WO2003002004A1 - Instrument de mesure optique biologique - Google Patents

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WO2003002004A1
WO2003002004A1 PCT/JP2002/006563 JP0206563W WO03002004A1 WO 2003002004 A1 WO2003002004 A1 WO 2003002004A1 JP 0206563 W JP0206563 W JP 0206563W WO 03002004 A1 WO03002004 A1 WO 03002004A1
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optical signal
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Mamoru Kawasaki
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Hitachi Nedical Corporation
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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    • 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
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    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0219—Inertial sensors, e.g. accelerometers, gyroscopes, tilt switches

Definitions

  • the present invention relates to a biological optical measurement device, and more particularly, to signal processing thereof.
  • a biological light measurement device obtains information such as blood circulation, hemodynamics, and hemoglobin changes inside a living body by irradiating the living body with light of a predetermined wavelength and measuring the change in the amount of light transmitted through the living body.
  • a biological optical measurement device in which a plurality of light irradiating units and a plurality of light receiving units are arranged so as to obtain a relatively wide range of blood flow information as a topography is, for example, a local focal point identification of epileptic seizures. It is expected to be applied to research on brain functions and clinical applications.
  • the measurement result of hemoglobin change in the brain at the time of estimating exercise and language tasks by a method called near-infrared cerebral blood flow mapping method is described in "Hidetoshi Watanabe,” Near-infrared cerebral blood flow mapping method “CLINICAL NUEROSCIENCE Vol. 17, No. 11, 1999-1 1, P1280-1281 Chugai Medical Co., Ltd.”
  • the averaging of the measured values is calculated as follows: This averaging calculation is performed in the brain obtained by physiological stimulation such as exercise. This is done to improve the SZN ratio.
  • the amount of change in the optical signal due to hemoglobin measured by biological light measurement is on the order of several percent, whereas the amount of change in the optical signal caused by body movement, etc., reaches 50% or more, and as spike noise.
  • the measurement is superimposed on the optical signal to be measured.
  • spike-like noise appears as a steep peak in a single measurement data that does not require the calculation of the averaging, so it can be visually identified.
  • the peak value due to noise is averaged and superimposed on the measurement data, so it is difficult to distinguish it from the actual measurement data and accurate. Hindered the diagnosis.
  • the present invention uses the characteristics of a noise component that appears as a steep peak to detect measurement data mixed with a noise component, and visually detects an optical signal portion containing the noise component from the measurement result to be obtained. It is an object of the present invention to provide a living body light measuring device and a method capable of automatically removing the living body without performing calculations.
  • the present invention provides a biological optical measurement apparatus and a bio-optical measurement apparatus capable of quickly acquiring and displaying highly reliable measurement results, thereby providing useful information for diagnosis and research.
  • the aim is to provide a method. Disclosure of the invention
  • a biological light measurement device that achieves the above object includes a light emitting unit that irradiates a subject with light having a predetermined wavelength, a light detection unit that detects the light that is emitted from the light emitting unit and passes through the subject.
  • a signal processing unit that analyzes an optical signal detected by the light detection unit and creates biological information including a blood flow in the subject, wherein the signal processing unit includes: And a means for detecting a noise component mixed in the optical signal and a means for removing an optical signal portion containing the noise component detected from the optical signal.
  • the signal processing unit is provided with means for detecting the presence or absence of a noise component in the detected optical signal, and removing an optical signal portion containing the noise component from the detected optical signal. This automatically automates the process of removing optical signal parts containing noise components, which was conventionally performed visually, and quickly displays accurate measurement results. be able to.
  • the detection of the noise component in the optical signal is performed by obtaining a differential value of the optical signal obtained in time series, and when the differential value is equal to or more than a predetermined threshold, it is determined that there is noise. This can be done by making a judgment. By making a determination based on the differential value in this way, spike noise mixed due to body movement or the like can be effectively detected, and the influence of spike noise can be eliminated. Further, in the biological optical measurement device of the present invention, the signal processing unit extracts optical signals of a plurality of sections having a predetermined time length from the optical signals obtained along the time axis, and extracts each of the extracted optical signals.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an entire configuration of an apparatus for displaying a change in hemoglobin amount as an image, which is an example of a biological optical measurement apparatus to which the present invention is applied;
  • FIG. 2 is a diagram showing a processing flow according to the present invention executed by the signal processing unit of FIG. 1;
  • FIG. 3 is a diagram for explaining an averaging process executed by the signal processing unit of FIG. The figure shows the change in hemoglobin signal along the time axis when the task is executed and when it is not executed (rest) measured by the device in Fig. 1;
  • FIG. 4B is a diagram for explaining the effect of noise in the averaging process, and is a diagram showing the result of directly adding and averaging hemoglobin signals for all sections of a predetermined time length including a task execution section;
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the differentiation process according to the present invention, and is a diagram showing the rate of change of the hemoglobin signal over the entire measurement period;
  • FIG. 6 is a diagram showing the result of averaging the remaining hemoglobin signals after removing the section data including the noise component according to the present invention.
