(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体の所定部位に光を照射する発光素子と、生体内から出射する光を受光し検出する受光素子とを備えた複数の生体用プローブと、前記生体の行動情報を計測する行動情報計測部と、前記生体用プローブによって検出された光情報及び前記行動情報計測部によって計測された行動情報を入力し、演算、制御又は記憶を行う装置本体とを有し、近赤外分光法を利用して生体機能を診断する生体機能診断装置であって、
前記装置本体は、前記行動情報計測部によって計測された行動情報を入力する行動情報入力部と、各種画像表示を行う表示部と、前記生体用プローブからの光情報に基づいて、酸化型ヘモグロビンの変化量と還元型ヘモグロビンの変化量との関係を示す二次元ダイアグラム及び／又は酸化型ヘモグロビンの絶対量と還元型ヘモグロビンの絶対量との関係を示す二次元ダイアグラムに基づいて導き出される各種パラメータを算出するとともに、前記行動情報による各種パラメータの変化を示すグラフを前記表示部に表示させる制御部とを有し、
前記制御部は、血液の酸素交換に伴う各ヘモグロビン量の変化速度や前記二次元ダイアグラム上の各ヘモグロビンのベクトル変化量を回転運動式の回転速度やオイラーの公式の三角関数に当てはめて、各種パラメータを算出することを特徴とする生体機能診断装置。
【請求項２】
前記制御部は、酸化型ヘモグロビンの変化量と還元型ヘモグロビンの変化量との関係を示す二次元ダイアグラムを４５度傾けて、酸素飽和度の変化量と総ヘモグロビンの濃度変化量との関係を示す二次元ダイアグラム及び／又は酸化型ヘモグロビンの絶対量と還元型ヘモグロビンの絶対量との関係を示す二次元ダイアグラムを４５度傾けて、酸素飽和度の絶対量と総ヘモグロビンの濃度絶対量との関係を示す二次元ダイアグラムから導き出される各種パラメータを算出することを特徴とする請求項１に記載の生体機能診断装置。
【請求項３】
前記制御部は、前記各二次元ダイアグラムに時間軸を加えた三次元ダイアグラムから導き出される各種パラメータを算出し、
前記表示部は、前記制御部によって算出された各種パラメータに基づいて三次元表示を行う、
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の生体機能診断装置。
【請求項４】
前記制御部は、ある課題の開始点あるいは終了点の軌跡を結んでいくことによって前記三次元ダイアグラムに表示される螺旋運動表示に基づいて導き出される各種パラメータを算出することを特徴とする請求項３に記載の生体機能診断装置。
【請求項５】
前記制御部は、複数回の計測で、生体用プローブによって検出された光情報の行動時間に対応した積分値を算出し、算出された積分値に基づいて依存性のある生体部位情報及び／又は生体部位間のネットワーク依存情報を取得し、前記表示部に画像表示させることを特徴とする請求項１乃至４のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項６】
前記制御部は、
（還元型ヘモグロビン優位の波長の吸収係数変化) / (酸化型ヘモグロビン優位の波長の吸収係数変化)
の式で算出される定性的K比及びその傾きを算出することを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項７】
前記制御部は、生体用プローブの発光素子から照射した光を受光素子で受光するまでの光の光路長を算出することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項８】
前記制御部は、酸化型ヘモグロビンの変化量と還元型ヘモグロビンの変化量の位相差を計測することを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項９】
前記制御部は、各画素の揺らぎを検出することを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１０】
前記制御部は、呼吸周期に同期する呼吸同期及び／又は心拍周期に同期する心拍同期を算出することを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１１】
前記制御部は、問題ごとの正解率に対応した脳の酸素消費と酸素供給の度合いを累積加算して算出することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１２】
前記制御部は、生体の快・不快を所定の基準に基づいて判定する手段を有することを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１３】
前記制御部は、左右の脳の思考パターンのタイプを所定の基準に基づいて判定する手段を有することを特徴とする請求項１乃至１２のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１４】
前記表示部は、毛細血管内における酸素消費反応と酸素供給反応を示す部位又は領域を表示することを特徴とする請求項１乃至１３のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１５】
前記表示部は、各チャンネル毎の画素の独立性及び連結性を表示することを特徴とする請求項１乃至１４のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１６】
前記装置本体は、前記生体用プローブについて前記パラメータに基づいて有効無効化の選択又は調節の必要性を判別し、前記受光素子の計測感度を調節する選択調節部を有することを特徴とする請求項１乃至１５のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１７】
前記装置本体は、前記行動情報計測部による計測のサンプリング速度を調節するサンプリング速度調節部を有することを特徴とする請求項１乃至１６のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１８】
前記生体用プローブは、複数の発光素子と複数の受光素子とを備え、
前記制御部は、前記生体用プローブで構成される各チャンネル内の発光素子と受光素子の組み合わせについて前記パラメータに基づいて有効無効化の選択又は調節の必要性を判別するとともに、前記チャンネル間の組み合わせについて、前記パラメータに基づいて有効無効化の選択又は調節の必要性を判別することを特徴とする請求項１乃至１７のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項１９】
前記生体用プローブは、生体の脳の各部位における脳溝と脳回の形状や大きさを考慮して、脳溝を回避して脳回に位置するように配置されることを特徴とする請求項１乃至１８のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項２０】
前記生体用プローブは、脳溝間の脳回の中心線に対して略直角に配置されることを特徴とする請求項１９に記載の生体機能診断装置。
【請求項２１】
前記生体用プローブは、脳溝間の脳回の中心線に沿って配置されることを特徴とする請求項１９に記載の生体機能診断装置。
【請求項２２】
脳表の複数部位に設置された生体用プローブ間の方向と脳回の方向とでなす角度が、前記表示部に表示されることを特徴とする請求項１乃至２１のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項２３】
脳に刺激を加えるための加圧装置と接続されていることを特徴とする請求項１乃至２２のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置。
【請求項２４】
前記請求項１乃至２３のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置を用いて行われる生体機能診断方法であって、
（１）前記生体用プローブの発光素子及び受光素子を生体に設置するステップと、
（２）前記生体用プローブの発光素子から生体に光を照射するステップと、
（３）前記生体用プローブの受光素子によって検出された光情報に基づいて、前記生体用プローブで構成される各チャンネル内の発光素子と受光素子の組み合わせの中から所定の基準に基づいて選択又は調節するステップと、
（４）前記生体用プローブによって検出された光情報に基づいて、前記チャンネル間の組み合わせの中から所定の基準に基づいて選択又は調節するステップと、
（５）生体の安静時において、前記生体用プローブによって検出される光情報の基準データを計測し、データ解析及びデータ表示を行うステップと、
（６）生体への課題提示時において、前記生体用プローブによって検出される光情報の課題提示データを計測し、データ解析及びデータ表示を行うステップと、
を有することを特徴とする生体機能診断方法。
【請求項２５】
前記請求項１乃至２３のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置に用いられる生体用プローブ。
【請求項２６】
前記生体用プローブは、少なくとも水分を含む材質で作られていることを特徴とする請求項２５に記載の生体機能診断装置に用いられる生体用プローブ。
【請求項２７】
前記生体用プローブは、少なくとも水分を含む材質によって支持されていることを特徴とする請求項２５に記載の生体機能診断装置に用いられる生体用プローブ。
【請求項２８】
前記生体用プローブの先端部に軟質性のある材質で作られた保護カバーが取り付けられていることを特徴とする請求項２５に記載の生体用プローブ。
【請求項２９】
前記請求項２５に記載の生体用プローブをメッシュ状の伸縮可能な保持部材に取り付けて保持したことを特徴とする生体用プローブ装着具。
【請求項３０】
前記請求項２５に記載の生体用プローブを保持する保持リングと、その保持リングを移動可能に支持するリング支持枠とを有することを特徴とする生体用プローブ支持具。
【請求項３１】
前記請求項２５に記載の生体用プローブの頭部への装着を支援する生体用プローブ装着支援具であって、外眼瞼と外耳道を結ぶ線と、外耳道と頭頂部を結ぶ線とにそれぞれ平行な線に沿って所定間隔を隔てて形成された網状部材からなり、前記網状部材の表面には、目盛りが表示されていることを特徴とする生体用プローブ装着支援具。
【請求項３２】
前記請求項１乃至２３のいずれか１つの項に記載の生体機能診断装置に用いられることを特徴とする制御部。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体用プローブによって、生体からの透過光、反射光あるいは散乱光など生体と相互作用した後に検出された光に基づき、生体機能を計測し診断するための生体機能診断装置、生体機能診断方法、生体用プローブ、生体用プローブ装着具、生体用プローブ支持具及び生体用プローブ装着支援具に関し、特に、近赤外分光法（ＮＩＲｓ, near-infrared spectroscopy）を利用した生体機能診断装置、生体機能診断方法、生体用プローブ、生体用プローブ装着具、生体用プローブ支持具及び生体用プローブ装着支援具に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、微弱な近赤外線（６８０〜１３００ナノメートル）を頭皮上から頭蓋骨を隔てて脳に照射し、頭蓋骨のすぐ内側の脳表（大脳皮質）における血液中の酸化型ヘモグロビン（Oxy-Hb；HbO2）の濃度変化量、還元型ヘモグロビン（Deoxy-Hb；Hb）の濃度変化量を計測する方法が１９７７年にF.F.Jobsisによって提唱されている。【０００３】
それ以来、この近赤外分光法（ＮＩＲｓ,near-infrared spectroscopy）による組織の酸素濃度計測の研究が急速に進展している。【０００４】
一般に、近赤外分光法は、体表から非侵襲的に個々の組織の代謝を計測でき（非侵襲性）、且つ簡便な装置で実現できる（可搬性）こと、また、ＰＥＴ(positron emission  CT)やｆ−ＭＲＩ(functional magnetic resonance imaging）と異なり、脳や筋肉の組織代謝の時間変化をリアルタイムで計測し得る（経時性）ことを利点とし、脳機能のモニタリング、リハビリテーションにおける筋力回復診断、運動生理学への活用等、広範な応用が期待されている。【０００５】
従来のJobsisの方法では、非侵襲の脳の酸素モニタを試みようとしており、正確な脳の深部までの酸素情報を得ようと直線的な光で、脳断層する光断層画像法(光CT）が考案されていた（Shinohara,Y., et al., Optical CT imaging of hemoglobin oxygen-saturation using dual-wavelength time gate technique. Adv Exp Med Biol, 1993. 333: p. 43-6.）。【０００６】
しかし、光CTの技術では、正確な位置情報が計測できても、脳表までに、頭蓋骨を通過し、脳内を通過するまでに光が吸収されて実用的ではなかった。【０００７】
そこで、１９９１年、本発明者である加藤は、脳表のプローブ位置と計測対象の反応によって位置情報を決める(近赤外分光脳機能画像法)NIRS Imagingのあたらしい基本原理を考案し実証した。【０００８】
また、本発明者らは、近赤外光を脳に部分的に照射する光刺激のヒト実験を行い、その結果、局在化した脳機能の分布をベッドサイドでモニタリングできることを示し、ベッドサイドの非侵襲局所脳機能検査法とこの方法を用いた局所脳機能の画像化が可能であることを証明した（高嶋幸男，加藤俊徳，他．NIR Spectroscopyによる局所脳血流変動の観察．心身障害児（者）の医療療育に関する総合的研究の報告書（厚生省）p.179-181(1992) 、Kato T ,Kamei A ,et al. Human visual cortical function during photic stimulation monitoring by means of near-infrared spectroscopy. J Cereb Blood Flow Metab.13:516-520(1993)。【０００９】
この近赤外分光脳機能画像法(NIRS Imaging)の基本原理が、現在では前頭部や後頭部など脳表の機能的なトポグラフィ（ヘモグロビン分布図、即ち脳活動を反映する血液量の増減を地形図のように表示したもの）を画像表示する技術や脳の活動情報を得るための先駆け技術となり利用されている。
これ以後の脳機能を画像表示する技術としては、例えば、特開２００３−１４４４３７号公報、特開２００３−７５３３１号公報、特開２０００−２３７１９４号公報、特開平９−１３５８２５号公報、特開２００２−１７７２８１号公報、特開２００３−１０１８８号公報に掲載された発明が提案されている。【００１０】
これら公報に提案された発明は、近赤外光を複数の照射部位から生体に照射し、生体を透過した光を複数の検出部位で検出することにより、生体内部を計測する装置に関するものであり、光トポグラフィ（登録商標）と呼ばれ、複数の計測点で計測された光強度信号を基に計測点毎の血中の酸化型ヘモグロビン及び還元型ヘモグロビンの濃度変化量を計算して、トポグラフィを表示するものである。【００１１】
さらに、電気活動のように速い脳の活動情報を得るための先駆け技術となり利用されている。【００１２】
例えばGratton らは、NIRS imagingの方法で、電気反応に一致した刺激から脳血流反応の起きる前の１００ｍｓ前後の信号を１波長の近赤外光で加算して、いわば、電気活動によって変動する微弱な光を検出している（Gratton G, Fantini S, Corballis P M, et al. Fast and localized event-related optical signals (EROS) in the human occipital cortex: comparisons with the visual evoked potential and fMRI. NeuroImage 6, 168-180, 1997）。
【００１３】
あるいは脳血流の変化を利用して、外部出力して遊戯や意思表示装置としての技術が提案されている（国際公開番号00/074572パンフレット、山本剛ら）。【００１４】
【特許文献１】特開２００３−１４４４３７号公報
【特許文献２】特開２００３−７５３３１号公報
【特許文献３】特開２０００−２３７１９４号公報
【特許文献４】特開平９−１３５８２５号公報
【特許文献５】特開２００２−１７７２８１号公報
【特許文献６】特開２００３−１０１８８号公報
【特許文献７】国際公開番号WO 00/074572パンフレット
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
従来の計測技術には次のような課題があった。
（１）脳表のプローブ位置と計測対象の反応によって位置情報を決める(近赤外分光脳機能画像法)  NIRS Imagingの新しい基本原理の課題は、磁気共鳴画像法（MRI）による位置情報の決定技術、性質情報の決定技術と比較すると明らかになる。すなわち、NIRS ImagingはMRIのように正方形のマトリックス（画素）が集まって画像を形成していない。すなわち、隣り合った位置と境界が不鮮明である。【００１６】
光の入射と検出の２つのプローブを利用するために２つのプローブ距離に応じて光が脳内に到達しているかいないのか、脳反応を見ないと判別できなかった。従来は、この脳反応の大きさ(強度)によって高ければ反応がよいと考えて画像表示されてきた。  【００１７】
ところが、頭蓋骨表面から脳の実質までの距離は個人差、部位の差、脳の血管の太さの違い、脳回、脳溝の形状の違いがあり、不均一であり、従来はこの不均一さに技術的な注意が払われていなかった。すなわち各々の１対のプローブで検出される光の信号は、S/Nが異なり、計測範囲の大きさも異なっているのである。従来は、それらの複数の計測部位を等高線のように結んで画像表示されていた。【００１８】
（２）MRIは、マトリックス（画素）の信号強度によって計測対象の性質が決められる。しかし、NIRS Imagingでは、計測対象の生体反応を分析し、重み付けすることが重要な技術になる。従来は、酸化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビン、総ヘモグロビン、チトクローム、印加後１００ｍｓ前後の光信号のパターンの独立した計測技術にとどまっていた。このような単独の信号の強度では、S/Nの影響を直接受けて、計測感度が向上しない。特に、S/Nの悪いチャンネルの揺らぎは、S/Nのよいチャンネルよりも信号強度の変化が大きく、画像表示は、ノイズの大きいチャンネルに依存してしまい実際とは異なっていた。【００１９】
また静脈の信号が毛細血管の信号に混入しやすく出てきた結果の精度を著しく劣化させていた。S/Nを改善するために、加算したり、ローパスフィルタを用いたり、スムージングをしていたが、これらは結局、１つの印加を計測できず、加算式計測か、あるいは、かなり秒単位のゆっくりとした大きい変化しか計測できなかった。【００２０】
（３）従来の計測技術では、ａ）電気活動は、脳活動と同時におこる、ｂ）酸素代謝活動や血流活動が活発になる（２−３秒遅れておこり１０−１５秒でピークになる）と考えられてきた生理的な概念の上に成り立っていた。したがって、酸化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビン、総ヘモグロビン、チトクローム、印加後１００ｍｓ前後における光信号のパターンの独立した計測技術では、高速に計測する理由も無く、S/Nを改善しないと計測精度が向上しなかった。すなわち、従来では、計測対象の血流代謝反応に依存した計測技術には限界があった。【００２１】
（４）NIRS（Near-infrared  Spectroscopy：近赤外分光法）もほかに、脳機能計測法としてEEG  （Electroencephalogram：脳波）、MEG  （Magnetoencephalogram：脳磁計）、MRI  （Magnetic Resonance Imaging：磁気共鳴画像法）、PET(ポジトロンCT)等が知られている。しかし、これらの従来の計測技術では、加算しないで、ミリ秒の脳反応を継続的に計測し、ネットワーク機能まで測定するのは困難であった。【００２２】
ところで、毛細血管は酸素分圧が組織とほぼ平衡であるため、組織の酸素濃度計測にあっては、毛細血管の血中の酸素濃度を採取することが極めて重要であることは従来から認識されている。しかしながら、近赤外分光法は、体表からの非侵襲的な計測であり、信号変化が光路上に存在する領域で生じた反応の総和であるがゆえに、定量性、即ち空間分解能が劣るとされている。従来では、H. Marc Watzmanらの文献（Arterial and venous contributions to near-infrared cerebral oximetry. Anesthesiology
2000;93:947-53）や特開平９−２３８９１４号公報の図８等からも明らかなように、図１（Ａ）に示すデータが毛細血管優位のデータであると認識されていたが、これは、光路上に静脈が存在するような部位を計測することによって得られる、そして、計測点間隔（約３０ｍｍ）を広く設定する装置構成であるがゆえに必然的な、静脈優位のデータであると、本発明者は考える。【００２３】
なぜならば、毛細血管は、刺激印加によって赤血球の増減と血漿成分の増減に乖離が起こりやすい構造を持つ。即ち、毛細血管では、赤血球と血漿の速度が異なっているために、静脈に比べて、ヘマトクリットの変化あるいは総ヘモグロビン量の変化が起こりやすくなっており、従って、静脈に比べて、酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンの変化が鏡像関係のように変化しにくくなっている。ゆえに、毛細血管優位のデータは、非対称な変化態様を示す図１（Ｂ）であるべきとするのが、本発明者の研究により得られた結論だからである。とすれば、従来の計測装置は、誤った理論認識に基づいて構成された装置であると言える。【００２４】
