JP2009017999A - 生体光計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】光源駆動電流の尖頭値を従来のものより小さくし、受光素子の受光レベルの尖頭値を従来のものより小さくして、装置の省電力化を図り、計測精度を向上する。
【解決手段】符号として、アダマール符号を同一のビット周期を有する符号系列毎に同じビットだけビット移動した符号、あるいは一つのＰＮ符号をビット移動した符号を異なる符号として用いる。
【選択図】図７

Description

本発明は生体光計測装置、すなわち、生体内部の情報を光を用いて計測する生体光計測装置に関する。

生体内部を簡便かつ生体に害を与えずに測定する装置が臨床医学及び脳科学などの分野で望まれている。例えば具体的に頭部を測定対象と考えると、脳梗塞・脳内出血などの脳疾患及び、思考・言語・運動などの高次脳機能の計測などが挙げられる。また、このような測定対象は頭部に限らず、胸部では心筋梗塞などの心臓疾患、腹部では腎臓・肝臓などの内臓疾患に対する予防診断等も挙げられる。頭部を計測対象と考えて脳内の疾患もしくは高次脳機能を計測する場合、疾患部又は機能領域を明確に特定する必要がある。このため頭部の広い領域を画像として計測することが非常に重要である。

前述の要望に対し、光計測は非常に有効である。その理由は、生体内器官の正常及び異常、さらには高次脳機能に関する脳の活性化は、生体内部の酸素代謝及び血液循環と密接に関係している。この酸素代謝と血液循環は、生体中の特定色素（ヘモグロビン，チトクロームａａ３，ミオグロビン等）の濃度に対応し、この色素濃度は可視から赤外領域の波長の光吸収量から求められるからである。このように、可視から赤外の波長の光を生体に照射し、生体から反射された光を検出することで生体内部を計測する装置が、例えば特開昭５７−１１５２３２号公報、特開昭６３−２６０５３２号公報、特開昭６３−２７５３２３号公報、特開平５−３１７２９５号公報に記載されている。

従来、生体内の光計測には光強度変調のうち、時分割多重変調や周波数多重が用いられてきた。基本的な構造としては、ロックインアンプを用いた光検出によって強度データを取り出す構成であり、測定点を増やすために、時分割多重や周波数多重が行われてきた。

これに対し、ＣＤＭＡ（符号分割多重）方式を用いた技術が特開２０００４−３３３３４４号公報に記載されている。これはアダマール符号を用い、光のＣＤＭＡ変調（強度変調）を行い、光源及びその発光の分離を受光側で行うものである。この技術により、生体内部の計測にＣＤＭＡ方式を用いることが可能となっている。

特開昭５７−１１５２３２号公報 特開昭６３−２６０５３２号公報 特開昭６３−２７５３２３号公報 特開平５−３１７２９５号公報 特開２００４−３３３３４４号公報 特許３３６５３９７号公報

ここで、従来のＣＤＭＡ変調を用いた生体光計測装置（以下装置）の動作を説明する。図１に、従来のＣＤＭＡ変調を用いた装置の概要を示す。光照射装置１０１，１０２，１０３は符号生成部１１１，１２１，１３１と、光変調部１１２，１２２，１３２と、光照射部１１３，１２３，１３３とを有する。符号生成部１１１，１２１，１３１では、それぞれ巡回する符号系列Ｃ１「１，０，１，０」、Ｃ２「１，１，０，０」、Ｃ３「１，０，０，１」が生成される。光変調部１１２，１２２，１３２では、符号系列Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３に従って強度変調された信号を生成する。強度変調された信号は光照射部１１３，１２３，１３３の光源素子１１４，１２４，１３４を点滅させる。光源は、もとの符号系列Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３が「１」の場合に点灯し、「０」の場合消灯する。光源素子１１４，１２４，１３４が発光した光（発光光）は、照射位置１１５，１２５，１３５にて、光信号として照射対象に照射される。

照射されたそれぞれの光は、照射対象である生体を透過／散乱したのち、光検出部１１６の受光素子１１７に到達する。ここで、光信号は光電効果により電気信号に変換される。この電気信号は３信号に分割された後、信号処理部１１９において、元の系列と同期した系列Ｃ’１，Ｃ’２，Ｃ’３を３つの乗算回路１１８で乗算される。ここで、系列Ｃ’１，Ｃ’２，Ｃ’３は復調用符号生成部１５１，１５２，１５３で生成された系列である。相関検波部１４０では、それぞれの乗算された結果に対して相関検波を行い、検出結果１４１，１４２，１４３なる相関検波出力を出力する。

ここで、ＣＤＭＡ変調用符号として用いられるのは、アダマール符号（ウォールッシュアダマール符号）と呼ばれる信号である。この符号の特徴として、(1)アダマール符号である他の系列符号を、符号レベルでは完全に除去できる優れた相関性、(2)符号を形成する「１」と「０」の個数が等しく、信号のデューティ比が５０％となることがあげられる。

