WO2010106826A1 - 光生体計測装置及び解析方法 - Google Patents

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    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array

Definitions

  • the present invention relates to an optical biological measurement apparatus and an analysis method for acquiring an observation signal indicating a temporal change related to a measurement site using light.
  • the present invention is used as an optical brain functional imaging device that measures the activity state of a measurement site in the brain non-invasively using near-infrared light, and an oxygen monitor that monitors the oxygen consumption of the measurement site in a living body. .
  • the hemoglobin concentration is obtained from the amount of light obtained by transmitting through the living body by irradiating the living body with light having a wavelength from visible light to the near infrared region. Furthermore, hemoglobin binds to oxygen to become oxyhemoglobin, while away from oxygen to deoxyhemoglobin. It is also known that in the brain, oxygen is supplied to a site activated by blood flow redistribution, and the concentration of oxyhemoglobin combined with oxygen increases.
  • the oxyhemoglobin concentration is determined using near infrared light of two different wavelengths (for example, 780 nm and 850 nm). Each deoxyhemoglobin concentration can be determined.
  • an optical measurement device including a holder (a light transmitting / receiving unit) having a plurality of light transmitting probes and a plurality of light receiving probes has been developed (see, for example, Patent Document 1).
  • a holder a light transmitting / receiving unit
  • near infrared light is irradiated to the brain by a light transmission probe arranged on the scalp surface of the subject, and near infrared light emitted from the brain is emitted by a light receiving probe arranged on the scalp surface. Detect the amount of light.
  • the holder is provided with a plurality of through-holes, and the distance (channel) between the light-transmitting probe and the light-receiving probe becomes constant by inserting the light-transmitting probe and the light-receiving probe into those through-holes.
  • the light quantity (light detection signal) can be obtained from a plurality of brain parts at a specific depth from the scalp surface.
  • FIG. 2 is a plan view showing the positional relationship between the 16 light transmitting probes and the 16 light receiving probes in the holder.
  • the light transmitting probes 12 and the light receiving probes 13 are arranged in a square lattice pattern so as to alternate in the row direction and the column direction. Since the holder 11 is designed in consideration of the distance from the scalp to the brain, if the subject is an adult, the holder 11 has a distance (channel) of 30 mm between the light transmitting probe 12 and the light receiving probe 13. It is used. When the channel is 30 mm, it is considered that a light detection signal can be obtained from a position having a depth of 15 mm to 20 mm from the midpoint of the channel.
  • a position 15 to 20 mm deep from the scalp surface substantially corresponds to the brain surface region, and 52 light detection signals indicating temporal changes with respect to 52 brain surface regions (# 1 to # 52) are obtained.
  • the light irradiated from the light transmission probe 12 is detected also by the light receiving probes 13 other than the adjacent light receiving probes 13, here, in order to simplify the description, the light is detected only by the adjacent light receiving probes 13. I will do it.
  • FIG. 3 is a diagram showing a monitor screen on which 52 (# 1 to # 52) oxyhemoglobin concentrations X n (t) are displayed by the optical biometric apparatus.
  • the vertical axis in one observation signal X n (t) indicates the oxyhemoglobin concentration, and the horizontal axis indicates time t.
  • the 52 observation signals X n (t) displayed as shown in FIG. 3 are based on changes in skin blood flow, heart rate variability, pulsation / respiration, etc., in addition to signals based on blood flow accompanying brain activation.
  • the signal is also superimposed. Therefore, an observer such as a doctor can easily examine whether or not a medical condition such as cerebral ischemia has occurred, and a signal based on a blood flow associated with brain activation in the observation signal X n (t).
  • the visual evaluation is performed to distinguish the other signals. For example, only a signal synchronized with a task is treated as a brain activation signal, or a signal that is unlikely to be a physiological change in the brain is treated as an artifact.
  • the observation signal X n (t) is statistically analyzed with a linear linear model (GLM) and compared with a reference observation signal.
  • LLM linear linear model
  • P value the statistical significance evaluation amount
  • the brain activity of the subject when exercise such as walking is given as a task, the heart rate changes, and the signal based on the change in skin blood flow is also taken into the task. Therefore, if only a signal synchronized with a task is treated as a brain activation signal, it may not be possible to accurately diagnose whether or not a medical condition such as cerebral ischemia has occurred.
  • the similarity and the evaluation amount for observation signal X n (t) is (P value) is known, the observed signal X n (t) is the signal based on the blood flow caused by the brain activation
  • signals based on changes in skin blood flow since signals based on changes in skin blood flow, heart rate variability, pulsation, respiration, etc.
  • an object of the present invention is to provide an optical biological measurement apparatus and an analysis method that can remove a signal corresponding to an unnecessary component from an observation signal.
  • An optical biometric device of the present invention made to solve the above-described problems has a plurality of light-transmitting probes arranged on the skin surface of a subject and a plurality of light-receiving probes arranged on the skin surface.
  • a time-dependent change with respect to the measurement site in the subject by controlling the light transmitting / receiving unit and the light transmitting probe to irradiate light on the skin surface and to detect the light emitted from the skin surface by the light receiving probe.
  • An optical biological measurement apparatus comprising: a transmission / reception unit control unit that acquires an observation signal indicating a signal; and a calculation unit that creates an unnecessary component removal observation signal by removing a signal corresponding to an unnecessary component from the observation signal
  • the calculation unit includes a mixing matrix generation unit that separates a plurality of observation signals into a product of a mixing matrix and a plurality of independent component signals by independent component analysis, and a plurality of functions that are functions of time and intensity.
