JP2006109964A - 光生体計測装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】 アーチファクトを含むか否かを正確に判定することができる光生体計測装置を提供する。
【解決手段】 少なくとも３つの異なる波長λｎ（但しn≧３）にて吸光度変化量を測定して測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得する光学測定部１０と、測定吸光度変化ΔＡｍ（λn）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]を算出する濃度変化量・平均光路積演算部２２と、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する計算吸光度変化量演算部２３と、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを算出する残差自乗和／残差自乗和率演算部２４と、残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを、基準値Ｒと比較することにより、アーチファクトを含むか否かの判定を行う判定部２５とを備える。
【選択図】図１
【解決手段】 少なくとも３つの異なる波長λｎ（但しn≧３）にて吸光度変化量を測定して測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得する光学測定部１０と、測定吸光度変化ΔＡｍ（λn）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]を算出する濃度変化量・平均光路積演算部２２と、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する計算吸光度変化量演算部２３と、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを算出する残差自乗和／残差自乗和率演算部２４と、残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを、基準値Ｒと比較することにより、アーチファクトを含むか否かの判定を行う判定部２５とを備える。
【選択図】図１
Description
本発明は、近赤外光を用いて生体情報を計測する光生体計測装置に関する。本発明は、例えば、脳や筋肉の各部位の活動状況を非侵襲で計測し、それぞれの部位の機能を測定する近赤外光イメージング装置（脳機能測定装置など）や、生体中の各部の酸素消費量をモニタリングする生体酸素モニタとして用いられる。
近赤外光は、皮膚組織や骨組織を透過し、かつ、血液中のオキシヘモグロビン（oxyHb）、デオキシヘモグロビン(deoxyHb)により吸収される性質を有する。また、近赤外光は、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとに対して、それぞれ異なる分光吸収スペクトル特性を有する。
近赤外光のこのような性質は、近年、脳、各種臓器、筋肉等の生体の活動状態を、非侵襲で計測する近赤外分光分析法（Near infrared spectroscopy、以下ＮＩＲＳと略す）と呼ばれる計測方法に利用され、脳機能測定装置や酸素モニタとして実用されている。
近赤外光のこのような性質は、近年、脳、各種臓器、筋肉等の生体の活動状態を、非侵襲で計測する近赤外分光分析法（Near infrared spectroscopy、以下ＮＩＲＳと略す）と呼ばれる計測方法に利用され、脳機能測定装置や酸素モニタとして実用されている。
例えば、ＮＩＲＳによる脳機能測定では、図８に示すように、近赤外光源から光ファイバを介して送られてくる入射光を頭部に入射させる複数の入射プローブ５１と、頭部内部を散乱し、再び頭部から放出される光を受光する複数の検出プローブ５２とが用いられ、これらの入射プローブ５１および検出プローブ５２は、頭皮に取り付けたプローブホルダ５３に固定される。この例では、プローブホルダ５３に、１２個の入射プローブ５１と１２個の検出プローブ５２とが、それぞれ互いに隣接するように配置されている。
そして、各入射プローブ５１から近赤外光を適当なタイミングで照射し、脳（脳皮質）によって散乱反射された光を、隣接する検出プローブ５２で受光する。なお、隣接する検出プローブ以外の離れた検出プローブにより受光することもできるが、ここでは説明を簡単にするため、隣接する検出部で検出する場合のみを考えている。これにより、各入射プローブ５１と各検出プローブ５２との中間領域が、測定チャンネル（測定感度を有する領域）となるようにして、合計３６個（＃１〜＃３６）の測定チャンネルからの吸光度の信号を検出し、取得した信号から、いわゆるmodified Lambert Beerの法則（ＭＬＢ則）に基づいて、測定部位でのオキシヘモグロビン濃度（正確にはオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］であるが、平均光路長は一定として省略している）、デオキシヘモグロビン濃度（正確にはデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［deoxyHb］であるが、平均光路長は一定として省略している）、さらには、これらから算出される全ヘモグロビン濃度（［oxyHb］＋［deoxyHb］）を算出する。これらのヘモグロビン濃度変化を、生体信号データ（脳賦活データ）として取得し、平均化処理などの画像処理を行って脳画像を形成し、図示しない表示器に表示する。
また、ＮＩＲＳによる脳機能測定では、測定中に、被検者に対し、所定のタイムスケジュールで、トレッドミル走行などの運動負荷を与えたり、思考課題によるメンタル的負荷を与えたりすることにより、運動負荷やメンタル的負荷を与えたことによる脳機能各部への影響を測定することもなされている。
図９は、トレッドミル走行によって運動負荷を与えたときの測定データに基づいて算出されたオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度、全ヘモグロビン濃度の経時変化データを、図８に示した３６個の測定チャンネル（＃１〜＃３６）ごとに、並べて画面に一覧表示したときの画面表示例である。
図９は、トレッドミル走行によって運動負荷を与えたときの測定データに基づいて算出されたオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度、全ヘモグロビン濃度の経時変化データを、図８に示した３６個の測定チャンネル（＃１〜＃３６）ごとに、並べて画面に一覧表示したときの画面表示例である。
ところで、ＮＩＲＳを用いた脳機能測定装置などの光生体計測装置では、上述したように、光を生体に入射したり、生体から光を検出したりするために、生体に向けて光を照射するための入射プローブと、生体からの光を受光する検出プローブとを、生体表面（頭皮など）に密着させている。これらプローブの生体密着部分の位置や密着状態が変化すると、検出光の光量（すなわち吸光度）が、突然不連続に変化することとなり、生体自体の変化による信号の変化とは考えられないアーチファクト（擬似信号）を含んだ吸光度信号が発生することになる。
そして、吸光度信号にアーチファクトが重畳された信号を検出プローブで検出することにより、吸光度信号に基づいて算出されるオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度、全ヘモグロビン濃度（オキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度の和）のような生体信号の経時データについても、アーチファクトの影響が重畳されてしまうようになる。
そして、吸光度信号にアーチファクトが重畳された信号を検出プローブで検出することにより、吸光度信号に基づいて算出されるオキシヘモグロビン濃度、デオキシヘモグロビン濃度、全ヘモグロビン濃度（オキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度の和）のような生体信号の経時データについても、アーチファクトの影響が重畳されてしまうようになる。
このような場合、従来は、測定者の経験による視覚的評価によって、生理学的に発生しえないと考えられる不連続な信号変化や経験上不自然と思われる信号変化を、アーチファクトとして捉えていた。
しかしながら、アーチファクトが含まれているか否かの判別を、測定者の経験に基づく視覚的な評価のみで、的確に行うことは困難である。