  • a biological light measurement device changes the amount of hemoglobin in the brain (changes in oxyhemoglobin concentration, changes in deoxyhemoglobin concentration, changes in total hemoglobin concentration) when subjects are challenged with tasks such as locomotion and language involving brain activity (hereinafter referred to as tasks). )
  • tasks such as locomotion and language involving brain activity (hereinafter referred to as tasks).
  • tasks Has a function to measure and display as a change for each measurement position.
  • FIG. 1 is a view showing the overall configuration of an apparatus to which the present invention is applied.
  • this apparatus irradiates a predetermined area of a subject 100 with light and simultaneously transmits light transmitted through the area.
  • a light irradiation / detection unit 101 that detects each of multiple detection positions and extracts biological information including position information as an optical signal, and processes the detected optical signal to change hemoglobin, oxygen saturation, cytochrome concentration, etc.
  • a signal processing unit 108 for displaying the information as numerical values or topography.
  • the light irradiation / detection unit 101 further includes a light irradiation unit 102 that generates light of a predetermined wavelength, specifically, near-infrared light, and a light that detects light transmitted through the subject 100 and converts the light into an electric signal.
  • a lock-in amplifier 106 for lock-in detecting an electric signal from the light detection unit 105; a continuously variable amplifier 107 for amplifying the output of the lock-in amplifier 106; and an AZD converter (not shown).
  • the light detection unit 105 it is preferable to use a photodiode, in particular, an avalanche photodiode capable of realizing highly sensitive optical measurement.
  • a photodiode in particular, an avalanche photodiode capable of realizing highly sensitive optical measurement.
  • the figure only one irradiating optical fiber 103a and one detecting optical fiber 103b are shown, but in actuality each comprises a plurality of, for example, 3 ⁇ 3 mode or 4 ⁇ 4 mode, the ends of which are mutually connected.
  • a pair of irradiating and detecting optical fiber pairs are alternately arranged on the lattice points of the probe 104 so as to constitute one channel.
  • the light irradiation unit 102 generates light modulated at a plurality of frequencies in accordance with the number of irradiation optical fibers.
  • the lock-in amplifier 106 selectively detects a modulation signal corresponding to an irradiation position and a wavelength using the plurality of modulation frequencies as a reference frequency.
  • an optical signal can be detected for each measurement position (position between the irradiation optical fiber tip and the detection optical fiber tip).
  • the continuously variable amplifier 107 is provided to equalize the signal level from each channel.
  • the signal after the signal level is adjusted is time-integrated for each channel, held by a sample-and-hold circuit, and sent to an A / D converter.
  • the signal processing unit 108 includes a memory 109 that temporarily stores the digital signal sent from the light irradiation / detection unit 101, a CPU 110 that performs various calculations and analyzes such as changes in hemoglobin concentration using the signal, The storage device 1 11 for storing the operation result in the CPU 1 10
  • the display unit 112 displays the calculation results as, for example, a contour diagram or a colored image of the change in the amount of hemoglobin, and the CPU 110 inputs various information such as conditions necessary for measurement and subject information. And an input device (not shown).
  • the signal processing unit 108 may be integrated with the light irradiation / detection unit 101 of this device, but may be realized on a general-purpose personal computer.
  • the CPU 110 calculates the change in light amount due to the change in the amount of hemoglobin before and after assigning the task, calculates the average of multiple measured values, and detects noise mixed in the light amount change curve. It has a function to remove the measurement value part including the noise component from the change curve. This function will be described later.
  • the operation of the apparatus having such a configuration and the processing performed by the signal processing unit 108 will be described.
  • the subject 100 was subjected to an intermittent task, and was irradiated with light from the light irradiating unit 102 and transmitted through the subject 100.
  • the irradiation light is detected by the light detection unit 105.
  • This transmitted light is partially absorbed by a specific dye in the living body, for example, hemoglobin, and becomes a light amount reflecting the hemoglobin concentration.
  • the hemoglobin amount fluctuates in response to the change in the cerebral blood flow.
  • the fluctuation of the light amount corresponding to the fluctuation of the hemoglobin amount is converted into an electric signal by the light detection unit 105 for each detection position, and is detected by the lock-in amplifier 106 for the lock-in. Is input to the signal processing unit 108. After the signal input to the signal processing unit 108 is stored in the memory 109, the CPU 110 converts the signal into a signal (hemoglobin signal) corresponding to the hemoglobin concentration.