  • the “observation signal” may be a light detection signal detected by a light receiving probe, or an oxyhemoglobin concentration, deoxyhemoglobin concentration, or total hemoglobin concentration calculated from the light detection signal.
  • the “signal corresponding to the unnecessary component” means a signal other than a signal based on blood flow accompanying brain activation, for example, a signal based on skin blood flow, a signal based on heartbeat variability, A signal based on respiration.
  • the “predetermined frequency band” refers to an arbitrary frequency band that is set in advance.
  • the “predetermined frequency band” is a frequency band (0.03 to 0.15 Hz) indicating skin blood flow.
  • a frequency band (0.8 to 2.0 Hz) indicating pulsation / respiration, and the like are set.
  • the light transmission / reception unit control unit controls the light transmission probe to irradiate light on the skin surface and controls the light reception probe to detect light emitted from the skin surface.
  • N observation signals X n (t) relating to N measurement sites are acquired. Note that the observation signal X n (t) is superimposed with a signal based on changes in skin blood flow, heart rate variability, pulsation, respiration, and the like in addition to a signal based on blood flow accompanying brain activation.
  • the calculation unit removes a signal corresponding to an unnecessary component from the observation signal X n (t).
  • the mixing matrix creation unit converts N observation signals X n (t) into N ⁇ N mixing matrices and N independent components by independent component analysis (ICA). Separated into products with signal S n (t).
  • ICA independent component analysis
  • the column vector in the mixing matrix represents the weight of the specific independent component signal S n (t) at the measurement site. That is, the observed signal X n (t) is obtained by linearly combining N independent component signals S n (t) from independent signal generation sources using each element of the mixing matrix as a weighting factor. Become.
  • any of N independent component signals S n (t) is: It is considered that the signal is based on the skin blood flow from the signal generation source. In general signal based on skin blood flow, it has been found to be present on a given frequency band lambda 1. Therefore, in order to find the independent component signal S n (t) corresponding to the unnecessary component from among the N independent component signals S n (t), the power spectrum calculation unit performs the N independent component signals S n.
  • N transformed independent component signals S n ( ⁇ ) are created by performing a Fourier transform on (t).
  • the unnecessary component signal determining unit compares the N power spectra S n ( ⁇ 1 ) with the threshold T, thereby eliminating the unnecessary component signal S n (t) from the N independent component signals S n (t). Find the independent component signal S n (t) corresponding to the component. For example, when the power spectrum S 1 ( ⁇ 1 ) is greater than or equal to the threshold T, the independent component signal S 1 (t) is determined to be a signal corresponding to an unnecessary component, while the power spectrum S 1 ( ⁇ 1).
  • the independent component signal S 1 (t) is a signal based on blood flow accompanying brain activation. Note that the number determined to be a signal corresponding to an unnecessary component is not limited to one and may be plural.
  • a signal corresponding to an unnecessary component can be removed from the observation signal X n (t).
  • the calculation unit corresponds to an unnecessary component in the mixing matrix based on an independent component signal corresponding to an unnecessary component found by the unnecessary component signal determination unit.
  • An unnecessary component removal mixing matrix creating unit that creates an unnecessary component removal mixing matrix in which 0 is substituted into a column vector to be performed, an unnecessary component removal mixing matrix, and a plurality of independent component signals are integrated, thereby obtaining a plurality of unnecessary component removal mixing matrices. You may make it provide the unnecessary component removal observation signal preparation part which produces a necessary component removal observation signal.
  • the unnecessary component removal mixing matrix creation unit is based on the independent component signal S n (t) corresponding to the unnecessary component found by the unnecessary component signal determination unit.
  • an N ⁇ N unnecessary component removal mixing matrix is created by substituting 0 into the column vector corresponding to the unnecessary component in the N ⁇ N mixing matrix.
  • the unnecessary component removal observation signal creation unit accumulates the N ⁇ N unnecessary component removal mixing matrix and the N independent component signals S n (t) as shown in the following equation (2).
  • N unnecessary component removal observation signals X n ′ (t) are created.
  • an observation signal X n (t) unnecessary component removal observation signal to remove a signal corresponding to the unwanted components from the X n '(t) Can do.
  • the predetermined frequency band is at least selected from the group consisting of a frequency band indicating skin blood flow, a frequency band indicating heart rate variability, and a frequency band indicating pulsation / respiration.
  • a single frequency band may be used.
  • the analysis method of the present invention includes a plurality of light transmitting / receiving probes disposed on the skin surface of the subject, a plurality of light receiving probes disposed on the skin surface, and the light transmitting probe. Irradiates light on the skin surface and controls the light receiving probe to detect light emitted from the skin surface, thereby acquiring an observation signal indicating a change with time of the measurement site in the subject.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structure of the optical biological measurement apparatus which is one Embodiment of this invention. It is a top view which shows the positional relationship of 16 light transmission probes in a holder, and 16 light reception probes. It is a figure which shows the monitor screen displayed by the photobiological measuring device which concerns on this invention. It is a figure which shows the monitor screen displayed by the photobiological measuring device which concerns on this invention. It is a figure which shows the monitor screen displayed by the photobiological measuring device which concerns on this invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an optical biological measurement apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a plan view showing the positional relationship between the 16 light transmitting probes and the 16 light receiving probes in the holder (transmission / reception unit).
