２で検出された信号に基づき解析を実行する。具体的には、アナログ－デジタル変換器１０５で変換して得られたデジタル信号を受け当該デジタル信号をもとに、例えば非特許文献１に記載されている方法に基づいて、検出光量変化もしくは吸光度変化から、酸素化、脱酸素化ヘモグロビン濃度長変化（oxy-Hb、deoxy-Hb）を算出する。ここで、濃度長変化とは濃度と光路長の積の変化量である。
  ここでは、制御・解析部１０６は光源１０１の駆動、光検出器１０２のゲイン制御、アナログ－デジタル変換器１０５からの信号処理を全て行うことを想定して記述したが、それぞれ別個の制御部を有し、さらにそれらを統合する手段を有することでも同機能を実現できる。
  また、受光量検出信号およびこれらを用いて算出された酸素化または脱酸素化ヘモグロビン濃度長変化信号は、記憶部１０８に保存され、解析結果および／または保存データに基づいて表示部１０９で計測結果を表示することが可能である。　
　送光器５０、受光器６０は、図１に記載していないが、送光器５０は、例えば光源１０１側の導波路４０を含み、被検者１０に接触あるいは接触に近い状態で設置され、受光器６０は、例えば光検出器１０２側の導波路４０を含み、被検者１０に接触あるいは接触に近い状態で設置される。このとき、被検者１０上においては、各受光器が受光する光が、灰白質、頭皮をともに伝播するよう、各々の送光器５０、受光器６０が配置される。
　次に、脳血流由来信号と皮膚血流由来信号の分離抽出法について説明する。以下では、NIRS計測で得られるヘモグロビン濃度長変化のうち、振幅の大きな酸素化ヘモグロビン濃度長変化（oxy-Hb）のみに脳血流由来について述べるが、酸素化ヘモグロビン濃度長変化（deoxy-Hb）もしくは総ヘモグロビン濃度長変化（oxy-Hb + deoxy-Hb）を用いても良い。単にヘモグロビン濃度長変化と表記した場合は、 これらの総称を意味し、どれでも良い。
　図２に、マルチSD方式の計測断面図の例を示す。送光器５０から照射される光３０は、頭皮上から入射され、組織内において四方八方に伝播する。受光器６０を図２に示すようにSD距離15 mmと30 mmに配置した場合には、SD距離15 mmの受光器６０で受光する光３０は、SD距離30 mmの受光器６０で受光する光３０に比べて、平均的に浅い部分を透過する。なお、SD距離は、10mm程度よりも大きくなるように設定する。　
　図３は、モンテカルロシミュレーションにより求めた、SD距離と、頭皮および灰白質の部分平均光路長との関係を示す図で、（ａ）は頭皮の、（ｂ）は灰白質の関係を示す。横軸はSD距離[mm]、縦軸は頭皮および灰白質の部分平均光路長[mm]である。頭皮の部分光路長にはSD距離依存性は見られないが、灰白質には線形的なSD距離依存性が見られる。頭皮の部分平均光路長がばらついているのは、シミュレーションの計算光子数が少なく、結果が収束していないためである。NIRS信号強度は血流変化が生じる部位の部分光路長に比例する（非特許文献１参照）ので（当該部分光路において一様な血流変化を仮定）、図３より、SD距離が大きくなると、酸素化ヘモグロビン濃度長変化信号における脳血流由来成分は大きくなるが、皮膚血流由来成分は変化しないことがわかる。本発明では、このSD距離に対する信号振幅の変化量、すなわち、勾配（傾き）に着目する。
　ここで、脳血流由来信号と皮膚血流由来信号の分離抽出手法について述べる。図４は、図３で示したシミュレーション結果をモデル化した皮膚血流由来信号および脳血流由来信号である。横軸がSD距離 [mm]、縦軸がヘモグロビン濃度長変化を表す。これらのモデルは、数１および数２のように記述できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　　ヘモグロビン濃度長変化の計測信号は、これらの和として、数３のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