しかしながら、アーチファクトが含まれているか否かの判別を、測定者の経験に基づく視覚的な評価のみで、的確に行うことは困難である。
そのため、アーチファクトを判定する方法として、生体信号の単位時間あたりの変化率を算出し、予め定めた基準値と比較することにより、基準値よりも変化率が大きければ、体動によるアーチファクトを含んでいると判断し、基準値よりも大きくなければ体動は起こっていないと判断し、状況に応じて、生体信号レベルをシフトすることにより、アーチファクトの影響を除去することが開示されている（特許文献１参照）。
特開平５−１５４１３６号公報
上述したように、生体信号の単位時間あたりの変化率を算出する方法を用いれば、生体信号にアーチファクトが含まれているかを、定量的に判定することが一応可能である。
しかしながら、実際に、この方法を用いて判定した場合であっても、信号のなかには、生体信号と考えられるが、信号が元の値に戻りきらない判定困難なデータも出現することがある。
しかしながら、実際に、この方法を用いて判定した場合であっても、信号のなかには、生体信号と考えられるが、信号が元の値に戻りきらない判定困難なデータも出現することがある。
例えば、運動負荷を与えながら、計測を行っている場合に、体動にともなって、入射プローブ５１や検出プローブ５２（図８参照）に位置ずれが生じた場合には、位置ずれが生じた時点で階段状の変化が生じるため、検出信号の単位時間あたりの変化率をモニタすることで、アーチファクトとして容易に判定することができる。
しかしながら、運動負荷によって汗が徐々に発生し、入射プローブ５１または検出プローブ５２の光路に汗が入り込んで影響をおよぼす場合には、急激な変化が発生することがないため、階段状の変化が見られないアーチファクトとなる。
このような急激な変化が見られないアーチファクトは、汗に起因するものだけではなく、その他の原因によっても生じることがあり（原因が不明の場合もある）、その場合は、検出信号の単位時間あたりの変化率をモニタする方法では、アーチファクトと判定することが困難であった。
しかしながら、運動負荷によって汗が徐々に発生し、入射プローブ５１または検出プローブ５２の光路に汗が入り込んで影響をおよぼす場合には、急激な変化が発生することがないため、階段状の変化が見られないアーチファクトとなる。
このような急激な変化が見られないアーチファクトは、汗に起因するものだけではなく、その他の原因によっても生じることがあり（原因が不明の場合もある）、その場合は、検出信号の単位時間あたりの変化率をモニタする方法では、アーチファクトと判定することが困難であった。
そこで、本発明は、検出した信号が、アーチファクトを含まない生体信号であるか、生体信号にアーチファクトが含まれている混合信号であるかの判定を的確に行うことができる光生体計測装置を提供することを目的とする。
また、アートファクトが含まれる生体信号である場合に、どの時点でアーチファクトが含まれるようになったかを、的確に判断することができる光生体計測装置を提供することを目的とする。
また、アートファクトが含まれる生体信号である場合に、どの時点でアーチファクトが含まれるようになったかを、的確に判断することができる光生体計測装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するためになされた本発明の光生体計測装置は、光を照射して生体内を散乱させ、生体内から再放出された光を検出することにより検出光に基づいて生体に関する情報を得る光生体計測装置であって、生体内に光を照射する入射プローブと生体内から再放出された光を検出する検出プローブとにより、少なくとも３つの異なる波長λｎ（但し、n≧３）にて吸光度変化量を測定して測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得する光学測定部と、オキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］およびデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積 [deoxyHb]と、吸光度変化量ΔＡとの間の関係式（ＬＢ）を利用して、前記測定吸光度変化ΔＡｍ（λn）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]を算出する濃度変化量・平均光路積演算部と、算出したオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]に基づいて、再度、関係式（ＬＢ）を利用して、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する計算吸光度変化量演算部と、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを算出する残差自乗和／残差自乗和率演算部と、残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを、基準値Ｒと比較することにより、アーチファクトを含むか否かの判定を行う判定部とを備えるようにしている。
ここで、関係式（ＬＢ）は、modified Lambert-Beerの法則が成立するとして、次式（１）で定義されるものである。
ΔＡ（λｎ）＝Ｅ０（λｎ）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λｎ）×[deoxyHb] ・・・・（１）
ただし、Ｅ０（λｎ）はオキシヘモグロビンの吸光度係数、Ｅｄ（λｎ）はデオキシヘモグロビンの吸光度係数である。
ΔＡ（λｎ）＝Ｅ０（λｎ）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λｎ）×[deoxyHb] ・・・・（１）
ただし、Ｅ０（λｎ）はオキシヘモグロビンの吸光度係数、Ｅｄ（λｎ）はデオキシヘモグロビンの吸光度係数である。
なお、[oxyHb]はオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積であり、[deoxyHb]はデオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積であるが、光吸収量の変化が小さい条件では、平均光路長を一定として扱うことができるので、その場合、（１）式は、[oxyHb]をオキシヘモグロビン濃度変化量、[deoxyHb]をデオキシヘモグロビン濃度変化量として扱うことができるので、かかる場合も一形態として含まれるものとする。
また、残差自乗和Ｄは、次式（２）で定義される。
Ｄ＝（ΔＡｍ（λ１）−ΔＡｃ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２）−ΔＡｃ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn）−ΔＡｃ（λn））２ ・・・・（２）
また、残差自乗和率Ｅは、次式（３）で定義される。
Ｅ＝Ｄ／（（ΔＡｍ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn））２）
・・・・（３）
Ｄ＝（ΔＡｍ（λ１）−ΔＡｃ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２）−ΔＡｃ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn）−ΔＡｃ（λn））２ ・・・・（２）
また、残差自乗和率Ｅは、次式（３）で定義される。
Ｅ＝Ｄ／（（ΔＡｍ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn））２）
・・・・（３）
この発明によれば、光生体計測装置の光学測定部は、入射プローブから生体内に測定光を照射するとともに、入射プローブから離れた位置に取り付けた検出プローブにより、生体内を散乱（透過）し再放出された光を検出し、吸光度変化量を測定する。このとき、少なくとも３つの異なる波長λｎ（但し、n≧３）にて、吸光度変化量を測定し、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得する。
測定を始めてからの吸光度変化量は、吸収変化が小さい場合は、modified Lambert Beerの法則（ＭＬＢ則）が成立し、吸光度変化ΔＡと吸収体の濃度変化と、平均光路長との間に上述した（１）式が成立する。
