WO2000022415A1 - Optical measuring method and device - Google Patents

Optical measuring method and device Download PDF

Info

Publication number
WO2000022415A1
WO2000022415A1 PCT/JP1999/005561 JP9905561W WO0022415A1 WO 2000022415 A1 WO2000022415 A1 WO 2000022415A1 JP 9905561 W JP9905561 W JP 9905561W WO 0022415 A1 WO0022415 A1 WO 0022415A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light
measurement
subject
measuring
optical
Prior art date
Application number
PCT/JP1999/005561
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Yuichi Yamashita
Atsushi Maki
Fumio Kawaguchi
Original Assignee
Hitachi, Ltd.
Hitachi Medical Corporation
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi, Ltd., Hitachi Medical Corporation filed Critical Hitachi, Ltd.
Priority to US09/807,478 priority Critical patent/US6611698B1/en
Publication of WO2000022415A1 publication Critical patent/WO2000022415A1/ja

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14553—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases specially adapted for cerebral tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/49—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array

Definitions

  • the present invention relates to an optical measurement device, and particularly to an optical measurement device suitable for measuring information inside a living body using light. Background technology
  • Devices that measure blood circulation, hemodynamics, and oxygen metabolism inside a living body easily and with low restraint to a subject as a subject without harming the living body are used in fields such as clinical medicine and brain science. It is highly desired. For example, when measuring the head, there are specific needs such as cerebral infarction, intracerebral hemorrhage, brain diseases such as dementia, and measurement of higher brain functions such as thinking, language, and movement.
  • measurement targets are not limited to the head, but also include preventive diagnosis of heart diseases such as myocardial infarction in the chest, visceral diseases of the kidney and liver in the abdomen, and measurement of oxygen metabolism in limb muscles. Can be.
  • the measurement target is considered to be the head
  • image measurement of the head is important.
  • the importance of this image measurement is not limited to the head, but also applies to the chest and abdomen.
  • PET positron emission tomography
  • fMRI functional nuclear magnetic resonance tomography
  • MEG magnetoencephalography
  • optical measurement is a very effective means of simply measuring blood circulation, hemodynamics, and oxygen metabolism in a living body with low restraint to the subject and without harm to the living body.
  • the first reason is that blood circulation and oxygen metabolism in living organisms correspond to the concentration and change in concentration of specific dyes (hemoglobin, cytochrome, myoglobin, etc.) in living organisms, and these dye concentrations are in the visible to infrared region. It can be obtained from the amount of light absorbed at the wavelength.
  • This blood circulation and oxygen metabolism depend on the normal and abnormal
  • optical measurement it also responds to brain activation for higher brain functions.
  • the second reason why optical measurement is effective is that the technology related to the semiconductor laser, the light emitting diode and the photodiode can realize the miniaturization and simplification of the device. Furthermore, by using a highly flexible optical fiber for measurement, it is not necessary to fix the head during the measurement, so that the restraint on the subject becomes very small and mental pain can be greatly reduced.
  • the third reason is that the light intensity is kept within the range of safety standards (ANSIZ 136-1973, JISC6802 standard: 2 mW / thigh2), so that the light irradiation does not harm living organisms. No.
  • optical measurement has other advantages, such as real-time measurement and quantification of dye concentration in living organisms, that PET and fMRIs MEG do not have.
  • a device that irradiates a living body with light having a wavelength in the visible to infrared region and detects light reflected in the living body and passing through the living body to measure the inside of the living body.
  • the arrangements are described in, for example, JP-A-57-11532 and JP-A-63-275325.
  • apparatuses for imaging a living body by optical measurement are described in JP-A-9-19448 and JP-A-9-149093.
  • FIG. 14 schematically shows the apparatus described in Japanese Patent Application Laid-Open No. Hei 9-149903. This device is configured to irradiate a plurality of light irradiation positions of a subject with light and detect light from the plurality of light detection positions.
  • the light intensity is modulated at a different frequency for each light irradiation position.
  • the modulation frequencies of the light irradiated from the light irradiation positions 1, 2, 3, and 4 in FIG. 14 are fl, f2, f3, and f4, respectively. Therefore, these modulation frequencies are position information corresponding to each light irradiation position.
  • the light detected at the light detection position 1 includes all of these modulation lights, but for the output signal from the photodiode, the individual modulation frequency signals are selectively selected by a filter circuit such as a lock-in amplifier. In this way, optical measurement signals related to position information can be separately measured.
  • the detected signal levels at modulation frequencies fl, f2, f3, and f4 detected by the photodiode corresponding to this light detection position 1 are II, 12, 13, and 14, respectively, they are synchronized at each frequency.
  • the individual signals are completely separated at the output of each open-ended amplifier. As a result, there is no crosstalk between measurement signals, and efficient multichannel simultaneous measurement has been realized.
  • the state inside a living body is usually optically non-uniform, and light is attenuated when a light irradiation position or light detection position is placed in a site where a large amount of hemoglobin, which is a light absorber, is present, such as a large blood vessel. And the level of the corresponding detection signal drops significantly.
  • the other reason that the detection signal level decreases in a specific measurement channel is that the end face of the optical fiber used for measurement is optically contaminated, and that the optical fiber and the skin of the subject's head are also damaged. In other words, there may be a case where a problem occurs in the state where the optical fiber is attached, such as when the hair is caught between the two.
  • the following describes how the measurement S / N is affected when the detection signal level is partially unbalanced and the measurement signal level is unbalanced as a whole.
  • the shot noise of a photodetector such as a photodiode is proportional to the light that reaches the photodetector, that is, the square root of the sum of the detected light intensities.
  • the signal levels of II, 12, 13, and 14 detected from the light detection position 1 in FIG. 14 the signal levels of II, 12, and 13 are almost the same (I1 to I2 to I3), and the 14 signals are Consider the case where only the level is smaller by about one digit (11 >> 14). In this situation, it is assumed that there is a large blood vessel near the light irradiation position 4 or that there is a problem in mounting the optical fiber at the light irradiation position 4.
  • the noise due to the photodiode is mainly proportional to the square root of (11 + 12 + 13 + 14), so the weak signal level 14 is strongly affected by the strong signal levels II, 12, and 13, It suffers a significant reduction in S / N.
  • the signal level of 14 does not change and the signal levels of II, 12, and 13 further increase.
  • the signal level, ie, S does not change, but the noise level, N, increases.
  • the S / N of the signal deteriorates further for 14, while the S / N increases for II, 12 and 13 with strong signal levels. Therefore, when detecting a plurality of optical signals with a single photodetector, a significant S / N difference may occur between measurement channels.
  • such a measurement causes the following problems.
  • the total sum of these detection lights may exceed the dynamic range due to the finite dynamic range of the photodetector and the open-ended amplifier.
  • This dynamic range is usually specified in a range where the linear response of the detector is guaranteed.
  • a finite value is usually output from the detector.
  • the value in this case has very low measurement reliability.
  • the S / N of the signal greatly differs for each signal, and if these signals are used for imaging, the image reliability decreases. I will. Also, if there is a strong detection light signal among these signals, it exceeds the dynamic range of the detector, and the measurement reliability itself is impaired. Disclosure of the invention
  • An object of the present invention is to provide an optical measuring device suitable for enabling highly reliable simultaneous multi-channel measurement.
  • the present invention provides an optical measurement device that optically measures a subject and generates signals of a plurality of channels characterizing the subject.
  • Means for performing preparatory measurement by performing a preparatory measurement wherein the preparatory measurement means optically measures the subject to generate signals of a plurality of channels characterizing the subject, and converts the generated signals of the plurality of channels to: Means for adjusting the level difference between the signals so as to fall within a predetermined range.
  • the present invention provides a method of irradiating a plurality of light irradiation positions of a subject with light.
  • An optical measurement device that detects and measures light passing through the inside of the subject, thereby performing a main measurement; and performing a preparatory measurement prior to the main measurement.
  • a preparation measurement unit configured to sequentially irradiate the plurality of light irradiation positions with the light, and to detect light passing through the inside of the subject by the irradiation to generate a detection signal for each of the light irradiation positions;
  • the present invention includes a means for measuring a level, irradiating a subject with light of a plurality of wavelengths, and thereby detecting light passing through the subject.
  • An optical measurement device for measuring comprising: means for performing main measurement; and means for performing preparatory measurement prior to the main measurement, wherein the preparatory measurement means sequentially irradiates the subject with the light for each of the wavelengths. And the irradiation Means for detecting the light passing through the inside of the subject to generate a detection signal for each wavelength, and measuring the level of the detection signal.
