JP5303184B2 - 生体光計測装置 - Google Patents

Description

本発明は，無侵襲的に脳血液動態の計測を行う生体光計測装置に関する。

脳の局所的血液量変化は光トポグラフィ法により無侵襲に計測可能である。光トポグラフィ法は可視から赤外領域に属する波長の光を被検体に照射し，被検体内部を通過した複数信号の光を同一の光検出器で検出しヘモグロビン変化量（または，ヘモグロビン濃度と光路長の積の変化量）を計測する方法である（特許文献１など）。MRI, PET等の脳機能計測技術に比べ被験者に対する拘束性も低いという特徴を持つ。臨床現場において，言語機能や視覚機能などの計測が行われている。

特開平9-019408号公報 A. Maki et al., Medical Physics 第22巻，1997−2005頁（1995年） M. L. Schroeter et al., Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism, 第24巻, 1183-1191頁（2004年） M. L. Schroeter et al., Journal of Cerebral Blood Flow & Metabolism, 第25巻, 1675-1684頁（2005年）

光を用いて脳の局所的血液量変化を無侵襲的に計測する際，十分な信号対雑音比の確保などの面から，事前に検出器のアンプゲインの調整を行う必要がある。各計測点において光の透過率が異なり，Ａ／Ｄ変換後のデータを適切な振幅に調整するためである。検出器のアンプゲインの代わりに光源の光量を調整するのでも良い。この手続きは，プローブを何らかの形で被験体に装着して，光を用いて脳血液量変化を無侵襲的に計測するときには必要となるものであり，装置の使用目的には拠らず，必要である。例えば，医療の現場で運動機能や言語機能や視覚機能を計測するときや，研究現場で各種脳機能のイメージングを行うときにも必要なプロセスとなる。さらにこのようなプロセスは，計測の再現性の確保のために必須である。通常は本計測前に予備計測を実施し，検出光量に応じて，検出器ゲインを決定する。つまり，検出光量が少ないときは，検出器やその増幅器のゲインを上げ，検出光量が多いときは，ゲインを下げることで感度を調整する。このように，従来は検出光量の生データなどの，生体信号ではない信号から検出器ゲインを決定することが多かった。この方法では，生体信号を見ているわけではないので，プローブの装着状態が悪い場合には，表面で反射した光などの，生体に入射していない光も生体を透過した検出光量として見なされてしまい，適切なゲイン設定ができない可能性があった。よって，オペレータがゲイン調整の結果を受けて，必要に応じてプローブの再装着を行う場合にも，検出光量の中に，生体内を伝播した光以外の光が含まれてしまうような場合には，必ずしも生体信号が得られる状態に再装着することができない可能性があった。また，リアルタイムでプローブの装着状態をヘモグロビンの信号レベルで判定する方法が無かった。

そこで，本発明では，脳の局所的血液量変化から，心拍基本波成分および脳血液動態信号に載る生体揺らぎ成分を抽出して，それらの性質からプローブ装着状態を判断し，その結果を表示する。

本発明によれば，生体光計測において，プローブの装着状態を高精度に判断することが可能となる。また，予備計測時にプローブ装着状態の判断結果をオペレータにフィードバックすることで，オペレータはプローブの装着を効率よく行うことが可能となる。外乱光や皮膚表面での反射光を検出してしまって平均検出光量が増加してしまった場合でも，生体信号を基準に判断するため，プローブ装着状態が悪いと判断され，プローブ装着をやり直すことでより信号対雑音比の高い計測を行えることが期待できる。このように，生体信号を元にプローブの装着状態を良好にすることで，生体光計測の再現性を高めることが可能となる。また，そのようなプローブ装着状態の判断をリアルタイムで行うことにより，プローブ装着時間の短縮につながり，効率的な計測が可能となる。

以下，図面を用いて本発明の実施例を説明する。

図１に装置の構成を示す。本装置は計算機１１２に含まれる入力部，解析部，記憶部，抽出部，さらに脳血液量計測部１２０，表示部１１３からなる。なお，計算機１１２が表示機能を有する場合，表示部１１３はそれによって代用可能である。

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)は，脳血液量計測部１２０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，被検体に対して，刺激・命令提示装置１１５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１１５は，計算機１１２より，制御信号１１４により制御される。