また、万一、従来の計測装置が、図１（Ｂ）に示すデータを真正な毛細血管優位のデータと認識するものであるとしても、このデータと図１（Ａ）の静脈優位のデータとを比較検討するに、刺激の印加（生理作用による内部刺激と外部刺激の両方を含む）前、即ち組織に変化が起こる前の安静時（図中のベースライン＝約８秒までの間）は、毛細血管優位と静脈優位の両データとも経時的変化特性がマクロ的に近似しているから、図１（Ａ），（Ｂ）の出力に留まる従来の計測装置では、採取中のデータが毛細血管優位のデータであるか静脈優位のデータであるかを組織変化が起こるまでの間に判定することが不可能である。このタイムラグと、計測点間隔（約３０ｍｍ）を広く設定するがゆえに極めて低い、毛細血管優位のデータの採取確率とを併せて鑑みれば、現場医療での貢献は十分に期待できない。【００２５】
加えて、従来の近赤外分光法を利用した計測装置は、酸化型ヘモグロビン及び還元型ヘモグロビンの濃度の絶対量や変化量を計測するのみ（但し、これとても真正なデータではない）で、計測されるこれらの情報と脳血管に生じている拡張・収縮との相関関係や、総ヘモグロビンの変化に伴う毛細血管中のヘマトクリットの変化及び酸素消費率の関与等の行動情報との相関関係や脳生理学的な理論が十分に解明されていなかったために、ヘモグロビン等の濃度変化や酸素濃度変化を示すモニタといった、単なる学術的な実験道具の域を出ないものであった。また、２次元画像表示においても複数部位からの計測では、部位間のS/Nが異なり、S/Nの低いチャンネルがむしろ強調される等のゆがんだ画像であるため、画像表示によっては、機能判断できる装置として意味をなしていなかった。【００２６】
（５）ニューロン活動に伴って、酸素消費と酸素供給がニューロンでは必要になる。この際、約５ミクロンの毛細血管内の７ミクロンの赤血球からグリア細胞を介して、酸素を供給すると考えられている。酸素を供給した毛細血管内は、酸素濃度が低下し、その後、動脈側から酸化型ヘモグロビンが供給される。従来は、この脳微小循環の様子を計測することが出来なかったので、ニューロンの細胞間隙に侵襲的に針を刺して、組織酸素分圧を計測していた。実際に、神経活動以降に起こる脳血流反応は、Roy ＆ Sherrington (Roy CS, Sherrington CS: On the regulation of the blood-supply of the brain. J Physiol 11,85-108,1890 ) 以来、脳血流にのみ注目され、１１０年以上もの間、毛細血管内の酸素交換を選択的に計測することができなかった。【００２７】
（６）ヘモグロビンの定量性に依存しない定量方法がなかった。【００２８】
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、第１に、生体組織では、どこにでも組織に酸素を供給する血管、すなわち毛細血管内の生理的機序として、赤血球内の酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンとの間の酸素交換現象を回転運動として考慮する毛細血管内酸素交換回転運動理論を構築した。本発明は、この回転運動理論から、酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビンとを直交座標（極座標）に配置して、新しい酸素交換の代謝にかかわる生理的指標を計測対象とすることが可能となる生体機能診断装置、生体機能診断方法及び生体用プローブを提供することを目的とする。【００２９】
第２に、組織の代謝を反映する毛細血管からの情報を可能な限り組織外（例えば動静脈）からの情報と識別したり、ノイズに相当する情報を除外するに当たりS/Nの差を検出し画像のゆがみを識別して、従来の近赤外分光法の低い空間分解能を補填し得る迅速性且つ的確性を有し、毛細血管反応や代謝反応を判別することが可能となるとともに、行動情報と一致した毛細血管内の酸素代謝活動を特定することが可能となる生体機能診断装置、生体機能診断方法及び生体用プローブを提供することを目的とする。【００３０】
第３に、単なる酸素濃度変化モニタやその画像表示等に留まらず、計測対象の体積、すなわち画素の構成成分を詳細に分離して、画素間のS/Nの違いを減衰し、補正、あるいは、S/Nに依存しにくい計測指標によってなる新しい指標を計測し、簡便に機能情報を位置情報、時間情報をふくめて判別することが可能となる生体機能診断装置、生体機能診断方法及び生体用プローブを提供することを目的とする。【００３１】
第４に、上記生体用プローブに対して用いられる生体用プローブ装着具、生体用プローブ支持具及び生体用プローブ装着支援具を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００３２】
本発明の生体機能診断装置は、生体の所定部位に光を照射する発光素子と、生体内から出射する光を受光し検出する受光素子とを備えた複数の生体用プローブと、前記生体の行動情報を計測する行動情報計測部と、前記生体用プローブによって検出された光情報及び前記行動情報計測部によって計測された行動情報を入力し、演算、制御又は記憶を行う装置本体とを有し、近赤外分光法を利用して生体機能を診断する生体機能診断装置であって、
前記装置本体は、前記生体用プローブからの光情報に基づいて、酸化型ヘモグロビンの変化量と還元型ヘモグロビンの変化量との関係を示す二次元ダイアグラム及び／又は酸化型ヘモグロビンの絶対量と還元型ヘモグロビンの絶対量との関係を示す二次元ダイアグラムに基づいて導き出される各種パラメータを算出する制御部と、前記行動情報計測部によって計測された行動情報を入力する行動情報入力部と、前記制御部によって算出された各種パラメータ及び／又は前記行動情報入力部に入力された行動情報に基づいて各種画像表示を行う表示部とを有する、ことを特徴とするものである。【００３３】
本発明の生体機能診断方法は、
生体の所定部位に光を照射する発光素子と、生体内から出射する光を受光し検出する受光素子とを備えた複数の生体用プローブと、前記生体の行動情報を計測する行動情報計測部と、前記生体用プローブによって検出された光情報及び前記行動情報計測部によって計測された行動情報を入力し、演算、制御又は記憶を行う装置本体とを有し、近赤外分光法を利用して生体機能を診断する生体機能診断装置を用いて、近赤外分光法を利用して生体機能を診断する生体機能診断方法であって、
（１）生体用プローブの発光素子及び受光素子を生体に設置するステップと、
（２）前記生体用プローブの発光素子から生体に光を照射するステップと、
（３）前記生体用プローブの受光素子によって検出された光情報に基づいて、前記生体用プローブで構成される各チャンネル内の発光素子と受光素子の組み合わせの中から所定の基準に基づいて選択又は調節するステップと、
（４）前記生体用プローブによって検出された光情報に基づいて、前記チャンネル間の組み合わせの中から所定の基準に基づいて選択又は調節するステップと、
（５）生体の安静時において、前記生体用プローブによって検出される光情報の基準データを計測し、データ解析及びデータ表示を行うステップと、
（６）生体への課題提示時において、前記生体用プローブによって検出される光情報の課題提示データを計測し、データ解析及びデータ表示を行うステップと、
を有することを特徴とするものである。【００３４】
本発明の生体用プローブは、前記生体機能診断装置に用いられることを特徴とするものである。【００３５】
本発明の生体用プローブ装着具は、前記生体用プローブをメッシュ状の伸縮可能な保持部材に取り付けて保持したことを特徴とするものである。【００３６】
本発明の生体用プローブ支持具は、前記生体用プローブを保持する保持リングと、その保持リングを移動可能に支持するリング支持枠とを有することを特徴とするものである。【００３７】
本発明の生体用プローブ装着支援具は、前記生体用プローブの頭部への装着を支援する生体用プローブ装着支援具であって、外眼瞼と外耳道を結ぶ線と、外耳道と頭頂部を結ぶ線とにそれぞれ平行な線に沿って所定間隔を隔てて形成された網状部材からなり、前記網状部材の表面には、目盛りが表示されていることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【００３８】
本発明によれば、次のような優れた効果を奏する。【００３９】
（１）チャンネル内、チャンネル間のばらつきを少なくするように各種パラメータ（指標）を用いて２重選択調節することができるので、より精度の高い生体機能診断が可能となる。【００４０】
（２）従来技術では、プローブ間距離を一定にすることで画像表示して、逆に計測対象の形状を無視していたが、本発明では、プローブの位置が本当に適切に脳回を選択できているか判定できる。そのため、ある程度おおざっぱにチャンネルを装着しても、例えば、頭表上からの脳機能、皮膚表面からの筋肉機能に関係した部位を、正確に位置決めしたり、選び出すことができる。【００４１】
（３）生体用プローブを脳回と脳溝の形状や大きさに応じて配置することにより、より精度の高い生体機能診断が可能となる。【００４２】
（４）血液反応などのピーク時間に依存せず、ミリ秒の相違でも、組織機能反応を検出できる。【００４３】
（５）ミリ秒単位の反応時間（ＲＴ）の積分値を利用して、行動情報に対して依存性のある部位情報を取得し、画像表示したり、部位間のネットワーク依存情報を取得し、画像表示できる。
（６）チャンネルごとの検出感度に依存しないので画像表示のゆがみが無くなる 。
（７）行動していない思考時間の情報が引き出せて、会話中や字を書いている最中の動きのアーチファクトに依存することなく、課題指示期間と実行期間にはさまれた思考時間を計測して学習効果の診断に利用できる。
（８）正確に選び出した情報は、簡便な生体のインターフェイスとしての信号処理に活用できる。【００４４】
fMRIやPETによる血流計測、脳磁計や脳波でも困難な行動期間や刺激期間と同時の現象を定量的に観察する事ができる。【００４５】
（９）脳機能計測法として医療のみならず教育学習、日常生活の思考の質向上のためにも有益である。例えば、酸素の消費と供給反応をどのように維持したら、教育、老化の予防、リハビリ、運動、日常生活の有効性が向上するか観察し調べることができる。
（１０）生体組織の機能変化や障害の有無についても表面から精度の高い診断が可能となる。
（１１）モーションアーチファクト（筋肉や体の動きなど実際の計測対象からのデータをゆがめる原因）による信号の影響を少なくできる。
（１２）血液の酸素交換に伴う酸素消費と酸素供給に依存した領域と時間帯を区別して回転運動エネルギーを算出し、酸素交換度と総ヘモグロビンに依存した各種画像表示を行うことができる。
(１３)  生体組織間の代謝や血管制御の相互関係を診断することが可能となる。【００４６】
（１４）酸素代謝の指標の各Hbの変化量が、微弱な変化である場合でも、変化量に依存せず、S/Nを向上させて、計測が可能となる。
（１５）毛細血管内の酸素代謝を定量的に計測できる。定量的毛細血管内酸素交換画像法を実現できる。
（１６）FORCE効果とWatering-the-garden効果の分離が可能となる。
FORCEの違いによって、組織酸素活動の強弱を判断しうる装置
ＣＭＲＯ２＝a．rCBFは、適応されない。これは、PETからのlate phaseの計算式である。【００４７】
すなわち、late phaseは、酸素供給の時間帯とみると酸素消費を表していない。【００４８】
（１７）NIRS imagingでは、光機能画素で２つの脳機能画素を区別できる。【００４９】
すなわち、酸素交換している画素（FORCE）と 酸素交換していない画素（Watering-the-garden）の分離ができる。従来は、酸素交換の高い画素（FORCE）と酸素交換の低い画素（Watering-the-garden）が混在していたが区別することができる。
（１８）複数部位における毛細血管内赤血球通過時間に関する時系列を計測できる。
（１９）毛細血管内の酸素交換を選択的に計測することができる。
（２０）ヘモグロビンの定量性に依存しない定量法および定量画像法ができる。
（２１）２次元ダイアグラムから極座標を考慮することで、ベクトルとスカラーを利用した、象限移動画像法とスカラー変化画像法ができる。
（２２）ｆＭＲＩやＰＥＴなどで血液を利用した場合に、機能画像法における静脈成分の混入による機能診断上の誤診を指摘し、回避することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】経時的なヘモグロビンの濃度変化量を示す特性図であり、（Ａ）は静脈優位のデータ、（Ｂ）は毛細血管優位のデータを示す。
【００５１】
【図２】本実施形態に係る生体機能診断装置の構成を示すブロック図である。
【００５２】
【図３】図３（Ａ）は、生体用プローブを示す斜視図、（Ｂ）はその底面図である。
【００５３】
【図４】（Ａ）は生体用プローブを装着帯に配置した状態を示す説明図、（Ｂ）は装着帯を側頭部に装着した状態を示す説明図である。
【００５４】
【図５】（Ａ）は、一対の生体用プローブを脳溝間の脳回の中心線に対して直角配置した状態を示す説明図、（Ｂ）は、脳溝間の脳回の中心線に沿って配置した状態を示す説明図である。
【００５５】
【図６】脳表の複数部位で設置された生体用プローブ間の方向と脳回の方向とでなす角度（プローブ角）を、モニタ上に表示した例を示す説明図である。
【００５６】
【図７】（Ａ）〜（Ｄ）は生体用プローブの配置例を示す説明図である。
【００５７】
【図８】（Ａ）〜（Ｅ）は多重プローブの例を示す説明図である。
【００５８】
【図９】（Ａ）は生体用プローブの設置面が、彎曲している場合、（Ｂ）は平坦になっている場合を示し、（Ｃ）は生体用プローブの先端の内部にレンズを支持するレンズ支持部材が設けられている例を示す断面図である。
【００５９】
【図１０】ｘ軸（横軸）を酸化型ヘモグロビンの変化量Δ［HbO2］、ｙ軸（縦軸）を還元型ヘモグロビンの変化量Δ［Hb］とした極座標（直交座標）及びＸ軸（横軸）を酸化型ヘモグロビン［HbO2 ］の絶対量（濃度：ｍｏｌ／ｌ）、Ｙ軸（縦軸）を還元型ヘモグロビン［Hb］の絶対量とした極座標（直交座標）を示す二次元ダイアグラムである。
【００６０】
【図１１】（Ａ）は、K比ダイアグラムと実際のニューロン活動と毛細血管内酸素交換活動との関係を示す模式図、（Ｂ）及び（Ｃ）は異なる領域でのＨｂＯ２の変化を示すグラフである。
【００６１】
【図１２】毛細血管及び静脈と酸素交換度との関係を概略的に示すグラフである。
【００６２】
【図１３】各事象を示す二次元ダイアグラムの概念的な説明図である。
【００６３】
【図１４】安静時のゆらぎの振幅を示す二次元ダイアグラムの概念的な説明図であり、（Ａ）は振幅が小さい例、（Ｂ）は振幅の大きい例を示す。
【００６４】
【図１５】（Ａ）及び（Ｂ）はＫ比とＥ比との関係を示すグラフである。
【００６５】
【図１６】（Ａ）は各チャンネルのＳｃＯ２  の変化を示すグラフであり、（Ｂ）は、[ＯｘｙＨｂ]、[ＤｅｏｘｙＨｂ]と （ｔＨｂ）（ScO2）のベクトルを使った理論式を説明するためのグラフである。
【００６６】
【図１７】（Ａ）〜（Ｄ）は、酸化型Ｈｂ、還元型Ｈｂ  総Ｈｂ、酸素飽和度の４つの成分ベクトルの時間変化を示すグラフである。
【００６７】
【図１８】（Ａ）及び（Ｂ）は、酸素飽和度をＸ軸-総HbをＹ軸にした二次元ダイアグラム上の慣性モーメントを説明するためのグラフであり、（Ａ）は、毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの変化量を説明するためのグラフであり、（Ｂ）は、毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの絶対量を説明するためのグラフである。
【００６８】
【図１９】重心座標Ｇの移動軌跡を示す二次元ダイアグラムの概念的な説明図である。
【００６９】
【図２０】回転の中心Ｃの移動軌跡を示す二次元ダイアグラムの概念的な説明図である。
【００７０】
【図２１】揺らぎの振幅と計測質量との相対関係を示す説明図である。
【００７１】
【図２２】（Ａ）及び（Ｂ）は、各部位間の安静時と賦活時の状態変化での傾きを示すグラフである。
【００７２】
【図２３】（Ａ）は各Ｈｂの変化量、（Ｂ）は、ｋ比の時間経過を示し、（Ｃ）はｋ角の時間経過を示し、（Ｄ）はＬ値の時間経過を示し、（Ｅ）はｋ比の二次元変化を示すグラフである。
【００７３】
【図２４】実測データを時間―空間表示した説明図であり、（Ａ）は酸化型Ｈｂ、（Ｂ）は還元型Ｈｂ、（Ｃ）は総Ｈｂ、（Ｄ）はｋ比、（Ｅ）はｋ角、（Ｆ）はＬ値を示す。
【００７４】
【図２５】ヘモグロビン（Hｂ）変化と毛細血管酸素飽和度変化の時間分布図である。
【００７５】
【図２６】酸化型Hbの変化量に基づいて累積酸化型Hbの変化量を表示したグラフである。
【００７６】
【図２７】酸化型Hb変化量と累積酸化型Hbの変化量を表示したグラフを示し、（A）は、FORCE効果の領域を示し、（B）は、Watering-the-garden効果の領域を示す。
【００７７】
【図２８】（Ａ）はｔＨｂの時間経過の変化を示すグラフ、（Ｂ）はｔＨｂの微分値の時間経過の変化を示すグラフ、（Ｃ）はｔＨｂの微分値と、その微分値との2次元ダイアグラムである。
【００７８】
【図２９】任意の開始点からのｔＨｂと  ＳｃＯ２の加算データ、すなわち、累積ｔＨｂ変化量と  累積ＳｃＯ２の変化量の時系列表示をしたグラフである。
【００７９】
【図３０】異なったＳｃＯ２の変化量示す領域が、安静時、賦活時では、傾きＲが全く異なるが、高い相関関係を示すグラフである。
【００８０】
【図３１】異なったｔHbの変化量示す領域が、安静時、賦活時では、傾きＲが全く異なるが、高い相関関係を示すグラフである。
【００８１】
【図３２】本発明の実施形態に係る生体機能診断方法を説明するためのフローチャートである。
【００８２】
【図３３】（Ａ）は行動時間RTと積分値との関係を示す２次元ダイアグラム、（Ｂ）は任意の時間帯の複数の部位から計測された積分値同士の関係を示す二次元ダイアグラムである。
【００８３】
【図３４】学習パターン認識を脳の部位情報から時系列に取り出したＬ値マップであり、（Ａ）は認知反応画面、（Ｂ）は思考関連脳反応画面、（Ｃ）は行動関連脳反応画面である、
【００８４】
【図３５】横軸を時間、縦軸を積分値にした二次元ダイアグラムであり、（Ａ）は情報入力期間、（Ｂ）は思考期間、（Ｃ）は出力期間を示す。
【００８５】
【図３６】（Ａ）〜（Ｃ）は、各行動時間内で、相互に関連した部位同士がわかるように、部位間を線で結ぶように表示した例である。
【００８６】
【図３７】右脳と左脳の対象部位の変動(laterality)を時系列に表示した例を示す説明図である。
【００８７】
【図３８】行動時間RTとNIRS-計測パラメータの最大最小のピークに時間が一致していないことを説明するためのグラフである。
【００８８】
【図３９】計測点に対して、複数の生体用プローブをランダムに（間隔を隔てて）配置した例を示す説明図である。
【００８９】
【図４０】左右のネットワーク占有率(使用率）と両側ネットワーク占有率(使用率）はそれぞれ１．０（１００％）が最大として、３つのポイントを最大の正三角形にして、そこで各点を結んだ面積を全ネットワーク占有面積として、区間ごとに時系列データが計測した結果を示す説明図である。
【００９０】
【図４１】（Ａ）はＫ角の象限を示し、（Ｂ）は象限とL値で機能画像表示した例を示す説明図である。
【００９１】
【図４２】（Ａ）は、ひらがなを書く場合、（Ｂ）は漢字を書く場合、（Ｃ）は漢字がわからない場合についてのK角-象限時空間画像を表示した説明図である。
【００９２】
【図４３】task Bとして7kgを持ち上げる、task Aとして１４ｋｇを持ち上げるという異なる課題に対する各種指標を比較した場合を示すグラフである。
【００９３】
【図４４】（Ａ）及び（Ｂ）は、ScO2= (OxyHb-DeoxyHb)と tHb =(OxyHb+DeoxyHb)をリアルタイムに表示したときの、任意時間の７ｋｇと１４ｋｇのダンベルをもったときの脳のデータに関するグラフである。
【００９４】
【図４５】（Ａ）及び（Ｂ）は、２次元のOxyHbとDeoxyHbのダイアグラムに同時に表示して、それぞれのベクトルの関係を表示したときの、任意時間の７ｋｇと１４ｋｇのダンベルをもったときの脳のデータに関するグラフである。
【００９５】
【図４６】FOECE効果とWatering-the-garden効果の分離について説明するためのグラフである。
【００９６】
【図４７】（A）〜（C）は、正中線を利用した生体用プローブの配置を説明するための説明図である。
【００９７】
【図４８】（A）は大脳の区分を説明するための説明図、（B）は、扇状プローブを配置した例を説明するための説明図、（C）及び（D）は水平プローブを設置した例を説明するための説明図である。
【００９８】
【図４９】（A）及び（B）は、生体用プローブをひし形基本型に配置した例を説明するための説明図であり、（C）及び（D）は、生体用プローブをひし形応用型に配置した例を説明するための説明図である。
【００９９】
【図５０】（A)〜（C）は、生体用プローブを放射状応用型に配置した例を説明するための説明図である。
【０１００】
【図５１】（A）は人の頭を後ろから見た説明図、（B）は、左右外耳道を結んだ線と眉間と後頭隆起を結んだ線の交差点について説明するための説明図である。
【０１０１】
【図５２】（A）は、格子状に生体用プローブを配列し、１４ｋｇのダンベルを持ち上げている最中の２２．８秒時点の左右の運動野周囲のｋ比とＬ値の画像表示であり、（B）は１４ｋｇのダンベルを持ち上げている最中の２２．８秒時点の左右の運動野周囲のｋ角とＬ値の画像表示である。
【０１０２】
【図５３】（A）はK螺旋運動を縦表示したグラフ、（B）は横表示したグラフである。
【０１０３】
【図５４】（A）はK螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（B）はT螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（C）はH螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（D）はI螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図である。