この生成方法は以下のようになる。

ここでＨ_１＝〔１〕とすると−Ｈ_１＝〔０〕である。これを再帰的に代入することで、アダマール行列そしてアダマール符号が与えられる。この結果Ｈ_２，Ｈ_３として、以下の行列式の形で表現されたアダマール行列（アダマール符号）が得られる。

次に、符号の、変調と分離／復調の過程を詳細に説明する。図２に受光素子に入る信号を示す。このとき、受光素子には３つの光が加算作用（効果）２０１により、混合した形で入力される。図２において、照射位置１１５，１２５，１３５によって、受光素子（図示省略）に入力される信号の振幅が異なるのは、光源素子の駆動電流の違いや各照射位置１１５，１２５，１３５と受光素子間の光の透過／散乱特性が異なるためである。また、それぞれの照射位置から照射する光の波長の違いにより光の透過特性が異なる場合も、同様に振幅の違いとなって現れる。ここで、図中の数値は右から時系列で入出力が行われる。

図３に示すように受光素子の出力（受光信号３０１）は、図２の入力光の加算された結果に比例したものとなる。すなわち、時系列に「６，３，１，２」なる信号を循環する形式（６，３，１，２，６，３，１，２、…）で出力する。ここで、各信号はデューティ比が５０％であるため、加算結果は平均値が３となる。ここで、実際の回路上においてＡＣ結合の処理をおこなうと、結合前の値３を中心として、時系列で「３，０，−２，−１」なる受光信号３０２が循環する形式で出力される。

次に、まず照射位置１１５からの信号の検出方法を説明する。図４に示すように、ＡＣ結合された受光信号３０２すなわち、「３，０，−２，−１」に対し、もとの信号生成時に用いた符号系列Ｃ１「１，０，１，０」の各値に対し２を乗算し、１を減算により定義される変換を実施した系列Ｃ’１「１，−１，１，−１」を同期した形で乗算後、４ビットごとに加算し、検出結果として出力する。すなわち３×１＋０×（−１）＋（−２）×１＋（−１）×（−１）＝３＋０＋（−２）＋１＝２と計算／処理され、「２」という値を検出結果１４１として出力する。ここで、同期とは前述の系列Ｃ１のある値「１」又は「０」と、これらに対応する前述の変換による値「１」又は「−１」の対応と変化点が時間軸上で同一であることをいう。

同様に、照射位置１２５，１３５からの信号に対し、系列Ｃ２，Ｃ３の変換系列Ｃ’２，Ｃ’３による計算／処理過程を図５、図６に示す。これにより照射位置１１５，１２５，１３５からの信号の出力がそれぞれ「２，６，４」となる。この値１４１，１４２，１４３は、図２での照射位置１１５，１２５，１３５からの信号振幅「１，３，２」の２倍の値である。このことから、検出が正確に行われていることが分かる。

前述の過程を経て、装置においてＣＤＭＡ方式を用いて信号の強度変調、光信号の伝送、光電変換後の信号の復調が行われ、光の伝送路である生体の活動を計測することがわかる。

ここで、装置の信号を見た場合、前述の時系列の形で「６，３，１，２」なる循環した信号は、受光した光信号と見なせる一方、光源素子の駆動電流と見なすことができる。これは、各光源素子の駆動電流に差異がある場合で、同様に差異が無い場合は正規化した電流値の変動は「３，１，１，１」となる。実際は、光源素子によるバラつきや、光源素子ごとの出力設定や出力特性の差異により変動が生じる。

前述の時系列の形で「６，３，１，２」なる循環した信号の場合、４ビットで定義される周期のうち最大値は「６」となり、最小値が「１」となる。またアダマール符号の説明で、式(1)や式(2)で定義したアダマール符号の場合、増加した光源数に対応するため符号長を延ばすと、循環する系列の先頭の「６」、正規化した場合の「３」の値が大きくなる。このことは、光源素子駆動電流の増大を招き、その結果装置電源部が大型化し、装置の小型化や電池駆動による装置の携帯化に対する妨げの一因となるものである。

次に、同様に受光素子から信号をみた場合、前述の過程のなかでも受光レベルは時系列の形で「６，３，１，２」で変化する。このため、受光素子やＣＤＭＡ復調を行う処理部は、最大値である「６」のレベルの信号に対し、飽和しないようなレベルの受光、光電変換、信号処理を行う必要がある。この点は、前述の駆動電流の場合と同様に、光源数、すなわち計測点、照射位置が増えるに従い、増加するものである。このことは、受光素子が飽和しやすく、処理部に搭載したアンプの増幅率の低下を招き、その結果、計測のダイナミックレンジの狭帯域化の原因となる。つまりは、装置の計測精度の低下の原因となる。