波長の異なる複数の光源１０２ａ〜１０２ｄ（２種の波長であれば，例えば光源１０２ａと１０２ｃは６９５nm，光源１０２ｂと１０２ｄは８３０nm）と，前記複数の光源１０２ａ及び１０２ｂ（１０２ｃ及び１０２ｄ）の光を，駆動信号ライン１１６ａ及び１１６ｂ（１１６ｃ及び１１６ｄ）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１０１ａ及び１０１ｂ（１０１ｃ及び１０１ｄ）と，強度変調された光をそれぞれ光ファイバー１０３ａ及び１０３ｂ（１０３ｃ及び１０３ｄ）を通して結合する結合器１０４ａ（１０４ｂ）からの光を，送光用光ファイバー１０５ａ（１０５ｂ）を介して被験体である被験者１０６の頭皮上に照射する複数の光照射手段と，前記複数の光照射手段の光照射位置の近くに前記光照射位置からあらかじめ設定した距離（ここでは３０ｍｍとする）の位置に先端が位置するように受光用光ファイバー１０７ａ，１０７ｂのそれぞれに設けられた受光器１０８ａ，１０８ｂからなる複数の受光手段とが設けられている。受光用光ファイバー１０７ａ，１０７ｂで，生体通過光を光ファイバーに集光し，それぞれ受光器１０８ａ，１０８ｂで生体通過光が光電変換される。ここで，送光用ファイバー１０５ａ，１０５ｂと受光用光ファイバー１０７ａ，１０７ｂの先端には，それぞれ光ファイバーを保持し被験体１０６に適切に設置するための送光用プローブ２０１ａ，２０１ｂ，受光用プローブ２０２ａ，２０２ｂ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２０３を被験体１０６に固定する。

前記受光手段は被験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，受光器１０８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１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，光照射手段，受光手段を各々複数配置して，同様の計測をすることも可能である。

受光器１０８ａ，１０８ｂ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１０９ａ〜１０９ｄに入力される。ロックインアンプ１０９ａ〜１０９ｄには，発振器[変調器]１０１ａ及び１０１ｂ（１０１ｃ及び１０１ｄ）からの参照信号１１７ａ〜１１７ｄも入力されている。例えば１０９ａ，１０９ｂでは光源１０２ａと１０２ｃ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，１０９ｃ，１０９ｄでは光源１０２ｂと１０２ｄの，８３０nmの光が分離されて出力される。このとき，計測点は送光用プローブ２０１ａと受光用プローブ２０２ａ間，送光用プローブ２０１ｂと受光用プローブ２０２ｂ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２０１ａと受光用プローブ２０２ｂ間，送光用プローブ２０１ｂと受光用プローブ２０２ａ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１０９ａ〜１０９ｄ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（以下ではＡ／Ｄ変換器と記す）１１０でアナログ−デジタル変換した後に，計測制御用計算機１１１に送られる。計測制御用計算機１１１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に説明されている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および総ヘモグロビン濃度の相対変化量（または，より正確には各ヘモグロビン濃度と光路長の積の変化量）を演算し，複数の計測点の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Ａ／Ｄ変換を行う例を記載したが，受光器からの信号を増幅・Ａ／Ｄ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，ここでは，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，たとえば，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。

前記解析部では，後に詳述するが，計測された前記局所脳血液量のパワースペクトルの解析などを行う。これらの結果は計算機１１２内の記憶部に渡される。

計算機１１２内の抽出部では前記解析部で解析された信号のパワースペクトルおよびそれに関する定量的情報から後述する方法でプローブ装着状態に関する情報を抽出する。前記抽出部で抽出されたプローブ装着状態に関する情報は表示部１１３で表示される。

なお，図１では計測制御用計算機１１１と計算機１１２は別個に描かれているが，一つの計算機としてもよい。

図２は，局所脳血液量を計測するためのプローブの配置を模式的に説明したものである。Cz, T3, T4は脳波計測のため標準的な位置を示す記号（国際10-20法）で，それぞれ，頭頂，左耳直上部，右耳直上部を表す。C3, C4は，それぞれ，CzとT3，CzとT4の中点である。左右各12チャンネルずつ，計24チャンネルの計測が可能である。各チャンネルは計測点に付された番号で識別する。

前記解析部で得られた局所脳血液量変動のパワースペクトルの例を図３に示す。酸素化ヘモグロビンの場合を示している。縦軸はパワースペクトル密度 (Power Spectral Density: PSD) を表す。パワースペクトル密度とはパワーを周波数について積分したとき１になるように正規化したものである。横軸の周波数は時系列データである血圧・心拍数変動をフーリエ変換し得られる時間軸に対応した座標でゼロHzからナイキスト周波数（サンプリング周波数の半分）までの範囲を含む。図３ではその一部分を示している。

図３に示した結果は，例えば図２のある１つのチャンネルにおいて計測された局所脳血液量変動から算出されるスペクトルの低周波成分である。全周波数帯のスペクトル上にはいくつかの山が存在し，心拍基本波周波数成分や，呼吸成分，生体の低周波揺らぎ成分などがそれらの山に対応する。

本計測前には，光源１０２の出力調整や，受光器１０８の後段にあるアンプのゲイン調整等を行うために，予備計測を行う。予備計測時，前記解析部において，例えば以下の手順にて心拍基本波周波数と心拍基本波成分積分値とを求める。心拍基本波とは，ヒトにおいては通常0.5-2.0Hzにあり，心臓の拍動に由来する振動成分である。２倍波，３倍波等と区別するため，基本波と呼ぶ。ただし心臓の拍動の周波数は常に変動しており，その中心周波数をここでは心拍基本波周波数と呼ぶ。また，局所脳血液量変動のパワースペクトルにおいては心拍基本波周波数周りで山が存在することになるが，周波数が変動するため，幅を持った山となる。ここでは，心拍基本波周波数周りの適当な周波数幅における積分値を心拍基本波成分積分値として定義する。