  • a means for irradiating a plurality of light irradiation positions on a subject with light of a plurality of wavelengths, and detecting light that has passed through the inside of the subject due to the irradiation Prior to the main measurement, the light is sequentially irradiated at each of the light irradiation positions and at each of the wavelengths, whereby the light passing through the inside of the subject is detected and converted into an electric signal. After the conversion, a detection signal is generated for each light irradiation position and each wavelength based on the electric signal, and when performing a preparation measurement for measuring the detection signal level, the level difference between the detection signals is within a predetermined range.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a main part of an embodiment of an optical measurement device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a configuration inside the optical module of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of a geometric arrangement of a light irradiation position and a light detection position on the surface of the subject in FIG. Fig. 4 shows the light irradiation position in the case of 24 channel measurement, corresponding to Fig. 3.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of arrangement of the positions and light detection positions.
  • FIG. 5 is a diagram corresponding to FIG. 3 and showing an example of the arrangement of light irradiation positions and light detection positions in the case of 40 channel measurement.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a main part of an embodiment of an optical measurement device according to the present invention.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a configuration inside the optical module of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of
  • FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of the lock-in amplifier module of FIG.
  • FIG. 7 is a flowchart showing an outline of the entire preparation measurement in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a flowchart showing details of the environment setting process (step 1) in the preparation measurement of FIG.
  • FIG. 9 is a flowchart showing details of the light sequential irradiation process (step 2) in the preparation measurement of FIG.
  • FIG. 10 is a flowchart showing details of the detection signal balance index calculation processing (step 3) in the preparation measurement of FIG.
  • FIG. 11 is a flowchart showing details of the detection signal lance conversion (light intensity level increase) processing (step 4) in the preparatory measurement of FIG.
  • FIG. 12 is a flowchart showing details of the preparation measurement detection signal balancing (light intensity level reduction) processing (step 5) of FIG.
  • FIG. 13 is a flowchart showing details of the final adjustment processing (step 6) in the preparation measurement of FIG.
  • Figure 14 is a schematic diagram showing the main points of a conventional high-time resolution measurement device.
  • FIG. 1 shows a configuration of a main part of an embodiment of an optical measurement device according to the present invention.
  • an image of the inside of the cerebrum is formed by irradiating a subject, for example, the skin of the head with light, and detecting light reflected by the subject and passing through the subject.
  • the number of measurement channels that is, the number of measurement positions is 12
  • the number of signals to be measured is 24.
  • the present invention can be applied not only to the head as a measurement target but also to other parts, and even to a part other than a living body.
  • the light source unit 1 includes four optical modules 2. Each optical module is composed of two semiconductor lasers that emit light of a plurality of wavelengths in the visible to infrared wavelength range, for example, two wavelengths of 780 nm and 830 nm, respectively. these The value of two wavelengths is not limited to 780 nm and 830 nm, and the number of wavelengths is not limited to two wavelengths. As for the light source unit 1, a light emitting diode may be used instead of the semiconductor laser. Light from all eight semiconductor lasers included in the light source unit 1 is modulated by the oscillation unit 3 composed of eight oscillators having different oscillation frequencies.
  • FIG. 2 shows the configuration inside the optical module 2 by taking the optical module 2 (1) as an example.
  • the optical module 2 (1) includes the semiconductor lasers 3 (1-a) and 3 (lb), and the driving circuits 4 (la) and 4 (1-b) for these semiconductor lasers.
  • the numbers indicate the included optical module numbers
  • a and b indicate the symbols representing the wavelengths of 780 nm and 830 nm, respectively.
  • a DC bias current is supplied to the semiconductor lasers 3 (1-a) and 3 (b), and different frequencies are respectively set by the oscillator 3.
  • Modulation is given to the light emitted from the semiconductor lasers 3 (1-a) and 3 (b) by also supplying the signals of (la) and f (lb).
  • the case of analog modulation using a sine wave is shown as this modulation.
  • digital modulation using rectangular waves with different time intervals that is, digital modulation that blinks light at different time intervals, may be used.
  • the light beams thus modulated are individually introduced into the optical fiber 6 by the condenser lens 5 for each semiconductor laser.
  • the two-wavelength light beam introduced into each optical fiber is introduced into one optical fin, for example, an irradiation optical fiber 8-1, by an optical fiber coupler 7 for each optical module.
  • irradiation optical fibers 8-1 to 8-4 For each optical module, light beams of two wavelengths are introduced into the irradiation optical fibers 8-1 to 8-4, and four different light irradiations on the surface of the subject 9 are made from the other ends of these irradiation optical fibers. The position is irradiated. The light reflected within the subject 9 and passing through the subject is changed from five light detection positions on the surface of the subject to the detection optical fibers 10-1 to 10-positioned at the light detection positions. Photodiode 1 through 1! Detected by ⁇ 1 1-5.
  • FIG. 3 shows an example of a geometric arrangement of light irradiation positions 1 to 4 and light detection positions 1 to 5 on the surface of the subject 9.
  • light irradiation positions and light detection positions are alternately arranged on a square lattice. Assuming that the midpoint of the adjacent light irradiation position and light detection position is the measurement position, in this case, there are 12 combinations of the adjacent light irradiation position and light detection position. It becomes two.
  • the arrangement of the light irradiation position and the light detection position is described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No.
  • the cerebrum can be measured in the area of 6 cm ⁇ 6 cm as a whole.
  • the case where the number of measurement channels is 12 is shown for simplicity, but the number of measurement channels is further increased by further increasing the number of light irradiation positions and light detection positions arranged in a grid. It is also possible to easily expand the measurement area.
  • Fig. 4 shows the arrangement of the light irradiation position and light detection position in 24 channel measurement
  • Fig. 5 shows the same arrangement in 40 channel measurement. You.
  • the distance between the adjacent light irradiation positions and the light detection positions is not limited to 3 cm, and can be appropriately changed depending on the measurement site and the like.
  • the light detected through each of the detection optical fibers 10-1 to 10-5 is independent for each light detection position, that is, for each detection light fiber corresponding to each light detection position. It is detected by a plurality of photodetectors, for example, photodiodes 11-1 to 1-11.
  • This photodiode is desirably an avalanche photodiode capable of realizing high-sensitivity optical measurement.
  • a photomultiplier tube may be used as the photodetector.
  • the signal is selectively modulated by a selective detection circuit for the modulation signal, for example, a lock-in amplifier module 12 composed of a plurality of lock-in amplifiers. Selectively detect signals.
  • a lock-in amplifier is shown as a modulation signal detection circuit corresponding to the case of analog modulation.
  • a digital filter or a digital signal processor is used to detect the modulation signal. Is used.
  • FIG. 6 shows the configuration of the Lockin amplifier module 12 of FIG.
  • the modulation signal separation of the detection signal detected from the light detection position 1 in FIG. 3 via the photodiode 11-1 From the “light detection position 1”, it is possible to detect the light irradiated to the adjacent “light irradiation position 1”, “light irradiation position 2”, “light irradiation position 3” and “light irradiation position 4”. Therefore, “measurement position 4”, “measurement position 6”, “measurement position 7” and “measurement position 9” in FIG. 3 are the measurement target positions.
  • the light detected from the “light detection position 1” through the photodiode 11-1 is “light irradiation position 1”, “light irradiation position 2”, “light irradiation position 3” and “light irradiation position 4”.
  • the modulation frequencies corresponding to each of the two wavelengths of light illuminated on the surface are: H I- a), b), f (2-a), f (2-b) s f (3-a), f (3 -b), f (4-a) and f (4-b) are included.
  • the optical signal containing these eight signal components is introduced into eight lock-in amplifiers 13-1 to 13-8 through eight amplifiers 14-1 to 14-8.
  • Lock-in amplifiers 13-1 to I-3-8 have f (la), f (1-b), f (2-a), f (2-b), f (3-a), Modulated frequency signals of f (3-b), f (4-a) and f (4-b) are provided as reference signals. Therefore, the optical signal components of 78 O nm and 830 nm irradiated to “light irradiation position 1” are 780 nm and 830 nm irradiated to “light irradiation position 2” by lock-in amplifiers 13-1 and 13-2.
  • optical signal components of the optical signal at 78 Onm and 830 nm illuminated at “light irradiation position 3” are output from the lock-in amplifiers 13-5 and 13-6. Then, the optical signal components of 78 Onm and 830 nm irradiated to “light irradiation position 4” are selectively separated by lock-in amplifiers 13-7 and 13-8, respectively, and lock-in detection is performed.
  • the detection signals detected from the “photodetection position 2”, “photodetection position 3”, “photodetection position 4” and “photodetection position 5” through the photodiodes 1-1-2 to 11-5 respectively are also described.
  • a desired optical signal component is selectively separated and Lockin is detected. That is, the optical signal detected from the “photodetection position 2” through the photodiodes 11 and 12 passes through the four amplifiers 14—9 to 14—12 and the four lock-in amplifiers 13—9 to 13—12.
  • the optical signal detected from the “photodetection position 3” through the photodiode 11-3 is transmitted through four amplifiers 14-1 13 to 4-16 to the four lock-in amplifiers 13-13 to 13-16.
  • the optical signal components of 78 Onm and 830 nm that were introduced into 13-16 and illuminated at “Light Irradiation Position 1” and the optical signal of 78 Onm and 83 Onm irradiated at “Light Irradiation Position 3” were selected selectively.