本発明はＣＤＭＡ符号を用いた生体光計測装置において、２以上の符号の時間軸上の位置を変更することで、光源素子の駆動電流及び受光信号の尖頭値を減少させるものである。

具体的には、符号として、アダマール符号を同一のビット周期を有する符号系列毎に同じビットだけビット移動した符号、あるいは一つのＰＮ符号をビット移動した符号を異なる符号として用いる。

本発明によれば、ＣＤＭＡ符号を用いた生体光計測装置において、光源素子駆動電流の平滑化により尖頭値を従来のものより小さくでき、また、受光素子の受光レベルの尖頭値を従来のものより小さくできる。これにより、生体光計測装置の省電力化が図れるとともに、計測精度が向上する。

以下、本発明の実施の形態を説明する。

いま、任意のアダマール符号系列Ｃ(ｋ)の任意ｎ番目のビットをｂｎ又はｂ(ｎ)と表すものとする。さらに、自然数ｎ１，ｎ２に対し前記Ｃ(ｋ)が周期的に同じ符号となる場合、この周期のうち、最小のものをＣ(ｋ)のビット周期ａとする。すなわち、ビット周期ａとは、次式(5) が任意のｎ１，ｎ２に対し成り立つ自然数の最小値である。

ｂ(ｎ１×ａ＋ｎ２)＝ｂ(ｎ２) …(5)

ここで、改めて前述のＣＤＭＡ方式の説明で用いた系列Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３を表１に示す。

表１の系列Ｃ１はビット周期２、系列Ｃ２と系列Ｃ３はビット周期４である。アダマール符号においては、計算の過程により同一のビット周期の系列が、ビット周期ａのものの場合、ａ／２種類の系列が存在する。ここで同一のビット周期である系列をビット周期グループとし、ビット周期ａグループと呼ぶこととする。例えば、系列Ｃ２と系列Ｃ３はビット周期４であり、ビット周期４グループと表される。逆にビット周期４グループとは系列Ｃ２と系列Ｃ３のことである。

表１に図１に示す符号の系列ごとのビットｂｎを示す。ビットｂｎは「１」又は「０」で構成された２値データであり、図１に示す構成では「１」の場合、光源素子が点灯し、「０」の場合消灯する。合計は、各ビットｂｎが相当する時刻の点灯する光源素子の個数を示す。

ここで、Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３を元に、前述ビットグループごとにシフトさせた系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３を生成した。これを表２に示す。

表２も同様であるが、ビットを移動したものである。表１の系列と比較し、ｂ”(１)〜(４)が「０，１，０，１」で示されるＣ”１はＣ１を前方（又は、後方に）１ビット移動させたものである。同様に、「０，０，１，１」で表されるＣ”２は「１，１，０，０」Ｃ２を２ビット移動させたものである。さらに、同様に、「０，１，１，０」で表されるＣ”３は「１，０，０，１」Ｃ３を２ビット移動させたものである。ここでｋビット移動とは前述のｂ(ｎ)を用いて
ｂ”(ｎ)＝ｂ(ｎ＋ｋ) …(6)
と表した場合、系列Ｃ”１でｋ＝１、系列Ｃ”２と系列Ｃ”３ではｋ＝２である。

アダマール符号においては、同一ビット周期グループの符号はその同一ビット周期に対する位相偏移量によって分離がなされる。つまり、分離のための情報はその位相情報の形で各符号（各系列）に含有している。例えば、Ｃ２とＣ３はともにビット周期４グループであるが、これらの検出時の分離はＣ２とＣ３の位相情報によって行われる。

このことは、すなわち、各系列に前述のビット移動量を設定し、あらたな符号系列の組合せを設定する際、ビット周期グループごとに同一のビット移動量ｋビットを設定する必要がある。逆に同一のビット周期グループ内において、異なるビット移動量を設定した場合、符号の分離をできないため、これは実施できない。例えばＣ２＝「１，１，０，０」とＣ３＝「１，０，０，１」に対して、Ｃ２のビット移動量ｋを１、Ｃ３のビット移動量ｋを０としたものはどちらも「１，０，０，１」となり、同一の系列となる。このため、受光素子以降の信号処理の過程でこれら２系列の分離は不可能である。

ここで、系列Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３と系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３のビット毎すなわち時刻毎の加算合計値をみてみる。表１と表２によれば元の系列の合計は「３，１，１，１」で推移するのに対し、ビットのビット移動により生成された新規系列は「０，２，２，２」と推移している。このことは、装置電源部の観点では
(1) ｂ(１)の「０」を除き全て「２」であり、装置電源部から見たＬＤ駆動回路側のインピーダンス変動が小さい。
(2) 最大の消費電流（尖頭駆動電流）が「３」から「２」に減少している。
また、受光素子の観点から、
(3) 最大の受光信号のレベルが「３」から「２」に相対的に低下する。

