WO2016132989A1 - 近赤外脳機能計測装置及び計測法 - Google Patents

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山田　亨
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    • A61B5/7275—Determining trends in physiological measurement data; Predicting development of a medical condition based on physiological measurements, e.g. determining a risk factor

Definitions

  • the present invention relates to a near-infrared brain function measuring device and a measuring method.
  • the near-infrared brain function measurement method (function near-infrared spectroscopy, hereinafter abbreviated as “fNIRS”) is used when hemoglobin in the blood carries oxygen (oxyhemoglobin) and non-transport (deoxyhemoglobin).
  • fNIRS function near-infrared spectroscopy
  • This is a technique for measuring the dynamics of oxy and deoxyhemoglobin that changes with cranial nerve activity by utilizing the difference in light absorption characteristics in the near infrared region, and is an important technique for non-invasive detection of brain functional activity. It is being considered one.
  • a light source and a detector are arranged at a position 30 mm away from the scalp.
  • Permeate near-infrared light of multiple wavelengths from the light source through the surface tissue to the brain tissue and change the amount of hemoglobin in each state based on the amount of light returning to the detector on the head surface and the spectral absorption characteristics of hemoglobin Weigh.
  • These light sources / detectors are called probes, and the light source-detector pairs arranged in this way and used for measurement are called channels.
  • the close contact between the probe and the living tissue is very important. While the probe usually has a window diameter of several millimeters, the hair on the human head grows at an interval of about 1 mm even in adults, so all the hair directly under the window is eliminated and the probe is in close contact with the scalp. That is practically difficult.
  • a multi-channel fNIRS apparatus currently on the market performs a temporary measurement first, and performs a calibration process for amplifying the detector signal to an appropriate magnitude in a channel with a low light quantity. This is for the purpose of effectively using the resolution of the A / D converter in measurement.
  • the original signal consists of light intensity and noise, but the degree of amplification of the original signal varies from channel to channel, so the signal obtained through this calibration process has a different noise component (noise variance) for each channel.
  • noise variance noise component
  • the magnitude of noise derived from dark current differs by about 20 times between applied voltages 700 V and 1000 V, which is a normal calibration processing range. Therefore, prior to the actual measurement execution, the work of carefully removing the hair directly under the probe of the channel having a low light amount and a large noise is repeated many times, and even at a certain stage, the data collection is started with a compromise. This operation is a time-consuming and time-consuming bottleneck in multi-channel fNIRS measurement.
  • the present invention solves the problems in such multi-channel fNIRS measurement, that is, troublesome probe mounting work and a lot of data noise between channels. Specifically, a systematic method is proposed in which noise dispersion is leveled between all measurement channels and minimized by increasing the amount of incident light within a safe range for the living body.
  • the present invention provides n light source probes i, 1 ⁇ i ⁇ n and m detector probes j, n + 1 ⁇ j ⁇ n + m arranged on the front surface, and wavelength from each light source.
  • an optical attenuator i for introducing light of ⁇ into each light source probe i with transmittance a i ; and an optical attenuator j for transmitting light with wavelength ⁇ detected by each detector probe j to the measurement data section with transmittance a j.
  • the detection data received by the measurement data section is processed to measure based on the spectral absorption characteristics of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin in N channels k, 1 ⁇ k ⁇ N, which are composed of a light source probe i and a detector probe j.
  • a near-infrared brain function measuring device equipped with a control means for detecting brain function activity from light absorbance change,
  • the control means in advance (1)
  • the transmittance of all optical attenuators is set to 1 and all light source intensities are set to the maximum light amount that can be safely irradiated, and the effective incident light amount of each light source probe i and the minimum effective incident light amount and the maximum Find the effective incident light quantity,
  • the transmittance a i of the optical attenuator i of the light source probe side leveling the effective amount of incident light by changing the minimum effective amount of incident light to a value obtained by dividing the effective amount of incident light of the light source probe i,
  • the transmittance a j of the optical attenuator j detector probe side so keep leveling the effective detection efficiency by changing the minimum effective detection efficiency to a value obtained by dividing the effective detection efficiency of the detector probe j
  • the variance of the detector noise of oxyhemoglobin and the variance of the detector noise of deoxyhemoglobin are made uniform among all channels k.