【０１０４】
【図５５】（A）〜（D）は、チャンネル４，７，９，１１のK螺旋運動を示す三次元ダイアグラムであり、HbとＨｂＯ２に線を入れた例である。
【０１０５】
【図５６】（A）〜（D）は、チャンネル４，７，９，１１のK螺旋運動を示す三次元ダイアグラムであり、時間軸に沿って縦線を入れた例である。
【０１０６】
【図５７】１ｋｇ、４ｋｇ、７，５ｋｇの順にダンベルを持ち上げたときのL角の変化を示すグラフである。
【０１０７】
【図５８】波長と吸光度との関係を示すグラフである。
【０１０８】
【図５９】８３０nmの吸収係数の変化と７８０の吸収係数の変化を課題ごとに二次元上にプロットしたグラフである。
【０１０９】
【図６０】８３０nmの吸収係数の変化と７８０の吸収係数の変化を部位ごとに二次元上にプロットしたグラフである。
【０１１０】
【図６１】課題を与えたときの光路長（PL）変化の時系列変化を示すグラフである。
【０１１１】
【図６２】酸化型ヘモグロビン（O）と還元型ヘモグロビン（D）の波形を示し、（A）は位相差が０度、（B）は位相差が９０度、（C）は位相差が１８０度の場合を示す。
【０１１２】
【図６３】酸素交換位相差角について説明するためのグラフである。
【０１１３】
【図６４】絶対酸素交換位相差角について説明するためのグラフである。
【０１１４】
【図６５】（A）及び（B）は、計測対象の異なった総ヘモグロビン量と揺らぎの関係を示す説明図である。
【０１１５】
【図６６】（Ａ）は、複数の計測領域の揺らぎを極座標に表示したグラフであり、（Ｂ）はベクトル表示したグラフである。
【０１１６】
【図６７】複数の計測領域の酸素交換回転運動を極座標に表示したグラフである。
【０１１７】
【図６８】計測部位１，２における総Ｈｂの変化を示すグラフである。
【０１１８】
【図６９】総Ｈｂの変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１１９】
【図７０】チャンネル４とチャンネル１７との時系列相関を示すグラフである。
【０１２０】
【図７１】Ｈｂ０２の変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２１】
【図７２】Ｈｂの変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２２】
【図７３】（Ｈｂ０２  −Ｈｂ）の変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２３】
【図７４】各チャンネルの心拍、呼吸性変動を時空間表示したグラフである。
【０１２４】
【図７５】総Ｈｂの変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２５】
【図７６】Ｈｂ０２の変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２６】
【図７７】Ｈｂの変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２７】
【図７８】（Ｈｂ０２  −Ｈｂ）の変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
【０１２８】
【図７９】部位１及び部位２についての脳呼吸同期成分、それを微分した脳呼吸同期速度、さらに微分した脳呼吸加速度を示すグラフである。
【０１２９】
【図８０】部位１及び部位２についての脳心拍同期成分、それを微分した脳心拍同期速度、さらに微分した脳心拍加速度を示すグラフである。
【０１３０】
【図８１】同一時間内における行動情報（書いた文字の意味、線の長さ、スコアなど）と各種パラメータ（積分値、変化量）との相関関係を示す二次元ダイアグラムである。
【０１３１】
【図８２】（Ａ）及び（Ｂ）は、任意部位における問題回答時間（ＲＴ）の累積加算値を示すグラフであり、（Ａ）はある個人の正解問題についてのグラフ、（Ｂ）はある個人の不正解問題についてのグラフである。
【０１３２】
【図８３】（A）は、問題ごとの受験生全員の累積加算データを示すグラフ、（B）は問題ごとの個人内影響度を示すグラフである。
【０１３３】
【図８４】（Ａ）は正常な脳血管の場合における左右前大脳動脈支配領域のパラメータの変化と心電図との関係を示すグラフ、（Ｂ）は異常な脳血管の場合における左右前大脳動脈支配領域のパラメータの変化と心電図との関係を示すグラフである。
【０１３４】
【図８５】（Ａ）は、Ｌ値の広がりが小さい場合を示し、（Ｂ）はに示すように、Ｌ値の広がりが大きい場合を示す。
【０１３５】
【図８６】（A)は、本発明の実施形態例に係る生体機能診断装置と脳に刺激を加える（加圧）ための加圧装置と接続されている例を示すブロック図である。  （Ｂ）は、加圧装置により右腕を加圧した場合の各チャンネル（数字がチャンネルを示す）毎の各Ｈｂの変化量を計測した結果を示すグラフである。
【０１３６】
【図８７】（A）は、生体用プローブの変形例を示す側面図、（B）はその正面図である。
【０１３７】
【図８８】下側頭回の計測技術について説明するための説明図である。
【０１３８】
【図８９】本発明の実施形態例に係る生体用プローブ装着具を示す斜視図である。
【０１３９】
【図９０】（A）〜（C）は、本発明の実施形態例に係る生体用プローブ装着支援具を示す説明図である
【０１４０】
【図９１】（Ａ）は、本発明の実施形態例に係る生体用プローブ支持具を示す平面図、（Ｂ）は保持リングを示す斜視図、（Ｃ）は、（Ａ）のｃ−ｃ線断面図、（Ｄ）は（Ａ）のｄ−ｄ線断面図である。
【０１４１】
【図９２】（Ａ）〜（Ｄ）は、生体用プローブ支持具の変形例を示す平面図である。
【０１４２】
【図９３】（Ａ）及び（Ｂ）は、プローブ配列に対応した光機能画素の独立性と連結性を説明するための説明図である。
【０１４３】
【図９４】（Ａ）及び（Ｂ）はプローブ配列に対応した光機能画素の独立性と連結性を説明するための説明図である。
【０１４４】
【図９５】（Ａ）〜（Ｄ）は人間の脳の４つの思考パターンを説明するための説明図である。
【符号の説明】
【０１４５】
１：生体用プローブ
１ａ：発光素子
１ｂ：受光素子
２：行動情報計測部
３：装置本体
４：光量調節部
５：選択調節部
６：信号増幅部
７：Ａ／Ｄ変換部
８：制御部
９：記憶部
１０：表示部
１１：サンプリング速度調節部
１２：行動情報入力部
１３：装着帯
１４：脳溝
１５：脳回
２０：レンズ
２１：レンズ支持部材
２２：加圧装置
２３：保護カバー
２４：軟質な部材
２５：外耳道
２６：生体用プローブ装着具
２７：生体用プローブ装着具
２８：保持リング
２９：リング支持枠
３０：生体用プローブ支持具
ＣＬ：中心線
【発明を実施するための最良の形態】
【０１４６】
以下、本発明の実施の形態について図面を参照して説明する。図２は、本実施形態に係る生体機能診断装置の構成を示すブロック図である。【０１４７】
（生体機能診断装置の概略）【０１４８】
本発明の実施の形態に係る生体機能診断装置は、近赤外分光法を利用して生体機能を診断する装置であり、図２に示すように、複数の生体用プローブ１・・・と、生体の行動情報を計測する行動情報計測部２と、生体用プローブ１によって検出された光情報及び行動情報計測部２によって計測された行動情報を入力し、演算、制御又は記憶を行う装置本体３とを有する。【０１４９】
各生体用プローブ１は、生体の任意の計測部位（組織）に光を照射する少なくとも２以上の発光素子（発光ダイオード）１ａ…と、計測部位からの透過光、反射光あるいは散乱光等、生体と相互作用した後の光を受光する少なくとも２以上の受光素子（フォトダイオード）１ｂ…とで構成されている。【０１５０】
装置本体３は、発光素子１ａ…の発光光量を調節する光量調節部４と、任意の受光素子１ｂ…を選択的に有効化又は無効化し、全部の計測感度を調節する選択調節部５と、受光素子１ｂ…からの信号を増幅するゲイン制御可能な信号増幅部６と、信号増幅部６の出力を数値化するＡ／Ｄ変換部７と、各部の制御処理やＡ／Ｄ変換部７の出力に基づいて所定の演算処理を実行する制御部８と、Ａ／Ｄ変換部７の出力、各部の制御用データあるいは演算結果等の記憶に使用される記憶部９と、Ａ／Ｄ変換部７の出力結果や演算結果等に基づく表示を行う表示部１０と、行動情報計測部２による計測のサンプリング速度を調節するサンプリング速度調節部１１とで構成されている。【０１５１】
また、行動情報計測部２は、聴覚や視覚などの行動情報が計測され、計測された行動情報（例えば、検者の音声情報、被験者の音声情報、各種トリガー信号、各種映像信号など）は、装置本体３の行動情報入力部１２に入力されて記憶部９で同時情報として記憶されて扱われる。【０１５２】
（生体用プローブについて）
図３（Ａ）は、生体用プローブ１を示す斜視図、（Ｂ）はその底面図である。【０１５３】
従来の近赤外線などの方法で、脳表の複数点から信号を検出する際に、言語野、運動野、視覚野などの位置を即座に知る方法がない。【０１５４】
従来のように等間隔にプローブを配置する方法では、例えば、計測対象の形状が複雑な脳では、脳回を選択的に選ぶことができない。脳回の幅を考えれば１０ｍｍ以内の範囲の中で一番精度の高いプローブを選択したほうがよい。【０１５５】
従来の等間隔に配置する理由は、酸化型Hb、還元型Hb、総Hbの等高線を描こうとするために計測領域の大きさを均一化しようとする目的がある。しかし、各チャンネルのS/Nが異なっていることからの実際の意味を成していない。酸素消費の交換量、酸素供給の交換量、ヘモグロビンの交換量は、計測領域の大きさに左右されるか、酸素交換度、酸素交換比等は、計測領域の大きさには無関係である。すなわち、計測領域の大きさに関係なければ、プローブを脳回の形状にしたがって配置する方がデータ精度を向上させることができ、適切である。【０１５６】
そこで、本発明の実施形態に係る各生体用プローブ１では、図３（Ａ）及び（Ｂ）に示すように幅１０ｍｍ以内に複数（図では３個）の発光素子１ａと複数（図では３個）の受光素子１ｂがそれぞれ並行に配置されている。これによって、生体用プローブ１で構成されるチャンネル内で複数の発光素子１ａと受光素子１ｂの組み合わせの中からデータ値のばらつきの少ないものを選択することができる。この選択方法については後述する。【０１５７】
また、毛根は約１ｍｍ間隔なので、各素子の間は１ｍｍ間隔に配置することが好ましい。これによって、髪の毛による光量の減衰を軽減することが可能である。【０１５８】
生体用プローブ１は、例えば図４（Ａ）に示すように、装着帯１３に適宜間隔を隔てて配置されている。この図では、上段に５個の照射側生体用プローブ、下段に４個の検出側生体用プローブを配置し、８チャンネルのデータを取得できる。このチャンネル間の組み合わせにおいてもデータ値のばらつきの小さいものを選択し、ばらつきの大きいチャンネルについては無効にするか設置位置を変えて再調節する。この選択方法については後述する。【０１５９】
各段の生体用プローブ１間における横方向の間隔は例えば１０ｍｍ、上段と下段の生体用プローブ１間における斜め方向の間隔は例えば２５ｍｍに設定されている。【０１６０】
上記の複数の生体用プローブ１を配置した装着帯１３は、例えば図４（Ｂ）に示すように、被験者の側頭部にセットされる。その際、生体用プローブ１は、生体の脳の各部位における脳溝と脳回の形状や大きさを考慮して、脳溝を回避して脳回に位置するように配置されることが好ましい。例えば図５（Ａ）にように、一対の生体用プローブ１を脳溝１４間の脳回１５の中心線ＣＬ（点線）に対して直角に配置したり、図５（Ｂ）に示すように、脳溝１４間の脳回１５の中心線ＣＬに沿って配置してもよい。【０１６１】
図５（B）に示すように、脳回に対して平行なプローブを、脳回プローブ角、ゼロ度と定義すると、図５（A）の脳回プローブ角は、９０度と定義される。【０１６２】
ところで、実際には、脳の表面は脳回や脳溝が複雑に入り組んでいる。そこで、図６に示すように、脳表の複数部位で設置された生体用プローブ１間の方向と脳回の方向とでなす角度（プローブ角）を、モニタ上に表示してもよい。特にこのような表示が有効な部位としては、脳回や脳溝が複雑に入り組んでいる耳の周囲である。【０１６３】
また、例えば、図7（Ａ）に示すように、耳の周囲に放射状に生体用プローブ１を配置することにより、聴覚の大脳皮質活動を精度よく計測することが可能である。また、耳の周囲を有効に計測するための他のプローブ配置例としては、めがね状に配置する場合（図７（Ｂ）参照）、扇状に配置する場合（図７（Ｃ）参照）、菱形を組み合わせたダイヤモンド状に配置する場合（図7（Ｄ）参照）などがある。【０１６４】
また、図４７（Ａ）に示すように、脳溝１４が正中線方向に走行していることを考慮して、前頭葉側の正中線を中心に、生体用プローブの発光素子１ａと受光素子１ｂをダイヤモンド状に配置してもよい。このように配置することにより、正中線上に走行する静脈洞を挟んで、走行する左右の上前頭葉皮質を精度よく検出することができる。従来、正中線上に入射、検出プローブを配置することは、静脈洞が前後の走行するために、タブー視されていた。しかし、正中線上にプローブを配置して大脳半球の左右上前頭回からの光の信号を精度よく検出することをみつけた。太い静脈洞に光は吸収されるものの、外側にペアプローブを配置することで、むしろ、正反対に、散乱反射してくる毛細血管からの反応を選択的に検出できることがわかった。【０１６５】
また、このような配列法によって、従来、計測点間の計測領域が最大2.5ｃｍx 2.5ｃｍであったものが、図４７（Ｂ）及び（Ｃ）に示すように、計測点Ｋ間の計測領域が１ｃｍｘ２ｃｍの計測領域にすることが可能となり、解像度の高い機能画像表示が可能となった。また、人の脳回の幅５−１０ｃｍに適合した解像度に近づけることが可能である。さらに、正中線を利用した生体用プローブの配置によって、静脈洞に面して、従来検出しにくかった、左右の前頭葉、頭頂葉、後頭葉の反応を分離して検出することが可能である。【０１６６】
また、頭皮上から脳回を選んで計測できることがのぞましい。図４８（Ａ）に示すように、大脳の区分として前頭葉、側頭葉、後頭葉、頭頂葉の４つを区別した上で、より脳回の選択を向上させることが可能である。【０１６７】
特に、外耳道周囲は、４区分の区別が特に必要である。外耳道に近い領域では、側頭葉が計測されるので、図４８（Ｂ）に示すように、扇状、あるいは放射状の配列では、外耳道からの遠近で、４つの領域を位置的に容易に区別できる。【０１６８】
また、水平プローブの設置では、その傾きによって、位置が定まらないで、４つの葉の区別が困難になる。そこで、例えば、眉間ー外耳道線を設定して、この線と計測点（プローブ設置の傾き）との角度をプローブ設定角（ｐ角）と定義して、頭部との形状と計測位置を明確にすることで、個人個人や集団の計測の再現性を保てる。例えば図４８（Ｃ）では、プローブ設定角はゼロ度、（Ｂ）では、p角である。これによって、別々な日に測定しても、同一の部位で計測できる利点もある。【０１６９】
図４９（A）及び（B）に示すように、ひし形を基本形として、角度を変更することで、侠角（a)や侠角（ｂ）の計測点を自由に選択できる構造にすることにより、縦横の計測間距離を自在に選択できる。【０１７０】
例えば、図４９（A）及び（B）に示すようなひし形基本型を組み合わせて、図４９（C）及び（D）に示すようなひし形応用型に配置したり、図５０（A)〜（C）に示すような放射状応用型に配置するなど、脳の形状や頭蓋の形状、目的に応じて適宜選択できる。【０１７１】
脳構造すなわち、脳溝の走行は、部位によって特徴があるので、それに応じた配列を試みることで、脳回（脳の実質）からの情報を適切に採取することができる。例えば、図５１（A）は人の頭を後ろから見た図であるが、視覚反応に関係する後頭葉は、後頭隆起近傍の第一次視覚野と視覚連合野がそれを円形放射状に取り巻く構造であるので、図５０（A)〜（C）に示すような放射状応用型が有効な配列法である。また、図５１（B）に示すように、左右外耳道を結んだ線と眉間と後頭隆起を結んだ線の交差点ｐを中心として、図５０（A）及び（B）に示す放射状応用型、あるいは図４９（D）に示すひし形応用型を適応することで、計測点を頭皮上からの容易に知ることができるので、脳実質との関係を容易に知ることが可能である。【０１７２】
生体用プローブ１は、脳だけでなく、爪、手のひら、足の裏、耳たぶ等、各生体部位の表面形状やそれぞれの目的に応じて、その先端部（計測部位との接触部）の外形状、並びに各発光素子１ａ…のそれぞれ出射面及び受光素子１ｂ…のそれぞれ入射面の傾きが決定される。また、生体用プローブ１は、例えば図8（Ａ）に示す電球型の多重プローブや図8（Ｂ）〜（Ｄ）に示す幾何学型の多重プローブに構成してもよい。このような多重プローブを用いることにより、遠く離れたプローブ１間で発光と受光ができるだけでなく、プローブ１内の近い位置で発光と受光ができるので（図８（Ｅ）参照）、遠近プローブの切り替えが可能となる。これらの多重プローブは、口腔消化器系、呼吸器系などに対する内視鏡的な使用態様を考慮して形状が決定されている。【０１７３】
また、従来の生体用プローブは、入射点に対してほぼ均一に周囲に散乱していた光を検出していた。しかし、これでは、複数の光源からの光が重なり合ったりすると、図９（Ａ）に示すように、生体用プローブ１の設置面が、彎曲している場合と、図９（Ｂ）に示すように平坦になっている場合とでは、光検出の精度が異なる。したがって、計測領域に対する光の散乱量は、プローブ設置表面の形状、彎曲性に依存していた。プローブ設置面が彎曲している場合は、平坦になっている場合に比べて光の散乱が集積しやすく検出しやすく、両者の計測焦点が異なる。例えば脳の頭頂葉付近では、頭蓋の形状が絶壁であったり、彎曲が急に変化したりしている。【０１７４】
そこで、例えば、図９（Ｃ）に示すように、生体用プローブ１の先端の内部にレンズ２０を支持するレンズ支持部材２１を設け、そのレンズ支持部材２１を生体用プローブ１内で移動可能に構成することにより、レンズ２０を所望の角度の位置に変更できるようにしてもよい。これによって、プローブ設置表面の形状に対応して、光の入射角及び受光角を所望の角度に可変することが可能となる。【０１７５】
（生体用プローブの材質）
従来の生体用プローブや固定具は、プラスチックやゴムなどの材質で光ファイバーを覆っていたために、ＭＲＩやＣＴには写りにくい材質であった。そのために固定具をつけたままやプローブをつけたままＭＲＩ装置にはいって撮影しても、プローブの脳表との位置関係がわかりにくかった。そのために、プローブをぬいて、別な材質をおいて、ＭＲＩを撮影したりして、正確さと、簡便さ、ＭＲＩ画像撮影の困難さがあった。
そこで、本発明の生体用プローブ１では、プローブを支持する固定具（台座やキャップなど）の材質として、金属などのＭＲＩ上のアーチファクトを作り出す材質ではなく、水分を含む、例えば寒天などの材質を用いてもよい。また、プローブ本体を、水分を含んだ材質で作ってもよい。【０１７６】
（制御部について）
生体用プローブ１の発光素子１ａ…は、波長７３０ｎｍの光を照射するものと、波長８５０ｎｍの光を照射するものの二種類が用意される。これらは、例えば列方向に交互に配置されるが、その他のパターンを検討するに当たっては、組織中での波長に依存する減衰を考慮して、受光光量をバランスよく計測できるような配置にすることが重要である。全ての発光素子１ａ…は、装置本体３の光量調節部４に接続されており、全体的にあるいはそれぞれ独立的に発光光量の調節が可能である。
【０１７７】
一方、全ての受光素子１ｂ…は、装置本体２の選択調節部５を介して信号増幅部６に接続されており、それぞれの受光素子１ｂから出力される受光信号は、全部あるいは一部が選択調節部５で選択調節された状態で信号増幅部６に出力され、ここで増幅される。そして、増幅された受光信号は、Ａ／Ｄ変換部７で数値化されて制御部８に出力される。制御部８は、Ａ／Ｄ変換部７から入力されたデジタルデータをローパスフィルタにかけてノイズ除去処理を実行した後、この処理データ（以下、「受光光量」という）をタイムテーブル的に記憶部９に記憶させる。【０１７８】
また、制御部８は、得られた受光光量に基づき、以下に説明する演算処理を実行する。まず、波長７３０ｎｍの吸光度（Ｏ.Ｄ.730 ）を（式１）により、そして、波長８５０ｎｍの吸光度（Ｏ.Ｄ.850）を（式２）により算出すると共に、該算出結果をタイムテーブル的に記憶部９に記憶させる。
【０１７９】
Ｏ.Ｄ.730 ＝log10（Ｉ0 730/Ｉ730 ）  ・・・（式１）
Ｏ.Ｄ.850＝log10（Ｉ0 850/Ｉ850）  ・・・（式２）
Ｉ0 730  ：波長７３０ｎｍの発光光量
Ｉ730   ：波長７３０ｎｍの受光光量
Ｉ0 850  ：波長８５０ｎｍの発光光量
Ｉ850   ：波長８５０ｎｍの受光光量
ここで、酸化型ヘモグロビンの濃度変化量と還元型ヘモグロビンの濃度変化量と吸光度変化量との間には、（式３），（式４）の関係があることが公知理論によりわかっている。【０１８０】
ΔＯ.Ｄ.730 ＝ａ1Δ［HbO2］＋ａ1’Δ［Hb］  ・・・（式３）
ΔＯ.Ｄ.850＝ａ2Δ［HbO2］＋ａ2’Δ［Hb］  ・・・（式４）
ΔＯ.Ｄ.730   ：波長７３０ｎｍの吸光度変化量
ΔＯ.Ｄ.850：波長８５０ｎｍの吸光度変化量
Δ［HbO2］   ：酸化型ヘモグロビンの濃度変化量
Δ［Hb］    ：還元型ヘモグロビンの濃度変化量
ａ1，ａ1’，ａ2，ａ2’  ：吸光度係数
従って、この公知の連立方程式から、（式５），（式６）が求められる。【０１８１】
Δ［HbO2］＝ａ｛ΔＯ.Ｄ.730−（ａ1’/ａ2’）ΔＯ.Ｄ.850｝・・・（式５）
Δ［Hb］  ＝ａ（ａ2  /ａ2’）｛（ａ1  /ａ2  ）ΔＯ.Ｄ.850−ΔＯ.Ｄ.730 ｝・・・（式６）
ａ＝ａ2’/（ａ1ａ2’−ａ1’ａ2  ）≒１（１あるいはその近傍値）
そこで、波長７３０ｎｍの吸光度変化量（ΔＯ.Ｄ.730 ）及び波長８５０ｎｍの吸光度変化量（ΔＯ.Ｄ.850）を求めた上で、酸化型ヘモグロビンの濃度変化量（Δ［HbO2 ］）を（式５）により、そして、還元型ヘモグロビンの濃度変化量（Δ［Hb］）を（式６）により算出すると共に、該算出結果をタイムテーブル的に記憶部９に記憶させる。なお、総ヘモグロビンの濃度変化量（Δ［total-Hb］）は、（式７）で表される。【０１８２】
Δ［total-Hb］＝Δ［HbO2］＋Δ［Hb］  ・・・（式７）