したがって、例えば、３つの近赤外波長（λ１、λ２、λ３）で吸光度を測定すると、そのとき、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λ１）、ΔＡｍ（λ２）、ΔＡｍ（λ３）は、次式（４）で与えられる。
ΔＡｍ（λ１）＝Ｅ０（λ１）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ１）×[deoxyHb]
ΔＡｍ（λ２）＝Ｅ０（λ２）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ２）×[deoxyHb]
ΔＡｍ（λ３）＝Ｅ０（λ３）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ３）×[deoxyHb]
・・・（４）
ΔＡｍ（λ１）＝Ｅ０（λ１）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ１）×[deoxyHb]
ΔＡｍ（λ２）＝Ｅ０（λ２）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ２）×[deoxyHb]
ΔＡｍ（λ３）＝Ｅ０（λ３）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ３）×[deoxyHb]
・・・（４）
濃度変化量・平均光路積演算部は、オキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］およびデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積 [deoxyHb]と、吸光度変化量ΔＡとの間の関係式（ＬＢ）を利用して、前記測定吸光度変化ΔＡｍ（λn）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]を算出する。すなわち、３つ（あるいはそれ以上）の異なる波長で測定した結果、未知数は、オキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］およびデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積 [deoxyHb]の２つであるのに対し、方程式が３つ（あるいはそれ以上）与えられることになるので、方程式を同時に満たす解が１つに決まらないことから、最小自乗法により最適な解を求めるようにする。
その結果、[oxyHb]および[deoxyHb]は、次式（５）の形の解で表すことができる。
[oxyHb] ＝Ｋ１１ΔＡｍ(λ１)＋Ｋ１２ΔＡｍ(λ２)＋Ｋ１３ΔＡｍ(λ３)
[deoxyHb]＝Ｋ２１ΔＡｍ(λ１)＋Ｋ２２ΔＡｍ(λ２)＋Ｋ２３ΔＡｍ(λ３)
・・・（５）
[oxyHb] ＝Ｋ１１ΔＡｍ(λ１)＋Ｋ１２ΔＡｍ(λ２)＋Ｋ１３ΔＡｍ(λ３)
[deoxyHb]＝Ｋ２１ΔＡｍ(λ１)＋Ｋ２２ΔＡｍ(λ２)＋Ｋ２３ΔＡｍ(λ３)
・・・（５）
ここで、Ｋ１１〜Ｋ２３の値は、Ｅ０（λ１）、Ｅ０（λ２）、Ｅ０（λ３）、Ｅｄ（λ１）、Ｅｄ（λ２）、Ｅｄ（λ３）の値から定まる値、すなわち、測定波長（λ１、λ２、λ３）を決定することで求まる値である。
例えば、λ１＝７８０ｎｍ、λ２＝８０５ｎｍ、λ３＝８３０ｎｍとした場合は、Matcher S. J. らにより、Ｅ０（λ１）〜Ｅｄ（λ３）は、以下のように求められている。
Ｅ０（780）＝0.7360、Ｅ０（805）＝0.8973、Ｅ０（830）＝1.0507
Ｅｄ（780）＝1.1050、Ｅｄ（805）＝0.8146、Ｅｄ（830）＝0.7804
（Matcher S. J., Elwell C.E., et al. Performance comparison of several published tissue near-infrared spectroscopy algorithms. Analytical Biochemistry 227:54-68(1995)）
この値を用いて、最小自乗法による演算を行うことによって、Ｋ１１〜Ｋ２３の値は、以下のように求められる。
Ｋ１１＝−１．４８８７、Ｋ１２＝０．５９７０、Ｋ１３＝１．４８４７
Ｋ２１＝１．８５４５、Ｋ２２＝−０．２３９４、Ｋ２３＝−１．０９４７
以上の計算により、算出されたオキシヘモグロビン濃度変化・平均光路長積[oxyHb]およびデオキシヘモグロビン濃度変化・平均光路長積[deoxyHb]は、生体（例えば脳）の活動データを示す生体信号として、利用することになる。
例えば、λ１＝７８０ｎｍ、λ２＝８０５ｎｍ、λ３＝８３０ｎｍとした場合は、Matcher S. J. らにより、Ｅ０（λ１）〜Ｅｄ（λ３）は、以下のように求められている。
Ｅ０（780）＝0.7360、Ｅ０（805）＝0.8973、Ｅ０（830）＝1.0507
Ｅｄ（780）＝1.1050、Ｅｄ（805）＝0.8146、Ｅｄ（830）＝0.7804
（Matcher S. J., Elwell C.E., et al. Performance comparison of several published tissue near-infrared spectroscopy algorithms. Analytical Biochemistry 227:54-68(1995)）
この値を用いて、最小自乗法による演算を行うことによって、Ｋ１１〜Ｋ２３の値は、以下のように求められる。
Ｋ１１＝−１．４８８７、Ｋ１２＝０．５９７０、Ｋ１３＝１．４８４７
Ｋ２１＝１．８５４５、Ｋ２２＝−０．２３９４、Ｋ２３＝−１．０９４７
以上の計算により、算出されたオキシヘモグロビン濃度変化・平均光路長積[oxyHb]およびデオキシヘモグロビン濃度変化・平均光路長積[deoxyHb]は、生体（例えば脳）の活動データを示す生体信号として、利用することになる。
続いて、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部により、算出された[oxyHb]および[deoxyHb]に、アーチファクトが含まれているか否かの判定を定量的に行うための演算処理を行う。
計算吸光度変化量演算部は、算出したオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]に基づいて、再度、modified Lambert-Beerの法則である（１）の関係式を利用して、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する。
例えば、上述したように、３つの近赤外波長（λ１、λ２、λ３）で吸光度を測定したときは、計算吸光度変化量ΔＡｃ（λ１）、ΔＡｃ（λ２）、ΔＡｃ（λ３）は、次式（４）で与えられる。
ΔＡｃ（λ１）＝Ｅ０（λ１）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ１）×[deoxyHb]
ΔＡｃ（λ２）＝Ｅ０（λ２）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ２）×[deoxyHb]
ΔＡｃ（λ３）＝Ｅ０（λ３）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ３）×[deoxyHb]
・・・（６）
例えば、上述したように、３つの近赤外波長（λ１、λ２、λ３）で吸光度を測定したときは、計算吸光度変化量ΔＡｃ（λ１）、ΔＡｃ（λ２）、ΔＡｃ（λ３）は、次式（４）で与えられる。
ΔＡｃ（λ１）＝Ｅ０（λ１）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ１）×[deoxyHb]
ΔＡｃ（λ２）＝Ｅ０（λ２）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ２）×[deoxyHb]
ΔＡｃ（λ３）＝Ｅ０（λ３）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λ３）×[deoxyHb]
・・・（６）
残差自乗和／残差自乗和率演算部は、光学測定部による測定で取得した測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と、上記（６）式で算出した計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて、（２）式で示される残差自乗和Ｄ、または、これを規格化し（３）式で示される残差自乗和率Ｅを算出する。