局所脳血液量変動にバンドパスフィルタ（0.5-2.0Hz）を掛けた後のデータから得られる拍動間隔（≒R-R間隔）の逆数を時系列にプロットする。抽出された心拍基本波成分の立ち上がり点が心電図R波の時刻に対応している。ここでは，抽出された心拍基本波成分のピーク間の極小点の時刻をR波時刻とし，拍動間隔を計算する。このような対応が生理学的には妥当なものであるが，各ピーク時刻をR波時刻としても，以下のパワースペクトルの議論では問題ない。各時点の心拍数を例えば後ろの拍動点（例えば，心拍基本波において極小値をとる時点）に帰属させる。このようにして得た時系列の心拍数変動はデータ点が拍動点に一致し，一定の周期ではないため，3次のスプライン曲線などの適当な方法で補間し，心拍数変動データを整形する。得られた心拍数変動の時系列データを適当なサンプリング周波数（例：10Hz）でサンプリングして，適当な時間間隔（例：10秒）で平均をとったものを，心拍基本波周波数として算出することができる。また，局所脳血液量変動のパワースペクトルにおいて，心拍基本波周波数を中心として，適当な周波数幅（例：±0.2Hz）の積分値を計算することにより，心拍基本波成分積分値を算出する。心拍基本波周波数・心拍基本波成分積分値を求めるフローチャートを図４に示す。
（Ｓ４０１）計測データから脳血液量変動を算出する。
（Ｓ４０２）0.5〜2.0Hzのバンドパスフィルタをかける。
（Ｓ４０３）時系列拍動間隔を算出する。
（Ｓ４０４）拍動間隔または，拍動間隔の逆数の時系列データを3次のスプライン曲線で補間して，心拍数変動データを算出する。
（Ｓ４０５）得られた時系列データを10Hzでサンプリングし，10秒間の平均を取り，心拍基本波周波数を求める。
（Ｓ４０６）局所脳血液量変動のパワースペクトルにおいて，心拍基本波周波数を中心として，±0.2Hzの積分値を計算することにより心拍基本波成分積分値を算出する。

次に，以下の手順にて呼吸成分を解析する。前記心拍数変動データのパワースペクトル密度を求める。次に0.15〜0.5Hzの範囲内のパワーの積分値を計算し，呼吸成分と定義する。ここで，パワーの積分値の代わりに，0.15〜0.5Hzの範囲内の極大値の最大値としてもよい。この周波数範囲は，心拍数変動においては，呼吸性の成分であることが知られている（呼吸性不整脈，RSA: Respiratory Sinus Arrhythmia）。尚，呼吸成分は，前記呼吸性不整脈以外にも，呼吸周期によるものも含むため，局所脳血液量変動から算出されるパワースペクトルにも含まれる。よって同様の解析を，局所脳血液量変動のパワースペクトルを用いても行うことが可能である。呼吸成分を求めるフローチャートを図５に示す。
（Ｓ５０１）呼吸成分の計算方法を選択する。
（Ｓ５０２）局所脳血液量変動データのパワースペクトル密度を計算する。
（Ｓ５０３）心拍数変動データのパワースペクトル密度を計算する。
（Ｓ５０４）0.15〜0.5Hzの範囲内のパワーの積分値を計算する。

次に，以下の手順にて0.01〜0.15Hzの範囲内の生体の低周波揺らぎ成分を解析する。図３は前記局所脳血液量変動から算出されるスペクトルの低周波成分の例であるが，この場合，スペクトル上には二つの山が存在している。前記局所脳血液量変動データのパワースペクトル密度を求め，Low-frequency (LF)領域(0.06-0.15 Hz)の平均パワーP_LFと，Very-low-frequency (VLF)領域(0.01-0.05 Hz)の平均パワーP_VLFを計算する。平均パワーの代わりに，各周波数領域におけるパワーの積分値や，極大値の最大値を用いても良い。システムノイズを適当な方法で除いた後のパワーを用いて計算しても良い。また，前記心拍数変動データのパワースペクトル密度を求め，同様にP_LF，P_VLFを求めても良い。生体の低周波揺らぎ成分を求めるフローチャートを図６に示す。
（Ｓ６０１）低周波揺らぎ成分の計算方法を選択する。
（Ｓ６０２）局所脳血液量変動データのパワースペクトル密度を計算する。
（Ｓ６０３）心拍数変動データのパワースペクトル密度を計算する。
（Ｓ６０４）0.06-0.15 Hz， 0.01-0.05 Hzの平均パワーP_LF，P_VLFを計算する。
これらの周波数領域の揺らぎは血管系の調節機能と深く関係している。調節は血管運動中枢，交感神経・副交感神経（迷走神経）などによって支配されるが，揺らぎの起源は神経原性と筋原性の部分がある。Schroeterらによる非特許文献２，３では，加齢により脳血液量変動のLF領域成分が弱くなる一方で，VLF領域成分には大きな変化が認められないこと，また微小血管症により脳血液量変動のLF領域成分，VLF領域成分いずれも弱まるがその弱まり方がLF領域成分の方が激しいことが記載されている。加齢による変化は平滑筋の繊維化現象と，また微小血管症による変化は血栓による細小血管の閉塞・硬化現象と深い関係があり，何れの変化も平滑筋組織の変性が原因と考えられる。LF領域の揺らぎはVLF領域の揺らぎに比べると，より筋原性であるといえる。