ところで、組織に対する刺激によって誘発される毛細血管中の酸化型ヘモグロビン及び還元型ヘモグロビンの各濃度変化量の変化態様は、その増減の組み合わせによって以下の９パターンを示す。【０１８３】
（１）  Δ［HbO2］増加  Δ［Hb］増加
（２）  Δ［HbO2］増加  Δ［Hb］減少
（３）  Δ［HbO2］増加  Δ［Hb］ゼロ
（４）  Δ［HbO2］減少  Δ［Hb］増加
（５）  Δ［HbO2］減少  Δ［Hb］減少
（６）  Δ［HbO2］減少  Δ［Hb］ゼロ
（７）  Δ［HbO2］ゼロ  Δ［Hb］増加
（８）  Δ［HbO2］ゼロ  Δ［Hb］減少
（９）  Δ［HbO2］ゼロ  Δ［Hb］ゼロ
実際のところ、組織の代謝活動は、刺激の印加条件や安静状態の生理的状態の違いにより経時的に以下のパターンが変化している。毛細血管中の酸化型ヘモグロビンから組織中に酸素を取り込むための血流代謝活動として、毛細血管のΔ［Hb］とΔ［HbO2］が変動する。【０１８４】
そこで、本発明においては、図１０に示すように、ｘ軸（横軸）を酸化型ヘモグロビンの変化量Δ［HbO2 ］、ｙ軸（縦軸）を還元型ヘモグロビンの変化量Δ［Hb］とした極座標（直交座標）に、経時的にプロットして得られる二次元ダイアグラムに基づいて導き出される各種パラメータを制御部８により算出する。【０１８５】
さらに、計測開始点p(HbO2,Hb)も、毛細血管中の総ヘモグロビンと酸素飽和度が存在している。そこで、図１０に示すように、Ｘ軸（横軸）を酸化型ヘモグロビン［HbO2 ］の絶対量（濃度：ｍｏｌ／ｌ）、Ｙ軸（縦軸）を還元型ヘモグロビン［Hb］の絶対量とした極座標（直交座標）を考慮した二次元ダイアグラムに基づいて導き出される各種パラメータを制御部８により算出する。ここで、図１０に示すｘ軸、ｙ軸から構成される極座標において、＋４５度の方向に設定されるｙ’軸（ΔｔＨｂ軸）は、総ヘモグロビンの濃度変化量を示し、−４５度の方向に設定されるｘ’軸（ΔＳｃ０２軸）は、毛細血管中の酸素飽和度の変化量を示す。また、図１０に示すＸ軸、Ｙ軸から構成される極座標において、＋４５度の方向に設定されるＹ’軸（ｔＨｂ軸）は、総ヘモグロビンの絶対量を示し、−４５度の方向に設定されるＸ’軸（Ｓｃ０２軸）は、毛細血管中の酸素飽和度の絶対量を示す。【０１８６】
図１１（Ａ）は、K比ダイアグラムと実際のニューロン活動と毛細血管内酸素交換活動との関係を示す模式図である。図１１（Ａ）のニューロン毛細血管内酸素交換微小循環モデルにおいて、ニューロン活動では、酸素消費と酸素供給が必要になる。この際、まず、神経活動が発生すると（第1反応）、約５ミクロンの毛細血管内の７ミクロンの赤血球からグリア細胞を介して、酸素を供給する。すなわち、毛細血管内では速い酸素消費が行われる（第2反応）。酸素を消費した毛細血管内は、酸素濃度が低下し、その後、動脈側から酸化型ヘモグロビンが供給される（第３反応）。次いで、静脈内の酸素変動反応（能動的な洗い出しの流れ（washout  flow））が行われる（第４反応）。特に、組織と酸素交換を行っていない静脈内でおこる血液変動は、毛細血管内で行われた酸素交換活動に対する受け皿としてのSewage effect（下水道効果）である。Sewage
effectは、Watering-the-garden効果と類似した反応を取りやすいが、毛細血管内よりもさらに局所情報の検出が困難であり、酸素消費情報の検出も困難である。【０１８７】
従来は、この脳微小循環の様子を計測することが出来なかったので、ニューロンの細胞間隙に侵襲的に針を刺して、組織酸素分圧を計測していた。神経活動以降に起こる脳血流反応としては、Roy ＆ Sherrington (Roy CS, Sherrington CS: On the regulation of the blood-supply of the brain. J Physiol 11,85-108, 1890 ) に開示されている。以来、脳血流にのみ注目され、110年以上も毛細血管内の酸素交換を選択的に計測することができなかった。これに対し、本発明では、ニューロン活動に最もリンクする酸素交換反応であるFORCE効果（fast-oxygen
response in capillary event, 速い毛細血管内の酸素反応（酸素消費）  前述した第2反応）とそれに連続する毛細血管内酸素供給反応（第１次Watering-the-garden効果  前述した第３反応）を非侵襲に計測することが可能である。【０１８８】
図１１（Ｂ）に示すように、酸素交換度の上昇している部位は、FORCE効果によって、酸化型Hbが課題負荷によって低下しやすい。これに対し、 図１１（Ｃ）に示すように、Watering the garden 効果を示す部位は酸化型Hbが即上昇しやすい。ピーク値も酸素交換が上昇している場合、Watering-the-garden 効果を示す部位よりも低い。この場合、PETやｆMRIの計測では、 酸素交換度の上昇しているFORCE効果の部位ではなくWatering-the-garden 効果やSewage 効果（下水道効果）をより賦活していると誤って計測してきた。【０１８９】
すなわち、従来の神経活動が比較的ゆっくりと脳血流の上昇を引き起こすモデル（１８９０年以来のドグマ）では、ＰＥＴでもｆＭＲＩでもＮＩＲＳでも変化が大きければ、より神経活動が強いと想像されていた。しかし、その仮説が必ずしも正しくなく、神経活動に連動した、毛細血管内の酸素消費がより強いほど、神経活動がつよいと考えると、毛細血管内で、神経に酸素を渡すことで低酸素化するFORCE効果に連動した酸化型Ｈｂや総ＨＢの上昇は、必ずしもその周囲の、酸素を神経と交換しないで、いわば、素通りした領域のほうが、酸化型Ｈｂや総ＨＢの上昇は高くなる。【０１９０】
この場合、ゆっくりとした反応では、どの高さの上昇を選んでよいかわからない。実際に、ＰＥＴ，ｆＭＲＩでは、低い反応を選び出す理由がない。すなわち、ＦＯＲＣＥ効果から、酸素を供給する時間帯のWatering-the-garden効果では、このように最大酸素消費を行った部位が、より大きな変化をした領域にマスクされて（隠れて）、統計的に選び出されないことが起こりうる。【０１９１】
これに対し、本発明では、Watering-the-garden効果にマスクされない局所反応も計測することが可能である。脳機能計測法を臨床応用するために、最大限注意を払わなければならないことは、機能診断上の誤診である。どのような誤診が起こりうるか想定できることは、十分考慮に入れなければならない。血液を利用した計測方法では、静脈成分からの Sewage 効果(下水道効果)を排除することが、重要である。毛細血管は、酸素交換を行うが、静脈では、酸素交換後の下水効果としての役割を果たしている。この下水効果そのものを利用している方法が、T2*強調画像を用いたfMRIである。しかし、酸素交換現象からの観点では、むしろ、誤診させる排除されるべき信号ソースである。具体的には、酸素交換が低い領域にもかなりの供給が起こっている場合がある。ＰＥＴ，ｆＭＲＩでは、酸素交換が少ない方が酸素交換が強い領域よりも高い強度で計測されることがおこる。これが、機能診断上の誤診につながる。これは、医学診断計測法としては、致命的な欠点である。本発明は、この誤診を防止するNIRS imagingの発明でもある。【０１９２】
なお、図１１（Ａ）に示すように、赤血球（ｔHb）は毛細血管の壁に対して９０度の方向で、進み増減する。一方、毛細血管の壁に対して、すなわち、血球の進行方向に９０度の方向に酸素交換を行う。したがって、酸素交換を表すScO２ベクトルとｔHbベクトルは直交関係にある。同様に、赤血球（ｔHb）の増減する速度ベクトルと組織に酸素を渡すために酸化型Hbから還元型Hbに変化する酸素交換を表すのScO２ベクトルの速度も直交関係にある。   【０１９３】
（各種パラメータについて）
制御部８によって算出されるパラメータとしては、例えば以下のものがある。
【０１９４】
１）絶対酸素交換比（θ’比）
還元型Ｈｂの絶対量／酸化型Ｈｂの絶対量   【０１９５】
２）絶対酸素交換度（θ角）：
酸化型Ｈｂの絶対量をＸ軸、還元型Ｈｂの絶対量をＹ軸にした直交座標を、原点０を中心して４５度右回りに回転させて、酸素飽和度の絶対量をＸ’軸、総Ｈｂの絶対量をＹ’軸、にした極座標において、原点０から計測点ｑに至るベクトルと前記Ｘ’軸との間をなす角度で、π/4≦θ角≦3π/4の値をとりうる。【０１９６】
還元型Ｈｂ量／酸化型Ｈｂ量(θ’比)＝[１００−（酸素飽和度％）]/（酸素飽和度％）と定義される。arctan（θ’比）＝arctan[１００−（酸素飽和度％）]/（酸素飽和度％））＝θ’角
θ角＝θ’角＋４５度＝arctan([総Hbベクトル]/[酸素飽和度ベクトル])
θ角は、還元型ＨｂをＸ軸、酸化型ＨｂをＹ軸にした直交座標と原点を中心して４５度右回りに回転させて、酸素飽和度のベクトル成分量をＸ’軸、総Ｈｂのベクトル量をＹ’軸、にした極座標の２つの座標のいずれからも算出される。【０１９７】
３）絶対酸素交換速度の算出；角速度（ε）
θ ＝ε・ｔより θの微分値（Δθ）に相当する。【０１９８】
ε＝Δθ/Δt(単位；ラジアン/秒)【０１９９】
４）絶対酸素交換角加速度（ε’）
絶対酸素交換速度をさらに微分すると絶対酸素交換角加速度が算出される。【０２００】
５）絶対酸素交換渦度u
u=2ε(ε絶対酸素交換速度) 渦度uが高いと中心に向かう速度が速いことから、その場所が毛細血管であると判定でき、静脈優位のデータを排除できる。【０２０１】
６）絶対酸素交換量（ｒ値、スカラー）
原点から計測点に至るベクトルの距離
なお、座標上にプロットされた各画素の総Ｈｂベクトルのデータはｒｓｉｎθ、各画素の酸素飽和度ベクトルのデータは、ｒｃｏｓθとして算出できる。【０２０２】
７）酸素交換度（ｋ角）
酸化型Ｈｂの変化量をｘ軸、還元型Ｈｂの変化量をｙ軸にした直交座標を、原点を中心して４５度右回りに回転させて、酸素飽和度の変化量をｘ’軸、総Ｈｂの変化量をｙ’軸、にした極座標において、計測上の任意点(計測開始を原点としてもよい)から計測点に至るベクトルと前記ｘ’軸との間をなす角度で、θ角とは異なり、いずれの角度も取りうる。【０２０３】
図１２に示すように、毛細血管はｋ角が高く、静脈はｋ角が低いので、ｋ角の高い毛細血管優位のデータを抽出することができる。また、酸化型Ｈｂと還元型Ｈｂを同時に扱うことで、Ｓ／Ｎに依存することがなくなる。
【０２０４】
図１３は、事象ごとに分けた二次元ダイアグラムの概念図である。従来の計測方法では、脳が刺激されたとき代謝反応に引き続いて血流増加が起こるとされている。
しかし、代謝反応の持続時間や血流増加反応との時間の関係は、刺激の種類や強度、時間に依存するために、代謝優位反応と血流優位反応の領域と時間帯を区別することが困難である。【０２０５】
そこで、Ｋ角によって、代謝優位反応と血流優位反応を分離して２つの画像を表示することができる。なぜならば、酸素が消費される代謝を主体的にあらわし、血流増加によって、酸化型Hbの上昇がなければ（還元型Hbの増加、酸化型Ｈｂの減少）をしめす事象４に移行する。【０２０６】
一方、血流増加反応によって、（還元型Hbの減少、酸化型Ｈｂの増加）をしめす事象１に移行する。したがって、ｋ比が事象４と事象ー４は代謝反応優位であり、事象１は血流増加反応で、事象一１は血流低下反応である。事象２は事象３よりも血流増加反応が強い。事象一２は事象一３よりも血流低下反応が強い。【０２０７】
よってｋ角のマップは、代謝優位画像と血流優位画像の意味を持つ。【０２０８】
すなわち、毛細血管は、酸素を消費するので、代謝優位反応が必ずおこるので、負荷直後には、事象１以上の事象２，３，４が検出される（例えばプロットＬ１）。しかし、静脈優位になると血流優位画像となるので、事象４、３は検出されにくい。よって、反応が、事象１のみにとどまれば静脈優位か、代謝反応が低いと考えられる（例えば、プロットＬ２）。【０２０９】
８）酸素交換速度の算出；角速度（λ）
k＝ λ・ｔ  より  ｋの微分値（Δｋ）に相当する。
λ＝Δｋ/Δt(単位；ラジアン/秒)【０２１０】
９）酸素交換角加速度（λ’）
酸素交換速度をさらに微分すると酸素交換角加速度が算出される。
【０２１１】
１０）酸素交換渦度ｊ
ｊ=2λ(λ：酸素交換速度) 【０２１２】
１１）酸素交換比（ｋ比）
還元型Ｈｂの変化量／酸化型Ｈｂの変化量
生体の組織に何らかの刺激が加わっていない安静状態であっても、ｋ比を評価することにより、そのデータが毛細血管優位のデータであるか否かを即座に判定することが生理学的理論により可能となる。即ち、毛細血管優位のデータであれば、ｋ比は−１に近く、静脈優位のデータであれば、ｋ比は−１からある程度プラス側に外れることが解明されているので、ｋ比の値が−１近傍であるか否かを以て毛細血管優位のデータであるか否かを判定することが可能である。【０２１３】
１２）酸素交換量（Ｌ値、スカラー）
計測上の任意点(計測開始を原点としてもよい)から計測点に至るベクトルの距離
特定の刺激が入らないとき、ｋ比は小さく、酸素交換量Ｌ値は小さい。毛細血管は静脈よりも上流にあり、刺激によって、揺らぎの振幅（ＳＤ）の減衰率が速く起こるので、区別が可能である。同じ部位であれば、Ｌ値の大きさによってゆらぎの程度を診断できる。例えば、図１４（Ａ）の場合、安静時のゆるぎの振幅が小さく、Ｓ／Ｎがよいことがわかり、図１４（Ｂ）の場合、安静時のゆるぎの振幅が大きく、Ｓ／Ｎが悪いことがわかる。【０２１４】
また、静脈と毛細血管であれば、静脈はノイズが大きく、毛細血管よりも周期性がないので、Ｌ値によって毛細血管優位のデータを判別できる。なお、座標上にプロットされた各画素の総Ｈｂ変化ベクトルの時系列データはＬｓｉｎ（ｋ角）、各画素の酸素飽和度変化ベクトルの時系列データは、Ｌｃｏｓ（ｋ角）として算出できる。【０２１５】
１３）ヘモグロビン酸素交換効率（Ｅ比）
ヘモグロビン酸素交換効率（Ｅ比）＝[酸素交換ベクトル]/[ヘモグロビンの変化ベクトル]＝cos(k角)/ sin (k角)＝1/tan(k角)
ここで、[酸素交換ベクトル] cos(k角) ＞０  のとき、ヘモグロビン酸素交換効率は、酸素消費効率をあらわし、[酸素交換ベクトル] cos(k角) ＜０  のとき、ヘモグロビン酸素交換効率は、酸素供給効率をあらわす。【０２１６】
また、前述したＫ比とＥ比とを考えると、
（tHb）＝[OxyHb]＋[DeoxyHb]
（ScO2）＝[OxyHb]-[DeoxyHb]
より
k= [DeoxyHb]/ [OxyHb]
=(tHb-ScO2)/(tHb+ScO2) =(1-E)/(1+E)となる（図１５（Ａ）参照）。【０２１７】
または  逆にE=(1-k)/(1+k)＝ ScO2 / tHb = (OxyHb-DeoxyHb)/
(OxyHb+DeoxyHb) となる（図１５（Ｂ）参照）。【０２１８】
上式から、k=０ のときは E=1 、k=1のときはE=0、k=-1のときはＥが無限大となる。ScO2=0のとき  Ｅ＝０となり、ヘモグロビン量が変化しても酸素交換が行われない。tHb=0のとき    E＝無限大となり、ほとんどヘモグロビン量が変化しないでも酸素交換が行われる。したがって、Ｅ
＞０  のときＥ比は、酸素供給効率をあらわし、Ｅ ＜０  のとき、Ｅ比は、酸素消費効率をあらわすことになる。【０２１９】
１４）Ｙ値
Y= [OxyHb] - [DeoxyHb]
ここで、Y=0のとき総ヘモグロビンの変化量（tHb）=0, すなわち、赤血球の量(数）を変動させる力と運動エネルギーがゼロである。よって総Ｈｂと直交するＳｃＯ２の増減を区別する指標となる。【０２２０】
ｙ＞０では、ScO2＞0、ｙ＜０ では、 ScO2＜０となる。【０２２１】
したがって、Y= [OxyHb]
-[DeoxyHb] は、簡便なＳｃＯ２の相対変化を表し、例えば、図１６（Ａ）に示すように、画像表示計測で、ｙ＜０の最小値はFORCE効果の最大を示し、また、Y＞0 の最大は、 Watering-the-garden 効果の最大を示す。【０２２２】
なお、図１６（Ｂ）は、[OxyHb]、[DeoxyHb]と （tHb）（ScO2）のベクトルを使った理論式を説明するためのグラフである。図１６（Ｂ）に示すように、[OxyHb]と[DeoxyHb]を直交ベクトルと考えると
（tHb）＝[OxyHb]＋[DeoxyHb]
（ScO2）＝[OxyHb]- [DeoxyHb]
が導きだされ、総Ｈｂを表す[OxyHb]＋[DeoxyHb]に対して[OxyHb]- [DeoxyHb]は、酸素飽和度５０％に対して（ScO2）を増減させる量を意味する。また、tHbと ScO2
との解離性は、[DeoxyHb]によって表せる。すなわち、（tHb- ScO2 )  ＝ 2[DeoxyHb]となる。【０２２３】
ここで、
１）動脈内では、[DeoxyHb]＝０であるので、  ｔＨｂ＝ＳｃＯ２＝ [OxyHb]の関係が成立する。
２）静脈内では、tHb＝[OxyHb]＋[DeoxyHb]＝０であるので、[DeoxyHb]＝-１/2(ScO2 ) = -  [OxyHb] が成立する。
３）毛細血管内では、  酸素交換を行っているので、[DeoxyHb]＝１/2（ｔＨｂ- ScO2 ), [OxyHb] ＝１/2（ｔＨｂ+ ScO2 )が成立する。【０２２４】
ところで、上記毛細血管内赤血球中での酸化型Hbと還元型Hｂの相互関係が、酸素交換の各指標によって明らかにされている。【０２２５】
しかし、ヘモグロビン量と酸素交換の指標の関係は、明らかにされていない。そこで、毛細血管内赤血球の酸素交換を回転運動（理論）として考慮することでヘモグロビン量と酸素交換が回転運動の式の中で関係付けることが可能である。
すなわち、赤血球の量(数）が増えると、酸素が毛細血管中の赤血球から、グリア細胞を介して神経細胞に供給される(図１１参照)。神経の活動には、酸素が必要なために毛細血管の中の酸素の消費と供給を計測することで神経活動の働きをモニタすることができる。従来は、神経細胞中の酸素代謝や毛細血管の酸素代謝を計測することが出来なかったために、神経細胞と細胞の間隙に針をし挿入して、侵襲的に計測されてきた。しかし、毛細血管中の酸素交換を精度よく計測して非侵襲的に毛細血管内酸素交換機能イメージング計測法が可能となる。
そこで、本発明では、
１）赤血球の量(数）を変動させる力と運動エネルギー
２）酸素交換運動を、赤血球の量(数）の変動を軸とした酸素交換回転運動エネルギーに分けて、絶対量変化及び、相対変化量の時系列計測によって、画像化することが可能である。【０２２６】
図１７（Ａ）〜（Ｄ）は、酸化型Ｈｂ、還元型Ｈｂ  総Ｈｂ、酸素飽和度の４つの成分ベクトルの時間変化を示すグラフである。図１７から、微分、積分を計算し、２次元座標軸の軌跡の運動エネルギー、力、トルク、角運動量、慣性モーメントなどを算出し、計測する。
すなわち、総ヘモグロビン量を質量ｍとおくと酸化型Hbと還元型Hｂから算出される酸素交換速度λを使って、定式化される。【０２２７】
１５） 力Ｆ
Ｆ＝ mｔε
= Fo ＋ Fｄ【０２２８】
運動量F＝ mｔεの算出  Fｒ
Fo ＝[酸化型Ｈｂ量] X [酸化型Ｈｂ変化加速度] 
Fｄ＝[還元型Ｈｂ量] X [還元型Ｈｂ変化加速度]【０２２９】
１６）角運動量の時間変化率（トルク）Ｎ
Ｎ＝ｒｘＦ＝mｔr（θ微分）＝mo r
ε + md rε【０２３０】
１７）各画素の[還元型Hb量],[酸化型Hb量], [総Hb量] の角運度量Ｐｔ,Ｐo ,Ｐd
Ｐｔ＝Ｐo +Ｐd 
Ｐｔ＝ mｔr2（θ微分）＝mo r2 ε + md r2
ε【０２３１】
１８）各画素のヘモグロビンの線密度（単位長さあたりの質量）β
β ＝ mｔ/r ＝mo /r
+ md /r【０２３２】
１９）慣性モーメントI
I ｒ＝ [酸素交換慣性モーメント]＝ Io ＋ Iｄ ＝ 1/3 [総Ｈｂ量]×[絶対酸素交換量]2
＝ 1/3 (mｔr2 ）＝ Io＋Iｄ＝ 1/3 mo r2+1/3 md r2【０２３３】
２０）回転運動エネルギーQ;
Q=1/2 (Iε2 )
２１）総ヘモグロビン運動量PtHb
PｔHb＝ (質量)(速度）＝[総Ｈｂ量] X [総Ｈｂ変化速度] 【０２３４】
２２）酸素交換角運動量  LScO2
LScO2＝ (質量)(速度）(腕の長さ）＝ [総Ｈｂ量] X [絶対酸素交換量：ｒ] X [酸素飽和度変化速度] ＝ [総Ｈｂ量] X [絶対酸素交換量] 2
X [絶対酸素交換角速度] 
[絶対酸素交換量]2 =  [酸化型Ｈｂ量]2 + [還元型Ｈｂ量]2 【０２３５】
２３）総ヘモグロビン変動力FtHb
FｔHb＝ (質量)(加速度） ＝ [総Ｈｂ量] X [総Ｈｂ変化加速度]  【０２３６】
２４）酸素交換トルクNScO2
NScO2＝ [絶対酸素交換量] X [総Ｈｂ量] X [酸素飽和度変化加速度] 
２５）総ヘモグロビン変動エネルギー  TｔHb
TｔHb ＝1/2 [総Ｈｂ量] X [総Ｈｂ変化速度] 2 【０２３７】
２６）酸素交換回転運動エネルギー  KScO2
KScO2＝ 1/2 [慣性モーメント] X [絶対酸素交換角速度]2 
毛細血管酸素飽和度変化ベクトルの時間分布図は、酸素交換度で、その微分によって酸素交換角速度が算出される。毛細血管酸素飽和度変化ベクトル微分の時間分布図とヘモグロビン（Hｂ）変化ベクトルの時間分布図から各画素の[還元型Hb量],[酸化型Hb量], [総Hb量] の角運度量、力Ｆ、角運動量の時間変化率（トルク）Ｎ、慣性モーメントI、回転運動エネルギーQが計算される。これらの意味は、還元型Hbと酸化型Hbからの酸素交換指標と、ヘモグロビン量変化が、回転運動エネルギーの方程式で結びついていることを示している。すなわち、運動エネルギーの変化量の大小によって、チャンネル（領域）を選択することができる。【０２３８】
以下、ヘモグロビン量変化と絶対酸素交換角速度(または酸素交換角速度)  との関係は９つの関係が生ずる。それに応じて  回転運動エネルギーQ、角運動量P は以下のようになる。【０２３９】
【表１】
0004625809.tif 000002
このように、回転運動エネルギーの変化量は、ヘモグロビン量変化と絶対酸素交換角速度(または酸素交換角速度)の相互の値によってきまり、酸素代謝に伴い回転運動エネルギーの変化量の最大増加領域、最大減少領域などの時空間画像表示とその範囲面積の同定が可能となる。【０２４０】
２７）酸素飽和度-総Hbの座標上の慣性モーメントIｔHb