残差自乗和を算出するのは、以下の理由による。すなわち、濃度変化量・平均光路積演算部が（５）式の計算を行う際に、上述したように最小自乗法を用いているが、これは、（２）式の残差自乗和の値が最小になるように、[oxyHb]および[deoxyHb]の値を算出していることを意味する。したがって、残差自乗和を利用すれば、算出した[oxyHb] [deoxyHb]の値の最小自乗誤差の大きさを、定量的に判断することができることになる。
そして、体動にともなう急激な変化が生じるアーチファクトであれ、その他の急激な変化が生じない場合のアーチファクトであれ、その原因に関わらず、アーチファクトの影響の大きさは、最小自乗誤差の大きさの変化として現れる。
残差自乗和を算出するのは、以下の理由による。すなわち、濃度変化量・平均光路積演算部が（５）式の計算を行う際に、上述したように最小自乗法を用いているが、これは、（２）式の残差自乗和の値が最小になるように、[oxyHb]および[deoxyHb]の値を算出していることを意味する。したがって、残差自乗和を利用すれば、算出した[oxyHb] [deoxyHb]の値の最小自乗誤差の大きさを、定量的に判断することができることになる。
そして、体動にともなう急激な変化が生じるアーチファクトであれ、その他の急激な変化が生じない場合のアーチファクトであれ、その原因に関わらず、アーチファクトの影響の大きさは、最小自乗誤差の大きさの変化として現れる。
そこで、判定部が、判定のために予め設定した基準値Ｒと、残差自乗和Ｄ（あるいは残差自乗和率Ｅ）とを比較する。これにより、定量的に、信号にアーチファクトが含まれるか否かを判定する。
本発明によれば、アーチファクトが含まれていない生体信号であるか、アーチファクトが含まれている生体信号であるかを、定量的に、かつ、精度よく判定することができる。特に、階段的な変化が見られないような、一見しただけでは生体信号と考えられるが、変化後に信号が元の値に戻らないような信号の場合でも、定量的に判定できる。
（課題を解決するためのその他の手段および効果）
上記発明において、光学測定部は、時々刻々、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得するとともに、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部が、取得した測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）に基づいて経時的に算出、判定を行い、さらに、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合にアーチファクト発生時点を記憶するアーチファクト発生時記憶部を備えるようにしてもよい。
これによれば、光学測定部が、時々刻々変化する吸光度信号を経時的に測定し、測定した吸光度信号に基づいて、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部がそれぞれ動作して、アーチファクトが含まれるか否かの判定を経時的に行う。そして、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合に、アーチファクト発生時記憶部がアーチファクト発生時点を記憶するので、生体信号の経時的な変化において、アーチファクトが含まれるようになった時点を決定することができる。
したがって、測定者が測定結果を検討する際に、アーチファクトが発生する時点までのデータのみを採用したり、アーチファクト発生時点以後のデータについては、適当は補間を行って生体信号を利用したりすることができるようになる。
上記発明において、光学測定部は、時々刻々、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得するとともに、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部が、取得した測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）に基づいて経時的に算出、判定を行い、さらに、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合にアーチファクト発生時点を記憶するアーチファクト発生時記憶部を備えるようにしてもよい。
これによれば、光学測定部が、時々刻々変化する吸光度信号を経時的に測定し、測定した吸光度信号に基づいて、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部がそれぞれ動作して、アーチファクトが含まれるか否かの判定を経時的に行う。そして、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合に、アーチファクト発生時記憶部がアーチファクト発生時点を記憶するので、生体信号の経時的な変化において、アーチファクトが含まれるようになった時点を決定することができる。
したがって、測定者が測定結果を検討する際に、アーチファクトが発生する時点までのデータのみを採用したり、アーチファクト発生時点以後のデータについては、適当は補間を行って生体信号を利用したりすることができるようになる。
また、光生体計測装置は、さらに表示部および表示部の表示内容を制御する表示制御部とを備え、表示制御部は、経時的に算出されるオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]、これら２つの和である全ヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[totalHb]の少なくともいずれかを、経時的データとして表示部に表示するとともに、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合に、アーチファクト発生時記憶部に記憶されたアーチファクト発生時点を参照して、表示した経時的データにおけるアーチファクトを含む領域を表示する制御を行うようにしてもよい。
これによれば、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]、全ヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[totalHb]の少なくともいずれかの経時データが、表示部に表示されるとともに、アーチファクトが含まれると判定された場合には、アーチファクトを含む領域と含まない領域とが識別可能に表示されるので、測定者は、アーチファクトの影響の有無を考慮しながら、測定結果を検討することができる。
これによれば、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]、全ヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[totalHb]の少なくともいずれかの経時データが、表示部に表示されるとともに、アーチファクトが含まれると判定された場合には、アーチファクトを含む領域と含まない領域とが識別可能に表示されるので、測定者は、アーチファクトの影響の有無を考慮しながら、測定結果を検討することができる。
また、上記発明において、光生体計測装置は、表示部および表示部の表示内容を制御する表示制御部とをさらに備え、光学測定部は、複数の入射プローブと複数の検出プローブとを有し、入射プローブと検出プローブとの組み合わせによって定まる複数の測定チャンネルについて、それぞれの測定チャンネルの吸光度変化量を測定して複数の測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得し、取得した複数の測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）に対して、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部が、アーチファクトを含むか否かを判定するための演算、判定を行い、表示制御部は、表示部に複数の測定チャンネルのデータを並べて表示するとともに、判定部の判定結果に基づいてアーチファクトを含む測定チャンネルと含まない測定チャンネルとを識別可能に表示する制御を行うようにしてもよい。
これによれば、複数の測定チャンネルからのデータが並べて表示され、さらに、アーチファクトを含む測定チャンネルと含まない測定チャンネルとを識別する識別記号が表示されるので、アーチファクトが含まれる場合に、アーチファクトが含まれる測定チャンネルの位置関係を検討することで、そのアーチファクトの発生原因(例えば、入射プローブが原因か、検出プローブが原因かの識別)を特定することが容易になる。