  • the CPU 110 calculates the hemoglobin concentration for each channel based on the amount of light detected by the following equations (1) to (3) (Atsushi MAKI et al "Visualizing human motor activity by using non-invasive optical topography” (See Frontiers Med. Biol. Engng. Vol. 7, No. 4, pp 285-297 (1996)), and generate a hemoglobin signal (step 201), ie, the wavelength at each measurement position; Is approximately given by equation (1) Similarly, the detected light amount R s ( ⁇ ) at the time of task execution is given by equation (2).
  • R 0 ( ⁇ ) is irradiation light amount
  • £ oxy () £ oxy ()
  • ⁇ d eo X y () is the wavelength /!
  • Molecular extinction coefficient of oxidized and reduced hemoglobin at C. xy , C de . x y is oxidation and reduction
  • the globin concentration, d is the effective optical path length in the active area of the cerebral cortex
  • ⁇ ( ⁇ ) is the attenuation due to light absorption by dyes other than hemoglobin
  • s ( ⁇ ) is the attenuation due to light scattering by tissues.
  • the superscript “s” indicates that the value is at the time of task execution.
  • the CPU 110 averages data corresponding to a plurality of task execution sections by using the hemoglobin signal obtained as described above (for example, a hemoglobin signal corresponding to the total amount of hemoglobin), Calculate hemoglobin change (Step
  • Figure 3 shows the averaging process.
  • the CPU 110 obtains data of a predetermined length C including task execution section B, for example, 10 sec., For example, 40 scc., From the hemoglobin signal 301 which is time-series data.
  • the extraction processing of the extracted section data 302 can be performed based on a clock of a measurement system that manages task execution. That is, for a certain period of time A clock is used to execute tasks at intervals, and according to this clock, by setting the time to start and end the time series data, a predetermined time A before and after the task execution section, for example, 15 sec. You can cut out data of a length that includes it.
  • the CPU 110 adds the plurality of extracted section data 302 extracted as described above and divides the result by the number of tasks to obtain section data 303 that is averaged.
  • the section data obtained by averaging greatly changes due to the influence of this noise, and data that is effective for diagnosis is obtained. Can not get. Therefore, prior to the averaging process, the CPU 110 performs a process of detecting a noise component included in the hemoglobin signal and removing data between the extracted sections including the noise component so as not to be used in the averaging (steps 202 to 204). This will be described with reference to FIGS. 4A and 4B.
  • FIG. 4A and 4B This will be described with reference to FIGS. 4A and 4B.
  • FIG. 4A shows a graph obtained by plotting the hemoglobin signal 401 on the time axis.
  • the hemoglobin signal 401 has a large value in the task execution sections indicated by 402 to 406 in the figure.
  • the hemoglobin signal obtained by averaging including the data of the task execution section 406 is the fourth B
  • the steepness includes a changing noise component, and it is not possible to obtain an accurate curve representing hemoglobin change.
  • the CPU 11 obtains a differential value for each hemoglobin signal, and calculates the differential value of the hemoglobin signal when the differential value exceeds a predetermined threshold value.
  • the task execution section including the signal is specified (steps 202 and 203).
  • the difference ⁇ ⁇ ⁇ between the target hemoglobin signal value and the average value of the previous hemoglobin signal is equal to or greater than a threshold value (step 203).
  • a threshold value an appropriate value exceeding a normal change in the amount of hemoglobin can be selected, for example, 0.5.
  • the threshold value may be preset as a fixed value in the processing program of the CPU 110, or may be arbitrarily set by the user each time. If the difference ⁇ (absolute value) is larger than the threshold as a result of the above determination, it is determined that noise is superimposed on the hemoglobin signal, and the extraction interval data including the hemoglobin signal is deleted ( Step 204). As a result, the extracted interval data including the noise component is removed from the target of the subsequent averaging process (step 205).
  • the data of a plurality of extracted sections that have not been deleted are averaged to obtain data representing the change in hemoglobin during task execution.
  • the result of the averaging obtained after the above processes 202 to 205 is shown in FIG. As is clear from the comparison with 407 in FIG. 4, it is possible to obtain a hemoglobin change curve 503 that accurately reflects the hemoglobin increase due to the task execution.
  • Such a hemoglobin change curve is obtained for each measurement position.
  • the display unit 112 displays this as a graph for each measurement position, and also as a topography showing a two-dimensional image of hemoglobin change.
  • the change in the amount of hemoglobin which is an example of the biological optical measurement device of the present invention, is used as an image.
  • the present invention is not limited to this embodiment, and various modifications are possible.
  • a case has been described in which the measurement signal is extracted as data for each section of a predetermined time length, and these are averaged, but a case where a portion including a noise component is removed from a single measurement signal is described.
  • the present invention can be applied to any of them.
  • a change in hemoglobin equal to or greater than the threshold is detected, and the extracted section data including the hemoglobin signal is removed from the averaging process.
  • the method of removing noise from the averaging is as described above. It is not limited to.