  • 3 to 5 are diagrams showing monitor screens displayed by the optical biological measurement apparatus according to the present invention.
  • FIG. 3 is a monitor screen on which 52 observation signals X n (t) are displayed by the optical biological measurement device
  • FIG. 4 is a diagram showing 52 independent component signals S n (t) converted by the optical biological measurement device.
  • FIG. 5 is a monitored by optical biometric device 52 amino unwanted component removal observation signals X n '(t) is the display screen .
  • the optical biological measurement apparatus 1 includes a holder 11, a light emitting unit 2, a light detection unit 3, and a control unit (computer) 20 that controls the entire optical biological measurement apparatus 1.
  • the holder 11 has 16 light transmitting probes 12 and 16 light receiving probes 13, and the light transmitting probes 12 and the light receiving probes 13 are alternately arranged in the vertical direction and the horizontal direction. It is arranged like this. Note that the distance between the light transmitting probe 12 and the light receiving probe 13 is 30 mm.
  • the 16 light transmitting probes 12 emit light, while the 16 light receiving probes 13 detect light quantity (light detection signals).
  • the light emitting unit 2 transmits light to one light transmitting probe 12 selected from among the 16 light transmitting probes 12 by a drive signal input from the computer 20.
  • Near-infrared light (for example, 780 nm and 850 nm) is used as the light.
  • the light detection unit 3 outputs 16 light detection signals to the computer 20 by individually detecting near-infrared light (for example, 780 nm and 850 nm) received by the 16 light receiving probes 13.
  • the computer 20 includes a CPU 21, and further includes a memory 25, a display device 23 having a monitor screen 23 a and the like, and a keyboard 22 a and a mouse 22 b that are input devices 22. Further, the functions processed by the CPU 21 will be described as a block.
  • the transmitter / receiver control unit 4 that acquires the observation signal X n (t) by controlling the light emitting unit 2 and the light detection unit 3, and unnecessary component removal observation And an arithmetic unit 5 that generates a signal X n ′ (t).
  • the calculation unit 5 includes a mixing matrix creation unit 51, a power spectrum calculation unit 52, an unnecessary component signal determination unit 53, an unnecessary component removal mixed matrix creation unit 54, and an unnecessary component removal observation signal creation unit 55.
  • the memory 25 includes a light detection signal storage area 61 for storing a light detection signal, and a threshold storage area 62 for storing a predetermined frequency band ⁇ 1 and a threshold T.
  • the light transmission / reception unit control unit 4 stores a light detection signal in the light detection signal storage area 61 when a light emission control unit 42 that outputs a drive signal to the light emission unit 2 and a light detection signal from the light detection unit 3 are input.
  • an observation signal creating unit 44 that creates an observation signal X n (t) indicating a change with time in the oxygenated hemoglobin concentration.
  • the light emission control unit 42 performs control to output a drive signal for transmitting light to the light transmission probe 12 to the light emitting unit 2.
  • the photodetection control unit 43 is configured to store the 16 photodetection signals detected from the 16 light receiving probes 13 in the photodetection signal storage area 61 when the photodetection signal from the photodetection unit 3 is input. I do. That is, every time light is transmitted from one light transmission probe 12, 16 light detection signals are stored in the light detection signal storage area 61.
  • the observation signal creation unit 44 acquires 52 light detection signals to the light receiving probe 13 adjacent to the light transmission probe 12 in the light detection signal stored in the light detection signal storage area 61, and acquires the acquired 52 pieces of light detection signals. Based on the light detection signal, control is performed to create an observation signal X n (t) indicating a change with time in the oxygenated hemoglobin concentration. That is, since the light detection signal of the light to the light receiving probe 13 adjacent to the light transmitting probe 12 is the light detection signal obtained from the measurement parts # 1 to # 52 of the brain, light is transmitted from all the light transmitting probes 12. After being illuminated, 52 photodetection signals selected from 256 photodetection signals are obtained.
  • the mixing matrix creating unit 51 generates 52 observation signals X n (t) by independent component analysis, 52 ⁇ 52 mixing matrices, and 52 independent component signals S n (t ) Is separated into products (mixing matrix creation step).
  • the power spectrum calculation unit 52 performs Fourier transform on 52 independent component signals S n (t) that are functions of 52 times and intensities, thereby converting independent component signals S n that are functions of 52 frequencies and intensities.
  • control is performed to calculate the power spectrum of the predetermined frequency band ⁇ 1 in each conversion independent component signal S n ( ⁇ ).
  • 52 (# 1 to # 52) independent component signals S n (t) and converted independent component signals S n ( ⁇ ) as shown in FIG. 4 are obtained.
  • the unnecessary component signal determination unit 53 compares the power spectrum of the predetermined frequency band ⁇ 1 in each converted independent component signal S n ( ⁇ ) with the threshold value T, so that 52 independent component signals S n (t ), An independent component signal S n (t) corresponding to the unnecessary component is controlled (unnecessary component signal determining step). For example, when the power spectrum S 1 ( ⁇ 1 ) is greater than or equal to the threshold T, the independent component signal S 1 (t) is determined to be a signal corresponding to an unnecessary component, while the power spectrum S 1 ( ⁇ 1). ) Is less than the threshold T, it is determined that the independent component signal S 1 (t) is a signal based on blood flow accompanying brain activation.
  • the independent component signal S 2 (t) is determined to be a signal corresponding to an unnecessary component, while the power spectrum S 2 ( ⁇ 2). ) Is less than the threshold T, it is determined that the independent component signal S 2 (t) is a signal based on blood flow accompanying brain activation. In this way, the independent component signal S n (t) corresponding to the unnecessary component is found out of the 52 independent component signals S n (t).