これによれば、複数の測定チャンネルからのデータが並べて表示され、さらに、アーチファクトを含む測定チャンネルと含まない測定チャンネルとを識別する識別記号が表示されるので、アーチファクトが含まれる場合に、アーチファクトが含まれる測定チャンネルの位置関係を検討することで、そのアーチファクトの発生原因(例えば、入射プローブが原因か、検出プローブが原因かの識別)を特定することが容易になる。
以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。
図１は、本発明の一実施形態である光生体計測装置の構成を示す図であり、より具体的には、オキシヘモグロビン濃度やデオキシヘモグロビン濃度から脳活動状態を測定する脳機能測定装置の構成を示す図である。この光生体計測装置は、主として、光学測定部１０、光生体計測装置全体の制御を行う制御部２０、アプリケーションプログラムや測定データを記憶する記憶部３０、設定画面や測定結果を表示する表示部４０とから構成される。
図１は、本発明の一実施形態である光生体計測装置の構成を示す図であり、より具体的には、オキシヘモグロビン濃度やデオキシヘモグロビン濃度から脳活動状態を測定する脳機能測定装置の構成を示す図である。この光生体計測装置は、主として、光学測定部１０、光生体計測装置全体の制御を行う制御部２０、アプリケーションプログラムや測定データを記憶する記憶部３０、設定画面や測定結果を表示する表示部４０とから構成される。
光学測定部１０は、光源１２、複数の送光ファイバ１３、送光ファイバに接続される複数の入射プローブ１４により形成される入射部１５と、複数の検出プローブ１６、複数の検出プローブに接続される受光ファイバ１７、検出器１８により形成される検出部１９とからなる。
光源１２は、発光波長が異なる３つのレーザ光源が用いられ、例えば、λ１（７８０ｎｍ）、λ２（８０５ｎｍ）、λ３（８３０ｎｍ）の３波長の光が、図示しない切替え機構により選択的に発光するように構成されている。
入射プローブ１４は、送光ファイバ１３を介して送られてくる光が頭部へ入射するように、先端が頭皮に密着する状態にしてプローブホルダ５３により固定してある。
検出プローブ１６についても、同様であり、プローブ先端が頭皮に密着する状態にしてプローブホルダ５３により固定してある。そして、検出プローブ１６により検出した光は、検出器１８に送られるようにしてある。検出器１８には、フォトマルチプライヤ、フォトダイオードなどの受光素子が用いられている。
光源１２は、発光波長が異なる３つのレーザ光源が用いられ、例えば、λ１（７８０ｎｍ）、λ２（８０５ｎｍ）、λ３（８３０ｎｍ）の３波長の光が、図示しない切替え機構により選択的に発光するように構成されている。
入射プローブ１４は、送光ファイバ１３を介して送られてくる光が頭部へ入射するように、先端が頭皮に密着する状態にしてプローブホルダ５３により固定してある。
検出プローブ１６についても、同様であり、プローブ先端が頭皮に密着する状態にしてプローブホルダ５３により固定してある。そして、検出プローブ１６により検出した光は、検出器１８に送られるようにしてある。検出器１８には、フォトマルチプライヤ、フォトダイオードなどの受光素子が用いられている。
なお、入射プローブ１４と検出プローブ１６とは、互いに隣接するように配置されており、隣接する入射プローブ１４と検出プローブ１６とにより挟まれた中間領域が、測定チャンネル（感度を有する領域）となるようにしてある。
そして、後述する光学測定部制御部２１による制御により、一対の入射プローブ１４と検出プローブ１６の組み合わせが選択され、その組み合わせにより定められる測定チャンネル（図８の♯１〜♯３６）のひとつについての測定が行われる。このとき、互いに光が干渉しないような組み合わせを選択することで、複数の測定チャンネルを同時に測定してもよい。
検出器１８で受光した信号（吸光度信号）は、増幅器３６、Ａ／Ｄ変換器３７を介して、制御部２０に送られる。
そして、後述する光学測定部制御部２１による制御により、一対の入射プローブ１４と検出プローブ１６の組み合わせが選択され、その組み合わせにより定められる測定チャンネル（図８の♯１〜♯３６）のひとつについての測定が行われる。このとき、互いに光が干渉しないような組み合わせを選択することで、複数の測定チャンネルを同時に測定してもよい。
検出器１８で受光した信号（吸光度信号）は、増幅器３６、Ａ／Ｄ変換器３７を介して、制御部２０に送られる。
制御部２０は、ＣＰＵにより構成され、記憶部３０に記憶されているプログラムを実行することで各種の機能を実行する。
この制御部２０を、実行する機能に基づいて分けると、光学測定部制御部２１、濃度変化量・平均光路積演算部２２、計算吸光度変化量演算部２３、残差自乗和／残差自乗和率演算部２５、判定部２５、表示制御部２６とに分類することができる。
この制御部２０を、実行する機能に基づいて分けると、光学測定部制御部２１、濃度変化量・平均光路積演算部２２、計算吸光度変化量演算部２３、残差自乗和／残差自乗和率演算部２５、判定部２５、表示制御部２６とに分類することができる。
光学測定部制御部２１は、脳活動信号のマッピングデータをとるために、光学測定部１０の複数の入射プローブ１４と複数の検出プローブ１６から、適当なタイミングで、順次、一対の入射プローブ１４ａと検出プローブ１６ａの組み合わせを選択し、適当なタイミングで入射プローブ１４ａから送光し、検出プローブ１６ａで受光する動作を行うことで、対応する測定チャンネル（＃１〜＃３６）についての吸光度信号を採取する制御を行う。
濃度変化量・平均光路積演算部２２は、オキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］およびデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積 [deoxyHb]と、吸光度変化量ΔＡとの間の関係式である（１）式を利用して、測定吸光度変化ΔＡｍ（λ＝７８０、８０５、８３０nｍ）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]（（５）式）、および、全オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［totalHb］（＝［oxyHb］＋[deoxyHb]）を算出する演算を行う。
なお、光吸収量の変化が小さいときは、簡略化のため、平均光路長を一定として扱うことができる。この場合（１）式において、平均光路長は省略でき、[oxyHb]をオキシヘモグロビン濃度変化量、[deoxyHb]をデオキシヘモグロビン濃度変化量として扱うことができる。通常の測定では、この条件が満たされている。本実施形態でも、平均光路長は一定であるとして以後の説明では、これを省略することとする。
計算吸光度変化量演算部２３は、算出したオキシヘモグロビン濃度変化量［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量[deoxyHb]に基づいて、（１）式を利用して、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する演算を行う（（６）式）。
残差自乗和／残差自乗和率演算部２４は、光学測定部１１による測定により取得した測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と、（６）式で算出した計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて、残差自乗和Ｄ（（２）式）を算出し、さらに、これを規格化した残差自乗和率Ｅ（（３）式）を算出する。
判定部２５は、予め実験的に求めて設定した基準値Ｒと、残差自乗和Ｄ（あるいは残差自乗和率Ｅ）とを大小比較して、アーチファクトを含むか否かを判定する演算を行う。この基準値Ｒは、アーチファクトを含む信号と含まない信号の測定データから、統計的に求めるのが好ましいが、測定者の経験に基づいて適当な値を任意に設定することもできる。
表示制御部２６は、表示部４０に表示する画面の制御を行う。表示の一形態として、算出したオキシヘモグロビン濃度変化量［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量[deoxyHb]を、生体信号(脳活動信号)の経時データとして表示する。この表示において、後述するアーチファクト発生時記憶部２７に、アーチファクト発生時のデータが記憶されている場合は、測定した生体信号の経時データを表示するとともに、アーチファクトの発生時点にマークを表示したり、発生時点以降の経時データの色を変えたりする。