次に，前記抽出部で，心拍基本波周波数，心拍基本波成分積分値，呼吸成分，低周波揺らぎ成分をもとに，プローブ装着状態に関する情報を抽出する。局所脳血液量変動や心拍数変動に含まれる各種振動成分（心拍基本波成分，呼吸成分，低周波揺らぎ成分）のうち，一つの成分のみを解析することでプローブ装着状態を判定することは可能である。前記各種振動成分は前記のようにパワースペクトル等から求めることができるので，あらかじめ設定した波長範囲で振動成分を求め，その振動成分に設定された閾値（ＴＨ１）を超えればプローブが装着されていると判断し，結果を前記表示部で表示する。または，あらかじめ設定した波長範囲の振動成分のパワー積分値を，プローブ装着の指標として用い，あらかじめ設定した閾値との大小関係によりプローブ装着状態を判断する。例えば，閾値ＴＨ１，ＴＨ２（ＴＨ１＞ＴＨ２）を振動成分毎に設定しておき，閾値ＴＨ１以上の場合は「良好」，閾値ＴＨ２以上ＴＨ１未満の場合には「普通」，閾値ＴＨ２未満の場合には「悪い」という判断がなされる。例えば，ＴＨ１には成分標準値（１０人の平均値など）の1.2倍，ＴＨ２には成分標準値の0.8倍などの値を設定すればよい。図７に，あらかじめ設定した一つの振動成分を用いてプローブ装着状態を判断するフローチャートを示す。
（Ｓ７０１）プローブ装着状態の判断に用いる振動成分を選択する。
（Ｓ７０２）選択された振動成分（Ｐ）を計算する。
（Ｓ７０３）成分毎にあらかじめ設定された閾値（ＴＨ１，ＴＨ２）と比較する。
（Ｓ７０４）ＴＨ１≦Ｐかどうかの判断。
（Ｓ７０５）ＴＨ２≦Ｐ＜ＴＨ１かどうかの判断
（Ｓ７０６）「良好」「普通」「悪い」の判断結果を得る。

ここで，一つの振動成分のみを判断材料にする場合，周期的なノイズを偶然検出したためである可能性が残る。よって，より高精度にプローブ装着状態を判定するためには，複数の振動成分を同時に解析する必要がある。例えば，複数の振動成分のうち，振動成分毎に設定された閾値（例えば，事前に収集されデータベース化された，成分標準値の1.2倍）を越えるものが一つでもあれば，プローブが装着されていると判断することで，あらかじめ設定しておいた振動成分値が低くても，他の振動成分により，プローブ装着状態を判断でき，ノイズが入っても影響を受けにくい。または，各振動成分のうち，最大なものをプローブ装着状態の指標として用いることも可能である。この指標が大きいほど，プローブ装着状態が良好であることを示す。さらに，前記の解析結果のうち，各振動成分の解析結果を演算し，少なくとも２つにおいて振動成分毎に設定した閾値を越えているときに，プローブが「装着されている」と判断し，一つも閾値を超えないあるいは１つの成分のみ閾値を超える場合，「プローブの装着状態が悪い」と判断されるようにしても良い。そもそもパワーが検出されないなど，完全にプローブの装着状態が原因では無い場合もあるが，プローブの設置角度や設置位置の微調整により改善が見込める可能性がある。図８に，複数の振動成分を解析することでプローブ装着状態を判定するときのフローチャートを示す。
（Ｓ８０１）計測データから脳血液量変動を算出する。
（Ｓ８０２）パワースペクトルから，各振動成分値を計算する。
（Ｓ８０３）成分毎にあらかじめ設定された閾値と比較する。
（Ｓ８０４）一つでも閾値を超える振動成分があるかどうかの判断。
（Ｓ８０５）一つでも閾値を超える振動成分があれば「良好」，無ければ「悪い」の判断結果を得る。