なお、ここでｙはヘモグロビン濃度長変化、ｘはSD距離、xs0はx切片、a、ｃは傾き，皮膚血流由来のヘモグロビン濃度長変化である。　SD距離の異なる複数のヘモグロビン濃度長変化値が、同時とみなされるタイミングで観測されるため、xs0を与え、これらの信号を用いて数３に従って線形回帰すれば、その時刻tにおけるa(t)とc(t)が得られる。これらを数１と数２に代入すれば、その時刻の皮膚血流由来信号振幅値と任意のSDにおける脳血流由来信号振幅値が求まる。よって、これを観測値が得られる度に繰り返せば、皮膚血流由来信号の時系列信号と脳血流由来信号の時系列信号が得られる。　この時、xs0は光が脳に達することができる最短のSD距離に相当し、時刻によらず一定とみなすことができる。このように本発明では、ある計測時刻の信号として対応付けられて計測された複数の計測信号を、計測信号のSD距離依存性を用いて、計測時刻に対応した皮膚血流由来信号または/および脳血流由来信号を算出する。Xs0の値は、被験者本人の頭部構造を用いてモンテカルロシミュレーションで求めてもよい。或いは、標準的な頭部構造を用いてモンテカルロシミュレーションで得られた値、または経験的に得られた値を予め設定しておいてもよい。また、外部入力により任意の値を設定するようにしてもよい。更に、皮膚を圧迫するなどして皮膚血流を止めて複数のSD距離で脳活動を計測することにより、xs0を実測して設定してもよい。
　例えば、SD距離が15 mmと30 mmの２種類の計測を行う場合について説明する。時刻tにおいて、30 mmのSD距離で計測された酸素化ヘモグロビン濃度長変化がy30、15 mmのSD距離で計測された酸素化ヘモグロビン濃度長変化がy15であった場合、時刻tにおける傾きa(t)は数４となる。
（数４）
　a(t)=(y30(t)-y15(t))/(30-15)
SD距離30 mmで計測された酸素化ヘモグロビン濃度長変化の時刻(t)における脳血流由来信号振幅値は、a(t)*(30-xs0)であり，皮膚血流由来信号振幅値はc(t)である。これらの値を数５，数６に代入すれば，時刻ｔにおける脳寄与率と皮膚寄与率を求めることができる。脱酸素化ヘモグロビン濃度長変化についても同様に、時刻ｔにおける脳血流由来信号振幅値、皮膚血流由来信号振幅値、脳寄与率、および皮膚寄与率を求めることができる。
　図５に、計測のフローチャートを示す。計測開始後には、被験者情報や各種計測条件を設定する（Ｓ３０１）。各種計測条件とは、たとえば、計測時間、計測回数、アラートを出すべき皮膚寄与率の閾値などである。更に、プローブ装着やゲイン調整など（Ｓ３０２）の計測準備を実施する。尚、Ｓ３０１とＳ３０２の順序は逆でもよい。その後、計測信号取得開始（Ｓ３０３）して、すべての計測点で計測時刻tにおけるヘモグロビン濃度長変化信号を計測する（Ｓ３０４）。続いて、これらの信号を用いて皮膚血流由来信号と脳血流由来信号の分離・抽出 および皮膚寄与率または脳寄与率の計算（Ｓ３０５）を実施し、それらを表示する（Ｓ３０６）。皮膚寄与率をあらかじめ設定した閾値と比較して（Ｓ３０７）、閾値を超えていた場合にはアラートを出力する（Ｓ３０８）。予め設定した計測時間または計測回数を達成したか、或いはユーザにより計測中止が指示されたかなどにより計測終了するかを判断し（Ｓ３０９）、終了しない場合には、Ｓ３０４からＳ３０９までを繰り返す。
　次に、実際のプローブ配置での計測において以上の手法を適用した場合について説明する。図６に、ヒト頭部に対するプローブ配置例を示す。本プローブは、前額部、側頭部、頭頂部、後頭部、を含めた全頭に設置可能である。図７に、従来技術（例えば、非特許文献１参照）における格子状プローブ配置（ａ）および計測点配置（ｂ）を示す。この配置においては、通常送光器５０と受光器６０の間隔が約30 mmで、その略中点を計測点１１ａとする。「□」、「■」、「●」はそれぞれ、送光器、受光器、計測点を表す。この配置では、全計測点１１ａにおいてSD距離が30 mmとなる。SD距離60 mmでの組み合わせでの計測も可能であるが、信号対雑音比（SNR）が小さくなり、現実的ではない。
　図８に、2倍密度プローブ配置（ａ）と計測点配置（ｂ）を示す。プローブ配置に関しては特許文献８に開示されている。この配置は、図７の格子状プローブ配置をx軸上で15 mmずらして重ねた配置となっている。「□」、「■」、「●」、「△」はそれぞれ、送光器５０、受光器６０、SD距離30 mmの計測点１１a、SD距離15 mmの計測点１１を表す。
  ここで、皮膚血流由来信号の抽出のために、複数のSD距離の計測点における計測信号を使用する。同じSD距離の計測信号のみを用いて補間によりマッピングした場合、例えばSD距離が15－20 mm程度であれば、皮膚を含む浅い部分由来信号の寄与の大きいマップが得られる。