IｔHb= [総ヘモグロビン慣性モーメント]＝ 1/3 [総Hb量][総Hbベクトル]2 ＝ 1/3 [総Hb量][絶対酸素交換量] 2 [sinθ] 2 
（ヘモグロビンで出来た一様な棒の回転運動と考えるので、この棒の線密度β ＝mｔ/r sinθ ＝mo /r sinθ + md /r sinθ）
２次元座標上での軌跡を力学的に計測する上で、原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動と考える場合のIｒ= [酸素交換慣性モーメント]とヘモグロビンで出来た一様な棒の回転運動と考える場合のIｔHb = [総Hb慣性モーメント]の２つが算出される。総エネルギー保存の法則を適応すると酸化型Hb-還元型Hbの座標上の[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギー]と[酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー]の和は、極座標変換によって酸素飽和度-総Hbの座標上では、 [Hbで出来た一様な棒の回転運動]と[Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー]に分けて考えられる。【０２４１】
「毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの変化量の計測」＝ [原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギー]＋ [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー] ＝ [Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギー] ＋[Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー] 
すなわち、並列運動と回転運動に分けて計測モニタすることができる。したがって、[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギー]、 [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー]、 [Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギー] 、[Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギー] のそれぞれに応じた計測フローチャートが記述できる。
また運動エネルギー算出に必要な計測値がモニタできる。さらに、これらは、時系列データであるので、絶対量のモニタのみならず、それぞれに変化量、変化エネルギー量としての表示も可能である。 【０２４２】
図１８は、酸素飽和度をＸ軸-総HbをＹ軸にした二次元ダイアグラム上の慣性モーメントを示す。図１８（Ａ）は、毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの変化量、すなわち、[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギーの変化量]と [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギーの変化量]を示す説明図である。毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの変化量」＝[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギーの変化量]＋ [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギーの変化量]であるので、
Δ P=Δ Pｒ（ ＝ Δ Po ＋Δ Pｄ）＋Δ Lr ＝ ΔPｔHb（＝Δ Po ‘＋ ΔPｄ‘） ＋ Δ LScO2
Δ F= ΔFｒ（＝ Δ Fo ＋Δ Fｄ）＋Δ Nｒ ＝ΔFｔHb（＝ΔFo ‘ ＋ ΔFｄ‘） ＋ Δ NScO2 
Δ T=ΔTｒ（＝ ( ΔTo ＋Δ Tｄ）＋Δ Kｒ ＝ΔTｔHb（＝ΔTo ‘ ＋ΔTｄ‘ ）＋ΔKScO2 となる。【０２４３】
図１８（Ｂ）は、毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの絶対量、すなわち、[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギーの絶対量]と [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギーの絶対量]を示す説明図である。【０２４４】
毛細血管内の酸素交換現象に伴う運動エネルギーの絶対量」＝[原点ゼロから酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の回転運動エネルギーの絶対量]＋ [酸化型Hbと還元型Hbで出来た一様な棒の質量変動運動エネルギーの絶対量]であるので、
P＋ΔP=PｔHb ＋ΔPｔHb ＋ Δ LScO2＋ LScO2 
F＋ΔF=FｔHb ＋ΔFｔHb ＋ NScO2
＋ ΔNScO2
T＋ΔT=TｔHb ＋ΔTｔHb ＋ KScO2
＋ ΔKScO2【０２４５】
その他のパラメータとして以下のものが考えられる。
２８）任意回転運動時間の全Ｈｂ量の総和Ｍの算出
Ｍ＝Σｍiの時系列データの算出  【０２４６】
２９）各画素の重心Ｇの移動軌跡
重心の座標ｒG (x, y )=（酸化型Hb座標,  還元型Hb座標）の算出；
ｒGｘ=∫[酸化型Hb量]dm
ｒGｙ=∫[還元型Hb量]dm【０２４７】
図１９に示すように、各画素の重心Ｇの移動軌跡をとることにより、安静時におけるデータの安定性を判別でき、例えば、安定性の高い部位は計測可能とし、安定性の低い部位は計測待ちにすることができる。【０２４８】
３０）各画素の回転中心Ｃの移動軌跡
HbとHbO2の極座標、 tHbとScO2の極座標、から４つのベクトル成分（ ΔHbO2 , ΔHb, ΔScO2,
ΔtHb）の最大変化値を算出し、最大変化値の1/2を示す座標を回転の中心Ｃとして近似する。図２０に示すように、各画素の中心Ｃの移動軌跡をとることにより、データの安定性を判別でき、例えば、安定性の高い部位は計測可能とし、安定性の低い部位は計測待ちにすることができる。【０２４９】
３１）回転運動最大軌道面積ΔＳ
近似式として、ΔＳ＝ (ΔHbO2)・ (ΔHb)＝ (ΔScO2)・ (ΔtHb)
各画素の回転運動最大軌道面積の経過により、データの安定性を判別でき、例えば、安定性の高い部位は計測可能とし、安定性の低い部位は計測待ちにすることができる。
【０２５０】
３２）ゆらぎ比（ｆｉ／ｆj）
各機能画素の総Ｈｂ量を計測し、最大総Ｈｂ値（ｔHbi）と他に画素の総Ｈｂ比（ｔHbｊ /ｔHbi ）を算出し、総Ｈｂ比の序列をつけ、各機能画素の揺らぎの計測（HbとHbO2の極座標、 tHbとScO2の極座標、から４つのベクトル成分ΔHbO2
,ΔHb, ΔScO2, ΔtHbの最大変化値を算出し、最大総Ｈｂ値（ｔＨｂｉ）の揺らぎｆｉと他の画素のゆらぎｆｊ比のｆｉ／ｆjを算出する。【０２５１】
ゆらぎ比から、計測対象の総Ｈｂ量（計測対象質量）の比を求めることができる。ゆらぎの振幅の相違と計測質量の相対図を、例えば図２１に示すように表示（補間表示）することができる。これによって、どの部位がどのような歪みを持っているのかがわかり、ノイズではなく病的な要因による歪み計測の場合にも応用できる。【０２５２】
３３）中心軌道距離（ｈ値）
任意時間内の２次元上の楕円軌道の中心座標を算出する。【０２５３】
２つの座標系から２つの近似式として以下を用いる。【０２５４】
[ｈ]2 = [（最大ΔHbO2 -最小ΔHbO2 ）/2 ]2 +  [（最大ΔHb -最小ΔHb）/2 ]2    
あるいは
=  [（最大ΔtHb -最小ΔtHb ）/2 ]2 +  [（最大ΔScO2 -最小ΔScO2）/2 ]2
楕円は任意回転ｎを平均してもよい。
中心座標のp点(計測開始ゼロ点)からの距離ｈ値を計測する。最小のh値が、揺らぎの少ないチャンネルを反映する。また、ｎ回、回転する歳の中心座標距離の合計値ｃ値が最小であれば、安定したチャンネルを反映する。
３４）チャンネル間ばらつき度（Ｇ値）
チャンネル間の信号強度のばらつきの強度をあらわす。次の数式を使って分散を計算する。【０２５５】
【数１】
0004625809.tif 000003
ここで、
N:計測部位の数  
Ui:  計測値
U：ｎ個の計測値の平均値【０２５６】
３５）スカラー値（Ｓ値）
Ｓ２＝Ｇ２＋Ｌ２
Ｇ値とＬ値から算出されるベクトル上のスカラーＳ値が最小となるようにチャンネル内、チャンネル間の２重選択調節を行う。【０２５７】
３６）血管内酸素飽和度（酸素交換）ベクトルと総Ｈｂベクトルルを同時に扱った複素関数 (L* ei*k)
後述するＩ-螺旋、Ｔ-螺旋、Ｋ-螺旋、Ｈ-螺旋の３Ｄ表示は、すべて複素関数を用いた酸素交換方程式によって記述できる。
酸素交換方程式とは、３次元ダイアグラム上のｋ螺旋の軌跡は、オイラーの公式を利用した「酸素交換方程式」は、量子力学にシュレジンガー方程式で虚数が入って以来、今回はじめて生命科学現象の記述に虚数が入り、酸素交換が実数と虚数の要因によって調節されていることを示している。
オイラーの公式によって、ヘモグロビンと酸素交換という単位の異なった量が、が同時に複素関数で表される。
オイラーの公式    ei*k=cosk+i＊sink   e-i*k=cosk−i＊sink
極座標上での複素関数を考慮すると、
Z (ガウスの平面）=[酸化型Hbベクトル変化量] + i＊[還元型Hbベクトル変化量] 
=[OxyHb]+ i＊[DeoxyHb] 
更に45度回転した場合
Z’ (ガウスの平面）= [酸素交換ベクトル変化量] + i＊[ヘモグロビンベクトルの変化量]
= [ScO2]+ i＊[tHb] 
= L＊cos(k)+ L＊sin(k)＊i
= L[cos(k)+ sin(k)＊i)]
= L＊ei*k
となり,
[酸化型Hbの変化ベクトル量]=L＊cosk = L＊(ei*k+ e-i*k)/2 
[還元型Hbの変化ベクトル量] = L＊sink = L＊(ei*k−e-i*k)/2i
ei*k =([酸素交換ベクトル変化量] + i＊[ヘモグロビンベクトルの変化]) /L
e-i*k =([酸素交換ベクトル変化量] −i＊[ヘモグロビンベクトルの変化]) /L
として、オイラーの公式にあてはめられ、生物的な生理変動すなわちヘモグロビンと酸素交換が、複素関数によって、従来別々に扱われてきた異なった生理的値が同時に扱われることになる。
また、
L2＝[酸化型Hbの変化ベクトル量] 2 + [還元型Hbの変化ベクトル量] 2
＝[ScO2]2+[tHb]2
=[OxyHb] 2+[DeoxyHb] 2
2L2＝[酸素交換ベクトル変化量] 2 + [ヘモグロビンベクトルの変化] 2
が成り立つ。
[酸素交換ベクトル変化量]＝[ScO2]/√２＝([OxyHb]−[DeoxyHb])/√２ 
[ヘモグロビンベクトルの変化]＝[tHb]/√２＝([OxyHb] + [DeoxyHb])/√２ 
の関係が成り立つ。
まとめると
ei*k = [酸素交換ベクトル変化量] + i＊[ヘモグロビンベクトルの変化]) /L
=[ScO2]/√２L+ i＊([tHb]/ √２L)
=[ScO2]/ [2([ScO2]2 +[tHb]2)]0.5+i＊[tHb]/ [2([ScO2]2
+[tHb]2)]0.5
=([OxyHb]−[DeoxyHb])/[２[OxyHb]2+[DeoxyHb]2]0.5
+ i＊([OxyHb]+[DeoxyHb])/[２[OxyHb]2+[DeoxyHb]2]0.5
e-i*k =([酸素交換ベクトル変化量]−i＊[ヘモグロビンベクトルの変化]) /L
=[ScO2]/√２L− i＊([tHb]/ √２L)
=[ScO2]/ [2([ScO2]2 +[tHb]2)]0.5−i＊[tHb]/ [2([ScO2]2 +[tHb]2)]0.5
=([OxyHb]−[DeoxyHb])/[２[OxyHb]2+[DeoxyHb]2]0.5
− i＊([OxyHb]+[DeoxyHb])/[２[OxyHb]2+[DeoxyHb]2]0.5
K角や他の指標はすべて時間の関数であるので、K螺旋をあらわす。【０２５８】
３７）安静時と賦活時との累積ｔHb変化量と相関変化角
安静時と賦活時との累積ｔHb変化量と  相関変化角を次の手順により算出する。
１．複数の部位からデータを計測する。
２．ｔＨｂと  ＳｃＯ２を分離して算出する。
３．任意の開始点からのｔＨｂとＳｃＯ２の加算データ、すなわち、累積ｔＨｂ変化量と  累積ＳｃＯ２の変化量を求める。
４．∫ｔa f(ｔ)ｄｔ、a=0として、ｔの時間を変動させて、グラフ表示する。
f(ｔ)は、ｔHbまたは、ＳｃＯ２となる。
５．部位間の、任意時間での安静時と賦活時の相関係数（傾きＲ）をそれぞれ求める。また、安静時と賦活時の２つの傾きＲのなす角度を求める。
６．この2つのなす角度がｔＨｂのとき、累積ｔHb変化量相関変化角と定義する。
７．この2つのなす角度がScO2のとき、 累積ScO2変化量相関変化角と定義する。【０２５９】
そして、図２２（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、安静時と賦活時の状態変化での傾きを算出する。酸素供給と消費は、正反対なので直交することになる。【０２６０】
図２２（Ａ）のグラフで、累積ScO2変化量相関変化角が９０度に近く直交するほど２つの時系列データは区別されるので、FORCE効果とWatering-the-garden効果を分離できる
図２２（Ｂ）のグラフで、累積ｔHb変化量相関変化角が９０度に近く直交するほど２つの時系列データは区別されるが、賦活の初期にもっともFORCE効果とWatering-the-garden効果を分離できる。【０２６１】
３８）毛細血管中の赤血球の循環時間等に関する指標
従来、毛細血管内の微小循環を非侵襲に計測する手段が無かったために、毛細血管中の赤血球の循環時間を計測する指標がなかった。かろうじて、PETなどを使って、大雑把に脳血液量（CBV、単位ｍｌ/100g)と脳血流量（CBF、ｍｌ/100g/分)の比によって循環予備能の指標として、平均血管内通過時間  MTT=CBV/CBF（ヒトの脳は約7秒）で、7秒より遅れるほど、老化や脳梗塞の要因を示唆していた。
逆数のCBF/CBV＝1/MTT  は、脳の還流圧を反映し、虚血の早期では、この値が減少を示す。【０２６２】
ここで、NIRS imagingでは、毛細血管中の赤血球の循環時間を計測する指標として、総Hb、酸化型Hｂ、還元型Hb、ScO2を計測することができるので、
１．総Hbを介して、赤血球の毛細血管の循環時間の情報を計測できる。
２．酸化型Hｂは、動脈血より運ばれるので、血液流入と酸素消費に関する循環時間の情報を計測できる。 
３．還元型Hbは、組織の酸素消費量に応じて変動するので、酸素消費に関する循環時間に関する情報を計測できる。
４． ScO2は、酸素消費と供給変動に関する循環時間に関する情報を計測できる。【０２６３】
具体的には、
ｔHbの変化量で算出するものとして、
・局所毛細血管内赤血球累積通過時間変化（ｔRTTc）=∫ｔa ΔｔHbｄｔ/ΔtHb
・局所毛細血管内赤血球通過時間変化（RTTc）= ΔｔHb/Δ(tHb/t) がある。
HbO2の変化量で算出するものとして、
・局所毛細血管内酸化型Hb累積通過時間変化（ｔHbO2TTｃ）=∫ｔa ΔHbO2ｄｔ/Δ HbO2
・局所毛細血管内酸化型Hb通過時間変化（HbO2CTｃ）= ΔHbO2/Δ(HbO2/t)がある。【０２６４】
Hbの変化量で算出するものとして、
・局所毛細血管内還元型Hb累積通過時間変化（ｔHbTTｃ）=∫ｔaΔHbｄｔ/ΔHb
・局所毛細血管内還元型Hb通過時間変化（HbCTｃ）= ΔHb/Δ(Hb/t)がある。
ScO2の変化量で算出するものとして、
・局所毛細血管内累積酸素交換時間変化（ｔOETｃ) =∫ｔaΔScO2ｄｔ/ΔScO2 
・局所毛細血管内酸素交換時間変化（OETｃ)： ΔScO2 / Δ(ScO2 /t) がある。
ｔHbの絶対量で算出するものとして、
・局所毛細血管内赤血球累積通過時間（ｔRTT）= ∫ｔaｔHbｄｔ/tHb ・局所毛細血管内赤血球通過時間（RTT）=ｔHb/Δ(tHb/t) がある。
HbO2の絶対量で算出するものとして、
・局所毛細血管内酸化型Hb累積通過時間（ｔHbO2TT）=∫ｔaHbO2ｄｔ/HbO2
・局所毛細血管内酸化型Hb通過時間（HbO2CT）= HbO2/Δ(HbO2/t)がある。
Hbの絶対量で算出するものとして、
・局所毛細血管内還元型Hb累積通過時間（ｔHbTT）=∫ｔa Hbｄｔ/Hb
・局所毛細血管内還元型Hb通過時間（HbCT）= Hb/Δ(Hb/t)がある。
ScO2の絶対量で算出するものとして、
・局所毛細血管内累積酸素交換時間（ｔOET)
=∫ｔa ScO2ｄｔ/ScO2
・局所毛細血管内酸素交換時間（ｃOET)＝ScO2 / Δ(ScO2 /t)がある。【０２６５】
上記の逆数も指標として使用することが可能である。実際は、変化量で算出する場合は、ゼロを回避する目的と絶対量計算近似する目的で、例えば  1/(tRTTc+a)を用いる。 ここで、a秒は任意（例えば初期速度）である。【０２６６】
（表示部について）
図２に示す表示部１０は、制御部８によって算出された各種パラメータ及び／又は行動情報入力部２に入力され記憶部９に記憶された行動情報に基づいて各種画像表示を行う。【０２６７】
例えば、図２３は、検者が話した言葉を被験者が反復した場合に各チャンネルｃｈ（１〜８）毎に計測した結果を示す。図２３（Ａ）は各Ｈｂの変化量を示し、（Ｂ）は、ｋ比の時間経過を示し、（Ｃ）はｋ角の時間経過を示し（事象ごとに線が色分けされている）、（Ｄ）はＬ値の時間経過を示し、（Ｅ）はｋ比の二次元変化を示すグラフである。図２３（Ａ）〜（Ｅ）に示す縦線から検者が話しているので、被験者が検者の言葉を聞いている最中でもｋ比が変化していることがわかる。また、ｋ比の事象が４からー１まで変化することがわかる。【０２６８】
また、図２４は、実測データを時間―空間表示した説明図であり、（Ａ）は酸化型Ｈｂ、（Ｂ）は還元型Ｈｂ、（Ｃ）は総Ｈｂ、（Ｄ）はｋ比、（Ｅ）はｋ角、（Ｆ）はＬ値を示す。ここで、横軸は時間、縦軸はｃｈ１−ｃｈ８までの部位を表示し、値の増加、減少を色別している。【０２６９】
図２４（Ｅ）に示すｋ角の時空間表示により、刺激の直後に酸素代謝の最も亢進した部位の時間経過がわかる。【０２７０】
図２５は、ヘモグロビン（Hｂ）変化と毛細血管酸素飽和度変化の時間分布図である。図２５からわかるように、２つの分布が空間的にも、時間的にも異なっていることが明確にわかる。従来は、この２つの要素を精度よく抽出できていなかった。
NIRS imagingでは、 非侵襲に毛細血管内の低酸素に連続した高酸素化の時系列を精度よく観察することができる。部位と時間分布図からFORCE(fast-oxygen response in capillary event, 速い酸素代謝反応）効果の部位（図２５のF）と時間的広がりを計測することで、酸素消費の強度を判定することができる。 また、FORCE効果に連続した広汎な酸素飽和度変化とヘモグロビンの変化（Watering-the-garden effect効果; ある箇所の酸素消費に対して、酸素供給としてその周囲にも血液量が変化する現象）が、血管機能制御で認められることが画像化できる（図２５のW）。すなわち、毛細血管内の速い酸素代謝反応（FORCE）とその血管制御の関係を計測するイメージングが可能である。Watering-the-garden効果は、T2*-fMRIの計測では、毛細血管より下流の静脈で大きな信号変化を引き起こし、PETにおける分単位の計測は、Watering-the-garden効果を検出するに都合がよいので、FORCE効果とWatering-the-garden効果をNIRS imagingのように区別することは困難である。【０２７１】
また、任意領域の累積量又は累積変化量の時系列データを表示してもよい。【０２７２】
図２６は、酸化型Hbの変化量に基づいて累積酸化型Hbの変化量を表示したグラフを示す。図２６のグラフから、Watering-the-garden効果の領域WとFORCE効果の領域Fを区別できることがわかる。任意領域の累積量又は累積変化量の時系列データを表示は、課題期間以前の安静コントロール区間に適応すれば、安静時の各計測チャンネルの均一性や安定性を区別できる。【０２７３】
図２７は、酸化型Hb変化量と累積酸化型Hbの変化量を表示したグラフを示す。図２７（A）は、FORCE効果の領域を示し、（B）は、Watering-the-garden効果の領域を示す。課題負荷によって、Watering-the-garden効果の領域に比べてFORCE効果の領域では、酸化型Hbの変化が低下し、その後増加に転じて、累積量も正に転ずることがわかる。【０２７４】
図２８（Ａ）はtHbの時間経過の変化を示すグラフ、（Ｂ）はtHbの微分値の時間経過の変化を示すグラフ、（Ｃ）はtHbの微分値と、その微分値との2次元ダイアグラムである。【０２７５】
また、任意の開始点からのtHbとScO２の加算データ、すなわち、累積ｔＨｂ変化量と  累積ScO２の変化量を時系列に表示してもよい（例えば図２９参照）。【０２７６】
さらに、FORCE効果の部位と第１次Watering-the-garden効果の部位との積分値の時系列データを比較し、その相関を表示してもよい。例えば、図３０の例では、全く異なったScO２の変化量示す領域が、安静時、賦活時では、傾きRが全く異なるが、高い相関関係を示す。これは、酸素の消費部位と周辺の酸素供給部位の精密な関係を実証している。【０２７７】
また、図３１の例では、全く異なったtHbの変化量示す領域が、安静時、賦活時では、傾きRが全く異なるが、高い相関関係を示す。これは、酸素の消費部位と周辺の酸素供給部位の精密な関係を実証している。
（生体機能診断方法について）
次に、本発明の実施形態に係る生体機能診断方法を説明する。図３２は、本発明の実施形態に係る生体機能診断方法を説明するためのフローチャートである。【０２７８】