上記の方法以外に，複数の振動成分を評価関数に入れて，評価関数をもとにプローブ装着状態を判定するという方法でも良い。

次に，前記表示部１１３で，前記解析部の解析結果，前記抽出部の抽出結果を表示する。表示の周期はユーザの設定項目となり，ユーザが事前に選択可能とすることもできる。図９は，装着状態の判定結果の表示例である。ユーザは表示周期を設定可能である。図９では，１秒に設定されている。また，ユーザは事前にプローブ装着状態の判定に用いる振動成分を選択可能である。図９では，心拍基本波に設定されている。プローブ装着状態の判定結果（または対応する数値）は，白黒の濃淡で示され，図９では，黒いほど良好であることを示している。白黒の濃淡ではなく，「良好」「普通」「悪い」で３色に色分けして表示しても良い。図９では，心拍基本波を判断基準とし，すべての計測点において比較的良好な結果となった。また，心拍基本波成分が大きくても，それが脈動による皮膚の振動に起因する可能性がある場合には，呼吸成分や揺らぎ成分（LF・VLF）を判断基準にすることで，より確実にプローブ装着の良好なプローブを判断することができる。尚，プローブ装着が良好であっても呼吸成分，揺らぎ成分が常にはっきりと得られるとは限らないため，より精度良くプローブ装着の判断を行うためには他のプローブ装着の判断方法を併用する必要がある。各計測チャンネルにて判定結果を表示することで，オペレータはどの部分のプローブ装着が悪いかを即座に知ることが可能となる。本計測前の予備計測時には，数秒以内で再計算した結果を表示することにより，オペレータはリアルタイムにプローブ装着状態をチェック可能となる。ただし，低周波を計測するには，周波数分解能を高める必要がある。高速フーリエ変換においては，周波数分解能の逆数に比例したサンプリング時間が必要になるため，数秒以内に新たに再計算することは不可能である。その場合には，低周波を計測するために十分なサンプル数・サンプル時間は保ったまま，使用するデータの一部を表示時間間隔にて新たなデータで差し替えながらフーリエ変換を行うことになる。図１０に，リアルタイム表示のフローチャートを示す。
（Ｓ１００１）表示間隔（Ｔ）を設定する。
（Ｓ１００２）判断基準の振動成分を設定する。
（Ｓ１００３）データの記録を開始する（t=0），現在の判断結果を表示する。
（Ｓ１００４）データの記録を終了する（t=Ｔ）。
（Ｓ１００５）予備計測を終了するかどうかの判断。
（Ｓ１００６）ＦＦＴ（高速フーリエ変換）に必要なデータ数分が最新となるように，古いデータを最新データに置き換える。

例えば，各計測点での心拍基本波周波数の値を表示した場合，計測点によって多少の揺らぎはあるが，どの計測点でもさほど差は無いはずであり，大きく異なる場合には，きちんと計測できていない，つまりプローブの設置があまり良好ではない可能性がある。よって心拍基本波周波数を数値で表示することにより，オペレータはプローブ装着状態について有用な示唆を得ることができる。

また，心拍基本波成分積分値の表示を各計測点において行った場合には，心拍基本波のパワーを比較することになるため，パワーが大きいということは，生体内部を通ってきた光を検出した証拠となるので，有用な指標となる。皮膚表面における反射光を検出してしまった場合には，検出光量が大きくなったとしても，心拍基本波以上に雑音が大きくなってしまう。心拍基本波のパワーによりプローブ装着状態の判断を行う場合には，閾値ＴＨ１以上の場合は「良好」，閾値ＴＨ２以上ＴＨ１未満の場合には「普通」，閾値ＴＨ２未満の場合には「悪い」という判断がなされ，判断結果が前記表示部１１３にて表示される。前記のようにＴＨ１には成分標準値（１０人の平均値など）の1.2倍，ＴＨ２には成分標準値の0.8倍などの値を設定すればよい。図７に示したようなフローチャートに沿って判断される。表示の仕方は色の区別や濃淡で行う。

上記の表示項目を，呼吸成分積分値，呼吸成分積分値，揺らぎ成分積分値としても同様に判断結果を表示することが可能である。

表示する成分はただ一つの成分に限らず，複数の成分を並列して表示しても良い。また，ユーザが独自に設定し得る変換式に代入した結果を表示する形式にしても良い。例えば，心拍基本波成分積分値と呼吸成分の和，などの変換式を設定することができる。そのときの閾値についてもユーザが独自に設定し得る形式にしても良い。図１１に，ユーザが独自に設定し得る変換式をもとにプローブ装着状態を判断するフローチャートを示す。
（Ｓ１１０１）必要に応じて過去の設定をメモリから読み込む。
（Ｓ１１０２）プローブ装着判断に用いる変換式をユーザが設定。
（Ｓ１１０３）閾値ＴＨ１とＴＨ２をユーザが設定，または自動取得する。自動取得の場合には，ＴＨ１に成分標準値の1.2倍，ＴＨ２に成分標準値の0.8倍などに自動的に設定される。元になるデータをその場で取得するか，過去の計測データより取得する。
（Ｓ１１０４）表示項目の設定（複数項目可能）。
（Ｓ１１０５）設定項目をメモリに保存する。
（Ｓ１１０６）予備計測の開始。
（Ｓ１１０７）表示間隔にてデータを解析し，判断結果を表示する。
（Ｓ１１０８）予備計測を終了するかどうかの判断。