  ここで、SD距離によっては、同じSD距離における信号のみでイメージングしようとすると、計測点数が少ないために分解能が低くなる場合がある。図８の例ではSD距離15 mmの計測点はSD距離30 mmの計測点に比べて計測点数が少なく、従って分布密度が小さい。このように分布密度の小さいSD距離の計測信号でも、SD距離30 mmの計測点の信号から分離しようとする信号（脳血流由来信号、皮膚血流由来信号）を抽出するためには効果がある。よって計測点数が少なくても有効な計測データになり得る。
　図９に、全頭計測型の光脳機能計測装置９０を用いた実験構成図を示す。局所脳血液量(酸素化ヘモグロビン・脱酸素化ヘモグロビン・総ヘモグロビン濃度長変化)は、光脳機能計測装置９０において、可視から赤外領域に属する波長の光を被検体頭部に照射し、被検体内部を通過した複数波長の信号の光を同一の光検出器で検出し計測することで得られる。計測期間中に、被検者１０に対して、刺激・命令提示装置４１５により、適当な刺激・命令を与えることも可能である。刺激・命令提示装置４１５は、計算機４１２より、制御信号４１４により制御される。
　波長の異なる複数の光源４０２ａ～４０２ｄ（２種の波長であれば、例えば光源４０２ａと４０２ｃは６９５nm、光源４０２ｂと４０２ｄは８３０nm）と、複数の光源４０２ａ及び４０２ｂ（４０２ｃ及び４０２ｄ）の光を、駆動信号ライン４１６ａ及び４１６ｂ（４１６ｃ及び４１６ｄ）を通して、それぞれ互いに異なった周波数で強度変調するための変調器または発振器４０１ａ及び４０１ｂ（４０１ｃ及び４０１ｄ）と、強度変調された光をそれぞれ光ファイバ４０３ａ及び４０３ｂ（４０３ｃ及び４０３ｄ）を通して結合する結合器４０４ａ（４０４ｂ）からの光を、送光用光ファイバ４０５ａ（４０５ｂ）を介して被検者１０の頭皮上に照射する複数の光照射手段と、複数の光照射手段の光照射位置の近くに光照射位置からあらかじめ設定した距離（例えば、15 mmおよび30 mm）の位置に先端が位置するように受光用光ファイバ４０７ａ、４０７ｂのそれぞれに設けられた受光器４０８ａ、４０８ｂからなる複数の受光手段とが設けられている。受光用光ファイバ４０７ａ、４０７ｂで、生体通過光を光ファイバに集光し、それぞれ受光器４０８ａ、４０８ｂで生体通過光が光電変換され、増幅される。ここで、送光用光ファイバ４０５ａ、４０５ｂと受光用光ファイバ４０７ａ、４０７ｂの先端には、それぞれ光ファイバを保持し被検者１０に適切に設置するための送光用プローブ５０１ａ、５０１ｂ、受光用プローブ５０２ａ、５０２ｂがある。また、複数のプローブを保持するためにプローブホルダ５０３を被検者１０に固定する。
　受光手段は被検者１０内部で反射、透過した光を検出し電気信号に変換するもので、受光器４０８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。図９では２種の波長を用いるときを説明しているが、３種以上の波長を使用することも可能である。また、簡単のために図８では光照射手段、受光手段を各々２個ずつ配置しているが、本実施例では、マルチSD配置である必要があるため、図示されない複数の受光手段が存在する。
　受光器４０８ａ、４０８ｂで光電変換された生体通過光強度を表す電気信号は、それぞれロックインアンプ４０９ａ～４０９ｄに入力される。ロックインアンプ４０９ａ～４０９ｄには、発振器[変調器]４０１ａ及び４０１ｂ（４０１ｃ及び４０１ｄ）からの参照信号４１７ａ～４１７ｄも入力されている。例えば４０９ａ、４０９ｂでは光源４０２ａと４０２ｃの、６９５nmの光が分離されて出力され、ロックイン処理により取り出し、４０９ｃ、４０９ｄでは光源４０２ｂと４０２ｄの、８３０nmの光が分離されて出力される。このとき図９では、簡単のため計測点は送光用プローブ５０１ａと受光用プローブ５０２ａ間、送光用プローブ５０１ｂと受光用プローブ５０２ｂ間の２点を想定している。同様な構成により、送光用プローブ５０１ａと受光用プローブ５０２ｂ間、送光用プローブ５０１ｂと受光用プローブ５０２ａ間の２点を計測点とすることもできる。