  • step 202 if it is determined in step 202 that the differential value (difference from the average value) T of the hemoglobin signal value is larger than the threshold value, the hemoglobin signal value is removed, and both the nearest two sides where the difference T is equal to or smaller than the threshold value are removed. Interpolation may be performed using the hemoglobin signal value, and the extracted section data may be added to the averaging process. This method is advantageous when the number of extracted section data is small, in order to prevent deterioration of S / N.
  • the hemoglobin signal value may be any of oxyhemoglobin, reduced hemoglobin, and total hemoglobin amount. Further, the present invention can be similarly applied to a substance other than hemoglobin, such as cytochrome a, a3, or myoglobin, as long as the substance can be measured by biological light measurement.
  • a noise component superimposed on a signal to be measured is automatically detected by calculation without visual observation, and section data including the noise component is removed from the measurement data.
  • section data including the noise component is removed from the measurement data.
  • accurate measurement results can be obtained.
  • the use of the differential value of the signal value to detect the noise component in the signal to be measured effectively eliminates spike-like noise that has a large effect during the signal value averaging process. Can be removed.

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Description

生体光計測装置 技術分野
この発明は、 生体光計測装置に関し、 特にその信号処理に関する。 明
背景技術
田
生体光計測装置は、 所定の波長の光を生体に照射し、 生体を透過した光の光量 の変化を計測することにより、 生体内部の血液循環、 血行動態、 ヘモグロビン変 化等の情報を得るものであり、 特に、 複数の光照射部と複数の受光部とを配置し て、 比較的広い範囲の血流情報をトポグラフィとして得るようにした生体光計測 装置は、 例えば、 てんかん発作の局所焦点同定など脳の機能の研究や臨床への応 用が期待されている。
その臨床応用の一例として、 例えば、 近赤外線脳血流マッピング法と呼ばれる 方法による、 運動 ·言語課題推考時の脳内ヘモグロビン変化の計測結果が、 "渡 辺英寿、 「近赤外線脳血流マッピング法」 （CLINICAL NUEROSCIENCE Vol . 17, No . 11, 1999-1 1, P1280-1281 中外医学社） " に報告されている。 この方法では 、 脳内ヘモグロビン変化を捉えるために、 各課題について複数回試行し、 それぞ れの計測値の加算平均を算出している。 この加算平均算出は、 運動. '言語課題な どの生理的刺激で得られる脳内へ ΐグロビン変化が高々 5 %程度しかないため、 S ZN比を向上するため行われる。
このように生体光計測で計測されるヘモグロビンによる光信号の変化量は数％ のオーダーであるのに対し、 体動等によって生じる光信号の変化量は 50%以上に 達し、 スパイク的なノイズとして計測すべき光信号に重畳されて計測される。 こ のようなスパイク状のノィズは、 加算平均の算出を必要としない単独の計測デー 夕においては、 急峻なピークとなって現れるため、 目視によって見分けることが 可能であるが、 前述のように加算平均によってヘモグロビン量の変化を求める場 合には、 ノイズによるピーク値が平均化されて計測データに重畳されるため、 実 計測データと見分けにく く、 正確な診断の妨げとなっていた。