  • the unnecessary component removal mixing matrix creation unit 54 corresponds to the unnecessary component in the mixing matrix based on the independent component signal S n (t) corresponding to the unnecessary component found by the unnecessary component signal determination unit 53. Control is performed to create an unnecessary component elimination mixing matrix in which 0 is substituted into the column vector. For example, when the power spectrum S 1 ( ⁇ 1 ) is greater than or equal to the threshold T, an unnecessary component removal mixing matrix is created by substituting 0 for the first column vector. Further, when the power spectrum S 2 ( ⁇ 1 ) is equal to or greater than the threshold T, an unnecessary component removal mixing matrix in which 0 is substituted into the second column vector is created. In this way, an unnecessary component removal mixing matrix is created.
  • the unnecessary component removal observation signal creation unit 55 integrates the unnecessary component removal mixing matrix and the 52 independent component signals S n (t) as shown in the equation (2), thereby obtaining 52 unnecessary components. Control for creating the necessary component removal observation signal X n ′ (t) is performed. As a result, 52 (# 1 to # 52) unnecessary component removal observation signals X n ′ (t) as shown in FIG. 5 are obtained.
  • an observer such as a doctor can easily diagnose whether or not a medical condition such as cerebral ischemia has occurred by observing the unnecessary component removal observation signal X n ′ (t).
  • the holder 11 having 16 light transmitting probes 12 and 16 light receiving probes 13 is shown.
  • different numbers for example, 12 light transmitting probes and 12 light receiving probes, It is good also as a holder which has.
  • the present invention is used as a non-invasive optical brain functional imaging device that measures the activity state of a brain measurement site using near-infrared light, an oxygen monitor that monitors the oxygen consumption of a measurement site in a living body, and the like. be able to.
  • Optical biological measurement device 4 Transmitter / receiver control unit 5: Calculation unit 11: Holder (transmitter / receiver) 12: Light transmitting probe 13: Light receiving probe 22: Input device 23: Display device 51: Mixing matrix creation unit 52: Power spectrum calculation unit 53: Unnecessary component signal determination unit

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Abstract

　観測信号から不必要成分に対応する信号を除去することができる光生体計測装置の提供。　観測信号から、不必要成分に対応する信号を除去して不必要成分除去観測信号を作成する演算部５を備える光生体計測装置１であって、演算部５は、独立成分分析によって複数の観測信号を、混合行列と、複数の独立成分信号との積に分離する混合行列作成部５１と、時間と強度との関数である複数の独立成分信号をフーリエ変換して周波数と強度との関数である複数の変換独立成分信号を作成し、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルを各々算出するパワースペクトル算出部５２と、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルと閾値とを各々比較することで、複数の独立成分信号の内から、不必要成分に対応する独立成分信号を見つけ出す不必要成分信号決定部５３とを備えることを特徴とする。

Description

光生体計測装置及び解析方法
  本発明は、光を用いて測定部位に関する経時変化を示す観測信号を取得する光生体計測装置及び解析方法に関する。特に本発明は、近赤外光を用いて非侵襲で、脳の測定部位の活動状況を計測する光脳機能イメージング装置や、生体中の測定部位の酸素消費量をモニタリングする酸素モニタとして用いられる。