また、複数の測定チャンネルについての経時データを並べて表示する（図９参照）。この場合に、アーチファクト発生時のデータが記憶されている測定チャンネルについては、該当する経時データの背景色を他のチャンネルの背景色と異なる色にしたり、該当する経時データを太枠で囲んだりして、目立つようにする。
また、複数の測定チャンネルについての経時データを並べて表示する（図９参照）。この場合に、アーチファクト発生時のデータが記憶されている測定チャンネルについては、該当する経時データの背景色を他のチャンネルの背景色と異なる色にしたり、該当する経時データを太枠で囲んだりして、目立つようにする。
記憶部３０は、ＨＤＤなどの記憶装置により構成され、制御に必要なアプリケーションプログラムを記憶する。また、測定したデータを随時、記憶し、後に利用するために保存する。さらに、アーチファクト発生時記憶部２７が形成されており、判定部２５により、アーチファクトが含まれるとの判定がなされたときは、その発生時点を記憶する。
表示部４０は、フラットパネル、液晶パネルなどで構成され、表示制御部２６による制御の下で、経時データや設定画面が表示できるようにしてある。
次に、上記装置の動作について、図２のフローチャートを用いて説明する。
まず、各測定チャンネル（＃１〜＃３６）について、３つの異なる波長にて、測定により、吸光度変化量（ΔＡｍ）を採取する（ｓ１０１）。
続いて、測定吸光度変化量（ΔＡｍ）を用いて、平均光路長は一定として最小自乗法により、（５）式による計算を行い、オキシヘモグロビン濃度変化量[oxyHb]、デオキシヘモグロビン濃度変化量[deoxyHb]を算出し、さらに全ヘモグロビン濃度変化量[totalHb]を算出する（ｓ１０２）。
まず、各測定チャンネル（＃１〜＃３６）について、３つの異なる波長にて、測定により、吸光度変化量（ΔＡｍ）を採取する（ｓ１０１）。
続いて、測定吸光度変化量（ΔＡｍ）を用いて、平均光路長は一定として最小自乗法により、（５）式による計算を行い、オキシヘモグロビン濃度変化量[oxyHb]、デオキシヘモグロビン濃度変化量[deoxyHb]を算出し、さらに全ヘモグロビン濃度変化量[totalHb]を算出する（ｓ１０２）。
続いて、（６）式による計算を行い、計算吸光度変化量（ΔＡｃ）を算出する（ｓ１０３）。
さらに、測定吸光度変化（ΔＡｍ）と計算吸光度変化（ΔＡｃ）とに基づいて、残差自乗和Ｄ（（２）式）、残差自乗和率Ｅ（（３）式）を算出する（ｓ１０４）。
さらに、測定吸光度変化（ΔＡｍ）と計算吸光度変化（ΔＡｃ）とに基づいて、残差自乗和Ｄ（（２）式）、残差自乗和率Ｅ（（３）式）を算出する（ｓ１０４）。
そして、残差自乗和Ｄ、残差自乗和率Ｅと、基準値Ｒ（閾値）との比較を行い（Ｓ１０５）、比較の結果、設定した基準値Ｒより小さいときは、アーチファクトが含まれていないと判定され、何も対策がとられることなく、通常の表示が行われる（Ｓ１０６）。
比較の結果、基準値Ｒより大きいときは、アーチファクトが含まれていると判定され、アーチファクトが発生したチャンネルであることを示す背景色で表示し、また、経時データを表示しているときは、経時データのなかでアーチファクトが発生している領域の色を変えたり、マークをつけたりして目立つように表示する（Ｓ１０７）。
比較の結果、基準値Ｒより大きいときは、アーチファクトが含まれていると判定され、アーチファクトが発生したチャンネルであることを示す背景色で表示し、また、経時データを表示しているときは、経時データのなかでアーチファクトが発生している領域の色を変えたり、マークをつけたりして目立つように表示する（Ｓ１０７）。
次に、生体信号データ（脳賦活データ）におけるアーチファクト判定例について説明する。生体信号データを採取する際に、トレッドミル歩行による運動付加を与えた。運動負荷は、速度が３ｋｍ／ｈの歩行タスクであり、３０秒のレスト、９０秒のタスク、３０秒のレスト（合計１５０秒）のタイムコースにしたがうものである。
測定チャンネルは、図８に示したものと同様の配置となるように設定し、合計３６個のチャンネルで信号を採取した。測定終了後に、３６個の測定チャンネルからの生体信号データは、並べて表示された（図９参照）。
以下に、これらのチャンネルで採取した信号のなかから典型的な信号データについて説明する。
測定チャンネルは、図８に示したものと同様の配置となるように設定し、合計３６個のチャンネルで信号を採取した。測定終了後に、３６個の測定チャンネルからの生体信号データは、並べて表示された（図９参照）。
以下に、これらのチャンネルで採取した信号のなかから典型的な信号データについて説明する。
図３（ａ）は、アーチファクトを含まない典型的な脳賦活データ信号（[oxyHb]と[deoxyHb]）であり、図３（ｂ）は、これに対応する残差自乗和率Ｅ（（３）式参照）である。また、図４（ａ）は、アーチファクトを含んでいるときの典型的な脳賦活データ信号であり、図４（ｂ）は、これに対応する残差自乗和率Ｅである。また、図５（ａ）は、脳賦活データ信号であると考えるが、タスク終了後に信号が元の値まで戻らない、視覚的評価ではアーチファクトを含むか否かを判定することが困難な中間的な脳賦活データ信号であり、図５（ｂ）は、これに対応する残差自乗和率Ｅである。
図３（ａ）の典型的な脳賦活データの場合は、残差自乗和率Ｅが、ほぼ１０−６以下（図３（ｂ）参照）となっているのに対し、図４（ａ）のアーチファクトが含まれる賦活データの場合は、残差自乗和率Ｅが脳賦活信号値の変化に対応して増大し、１０−４以上となっている（図４（ｂ）参照）。また、図５（ａ）の中間的な脳賦活データの場合は、１００秒以降に残差自乗和率Ｅが急激に増加し（したがって９０秒のときはアーチファクトが含まれていない）、残差自乗和Ｅが増加後は１０−３以上となっている。
例えば、９０秒の時点における図４（ａ）、図５（ａ）の具体的には、0.0005、0.00006であった。
したがって、残差自乗和率Ｅにより、アーチファクトを含むか否かを判定しようとする場合には、上記データから、基準値Ｒを0.00006よりも大きく、0.0005よりも小さい値を選ぶこととし、例えば0.0001程度に設定することにより、Ｒがこれより小さいときにはアーチファクトが含まれていないと判定できるようにする。
例えば、９０秒の時点における図４（ａ）、図５（ａ）の具体的には、0.0005、0.00006であった。
したがって、残差自乗和率Ｅにより、アーチファクトを含むか否かを判定しようとする場合には、上記データから、基準値Ｒを0.00006よりも大きく、0.0005よりも小さい値を選ぶこととし、例えば0.0001程度に設定することにより、Ｒがこれより小さいときにはアーチファクトが含まれていないと判定できるようにする。
このようにして、Ｒを設定した以後は、設定したＲを基準値としてアーチファクトの有無が判定される。そして残差自乗和率Ｅが基準値Ｒを超える場合は、脳賦活データの該当する領域の色を変えた表示がなされることにより、アーチファクトの有無が明確に見えるようになる。
また、３６個の測定チャンネルからの脳賦活データを、並べて表示画面に表示したときは（図９参照）、基準値Ｒを超えたチャンネルは、脳賦活データの背景色が変えられて表示される。図９の表示例によれば、例えば、＃２、＃３、＃８、＃９の４つの測定チャンネルについて、異なる背景色で表示される。この結果、これら４つチャンネルの測定の際に共通して使用されていた特定の入射プローブ１４が位置ずれしたものと、簡単に判断することができるようになる。
また、３６個の測定チャンネルからの脳賦活データを、並べて表示画面に表示したときは（図９参照）、基準値Ｒを超えたチャンネルは、脳賦活データの背景色が変えられて表示される。図９の表示例によれば、例えば、＃２、＃３、＃８、＃９の４つの測定チャンネルについて、異なる背景色で表示される。この結果、これら４つチャンネルの測定の際に共通して使用されていた特定の入射プローブ１４が位置ずれしたものと、簡単に判断することができるようになる。
図４（ａ）、図５（ａ）における９０秒の時点の値を用いて、modified Lambert Beerの法則（ＭＬＢ則）（（６）式）を、プロットしたときの解のデータを図６、図７に示す。
図６、図７に見られる３本の直線は、（６）式の３つの方程式それぞれに対応し、２本の直線の交点は、（６）式の３つの式うち、２つの方程式を用いて解いた場合の解を示している。このときの２つの方程式は、３通りの組み合わせを取りうるので、交点が３つ、すなわち解が３つできることになる。