この(1)、(2)、(3)の効果として、(1)から、インピーダンス（負荷）変動が抑えられるため、回路内部の周期的なノイズが発生しにくい。(2)から、装置電源部は光源素子に「２」に相当する電流を供給できれば良く、装置電源部に必要な電源容量の低減が可能となる。(3)から、「２」に相当する範囲を受光、光電変換後、検出のための信号処理が行えればよいので、受光素子、信号処理部の入力のダイナミックレンジが広く取れる、という利点が挙げられる。

次に、実際に系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３を用いたＣＤＭＡ変調と復調のプロセスと、このときの効果を検証する。ここでＣ”１，Ｃ”２，Ｃ”３を一括し、新アダマール系列と呼ぶものとする。

図７に新アダマール系列を用いた装置の概要を示す。これは従来のアダマール系列を用いた装置の説明に用いた図１に相当する。図１に示した装置と異なるのは、符号生成部７１１，７２１，７３１によって生成される符号系列が新アダマール系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３である点、及び復調用符号生成部７５１，７５２，７５３によって生成される復調用符号が、新アダマール系列復調用の符号である点である。それぞれの相関検波部１４０は、新アダマール系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３での検出結果７４１，７４２，７４３を出力する。

これに対し、照射位置１１５，１２５，１３５での出力及び受光素子での受光レベルを図８に示す。ここで、各レベルは図２で示した「１，３，２」と同値である。図８に光源素子から発光される信号を、図９に受光素子が受光した信号を示す。ここで図８の各照射位置の符号は図中の右側から順に出力され、例えば照射位置１１５の場合「０，１，０，１」の順に出力される。

この時、この新アダマール系列を適用した場合の受光信号９０１の総和は時系列で順に「０，３，５，４」で循環する。また、新アダマール系列を適用した場合のＡＣ結合された受光信号９０２は「−３，０，２，１」で循環する。ここで、図３に示す信号との比較を行うと、図３では「６，３，１，２」で循環するのに対し、新アダマール符号を用いた場合、「０，３，５，４」で循環することから、
(1) 最大値が「６」から「５」に減少している、
(2) ４つの信号の平均は「３」で変化しない、
ことが判明する。これより、先に符号（「１」、「０」のみ）で説明した効果が実際の装置において、消費電流の個体差や光の透過率の違いに関わらず実現可能であるといえる。また、(2)より、総光量に変化がなく、ホワイトノイズ性のノイズ（暗電流ノイズ等）に対し符号の変更によりＳＮ比が劣化しないことが分かる。

次に、従来のアダマール系列の復調の過程を説明した場合と同様に、系列Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３の符号をもとに、２を乗算し１を減算した符号をそれぞれ生成し、対応する照射位置に応じて乗算の後、４ビット長の積算を行う。これは先の説明でのＣ１〜３とＣ’１〜３の変換処理と同様である。図１０、図１１、図１２にそれぞれ、照射位置１１５、照射位置１２５、照射位置１３５での復調のプロセスを示す。その結果、順に検出出力が「２，６，４」となり、図４、図５、図６に示した従来のアダマール系列を用いた場合と同じ値で復調／検出が行われていることがわかる。

ここまで、光トポグラフィ装置に信号分離のため新アダマール系列を用いることが可能であり、消費電流と受光レベルとの尖頭値の抑圧に効果があることを説明した。ここで、アダマール符号の符号長には制限がなく、式(1)、式(2)を再帰代入することで、より長いアダマール符号を生成し、これに基づき、前述のビット長グループ毎にビット移動量を設定することができる。これまでの説明では、ビット長が最大４のものを採用してきたが、光源数すなわち測定点の数に応じてビット長を延ばすことが可能であり、この組合せにより、消費電流と受光レベルの尖頭値抑圧により一層の効果がある。

特に、従来のアダマール符号と比較して、符号長さｎ周期であるビット周期ｎグループに対するビット移動量をｎ／２としたものが、最初の符号が全て０となり望ましいものである。例えば、前述の系列Ｃ”１はビット周期２グループの系列Ｃ１を１ビット移動したものであり、系列Ｃ”２，Ｃ”３はビット周期４グループの系列Ｃ２，Ｃ３を２ビット移動したものである。同様に、前述の再帰代入により、より長いアダマール符号から、それらのビット周期ｎグループ全体に対し、ビット移動量をｎ／２としたものが、新アダマール符号として望ましい。これらは、定義された全ての符号を用いた場合、
(1) １ビット目の数値の総和が０となる、
(2) ２ビット目から、最終ビットまで各ビットの数値の総和が一定の値となる、
という特徴をもつ。例えば、Ｃ”１，Ｃ”２，Ｃ”３の総和の系列は前述のように「０，２，２，２」となるが、(1)１ビット目が０となり、(2)２〜４ビット目の数値の総和が２となり、一定である。この並び方は、目的の負荷の均一化に対し、最も効果がある。