  ヘモグロビン濃度が生体内部の酸素代謝機能に対応することを利用することにより、生体内部を簡便に非侵襲で計測する光生体計測方法が知られている。このような光生体計測方法では、ヘモグロビン濃度は、可視光から近赤外領域までの波長の光を生体に照射することにより、生体を透過して得られる光の量から求められる。さらに、ヘモグロビンは、酸素と結合してオキシヘモグロビンとなり、一方、酸素と離れてデオキシヘモグロビンとなる。脳内では、血流再配分作用によって活性化している部位には酸素供給が行われ、酸素と結合したオキシヘモグロビン濃度が増加することも知られている。よって、オキシヘモグロビン濃度を計測することにより、脳活動の観察に応用することができる。オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとは、可視光から近赤外領域にかけて異なる分光吸収スペクトル特性を有しているので、異なる２波長（例えば、７８０ｎｍと８５０ｎｍ）の近赤外光を用いてオキシヘモグロビン濃度とデオキシヘモグロビン濃度とをそれぞれ求めることができる。
  そこで、複数の送光プローブと複数の受光プローブとを有するホルダ（送受光部）を備える光計測装置が開発されている（例えば、特許文献１参照）。光計測装置では、被検体の頭皮表面上に配置した送光プローブにより、脳に近赤外光を照射するとともに、頭皮表面上に配置した受光プローブにより、脳から放出された近赤外光の光量を検出する。また、ホルダには、貫通孔が複数個設けられ、送光プローブと受光プローブとがそれらの貫通孔に挿入されることによって、送光プローブと受光プローブとの間の距離（チャンネル）が一定となり、頭皮表面から特定の深度となる複数箇所の脳部位から光量（光検出信号）が得られるようになっている。
  図２は、ホルダにおける１６個の送光プローブと１６個の受光プローブとの位置関係を示す平面図である。ホルダ１１において送光プローブ１２と受光プローブ１３とが行方向及び列方向に交互となるように正方格子状に配置されている。ホルダ１１は、頭皮から脳までの距離が考慮されて設計されているため、被検体が成人であれば、送光プローブ１２と受光プローブ１３との間の距離（チャンネル）を３０ｍｍとしたものが用いられている。チャンネルが３０ｍｍである場合には、チャンネルの中点からの深度１５ｍｍ～２０ｍｍの位置からの光検出信号が得られると考えられている。すなわち、頭皮表面から深度１５ｍｍ～２０ｍｍの位置は脳表部位にほぼ対応し、５２箇所の脳表部位（＃１～＃５２）に関する経時変化を示す５２個の光検出信号が得られる。なお、送光プローブ１２から照射された光は、隣接する受光プローブ１３以外の離れた受光プローブ１３でも検出されるが、ここでは説明を簡単にするため、隣接する受光プローブ１３のみで検出されることとする。
  そして、このようにして得られた５２個の光検出信号に基づいて、５２箇所の脳表部位（＃１～＃５２）のオキシヘモグロビン濃度（観測信号）Ｘｎ（ｔ）（ｎ＝１、２、・・・５２）、デオキシヘモグロビン濃度（観測信号）、さらにはこれらから算出される全ヘモグロビン濃度（観測信号）が求められる。図３は、光生体計測装置により５２個（＃１～＃５２）のオキシヘモグロビン濃度Ｘｎ（ｔ）が表示されたモニタ画面を示す図である。なお、１個の観測信号Ｘｎ（ｔ）における縦軸はオキシヘモグロビン濃度を示し、横軸は時間ｔを示す。
  ところで、図３に示すように表示された５２個の観測信号Ｘｎ（ｔ）は、脳賦活に伴う血流に基づく信号の他、皮膚血流や心拍変動や脈動・呼吸等の変化に基づく信号も重畳されている。
  そこで、医師等の観察者は、脳虚血等の病状が生じているか否かを容易に診察することができるように、観測信号Ｘｎ（ｔ）において脳賦活に伴う血流に基づく信号と、それ以外の信号とを峻別することを視覚的評価で行っている。例えば、タスクに同期している信号のみを脳賦活信号として扱ったり、脳内の生理学的変化と考えにくい信号をアーチファクトとして処理したりする。さらに、ランダムノイズに関しては、測定の繰返し回数を多くし、積算処理によって除去している。
  また、脳虚血等の病状が生じているか否かを容易に診察する他の方法として、観測信号Ｘｎ（ｔ）を一次線形モデル（ＧＬＭ）で統計解析して、基準観測信号と比較することにより、基準観測信号と観測信号Ｘｎ（ｔ）との類似性、及び、統計的有意性の評価量（Ｐ値）を統計結果として算出するようにしている（例えば、特許文献２参照）。
特開２００６－１０９９６４号公報 特開２００３－２６５４４２号公報
  しかしながら、上述したような視覚的評価では、歩行等の運動をタスクとして与えた場合に被検体の脳活動を測定したときに、心拍数が変化し、皮膚血流の変化に基づく信号もタスクに同期するので、タスクに同期している信号のみを脳賦活信号として扱うと、脳虚血等の病状が生じているか否かを正確に診察することができないことがあった。
  また、上述したような統計解析では、観測信号Ｘｎ（ｔ）について類似性及び評価量（Ｐ値）がわかるが、観測信号Ｘｎ（ｔ）には脳賦活に伴う血流に基づく信号の他、皮膚血流や心拍変動や脈動・呼吸等の変化に基づく信号も重畳されたままであるので、脳虚血等の病状が生じているか否かを正確に診察することができないことがあった。
  そこで、本発明は、観測信号から不必要成分に対応する信号を除去することができる光生体計測装置及び解析方法を提供することを目的とする。
  上記課題を解決するためになされた本発明の光生体計測装置は、被検体の皮膚表面上に配置される複数の送光プローブと、当該皮膚表面上に配置される複数の受光プローブとを有する送受光部と、前記送光プローブが皮膚表面に光を照射するとともに、前記受光プローブが皮膚表面から放出される光を検出するように制御することで、前記被検体中の測定部位に関する経時変化を示す観測信号を取得する送受光部制御部と、前記観測信号から、不必要成分に対応する信号を除去することにより、不必要成分除去観測信号を作成する演算部とを備える光生体計測装置であって、前記演算部は、独立成分分析によって複数の観測信号を、混合行列と、複数の独立成分信号との積に分離する混合行列作成部と、時間と強度との関数である複数の独立成分信号をフーリエ変換することで、周波数と強度との関数である複数の変換独立成分信号を作成することにより、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルをそれぞれ算出するパワースペクトル算出部と、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルと閾値とをそれぞれ比較することで、複数の独立成分信号の内から、不必要成分に対応する独立成分信号を見つけ出す不必要成分信号決定部とを備えるようにしている。
  ここで、「観測信号」とは、受光プローブで検出された光検出信号であってもよく、光検出信号から算出されたオキシヘモグロビン濃度やデオキシヘモグロビン濃度や全ヘモグロビン濃度であってもよい。