まず、計測すべき生体の部位に生体用プローブ１を備えた計測装具を装着する（ステップＳ１）。【０２７９】
次いで、生体用プローブの発光素子１ａ及び受光素子１ｂを設置する（ステップＳ２）。【０２８０】
次いで、生体用プローブ１の位置をモニタで表示しながら、発光素子１ａを発光し生体に光を照射する（ステップＳ３）。【０２８１】
次いで、生体用プローブ１の受光素子１ｂで光を受光する（ステップＳ４）。【０２８２】
次いで、装置本体３の制御部８は、生体用プローブ１によって検出された光情報に基づいて、生体用プローブ１のチャンネル内の光機能画素データを解析し（ステップＳ５），チャンネル内の生体用プローブで構成される各チャンネル内の発光素子と受光素子の組み合わせについて、各種パラメータに基づいて有効無効化の選択又は調節の必要性を判別する（ステップＳ６）。【０２８３】
ステップＳ６では、例えば次のパラメータを基準にして、選択が行われる。１つのパラメータだけを用いて選択してもよく、２以上のパラメータを用いて総合的に判断（パラメータ間の優先順をつけるなど）して選択してもよい。【０２８４】
（１）ｋ比
ｋ比が−１に近い値になる組み合わせを選択することにより、毛細血管優位のデータが得られる組み合わせを選択でき、静脈優位のデータが得られる組み合わせを排除できる。
（２）Ｌ値
Ｌ値が小さい値になる組み合わせを選択することにより、毛細血管優位で、Ｓ／Ｎの良好なデータが得られる組み合わせを選択でき、静脈優位でＳ／Ｎの悪いデータが得られる組み合わせを排除できる。
（３）ΔＳ値
ΔＳ値が小さい値になる組み合わせを選択することにより、回転運動が小さく、Ｓ／Ｎの良好なデータが得られる組み合わせを選択でき、回転運動が大きくＳ／Ｎの悪いデータが得られる組み合わせを排除できる。
（４）ｈ値
ｈ値が小さい値になる組み合わせを選択することにより、ゆらぎが小さく、Ｓ／Ｎの良好なデータが得られる組み合わせを選択でき、ゆらぎが大きくＳ／Ｎの悪いデータが得られる組み合わせを排除できる。【０２８５】
次いで、装置本体３の制御部８は、生体用プローブ１によって検出された光情報に基づいて、生体用プローブ１のチャンネル間の光機能画素データを解析し（ステップＳ７），チャンネル間の組み合わせについて、各種パラメータに基づいて有効無効化の選択又は調節の必要性を判別する（ステップＳ８）。
ステップＳ８では、例えば次のパラメータを基準にして、選択が行われる。１つのパラメータだけを用いて選択してもよく、２以上のパラメータを用いて総合的に判断（パラメータ間の優先順をつけるなど）して選択してもよい。
（１）Ｇ値
Ｇ値の低いチャンネルを選択し、Ｇ値の高いチャンネルを削除するか又は再調節（チャンネルの再度の設置）を行う。
（２）Ｓ値
Ｇ値だけであると、すべての部位で同じようにばらついていると判定しにくい場合が生じるので、Ｓ値も考慮し、Ｓ値の低いチャンネルを選択し、Ｓ値の高いチャンネルを削除するか又は再調節（チャンネルの再度の設置）を行う。【０２８６】
ステップＳ６及びステップＳ８のステップによるチャンネル内及びチャンネル間の選択で、所定の基準を満たす場合には、次のステップに進み、所定の基準に満たさない場合には、データを無効化するか、又は、計測装具や生体用プローブ１の位置を変更するなどして再調節する。【０２８７】
次いで、生体の安静時において、生体用プローブによって検出される光情報の基準データを計測し、データ解析及びデータ表示を行う（ステップＳ９）。【０２８８】
次いで、生体への課題提示時において、生体用プローブによって検出される光情報の課題提示のデータを計測し、データ解析及びデータ表示を行う（ステップＳ１０）。【０２８９】
従来の計測法では、あくまでも、血流代謝の指標として従来から知られている光の吸収量の変化から演算した、図２３（A）に示すように、酸化型ヘモグロビン濃度の変化、還元型ヘモグロビン濃度の変化、総ヘモグロビン濃度の変化、チトクローム、が、使われてきた。しかし、血流代謝の組織反応は秒単位のゆっくりとしているので、実行動と時間のずれが起こると考えられてきた。これらの指標として信号変化を必ずしも考えるのではなく、計測対象の実行動にほぼ、ミリ秒単位で同時対応した変化と考えて、反応時間RT依存性の計測を行う。【０２９０】
反応時間の計測は、提示時間（RTa）、思考時間（RTb） 、対応時間（RTc）に分ける。【０２９１】
従来の心理検査は、問題を提示して、答案に答える。そしてその答案を判定している。それゆえに、提示時間内の脳思考を診断したり、被験者の思考時間の思考状況を脳機能診断することができなかった。【０２９２】
これに対し、本発明では、それぞれのRTに対応の各種パラメータから積分値を求める。【０２９３】
各パラメータ（酸化型Hbの変化量、還元型Hbの変化量、総Hbの変化量、酸素交換量、酸素飽和度ベクトル,ヘモグロビンベクトルなど）の時系列データは、時間の関数で表される。【０２９４】
「ＲＴ区間の積分値」＝∫RT fΔ)ｄｔ＝∫ba fΔ)ｄｔ反応時間RT区間
a(ms)から  b(ms)   ここで、ｆ（ｔ）はパラメータである。【０２９５】
そして、例えば図３３（Ａ）に示すように、反応時間RTと積分値から、２次元ダイアグラムを表示し、その傾き、ベクトル、スカラーなどを求める。反応時間RTとその区間の各種パラメータの積分値を二次元ダイアグラムで解析することで、ミリ秒の行動情報依存性（ＲＴ依存性）を得て診断することができる。図３３（Ａ）において、二次元ダイアグラムの傾きがマイナス４５度あるいは４５度に近づくならば、反応時間と組織反応が一致していることを示す。すなわち、行動時間と相関する部位を選び出す計測が可能となる。【０２９６】
また、図３３（Ｂ）に示すように、任意の時間帯の複数の部位から計測された積分値を二次元ダイアグラムに断続的にプロットし、その傾きがマイナス４５度あるいは４５度に近づくならば、相互の関連性が高いことを示す。すなわち、行動時間内で、相互に関連した部位を選び出す計測が可能となる。【０２９７】
また、ＲＴ依存性チャンネルを表示部１０に画像表示することができる。例えば、図３４は、学習パターン認識を脳の部位情報から時系列に取り出したＬ値マップであり、（Ａ）は認知反応画面、（Ｂ）は思考関連脳反応画面、（Ｃ）は行動関連脳反応画面である。横軸は時間、縦軸はチャンネルであり、積分値の高さによって色別されている。【０２９８】
また、図３５に示すように、横軸を時間、縦軸を積分値にした二次元ダイアグラムで解析してもよい。図３５（Ａ）は情報入力期間、（Ｂ）は思考期間、（Ｃ）は出力期間であり、思考期間において学習能力が上がっていることがわかる。【０２９９】
また、図３６（A）〜（C）に示すように、各反応時間内で、相互に関連した部位のチャンネル同士がわかるように、相関関係のある部位間のチャンネルを線で結ぶように表示してもよい。ここで、数字はチャンネル番号を示し、（A）は情報入力期間、（Ｂ）は思考期間、（Ｃ）は出力期間における各トータルHbの相関関係のあるチャンネルの変化を示す。相関係数の値に応じて色別して表示してもよい。図３６（B）から、思考期間で相関関係のあるチャンネルが急増することがわかる。【０３００】
さらに、反応時間RTと積分値の間の相関係数c.c.を調べ、行動特性に関連する部位が連続して計測できる。
ここで、相関係数c.c.＝Sxy/(SxxSxy)1/2     任意設定時間内(タイムポイントＮ)の相関性の算出を行う。２つの計測点ｘ(反応時間)、ｙ（積分値）の間の直線関係の強さをみる指標で、データｎ個の点について求める。【０３０１】
そして、c.c.＞０．６、c.c.＜−０．６の部位を特定することにより、反応時間に依存する部位を特定できる。【０３０２】
また、それぞれのRT区間での部位同士の積分を使って、演算し相関係数を調べる。【０３０３】
そして、c.c.＞０．６、c.c.ｃ＜−０．６の部位を特定することにより、反応時間内での部位間のネットワーク依存度を特定できる。【０３０４】
これらの数値は、信号強度の強弱では決まらないので、Ｓ／Ｎが良好のデータである。【０３０５】
また、左右同一部位であれば、同一対象のダイアグラムの傾きにより、RT区間の左脳と右脳の変動（Laterality）がわかるので、時系列表示ができる。図３７に示すように、右脳と左脳の対象部位の変動
(laterality)を時系列に表示してもよい。【０３０６】
また、図３８に示すように、実際の計測では、行動時間RTとNIRS-計測パラメータの最大最小のピークに時間が一致していないことがしばしば起こる。そのような場合に、行動時間RTとNIRS-計測パラメータとの時差相関を考慮した計測方法によって、複数部位のチャンネルからチャンネルを選択したり、部位間の機能的差を画像表示上で強調することが可能である。【０３０７】
（半減時間について）
半減時間は、酸素交換（消費）や酸素供給などに関する指標のピーク値の１／２になるまでの要する時間であり、半減時間を考慮することにより、人の体調や、人と人との個人差を検査することが可能となる。また、例えば、前述したようにＫ比＝１の場合、Ｅ比は無限大になるため、半減時間を設定することにより、具体的な数値の比較を個人間で行うことができる。【０３０８】
（生体用プローブのランダム配列について）
図３９に示すように、計測点Kに対して、複数の生体用プローブ１の間隔を隔てて配置してもよい。通常、計測対象までの距離や深さや複雑な構造のために、適正な光路長は、複数計測してみないと判別できないので、実際に複数の間隔で計測する。図３９に示すように、生体用プローブ１をランダムに配置しても計測領域に対して、複数の計測値をもたらし、計測の精度が向上する。【０３０９】
（光路長に依存しない指標について）
光機能画素を構成する光路長の正確な計測によるヘモグロビン量の精度の高い定量が、計測上困難であるために、それを補う指標として光路長に対する非依存性指標は、計測値の、個人間の比較や個人内の計測値を比較においても、重要な役割をになう。
その中で、
（１）反応時間内ヘモグロビン変化相関
（２）ネットワーク占有率（左右差を含めた）
（３）象限移動画像表示（時空間表示でも、２次元平面表示でもよい）
（４）課題比
（５）学習効果
の算出が考えられる。【０３１０】
（１）反応時間内ヘモグロビン変化相関
まず、複数被験者のデータｎ個を読み込み、光機能画素ごと酸素交換回転運動の指標の時系列データを算出する。次いで、m回の施行の行動反応時間（RTa, RTb, RTc,….）の各平均値を算出し、行動反応時間内に限らない画素別にm回の施行の最大値、最小値、最大時間、最小時間の各平均値を算出する。次いで、各被験者データｎ個の最大値、最小値、最大時間、最小時間の平均値の軸と表示と反応時間平均の軸に２次元表示し、グラフの傾き(相関係数ｒ）を算出する。そして、反応時間（RTa,
RTb, RTc,….）と各指標に応じて例えばｒ>0.6の基準で行動または、思考または行動依存領域を選択する。【０３１１】
（２）ネットワーク占有率
まず、左右の各n個のチャンネル間の相関性の反応時間に依存して、それぞれ任意の区間でデータ計算する。【０３１２】
両側関連指数は、 最大Max: n x nなので
両側ネットワーク占有率(使用率）｛X本/n x n｝ｘ100％と計算される。ｘは、任意の相関係数ｒ＜０．６の表示に応じてきまる。 
また、同側関連指数は、最大n x (n-1) なので
同側ネットワーク占有率(使用率）｛X本/n x (n-1)｝ｘ100％と計算される。
側方化指数は、左右の同側ネットワーク占有率(使用率）からLaterality  Indexを計算して判定する（−１から１）。
【０３１３】
左右対称の光機能画素を用いてそれぞれの任意区間での変化量で、Laterality Index=(R-L)/(R+L)算出が可能である。【０３１４】
次いで、図４０に示すように、左右のネットワーク占有率(使用率）と両側ネットワーク占有率(使用率）はそれぞれ１．０（１００％）が最大として、３つのポイントを最大の正三角形にして、そこで各点を結んだ面積を全ネットワーク占有面積として、区間ごとに時系列データが計測される。
右のネットワークの本数からLaterality Indexを時系列表示から、任意区間の面積を算出する。その区間での正負の大きさで左右の優位性が判定される
また、左右のネットワークの本数からLaterality Indexの時系列表示を微分した時系列データから課題の移り変わりによる左右の優位性を検出する【０３１５】
（３）象限移動画像表示
例えば、Ｋ角を算出し、図４１（Ａ）に示すように、Ｋ角の象限を
・（-45°〜 45°）：高酸化事象
・（ 45°〜135°）：うっ血（高環流）事象
・（135°〜225°）：高酸化事象
・（225°〜315°）：虚血（低環流）事象
に分ける（その際、色分けしてもよい）。【０３１６】
次いで、Ｌ値算出を算出し、図４１（Ｂ）に示すように、象限とL値で機能画像表示する。Ｌ＝０とすれば、２次元表示になり、Ｌ値を加えると３Ｄ表示になる。このような表示法により、隣接した領域が、時間的に生理的事象が変わりながら推移していることがわかる。【０３１７】
例えば、図４２（Ａ）は、ひらがなを書く場合、（Ｂ）は漢字を書く場合、（Ｃ）は漢字がわからない場合についてのK角-象限時空間画像を表示したものである。図４２から、各課題によって、事象の時空間情報が異なることがわかる。例えば、図４２（Ａ）及び（Ｂ）から、ひらがなや漢字を書く場合、低酸素状態からうっ血事象に移行して、高酸素化事象に移行することがわかる。また、漢字を書く場合には、右脳が左脳よりも強く働いていることがわかる。さらに、図４２（Ｃ）に示すように、漢字がかけないときは、低酸素状態からうっ血事象に移行せず、高酸素化事象に移行することがわかる。【０３１８】
また、図５２（A）は、格子状に生体用プローブを配列し、１４ｋｇのダンベルを持ち上げている最中の２２．８秒時点の左右の運動野周囲のｋ比とＬ値の画像表示であり、（B）は１４ｋｇのダンベルを持ち上げている最中の２２．８秒時点の左右の運動野周囲のｋ角とＬ値の画像表示である。図中、Fは、左第一次運動野に生じたＦＯＲＣＥ効果の部位、WはWatering−the−garden効果の部位を示す。【０３１９】
（４）課題比
同一部位を、それぞれのパラメータの課題比(task-ratio)によって、比較する。部位と時間によって課題比の違いが異なるので、画像表示しても、何倍違うか明確にわかる。空間的にも課題比率は異なる。【０３２０】
例えば、図４３に示すように、task Bとして7kgを持ち上げる、task Aとして１４ｋｇを持ち上げるという異なる課題に対する各種指標を比較した場合、重量は２倍であっても脳の酸素代謝の指標は３０倍にも達することがわかる。【０３２１】
（５）学習効果の判定
学習効果の判定として、ScO２低下領域がある場合には、学習によって、FORCE効果がより明瞭に出現していることになり、学習効果があることがわかる。逆に、ScO２低下領域がなく、Watering-the-garden効果が広範囲になり、FORCE効果が検出できないと、学習効果が上がっていないことがわかる。【０３２２】
（異なる課題間の比較表示）
例えば、図４４（Ａ）及び（Ｂ）は、ScO2= (OxyHb-DeoxyHb)と tHb =(OxyHb+DeoxyHb)をリアルタイムに表示したときの、任意時間の７ｋｇと１４ｋｇのダンベルをもったときの脳のデータに関するグラフである。また、図４５（Ａ）及び（Ｂ）は、２次元のOxyHbとDeoxyHbのダイアグラムに同時に表示して、それぞれのベクトルの関係を表示したときの、任意時間の７ｋｇと１４ｋｇのダンベルをもったときの脳のデータに関するグラフである。【０３２３】
（FORCE効果とWatering-the-garden効果の分離）
FORCE効果の少ないWatering-the-garden効果を示すチャンネルの選択することが出来れば、そのチャンネル酸化型Hbの時系列データから、毛細血管内の血流速度を算出できる。【０３２４】
ＦＯＲＣＥ効果によって酸素交換のために、動脈側から流入してくる酸化型Ｈｂは減少するか、あるいは速度が低下する。【０３２５】
このことから、
（最大Watering-the-garden効果の酸化型Hbの微分）は、酸素供給のための流入速度をあらわす。
（最大FORCE効果の酸化型Hbの微分）は、酸素消費のために流入速度を表す（マイナスもありうる）。
このことから
（最大Watering-the-garden効果の酸化型Ｈｂの微分）−（ 最大FORCE効果の酸化型Ｈｂの微分）
＝酸素交換減速度（酸素交換によって減速される効果）
酸素交換すなわち、FORCE効果が強くなればより減速され、値は大きくなる。
酸素交換による血液流入速度に対する減速効果は、図４６（Ａ）に示すように、最大値ｐ値をとるための２つの時系列データ上の(ｂ−a) 時間によってもあらわされる。
時間経過とともに(b-a)すなわち酸素交換減速時間は変化し、時間ｃではゼロになる。【０３２６】
この時間変化を計測し表示することで、FOECE効果とWatering-the-garden効果の分離が時間的に明確になる。
また、微分値でなくても
（最大酸素交換効果値）＝(最大Watering-the-garden効果）−（最大FORCE効果）
がわかる。
（酸素交換効果値）＝(Watering-the-garden効果）−（FORCE効果）【０３２７】
以上述べた酸素交換減速度、酸素交換減速時間、酸素交換効果値を複数の計測部位からそれぞれ求めて、画像分布の時系列表示することで、FORCE効果の中心がWatering-the-garden効果と区別されて容易に判定できる。FORCE効果では、酸素消費量と酸素供給量が、時間的にも空間的にも乖離しやすいので、
さらに、次のような方法もある。【０３２８】
（１）チャンネル間の差分を計算し系列表示する。
Watering-the-garden 効果を示す部位は酸化型Hbが即上昇しやすい。酸素交換度の上昇している部位は、FORCE効果によって、酸化型Hbが課題負荷によって低下しやすいので 
（最大酸素交換効果）＝(最大Watering-the-garden効果）−（最大FORCE効果）
によって、酸化型Hbの複数の部位の相互の時系列差分から酸素交換がもっとも盛んな部位を選択できる。
（２）チャンネル間の差分の時系列表示によって、FORCE効果の時間（区間）を決定することができる。【０３２９】
なぜならば、時間が経過することで、酸素交換が盛んな部位もWatering-the-garden 効果の時系列と類似してくる。
（３）任意区間ごとのチャンネル間の相関係数（類似性）によって、FORCE効果とWatering-the-garden効果の分離が可能である。【０３３０】
図４６（Ｂ）では、時間経過をチャンネル間で追跡するために、縦軸にｃｈ７、横軸のｃｈ８を時間ごとに表示して相関係数ｒを求めている。全体の約６０秒間では、
Ｒ２＝０．８４４４で、高い相関性をしめす。【０３３１】
しかし、時間帯を任意に区分して相関性を求めると初期には相関性が無いことがわかる。
これによって、FORCE効果をWatering-the-garden効果から分離抽出することができる。【０３３２】
ここで、FORCE効果の少ないWatering-the-garden効果を示すチャンネルの選択する場合、すべての酸化型Hbや還元Hb、総Ｈｂのタイムコースをそれぞれ同時に表示する。
さらに微分すると
１）  もっとも急激に上昇した酸化型Hbのチャンネル（速度のはやいチャンネル）をえらべる。
２）最大値を示す酸化型Hbのチャンネルを選べる。
１）、２）の条件をみたすとWatering-the-garden効果の最も強いチャンネルを選べる。
これは酸素交換度の低いチャンネルに相当する。【０３３３】
一方、FORCE効果を示すチャンネルの選択する場合、もっとも酸化型Hbの低下し還元型Ｈｂが上昇しているチャンネル、すなわちこれは酸素交換度の高いチャンネルに相当する。
本発明は、上記実施の形態に限定されることはなく、特許請求の範囲に記載された技術的事項の範囲内において、種々の変更が可能である。例えば、チャンネル間の相関性を強調したNetwork強調画像法、左右差を強調した左右比較強調画像法行動(または思考）反応時間との相関性を強調した行動(または思考）反応時間相関値強調画像法などが可能である。【０３３４】
（三次元ダイアグラムの表示）
制御部８は、前述した各二次元ダイアグラムに時間軸を加えた三次元ダイアグラムから導き出される各種パラメータを算出し、表示部１０は、制御部８によって算出された各種パラメータに基づいて三次元表示を行うことができる。【０３３５】
（螺旋運動の種類）
（１）HbO２（酸化型ヘモグロビン）とHb（還元型ヘモグロビン）との二次元ダイアグラム及び、それを４５度回転させた酸素飽和度（ScO２）の変化量と総ヘモグロビン（ｔHｂ）の濃度変化量との関係を示す二次元ダイアグラムに時間軸を加えて、各チャンネルの課題開始点あるいは課題終了点の軌跡を結んでいくと、螺旋状（スパイラル状）の運動が表示される（以下、これをK螺旋運動という）。
図５３（A）はK螺旋運動を縦表示したグラフ、（B）は横表示したグラフである。
（２）累積HbO２（酸化型ヘモグロビン）と累積Hb（還元型ヘモグロビン）との二次元ダイアグラム及び、それを４５度回転させた累積酸素飽和度（ScO２）の変化量と累積総ヘモグロビン（ｔHｂ）の濃度変化量との関係を示す二次元ダイアグラムに時間軸を加えて、各チャンネルの課題開始点あるいは課題終了点の軌跡を結んでいくと、螺旋状（スパイラル状）の運動が表示される（以下、これをT螺旋運動という）。
（３）HbO２（酸化型ヘモグロビン）の微分値とHb（還元型ヘモグロビン）の微分値との二次元ダイアグラム及び、それを４５度回転させた酸素飽和度（ScO２）の変化量の微分値と総ヘモグロビン（ｔHｂ）の濃度変化量の微分値との関係を示す二次元ダイアグラムに時間軸を加えて、各チャンネルの課題開始点あるいは課題終了点の軌跡を結んでいくと、螺旋状（スパイラル状）の運動が表示される（以下、これをH螺旋運動という）。
（４）HbO２（酸化型ヘモグロビン）の微分の微分値とHb（還元型ヘモグロビン）の微分の微分値との二次元ダイアグラム及び、それを４５度回転させた酸素飽和度（ScO２）の変化量の微分の微分値と総ヘモグロビン（ｔHｂ）の濃度変化量の微分の微分値との関係を示す二次元ダイアグラムに時間軸を加えて、各チャンネルの課題開始点あるいは課題終了点の軌跡を結んでいくと、螺旋状（スパイラル状）の運動が表示される（以下、これをI螺旋運動という）。【０３３６】