従来、 一般に生体光計測においてノイズが混入した計測データを処理するため には、 計測データから目視によってノイズを認識し、 加算平均ヘモグロビン量変 化結果からノイズ相当部分を除去する以外に方法がなかったが、 このような作業 は、 データ表示のリアルタイム性を著しく阻害していた。
そこで本発明は、 急峻なピークとなって現われるノィズ成分の特性を利用して 、 ノイズ成分の混入した計測データを検出し、 求めようとする計測結果からノィ ズ成分を含む光信号部分を目視によることなく演算で自動的に除去することが可 能な生体光計測装置および方法を提供することを目的とする。
また本発明は、 信頼性の高い計測結果を速やかに取得し、 また表示することが 可能であり、 これによつて診断や研究に有用な情報を提供することができる生体 光計測装置およぴ方法を提供することを目的とする。 発明の開示
上記目的を達成する本発明の生体光計測装置は、 被検体に所定の波長の光を照 射する発光部と、 発光部から前記照射され前記被検体を透過する光を検出する光 検出部と、 前記光検出部で検出した光信号を解析し、 前記被検体における血流を 含む生体情報を作成する信号処理部とを備えた生体光計測装置において、 前記信号処理部は、 検出した光信号に混入するノイズ成分を検出する手段および 光信号から検出したノィズ成分含む光信号部分を除去する手段を備えたことを特 徴とする。
従って、 本発明の生体光計測装置によれば、 信号処理部に検出した光信号中の ノィズ成分の有無を検出するとともに検出した光信号からノィズ成分を含む光信 号部分を除去する手段を備えたことにより、 従来目視によって行われたノイズ成 分を含む光信号部分の除去作業を自動化し、 速やかに正確な計測結果を表示する ことができる。
さらに、 本発明の生体光計測装置において、 光信号中のノイズ成分の検出は、 時系列的に得られる光信号についてその微分値を求め、 微分値が所定の閾値以上 であるときにノイズ有りと判断することにより行うことができる。 このように微 分値で判定することにより、 体動等によって混入するスパイク状ノイズを効果的 に検出することができ、 スパイク状ノィズによる影響を排除することができる。 また本発明の生体光計測装置において、 信号処理部は、 時間軸に沿って得られ る光信号から、 所定の時間長さの複数の区間の光信号を抽出し、 抽出したそれぞ れの光信号から区間データを作成する手段と、 抽出， 作成した区間データのうち ノイズ成分を含む区間データを検出 ·除去する手段と、 前記複数の区間データの うち除去されなかった区間データを用いて加算平均処理し、 所定の時間長さの平 均区間データを作成する手段とを含む。
ノイズ成分が埋没しやすい加算平均処理による計測データについて、 予めノィ ズ成分を検出し、 そのノイズ成分を含む区間データを加算平均処理の対象から除 去することにより、 加算平均処理の信頼性を向上し、 正確な計測データを得るこ とができる。 図面の簡単な説明
第 1図は本発明が適用される生体光計測装置の一例であるへモグロビン量変化 を画像として表示する装置の全体構成を示すブロック図 ；
第 2図は第 1図の信号処理部で実行される本発明による処理フローを示す図； 第 3図は第 1図の信号処理部で実行される加算平均処理を説明する図 ： 第 4 A図は図 1の装置で計測されるタスク実行時と非実行 （レスト） 時の時間 軸に沿ったヘモグロビン信号の変化を示す図 ；
第 4 B図は加算平均処理におけるノイズの影響を説明する図であって、 タスク 実行区間を含む所定の時間長さ全区間についてのヘモグロビン信号をそのまま加 算平均した結果を示す図 ； 第 5図は本発明による微分処理を説明する図であって、 全計測期間についての ヘモグロビン信号の変動率を示す図 ； および
第 6図は本発明によるノイズ成分ほ含む区間データを除去した後、 残りのへモ グロビン信号を加算平均した結果を示す図。 発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明の生体光計測装置を、 所定の領域におけるヘモグロビン量変化を 画像として表示する装置に適用した実施形態に基づき説明する。 この装置は、 被 検体に脳活動を伴う運動，言語などの課題 （以下、 タスクという） を課した場合 の、 脳内ヘモグロビン量変化 （酸化ヘモグロビン濃度変化、 還元ヘモグロビン濃 度変化、 総ヘモグロビン濃度変化） を計測し、 計測位置毎の変化として表示する 機能を有している。
第 1図は、 本発明が適用される装置の全体構成を示す図で、 この装置は、 図示 するように、 被検体 100の所定の領域に光を照射するとともに当該領域を透過し た光を複数の検出位置毎に検出し、 位置情報を含む生体情報を光信号として取り 出す光照射 ·検出部 101と、 検出した光信号を処理して、 ヘモグロビン、 酸素飽 和度、 チトクローム濃度等の変化の情報を数値やトポグラフィとして表示するた めの信号処理部 108とを備えている。