  • the optical signal detected from Photodetection Position 4 through Photodiode 11 1-4 Are the 780 nm and 830 nm optical signals that were introduced into the four lock-in amplifiers 13-14 to 13-20 via the four amplifiers 14-17-4-20 and illuminated the “light irradiation position 3” Components and ⁇ light irradiation position
  • the optical signal components of 780 nm and 830 nm irradiated to the ⁇ device 4 '' were selectively lock-in detected, respectively, and detected from the ⁇ light detection position 5 '' through the photodiodes 11-15.
  • the optical signal was introduced into the four lock-in amplifiers 13-2 1-13-24 via four amplifiers 14-2 1-4-24 and radiated to the "light irradiation position 2"
  • the optical signal components of 780 nm and 830 nm and the optical components of ⁇ 80 nm and 830 nm irradiated to “irradiation position 4” are selectively lock-in detected, respectively.
  • Fig. 1 The optical signal components of 780 nm and 830 nm and the optical components of ⁇ 80 nm and 830 nm irradiated to “irradiation position 4” are selectively lock-in detected, respectively.
  • the lock-in amplifier module 12 includes a total of 24 lock-in amplifiers 13-1 to 13-24.
  • the analog output signals of these lock-in amplifiers 13-1 to 13-24 each characterize the subject 9 and are converted into digital signals by an analog / digital (A / D) converter 16. .
  • a / D analog / digital
  • these recorded signals are processed by the processing unit 19 using the detected light amounts of two wavelengths at each measurement position, and the changes in oxygenated hemoglobin concentration and deoxygenated hemoglobin concentration associated with brain activity,
  • the change in total hemoglobin concentration as the total amount of hemoglobin can be determined, for example, by the method described in Non-invasive Near-infrared Optical Topography by Japanese Patent Publication No. Spatial and temporal analysis of human moter activity using noninvasive NIR topography ”, 1995, Medical Physics, Vol. 22, Vol. 199, pp. 97-200 (Medical physics) , 22, 1997 (1995)) and Calculations are performed using the methods described above, and a topographic image, for example, is displayed on the display unit 20 as those images.
  • FIG. 7 is a flowchart showing an outline of the whole preparation measurement. Details of each processing in FIG. 7 will be described below.
  • step 1 The details of the environment setting (step 1) processing in FIG. 7 will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
  • the control unit 17 controls the drive circuit 4 of the light source unit 1 so that the light outputs of all the semiconductor lasers are set to zero level, and the amplification factor, that is, the gain of the amplifier 14 in the mouth-in amplifier module 12 Set to a constant value, for example, 1.
  • the control unit 17 controls the drive circuit 4 of the light source unit 1 so that the light outputs of all the semiconductor lasers are set to zero level, and the amplification factor, that is, the gain of the amplifier 14 in the mouth-in amplifier module 12 Set to a constant value, for example, 1.
  • the DC output from each photodiode is measured as the stray light level.
  • the light detection position corresponding to the photodiode is displayed on the display unit 20.
  • Steps 1-5) The variable indicating the light detection position is set to y, and the stray light level value corresponding to each photodiode 111 is recorded as Is (y) by the recording unit 18.
  • step 2 Details of the process of the sequential light irradiation (step 2) in FIG. 7 will be described with reference to a flowchart shown in FIG.
  • Each switch 15 in the lock-in amplifier module 12 is turned on so that the output signal from the amplifier 14 is input to each lock-in amplifier.
  • the irradiation circuit n controls the drive circuit 4U-a) and the transmitter 3 for the semiconductor laser 3 (la) with a wavelength of 780 nm to irradiate the light irradiation position 1 in Fig. 3.
  • the light output from the semiconductor laser is continuously or discretely increased from a zero level to a certain set value.
  • the detection signal of the corresponding lock-in amplifier synchronized with the same frequency as (l-a) is also measured at the same time.
  • each lock-in amplifier detection signal level to the light output level change of the light source section is within the linear response range of the photodiode and the mouth-in amplifier, that is, within the dynamic range.
  • the light output set value from the semiconductor laser 3 (a) is reduced to a predetermined level, and the same operation is performed again. Repeat the operation.
  • the variable indicating the light irradiation position is X
  • the variable indicating the light detection position is X.
  • the number is y
  • the character variable indicating the wavelength is z
  • the light intensity level is P (x, z)
  • the detected signal level is I (x, y, z).
  • z substitute the letter a for a wavelength of 780 nm and the letter b for a wavelength of 830 nm.
  • n is the number of irradiation positions, that is, 4 or less, repeat the same operation for semiconductor lasers 3 (n-) and 3 (n- b) sequentially.
  • step 3 The details of the calculation of the detection signal balance index (step 3) in FIG. 7 will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
  • This balance index is indicated by V (x, y, z) using three variables: irradiation position x, detection position y, and wavelength z.
  • V (l, l, a) for the detection signal level Iv (l, l, a) is Iv (l, l, a) / Im (l).
  • the meaning of this index is that if the value of V (x, y, z) is 1, the corresponding signal level is average.If it exceeds 1, the signal level tends to be strong. Bell shows a weak tendency. For all signals from the same photodiode, if the balance indices are all 1, it indicates that the detection level is balanced, and if there is a mixture exceeding 1 and close to zero, This indicates that the detection signal level is strongly unbalanced.
  • n is the number of detection positions, here 5 or less, the same processing is performed for the photodiode 11-n for the detection position n, and all detection signal levels Calculate the balance index for.
  • All balance indices V (X, y, z) calculated in step 3-3 are grouped according to their values. For example, if V (x, y, z) is 1.5 or more, A group, 1.5-0.5 to B group, 0.5-0.2 to C group, and 0.2 or less to D group. Unbalance of the detection signal level often occurs at a specific light irradiation position or light detection position, such as a measurement site or an optical fiber attachment state. Therefore, groups C and D will include many of the same optical fibers. The light irradiation position and the light detection position are obtained, and the light irradiation position and the light detection position belonging to Group A are extracted.
  • Step 4 Balance detection signal (increase light intensity level)
  • step 4 The details of the detection signal balancing (light intensity level increase) processing (step 4) in FIG. 7 will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
  • V (x, y, z) classified into D group is included in the grouping of the balance index, the corresponding light irradiation position and light detection position including the wavelength are displayed on the display unit 20.
  • Step 4-2 The operator is urged to reconsider reattachment of the optical fiber at the corresponding light irradiation position and light detection position. If the operator selects reconsideration, the procedure returns to step 1. If you do not choose to reconsider, proceed to steps 4-13.
  • step 5 If there is ⁇ ( ⁇ , ⁇ ) that has reached the predetermined upper limit, go to step 5. If the predetermined upper limit has not been reached, return to step 4-4 and repeat the same operation.
  • Step 5 Balance detection signal (decrease light intensity level)
  • step 5 Details of the detection signal balancing (light intensity level reduction) processing (step 5) in FIG. 7 are described in the flowchart shown in FIG.
  • Step 5-1 If the balance index does not include V (x, y, z) classified into group A, proceed to step 6.
  • the virtual operation light intensity level Pv (x, z) from the irradiation position corresponding to the balance index of Group A is reduced by a certain width, and the value of ⁇ ( ⁇ , ⁇ ) is replaced with the reduced value.
  • V (x, y, z) corresponding to the C and D groups is not included, go to step 6.
  • step 6 If there is Pv (x, z) that has reached the predetermined lower limit, go to step 6. If the lower limit has not been reached, return to step 5-1 and repeat the same procedure.
  • step 6 Details of the final adjustment process (step 6) in FIG. 7 will be described with reference to a flowchart shown in FIG.
  • the stray light level value detected by the diode 111 is assumed to be Is (l), and this and the detection signal levels Iv (l, l, a), Iv (l, l, b), Iv (2, l, a ), Iv (2, l, b), Iv (3, l, a), Iv (3, l, b), Iv (4,1, a), sum with Iv (4, l, b) Is It (y), that is, It (l) when the detection position n is 1, and if this sum exceeds the dynamic range of the photodiode, it (1) becomes the upper limit of this dynamic range.
  • the detection signal level Iv (x, y, z) is reduced at a uniform ratio, and Pv (x, z) related to the reduced Iv (x, y, z), and its ⁇ ( ⁇ , ⁇ )
  • the other Iv (x, y, z) related to the above are also reduced at the same ratio.
  • n is the number of detection positions, that is, 5 or less, the same operation is sequentially repeated for the detection position n.
  • the amplification factors of the individual amplifiers 14 in the lock-in amplifier module 12 are independently changed so that the detection signal levels of all Iv (x, y, z) become Itm.
  • G (x, y, z) be the amplification factor of the amplifier for each I V (x, y, z).
  • the actual actual detection signal levels from each mouthpiece amplifier are Iv (x, y, z) and G (x, If the value is outside the specified range centered on the product of (y, z), this will be indicated at the time of the operation. In that case, if the operator selects the re-execution of the preparatory measurement, the process returns to step 1.
  • the Pv (x, z) value and the G (x, y, z) value are stored in the recording unit 18.
  • the preliminary measurement is completed in the above steps, and the main measurement is continued using the Pv (x, z) and G (x, y, z) values.
  • the change in the light intensity level of each semiconductor laser is performed by controlling the DC current or the modulation current from the oscillator and the drive circuit 4 by the control unit 17. Further, the change in the light intensity level is not limited to the change in the applied current, but can also be performed by introducing a variable light attenuation filter into the optical path from the semiconductor laser to the subject.
  • the embodiment of the present invention is not limited to the preparation measurement flow shown in the above embodiment. Industrial applicability
  • an optical measurement device suitable for enabling highly reliable simultaneous multichannel measurement.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Description