また、符号の表現に対する光源素子の点灯／消灯の動作は、表１に示した形式に対して正論理（１で点灯、０で消灯）に限定されない。表１に示した形式に対して負論理（１で消灯、０で点灯）であっても良い。ここで、表１に示した形式を正論理（１で消灯、０で点灯）とし、これを負論理（１で消灯、０で点灯）で読み替えると、Ｃ１＝「０，１，０，１」となり、前述のＣ”１と同一になる。また、同様の読み替えでＣ２＝Ｃ”２、Ｃ３＝Ｃ”３となる。これより、前述のＣ”１，Ｃ”２，Ｃ”３はそれぞれもとのＣ１，Ｃ２，Ｃ３の「１」、「０」を反転させたものであることが分かる。このことから、もとのアダマール符号の負論理表現であっても、前述の光源素子の消費電流の平滑化の効果、測定精度向上の効果が得られることが分かる。

また、負論理の表現であっても、光源の個数、配置により前述のビット周期グループ毎にビット移動量を設定し装置に応じた最適な配置とすることが可能である。

実施例１では、符号をアダマール符号としたが、アダマール符号以外に公知のＰＮ符号系列であるＭ系列やＧｏｌｄ系列についても、前述のビット移動による符号の生成が可能である。例えばＭ系列では、一種類の系列をビット移動させて分離（復調／検出）可能な符号として扱う。ここで、ＰＮ符号とは疑似雑音符号ともよばれ、信号のスペクトルが拡散し、ホワイトノイズに近い挙動を示す循環符号全般をいう。このなかに、Ｍ系列は含まれる。この特徴として、優れた自己相関性が挙げられる。この特徴により、同じ符号であってもタイミングがずれたものは分離することが可能である。

表３に示すＭ系列（１５ビット長）の場合、前記のビット周期が１５である。ここで、各系列Ｍ(ｋ)の各ビットＭｂ(ｋ，ｎ)は
Ｍｂ(ｋ，ｎ)＝Ｍｂ(ｋ−１，ｎ−１) …(7)
と表される。但しｋ＝１の場合は右辺にｋ＝１６を代入、ｎ＝１の場合もｎ＝１６を代入するものとする。表３中の符号Ｃ１〜Ｃ１５は、それぞれ０又は１を表す。

このとき、合計の欄に記載されたように、ある時刻に点灯する光源数は８個である。これはＭ系列の固有の性質であり、ビット周期（ビット長）ａのＭ系列では「１」（点灯）が（ａ＋１）／２個あるためである。

これにより、前記のアダマール符号を用いた場合と同様に、１５個の光源の場合において、光源素子の消費電流の変動を複数の異なるＭ系列を用いた場合より抑えることが可能となる。各光源素子の消費電流が一定の場合、１５個の光源素子の点滅（点灯と消灯）による消費電流の変動幅が理想的には０となる。この動作はＧｏｌｄ系列に置き換えた場合にも同様に現れる。また、Ｍ系列の場合、１５ビット長のＭ系列が数種類しか存在し得ないのに対し、前述の式(7)で定義した符号のビット移動の処理を加えることで、１５個の光源素子からの受光信号を信号処理部で復調／検出、計測することが可能となる。さらに、同一ビット長の異なるＭ系列の相互相関が自己相関と比較し、相関特性が良くないことから同一ビット長の異なる複数のＭ系列を用いたＣＤＭＡ方式より優れた生体計測が前述の方法により可能となる。

これは、同一符号であっても、時間的に移動した符号を分離消去できる、すなわち自己相関特性が高いＭ系列、Ｇｏｌｄ系列の特徴を用いたものである。また、これらの系列のビット長は１５に限定されず、例えば３１ビット長、６３ビット長、１２７ビット長、２５５ビット長等とすることが可能であり、装置の光源数に応じ変更することが可能である。光源数以上のビット長のＭ系列、Ｇｏｌｄ系列とすれば他の光源素子が発する光の干渉を排除した生体計測が可能である。

これは、生体光計測装置においては、装置内の全ての光源及び検出系の動作を統括制御することができ、移動体通信において問題となる、系列間の同期確立や処理時の同期補足／保持が移動体通信と比較し容易なためである。

ここで、図１に示した信号処理部及び符号生成部の構成に制限はない。昨今の回路技術の進歩により、ディジタル信号処理システムを用いるのが好適である。ディジタル信号処理システムはＦＰＧＡ、ＰＬＤといったプログラマブルロジックデバイスに加え、処理量や装置内部でのプリ／ポストプロセスでの計算量、計測結果の出力方法に応じ、ＤＳＰやＣＰＵ又はＭＰＵと呼ばれるプロセッサを用いた部品で構成することが可能である。もちろんＡＤ、ＤＡ変換部を除き又は含め汎用のパーソナルコンピュータ（ＰＣ）やデータロガ等の電子機器を用いて構成し、計測と計測結果の信号処理による検出を行うことも可能である。また、さらに、前記の構成を組み合わせ、乗算等の演算を機器で行い、検出結果の２次元表示や統計学的処理を含むポストプロセス全般をＰＣで行うことも勿論可能である。