光照射 ·検出部 101は、 さらに、 所定波長の光、 具体的には近赤外光を発生す る光照射部 102と、 被検体 100を透過した光を検出し、 電気信号に変換する光検出 部 105と、 光照射部 102及び光検出部 105に連結された光ファイバ 103 aと、 光ファ イノ 103 bの先端を所定の配列で支持し、 被検体 100に接触させるためのプローブ 104と、 光検出部 105からの電気信号をロックイン検出する口クインアンプ 106と 、 ロックインアンプ 106の出力を増幅する連続可変アンプ 107と、 図示していない AZ D変換器とを備えている。 光検出部 105としては、 フォ トダイオード、 特に 高感度な光計測が実現できるアバランシヱフォ トダイォ一ドを用いることが好ま しい。 図では照射光ファイバ 103 a及び検出光ファイバ 103 bは、 1本のみを示してい るが、 実際にはそれぞれ複数本、 例えば、 3 X 3モードあるいは 4 X 4モードか らなり、 その先端が互いに交互にプローブ 104の格子点にそれぞれ一対の照射、 検出光ファィバの組が 1つのチャンネルを構成するように配置されている。 この 照射光ファイバの数に対応して、 光照射部 102は、 複数の周波数で変調された光 を発生する。 またロックインアンプ 106は、 これら複数の変調周波数を参照周波 数として、 照射位置および波長に対応した変調信号を選択的に検出する。 これに よって各計測位置 （照射光ファイバ先端と検出光ファイバ先端との間の位置） 毎 の光信号を検出することができる。
連続可変アンプ 107は、 各チャンネルからの信号レベルをそろえるために設け られる。 また、 図示していないが、 信号レベルをそろえた後の信号は、 各チャン ネルごとに時間積分した後、 サンプルホールド回路で保持した後、 A/ D変換器 に送出される。
信号処理部 108は、 光照射 ·検出部 101から送られるデジタル信号を一時的に記 憶するメモリ 109と、 この信号を用いてヘモグロビン濃度変化等の種々の演算、 解析を行う C P U 1 10と、 C P U 1 10における演算結果を格納する記憶装置 1 11と
、 演算結果を、 例えば、 ヘモグロビン量変化を等高線状の線図や着色された画像 として表示する表示部 1 12と、 C P U 1 10に計測に必要な条件や被検体情報などの 種々の情報をィンプッ トするための図示していない入力装置とを備えている。 信号処理部 108は、 この装置の光照射 ·検出部 101と一体のものであってもよい が、 汎用のパーソナルコンピュータ上で実現することも可能である。
ここで C P U 1 10は、 タスクを課す前と後におけるへモグロビン量変化による 光量の変化の演算、 複数回の計測値の加算平均計算の他に、 光量の変化曲線に混 入したノィズを検出し、 ノィズ成分を含む計測値部分を変化曲線から除去する機 能を備えている。 この機能については後述する。
次にこのような構成における装置の動作及び信号処理部 108が行う処理につい て説明する。 被検体 100の頭部 （例えば、 前頭部） にプローブ 104を装着した状態で、 被検体 100に間歇的なタスクを課すとともに、 光照射部 102より光を照射し、 被検体 100 を透過したその照射光を光検出部 105で検出する。 この透過光は、 生体中の特定 色素、 例えばヘモグロビンによって一部吸収され、 ヘモグロビン濃度を反映した 光量となる。 そしてタスクを課した状態と、 タスクを課していない状態とでは、 脳內血流に変化を生じることに対応してへモグロビン量が変動する。
このようなへモグロビン量の変動に対応する光量の変動は、 各検出位置毎に、 光検出部 105において電気信号に変換され、 ロックィンアンプ 106でロックィン検 出されることにより、 各計測位置の信号として信号処理部 108に入力される。 信 号処理部 108に入力された信号はメモリ 109に格納された後、 C PU110において ヘモグロビン濃度に対応する信号 （ヘモグロビン信号） に変換される。
次に C P U110が行う処理を第 2図を参照して説明する。
まず C PU110は、 各チャンネル毎に、 検出光量をもとにヘモグロビン濃度を 次式 （1 ) 〜 (3) の演算により求め （Atsushi MAKI et al "Visualizing human motor activity by using non-invasive optical topography" (Frontiers Med. Biol. Engng. Vol.7， No.4 pp285- 297 (1996) 参照）、 ヘモグロビン信号 を生成する （ステップ 201) 。 即ち、 各計測位置における波長; iの検出光量 R ( λ ) は近似的に式 （1 ) で示される。 同様にタスク実行時の検出光量 Rs (λ ) は、 式 （2) で示される。
R (λ )
-ln- "= ε oxy( ^ ) Coxyd+ deoxy ） Cdeoxyd+ 0； ( ） + S ） …（1) R。U)
RS )
— In = £ oxy(ス ) Cs oxyd+ ε deoxy( λ ) Cs deoxyd+ {A ) + s{ ) …（2)
式中、 R0 (λ ) は照射光量、 £oxy ( ） 、 ε deoXy ( ） は波長/！における 酸化及び還元ヘモグロビンの分子吸光係数、 C。xy、 Cde。xyは酸化及び還元へモ グロビン濃度、 dは大脳皮質の活動領域での実効的な光路長、 α ( λ ) はへモグ ロビン以外の色素による光吸収による減衰、 s ( λ ) は組織による光散乱による 減衰を示す。 上付き文字 「s」 はタスク実行時の値であることを示している。