  • the present invention arranges n light source probes i, 1 ⁇ i ⁇ n and m detector probes j, n + 1 ⁇ j ⁇ n + m at the head surface, and transmits light of wavelength ⁇ from each light source as an optical attenuator.
  • Determining the effective incident light amount of the light source probe i, the minimum effective incident light amount and the maximum effective incident light amount of the light source probe i, A step of leveling the effective amount of incident light by a transmittance of a i of the optical attenuator i of the light source probe side, changing the minimum effective amount of incident light to a value obtained by dividing the effective amount of incident light of the light source probe i, All light source intensities are changed by a factor of W, where W [the maximum effective incident light amount / the minimum effective incident efficiency], and the effective detection efficiency of the detector probe j and the minimum effective detection efficiency thereof are changed.
  • the desired process The transmittance a j of the optical attenuator j detector probe side, the step of leveling the effective detection efficiency by changing the minimum effective detection efficiency to a value obtained by dividing the effective detection efficiency of the detector probe j , It is characterized in that the dispersion of detector noise of oxyhemoglobin and the dispersion of detector noise of deoxyhemoglobin are previously aligned among all channels k.
  • an optical attenuator i is provided between the light source and the light source probe i, and an optical attenuator j is provided between the detector probe j and the measurement data section.
  • the effective incident light intensity is leveled by changing the setting of the transmittance a i of the probe-side optical attenuator i, and then the effective detection is performed by changing the setting of the transmittance a j of the optical attenuator j of the detector probe.
  • FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of the near-infrared brain function measuring apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining an arrangement example of a light irradiation probe (light source probe) and a light detection probe (detector probe) and its probe arrangement matrix in the present invention.
  • the difficulty of statistical comparison between channels in multi-channel fNIRS measurement is considered to be the essence of the problem that the apparent noise variance in the signal differs because the signal amplification factor is changed according to the amount of light detected.
  • the present inventors tried to solve the problem by introducing an optical attenuator for each probe individually and controlling the amount of noise dispersion by increasing or decreasing the amount of light.
  • the adjustment of one optical attenuator affects the magnitude of noise dispersion of a plurality of related channels.
  • FIG. 1 shows the configuration of a near-infrared brain function measuring apparatus necessary for achieving the above.
  • the detection unit of this apparatus is composed of n light source probes and m detector probes. A pair of light source probe and detector probe constitute one channel. Let N be the total number of channels in the device.
  • Light of two wavelengths ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ) is introduced into the light source probe from the light source unit of the near-infrared brain function measuring device main body, and the light passes through the living tissue and then passes through the detector probe. It is measured by a detector in the optical measuring unit of the infrared brain function measuring device main body. The measured data is then processed by a data processing / recording / display unit.
  • the data processing unit of this device has a function of calculating the effective incident light amount and the effective detection efficiency according to the method described later based on the measurement data.
  • the display unit has a function of displaying the result in real time.
  • an optical attenuator is provided between the light source probe and the light source and between the detector probe and the detector.
  • This optical attenuator has a function of appropriately attenuating and outputting the intensity of the input light according to the transmittance value designated by the control unit of the main body.
  • measurement is performed using a plurality of lights having different wavelengths.
  • one optical attenuator having no wavelength-dependent characteristics is introduced to each probe. .
  • ⁇ A k, ⁇ (t) is the change in absorbance of channel k
  • R k, ⁇ (t) is the tissue transmittance in channel k
  • I k is the amount of incident light from light source probe i, n j
  • ⁇ ( t) represents noise generated in the detector during measurement by the detector probe j.
  • the transmittance change over time according to the light attenuation between the light source probe / detector probe and the scalp. And an average Variation pattern around (See Patent Document 1 and Non-Patent Document 1).
  • the transmittance at the wavelength ⁇ of the optical attenuator i connected to the light source probe is a i (1 ⁇ i ⁇ n, 0 ⁇ a i ⁇ 1), and the wavelength of the optical attenuator j connected to the detector probe.
  • the transmittance at ⁇ is represented by a j (n + 1 ⁇ j ⁇ n + m, 0 ⁇ a j ⁇ 1).
  • the first term on the right side of the equation (1) is a change in absorbance associated with a change in the amount of hemoglobin in the tissue, and the second term is a baseline change caused by body movement.