明 細
光計測方法及び装置 技術分野
本発明は光計測装置、特に生体内部の情報を光を用いて計測するのに適した光 計測装置に関する。 背景の技術
生体内部の血液循環、 血行動態及び酸素代謝を、 簡便に、 被検体である被検者 に対して低拘束でかつ生体に害を与えずに計測する装置が臨床医学及び脳科学 などの分野で大いに望まれている。例えば頭部を計測対象とすると、 脳梗塞、 脳 内出血、 痴呆症などの脳疾患、 さらには思考、 言語、 運動などの高次脳機能の計 測などが具体的なニーズとして挙げられる。 また、 このような計測対象は頭部に 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 に対する予防診断が、さらには手足の筋肉における酸素代謝計測なども挙げるこ とができる。
ここで、 計測対象を頭部として考えた場合、 脳内の疾患もしくは高次脳機能の 計測において、 疾患部又は脳機能領域を明確に特定する必要がある。そのために は、 頭部の画像計測が重要となる。 もちろん、 この画像計測の重要性は、 頭部だ けに限らず胸部、 腹部等についても言えることである。
この重要性を示す例としては、脳機能の画像計測装置として、 ポジトロンエミ ッシヨン断層装置 （P E T )及び機能的核磁気共鳴断層装置 （f MR I )及び脳 磁場計測装置 （M E G) が現在広く用いられている状況を挙げることができる。 これらの装置は、 脳内の活動領域を画像として計測可能という利点がある一方、 装置が大型でその扱いが非常に煩雑であるという欠点が存在する。例えば、 これ らの装置の設置には専用の大きな部屋が必要となり、もちろん装置の移動は現実 的には困難である。 さらに、 計測中、 被検者は装置内部で固定姿勢を長時間強い られるため、被検者に対する拘束性は非常に高いと共に、精神的にも苦痛を強い ることになる。 また、 装置の保守管理を行う専任者も必要になることから、 装置 の運用には莫大な費用を要する。
一方、 生体内部の血液循環、 血行動態及び酸素代謝を、 簡便に、 被検者に対し て低拘束でかつ生体に害を与えずに計測する方法として、光計測は非常に有効な 手段である。 その第 1の理由としては、 生体の血液循環と酸素代謝は、 生体中の 特定色素 （ヘモグロビン、 チトクローム、 ミオグロビン等） の濃度及び濃度変化 に対応し、これら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 ることが挙げられる。 この血液循環及び酸素代謝は、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に対応している。 また、 光計測が有効 である第 2の理由としては、 半導体レーザ ·発光ダイォ一ド及びフォトダイォ一 ド関連技術により装置の小型及び簡便化が実現できることが挙げられる。さらに 、柔軟性の高い光ファイバを測定に利用することで、 計測中における頭部固定が 不要となり、被検者への拘束性が非常に小さくなると共に精神的な苦痛も大幅に 低減できる。 さらに第 3の理由として、 光強度が安全基準 （ANSIZ 136-1973, JISC6802規格: 2mW/腿2 )の範囲内に抑えられており、従ってその光照射により生 体に害が与えられないことが挙げれる。
また、 これらの特徴以外にも、 光計測は実時間計測及び生体中の色素濃度定量 化など、 前述の P E T、 f MR I s M E Gにはないい利点を有している。 このよ うな光計測の利点を利用して、 可視から赤外領域の波長の光を生体に照射し、生 体内で反射しその生体内を通過し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 5 7— 1 1 5 2 3 2号あるいは特開昭 6 3— 2 7 5 3 2 3号 に記載されている。さらに、 光計測により生体を画像化する装置が特開平 9— 1 9 4 0 8号及び特開平 9一 1 4 9 9 0 3号に記載されている。 また、 この光を用 いた生体の画像計測の有用性は、 例えば、 アツシ 'マキ (Atsushi Maki )他による 「無侵襲近赤外光トポグラフィによるヒト脳活動の時空間解析 ( Spatial and temporal analysis of human moter activity using noninvasive NIR topography) j、 1 9 9 5年、 メディカルフィジックス、 第 2 2卷、 第 1 9 9 7 〜2 0 0 5頁（Medical physics, 22, 1997( 1995 ) )記載されている。
一般に生体計測において、高い時間分解能及び高精度計測は必要な性能である 。前述の特開平 9— 1 4 9 9 0 3号に記載された装置では、 ヘモグロビンなどの 生体色素濃度変化の画像計測に必要となる複数波長及び複数位置での多チャン ネル計測を同時に行うことで、高い時間分解能が実現されている。 この特開平 9 - 1 4 9 9 0 3号に記載されている装置の概略を図 1 4に示す。 この装置は、被 検者の複数の光照射位置に光が照射され、複数の光検出位置から光を検出する構 成となっている。
この場合、 光強度が光照射位置毎に異なる周波数で変調されている。 例えば、 図 1 4における光照射位置 1、 2、 3、 4から照射される光の変調周波数をそれ それ fl、 f2、 f3、 f4とする。 従って、 これらの変調周波数が各光照射位置に対応 した位置情報となっている。 ここで、 光検出位置 1で検出した光は、 これらの変 調光を全て含んでいるが、 フォトダイオードからの出力信号について、 ロックィ ンアンプ等のフィル夕一回路で個々の変調周波数信号を選択的に計測すること で、 位置情報に関する光計測信号を分離計測することができる。例えば、 この光 検出位置 1に対応したフォ卜ダイオードにより検出された変調周波数 fl、 f2、 f3、 f4による各々の検出信号レベルを II、 12、 13、 14とすると、 それぞれの周波 数で同期されている各口ックインアンプの出力では個々の信号が完全に分離さ れている。 その結果、 計測信号間のクロストークがなく、 効率的な多チャンネル 同時計測が実現できている。
しかし、 このような計測から最終的に画像を得る場合、個々の信号に対してそ れぞれ高い計測精度が必要とされる。例えば、 これらの検出信号の中で、 精度す なわち S/Nが顕著に低い信号があれば、画像上でその信号に相当する計測部位 の信頼性が低下し、 ひいては、 画像そのものの信頼性までもが低下してしまうこ とになる。そのため、 全ての検出信号について S/Nのバランスが取れた精度の 高い計測が必要となる。 しかし、 従来の装置では、 この計測精度に関して以下の 課題が存在する。
生体内部の状態は、 通常、 光学的に不均一であり、 大きな血管など、 光吸収体 であるへモグロビンが大量に存在する部位に光照射位置もしくは光検出位置が 配置された場合、 光の減衰が著しくなり、該当検出信号レベルが顕著に低下する 。 このように、 検出信号レベルが、 ある特定の計測チャンネルで低下する他の要 因として、 計測に用いる光ファイバの端面が光学的に汚れている場合、 さらに光 ファイバと被検者頭部の皮膚との間に髪がはさまれるなど、光ファイバ装着状態 に問題が生じている場合なども挙げることができる。
このように部分的に強度が弱い検出信号を含み、全体として計測信号レベルの アンバランスが生じる場合では、 どのように計測の S /Nが影響を受けるかを以 下に述べる。
通常、 フォトダイォ一ドなどの光検出器のショットノィズは、 光検出器に到達 する光すなわち検出光強度の総和の平方根に比例する。 ここで、 図 1 4における 光検出位置 1から検出される検出信号レベル II、 12、 13、 14において、 II、 12、 13の信号レベルが同程度 （I1〜I2〜I3) で、 14の信号レベルのみが 1桁程度小さ い場合（11》14) を考える。 この状況は、 光照射位置 4付近に大きな血管がある 場合、もしくはこの光照射位置 4における光ファイバ装着に問題が生じている場 合を想定している。 この場合、 フォトダイオードによるノイズは主に（11 + 12 + 13+ 14)の平方根に比例するため、 もともと信号レベルの弱い 14が、 強い信号 レベルの II、 12、 13の影響を強く受けて、 S/Nの著しい低下を被ってしまう。 この現象をさらに説明すると、 14の信号レベルは変わらず、 II、 12、 13の信号レ ベルがさらに大きくなつた場合を考える。その場合、 14については信号レベルす なわち Sは変化しないけれども、 ノイズレベルである Nが増加することになる。 結果として、 14については信号の S/Nがさらに劣化してしまうが、 一方、 信号 レベルの強い II、 12、 13については S /Nは増加する。従って、 このように 1個 の光検出器で複数の光信号を検出する場合、計測チャンネル間に著しい S/Nの 差異が生じ得ることになる。
また、 このような計測では、 さらに次のような課題も生じてくる。複数の強い 検出光信号があると、光検出器及び口ヅクインアンプなどのダイナミヅクレンジ の有限性のため、これらの検出光の総和がダイナミックレンジを超えてしまう場 合がある。 このダイナミックレンジは、 通常、 検出器の線形応答性が保証される 範囲で規定される。 しかし、 このダイナミックレンジを信号レベルが超えた場合 でも、 通常、 検出器からは有限なある値が出力される。 しかし、 この場合の値は 、 計測の信頼性が非常に低いものとなっている。
以上述べたように、検出信号レベル間に大きな差異が生じると、信号の S/N が各信号毎に大きく異なり、 これらの信号を用いて画像化を行うと、 画像の信頼 性が低下してしまう。 また、 これらの信号で、 強い検出光信号がある場合、 検出 器のダイナミックレンジを超え、 計測の信頼性そのものが損なわれてしまう。 発明の開示
本発明の目的は信頼性の高い多チャンネル同時計測を可能にするのに適した 光計測装置を提供することにある。
本発明は、 一つの観点によれば、被検体を光計測して該被検体を特徴づける複 数チャンネルの信号を生成する光計測装置において、 本計測を実行する手段と、 該本計測に先立って準備計測を実行する手段とを含み、該準備計測手段は前記被 検体を光計測して該被検体を特徴づける複数チャンネルの信号を生成する手段 と、 その生成された複数チャンネルの信号を、 該信号間のレベル差が所定範囲に 入るように調整する手段とを含むことを特徴とする。
本発明は、 もう一つの観点によれば、被検体の複数の光照射位置に光を照射し 、 それによつて前記被検体内部を通過した光を検出し、 計測する光計測装置にお いて、 本計測を実行する手段と、 該本計測に先立って準備計測を実行する手段と を含み、該準備計測手段は前記複数の光照射位置に前記光を順次照射する手段と 、その照射によって前記被検体内部を通過した光を検出して前記光照射位置毎の 検出信号を生成し、該検出信号レベルを計測する手段とを含むことを特徴とする 本発明は、 更にもう一つの観点によれば、 被検体に複数波長の光を照射し、 そ れによって前記被検体を通過した光を検出し、 計測する光計測装置において、 本 計測を実行する手段と、 該本計測に先立って準備計測を実行する手段とを含み、 該準備計測手段は前記波長毎に前記光を前記被検体に順次照射する手段と、その 照射によって前記被検体内部を通過した光を検出して前記波長毎の検出信号を 生成し、 該検出信号レベルを計測する手段とを含むことを特徴とする。
本発明は、他のもう一つの観点によれば、 被検体の複数の光照射位置に複数波 長の光を照射する手段と、その照射によって前記被検体内部を通過した光を検出 し、 計測する手段とを含む光計測装置において、 本計測に先立って前記光を前記 光照射位置毎及び前記波長毎に順次照射し、それによつて前記被検体内部を通過 した光を検出して電気信号に変換し、該電気信号にもとづいて前記光照射位置毎 及び前記波長毎の検出信号を生成し、該検出信号レベルを計測する準備計測を行 う際に、前記検出信号間のレベル差が所定範囲内に入るように前記光強度レベル 及び前記検出信号レベルを制御する制御器を備えていることを特徴とする。 図面の簡単な説明