ここで、 タスク実行時と非実行時において ( λ ) s ( λ ) は変化しないと 考えられるので、 式 （2) から式 （1) を差し引くことにより、 式 （3) により 、 ヘモグロビン量の変化を得ることができる。
一 In = £ oxy( Λ )△ oxy+ deoxy ( )厶 deoxy .·· (3)
R ( ） ここに、
△Coxy ― oxy— oxy a
△。deoxy― (し deoxy― deoxy)d
し total = oxy + deoxy 尚、 A C。xy Δ Cde0xy> Δ Ct。taiを独立に求める場合には、 最低 2つの波長 について、 式 （3) 左辺を求め、 この 2波長についての連立方程式を解くことに より、 それぞれの濃度変化を求めることができる。
次に C PU110は、 上述のように求めたヘモグロビン信号 （例えば、 総へモグ ロビン量に対応するヘモグロビン信号） を用いて、 複数のタスク実行区間に相当 するデータを加算平均し、 タスク実行時のヘモグロビン変化を求める （ステップ
205) 。 加算平均取得の様子を第 3図に示す。
図示するように C PU110は、 時系列データであるへモグロビン信号 301から、 タスク実行区間 B、 例えば、 lOsec. を含む所定の長さ C、 例えば、 40scc. のデ
—タを切り出し、 タスク回数分、 例えば、 5回のデータ 302 (以下、 抽出区間デ一 夕という） を得る。 抽出区間データ 302の切り出し処理は、 タスク実行を管理す る計測系のクロックに基づいて行うことができる。 すなわち、 被検体に一定の間 隔でタスクを実行させるためにクロックが用いられるが、 このクロックに従い、 時系列データを取り始める時刻と取り終わる時刻を設定することにより、 タスク 実行区間の前後の所定時間 A、 例えば、 15sec. を含む長さのデータを切り出す ことができる。
C P U 110は、 このように抽出した複数の抽出区間データ 302を加算し、 タスク 回数で除することにより、 加算平均した区間データ 303を得る。 しかし、 ここで 、 いずれかの抽出区間データに体動等に起因するスパイク状のノィズが混入して いると、 このノイズの影響で加算平均した区間データが大きく変化し、 診断に有 効なデータを得ることができない。 そこで加算平均処理に先立って、 C P U 110 は、 ヘモグロビン信号に含まれるノイズ成分を検出し、 ノイズ成分を含む抽出区 間のデータを加算平均で用いないように除去する処理を行う（ステップ 202〜204) これを第 4 A、 4 B図を参照して説明する。 第 4 A図は、 ヘモグロビン信号 40 1を時間軸についてプロッ トしたグラフを示すものである。 図示するように、 へ モグロビン信号 401は、 図中 402〜406で示すタスク実行区間には大きな値になる 。 しかし、 タスク実行区間 406では、 体動等に起因するスパイク状のノイズが重 畳されているため、 このようなタスク実行区間 406のデータを含めて加算平均し たへモグロビン信号は、 第 4 B図中 407で示すように急峻は変化するノィズ成分 を含むことになり、 正確なへモグロビン変化を表す曲線を得ることができない。 このようなノィズを含むタスク実行区間のデータを加算平均に用いないように するために、 C P U 11りは、 各ヘモグロビン信号について微分値を求め、 微分値 が予め定めた閾値を越えているへモグロビン信号を含むタスク実行区間を特定す る （ステップ 202, 203) 。
ヘモグロビン信号を用いて、 微分値を求めるステップ 202では、 対象とするへ モグロビン信号 V n以前に計測した複数のへモグロビン信号 V n -1の平均値とへ モグロビン信号 V nとの差 Tを求める。 即ち、 次式 （4 ) を計算する。 T= V (4) 第 5図に示すように、 タスク実行時、 非実行時を含めてヘモグロビン量の変化 501は、 数％以内であるが、 体動等によって生ずるノイズ 502はスパイク状であつ て通常のへモグロビン量変化の範囲をはるかに超えている。
そこで対象とするへモグロビン信号値と、 それ以前のへモグロビン信号の平均 値との差 Τが閾値以上か否かを判断する （ステップ 203) 。 閾値は、 へモグロビ ン量の通常の変化を超える適当な値を選択することができ、 例えば、 0. 5とする ことができる。 閾値は、 C P U 1 10における処理プログラムに固定値として予め 設定しても良いし、 ユーザーが任意にその都度設定できるようにしてもよい。 上 記判断の結果、 差 Τ (絶対値） が閾値よりも大きい場合には、 そのヘモグロビン 信号にはノイズが重畳されていると判断し、 そのへモグロビン信号を含む抽出区 間データを削除する （ステップ 204) 。 これによつて、 ノイズ成分を含む抽出区 間データをその後の加算平均処理 （ステップ 205) の対象から除去する。
その後、 前述したように、 削除されなかった複数の抽出区間データを加算平均 し、 タスク実行時のヘモグロビン変化を表すデータを得る。 上記処理 202~205後 に得られた加算平均結果を第 6図 503に示す。 第 4 Β図の 407との比較からも明ら かなように、 タスク実行によるヘモグロビン増加を正確に反映したへモグロビン 変化曲線 503を得ることができる。