この交点のばらつきが小さい場合は、ＭＬＢ則に合致した、すなわち、アーチファクトの影響がない脳賦活信号であることになる。一方、ばらつきが大きい場合は、脳賦活信号だけではなく、アートファクトが含まれた信号であることになる。なお、ばらつきが大きい場合は、残差自乗和率Ｅが大きくなる。
図６、図７に見られる３本の直線は、（６）式の３つの方程式それぞれに対応し、２本の直線の交点は、（６）式の３つの式うち、２つの方程式を用いて解いた場合の解を示している。このときの２つの方程式は、３通りの組み合わせを取りうるので、交点が３つ、すなわち解が３つできることになる。
この交点のばらつきが小さい場合は、ＭＬＢ則に合致した、すなわち、アーチファクトの影響がない脳賦活信号であることになる。一方、ばらつきが大きい場合は、脳賦活信号だけではなく、アートファクトが含まれた信号であることになる。なお、ばらつきが大きい場合は、残差自乗和率Ｅが大きくなる。
図６と図７を比較すると、明らかに図７の場合の方が交点のばらつきが小さく、ＭＬＢの法則に合致した（アーチファクトの影響がない）脳賦活信号であることになる。図５（ａ）の９０秒後のデータには、アーチファクトが含まれていないことがわかる。一方、図６の場合は、ＭＬＢ則からかなり大きく外れており、脳賦活信号だけではなく、アートファクトが含まれた信号であることになる。
本発明は、生体信号に、アーチファクトが含まれているか否かの判定を、的確に行うことができる光生体計測装置を製造する際に利用できる。
１０：光学測定部
１２：光源
１４：入射プローブ
１５：入射部
１６：検出プローブ
１８：検出器
１９：検出部
２０：制御部
２１：光学測定制御部
２２：濃度変化量・平均光路長積演算部
２３：計算吸光度変化量演算部
２４：残差自乗和／残差自乗和率演算部
２５：判定部
２６：表示制御部
２７：アーチファクト発生時記憶部
３０：記憶部
４０：表示部
１２：光源
１４：入射プローブ
１５：入射部
１６：検出プローブ
１８：検出器
１９：検出部
２０：制御部
２１：光学測定制御部
２２：濃度変化量・平均光路長積演算部
２３：計算吸光度変化量演算部
２４：残差自乗和／残差自乗和率演算部
２５：判定部
２６：表示制御部
２７：アーチファクト発生時記憶部
３０：記憶部
４０：表示部
Claims (4)
- 光を照射して生体内を散乱させ、生体内から再放出された光を検出することにより検出光に基づいて生体に関する情報を得る光生体計測装置であって、
生体内に光を照射する入射プローブと生体内から再放出された光を検出する検出プローブとにより、少なくとも３つの異なる波長λｎ（但し、n≧３）にて吸光度変化量を測定して測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得する光学測定部と、
オキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］およびデオキシヘモグロビンの濃度変化量・平均光路長積 [deoxyHb]と、吸光度変化量ΔＡとの間の関係式（ＬＢ）を利用して、前記測定吸光度変化ΔＡｍ（λn）に基づいて、最小自乗法により、オキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]を算出する濃度変化量・平均光路積演算部と、
算出したオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]に基づいて、再度、関係式（ＬＢ）を利用して、計算により計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）を算出する計算吸光度変化量演算部と、
測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）と計算吸光度変化量ΔＡｃ（λn）とに基づいて残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを算出する残差自乗和／残差自乗和率演算部と、
残差自乗和Ｄ、または、残差自乗和率Ｅを、基準値Ｒと比較することにより、アーチファクトを含むか否かの判定を行う判定部とを備えたことを特徴とする光生体計測装置。
ここで、
関係式（ＬＢ）；
ΔＡ（λｎ）＝Ｅ０（λｎ）×[oxyHb]＋Ｅｄ（λｎ）×[deoxyHb]
ただし、Ｅ０（λｎ）はオキシヘモグロビンの吸光度係数、Ｅｄ（λｎ）はデオキシヘモグロビンの吸光度係数
残差自乗和Ｄ；
Ｄ＝（ΔＡｍ（λ１）−ΔＡｃ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２）−ΔＡｃ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn）−ΔＡｃ（λn））２
残差自乗和率Ｅ；
Ｅ＝Ｄ／（（ΔＡｍ（λ１））２＋（ΔＡｍ（λ２））２＋・・・＋（ΔＡｍ（λn））２） - 光学測定部は、時々刻々、測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得するとともに、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部が、取得した測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）に基づいて経時的に算出、判定を行い、
さらに、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合にアーチファクト発生時点を記憶するアーチファクト発生時記憶部を備えたことを特徴とする請求項１に記載の光生体計測装置。 - 光生体計測装置は、さらに表示部および表示部の表示内容を制御する表示制御部とを備え、
表示制御部は、経時的に算出されるオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積［oxyHb］、デオキシヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[deoxyHb]、これら２つの和である全ヘモグロビン濃度変化量・平均光路長積[totalHb]の少なくともいずれかを、経時的データとして表示部に表示するとともに、判定部によりアーチファクトを含む判定がなされた場合に、アーチファクト発生時記憶部に記憶されたアーチファクト発生時点を参照して、前記経時的データにおけるアーチファクトを含む領域が識別可能なように表示する制御を行うことを特徴とする請求項２に記載の光生体計測装置。 - 光生体計測装置は、さらに表示部および表示部の表示内容を制御する表示制御部とを備え、
光学測定部は、複数の入射プローブと複数の検出プローブとを有し、入射プローブと検出プローブとの組み合わせによって定まる複数の測定チャンネルについて、それぞれの測定チャンネルの吸光度変化量を測定して複数の測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）を取得し、
取得した複数の測定吸光度変化量ΔＡｍ（λn）に対して、濃度変化量・平均光路積演算部、計算吸光度変化量演算部、残差自乗和／残差自乗和率演算部、判定部が、アーチファクトを含むか否かを判定するための演算、判定を行い、
表示制御部は、表示部に複数の測定チャンネルのデータを並べて表示するとともに、判定部の判定結果に基づいてアーチファクトを含む測定チャンネルと含まない測定チャンネルとを識別可能に表示する制御を行うことを特徴とする請求項１に記載の光生体計測装置。
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|---|---|---|---|---|
| JP2009082595A (ja) * | 2007-10-02 | 2009-04-23 | Shimadzu Corp | 光生体測定装置 |
| WO2013166461A1 (en) * | 2012-05-03 | 2013-11-07 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction |
| JP2014526367A (ja) * | 2011-09-19 | 2014-10-06 | パーシスト ディベロップメント コーポレーション | Ｅｅｇ記録を分析するための方法及びシステム |
| US9125626B2 (en) | 2009-01-29 | 2015-09-08 | Shimadzu Corporation | Light measurement device |