図 1は、本発明による光計測装置の一実施例の主要部の構成を示すプロック図 である。 図 2は、 図 1の光モジュール内の構成を示すブロック図である。 図 3は 、 図 1の被検体表面上における、 光照射位置及び光検出位置の幾何学的配置例を 示す図である。 図 4は、 図 3に対応する、 2 4チャンネル計測の場合の光照射位 置及び光検出位置の配置例を示す図である。 図 5は、 図 3に対応する、 4 0チヤ ンネル計測の場合の光照射位置及び光検出位置の配置例を示す図である。図 6は 、 図 1のロヅクイン増幅器モジュ一ルの構成を示すブロック図である。 図 7は、 本発明の実施例における準備計測全体の概要を示すフローチャートである。図 8 は、 図 7の準備計測における環境設定処理 （ステップ 1 ) の詳細を示すフローチ ヤー卜である。 図 9は、 図 7の準備計測における光順次照射処理 （ステップ 2 ) の詳細を示すフローチャートである。図 1 0は、 図 7の準備計測のにおける検出 信号バランス指標計算処理 （ステップ 3 ) の詳細を示すフローチャートである。 図 1 1は、 図 7の準備計測における検出信号 ランス化 （光強度レベル増加）処 理 （ステップ 4 ) の詳細を示すフローチャートである。 図 1 2は、 図 7の準備計 測検出信号バランス化 （光強度レベル減少）処理 （ステップ 5 ) の詳細を示すフ 口—チャートである。図 1 3は、 図 7の準備計測における最終調整処理（ステツ プ 6 )の詳細を示すフローチャートである。 図 1 4は、 従来の高時間分解計測装 置の要点を示す概要図である。 発明を実施するための最良の形態
図 1は、 本発明による光計測装置の一実施例の主要部の構成を示す。本実施例 では、 被検体、 例えば頭部の皮膚に光を照射し、 それによつて被検体内で反射さ れその被検体内を通過した光を検出することにより大脳内部を画像化する実施 形態を、計測チャンネルの個数すなわち計測位置の数が 1 2、計測すべき信号の 数（アナログ/ディタル変換チャンネルの数） が 2 4の場合で示す。 もちろん本 発明は、 計測対象として頭部に限らず他の部位、 さらには生体以外に対しても実 施可能である。
光源部 1は 4個の光モジュール 2から構成されている。各光モジュールは、 可 視から赤外の波長領域内での複数の波長、例えば 7 8 0 nm及び 8 3 0 nmの 2 波長の光をそれぞれ放射する 2個の半導体レーザから構成されている。これらの 2波長の値は、 780 nmと 830 nmに限定されるものではなく、 また、 波長 数も 2波長に限定されるものではない。 この光源部 1については、 半導体レーザ の代わりに発光ダイォ一ドを用いてもよい。この光源部 1に含まれる全ての半導 体レーザ 8個からの光は、発振周波数の異なる 8個の発振器で構成されている発 振部 3によりそれぞれ変調される。
図 2は光モジュール 2内の構成を、 光モジュール 2(1)を例にして示す。 光モ ジュール 2(1)内には、 半導体レーザ 3(1- a)、 3(l-b)、 及びこれらの半導体レ —ザの駆動回路 4(l-a)、 4(1- b)が含まれている。 ここで、 括弧内の文字につい ては、 数字は含まれる光モジュール番号を、 a、 bはそれぞれ波長 780 nm、 830 nmを表す記号を示している。 これらの半導体レーザ駆動回路 4 (l-a)、 4(1- b)では、 半導体レーザ 3(1- a)、 3 (卜 b)に対して直流バイアス電流を供給 すると共に、発振器 3によりそれぞれ異なる周波数: (l-a)、 f(l- b)の信号をも 供給することで、 半導体レーザ 3(1- a)、 3(卜 b)から放射される光に変調を与え 。
この変調として、 本実施例では正弦波によるアナログ変調の場合を示すが、 も ちろん、 それぞれ異なる時間間隔の矩形波によるディジタル変調、 つまり異なる 時間間隔で光を点滅させるディジタル変調を用いてもよい。このようにして変調 された光ビームはそれぞれの半導体レーザ毎に集光レンズ 5により光ファイバ 6に個々に導入される。個々の光ファイバに導入された 2波長の光ビームは光モ ジュール毎に光ファイバ結合器 7により 1本の光ファイノ 、たとえば照射用光フ アイバ 8— 1内に導入される。光モジュール毎に、 2波長の光ビームが照射用光 ファイバ 8— 1〜8— 4内に導入され、これらの照射用光ファイバの他端から被 検体 9の表面上の異なる 4個所の光照射位置に照射される。被検体 9内で反射さ れその被検体を通過した光は、被検体表面上の 5個所の光検出位置から、 該光検 出位置に配置されている検出用光ファイバ 10— 1~10— 5を通してフォト ダイオード 1 1一：！〜 1 1— 5によって検出される。光ファイバ 10— 1〜： L 0 —5の端面は被検体 9表面上に軽く接触しており、例えば特開平 9—1 4 9 9 0 3号公報に記載されているプローブにより光ファイバは被検体 9に装着される。 図 3は、 被検体 9表面上における、 光照射位置 1 ~ 4及び光検出位置 1〜5の 幾何学的配置例を示す。本実施例では、 光照射位置及び光検出位置を交互に正方 格子上に配置する。隣接する光照射位置及び光検出位置の中点を計測位置とする と、 この場合、 隣接する光照射位置及び光検出位置の組合せが 1 2通り存在する ため、 計測位置数すなわち計測チャンネル数は 1 2個となる。 この光照射位置及 び光検出位置の配置は、例えば特開平 9一 1 4 9 9 0 3号及びユウイチ'ャマシ 夕（Yuichi Yamashita)他による「近赤外光トボグラフィ計測システム：散乱媒体 中に局在する吸収体の画像化 (Near— infrared topographic measurement system ： Imaging of absorbers localized in a scattering medium)」、 1 9 9 6年、 レヴュー ·ォブ .サイェンティフィヅク ·ィンスツルメント、 第 6 7卷、 第 7 3 0〜7 3 2頁（Rev. Sci. Instrum.，67,730( 1996) )に記載されている。 隣接する 照射及び検出位置間隔を 3 c mに設定すると、各光検出位置から検出された光は 、 皮膚、 頭蓋骨を通過して大脳の情報を有していることが、 例えばピィ一'ダブ リュー .マコ一ミック（P.W.McCormic )他による「赤外光の大脳内部の浸透 ( Intracerebral penetration of infrared light)」 , 1 9 9 2年, ジャ——ナソレ •ォブ ·ニューロサージエリ， 第 7 6卷， 第 3 1 5〜3 1 8頁（J.Neurosurg. , 33，315( 1992) )により報告されている。
以上のことから、この光照射位置及び光検出位置の配置で 1 2計測チヤンネル を設定すれば、全体として 6 c m x 6 c mの領域における大脳の計測が可能とな る。 この実施例では、簡単のために計測チャンネル数が 1 2の場合を示している が、格子状に配置する光照射位置及び光検出位置の数をさらに増加させることに より、計測チヤンネルをさらに増加させて計測領域を拡大することも容易に可能 である。例えば、 2 4チャンネル計測計測における光照射位置及び光検出位置の 配置関係を図 4に、 4 0チャンネル計測における同配置関係を図 5にそれぞれ示 す。 また、 隣接する光照射位置及び光検出位置間隔は 3 c mに限定されるもので はなく、 計測部位等に応じて適宜変化させることもできる。
図 1において、それぞれの検出用光ファイバ 1 0— 1〜1 0 _ 5を通して検出 された光は、 光検出位置毎に、 すなわち各光検出位置に対応した検出用光フアイ バ毎に独立に 5個の光検出器たとえばフォトダイオード 1 1— 1〜 1 1 一 5に よって検出される。このフォトダイオードは高感度な光計測が実現できるアバラ ンシェフオトダイオードであることが望ましい。 また、 光検出器としては光電子 増倍管を用いてもよい。これらのフォトダイオードで光が電気信号に変換された 後、 変調信号の選択的な検出回路、 例えば複数のロックイン増幅器から構成され るロックィン増幅器モジュール 1 2で、光照射位置及び波長に対応した変調信号 を選択的に検出する。 この実施例では、 アナログ変調の場合に対応する変調信号 検出回路としてのロックィン増幅器を示しているが、デジ夕ル変調を用レ、た場合 、変調信号検出のためにデジタルフィル夕もしくはデジタルシグナルプロセッサ を用いる。
図 6は、 図 1のロックィン増幅器モジュ—ル 1 2の構成を示す。 まず、 図 3の 光検出位置 1からフォトダイオード 1 1— 1を介して検出される検出信号につ いて、 その変調信号分離の説明を行う。 「光検出位置 1」 からは、 隣接した 「光 照射位置 1」、 「光照射位置 2」、 「光照射位置 3」 及び「光照射位置 4」 に照 射された光を検出することができ、 したがって図 3における 「計測位置 4」、 「 計測位置 6」、 「計測位置 7」及び「計測位置 9」 が計測対象位置となる。 ここ で、 「光検出位置 1」 からフォトダイオード 1 1— 1を通して検出された光は、 「光照射位置 1」 、 「光照射位置 2」 、 「光照射位置 3」 及び「光照射位置 4」 に照射された各 2波長の光に対応する、 変調周波数が: H I- a)、 b)、 f (2- a) 、 f (2-b)s f (3- a)、 f (3-b), f (4-a)及び f (4- b)である 8個の信号成分を 含んでいる。これらの 8個の信号成分を含む光信号は 8個の増幅器 1 4一 1〜1 4— 8を介して 8個のロックイン増幅器 1 3— 1〜1 3— 8に導入される。 8個 のロックイン増幅器 13— 1〜： I 3— 8には、 それぞれ f(l-a)、 f (1-b), f ( 2-a)、 f(2- b)、 f(3-a)、 f (3-b), f (4- a)及び: f (4- b)の変調周波数信号が参 照信号として与えられている。 したがって、 「光照射位置 1」 に照射された 78 O nm及び 830 nmの光信号成分はロックイン増幅器 13— 1及び 13— 2 によって、 「光照射位置 2」に照射された 780 nm及び 830 nmの光信号成 分はロックィン増幅器 13— 3及び 13— 4によって、 「光照射位置 3」に照射 された 78 Onm及び 830 nmの光信号成分はロックイン増幅器 13— 5及 び 13— 6によって、 そして 「光照射位置 4」 に照射された 78 Onm及び 83 0 nmの光信号成分は口ックイン増幅器 13— 7及び 13— 8によってそれぞ れ選択的に分離してロックイン検出される。
「光検出位置 2」、 「光検出位置 3」、 「光検出位置 4」及び「光検出位置 5 」からそれぞれフォトダイォ—ド 1 1— 2〜1 1一 5を通して検出される検出信 号についても、同様にして所望の光信号成分が選択的に分離してロックィン検出 される。 すなわち、 「光検出位置 2」からフォトダイオード 1 1一 2を通して検 出された光信号は 4個の増幅器 14— 9〜 14一 12を介して 4個のロックィ ン増幅器 13— 9〜 13— 12に導入されて「光照射位置 1」に照射された 78 0 nm及び 830 nmの光信号成分と「光照射位置 2」に照射された 780 nm 及び 830 nmの光信号成分がそれぞれ選択的に分離してロックィン検出され、 「光検出位置 3」からフォトダイォ—ド 1 1—3を通して検出された光信号は 4 個の増幅器 14一 13〜 4— 16を介して 4個のロックィン増幅器 13- 13 〜13— 16に導入されて「光照射位置 1」に照射された 78 Onm及び 830 nmの光信号成分と「光照射位置 3」に照射された 78 Onm及び 83 Onmの 光信号がそれぞれ選択的にロックイン検出され、 「光検出位置 4」からフォトダ ィオード 1 1—4を通して検出された光信号は 4個の増幅器 14— 17-4- 20を介して 4個のロックイン増幅器 13— 14〜13— 20に導入されて「光 照射位置 3」に照射された 780 nm及び 830 nmの光信号成分と「光照射位 置 4」に照射された 7 8 0 n m及び 8 3 0 n mの光信号成分がそれぞれ選択的に ロックイン検出され、 そして「光検出位置 5」 からフォトダイオード 1 1一 5を 通して検出された光信号は 4個の増幅器 1 4— 2 1〜4ー2 4を介して 4個の ロックィン増幅器 1 3— 2 1〜 1 3— 2 4に導入されて「光照射位置 2」に照射 された 7 8 0 n m及び 8 3 0 n mの光信号成分と「照射位置 4」に照射された Ί 8 0 nm及び 8 3 0 n mの光成分がそれぞれ選択的にロックイン検出される。 なお、 図 3からわかるように、 光検出位置が「光検出位置 2」、 「光検出位置 3」、 「光検出位置 4」 及び「光検出位置 5」 である場合の計測対象位置は 「計 測位置 1」 及び「計測位置 3」 、 「計測位置 2」 及び「計測位置 5」 、 「計測位 置 1 0」及び「計測位置 1 2」 並びに 「計測位置 8」 及び「計測位置 1 1」 であ o