　ロックインアンプ４０９ａ～４０９ｄの出力である分離された各波長の通過光強度信号をアナログ－デジタル変換器４１０でアナログ－デジタル変換した後に、計測制御用計算機４１１に送られる。計測制御用計算機４１１では通過光強度信号を使用して、各検出点の検出信号から非特許文献１等に説明されている良く知られた手続によって酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度長変化および総ヘモグロビン濃度長変化を演算し、複数の計測点における経時情報として記憶装置に格納する。尚、ここではロックイン処理を行ってからアナログ－デジタル変換を行う例を記載したが、受光器からの信号を増幅・アナログ－デジタル変換した後に、ロックイン処理をデジタル的に行うことも可能である。また、複数の光を変調方式により分離する実施例を記載したが、これに限定されず、例えば、複数の光を照射するタイミングを時間的にずらすことで複数光を弁別する時分割方式を用いることも可能である。この場合、タイミングのずれ時間は、ヘモグロビン濃度長値が変化しないと近似できるように十分短く設定すれば、同時刻の計測値として扱うことができる。
受講器の飽和を避けるために、照射や検出のタイミングをずらす場合でも同様にして同時刻とみなせるヘモグロビン濃度長変化値を計測できる。
　計算機４１２は入力部、解析部、記憶部、抽出部からなり、計測制御用計算機４１１で演算された結果を解析部で解析する。入力部では、外部から解析条件等の設定を入力する。尚、計算機４１２が表示機能を有する場合、表示部４１３は無くても良い。解析部の解析結果は記憶部で記憶される。抽出部では解析部で解析された信号から被検者１０の局所脳血行動態に関する情報を抽出する。抽出部で抽出された被検者１０の局所脳血行動態に関する情報は表示部４１３で表示される。図９では計測制御用計算機４１１と計算機４１２は別個に描かれているが、一つの計算機としてもよい。
　本発明の方法を適用し、ヘモグロビン濃度長変化信号を、脳血流由来信号、皮膚由来成分に分離、抽出しながら計測する場合の表示例を図１０に示す。計測信号１７１が、対応する計測位置に配置されて表示され、ヘモグロビン濃度長変化信号値が取得されるのに従って、脳血流由来信号、皮膚由来成分への分離、抽出がリアルタイムで実施され，各波形表示が更新される。皮膚寄与率が、あらかじめ設定しておいた閾値を超えた計測信号にはアラート１７２を出す。元信号、脳血流由来信号、皮膚血流由来信号の表示方法選択のチェックボックス１７３では、表示する計測信号を選択し、目的に合わせた表示方法を実現できる。また、図１０には描いていないが、酸素化ヘモグロビン濃度長変化、脱酸素化ヘモグロビン濃度長変化、総ヘモグロビン濃度長変化を選択可能としても良い。このように、皮膚寄与率が大きすぎる場合にリアルタイムでアラートを出すことにより、計測のやり直しなどの対応が迅速にできるようになる。ここでは、画面表示のアラートの例を示したが、音声や文字などによるアラートを用いても良い。また、皮膚寄与率をアラート表示の基準としたが、脳寄与率を用いても良い。
　複数の送光器５０、受光器６０を２次元に配置して、脳血流由来信号および皮膚血流由来信号をイメージング計測する場合の表示例を、図１１に示す。これは、全頭計測型の光脳機能計測装置による計測中の表示例である。前頭部、頭頂部、左右側頭部、後頭部の各々の、酸素化ヘモグロビン濃度長変化（oxy-Hb）マップ３０１が表示されている。振幅値は、グレースケールバー３０２に示される濃淡で表される。また、脳由来信号、皮膚由来信号、SD距離30 mmの通常表示とするかどうかを、ラジオボタン３０４で選択可能である。また、図１２に、両成分の2次元データの比較表示の例を示す。上図が脳血流由来信号、下図が皮膚血流由来信号である。ラジオボタン３１４でSD距離を切り替えることができる。脳血流由来信号および皮膚血流由来信号の、分布状況を一目で確認することが可能となる。
皮膚寄与率と脳寄与率について説明する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　　図１０から１２では、分離信号を表示したが、脳寄与率、または皮膚寄与率を同様に表示してもよい。これにより当該被検者の部位毎の皮膚血流由来信号成分および脳血流由来信号成分の寄与率の分布状況を把握できるようになり、例えば最適なタスク選択に利用することが可能となる。
　本発明により、可視光または近赤外光を用いたヒト頭部光計測装置において、計測信号から目的に応じて脳血流由来および皮膚血流由来成分をリアルタイムで分離、抽出でき、ヒト脳機能計測の精度および再現性を向上させることができる。
１０：被検者
１１：計測点
１１a：計測点（SD = 30 mm）
１１c：計測点（SD = 15 mm）
１２：照射点
１３：検出点
２０：装置本体
３０：光
５０：送光器
６０：受光器