以上のプローブ装着状態判断は，予備計測の場合について述べたが，本計測中であっても良い。本計測中であれば，プローブ装着状態に関する情報を，データとしてメモリに保存しておくことにより，後解析で用いることも可能となる。

本実施例では，図１２を用いて，ゲーム機器等のシステムに含まれる脳血液量計測装置に関して説明する。脳血液量計測装置がコントローラとなり，ゲーム機器等のシステム３００を制御するシステムにおいて，ゲーム機器等のシステム３００は，実施例１に記載のようなプローブ装着状態の判断結果を，プローブ装着判断部１５０から受けとることを特徴とする。つまり，脳血液量計測部１２０で計測された心拍基本波成分および呼吸成分および心拍数変動等の生体揺らぎ成分を利用して，プローブ装着判断部１５０においてプローブの装着有無を判定する。具体的には，脳血液量計測信号を例えば10〜30秒程度の間隔でフーリエ変換し，パワースペクトルを算出し，心拍基本波周波数成分を0.5〜2.0Hzから，呼吸成分を0.15Hz〜0.5Hzから，その他揺らぎ情報を0.15Hz以下の領域から抽出し，2つ以上の生体成分が検出できたときに，プローブが装着されている状態であると判断する。ゲーム機器等のシステム３００のユーザが脳血液量計測装置のプローブを頭部に装着していない場合，装着していない旨を表示部１６０にて表示する。同時に，ゲーム機器等のシステムは動作を停止するようにしておけば，プローブが正常に頭部に装着されているときのみ，ゲーム機器等のシステムを継続して動作させることができる。図１３に，脳血液量計測装置のプローブ装着状態判断処理に基づく外部機器制御のフローチャートを示す。
（Ｓ１３０１）ゲーム機器等のシステムの電源ＯＮ。
（Ｓ１３０２）被験者に対するプローブの装着の指示。
（Ｓ１３０３）脳血液量計測装置による計測を開始する。
（Ｓ１３０４）１０秒間隔でパワースペクトル密度を計算する。ここでは１０秒としたが，求められる精度により時間を変更する必要がある。例えば，高い精度が必要であれば，時間を長くする必要がある。
（Ｓ１３０５）心拍基本波周波数成分を0.5〜2.0Hzから，呼吸成分を0.15Hz〜0.5Hzから，その他揺らぎ情報を0.15Hz以下の領域から抽出する 。
（Ｓ１３０６）1分間（タイムアウト）を経過したかどうかの判断。ここでは制限時間として，１分間を設定しており，１分間以内に生体の振動成分が二つ以上抽出できない場合には，ゲーム機器等のシステムを継続して動作させられないようなシステムにしている。
（Ｓ１３０７）２成分以上が閾値を超えたかどうかの判断。
（Ｓ１３０８）ゲーム機器等のシステムの動作継続。２成分以上の振動成分を検出し，プローブ装着状態であると判断され，ゲーム機器等のシステムの動作が継続される。
（Ｓ１３０９）ゲーム機器等のシステムの動作終了。制限時間を経過したため，ゲーム機器等のシステムの動作が終了する。この場合は，ゲーム機器等のシステムを継続して動作させることができない。

本実施例では，図１４を用いて，実施例１に示した脳血液量計測装置の遠隔制御システムについて説明する。図１４は，遠隔地４００にいる第１オペレータ４０３が遠隔的に脳血液量計測装置を操作することにより，計測を行うものである。遠隔地との通信には，インターネット回線５００を用いる。被験者に対する光照射プローブ，受光プローブの装着は，被験者（被験体）１０６自身または被験者のそばにいる第２オペレータ１３０が行う。前記のように，言語機能や視覚機能などの臨床診断を想定している。この場合，計測の主導権は遠隔地にいる第１オペレータ４０３にあり，第１オペレータ４０３は本計測を始める前に予備計測を行い，その結果を遠隔表示部４０１にて確認し，本計測を開始するかどうかを決定する。決定した内容を遠隔入力部４０２より入力することにより脳血液量計測装置を操作する。第１オペレータ４０３は，光検出光量のみによらず，心拍基本波成分などの生体信号を元にプローブの装着状態を遠隔的に確認することができ，本計測前のプローブ装着時間と予備計測時間を短縮することができるため，より効率的な計測を行うことが可能となる。図１５にプローブ装着状態の判断結果を遠隔計測で利用するときのフローチャートを示す。
（Ｓ１５０１）装置電源のＯＮ。被験者側，第１オペレータ側ともに行う。
（Ｓ１５０２）被験者自身または第２オペレータが，被験者に対するプローブの装着を行う。
（Ｓ１５０３）遠隔地にいる第１オペレータが予備計測の指示を出す（入力部よりコマンドを入力）。
（Ｓ１５０４）予備計測の開始。
（Ｓ１５０５）表示間隔にてデータを解析し，判断結果を表示する（被験者側，第１オペレータ側の両方）。
（Ｓ１５０６）第１オペレータが予備計測終了の指示を出したかどうかの判断。指示を出したのであれば，予備計測は終了するが，指示を出していないのであれば，予備計測を継続する。予備計測が継続された場合，被験者自身または第２オペレータがプローブの再装着などを行い，プローブ装着状態が良好になるようにする。
（Ｓ１５０７）第１オペレータによる本計測開始の指示。
（Ｓ１５０８）本計測の開始。
（Ｓ１５０９）第１オペレータによる本計測終了の指示。
（Ｓ１５１０）本計測の終了。