| JP2016007300A (ja) * | 2014-06-24 | 2016-01-18 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置及び生体光計測方法 |
| US10299710B2 (en) | 2009-07-21 | 2019-05-28 | Shimadzu Corporation | Organism optical measurement device |
| WO2022138063A1 (ja) * | 2020-12-25 | 2022-06-30 | パナソニックＩｐマネジメント株式会社 | 生体計測装置、生体計測方法、及び、コンピュータプログラム |
| CN114795117A (zh) * | 2022-04-14 | 2022-07-29 | 南开大学 | 基于图信号处理的脑信号分析方法 |
-
2004
- 2004-10-13 JP JP2004298355A patent/JP4470681B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009082595A (ja) * | 2007-10-02 | 2009-04-23 | Shimadzu Corp | 光生体測定装置 |
| US9125626B2 (en) | 2009-01-29 | 2015-09-08 | Shimadzu Corporation | Light measurement device |
| US10299710B2 (en) | 2009-07-21 | 2019-05-28 | Shimadzu Corporation | Organism optical measurement device |
| JP2014526367A (ja) * | 2011-09-19 | 2014-10-06 | パーシスト ディベロップメント コーポレーション | Ｅｅｇ記録を分析するための方法及びシステム |
| KR102085712B1 (ko) | 2012-05-03 | 2020-03-06 | 바이압틱스 인코포레이티드 | 로버스트 캘리브레이션 및 자가-수정을 위한 조직 옥시메트리 프로브 기하학 |
| US10939853B2 (en) | 2012-05-03 | 2021-03-09 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction |
| US10213142B2 (en) | 2012-05-03 | 2019-02-26 | Vioptix, Inc. | Using Monte Carlo and iterative techniques to determine tissue oxygen saturation |
| KR20150005700A (ko) * | 2012-05-03 | 2015-01-14 | 바이압틱스 인코포레이티드 | 로버스트 캘리브레이션 및 자가-수정을 위한 조직 옥시메트리 프로브 기하학 |
| US10335069B2 (en) | 2012-05-03 | 2019-07-02 | Vioptix, Inc. | Oximeter probe with light wavelengths to avoid surgical dyes |
| US10456066B2 (en) | 2012-05-03 | 2019-10-29 | Vioptix, Inc. | Wireless, handheld tissue oximetry device |
| US10492715B2 (en) | 2012-05-03 | 2019-12-03 | Vioptix, Inc. | Robust calibration and self-correction for tissue oximetry probe |
| US10524705B2 (en) | 2012-05-03 | 2020-01-07 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe with tissue marking feature |
| WO2013166461A1 (en) * | 2012-05-03 | 2013-11-07 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction |
| US10682080B2 (en) | 2012-05-03 | 2020-06-16 | Vioptix, Inc. | Determining tissue oxygen saturation using Monte Carlo and iterative techniques |
| US10912503B2 (en) | 2012-05-03 | 2021-02-09 | Vioptix, Inc. | Using Monte Carlo and iterative techniques to determine tissue oxygen saturation |
| US11890095B2 (en) | 2012-05-03 | 2024-02-06 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe geometry for robust calibration and self-correction |
| US11058333B2 (en) | 2012-05-03 | 2021-07-13 | Vioptix, Inc. | Wireless, handheld tissue oximetry device |
| US11786152B2 (en) | 2012-05-03 | 2023-10-17 | Vioptix, Inc. | Tissue oximetry probe with tissue marking feature |
| US11771349B2 (en) | 2012-05-03 | 2023-10-03 | Vioptix, Inc. | Determining tissue oxygen saturation using monte carlo and iterative techniques |
| US11478170B2 (en) | 2012-05-03 | 2022-10-25 | Vioptix, Inc. | Oximeter probe with light wavelengths to avoid surgical dyes |
| US11627896B2 (en) | 2012-05-03 | 2023-04-18 | Vioptix, Inc. | Robust calibration and self-correction for tissue oximetry probe |
| US11653861B2 (en) | 2012-05-03 | 2023-05-23 | Vioptix, Inc. | Using monte carlo and iterative techniques to determine tissue oxygen saturation |
| US11771348B2 (en) | 2012-05-03 | 2023-10-03 | Vioptix, Inc. | Wireless, handheld tissue oximetry device |
| JP2016007300A (ja) * | 2014-06-24 | 2016-01-18 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置及び生体光計測方法 |
| WO2022138063A1 (ja) * | 2020-12-25 | 2022-06-30 | パナソニックＩｐマネジメント株式会社 | 生体計測装置、生体計測方法、及び、コンピュータプログラム |
| CN114795117A (zh) * | 2022-04-14 | 2022-07-29 | 南开大学 | 基于图信号处理的脑信号分析方法 |
| CN114795117B (zh) * | 2022-04-14 | 2024-05-14 | 南开大学 | 基于图信号处理的脑信号分析方法 |
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