  また、「不必要成分に対応する信号」とは、脳賦活に伴う血流に基づく信号以外の信号のことをいい、例えば、皮膚血流に基づく信号や、心拍変動に基づく信号や、脈動・呼吸に基づく信号等のことをいう。
  さらに、「所定の周波数帯域」とは、予め設定される任意の周波数帯域のことをいい、例えば、「所定の周波数帯域」として、皮膚血流を示す周波数帯域（０．０３～０．１５Ｈｚ）や、心拍変動を示す周波数帯域（０．１５～０．５Ｈｚ）や、脈動・呼吸を示す周波数帯域（０．８～２．０Ｈｚ）等が設定されることになる。
  本発明の光生体計測装置によれば、送受光部制御部は、送光プローブが皮膚表面に光を照射するとともに、受光プローブが皮膚表面から放出される光を検出するように制御することで、Ｎ個の測定部位に関するＮ個の観測信号Ｘｎ（ｔ）を取得する。なお、観測信号Ｘｎ（ｔ）は、脳賦活に伴う血流に基づく信号の他、皮膚血流や心拍変動や脈動・呼吸等の変化に基づく信号も重畳されている。
  そこで、演算部は、観測信号Ｘｎ（ｔ）から、不必要成分に対応する信号を除去することになる。まず、混合行列作成部は、下記式（１）で示すように、独立成分分析（ＩＣＡ）によってＮ個の観測信号Ｘｎ（ｔ）を、Ｎ×Ｎの混合行列と、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）との積に分離する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  なお、混合行列における列ベクトルは、測定部位における特定の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の重みを表わしている。すなわち、観測信号Ｘｎ（ｔ）は、それぞれ独立な信号発生源からのＮ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）が、混合行列の各要素を重み係数として、線形的に結合されたものとなる。
  ここで、脳賦活に伴う血流に基づく信号とは無関係である皮膚血流に基づく信号の信号発生源が存在すれば、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の内のいずれかが、その信号発生源からの皮膚血流に基づく信号であると考えられる。
  一般に皮膚血流に基づく信号は、所定の周波数帯域λ１に現れることがわかっている。よって、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の内から、不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）を見つけ出すために、パワースペクトル算出部は、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）をフーリエ変換することで、Ｎ個の変換独立成分信号Ｓｎ（λ）を作成する。そして、Ｎ個の変換独立成分信号Ｓｎ（λ）における所定の周波数帯域λ１のパワースペクトルＳｎ（λ１）を算出する。
  次に、不必要成分信号決定部は、Ｎ個のパワースペクトルＳｎ（λ１）と閾値Ｔとをそれぞれ比較することで、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の内から、不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）を見つけ出す。例えば、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、独立成分信号Ｓ１（ｔ）を、不必要成分に対応する信号であると判定し、一方、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ未満であるときには、独立成分信号Ｓ１（ｔ）を、脳賦活に伴う血流に基づく信号であると判定する。なお、不必要成分に対応する信号であると判定する数は、１つに限らず、複数になることもありうる。
  以上のように、本発明の光生体計測装置によれば、観測信号Ｘｎ（ｔ）から不必要成分に対応する信号を除去することができる。
（その他の課題を解決するための手段及び効果）
  また、本発明の光生体計測装置は、前記演算部は、前記不必要成分信号決定部で見つけ出された不必要成分に対応する独立成分信号に基づいて、前記混合行列における不必要成分に対応する列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する不必要成分除去混合行列作成部と、不必要成分除去混合行列と、複数の独立成分信号とを積算することにより、複数の不必要成分除去観測信号を作成する不必要成分除去観測信号作成部とを備えるようにしてもよい。
  本発明の光生体計測装置によれば、まず、不必要成分除去混合行列作成部は、不必要成分信号決定部で見つけ出された不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）に基づいて、Ｎ×Ｎの混合行列における不必要成分に対応する列ベクトルに０を代入したＮ×Ｎの不必要成分除去混合行列を作成する。例えば、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、第１列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する。
  次に、不必要成分除去観測信号作成部は、下記式（２）で示すように、Ｎ×Ｎの不必要成分除去混合行列と、Ｎ個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）とを積算することにより、Ｎ個の不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を作成する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  以上のように、本発明の光生体計測装置によれば、観測信号Ｘｎ（ｔ）から不必要成分に対応する信号を除去した不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を作成することができる。
  また、本発明の光生体計測装置は、前記所定の周波数帯域は、皮膚血流を示す周波数帯域、心拍変動を示す周波数帯域、及び、脈動・呼吸を示す周波数帯域からなる群から選択される少なくとも１つの周波数帯域であるようにしてもよい。
  そして、本発明の解析方法は、被検体の皮膚表面上に配置される複数の送光プローブと、当該皮膚表面上に配置される複数の受光プローブとを有する送受光部と、前記送光プローブが皮膚表面に光を照射するとともに、前記受光プローブが皮膚表面から放出される光を検出するように制御することで、前記被検体中の測定部位に関する経時変化を示す観測信号を取得する送受光部制御部とを備える光生体計測装置を用いて、前記観測信号から、不必要成分に対応する信号を除去することにより、不必要成分除去観測信号を作成する解析方法であって、独立成分分析によって複数の観測信号を、混合行列と、複数の独立成分信号との積に分離する混合行列作成工程と、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルと閾値とをそれぞれ比較することで、複数の独立成分信号の内から、不必要成分に対応する独立成分信号を見つけ出す不必要成分信号決定工程と含むようにしている。