また、装置の使用形態にも制限はなく、光源素子全体の消費電流の平滑化（電流尖頭値の減少）効果により、電池等を含む装置電源部を小型化し、据え置きのみならず、可搬性をもつ携帯型の装置とすることも可能である。この場合、被験体のさまざまな活動たとえば各種運動や、被験体を拘束することなく長時間の生体活動の計測を実施することが可能となり、計測時における被験体の状態や活動に広がりを持たせることが可能となる。

また、符号（拡散符号）により拡散される信号（搬送波）は、図１３に示すような一定値の直流信号でなくてもよい。例えば、図１４に示すような、矩形波信号であっても良い。このとき、搬送波周波数ｆｃａは拡散符号の拡散速度であるチップ速度（ｆｃ）の整数倍、特に２のべき乗倍であり、かつ拡散符号が搬送波に同期したものであることが望ましい。これは、各系列の一周期ごとのデューティが５０％になること、搬送波周波数ｆｃａに基づく装置内部処理の比較的簡素化が可能となるためである。この例を図１５に示す。図１５の例の場合、系列のひとつの符号ｂ(ｎ)に搬送波の矩形波が４周期あり、ｆｃａ＝２²×ｆｃが成り立つ。

ここで、ｆｃ，ｆｃａは、前述の関係が成り立てば、周波数や周波数比は制限されない。装置の処理能力や、計測結果の出力間隔仕様に応じて決定される。

さらに図１４に示す乗算回路１１８のうち、搬送波ｆｃａと符号系列Ｃ’１とを乗算する部分や、搬送波ｆｃａと復調用符号とを乗算する部分は、図７の光変調部１１２，１２２，１１３及び信号処理部１１９のように、乗算を実際行うものである必要は無い。予め乗算を行った結果の符号を、各種のメモリ回路やロジック回路にて再現／発生させる方法であっても良い。その他の部分との適合により自由に構成させることが可能である。例えば、メモリ回路を用いた場合、メモリの記録内容として符号系列と搬送波の乗算結果を記録し、生体計測時に制御クロック信号により遂次記録内容を読み出し乗算結果として出力することが可能であり、回路簡素化及び処理量の低減の観点から望ましい。

これまでの説明は、照射位置と称した被験体へ発光光が照射される位置の空間的位置相互の信号分離（空間的分離）のためにＣＤＭＡ方式を用いたものであった。ＣＤＭＡ方式の適応はこれに限定されず、発光光の波長相互の分離（波長分離）にも同様に適用することが可能である。例えば、図１６に示すように、同一の照射位置から異なる波長の発光光１６０１，１６０２，１６０３を照射し、生体の同一測定対象点を測定することが好適である。これは、計測対象である被験体の同一点を異なる波長光で計測することができるためである。さらに、前述の多波長光の照射点を複数設置することで前述の空間的分離と波長分離を組合せて同時に実施し、被験体に対し広範囲にわたり精密な計測を実施することがより好適である。

例えば、図１７に、Ｚ軸方向に同一の平面（ＸＹ平面）上に設定した３つの照射位置１１５，１２５，１３５からそれぞれ３波長の光を、１つの光検出部１１６に対し伝送し、測定を行う場合を示す。この場合の各光の強度変調を行う符号（ＣＤＭＡ符号）を異なるものとすれば、空間的分離と波長的分離を同時に行うことが可能となる。この場合、符号による分離の概念は図１８に示すようになり、異なる照射位置（Ｘ１≠Ｘ２≠Ｘ３，Ｙ１≠Ｙ２≠Ｙ３）で異なる３波長（λ１，λ２，λ３）により、９種類の信号分離が可能となる。図１８では、縦軸方向は照射位置の分離、すなわち空間的分離を示し、横軸方向は３波長（λ１，λ２，λ３）の波長分離が行われることを示す。ここで、各光信号の符号を異なるものにする必要がある。また、説明のためにＺ軸方向の値を同一とし、ＸＹ平面で説明を行ったが、Ｚ軸方向の値が異なる、人体等立体的な形状を計測対象とすることも可能である。

また、符号分離を行うにあたっては、距離や計測対象の透過率により、離れた光源からの発光光が同一の受光素子に入射しない場合には、同一の符号を異なる光源（照射位置）で用いることも可能である。但し、この場合、実際同一符号の発光光が同一の受光素子に入射せず、符号干渉／誤計測が発生しないことを確認する必要がある。

また、照射位置を同一とする場合、３つの光源素子を同一のパッケージに実装し、３発光光出力を有する光源を用いることが可能である。３発光光出力を有する光源１７００を図１９に例示する。この光源は、光源素子ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３からそれぞれ、異なる波長λ１，λ２，λ３の発光光を出力し、ほぼ同一点から光を照射することが可能である。また、３光源素子の光を同一点又は可能な限り近傍から照射する方法としては、各光源素子の発光光をＷＤＭ等の光学素子により混合、同一点への照射を行うものであっても良い。