９０：光脳機能計測装置
１０１：光源
１０２：光検出器
１０３：光源駆動装置
１０４：増幅器
１０５：アナログ－デジタル変換器
１０６：制御・解析部
１０７：入力部
１０８：記憶部
１０９：表示部
１７１：計測信号
１７２：アラート
１７３：元信号、脳血流由来、皮膚血流由来信号表示方法選択のチェックボックス
３０１：酸素化ヘモグロビン濃度長変化（oxy-Hb）マップ
３０２：グレースケールバー
３０４：ラジオボタン
３１４：ラジオボタン
４０１：発振器（変調器）
４０２：光源
４０３：光ファイバ
４０４：結合器
４０５：送光用光ファイバ
４０７：受光用光ファイバ
４０８：受光器（増幅器含む）
４０９：ロックインアンプ
４１０：アナログ－デジタル（Ａ／Ｄ）変換器
４１１：計測制御用計算機
４１２：計算機
４１３：表示部
４１４：制御信号
４１５：刺激・命令呈示装置
４１６：光源駆動信号
４１７：発振器（変調器）からの参照信号
５０１：送光用プローブ
５０２：受光用プローブ
５０３：プローブホルダ。

Claims (6)

  1. 　被検体に光を照射するための１つまたは複数の光照射手段と、
    　前記１つまたは複数の光照射手段から前記被検体上の照射点に照射され、被検体内を伝播してきた光を前記被検体上の検出点において検出するための１つまたは複数の光検出手段と、
    　前記１つまたは複数の光照射手段および前記１つまたは複数の光検出手段を制御する制御部と、
    　前記１つまたは複数の光検出手段で得られる信号を解析する解析部と、
    　前記解析部での解析結果を表示するための表示部とを有し、
    　前記光照射手段と前記光検出手段の各々は、前記被検体上における、前記照射点と前記検出点間の距離として定義されるSD距離が少なくとも２種以上であって、かつ、前記SD距離が10 mm程度よりも大きくなるように前記被検体上に配置され、
    　前記解析部は、前記光照射手段と前記光検出手段との組み合わせにより、ある計測時刻の信号として対応付けられて計測された複数の計測信号を、前記計測信号のSD距離依存性を用いて前記計測時刻に対応した皮膚血流由来信号および脳血流由来信号の少なくとも一方を算出することを特徴とする生体光計測装置。
  2. 請求項１に記載の生体光計測装置において、特に、皮膚血流由来信号と脳血流由来信号の少なくとも一方の、時間波形または強度分布図またはその両方を計測中に表示すことを特徴とする生体光計測装置。
  3. 請求項１に記載の生体光計測装置において、特に、皮膚寄与率か脳寄与率の少なくとも一方の、時間波形または強度分布図またはその両方を計測中に表示すことを特徴とする生体光計測装置
  4. 請求項１から３に記載の生体光計測装置において、特に、皮膚寄与率があらかじめ設定した閾値を超えた場合、あるいは脳寄与率があらかじめ設定した閾値を下回った場合に警告を出力することを特徴とする生体光計測装置。
  5. 前記１つまたは複数の光検出手段は、少なくとも２種の前記複数の光照射手段からの信号を、異なるタイミングで検出することを特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。
  6. 　被検体に光を照射するための１つまたは複数の光照射手段と、前記１つまたは複数の光照射手段から前記被検体上の照射点に照射され、被検体内を伝播してきた光を前記被検体上の検出点において検出するための１つまたは複数の光検出手段と、前記１つまたは複数の光照射手段および前記１つまたは複数の光検出手段を制御するための制御部と、前記１つまたは複数の光検出手段で得られる信号を解析するための解析部とを有する生体光計測装置を用いた生体光計測方法であって、
    　前記光照射手段と前記光検出手段の各々を、前記被検体上における、前記照射点と前記検出点間の距離として定義されるSD距離が少なくとも２種以上あって、かつ、前記SD距離が10 mm程度よりも大きくなるように前記被検体上に配置するステップと、
    　前記光照射手段と前記光検出手段との組み合わせにより、ある計測時刻の信号として対応付けられて計測された複数の計測信号を、前記計測信号のSD距離依存性を用いて前記計測時刻に対応した皮膚血流由来信号および脳血流由来信号を算出するステップと
    を備えたことを特徴とする生体光計測方法。
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