本実施例では，図１６を用いて，本計測時の生体振動成分の表示方法について説明する。本計測の計測中または，本計測の終了後にデータを表示部１１３にて表示するとき，ヘモグロビン濃度変化（oxy-Hb，deoxy-Hb）のデータ（または，ヘモグロビン濃度と光路長の積の変化量のデータ）とともに，心拍数変動（Heart Rate: HRで表示），呼吸成分（Respiration: Resで表示），生体の低周波揺らぎ成分（LFで表示）等の生体振動成分，プローブ装着判定結果（Probe Conditionで表示）を同時に表示する。各振動成分は，ここでは酸素化ヘモグロビンデータから求めている。また，ここでは本計測中の表示方法について述べたが，本計測終了後のデータ表示の場合であってもよい。各生体振動成分は時間的な変動をヘモグロビン濃度変化とともに表示するが，時系列変化ではなく全体的な傾向を見るために，ユーザが指定した時間範囲内（t1〜t2）でパワースペクトルを計算し，各生体振動成分を求めた結果を棒グラフで右側に表示している。棒グラフ中の点線は，各生体振動成分の標準値を示す。カーソルを動かすことで，時間範囲（t1〜t2）を指定できるようにしてもよい。カーソルの上部には「START（t1）」「END（t2）」の文字が示されている。棒グラフに関しては，酸素化ヘモグロビン，脱酸素化ヘモグロビンで求めた各生体振動成分値を両方示している。

これにより，ヘモグロビン濃度変化の信号変化と，各種の生体振動成分を同時に見ることができ，プローブの装着状態のリアルタイムモニタとともに，ヘモグロビン濃度変化の信号の妥当性の確認を行うことができる。そして，ユーザが指定する時間範囲内で各種生体振動成分の値を計算できることで，ユーザが興味を持つ時間範囲内，例えば，ヘモグロビン濃度変化が増大した時間帯での，詳細な分析を行うことが可能となる。

本実施例では，図１７を用いて，繰り返し予備計測時のプローブ装着状態変化の表示方法について説明する。解析部および抽出部は，一度予備計測を行ったあとにデータを一時保存しておき，次回予備計測を行った後に前回の計測結果と比較を行って，各計測点でプローブ装着状態がより良くなったか，同じくらいか，より悪くなったかを判定し，結果を表示する。プローブ装着状態の判断については，実施例１に示したように，あらかじめ選択された手順にて行い，変更は，「設定」ボタンから行う。表示方法は，図１７のように「良くなった（改善）」「同じくらい（同程度）」「悪くなった（悪化）」でそれぞれ上矢印，右矢印，下矢印で，矢印表示を行う。また，白黒の濃淡により，プローブ装着状態の評価基準の値を示している。「同程度」の範囲は，前回の値の±5%のとき等とすればよい。オペレータは「再計測」ボタンで予備計測を繰り返し行い，「終了」ボタンにより予備計測を終了する。図１７では，２４計測点中，３計測点が改善，１８計測点が同程度，３計測点が悪化の結果となった。これにより，オペレータは，プローブの再装着を試行しながらプローブ装着状態が前回よりも改善したか悪化したかを即座に知ることができ，効率的なプローブ装着が可能となる。

本実施例は，脳血液量計測装置が被験者の他の部位での血液量変動を計測しているのではなく，頭部の血液量変動を計測していることを確認する方法に関するものである。図１８に，頭部における脳血液量変動データ（regional Cerebral Blood Flow: rCBVで表示），頭部における皮膚血流データ（superficial blood flowで表示），指尖脈波データ（finger plethysmogramで表示）のそれぞれの生データ（raw signalsで表示）のパワースペクトルと，生データから，実施例１の図４などで示した方法で求めた心拍数変動データ（instantaneous pulsationで表示）のパワースペクトルを示した。生データのパワースペクトルを太線，心拍数変動データのパワースペクトルを細線で示している。皮膚血流はLaser Doppler Flowmetryによるものである。この図からわかることは，皮膚血流データや指尖脈波データに比較して，脳血液量変動データで，0.1Hz以下のLF帯域で前者・後者のパワーP_LFの比が大きいことである。このデータによれば，LF帯域で前者・後者のパワーP_LFの比を計算し，
P_LF（raw signals）／P_LF(instantaneous pulsation)
が一定の閾値（例えば2.5）を超えたとき，頭部に装着されていると判断できる。つまり，他の部位にプローブを装着して他の部位の血流を計測したのではなく，頭部の血液量変動を計測したことを検出できる。または，P_LF（raw signals）のみでも，他の周波数帯域と比較してかなり大きいため，P_LF（raw signals）のみを用いて判定することが可能となる。尚，P_LF（raw signals）／P_LF(instantaneous pulsation)の値をもとに図９のようなマップを作成してもよい。