このようなヘモグロビン変化曲線は、 計測位置毎に得られる。 表示部 112は、 これを計測位置毎にグラフとして表示するとともに、 ヘモグロビン変化の二次元 画像を示すトポグラフィとして表示する。 これによりタスク等の刺激による脳の 変化部位を特定したり、 タスクの種類による変化の違いなど、 診断上に重要な情 報を正確に知ることができる。 この場合、 目視によるノイズ除去を行う必要がな いので、 リアルタイムで計測データを表示することが可能である。
以上、 本発明の生体光計測装置の一例であるヘモグロビン量変化を画像として 表示する装置に関する一実施形態を説明したが、 本発明はこの実施形態に限定さ れず種々の変更が可能である。 例えば、 上記実施形態では、 計測信号を所定の時 間長さの区間毎のデータとして抽出し、 これらを加算平均する場合を説明したが 、 単独の計測信号についてノイズ成分を含む部分を除去する場合にも本発明を適 用することができる。
また上記実施形態では閾値以上のへモグロビン変化を検出して、 このへモグロ ビン信号を含む抽出区間データを加算平均処理から除去するようにしたが、 ノィ ズを加算平均から除去する方法はこの方法に限定されない。
例えば、 ステップ 202においてヘモグロビン信号値の微分値 （平均値との差） Tが閾値より大きいと判断された場合に、 このヘモグロビン信号値を除去すると ともに、 差 Tが閾値以下である直近の両側のへモグロビン信号値を用いて補間し 、 この抽出区間データも加算平均処理に加えてもよい。 抽出区間データ数が少な い場合には、 S /Nの劣化を防ぐために、 この方法が有利である。
またヘモグロビン信号値は、 酸化ヘモグロビン、 還元ヘモグロビン、 総へモグ ロビン量のいずれでもよい。 さらに、 生体光計測によって計測可能な物質であれ ば、 ヘモグロビン以外の物質、 例えばチトクローム a、 a3やミオグロビン等の変 動計測についても本発明は同様に適用することができる。
本発明によれば、 計測すべき信号に重畳されるノィズ成分を目視によらず演算 によつて自動的に検出し、 そのノィズ成分を含む区間データを計測デー夕から除 去するようにしたので、 正確な計測結果を得ることができる。 特に、 計測すべき 信号中のノイズ成分を検出するために、 信号値の微分値を用いたことにより、 ス パイク状のノイズであって信号値の加算平均処理時に大きな影響を与えるノイズ を効果的に除去することができる。

Claims

求 の 範 囲
1 . 被検体に所定の波長の光を照射する発光部と、 前記発光部から照射され前記 被検体を透過する光を検出する光検出部と、 前記光検出部で検出した光信号を解 祈し、 前記被検体における血流を含む生体情報を作成する信号処理部とを備えた 生体光計測装置において、
前記信号処理部は、 検出した光信号に混入するノィズ成分を検出する手段およ び光信号からノイズ成分を含む光信号部分を除去する手段を備えたことを特徴と する生体光計測装置。
2 . 前記ノィズ成分を検出する手段は、 時系列的に得られる光信号についてその 微分値を求め、 微分値が所定の閾価以上であるときに光信号の該当部分にノイズ 成分が混入していると判断することを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の生体 光計測装置。
3 . 前記ノィズ成分がスパイク状ノィズである請求の範囲第 1または 2項に記載 の生体光計測装置。
4 . 前記信号処理部は、 時間軸に沿って得られる光信号から、 所定の時間長さの 複数の区間の光信号を抽出し、 抽出したそれぞれの区間の光信号から区間データ を作成する手段と、 抽出， 作成した区間データのうちノイズ成分を含む区間デー タを検出 ·除去する手段と、 前記複数の区間データのうち除去されなかった区間 データを用いて加算平均処理し、 所定の時間長さの平均区間データを作成する手 段とを含むことを特徴とする請求の範囲第 1ないし 3項のいずれか 1項に記載の 生体光計測装置。
5 . 前記所定の波長の光は近赤外線であることを特徴とする請求の範囲第 1ない し 4項のいづれか 1項に記載の生体光計測装置。
6 . 前記所定の時間長さの区間は被検体によるタスク実行区間を含んでいること を特徴とする請求の範囲第 4項に記載の生体光計測装置。
7 . 被検体の第 1の位置から被検体に所定の波長の光を照射し、 被検体の第 2の 位置でその透過光を生体情報を含む透過光信号データとして所定の期間について 複数回計測する第 1ステップ；
計測された複数回の所定の期間についての透過光信号データを加算し、 透過光 信号データの平均値を求める第 2のステップ； を有する生体光計測方法において さらに、 それぞれの所定の期間についての透過光信号データについてそれ以前 の所定の期間についての透過光信号データの平均値との差を求める第 3ステップ ； および
前記の差が所定のしきい値を越えた場合には当該所定の期間についての透過光 信号データは以後の透過光信号データの平均値演算の対象から除外する第 4のス テツプ； を有することを特徴とする生体光計測方法。
8 . 前記所定の波長の光は近赤外線であることを特徴とする請求の範囲第 7項に 記載の生体光計測方法。
9 . 前記の所定の期間は被検体によるタスク実行区間を含んでいることを特徴と する請求の範囲第 7項に記載の生体光計測方法。
1 0. 前記生体情報を含む透過光信号データは酸化ヘモグロビン、 還元へモグロ ビンあるいは総へモグロビンに関するへモグロビン濃度信号データであることを 特徴とする請求の範囲第 7項に記載の生体光計測方法。
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