本発明の一実施形態である光生体計測装置の構成を示すブロック図である。 ホルダにおける１６個の送光プローブと、１６個の受光プローブとの位置関係を示す平面図である。 本発明に係る光生体計測装置により表示されたモニタ画面を示す図である。 本発明に係る光生体計測装置により表示されたモニタ画面を示す図である。 本発明に係る光生体計測装置により表示されたモニタ画面を示す図である。
  以下、本発明の実施形態について図面を用いて説明する。なお、本発明は、以下の実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の態様が含まれることはいうまでもない。
  図１は、本発明の一実施形態である光生体計測装置の構成を示すブロック図である。また、図２は、ホルダ（送受光部）における１６個の送光プローブと、１６個の受光プローブとの位置関係を示す平面図である。
  さらに、図３～図５は、本発明に係る光生体計測装置により表示されたモニタ画面を示す図である。図３は、光生体計測装置により５２個の観測信号Ｘｎ（ｔ）が表示されたモニタ画面であり、図４は、光生体計測装置により５２個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）と変換独立成分信号Ｓｎ（λ）とが表示されたモニタ画面であり、図５は、光生体計測装置により５２個の不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）が表示されたモニタ画面である。
  光生体計測装置１は、ホルダ１１と、発光部２と、光検出部３と、光生体計測装置１全体の制御を行う制御部（コンピュータ）２０とにより構成される。
  ホルダ１１は、図２に示すように、１６個の送光プローブ１２と１６個の受光プローブ１３とを有し、送光プローブ１２と受光プローブ１３とが縦方向と横方向とに交互となるように配置されたものである。なお、送光プローブ１２と受光プローブ１３との間の距離は、３０ｍｍである。また、１６個の送光プローブ１２は、光を出射するものであり、一方、１６個の受光プローブ１３は、光量（光検出信号）を検出するものである。
  発光部２は、コンピュータ２０から入力された駆動信号により１６個の送光プローブ１２の内から選択される１個の送光プローブ１２に光を送光する。上記光としては、近赤外光（例えば、７８０ｎｍと８５０ｎｍ）が用いられる。
  光検出部３は、１６個の受光プローブ１３で受光した近赤外光（例えば、７８０ｎｍと８５０ｎｍ）を個別に検出することにより、１６個の光検出信号をコンピュータ２０に出力する。
  コンピュータ２０においては、ＣＰＵ２１を備え、さらにメモリ２５と、モニタ画面２３ａ等を有する表示装置２３と、入力装置２２であるキーボード２２ａやマウス２２ｂとが連結されている。
  また、ＣＰＵ２１が処理する機能をブロック化して説明すると、発光部２及び光検出部３を制御することで観測信号Ｘｎ（ｔ）を取得する送受光部制御部４と、不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を作成する演算部５とを備える。さらに、演算部５は、混合行列作成部５１と、パワースペクトル算出部５２と、不必要成分信号決定部５３と、不必要成分除去混合行列作成部５４と、不必要成分除去観測信号作成部５５とを有する。
  さらに、メモリ２５は、光検出信号を記憶する光検出信号記憶領域６１と、所定の周波数帯域λ１と閾値Ｔとを記憶する閾値記憶領域６２とを有する。
  送受光部制御部４は、発光部２に駆動信号を出力する発光制御部４２と、光検出部３からの光検出信号が入力されることにより光検出信号を光検出信号記憶領域６１に記憶させる光検出制御部４３と、酸素化ヘモグロビン濃度の経時変化を示す観測信号Ｘｎ（ｔ）を作成する観測信号作成部４４とを有する。
  発光制御部４２は、送光プローブ１２に光を送光する駆動信号を発光部２に出力する制御を行う。
  光検出制御部４３は、光検出部３からの光検出信号が入力されることにより、１６個の受光プローブ１３から検出された１６個の光検出信号を光検出信号記憶領域６１に記憶させる制御を行う。つまり、１個の送光プローブ１２から光が送光されるごとに、１６個の光検出信号が光検出信号記憶領域６１に記憶されることになる。
  観測信号作成部４４は、光検出信号記憶領域６１に記憶された光検出信号において、送光プローブ１２と隣接した受光プローブ１３への５２個の光検出信号を取得して、取得した５２個の光検出信号に基づいて、酸素化ヘモグロビン濃度の経時変化を示す観測信号Ｘｎ（ｔ）を作成する制御を行う。
  つまり、送光プローブ１２と隣接した受光プローブ１３への光の光検出信号を、脳の測定部位＃１～＃５２から得られる光検出信号とするので、全ての送光プローブ１２から光が送光された後に、２５６個の光検出信号から選択される５２個の光検出信号を得る。そして、このようにして得られた５２個の光検出信号に基づいて、５２箇所の脳表部位（＃１～＃５２）におけるオキシヘモグロビン濃度（観測信号）Ｘｎ（ｔ）（ｎ＝１、２、・・・、５２）を求める。これにより、図３に示すような５２個（＃１～＃５２）の観測信号Ｘｎ（ｔ）が得られる。
  混合行列作成部５１は、式（１）で示すように、独立成分分析によって５２個の観測信号Ｘｎ（ｔ）を、５２×５２の混合行列と、５２個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）との積に分離する制御を行う（混合行列作成工程）。
  パワースペクトル算出部５２は、５２個の時間と強度との関数である独立成分信号Ｓｎ（ｔ）をフーリエ変換することで、５２個の周波数と強度との関数である変換独立成分信号Ｓｎ（λ）を作成することにより、各変換独立成分信号Ｓｎ（λ）における所定の周波数帯域λ１のパワースペクトルをそれぞれ算出する制御を行う。これにより、図４に示すような５２個（＃１～＃５２）の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）と変換独立成分信号Ｓｎ（λ）とが得られる。