この方法により，遠隔計測などのときに，オペレータのそばに被験者がいないときでも，プローブが正常に頭部に装着されたかどうかを確認できる。また，ゲーム機等の外部機器に接続されている場合でも，頭部にプローブが正常に装着されたかどうかを検出することにより，プローブを頭部以外の部位へ装着するといった想定外の方法による外部機器の制御を未然に防ぐことができる。

本発明は，光を用いた脳血液量計測装置において，プローブ装着状態の判断に用いることができる。

生体光計測装置の構成。 計測プローブの配置。 パワースペクトル低周波成分。 心拍基本波周波数・心拍基本波成分積分値を求めるフローチャート。 呼吸成分を求めるフローチャート。 生体の低周波揺らぎ成分を求めるフローチャート。 一つの振動成分を用いてプローブ装着状態を判断するフローチャート。 複数の振動成分を解析することでプローブ装着状態を判定するときのフローチャート。 装着状態の判定結果の表示例。 リアルタイム表示のフローチャート。 ユーザが独自に設定し得る変換式をもとにプローブ装着状態を判断するフローチャート。 ゲーム機器等の外部機器に含まれる脳血液量計測装置。 脳血液量計測装置のプローブ装着状態判断処理に基づく外部機器制御のフローチャート。 脳血液量計測装置の遠隔制御システム。 プローブ装着状態の判断結果を遠隔計測で利用するときのフローチャート。 本計測時の生体振動成分の表示方法。 繰り返し予備計測時のプローブ装着状態変化の表示方法。 生データと心拍数変動データのパワースペクトルの比較。

符号の説明

１０１：発振器[変調器]，１０２：光源，１０３：光ファイバー，１０４：結合器，１０５：送光用光ファイバー，１０６：計測対象（被験者，被験体），１０７：受光用光ファイバー，１０８：受光器，１０９：ロックインアンプ，１１０：アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器，１１１：計測制御用計算機，１１２：計算機，１１３：表示部，１１４：制御信号，１１５：刺激・命令呈示装置，１１６：光源駆動信号，１１７：発振器[変調器]からの参照信号，１２０：脳血液量計測部，１３０：第２オペレータ，１５０：プローブ装着判断部，１６０，表示部，２０１：送光用プローブ，２０２：受光用プローブ，２０３：プローブホルダ，３００：ゲーム機器等のシステム，４００：遠隔地，４０１：遠隔表示部，４０２：遠隔入力部，４０３：第１オペレータ，５００：インターネット回線

Claims (5)

1. 複数の光源と，
   前記複数の光源の光を被験体へ照射するための複数の光照射プローブと，
   前記複数の光照射プローブから照射され前記被検体を伝播または反射した光を受光するための複数の受光プローブと，
   前記受光プローブで受光した光を光電変換するための複数の受光器と，
   前記受光器によって光電変換された信号をアナログ−デジタル変換するためのアナログ−デジタル変換器と，
   前記アナログ−デジタル変換器の出力信号から，前記被験体の生体情報を演算する演算部と，
   前記演算部による演算結果から、0.5〜2.0Hzの心拍基本波成分、0.15〜0.5Hzの呼吸成分，および0.01〜0.15Hzの生体低周波揺らぎ成分を夫々振動成分として抽出できる解析部と，
   前記解析部にて抽出された，少なくとも２種以上の前記振動成分に基づいて，前記光照射プローブと前記受光プローブの前記被検体への装着状態に関する情報を抽出する抽出部と，
   前記解析結果と前記抽出結果を記憶する記憶部と，
   前記解析部による解析結果と前記抽出部による抽出結果を表示する表示部とを有することを特徴とする生体光計測装置。
2. 前記演算部は，前記アナログ−デジタル変換器の出力信号から前記被験体内のヘモグロビン濃度変化，またはヘモグロビン濃度と光路長の積の変化を算出し，
   前記ヘモグロビン濃度変化，またはヘモグロビン濃度と光路長の積の変化から前記被験体の心拍数変動を演算することを特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。
3. 前記装着状態は，前記光照射・受光プローブが被験体に装着されているか否かの2値状態量であることを特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。
4. 前記装着状態は，前記光照射・受光プローブが被験体の頭部に装着されているか，被験体の頭部以外の部位に装着されているか，の2値状態量であることを特徴とする請求項１記載の生体光計測装置。
5. 請求項１〜４のいずれかに記載の生体光計測装置と，
   前記生体光計測装置を制御するために遠隔地にある外部入力部と，
   前記解析結果および／または前記抽出結果を表示するために遠隔地にある外部表示部と，
   前記生体光計測装置，前記外部入力部，前記外部表示部の間で相互にプローブ装着状態に関する通信を行う通信手段を有することを特徴とする遠隔計測システム。

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