（各螺旋運動の各種パラメータ）
（１）Ｋ-各螺旋運動の各種パラメータ
１）酸素交換量  （Ｌ値）
（L値）2＝（ScO2）2＋（ｔHｂ）2
２）酸素交換度  （Ｋ角）
３）Ｍ値
（Ｍ値）2＝（計測開始からの時間）2＋（Ｌ値）2
（２）T-各螺旋運動の各種パラメータ
１）累積酸素交換量（R値）
（Ｒ値）2＝（累積L値）2＝（累積ScO2）2＋（累積ｔHｂ）2
２）累積酸素交換度  （Ｔ角）
３）Y値
（Ｙ値）2＝（計測開始からの時間）2＋（累積Ｌ値）2
４）時間軸と累積Ｍ値（Ｙ値）の侠角（Y角）
（３）H-各螺旋運動の各種パラメータ
１）酸素交換速度量（Ｅ値）
（Ｅ値）2＝（L値微分）2＝（ScO2の微分）2＋（ｔHｂの微分）2
２）酸素交換速度（Ｈ角）
Ｈ角＝Arctan[（ScO2の微分） /（ｔHｂの微分）]＝Ａｒｃｔａｎ（Ｈ比）
Ｈ比＝（ScO2の微分） /（ｔHｂの微分） =酸素交換速度に対するヘモグロビンの変化速度比
３）O値
（Ｏ値）2＝（計測開始から時間軸の微分）2＋（Ｌ値微分）2
４）時間軸とＯ値の侠角（Ｏ角）
（4）I-各螺旋運動の各種パラメータ
１）酸素交換加速度量（Ｉ値）
（I値）2＝（L値微分の微分）2＝（ScO2の微分の微分）2＋（ｔHｂの微分の微分）2
２）酸素交換加速度（Ｉ角）  
Ｉ角＝Arctan[（ScO2の微分の微分） /（ｔHｂの微分の微分）]＝Ａｒｃｔａｎ（Ｉ比）
Ｉ比＝（ScO2の微分の微分） /（ｔHｂの微分の微分） =酸素交換速度に対するヘモグロビンの変化加速度比
３）Ｃ値
（Ｃ値）2 ＝（計測開始から時間軸の微分）2 ＋（Ｌ値微分の微分）2
４）時間軸とＣ値の侠角（C角）
【０３３７】
（各螺旋運動の三次元表示判定基準）
図５４（A）はK螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（B）はT螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（C）はH螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図、（D）はI螺旋運動の三次元表示判定基準を説明するための説明図である。
ここで、象限１から４はｔＨｂが増加する（血液が増加する）事象、象限５から９はｔＨｂが減少する（血液が減少する）」事象、象限３から６はＳｃＯ２が減少する（低酸素状態）事象、象限１，２，７，８はＳｃＯ２が増加する（高酸素状態）事象である。
３次元表示した際に、どの象限に「時間経過」で傾いていくかにより、学習効果や運動回復などの判定指標となる。
また、酸素交換の度合いとしては、象限１と２の場合、うっ血による高酸素化の度合いを示す。象限７と８の場合、虚血による高酸素化の度合いを示す。象限５と６の場合、虚血による低酸素化の度合い、組織の酸素消費の低下の度合いを示す。象限３と４の場合、うっ血による低酸素化の度合い、組織の酸素消費の上昇の度合いをしめす.【０３３８】
（三次元表示の具体例）
図５５（A）〜（D）は、チャンネル４，７，９，１１のK螺旋運動を示す三次元ダイアグラムであり、HbとＨｂＯ２に線を入れた例である。
図５６（A）〜（D）は、チャンネル４，７，９，１１のK螺旋運動を示す三次元ダイアグラムであり、時間軸に沿って縦線を入れた例である。
これらの三次元ダイアグラムによれば、チャンネル４では象限３，４，５へ移動し、チャンネル７では象限２へ移動し、チャンネル９では象限４へ移動し、チャンネル１１では象限３へ移動していることがわかる。
このように、それぞれのチャンネル毎に象限移動特性が異なり、脳への付加の特徴が異なることを判別することができる。【０３３９】
（三次元ダイアグラム及び各種パラメータから得られる効果）
上記説明された三次元ダイアグラム及び各種パラメータから次のような効果を奏する。
１）時間軸に対して、時計回りの回旋と反時計回りの回旋状態の２つを区別できる。【０３４０】
時計回旋は課題に対する興奮性反応、半時計回旋は課題に対する抑制性反応として区別して酸素交換状態を区別できる。
２）安静時の状態を計測することが出来て、酸素交換機能が一定であれば、螺旋は限りなく時間軸と平行である。この時、Ｉ角、Ｏ角、Ｌ角、Ｙ角、は限りなくゼロにちかい。同様にＩ値、Ｅ値、Ｌ値、Ｒ値はゼロに近い。あるいは、いずれの値も角度の変化が無い。
３）逆に、Ｉ角、Ｏ角、Ｌ角、Ｙ角やＩ値、Ｅ値、Ｌ値、Ｒ値が時間軸から離れて大きくなれば、酸素交換活動がより活発になっていることを示す。この場合、８つに区別される象限１から象限８までの区分を、酸素交換活動の性質、状態を表す。
４）８つの象限は、Ｔ-螺旋では、累積酸素消費・供給量と累積ヘモグロビン増加・減少量の比によって象限が決まる。【０３４１】
Ｋ-螺旋では、酸素消費・供給量とヘモグロビン増加・減少量の比によって象限が決まる。【０３４２】
H-螺旋では、酸素消費・供給速度とヘモグロビン増加・減少速度の比によって象限が決まる。
I-螺旋では、酸素消費・供給加速度とヘモグロビン増加・減少加速度の比によって象限が決まる。
５）３次元表示時間軸から離れるほど脳酸素交換機能予備能の低下を示す。【０３４３】
脳酸素交換機能予備能は、Ｋ螺旋とＴ螺旋を用いることが最も有効である。課題負荷に対して酸素交換機能が働いた場合、計測開始点に回帰することが予備能として正常と判定する。
Ｋ-螺旋は，課題の試行ごとの脳酸素交換機能予備能の判定に有効である。
Ｔ-螺旋は、連続した試行や、総合的な負荷を評価する場合に有効である。【０３４４】
６）急速に回帰することで脳酸素交換機能予備能の効率性を判別する。このためにはＩ-螺旋、Ｈ螺旋を用いる。どのぐらい速く計測開始点の軸に回帰するかで判定する。
７）特に象限４と５は、低酸素に対して予備能が無くなる方向で、螺旋がこの象限に向かい回復しないことは、酸素供給の象限８と１へ向かうよう治療を考える必要がある。【０３４５】
８）反対に学習しても象限が４と５に向かわなければ適切な脳の神経活動が得られていないために酸素消費が起こらないと理解して、学習支援を再度工夫する必要がある。特に象限６と７は、ヘモグロビンに対して予備能か無くなる方向で、螺旋がこの象限に向かい回復しないことは、血液供給の象限２と３へ向かうよう治療を考える必要がある。
９）運動療法によって、象限が２と３に移動しないで、象限６、７や象限５の状態が継続するならば、脳酸素供給に問題があり医師の指導や運動を中止して休憩する必要がある。
【０３４６】
（脳酸素交換機能予備能（脳酸素交換機能の余力）について）
従来は、脳循環予備能として二酸化酸素負荷に対する血管拡張反応による血流分布の変化を負荷前と比較して評価していた。
しかし、この検査法の欠点は、毛細血管レベルの血管反応ではなく、二酸化酸素負荷に反応する酸素交換をしていない細動脈の反応を見ていた。これでは、脳の働きに対してどの程度機能予備能があるか判別できなかった。また二酸化炭素への反応は脳全体で、局所の選択的機能ではなかった。
この問題を解決するために、K螺旋運動におけるL角の傾きと象限移動によって、脳酸素交換予備能を計測することが考えられる。
ここで、L角は、酸素交換機能予備度を表し、L角が大きいほど予備能がないと判断できる。また、酸素交換予備時間（OET）を定義して、L角の任意角、例えば４５度までの酸素交換予備時間が正常に比べて短いほど予備能がないと判断できる。また、還元型Hb軸に動くほど予備能がないと判断でき、酸化型Hb軸に動くほど予備能があると判断できる。
図５７は、１ｋｇ、４ｋｇ、７，５ｋｇの順にダンベルを持ち上げたときのL角の変化を示すグラフである。図５７に示すように、L角が急激に上昇している場合、酸素交換機能予備能が急激に低下し、脳血管の酸素交換が異常な状態であることを示す。L角が徐々に上昇している場合、酸素交換機能予備能に余力があり、脳血管の酸素交換が正常な状態であることを示す。【０３４７】
（定性的ｋ比について）
定性的ｋ比は次式により定義される。
定性的ｋ比＝（還元型Ｈｂ優位の波長の吸収係数変化) / (酸化型Ｈｂ優位の波長の吸収係数変化)
直接波長を使った定性的ｋ比の算出法によって、その傾き（arctan（ｋ比））から定性的に酸素変換比に類似した変化を計測できる【０３４８】
図５８は、波長と吸光度との関係を示すグラフである。図５８において、
（１）還元型Hb＜酸化型Ｈｂの場合、定性的k比の傾きは、安静時では右上がり（５０％以上の酸素化）となり、酸素交換活動時では、反時計周り変化（高酸素化）となる。
（２）還元型Hb＞酸化型Ｈｂの場合、定性的k比の傾きは、安静時では右上がり（５０％以上の酸素化）となり、酸素交換活動時では、時計周り変化（低酸素化）となる。
図５９は830nmの吸収係数の変化と780nmの吸収係数の変化を課題ごとに二次元上にプロットしたグラフである。課題によって異なった課題角が計測される。課題により時計回りに課題角が変化する場合は低酸素化を示し、課題により反時計周りに課題角が変化する場合は高酸素化を示す。
図６０は830nmの吸収係数の変化と780nmの吸収係数の変化を部位ごとに二次元上にプロットしたグラフである。部位によって異なった部位角が計測される。部位により時計回りに部位角が変化する場合は低酸素化を示し、部位により反時計周りに部位角が変化する場合は高酸素化を示す。
【０３４９】
（光路長変動のモニタリング画像表示）
従来、複数点での計測の問題点は、各点で光路長の違いが考えられ、等価な評価に問題があったことである。しかし、逆に、光路長の相違は、計測対象の組織状態の違いを表していると考えることができる。
そこで、光路長（path length(PL)）には従来変化がないと考えられてきたが、PLの変動を画像表示する。これにより、FORCE効果、WATERING効果、SEWAGE効果の各時間帯で計算上PLが変化する性質を利用して、FORCE効果の時間帯を抽出することができる。
散乱の度合いによって光路長PLが異なるので、PLをモニタすることで毛細血管信号と静脈信号の関与の度合いを計測することが可能である。
しかしNIRSの測定方式で、Modified Beer-Lambert(MBL)法では、Δ［HbO2］・ｐｌとΔ［Hb］・ｐｌが求まるためにΔ［HbO2］とΔ［Hb］の絶対値はMBL法でなく時間分解分光法（TRS）や位相分解分光法（PRS）を用いて算出し、以下の式の１つに代入するで、PLモニタリングが可能である。
ΔＯ.Ｄ.730 ＝ａ1Δ［HbO2］・ｐｌ＋ａ1’Δ［Hb］・ｐｌ  ・・・（式８）
ΔＯ.Ｄ.８30 ＝ａ２Δ［HbO2］・ｐｌ＋ａ２’Δ［Hb］・ｐｌ  ・・・（式９）
ΔＯ.Ｄ.850＝ａ３Δ［HbO2］・ｐｌ＋ａ３’Δ［Hb］・ｐｌ  ・・・（式１０）
この場合、MBL法では、１波長でｐｌを求めることができる。
あるいは、MBL法で、Δ［HbO2］・ｐｌとａ1’Δ［Hb］・ｐｌを求めて、TRS,PRSで直接Δ［HbO2］とΔ［Hb］を計測して、PLとその変化量をモニターすることができる。
図６１は課題を与えたときの光路長（PL）変化の時系列変化を示すグラフである。課題を与えてPLの変化の大きい部位Bは静脈が多い部位であると判断できる。
【０３５０】
（酸化型ヘモグロビンと還元型ヘモグロビン波形の位相差計測法）
図６２は、酸化型ヘモグロビン（O）と還元型ヘモグロビン（D）の波形を示し、（A）は位相差が０度、（B）は位相差が９０度、（C）は位相差が１８０度の場合を示す。
酸化型ヘモグロビン（O）と還元型ヘモグロビン（D）の位相が変化することで酸素交換状態が変化する。すなわち、酸素交換度ｋとOとＤの位相差は直接関係しているので、この位相差を2次元、3次元座標とｋ角から計測できる。【０３５１】
図６３は酸素交換位相差角について説明するためのグラフである。
2次元ないし3次元座標から酸素交換度(k角）を利用した4つ指標ΔHbO2、ΔHb、ΔtHb（ΔHbO2+ΔHb）、ΔScO2 (ΔHbO2-ΔHb)、の相互の位相差を酸素交換位相差角と定義して求める。
HbO2,軸とHb軸の2つの直交座標上の計測点ｑ(ΔHbO2, ΔHb) は、酸素交換度（ｋ角）とスカラーＬによって、ΔtHb（ΔHbO2+ΔHb）軸とΔScO2 (ΔHbO2-ΔHb)軸による座標にも変換される。
HbO2-Hb座標上では
計測点q (ΔHbO2, ΔHb)＝（Ｌcosｋ’, Ｌsinｋ’）
＝（Ｌsin(π/2-ｋ’), Ｌsinｋ’）と記載される。
ＳｃO2-ｔHb 座標上では
計測点q (ΔScO2, ΔtHb)＝（Ｌcosｋ, Ｌsinｋ）
＝（Ｌsin(π/2-ｋ), Ｌsinｋ）と記載される。
上記より三角関数を用いて、計測点ｑの座標がＬとｋで定義されるので4つ指標ΔHbO2、ΔHb、ΔtHb（ΔHbO2+ΔHb）、ΔScO2 (ΔHbO2-ΔHb)はサインカーブに変換することができる。
ΔHbO2位相＝ｋo  ΔHbの位相＝ｋｄ  ΔＳｃO2位相＝ｋｓ  ΔｔHbの位相＝ｋｔ  と定義すると
ΔHbO2とΔHbの酸素交換位相差角  ko-kd=(π/2-ｋ’)-ｋ’=π/2-2ｋ’= π-2ｋ
ΔScO2とΔtHbの酸素交換位相差角  ks-kt=(π/2-ｋ)-ｋ=π/2-2ｋ
ΔHbO2とΔｔHbの酸素交換位相差角  ko-kｔ=(π/2-ｋ’)-ｋ=(π/2-ｋ’)-（k’+π/4）=π/4-2ｋ’
= (π/2-(k- π/4))-ｋ= 3π/4-2ｋ
ΔHbO2とΔScO2 の酸素交換位相差角  ko-ks=(π/2-ｋ’)-(π/2-ｋ) = -ｋ’+ k=π/4 (一定になる）
ΔHbとΔｔHbの酸素交換位相差角  kｄ-kｔ=ｋ’-ｋ=-π/4(一定になる）
ΔHbとΔScO2 の酸素交換位相差角  kｄ-ks=ｋ’-(π/2-ｋ) = ｋ’+ k - π/2 =ｋ’+（k’+π/4）-π/2
=2k’-π/4
=2(k-π/4) -π/4=2k-3π/4
上記のように記述される。
【０３５２】
それぞれの酸素交換位相差角は、ｋ角ないしｋ’角を使って計算される。酸素交換度ｋ角が時間によって変動する時間の関数であり、酸素交換の度合いを示すことからFORCE効果とWATERING効果を区別する際に、有効である、また負荷課題や刺激に対応してそれぞれの指標がどのぐらいの位相変化を受けたか計測することが出来る。すなわち2次元、3次元の座標表示から酸素交換位相変調（phase
modulation)計測法と酸素交換度を利用した位相差画像表示法が成り立つ。
図６４は絶対酸素交換位相差角について説明するためのグラフである。
2次元ないし3次元座標から絶対酸素交換度(θ角）を利用した4つ指標HbO2、Hb、tHb（HbO2+Hb）、ScO2(HbO2-Hb)、の相互の位相差を絶対酸素交換位相差角と定義して求める。
HbO2,軸とHb軸の2つの直交座標上の計測点ｐ(HbO2,
Hb) は、絶対酸素交換度（θ角）とスカラーｒによって、
tHb（HbO2+Hb）軸とScO2
(HbO2-Hb)軸による座標にも変換される。
HbO2-Hb 座標上では
計測点ｐ(HbO2, DHb)＝（Ｌcosθ’, Ｌsinθ’）
＝（ Ｌsin(π/2-θ’), Ｌsinθ’）と記載される。
ＳｃO2-ｔHb 座標上では
計測点ｐ (ScO2, tHb)＝（Ｌcosθ, Ｌsinθ）
＝（ Ｌsin(π/2-θ), Ｌsinθ）と記載される。
上記より三角関数を用いて、計測点ｐの座標がｒとθで定義されるので4つ指標HbO2、Hb、tHb（HbO2+Hb）、ScO2、(HbO2-Hb)はサインカーブに変換することができる。
HbO2位相＝θo  Hbの位相＝θｄ  ＳｃO2位相＝θｓ  ｔHbの位相＝θｔ  と定義すると
HbO2とHbの酸素交換位相差角  θo-θd=(π/2-θ’)-θ’=
π/2-2θ’= π-2θ
ScO2とtHbの酸素交換位相差角  θs-θt=(π/2-θ)-θ=
π/2-2θ
HbO2とｔHbの酸素交換位相差角  θo-θｔ=(π/2-θ’)-θ=
(π/2-θ’)-（θ’+π/4）
=π/4-2θ’
= (π/2-(θ- π/4))-θ= 3π/4-2θ
HbO2とScO2 の酸素交換位相差角  θo-θs=(π/2-θ’)-
(π/2-θ) =-θ’+ θ=π/4 (一定になる）
HbとｔHbの酸素交換位相差角  θｄ-θｔ=θ’-θ=-π/4(一定になる）
HbとScO2の酸素交換位相差角θｄ-θs=θ’-(π/2-θ)
=θ’+θ-π/2 =θ’+（θ’+π/4）-π/2
=2θ’-π/4
=2(θ-π/4) -π/4=2θ-3π/4
上記のように記述される。
それぞれの酸素交換位相差角は、θ角ないしθ’角を使って計算される。絶対酸素交換度θ角が時間によって変動する時間の関数であり、酸素交換の度合いを示すことからＦＯＲＣＥ効果とＷＡＴＥＲＩＮＧ効果を区別する際に、有効である、また負荷課題や刺激に対応してそれぞれの指標がどのぐらいの位相変化を受けたか計測することが出来る。すなわち２次元、３次元の座標表示から絶対酸素交換位相変調（phase modulation）計測法と絶対酸素交換度を利用した位相差画像表示法がｋ角と同様に成り立つ。
【０３５３】
（Rest(安静)-Force-Water-Sewage効果の時系列変化を揺らぎで検出して表示する方法）
脳表のプローブ位置と計測対象の反応によって位置情報を決める(近赤外分光脳機能画像法) NIRS-Imagingのあたらしい基本原理の問題点は、磁気共鳴画像法（MRI)による位置情報の決定技術、性質情報の決定技術と比較すると明らかになる。MRIのように正方形のマトリックス（画素）が集まって画像を形成していない。すなわち、隣り合った位置と境界が不鮮明である。
また、光の入射と検出の２つのプローブを利用するために２つのプローブ距離に応じて光が脳内に到達しているのか、又はいないのか、脳反応を見ないと判別できない。
また、従来は、この脳反応の大きさ(強度）のよって高ければ反応がよいと考えて画像表示されてきた。ところが、頭蓋骨表面から脳の実質までの距離は個人差、部位の差、脳の血管の太さの違い、脳回、脳溝の形状の違いがあり、不均一である。従来はこの不均一さに技術的な注意が払われていなかった。すなわちおのおの１対のプローブで検出される光の信号は、S/Nが異なり、計測範囲の大きさも異なっているのである。
また、従来は、それらの複数の計測部位を等高線のように結んで画像表示されていた。
特にS/N悪いチャンネルの揺らぎは、S/Nのよいチャンネルよりも信号強度の変化が大きく、画像表示は、ノイズの大きいチャンネルに依存してしまい実際とは異なっていた。
そこで、光機能画素の揺らぎに基づいて補正する方法が考えられる。この方法によれば、光路長（パスレングス）に依存しない画像を得ることができる。
【０３５４】
図６５（A）及び（B）は、計測対象の異なった総ヘモグロビン量と揺らぎの関係を示す説明図である。
図６５（A）の場合よりも図６５（B）の場合の方が、計測対象質量すなわち、総Hb量が大きいので、総Hb量の時系列データの揺らぎは小さくなる。それぞれの揺らぎをfiとfｊとすると、総Hb量との関係はｔHbiとｔHｂｊとなり、以下の関数であらわされる。
fi ＝a (1/(ｔHbi )0.5), aは比例係数
fｊ  ＝b (1/(ｔHbｊ) 0.5),
bは比例係数
揺らぎ比 fi /fｊ＝ a/ b*(ｔHbｊ /ｔHbi )0.5
同一領域であれば、a=bで  揺らぎ比
fi /fｊ   ＝(ｔHbｊ /ｔHbi )0.5  と表される。
総Hb量＝（酸化型Hb)＋（還元型Hb)
であるから、揺らぎfiとfｊは、総Hbの変化量の変動係数σとして求められる。
変動係数σ＝[標準偏差]/[総Hb変化量の平均]として求められる。
したがって  揺らぎ比から、計測対象の総Hb量の比か求められる。
ｔHbｊ /ｔHbi ＝( fi /fｊ)２
よって、複数の計測領域の総ヘモグロビン量比と揺らぎ比の近似式から求められる。
近赤外分光法による計測方法は、定量計測法と変化量のみの計測法とがあるが、
定量計測が行われなくても、各チャンネル間の画像補正が可能となる。
【０３５５】
すなわち、毛細血管が多いと揺らぎが小さく、毛細血管が少ないと揺らぎが大きいことから、揺らぎの大きい画素を排除し、揺らぎの小さい画素だけを選択すれば、良好な計測を行うことができる。
また、揺らぎの変化と大きさからFORCE区間を分離することも可能である。
図６６（A）は、複数の計測領域の揺らぎを極座標に表示したグラフであり、（B）はベクトル表示したグラフである。
複数計測点の安静時の揺らぎを回転運動でそれぞれに表示す。実際上は、計測対象が不均一であるために光路長が異なったり、毛細血管成分と静脈成分の混入、計測されるヘモグロビン量などで、各光機能画素のＳ／Ｎが異なる。この揺らぎの回転運動をより正確に計測して把握した上で、より精度のよい計測を行うことが出来る。
この揺らぎは、HbとHbO2の極座標、tHbとScO2の極座標、から４つのベクトル成分（ΔHbO2 , ΔHb , ΔScO2, ΔtHb)から計測することが出来る。この回転運動が小さく回転運動の重心が揺らぎによって変動しにくい状態をＳ／Ｎがよいと判定できる。
また、酸素飽和度が、複数部位で異なっていても、総Hbのベルトル補正によって揺らぎを推定し、計測Hb量に依存しない揺らぎを診断することができる。
揺らぎの大きさeは、(a)質量に反比例しない場合は、(b)静脈成分の混入、(c)活動が安定化しないことがわかり順序良く、精度を上げていくことが出来る。
図６７は、複数の計測領域の酸素交換回転運動を極座標に表示したグラフである。
複数点の計測開始点からの酸素交換のための回転運動をそれぞれに表示す。計測対象の不均一であるために光路長が異なるので、計測のプローブを等間隔に配列しても、計測されるヘモグロビン量が各光機能画素によってことなる。したがって、極座標上のスカラーと偏角の違いからヘモグロビン酸素交換変動量L、酸素交換度ｋ、絶対酸素交換変動量ｒ、絶対酸素交換度θの値が異なる。また、計測される量は、実際上は、濃度（mol/ｌ ）と記載するよりは、濃度 ( mol/光機能画素)がより正確である。
【０３５６】
（脳脈波計測分布図）
従来、脈波は、指尖脈波で、動脈硬化の診断などが行われている。しかし、脳における脳脈波は、計測されていない。脈波は、心拍と同期した血圧による遅れた血管反応である。
脳にNIRSを用いて、心拍同期と呼吸同期により加算することで、部位別の脳脈波を計測することができる。
脳脈波の計測は、次のような効果を奏する。