以上のように、 波長の数が 2で、 計測位置の数が 1 2の場合は、 計測する信号 の数（アナログ/ディジタル変換チャンネルの数） は 2 4となるため、 これらの チャンネル用として、ロックイン増幅器モジュール 1 2は合計 2 4個のロックィ ン増幅器 1 3— 1〜1 3— 2 4を含む。これらのロックイン増幅器 1 3— 1〜1 3— 2 4のアナログ出力信号は被検体 9をそれぞれ特徴づけるもので、アナログ /デジタル（A/D ) 変換器 1 6によりそれぞれデジタル信号に変換される。 こ れらの計測は制御部 1 7により制御される。 さらに、 計測された信号は記録部 1 8で記録される。 また、 これらの記録された信号は処理部 1 9において、 各計測 位置毎に 2波長の検出光量を用いて、脳活動に伴う酸素化ヘモグロビン濃度変化 及び脱酸素化ヘモグロビン濃度変化、さらにはこれらのヘモグロビン濃度総量と しての全ヘモグロビン濃度変化を、例えば、 特閧平 9一 1 9 4 0 8号及び前述ァ ッシ ·マキ (Atsushi Maki )他による「無侵襲近赤外光トポグラフィによるヒ卜脳 活動の時空間解析 ( Spatial and temporal analysis of human moter activity using noninvasive NIR topography)」、 1 9 9 5年、メディカルフィジックス、 第 2 2卷、 第 1 9 9 7〜 2 0 0 5頁（Medical physics, 22, 1997( 1995 ) )及びに記 載されている方法で計算し、 それらの画像として、 表示部 2 0において、 例えば トポグラフ画像が表示される。
ここで、 本格的なヘモグロビン等の濃度変化の計測、 すなわち本計測の前に準 備計測を行う。 この準備計測全体の概要を示すフローチャートを図 7に示す。 こ の図 7中における各処理の詳細を以下で説明する。
(ステップ 1 ：環境設定）
図 7の環境設定（ステップ 1 )の処理の詳細を図 8に示すフローチャートで述 ベる。
(ステップ 1—1 )
制御部 1 7により光源部 1の駆動回路 4を制御して、全ての半導体レーザの光 出力をゼロレベルにすると共に、口ックインアンプモジュール 1 2内の増幅器 1 4の増幅率すなわちゲインをある一定値、 例えば 1に設定する。 また、 増幅器の 後の各スィッチ 1 5をオフにすることで、増幅器 1 4からの信号が各ロックイン アンプに入力せずに、直接アナログ/デジタル変換器 1 6に入力するように設定 する。
(ステップ 1一 2 )
すべての半導体レーザからの光出力がゼロの状態で、各フォトダイォ一ドから の直流出力を迷光レベルとして計測する。
(ステップ 1— 3 )
各フォトダイオードにおける迷光レベルが、ある所定の範囲を超えている場合 、 そのフォトダイオードに対応する光検出位置を表示部 2 0で表示する。
(ステップ 1一 4 )
ォペレ—夕に計測室内の照明レベルや光ファイバの装着状況についての再考 を促し、 ォペレ—夕が再考を選択すればステップ 1一 2に戻る。再考を選択しな ければ、 ステップ 1—5へ進む。
(ステップ 1— 5 ) 光検出位置を示す変数を yとし、各フォトダイオード 1 1一 yに対応する迷光 レベル値を Is(y)として記録部 1 8で記録する。
(ステップ 2 ：光順次照射）
図 7の光逐次照射（ステップ 2 )の処理の詳細を図 1 0に示すフローチャート で述べる。
(ステップ 2— 1 )
ロックインアンプモジュール 1 2内の各スイッチ 1 5をオンにし、増幅器 1 4 からの出力信号が各ロックインアンプに入力されるようにする。
(ステップ 2— 2 )
変数 nに数値 1を代入する。
(ステップ 2— 3 )
照射位置 n、 ここでは n = 1の場合、 図 3における光照射位置 1に照射する波 長 7 8 0 n mの半導体レーザ 3( l-a)に関する駆動回路 4U- a)及び発信器 3を制 御し、この半導体レーザからの光出力をゼロレベルからある設定値まで連続的も しくは離散的に上昇させる。 ここで、 照射位置 1に隣接する検出位置 1、 2、 3 それぞれに対応するフォトダイオード 1 1— 1〜1 1—3に接続され、 かつ、 半 導体レーザ 3( 1- a)の変調周波数 f( l- a)と同じ周波数で同期している該当ロック インアンプにおける検出信号もそれぞれ同時に計測する。 このとき、 光源部の光 出力レベル変化に対する、 各ロックインアンプ検出信号レベルの反応が、 全てフ ォトダイォ一ド及び口ックインアンプの線形反応の範囲内すなわちダイナミッ クレンジの範囲内であることを確認する。 ここで、 検出信号レベルの 1つでも、 このダイナミックレンジを超えて線形性が失われていた場合、半導体レーザ 3(卜 a)からの光出力設定値を所定レベルまで低下させて、再度同様な操作を繰り 返す。
この際の、半導体レーザの光強度レベルと各口ックインアンプからの検出信号 レベルを共に記録する。例えば光照射位置を示す変数を X、 光検出位置を示す変 数を y、 さらに波長を示す文字変数を zとして、 光強度レベルを P(x，z)、 検出信 号レベルを I(x，y，z)とする。 この zとしては、 波長 780 nmの場合は文字 aを、 波長 830 nmの場合は文字 bを代入することになる。
その後、 この半導体レーザの光出力をゼロとする。
引き続き照射位置 n、 ここで n= 1の場合、照射位置 1に照射する波長 830 nmの半導体レーザ 3(卜 b)に関しても、上記波長 780 nmの場合と同様な操作 を行う。
次に、 nを 1加算して、 nが照射位置の数、 すなわち 4以下であれば、 半導体 レ一ザ 3 ( n- )及び 3 ( n- b )に対してさらに同様な操作を順次繰り返す。
(ステップ 3 ：検出信号のバランス指標計算）
図 7の検出信号のバランス指標計算（ステップ 3)の処理の詳細を図 10に示 すフローチャートで述べる。
(ステップ 3— 1 )
変数 nに数値 1を代入する。
(ステップ 3— 2)
ステップ 2— 3で導入した光強度レベル Ρ(χ,ζ)及び検出信号レベル I(x，y,z) を初期条件として、これらの仮想操作用変数として Pv(x，z)及び Iv(x,y，z)を設定 する。
(ステップ 3— 3)
検出位置 nに対応するフォトダイオード 11— n、例えば n= 1の場合フォトダ ィオード 11一 1で検出される迷光以外の検出信号レベル Iv(l,l，a)， Iv(l，l，b )， Iv(2，l,a)， Iv(2,l,b), Iv(3，l，a)， Iv(3，l，b), Iv(4,l,a)， Iv(4,l，b)の平 均値を Im(n)、 すなわち Im(l)とし、 この平均値に対する各検出信号レベルの比率 をバランス指標として計算する。 このバランス指標としては、 照射位置 x、 検出 位置 y、 波長 zの 3変数を用いて V(x,y,z)で示す。 例えば検出信号レベル Iv(l,l， a) に対するバランス指標 V(l，l，a)は、 Iv(l,l,a)/ Im(l)となる。 この指標の意味として、 V(x,y, z )の値が 1であればその該当信号レベルは平均 であることを示し、 1を超えると信号レベルが強い傾向を、 1を下回ると信号レ ベルが弱い傾向を示している。同一フォトダイォードからの全ての信号において 、 バランス指標が全て 1であれば、 バランスの取れた検出レベルであることを示 し、 1を大きく超えたもの及びゼロに近いものが混在していれば、検出信号レべ ルが強いアンバランスであることを示している。
次に、 nに 1を加算して、 nが検出位置の数、 ここでは 5以下であれば検出位 置 nに対するフォトダイオード 1 1—nに対して同様な処理を行い、全ての検出 信号レベルに対してバランス指標を計算する。
(ステップ 3— 4 )
ステップ 3— 3で計算した全てのバランス指標 V( X, y， z )を、それらの値に従つ てグループ分けする。 例えば、 V(x,y, z)が 1.5以上を Aグループ、 1.5から 0.5ま でを Bグループ、 0.5から 0.2までを Cグループ、 さらには 0.2以下を Dグループ とする。検出信号レベルのアンバランスは、 通常、 計測部位又は光ファイバ装着 状況など、 特定の光照射位置もしくは光検出位置に関して生じる場合が多い。従 つて、 C及び Dグループには光ファイバを同じくするものが多く含まれることに なる。 この光照射位置及び光検出位置を求めると共に、 Aグループに属する光照 射位置及び光検出位置を抽出する。
(ステップ 4 ：検出信号バランス化 （光強度レベル増加） ）
図 7の検出信号バランス化 （光強度レベル増加）処理 （ステップ 4 ) の詳細を 図 1 1に示すフローチャートで述べる。
(ステップ 4— 1 )
バランス指標のグループ分けで、 Dグループに分類される V(x，y，z)が含まれる 場合、波長を含めて該当する光照射位置及び光検出位置を表示部 2 0で表示する
(ステップ 4— 2 ) オペレータに該当光照射位置及び光検出位置における光ファイバの再装着に ついての再考を促し、 オペレー夕が再考を選択すればステップ 1に戻る。再考を 選択しなければ、 ステップ 4一 3へ進む。
(ステップ 4— 3)
バランス 旨標のグループ分けで、 D及び Cグループに分類される V(x,y,z)が含 まれない場合ステップ 6へ進む。
(ステップ 4一 4)
Dおよび Cグループのバランス指標に該当する光照射位置からの仮想操作用 光強度レベル Pv(x，z)をある一定幅だけ増加させ、増加させた値に Pv(x，z)の値を 置き換える。
(ステップ 4一 5)
ステップ 4一 4で増加した Pv( X, z )の照射位置に該当する全ての仮想操作用検 出信号レベル Iv(x,y,z)について、 Ρν(χ,ζ)の増加率に比例した値でそれぞれ置き 換えると共に、 全ての V(x，y，z)についても再計算を行い新たな値に置き換える。 (ステップ 4一 6)
新たなバランス指標に対して、 グループ分けを再度実行する。
(ステップ 4一 7)
C及び Dグループに該当する V(x，y，z)が含まれない場合、 ステップ 6へ進む。 (ステップ 4一 8)
所定の上限値に達した Ρν(χ,ζ)が存在する場合、 ステップ 5へ移動する。 所定 の上限値に達していない場合、ステップ 4— 4に戻り同様な操作をさらに繰り返 す。
(ステップ 5 ：検出信号バランス化 （光強度レベル減少） ）
図 7の検出信号バランス化 （光強度レベル減少）処理 （ステップ 5) の詳細を 図 12に示すフローチャートで述べる。
(ステップ 5— 1 ) バランス指標のグループ分けで、 Aグループに分類される V(x,y,z)が含まれな い場合、 ステップ 6へ進む。
(ステップ 5— 2)
Aグループのバランス指標に該当する照射位置からの仮想操作用光強度レべ ル Pv(x，z) をある一定幅だけ減少させ、減少させた値に Ρν(χ,ζ)の値を置き換え
Έ)。
(ステップ 5— 3)
ステップ 5— 2で減少した Ρν(χ,ζ) の光照射位置に該当する全ての仮想操作 用検出信号レベル Iv(x，y，z) について、 Pv(x，z) の減少率に比例した値でそれ それ置き換えると共に、全ての V(x,y,z) についても再計算を行い新たな値に置 き換える。
(ステップ 5— 4)
新たなバランス指標に対して、 グループ分けを再度実行する。
(ステップ 5— 5)