また、λ１，λ２，λ３には装置構成上の制限はなく、測定対象や光源素子の製作可否に応じ選択／設定が可能である。図１９の３発光出力を有する光源１７００では、生体活動情報として血液動体の計測の実施にあたり、血液が含有する酸化、脱酸化ヘモグロビン量の計測を行うため、例えばλ１，λ２，λ３をそれぞれ８５０ｎｍ，７５０ｎｍ，６８０ｎｍとしているが、例えば、測定対象を水（体液）とする場合、これに適合した波長に変更することも可能である。

発光方式／素子もＬＤ（レーザーダイオード）のほか、ＶＣＳＥＬ素子、ＬＥＤ素子、ＲＣＬＥＤ素子等各種の光源素子を用いることが可能である。さらに照射点への照射の方法にも制限はなく、例えば、光源素子の光出力部を直接照射位置に接触させる方法や、照射位置から隔離した光源素子の発光光を光ファイバー用いて照射位置へ伝送／照射する方法が実施可能である。

図１９に例示した光源素子ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３は各々のアノードを共通としたものであるが、光源素子の構成はこれに限定されない。光源素子の駆動回路に応じカソードを共通としたり、光源素子の光出力を測定するためのｍＰＤ（モニタフォトダイオード）を内蔵したりすることも可能であり、受光素子を用いた生体活動の計測と同時に光源素子の光出力のモニタリングや制御のためのモニタリングを行うことも可能である。この場合、ｍＰＤの接続にも制限はなく、例えば、図１９の光源素子ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３のアノードとｍＰＤのカソードを共通とすることや、ｍＰＤのアノード及びカソードと光源素子ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３のアノード、カソードとを独立したもとすることも可能である。さらに、ｍＰＤの内蔵個数にも制限は無く、１個のｍＰＤで光源素子ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３の発光光をモニタリングすることも、３個のｍＰＤでそれぞれ個別に発光光をモニタリングすることも可能である。ここで１個のｍＰＤで３発光光をモニタリングする場合、前述の受光素子以降と同様の信号処理による信号レベル（発光レベル）の復調／検出が必要となる。

光出力の計測や制御のためのモニタリングの具体的な方法としては、計測時に時系列で受光素子による計測とモニタリングとを独立して行い、各々の測定結果を即時又は測定完了後にポストプロセスとして除算する方法や、ｍＰＤによる信号レベルの計測結果を光源素子の発光レベルと見なし、このｍＰＤによる信号レベルの計測結果が一定となるように光源素子の駆動電流の振幅を制御するＡＰＣ（オートパワーコントロール）が可能である。２種類の計測結果の除算による処理の場合、光源素子と受光素子間の到達率（透過減衰率）の時系列上の変化を前述の除算により算出することができ、ＡＰＣによる制御では受光素子による復調／検出後の受光レベルの時系列上の変化を透過減衰率の時系列上の変化として計測することが可能である。

また、受光素子はその方式、材料の一切を制限されない、例えば、ＳｉＰＤ（シリコンフォトダイオード）のみならず、ＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）、ＰＭＴ（光電子増倍管）等各種受光素子を目的、受光信号強度、発光波長等に応じ、適宜選択し使用することが可能である。さらに、材料も各種半導体やそれらを含む各種化合物からなる既知の受光素子を選択／使用が可能である。

これまでの方法を組み合わせた（生体光計測）装置２００１の実施例を図２０に示す。この装置は、ＰＣを含む本体部２００２とプローブ部２００３から構成される。本体部２００２は計測全般の設定／制御、記録／保存、表示などを行う。プローブ部２００３は被験者頭部２００４に固定され、被験者頭部２００４への光照射及び検出を行う。本発明のＣＤＭＡ符号による光強度の変調及び受光信号の復調は、本体部２００２で行われる。ただし、回路構成等によりプローブ部２００３で実施することも可能である。

この装置２００１は、脳内の酸素化ヘモグロビン（OxHb）、脱酸素化ヘモグロビン（DeOxHb）の血液循環／血行動態計測することにより、被験者の脳活動の変化を計測し、表示、記録する機能を有する。本体部２００２では、照射位置ごとに、照射信号の光強度、変調用符号を設定することが可能であり、加えて、光信号の照射計測の開始／終了の制御を行う。さらに計測したデータを基に、時間軸方向で、受光量の変化やそれに基づき算出した、OxHb，DeOxHbの血液循環／血行動態の時間変動や、それに伴った脳内部位ごとのOxHb，DeOxHbの血液循環／血行動態の変動を表示し、付属の補助記録装置（ＨＤＤ，ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ等）に記録する機能を有する。また、計測データの統計的な処理を行う機能を有し、補助記録装置に結果を記録する機能を有する。本発明によれば、本体部２００２の電源を小容量にし、装置小型化をはかりつつ、測定精度の向上が図られる。