  不必要成分信号決定部５３は、各変換独立成分信号Ｓｎ（λ）における所定の周波数帯域λ１のパワースペクトルと閾値Ｔとをそれぞれ比較することで、５２個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の内から、不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）を見つけ出す制御を行う（不必要成分信号決定工程）。例えば、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、独立成分信号Ｓ１（ｔ）を、不必要成分に対応する信号であると判定し、一方、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ未満であるときには、独立成分信号Ｓ１（ｔ）を、脳賦活に伴う血流に基づく信号であると判定する。また、パワースペクトルＳ２（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、独立成分信号Ｓ２（ｔ）を、不必要成分に対応する信号であると判定し、一方、パワースペクトルＳ２（λ２）が閾値Ｔ未満であるときには、独立成分信号Ｓ２（ｔ）を、脳賦活に伴う血流に基づく信号であると判定する。このようにして５２個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）の内から、不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）を見つけ出す。
  不必要成分除去混合行列作成部５４は、不必要成分信号決定部５３で見つけ出された不必要成分に対応する独立成分信号Ｓｎ（ｔ）に基づいて、混合行列における不必要成分に対応する列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する制御を行う。例えば、パワースペクトルＳ１（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、第１列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する。また、パワースペクトルＳ２（λ１）が閾値Ｔ以上であるときには、第２列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する。このようにして不必要成分除去混合行列を作成する。
  不必要成分除去観測信号作成部５５は、式（２）で示すように、不必要成分除去混合行列と、５２個の独立成分信号Ｓｎ（ｔ）とを積算することにより、５２個の不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を作成する制御を行う。これにより、図５に示すような５２個（＃１～＃５２）の不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）が得られる。
  以上のように、光生体計測装置１によれば、観測信号Ｘｎ（ｔ）から不必要成分に対応する信号を除去した不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を作成することができる。したがって、医師等の観察者は、不必要成分除去観測信号Ｘｎ'（ｔ）を観察することで、脳虚血等の病状が生じているか否かを容易に診察することができる。
（他の実施形態）
  上述した光生体計測装置１では、１６個の送光プローブ１２と１６個の受光プローブ１３とを有するホルダ１１を示したが、異なる数、例えば１２個の送光プローブと１２個の受光プローブとを有するホルダとしてもよい。
  本発明は、近赤外光を用いて非侵襲で、脳の測定部位の活動状況を計測する光脳機能イメージング装置や、生体中の測定部位の酸素消費量をモニタリングする酸素モニタ等として使用することができる。
１：光生体計測装置
４：送受光部制御部
５：演算部
１１：ホルダ（送受光部）
１２：送光プローブ
１３：受光プローブ
２２：入力装置
２３：表示装置
５１：混合行列作成部
５２：パワースペクトル算出部
５３：不必要成分信号決定部

Claims (4)

  1.   被検体の皮膚表面上に配置される複数の送光プローブと、当該皮膚表面上に配置される複数の受光プローブとを有する送受光部と、
      前記送光プローブが皮膚表面に光を照射するとともに、前記受光プローブが皮膚表面から放出される光を検出するように制御することで、前記被検体中の測定部位に関する経時変化を示す観測信号を取得する送受光部制御部と、
      前記観測信号から、不必要成分に対応する信号を除去することにより、不必要成分除去観測信号を作成する演算部とを備える光生体計測装置であって、
      前記演算部は、独立成分分析によって複数の観測信号を、混合行列と、複数の独立成分信号との積に分離する混合行列作成部と、
      時間と強度との関数である複数の独立成分信号をフーリエ変換することで、周波数と強度との関数である複数の変換独立成分信号を作成することにより、各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルをそれぞれ算出するパワースペクトル算出部と、
      各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルと閾値とをそれぞれ比較することで、複数の独立成分信号の内から、不必要成分に対応する独立成分信号を見つけ出す不必要成分信号決定部とを備えることを特徴とする光生体計測装置。
  2.   前記演算部は、前記不必要成分信号決定部で見つけ出された不必要成分に対応する独立成分信号に基づいて、前記混合行列における不必要成分に対応する列ベクトルに０を代入した不必要成分除去混合行列を作成する不必要成分除去混合行列作成部と、
      不必要成分除去混合行列と、複数の独立成分信号とを積算することにより、複数の不必要成分除去観測信号を作成する不必要成分除去観測信号作成部とを備えることを特徴とする請求項１に記載の光生体計測装置。
  3.   前記所定の周波数帯域は、皮膚血流を示す周波数帯域、心拍変動を示す周波数帯域、及び、脈動・呼吸を示す周波数帯域からなる群から選択される少なくとも１つの周波数帯域であることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の光生体計測装置。
  4.   被検体の皮膚表面上に配置される複数の送光プローブと、当該皮膚表面上に配置される複数の受光プローブとを有する送受光部と、
      前記送光プローブが皮膚表面に光を照射するとともに、前記受光プローブが皮膚表面から放出される光を検出するように制御することで、前記被検体中の測定部位に関する経時変化を示す観測信号を取得する送受光部制御部とを備える光生体計測装置を用いて、前記観測信号から、不必要成分に対応する信号を除去することにより、不必要成分除去観測信号を作成する解析方法であって、
      独立成分分析によって複数の観測信号を、混合行列と、複数の独立成分信号との積に分離する混合行列作成工程と、
      各変換独立成分信号における所定の周波数帯域のパワースペクトルと閾値とをそれぞれ比較することで、複数の独立成分信号の内から、不必要成分に対応する独立成分信号を見つけ出す不必要成分信号決定工程と含むことを特徴とする解析方法。
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