C及び Dグループに該当する V(x，y，z)が含まれない場合、 ステップ 6へ進む。
(ステップ 5— 6)
所定の下限値に達した Pv(x，z)が存在する場合、 ステップ 6へ移動する。 所定 の下限値に達していない場合、ステップ 5— 1に戻り同様な操作をさらに繰り返 す。
(ステップ 6 ：最終調整）
図 7の最終調整の処理（ステップ 6)の詳細を図 13で示すフローチャートで 述べる。
(ステップ 6— 1)
変数 nに数値 1を代入する。
(ステップ 6— 2)
検出位置 nに対応するフォトダイオード 1 1一 n、例えば n= 1の場合フォト ダイオード 1 1一 1で検出される迷光レベル値を Is(l)とし、 これと検出信号レ ベル Iv(l,l，a)， Iv(l，l，b)， Iv(2,l,a)， Iv(2,l，b), Iv(3,l,a), Iv(3,l，b), I v (4,1, a), Iv(4，l，b)との総和を It(y)、 すなわち検出位置 nが 1の場合 It(l) とし、この総和の値がフォトダイオードのダイナミックレンジを超えている場合 、 It (1)がこのダイナミックレンジの上限値となるように該当検出信号レベル I v(x，y, z)を均一の比率で減ずると共に、 減じた Iv(x，y，z)に係る Pv(x,z)、 さら にその Ρν (χ,ζ)に係る他の Iv(x，y，z)についても同じ比率で減ずる。
(ステップ 6— 3)
次に、 nに 1を加算して、 nが検出位置の数、 すなわち 5以下であれば、 検出 位置 nに対してさらに同様な操作を順次繰り返す。
(ステップ 6— 4)
全ての仮想操作用変数 Iv(x,y，z)に対する全平均 Itmを計算する。
(ステップ 6— 5)
全ての Iv(x,y，z)の検出信号レベルが Itmになるように、ロックインアンプモジ ユール 12内の個々の増幅器 14の増幅率を独立に変化する。 ここで、 個々の I V (x,y,z)に係る増幅器の増幅率を G(x,y，z)とする。
(ステップ 6— 6)
個々のロヅクインアンプに入力する It(y)と G(x，y,z)との積が、 ロックインァ ンプのダイナミックレンジを超えていれば、該当ロックィンアンプに係る G(x，y, z)を、 It(y)と G(x,y,z)との積がこのダイナミックレンジの上限値となるように 減ずる。
(ステップ 6— 7)
このステップの時点における各光照射位置及び各波長における Pv( x， z )の値に 従い、 実際に光源部 1における全ての半導体レ一ザから光を同時に照射する。 (ステップ 6— 8)
各口ヅクインアンプからの個々の実際の検出信号レベルが、 Iv(x，y,z)と G(x， y，z )との積を中心とした所定の範囲から外れていれば、オペレー夕にその旨を表 示する。その場合、 オペレータが準備計測の再実行を選択すればステップ 1に戻 る。
(ステップ 6— 9 )
Pv(x，z )値および G(x，y, z )値を記録部 1 8で記憶する。
以上のステップで準備計測を終え、 Pv(x，z )値および G(x, y，z )値の値を利用し て引き続き本計測を行う。以上の準備計測において、 各半導体レーザの光強度レ ベルの変化は、発振器及び駆動回路 4からの直流電流又は変調電流を制御部 1 7 で制御することで行う。 また、 この光強度レベルの変化は、 印可電流の変化に限 らず、半導体レーザから被検体までの光路中に可変の光減衰フィル夕を導入する ことで実行することもできる。
なお、 本発明の実施は、 以上の実施例で示した準備計測のフローに限定される ものではない。 産業上の利用可能性
本発明によれば、信頼性の高い多チヤンネル同時計測を可能にするのに適した 光計測装置が提供される。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 被検体を光計測して該被検体を特徴づける複数チャンネルの信号を生成す る光計測装置において、 本計測を実行する手段と、 該本計測に先立って準備計測 を実行する手段とを含み、該準備計測手段は前記被検体を光計測して該被検体を 特徴づける複数チャンネルの信号を生成する手段と、その生成された複数チャン ネルの信号を、該信号間のレベル差が所定範囲に入るように調整する手段とを含 むことを特徴とする光計測装置。
2 . 被検体の複数の光照射位置に光を照射し、 それによつて前記被検体内部を 通過した光を検出し、 計測する光計測装置において、 本計測を実行する手段と、 該本計測に先立って準備計測を実行する手段とを含み、該準備計測手段は前記複 数の光照射位置に前記光を順次照射する手段と、その照射によつて前記被検体内 部を通過した光を検出して前記光照射位置毎の検出信号を生成し、該検出信号レ ペルを計測する手段とを含むことを特徴とする光計測装置。
3 . 被検体の複数の光照射位置に光を照射し、 それによつて前記被検体を通過 した複数信号成分を含む光を検出し、 計測する光計測装置において、 本計測を実 行する手段と、 該本計測に先立って準備計測を実行する手段とを含み、 該準備計 測手段は前記複数の光照射位置に前記複数信号成分を含む光を順次照射する手 段と、その照射によって前記被検体内部を通過した光を検出して前記光照射位置 毎及び前記信号成分毎の検出信号を生成し、該検出信号レベルを計測する手段と を含むことを特徴とする光計測装置。
4 . 被検体に複数波長の光を照射し、 それによつて前記被検体を通過した光を 検出し、 計測する光計測装置において、 本計測を実行する手段と、 該本計測に先 立って準備計測を実行する手段とを含み、該準備計測手段は前記波長毎に前記光 を前記被検体に順次照射する手段と、その照射によって前記被検体内部を通過し た光を検出して前記波長毎の検出信号を生成し、該検出信号レベルを計測する手 段とを含むことを特徴とする光計測装置。
5 . 被検体の複数の光照射位置に複数波長の光を照射し、 それによつて前記被 検体内部を通過した光を検出し、 計測する光計測装置において、 本計測を実行す る手段と、該本計測に先立って準備計測を実行する手段とを含み、 該準備計測手 段は前記光を前記光照射位置毎及び前記波長毎に順次照射する手段と、その照射 によって前記被検体内部を通過した光を検出して電気信号に変換する手段と、前 記電気信号にもとづいて前記光照射位置毎及び前記波長毎の検出信号を生成し、 該検出信号レベルを計測する手段とを含むことを特徴とする光計測装置。
6 . 請求項 2 ~ 5のいずれかにおいて、 前記準備計測手段は前記光を前記被検 体に照射しなレヽ状態における迷光を検出して迷光信号を生成し、該迷光信号レベ ルを計測する手段を含むことを特徴とする光計測装置。
7 . 請求項 6において、 前記準備計測手段は前記照射する光の強度をゼロレべ ルから所定の強度レベルまで上昇させる手段を含むことを特徴とする光計測装 置。
8 . 請求項 7において、 前記準備計測手段は前記照射する光の強度を上昇させ たときの前記検出信号レベルの反応が非線形である場合、前記照射する光の強度 レベルを所定の強度レベルまで減ずる手段を含むことを特徴とする光計測装置。
9 . 請求項 5において、 前記本計測手段においては前記複数波長の光を前記複 数の光照射位置に同時に照射することを特徴とする光計測装置。
1 0 . 請求項 5において、 前記本計測手段は前記複数波長の光を前記複数の光 照射位置に同時に照射する手段と、その照射によつて前記被検体内部を通過した 光を検出して前記光照射位置毎及び前記波長毎の検出信号を生成する手段とを 含み、前記本計測手段及び前記準備計測手段においては前記被検体内部を通過し た光は前記被検体の複数の光検出位置から検出されることを特徴とする光計測
1 1 . 請求項 1 0において、 前記本計測手段及び前記準備計測手段の各々は、 前記光照射位置毎及び前記波長毎に、前記照射する光に対して異なる変調を与え る手段を含み、前記光照射位置毎及び前記波長毎の検出信号を変調検出器を用い て生成することを特徴とする光計測装置。
1 2 . 請求項 1 1において、 前記異なる変調は異なる周波数信号を用いてアナ ログ方式で行われることを特徴とする光計測装置。
1 3 . 請求項 1 1において、前記異なる変調は前記波長毎及び前記光照射位置 毎に照射する光をそれぞれ異なる時間間隔で点滅させるデジタル方式で行われ ることを特徴とする光計測装置。
1 4 . 請求項 1 1〜 1 3のいずれかにおいて、 前記本計測及び前記準備計測手 段は前記変調検出器に導入される前記電気信号をそれぞれ増幅器により独立に 増幅する手段を含むことを特徴とする光計測装置。
1 5 . 請求項 1 1 ~ 1 4のいずれかにおいて、前記準備計測手段は前記波長毎 及び前記光照射位置毎の変調された光の強度レベルを独立に変化させる手段を 含むことを特徴とする光計測装置。
1 6 . 請求項 1 4又は 1 5において、前記準備計測手段は前記各検出信号間の レベル差が所定の範囲内に入るように前記増幅器の増幅率又は前記照射する光 強度レベルを変化させる手段を含むことを特徴とする光計測装置。
1 7 . 請求項 1 4〜 1 6のいずれかにおいて、 前記準備計測手段は前記光を前 記被検体に照射しない状態における迷光を検出して迷光信号を生成する手段と、 前記光検出位置毎の、前記それぞれの検出光レベルの和と前記迷光信号レベルと の総和が所定の範囲内に入るように前記和を変える手段とを含むことを特徴と する光計測装置。
1 8 . 請求項 1 7において、 前記準備計測手段は前記全ての光検出位置につい ての前記検出光レベルの平均を算出し、前記各検出光レベルが前記平均と実質的 に同じとなるように前記増幅器の増幅率を変える手段を含む光計測装置。
1 9 . 請求項 1 8において、 前記準備計測手段は前記総和と前記増幅器の増幅 率との積が所定の範囲内に入っているかどうかの判断を実行する手段を含むこ とを特徴とする光計測装置。
2 0 . 請求項 1 9において、 前記準備計測手段は前記総和と前記増幅器の増幅 率との積が所定の範囲内に入っているときの前記照射する光強度レベル及び前 記増幅器の増幅率を記録する手段を含むことを特徴とする光計測装置。
2 1 . 請求項 1 9又は 2 0において、前記総、和と前記増幅器の増幅率との積が 所定の範囲内に入っていないときは前記準備計測を再度実行することを特徴と する光計測装置。
2 2 . 請求項 2 0において、 前記本計測は前記記録された光強度レベル及び増 幅率を維持した状態において実行されることを特徴とする光計測装置。
2 3 . 請求項 1 0〜 1 6のいずれかにおいて、 前記検出信号についてのバラン ス指標を求めると共に、 該バランス指標が所定レベルに達しない場合は、 その対 応波長、光照射位置及び光検出位置を表示する手段を含むことを特徴とする光計 測装置。
2 4 . 被検体の複数の光照射位置に複数波長の光を照射する手段と、 その照射 によって前記被検体内部を通過した光を検出し、計測する手段とを含む光計測装 置において、本計測に先立って前記光を前記光照射位置毎及び前記波長毎に順次 照射し、それによつて前記被検体内部を通過した光を検出して電気信号に変換し 、該電気信号にもとづいて前記光照射位置毎及び前記波長毎の検出信号を生成し 、前記検出信号間のレベル差が所定範囲内に入るように前記光強度レベル及び前 記検出信号レベルを制御する制御器を備えていることを特徴とする光計測装置。
2 5 . 請求項 2 4において、前記光照射手段は前記照射位置毎及び前記波長毎 の発光ダイォ—ド又は半導体レ—ザを含み、該発光ダイォード又は半導体レーザ に印加する直流電流又は変調電流を変化させることで前記光強度レベルを変え ることを特徴とする光計測装置。
2 6 . 請求項 2 4において、前記光照射手段は前記発光ダイォード又は半導体 レーザ毎の、それから放射される光の強度レベルを変える減光フィルターを含む ことを特徴とする光計測装置。
PCT/JP1999/005561 1998-10-13 1999-10-07 Optical measuring method and device WO2000022415A1 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/807,478 US6611698B1 (en) 1998-10-13 1999-10-07 Optical measuring instrument