１）非侵襲の脳脈波は、課題を付加せず、局所の脳の状態、診断をおこなうことができる。脳の主要な左右の前大脳動脈、中大脳動脈、椎骨脳底動脈の血管異常を非侵襲に診断できる。
２）課題を付加した場合でも、分布図の時系列動画から、脳の状態診断を行うことができる。
３）呼吸、心拍に影響は、静脈成分と毛細血管の成分によって異なるので、より影響の少ない安定した毛細血管の領域のみを選択できる。
加算方法としては、次の２つがある。
１）実際に呼吸、心拍を別にモニターして、同期加算する方法
２）総ヘモグロビン、酸化型Hb、還元型Hb、（酸化型Hb-還元型Hb）の複数のチャンネルのなかで、もっとも影響の大きい任意のチャンネルから心拍、呼吸の周期を選び加算する方法。【０３５７】
図６８は、計測部位１，２における総Hbの変化を示すグラフである。図６８に示すように、計測部位によって呼吸周期と心拍周期の信号強度への関与が異なるが、呼吸周期と心拍周期は、総Hbの変化量の時系列から容易に抽出可能である。
図６９は、総Hbの変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。なお、同時しないチャンネルは、不適切な計測として排除される。
図７０は、チャンネル４，チャンネル１７との時系列相関を示すグラフである。呼吸周波数を最も反映しているチャンネルと他の相関から呼吸周波数関与度が計測される。これをマッピングすれば脳内呼吸周波数関与マッピングが実現する。心拍周波数でも同様に、心拍周波数関与度が計測され、これをマッピングすれば脳内心拍周波数関与マッピングが実現する。
図７１は、HbO2の変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７２は、Hbの変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７３は、(HbO2-Hb)の変化量についての呼吸同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７４は、各チャンネルの心拍、呼吸性変動を時空間表示したグラフである。各変動の大きさ（範囲）に応じて視覚的に区別されている。このように部位や時間、左右によって心拍、呼吸の関与が異なるので、これらの性質を利用して、画像表示しながら、課題負荷反応との区別化を行う。FORCE効果を示す時系列を利用した呼吸・心拍との自己相関、相互相関は、より小さい信号のFORCE効果を有効に抽出することができる。
図７５は、総Hbの変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７６は、HbO2の変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７７は、Hbの変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７８は、(HbO2-Hb)の変化量についての心拍同期を加算した各チャンネルのグラフである。
図７９は、部位１及び部位２についての脳呼吸同期成分、それを微分した脳呼吸同期速度、さらに微分した脳呼吸加速度を示すグラフである。
図８０は、部位１及び部位２についての脳心拍同期成分、それを微分した脳心拍同期速度、さらに微分した脳心拍加速度を示すグラフである。
【０３５８】
（同一時間内における行動情報と各種パラメータとの相関関係）
図８１は、同一時間内における行動情報（書いた文字の意味、線の長さ、スコアなど）と各種パラメータ（積分値、変化量）との相関関係を示す二次元ダイアグラムである。このような相関関係を解析することにより、例えば反応時間が同じで、課題が異なる場合（例えば、「東西南北」と「古今東西」との異なる言葉を対象者に聞かせた場合）、与えられた課題を理解しているか否かの判断などを行うことができる。【０３５９】
（出題問題の脳内影響度評価法の手順）
まず、 N人にM問を出題し、(a)問題ごとの正解率、(b)受験者ごとの正解率を算出する
次いで、問題ごとの正解率に対応した脳の酸素消費と酸素供給の度合い（酸化型ヘモグロビンの変化量、還元型ヘモグロビンの変化量、各変化量の和又は差）を累積加算で計測する。【０３６０】
図８２（Ａ）及び（Ｂ）は、任意部位における問題回答時間（ＲＴ）の累積加算値を示すグラフであり、（Ａ）はある個人の正解問題についてのグラフ、（Ｂ）はある個人の不正解問題についてのグラフである。
次いで、正解率とデータ処理のプログラム手順として、全問正解ないし最大正解率の酸素交換度（ｋ角）を基準に他のデータを順序化する。
次いで、平均の時系列データ、平均からSD（標準偏差）のタイムコースを算出して、酸素交換時間、供給時間を序列化する。 
次いで、全問正解ないし、不正解の時系列から酸素交換の消費と供給時間、量を計測する。
そして、以下の式により、個人の脳内影響度、各問題ごとの脳内酸素交換効率を算出する。
個人の脳内影響度＝(正解問題の総累積加算データ）＋ (不正解問題の総累積加算データ）
各問題ごとの脳内酸素交換効率＝（問題回答時間（RT）の間のそれぞれの累積加算）/RT
以上の算出結果により、全問正解であっても脳への酸素負荷が異なることを調べることで、より効率的に答えているかを判定する。
また、全問不正解の問題でも、全く脳が考えなかったのか、考えたが答えられなかったのか判定できる
図８３（A）は、問題ごとの受験生全員の累積加算データを示すグラフである。問題ごとの累積加算データによって、脳内影響度の序列を行うことができる。
図８３（B）は問題ごとの個人内影響度を示すグラフである。個人内影響度を反応時間で割って、より小さい値が、脳の効率性が高いといえる。この際、不正解の問題は最小ほど良好といえる。【０３６１】
（脳血管の硬さと狭窄を知る方法）
本発明の生体用プローブは、脳血管部に装着して、心拍も同時にモニターすることで
左右どの脳血管に遅れた反応が起こるか、ＮＩＲＳによる各種のパラメータから相互相関、ピーク値、速度、加速度を調べて、伝達時間の違いを使って、正常と異常を区別することができる。【０３６２】
図８４（Ａ）は正常な脳血管の場合における左右前大脳動脈支配領域のパラメータの変化と心電図との関係を示すグラフ、（Ｂ）は異常な脳血管の場合における左右前大脳動脈支配領域のパラメータの変化と心電図との関係を示すグラフである。
正常な脳血管の場合、左右の脳内脈派のずれは小さいが（図８４（Ａ）参照）、異常な脳血管の場合、左右の脳内脈派のずれが大きい。また、左脳動脈についてピーク値が低く、硬い血管であることがわかる（図８４（Ｂ）参照）。【０３６３】
(脳反応による快・不快の判定）
従来、眼鏡の度合いや入れ歯の調節などは、本人の快・不快を自己申告によって調節していた。
本発明の実施形態例に係る生体機能診断装置を用いれば、眼鏡や入れ歯などを人体に装着した際の前頭葉からの脳酸素交換機能に関するパラメータを制御部８によって算出し、かつ、生体の快・不快の判定し、そのマッピングを表示部１０に表示させることにより、装着者の自己申告によらなくても、快適性の判定を行うことができる。
例えば、図８５（A）に示すように、L 値の広がりが小さければ快適な状態であると判定でき、（B）に示すように、L値の広がりが大きければ、不快な状態であると判定できる。
【０３６４】
（加圧装置付き生体機能診断装置）
図８６（A）に示すように、本発明の実施形態例に係る生体機能診断装置と脳に刺激を加える（加圧）ための加圧装置２２と接続されて構成してもよい。加圧装置２２としては、例えば腕に血圧計に類似したマンシェットを巻き加圧するものである。
加圧装置で腕の筋肉を圧迫することにより、腕と反対側の脳に低酸素化にすることができる。すなわち、末梢神経からの圧迫圧をコントロールして、中枢に生ずるFORCE効果の有無や程度を表示して、脳血管状態の機能判定を行うことができる。
例えば、図８６（B）は、加圧装置により右腕を加圧した場合の各チャンネル（数字がチャンネルを示す）毎の各Hbの変化量を計測した結果を示すグラフである。図（B）に示すように、左脳に低酸素化が生じていることがわかる。
【０３６５】
（生体用プローブの変形例）
図８７（A）は、生体用プローブの変形例を示す側面図、（B）はその正面図である。
図８７（A）及び（B）に示すように、生体用プローブ１の先端部にシリコンジェル等のような軟質性のある材質で作られた保護カバー２３を取り付けてもよい。この保護カバー２３によって、生体用プローブ１を頭皮等の皮膚に接触させたときに、皮膚を痛めたり、傷つくのを防止することができる。【０３６６】
（下側頭回の計測技術）
従来の計測技術では、記憶などに関係する下側頭回を頭皮上から計測することは困難であった。
そこで、図８８に示すように、生体用プローブ１の先端部を耳栓のように軟質な部材２４に形成し、外耳道２５から挿入して、光を漏らさない状態で下側頭回を計測してもよい。【０３６７】
（生体用プローブ装着具）
図８９は、本発明の実施形態例に係る生体用プローブ装着具２６を示す斜視図である。図８９に示すように、この生体用プローブ装着具２６は、メッシュ状の布等の伸縮可能な保持部材２６ａに生体用プローブ１を取り付けて保持したものであり、頭などの測定箇所に装着する。この生体用プローブ装着具２６を用いることにより、生体用プローブ１の生体接着面がぐらついたり、外来光の入射によるノイズが発生するのを防止することができる。
保持部材は、外来光の入射を防止するために、黒い布等が用いられ、また、通気性を良好にするためにメッシュ状に形成されているのが好ましい【０３６８】
（生体用プローブ装着支援具）
従来の近赤外線などを用いた計測方法では、脳表の複数点から信号を検出する際に、言語野、運動野、視覚野などの位置を即座に知る方法がなかった。
そこで、耳の位置からの距離に基づいて、簡単に、言語野、運動野、視覚野などの脳の計測対象部位の位置情報を得られる生体用プローブ装着具２７を用いるのが便利である。
この生体用プローブ装着支援具２７は、図９０（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、外眼瞼と外耳道を結ぶ線と、外耳道と頭頂部を結ぶ線とにそれぞれ平行な線に沿って所定間隔を隔てて形成された網状部材からなる。図９０（Ｃ）に示すように、網状部材の表面には、目盛り２７a（例えば１ｃｍ単位）が表示されている。【０３６９】
通常、脳内のAC-PC線（AC:前交連  PC:後交連）と頭皮上の外眼瞼-外耳道線が平行であることから頭皮上の外耳から外眼瞼-外耳道線に垂直の外耳道-頭頂線を形成する。これによって、頭皮上の位置と脳画像の撮影に用いられるＡＣ−ＰＣ線とが対応するので、本発明の生体用プローブ装着支援具２７を用いれば、外眼瞼-外耳道線と外耳道-頭頂線の位置が決まることにより、容易に頭皮上から脳内構造の位置を特定することができる。また、網状部材の表面には、目盛り２７aが表示されているので、生体用プローブ１の適切な設定位置を容易に頭皮上から脳内構造の位置を特定することができる。また、網状部材の表面に目盛り２７aが表示されているので、生体用プローブ１の適切な設置位置を容易に知ることができる。
例えば、ウエルニッケ野を計測したい場合には、外耳道から４−５ｃｍのところに生体用プローブ１を設置すればよい。また、網状部材の表面に計測対象部位の名称をラベルなどで表示してもよい。
【０３７０】
(生体用プローブ支援具)
図９１（A）は、本発明の実施形態例に係る生体用プローブ支援具を示す平面図（B）は、保持リングを示す斜視図、（C)は、（A)のc−c線断面図、（D)は（A)のｄ−ｄ線断面図である。
図９１（A)〜（D)に示すように、本発明の実施形態例に係る生体用プローブ支持具３０は内部に生体用プローブ１を保持する保持リング２８と、その保持リング２８を長手方向（矢印方向）に移動可能に支持する平面視略楕円状のリング支持枠２９とを有する。保持リング２８の外周には、複数の突起部２８aに嵌合する複数の凹部２９aが長手方向に沿って所定間隔を隔てて形成されている。リング支持枠２９は、保持リング２８の移動を可能にするために、若干外側に変形できる材質で形成されている。
この生体用プローブ支持具３０によれば、生体用プローブ１を保持する保持リング２８をリング支持枠29内で長手方向に移動させて、所望の箇所に固定させることができるので、生体用プローブ１の設置位置を微調節することができる。
リング支持枠２９は、例えば図９２（A）に示すように、円形状の枠や直線状の枠で形成されていてもよく、図９２（B）に示すように、複数に生体用プローブ支持具３０を、連結部３０aを介して固定してもよい。
【０３７１】
(プローブ配列に対応した光機能画素の独立性と連結性)
本発明者の加藤らが発見した光機能画像法の原理は、異なった領域（部位）の光機能画素を入射と受光の2つのプローブによって、検出することが基本的な方法である。
従来技術として、
１）入射と受光の2つのプローブのペアを頭皮上に複数設置して、おのおの光機能画素をサンプリングする光同時照射法。
２）より隣あった光機能画素を分離するために、位相の異なった光を照射して受光することで位相差を利用して分離する位相光照射法（日立の既存特許）
３）より隣あった光機能画素を分離するために、入射する光の時間をずらして、受光する時間差照射法がそれぞれ利用されている（島津の既存特許）
しかし、従来技術には次のような問題点がある。
１）光同時照射法では、光の位相偏光や時間差照射法をしなければ、より隣接した光機能画素間の機能反応成分が、混じり2つの画素の分離が困難になる。
２）しかし位相偏光や時間差照射法を行うためには、より多くの発光素子を備える必要があり、複数領域の計測によって装置が大型化する欠点がある。 
３）さらに時間差照射法では、時間差を生み出すために、光機能画素間のサンプリングの時間差が生じて、ミリ秒の活動する電気活動と同時に進行する酸素交換機能を計測するには限界がある。
そこで、上記の解決策として、光同時照射法をプローブ配列と数学的解析、任意光機能画素の独立性と連結性の表示法ｆを導入することで、装置の大型化を抑えて、複数点の計測と高速計測を実現する。
【０３７２】
光同時照射法の場合、図９３（A）に示すように、例えば、受光部ｂには、最も近い入射Ｂ，Ｃからの光成分のほかに理論上はＡ，Ｄ，Ｅ，Ｆ，Ｇ，Ｈからも光を受けている。
そこで、プローブ配置と光同時照射法あるいは、位相光照射法と時間差照射法においてもプローブ配置と照射法に対応した理論上のプローブ間の独立性と連結性を表示して、実際の実測上の独立性と連結性を計測し、理論地と実測値の差異を計測、表示することは、光機能画素の特性を把握する上で重要である。 
また、このことから入射光の発光素子を最小限にして、受光部で分離することで、装置の小型化を実現できる。
例えば、図９３（B）では、上記より受光部の数だけ光機能画素が分離されていることがわかる。
さらにch1とｃｈ２、あるいはｃｈ３とｃｈ４などでも実際に分離されていることがわかる。
また、プローブ配置と光照射法からの理論的な光機能画像の分離精度の画像表示として、図９４に示すように、完全独立（連結性０％）なら０, 完全非独立（連結性１００％）なら１、０と１の間は、0.5と表示し、計測上から任意チャンネルＡの任意区間の時系列の相関ｒ（−１から１）を色分けして画像表示（動画可能）してもよい。図９４（A）は、プローブ配置と光照射法からの理論的な光機能画像の分離精度の画像表示、（B）は、計測上から任意チャンネルＡの任意区間の時系列の相関性を時系列表示した例を示す。
また、時間差ないし位相差照射法Ａないし位相差照射法Ａと同時照射法Ｂの相関性を比較して、両者の差分である（実測値Ａ）- (実測値Ｂ）をとり、０に近くなれば機能的な独立性の増加を示し（同時照射による影響が最小）、１ないし-１に近くなれば、機能的な連結性の増加を示す(同時照射による影響が大)ものと判断することができる。
【０３７３】
（４つの思考パターンの計測）
図９５は人間の脳の４つの思考パターンを説明するための説明図であり、（A）は右脳入力、右脳出力の思考タイプ、（B）は右脳入力、左脳出力の思考タイプ、（Ｃ）は左脳入力、左脳出力の思考タイプ、（Ｄ）は左脳入力、右脳出力の思考タイプを示す。
人間の脳の働きは４つに分類できる。そこで脳のFORCE効果の強度から情報収集時の左右脳を判定し、入力時の優位性を判定する。同様に、情報出力時の左右脳を判定し、出力時の優位性を判定する。
FORCE効果は、入力、あるいは出力中の酸素消費量、すなわち、還元型Hbの増加、酸化型Hbの減少、O-Dの減少から判定され累積加算値を用いる。
【図１】
0004625809.tif 000004
【図２】
0004625809.tif 000005
【図３】
0004625809.tif 000006
【図４】
0004625809.tif 000007
【図５】
0004625809.tif 000008
【図６】
0004625809.tif 000009
【図７】
0004625809.tif 000010
【図８】
0004625809.tif 000011
【図９】
0004625809.tif 000012
【図１０】
0004625809.tif 000013
【図１１】
0004625809.tif 000014
【図１２】
0004625809.tif 000015
【図１３】
0004625809.tif 000016
【図１４】
0004625809.tif 000017
【図１５】
0004625809.tif 000018
【図１６】
0004625809.tif 000019
【図１７】
0004625809.tif 000020
【図１８】
0004625809.tif 000021
【図１９】
0004625809.tif 000022
【図２０】
0004625809.tif 000023
【図２１】
0004625809.tif 000024
【図２２】
0004625809.tif 000025
【図２３】
0004625809.tif 000026
【図２４】
0004625809.tif 000027
【図２５】
0004625809.tif 000028
【図２６】
0004625809.tif 000029
【図２７】
0004625809.tif 000030
【図２８】
0004625809.tif 000031
【図２９】
0004625809.tif 000032
【図３０】
0004625809.tif 000033
【図３１】
0004625809.tif 000034
【図３２】
0004625809.tif 000035
【図３３】
0004625809.tif 000036
【図３４】
0004625809.tif 000037
【図３５】
0004625809.tif 000038
【図３６】
0004625809.tif 000039
【図３７】
0004625809.tif 000040
【図３８】
0004625809.tif 000041
【図３９】
0004625809.tif 000042
【図４０】
0004625809.tif 000043
【図４１】
0004625809.tif 000044
【図４２】
0004625809.tif 000045
【図４３】
0004625809.tif 000046
【図４４】
0004625809.tif 000047
【図４５】
0004625809.tif 000048
【図４６】
0004625809.tif 000049
【図４７】
0004625809.tif 000050
【図４８】
0004625809.tif 000051
【図４９】
0004625809.tif 000052
【図５０】
0004625809.tif 000053
【図５１】
0004625809.tif 000054
【図５２】
0004625809.tif 000055
【図５３】
0004625809.tif 000056
【図５４】
0004625809.tif 000057
【図５５】
0004625809.tif 000058
【図５６】
0004625809.tif 000059
【図５７】
0004625809.tif 000060
【図５８】
0004625809.tif 000061
【図５９】
0004625809.tif 000062
【図６０】
0004625809.tif 000063
【図６１】
0004625809.tif 000064
【図６２】
0004625809.tif 000065
【図６３】
0004625809.tif 000066
【図６４】
0004625809.tif 000067
【図６５】
0004625809.tif 000068
【図６６】
0004625809.tif 000069
【図６７】
0004625809.tif 000070
【図６８】
0004625809.tif 000071
【図６９】
0004625809.tif 000072
【図７０】
0004625809.tif 000073
【図７１】
0004625809.tif 000074
【図７２】
0004625809.tif 000075
【図７３】
0004625809.tif 000076
【図７４】
0004625809.tif 000077
【図７５】
0004625809.tif 000078
【図７６】
0004625809.tif 000079
【図７７】
0004625809.tif 000080
【図７８】
0004625809.tif 000081
【図７９】
0004625809.tif 000082
【図８０】
0004625809.tif 000083
【図８１】
0004625809.tif 000084
【図８２】
0004625809.tif 000085
【図８３】
0004625809.tif 000086
【図８４】
0004625809.tif 000087
【図８５】
0004625809.tif 000088
【図８６】
0004625809.tif 000089
【図８７】
0004625809.tif 000090
【図８８】
0004625809.tif 000091
【図８９】
0004625809.tif 000092
【図９０】
0004625809.tif 000093
【図９１】
0004625809.tif 000094
【図９２】
0004625809.tif 000095
【図９３】
0004625809.tif 000096
【図９４】
0004625809.tif 000097
【図９５】
0004625809.tif 000098