  • the third term is noise caused by measurement noise from the photodetector, and is referred to as detector noise in this specification.
  • the noise component h oxy, k (t) derived from the detector noise included in the time variation of the observed oxyhemoglobin is expressed by the following equation (3).
  • the noise generated in all detectors can be assumed to be white noise, and this property can be regarded as equivalent even between detector elements (j) or between the wavelengths of the same individual ( ⁇ ). Therefore, all n j, ⁇ 1 (t ), N j, ⁇ 2 (t) are independent and equally distributed. If this standard deviation is ⁇ n , the variance of the detector noise h oxy, k (t) should be observed as in the following equation (4).
  • noise variance of deoxyhemoglobin is expressed by the following equation (5).
  • J k, ⁇ is the observation light quantity of wavelength ⁇ in channel k, and is expressed by the following equation (6).
  • the leveling of the observed detector noise variance ⁇ 2 oxy, k and ⁇ 2 doxy, k between channels is referred to as noise leveling. It is an object of the present invention to achieve this.
  • I i, ⁇ 2 / I i, ⁇ 1 constituting ⁇ k in the above equation (7) is a constant determined by the setting of the light source intensity of each wavelength.
  • R i, 0, ⁇ 2 / r i, 0, ⁇ 1 and r j, 0, ⁇ 2 / r j, 0, ⁇ 1 mean the wavelength dependence of the light transmittance in the air between the scalp and the probe, It can be regarded as a constant that does not depend on the probe location. Therefore, ⁇ k is a constant independent of the channel position.
  • u xy is also a constant determined by the wavelength used and the spectral absorption characteristics of hemoglobin.
  • the denominators of equations (8) and (9) are all constants, and in order to level the noise, the observed light quantity J k , ⁇ 1 or J k, ⁇ 2 can be adjusted so that the transmittances a i and a j of the optical attenuator are adjusted so as to be equal between the channels.
  • the amount of light observed is affected by fluctuations in the transmittance between the probe and the scalp and the tissue, but it is easily eliminated by measuring the amount of light after passing through a low-pass filter in the appropriate band. it can.
  • the light source side and the detector side are considered separately, and (1) an operation of making the light amount actually incident on the head tissue (hereinafter referred to as effective incident light amount) equal across all the light source probes, and ( 2) This is realized through the operation of making the efficiency at which light emitted from the head tissue can actually be detected (hereinafter referred to as effective detection efficiency) equal across all detector probes. Therefore, a method for estimating the effective incident light amount and effective detection efficiency in a certain channel is first formulated, and then a specific procedure for leveling the detector noise based on real time monitoring of these estimated amounts will be described.
  • the observation light quantity is represented by the relational expression of the product of each variable, as shown in the above formula (6).
  • the first term of the equation (10) Is the effective incident light intensity Represents the effective detection efficiency.
  • the relationship between the measurement channel and the probes constituting the measurement channel is expressed by a matrix called a probe arrangement matrix following the above-mentioned Patent Document 1 and Non-Patent Document 1 by the present inventors.
  • Probe placement matrix Is an N ⁇ (n + m) matrix, and when the light source probe i and the detector probe j constitute the channel k, its elements are Defined in Depends on the channel / probe arrangement employed in each fNIRS device. For example, when four channels are configured as shown in FIG.
  • the effective incident light intensity Is independent of the adjustment of a j and the effective detection efficiency Is independent of the adjustment of a i and achieves leveling by avoiding the difficulty of mutual adjustments interfering with each other via the probe network as when leveling the observed light quantity J k, ⁇ itself Is possible.
  • the equations indicating the effective incident light amount and the effective detection efficiency include undetermined coefficients C 1 and C 2 , but in the present invention, the leveling procedure can be completed without determining these coefficients as described below.
  • the detector noise leveling in the near infrared brain function measuring apparatus of the present invention will be described.
  • the maximum light amount that can be emitted from the light source probe in accordance with the safety guidelines for light irradiation on the living body is defined as I safe .
  • the maximum value of the effective incident light quantity of the light source probe Even so, it is obvious that it is less than I safe .
  • equalizing the effective incident light amount of all the light source probes is a method for realizing a noise leveling state with the best measurement S / N while maintaining biological safety. However, in the state where this leveling is achieved, the amount of light emitted from the light source probe may exceed I safe .
  • the detector noise leveling of the near-infrared brain function measuring apparatus has been described.
  • the present invention can be applied to the case where a probe network configured to share a light source probe and a detector probe is used.