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP10/290878 1998-10-13
JP29087898A JP4055266B2 (ja) 1998-10-13 1998-10-13 光計測装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2000022415A1 true WO2000022415A1 (en) 2000-04-20

Family

ID=17761685

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP1999/005561 WO2000022415A1 (en) 1998-10-13 1999-10-07 Optical measuring method and device

Country Status (3)

Country Link
US (1) US6611698B1 (ja)
JP (1) JP4055266B2 (ja)
WO (1) WO2000022415A1 (ja)

Families Citing this family (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5803909A (en) * 1994-10-06 1998-09-08 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method
JP2002034594A (ja) * 2000-07-24 2002-02-05 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 生細胞の検出方法
US6952603B2 (en) * 2001-03-16 2005-10-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. Subcutaneous analyte sensor
US7251711B2 (en) * 2002-05-28 2007-07-31 Micron Technology, Inc. Apparatus and methods having a command sequence
JP2004121702A (ja) * 2002-10-07 2004-04-22 Hitachi Ltd 生体光計測装置
US7974671B2 (en) * 2003-09-19 2011-07-05 Hitachi Medical Corporation Living body information signal processing system combining living body optical measurement apparatus and brain wave measurement apparatus and probe device used for the same
JP4365824B2 (ja) * 2003-11-04 2009-11-18 株式会社日立製作所 生体光計測装置
JP4403453B2 (ja) * 2003-11-13 2010-01-27 株式会社島津製作所 頭表座標を脳表座標に変換する方法と、その変換データを利用する経頭蓋的脳機能測定装置
WO2005051196A1 (ja) * 2003-11-26 2005-06-09 Hitachi Medical Corporation 生体光計測装置および方法
JP5328159B2 (ja) 2005-03-01 2013-10-30 セルカコア・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド 多波長センサ発光体
JP4559386B2 (ja) * 2006-06-19 2010-10-06 株式会社日立製作所 生体光計測装置
JP5018105B2 (ja) * 2007-01-25 2012-09-05 株式会社日立製作所 生体光計測装置
US8781544B2 (en) 2007-03-27 2014-07-15 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength optical sensor
US8374665B2 (en) 2007-04-21 2013-02-12 Cercacor Laboratories, Inc. Tissue profile wellness monitor
JP4948300B2 (ja) * 2007-07-17 2012-06-06 株式会社日立製作所 生体光計測装置
JP4991431B2 (ja) 2007-07-31 2012-08-01 株式会社日立製作所 脳機能計測による外部環境制御装置
US9839381B1 (en) 2009-11-24 2017-12-12 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment
GB2487882B (en) 2009-12-04 2017-03-29 Masimo Corp Calibration for multi-stage physiological monitors
US8780362B2 (en) 2011-05-19 2014-07-15 Covidien Lp Methods utilizing triangulation in metrology systems for in-situ surgical applications
US9113822B2 (en) 2011-10-27 2015-08-25 Covidien Lp Collimated beam metrology systems for in-situ surgical applications
JP6252828B2 (ja) * 2012-09-18 2017-12-27 カシオ計算機株式会社 脈拍データ検出装置、脈拍データ検出方法、および脈拍データ検出プログラム
CN103815891B (zh) * 2012-09-18 2016-02-17 卡西欧计算机株式会社 脉搏数据检测装置和脉搏数据检测方法
US9351643B2 (en) 2013-03-12 2016-05-31 Covidien Lp Systems and methods for optical measurement for in-situ surgical applications
USD763939S1 (en) 2014-04-02 2016-08-16 Cephalogics, LLC Optical sensor array liner with optical sensor array pad
USD763938S1 (en) 2014-04-02 2016-08-16 Cephalogics, LLC Optical sensor array
JP2017023455A (ja) * 2015-07-23 2017-02-02 株式会社アドバンテスト 近赤外光生体計測装置及びそのプローブ
JP2018029870A (ja) * 2016-08-26 2018-03-01 セイコーエプソン株式会社 検出装置および検出方法
WO2019060298A1 (en) 2017-09-19 2019-03-28 Neuroenhancement Lab, LLC METHOD AND APPARATUS FOR NEURO-ACTIVATION
US11717686B2 (en) 2017-12-04 2023-08-08 Neuroenhancement Lab, LLC Method and apparatus for neuroenhancement to facilitate learning and performance
US11478603B2 (en) 2017-12-31 2022-10-25 Neuroenhancement Lab, LLC Method and apparatus for neuroenhancement to enhance emotional response
US11364361B2 (en) 2018-04-20 2022-06-21 Neuroenhancement Lab, LLC System and method for inducing sleep by transplanting mental states
WO2020056418A1 (en) 2018-09-14 2020-03-19 Neuroenhancement Lab, LLC System and method of improving sleep
US11786694B2 (en) 2019-05-24 2023-10-17 NeuroLight, Inc. Device, method, and app for facilitating sleep

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01284758A (ja) * 1988-05-11 1989-11-16 Toshiba Corp 自動化学分析装置
JPH03194451A (ja) * 1989-12-22 1991-08-26 Hitachi Ltd 細胞分析装置
JPH04148829A (ja) * 1990-10-13 1992-05-21 Jasco Corp 吸光度測定装置
JPH05126719A (ja) * 1991-10-31 1993-05-21 Shimadzu Corp 光変調測定装置
JPH0919408A (ja) * 1995-07-05 1997-01-21 Hitachi Ltd 生体光計測装置及びその装置における画像作成方法
JPH09149903A (ja) * 1995-11-30 1997-06-10 Hitachi Ltd 光による散乱体内部画像化装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4281645A (en) * 1977-06-28 1981-08-04 Duke University, Inc. Method and apparatus for monitoring metabolism in body organs
JPS57115232A (en) 1980-07-09 1982-07-17 Deyuuku Univ Inc Apparatus for measuring metabolic action in internal organ
JPS58143243A (ja) * 1982-02-19 1983-08-25 Minolta Camera Co Ltd 非観血式血中色素測定装置
JPS63275323A (ja) 1987-05-08 1988-11-14 Hamamatsu Photonics Kk 診断装置
TW275570B (ja) * 1994-05-05 1996-05-11 Boehringer Mannheim Gmbh
JP3310782B2 (ja) * 1994-07-14 2002-08-05 株式会社日立製作所 吸収物質濃度の空間分布画像化装置
JPH0838460A (ja) * 1994-08-03 1996-02-13 Mitsubishi Electric Corp 脳活動計測装置
US5747793A (en) * 1995-10-04 1998-05-05 Advanced Fiber Optechs, Inc. Variable light source compensated optical fiber sensing system

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01284758A (ja) * 1988-05-11 1989-11-16 Toshiba Corp 自動化学分析装置
JPH03194451A (ja) * 1989-12-22 1991-08-26 Hitachi Ltd 細胞分析装置
JPH04148829A (ja) * 1990-10-13 1992-05-21 Jasco Corp 吸光度測定装置
JPH05126719A (ja) * 1991-10-31 1993-05-21 Shimadzu Corp 光変調測定装置
JPH0919408A (ja) * 1995-07-05 1997-01-21 Hitachi Ltd 生体光計測装置及びその装置における画像作成方法
JPH09149903A (ja) * 1995-11-30 1997-06-10 Hitachi Ltd 光による散乱体内部画像化装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP2000116625A (ja) 2000-04-25
JP4055266B2 (ja) 2008-03-05
US6611698B1 (en) 2003-08-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4055266B2 (ja) 光計測装置
JP3839202B2 (ja) 生体光計測装置及びこの装置を機能させるためのプログラム
US7610082B2 (en) Optical system and method for in-vivo transcranial examination of brain tissue of a subject
JP4295296B2 (ja) 生体光計測装置
Chance et al. Phase measurement of light absorption and scatter in human tissue
JP4097522B2 (ja) 生体光計測装置
JP4006826B2 (ja) 生体光計測装置
US20010018554A1 (en) Optical measurement instrument for living body
Gratton et al. The event-related optical signal: a new tool for studying brain function
JPH0998972A (ja) 生体光計測装置及び画像作成方法
US20060184047A1 (en) Optical measurement instrument for living body
JPH09149903A (ja) 光による散乱体内部画像化装置
JP2005198787A (ja) 心理状態評価装置、心理状態評価方法
US7022083B2 (en) Measurement system for living bodies
JP4365824B2 (ja) 生体光計測装置
US20050277817A1 (en) Noninvasive measurement system for monitoring activity condition of living body
JP3977947B2 (ja) 光計測方法及び装置
JP4517613B2 (ja) 生体信号処理装置
JP2001198112A (ja) 生体光計測装置
JP2004184402A (ja) 生体光計測装置
RU2233620C1 (ru) Пульсовой оксиметр
Kawaguchi et al. Clinically available optical topography system
JP3260539B2 (ja) 生体計測装置
Maniewski et al. Time resolved optical spectroscopy system for cerebral oxygenation imaging
Wojtkiewicz et al. Development of a Multidistance Continuous Wave Near-Infrared Spectroscopy Device with Frequency Coding

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): CN US

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AT BE CH CY DE DK ES FI FR GB GR IE IT LU MC NL PT SE

DFPE Request for preliminary examination filed prior to expiration of 19th month from priority date (pct application filed before 20040101)
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 09807478

Country of ref document: US

122 Ep: pct application non-entry in european phase