本発明は、従来のＣＤＭＡ方式を用いた生体光計測装置より電源負荷変動が少ない装置を提供する。これにより、装置の小型化に寄与すると同時に測定精度を高くすることが可能となる。小型化に伴い、被験体に対する拘束性も低減され、医療・福祉や研究機関といった専門機関のみならず、スポーツやアミューズメント、教育等広範な分野において活用することができる。

従来の発明のＣＤＭＡ方式の概略図。 光源素子の駆動電流及び受光信号の混合を示す概略図。 従来のアダマール符号での受光信号の一例を示す図。 照射位置１１５からの信号の復調／検出過程を示す概略図。 照射位置１２５からの信号の復調／検出過程を示す概略図。 照射位置１３５からの信号の復調／検出過程を示す概略図。 改良アダマール符号でのＣＤＭＡ方式の概略図。 改良アダマール符号での光源素子の駆動電流及び受光信号の混合の説明図。 改良アダマール符号での受光信号の一例を示す図。 照射位置１１５からの改良アダマール符号信号の復調／検出過程を示す概略図。 照射位置１２５からの改良アダマール符号信号の復調／検出過程を示す概略図。 照射位置１３５からの改良アダマール符号信号の復調／検出過程を示す概略図。 搬送波を用いないＣＤＭＡ方式の構成の一例を示す図。 搬送波を用いるＣＤＭＡ方式の構成の一例を示す図。 搬送波とチップレートの関係の一例を示す図。 ３光源素子による光の伝送の概念図。 ３波長３光源素子による光の伝送の概念図。 ３波長３光源素子による光の伝送と分離の概念を示す図。 ３波長ＬＤの構成の一例を示す図。 生体光計測装置の一例を示す図。

符号の説明

１０１…光照射装置
１０２…光照射装置
１０３…光照射装置
１１１…符号生成部
１１２…光変調部
１１３…光照射部
１１４…光源素子
１１５…照射位置
１１６…光検出部
１１７…受光素子
１１８…乗算回路
１１９…信号処理部
１２１…符号生成部
１２２…光変調部
１２３…光照射部
１２４…光源素子
１２５…照射位置
１３１…符号生成部
１３２…光変調部
１３３…光照射部
１３４…光源素子
１３５…照射位置
１４０…相関検波部
１５１…復調用符号生成部
１５３…復調用符号生成部
１５３…復調用符号生成部
７１１…符号生成部
７２１…符号生成部
７３１…符号生成部
７５１…新アダマール系列復調用符号生成部
７５２…新アダマール系列復調用符号生成部
７５３…新アダマール系列復調用符号生成部
１６００…被験体
１６０１…発光光
１６０２…発光光
１６０３…発光光
１７００…発光
２００１…生体光計測装置
２００２…本体部
２００３…プローブ部
２００４…被験者頭部

Claims (7)

1. それぞれが符号生成部と、前記符号生成部で生成された符号によって強度変調された信号を発生する変調部と、前記光変調部からの強度変調信号によって点滅する光源とを備える複数の光照射部と、
   前記複数の光照射部が備える光源から照射され生体の内部を通過した光を検出し電気信号として出力する光検出部と、
   前記光検出部の出力信号と前記各符号との相関演算を行う信号処理部とを有し、
   前記符号はアダマール符号を同一のビット周期を有する符号系列毎に同じビットだけビット移動した符号であり、異なる符号生成部は異なる符号を生成することを特徴とする生体光計測装置。
2. 請求項１記載の生体光計測装置において、アダマール符号と前記強度変調信号との相関が負論理であることを特徴とする生体光計測装置。
3. 請求項１記載の生体光計測装置において、各光照射部はそれぞれ異なる波長の光を発生する複数の光源を備えることを特徴とする生体光計測装置。
4. それぞれが符号生成部と、前記符号生成部で生成された符号によって強度変調された信号を発生する変調部と、前記光変調部からの強度変調信号によって点滅する光源とを備える複数の光照射部と、
   前記複数の光照射部が備える光源から照射され生体の内部を通過した光を検出し電気信号として出力する光検出部と、
   前記光検出部の出力信号と前記各符号との相関演算を行う信号処理部とを有し、
   前記符号は一つのＰＮ符号をビット移動した符号であり、異なる符号生成部は異なる符号を生成することを特徴とする生体光計測装置。
5. 請求項４記載の生体光計測装置において、前記ＰＮ符号としてＭ系列を用いることを特徴とする生体光計測装置。
6. 請求項４記載の生体光計測装置において、前記ＰＮ符号としてＧｏｌｄ系列を用いることを特徴とする生体光計測装置。
7. 請求項４記載の生体光計測装置において、各光照射部はそれぞれ異なる波長の光を発生する複数の光源を備えることを特徴とする生体光計測装置。

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