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Abstract

　検出器雑音平準化が簡単な多チャンネル近赤外脳機能計測装置を提供する。　予め、すべての光減衰器の透過率を１に設定しすべての光源強度を安全に照射し得る最大光量に設定して各光源プローブｉの実効入射光量とそのうち最小の実効入射光量および最大の実効入射光量を求め、光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを、［最小の実効入射光量／光源プローブｉの実効入射光量］に変更することにより実効入射光量を平準化し、さらにすべての光源強度をＷ＝［最大の実効入射光量／最小の実効入射効率］倍に変更し、検出器プローブｊの実効検出効率とそのうちの最小の実効検出効率を求め、検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを、［最小の実効検出効率／検出器プローブｊの実効検出効率］に変更することにより実効検出効率を平準化しておくよう制御してすべてのチャンネルｋ間の検出器雑音を平準化した近赤外脳機能計測装置。

Description

近赤外脳機能計測装置及び計測法
　本発明は、近赤外脳機能計測装置及び計測法に関するものである。
　近赤外脳機能計測法(ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ　ｎｅａｒ－ｉｎｆｒａｒｅｄ　ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ，以下略して「ｆＮＩＲＳ」と記載することがある)は、血液中のヘモグロビンが酸素運搬時(オキシヘモグロビン)と非運搬時(デオキシヘモグロビン)で近赤外領域での光吸収特性が異なることを利用して、脳神経活動に伴って変化するオキシ、デオキシヘモグロビンの動態を計測する手法であり、非侵襲で脳機能活動を検出する重要な手法の一つと見なされつつある。通常、頭皮上から互いに３０ｍｍ離れた位置で光源と検出器を配置する。光源から表層組織を経て脳組織にまで複数の波長の近赤外光を浸透させ、頭表の検出器に戻った光の光量とヘモグロビンの分光吸収特性に基づいて各状態のヘモグロビンの変化量を計量する。これらの光源・検出器はプローブと呼ばれ、このように配置されて計測に供される光源－検出器のペアはチャンネルと呼ばれる。
　この計測において、プローブと生体組織の密着は非常に重要である。プローブは通常数ミリの窓径を有する一方、ヒト頭部の毛髪部では、成人でも約１ミリの間隔で毛髪が生えているため、窓直下の毛髪をすべて排除してプローブを頭皮に密着させることは実際上困難である。これに起因して、頭皮とプローブ間では必ず光減衰が生じ、この光減衰はプローブ直下の毛髪の多寡やプローブと頭皮の密着度によって異なる。そのため、このようなプローブを多数並列的に配置して行う多チャンネル計測では、チャンネルごとに検出される光量がしばしば大きく異なる。
　このような状況に対して、現在市販されている多チャンネルｆＮＩＲＳ装置では、初めに仮計測を行って、光量の乏しいチャンネルでは検出器信号を適切な大きさまで増幅する較正処理を行う。これは計測においてＡ／Ｄコンバータの分解能を有効に使う目的のためである。原信号は、光量と雑音から構成されているが、原信号を増幅する程度がチャンネルごとに異なるため、この較正処理を経て得られた信号はチャンネルごとに異なる大きさの雑音成分(雑音分散)をもつことになる。例えば、光電子増倍管を検出器に用いた装置では、通常の較正処理範囲である印加電圧７００Ｖと１０００Ｖ間では暗電流に由来する雑音の大きさは２０倍ほども異なる。そのため、実際の計測実行に先立って、光量が乏しく雑音が大きいチャンネルのプローブ直下の毛髪を念入りに排除する作業を何度も繰り返し、それでもある段階で妥協してデータ採取を開始することになる。この作業は多チャンネルｆＮＩＲＳ計測において手間と時間のかかるボトルネックとなっている。また、プローブ装着に関する実験者の熟練度、被験者や計測部位の毛髪量、色などによって計測データの品質が大きく左右される結果を生んできた(特許文献１、非特許文献１参照)。
　さらにこのような信号強度較正の手法は、以下に記すように信号の統計解析にとっての大きな障害となっている。多チャンネルｆＮＩＲＳ装置の一般的な運用のかたちとして、ある程度の広がりをもつ面積にわたって複数のチャンネルで脳機能活動を計測しておき、事後的にその計測領域内のどの部位で活動が顕著であったか調べる手法が多用されている。一方、正統的な統計解析手法のほとんどは、標本集団どうしが等しい分散を持つことを前提として設計されている。このため、チャンネルごとに信号中の雑音分散が著しく異なるｆＮＩＲＳ計測データに対して厳格な統計解析を適用することができず、結果として、多チャンネルデータの定量的比較のための統計学的基盤は未だ整備されていない。
特開２０１４－８３０６９号公報
S.Umeyama and T.Yamada, "Detection of an unstable and/or a weak probe contact in a multichannel functional near-infrared spectroscopy measurement", Journal of Biomedical Optics, 18(4), O47003, 2013.
　本発明では、こうした多チャンネルｆＮＩＲＳ計測における困難、すなわち、プローブ装着作業の煩雑さと、チャンネル間でのデータ雑音の多寡の問題を解決する。具体的には、雑音分散をすべての計測チャンネル間で平準化し、かつ、生体にとって安全な範囲内の入射光量増大によってこれを最小化する体系的手法を提案する。
　上記課題を解決するために、本発明は、頭表に配置されるｎ個の光源プローブｉ、１≦ｉ≦ｎおよびｍ個の検出器プローブｊ、ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍと、各光源から波長λの光を透過率ａiで各光源プローブｉに導入する光減衰器ｉと、各検出器プローブｊで検出した波長λの光を透過率ａjで計測データ部に送る光減衰器ｊと、前記計測データ部で受けた検出データを処理して光源プローブｉと検出器プローブｊで構成されるＮ個のチャンネルｋ、１≦ｋ≦Ｎにおけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの分光吸収特性に基づく計測光の吸光度変化から脳機能活動を検出する制御手段を備えた近赤外脳機能計測装置であって、
　前記制御手段は、予め、
（１）すべての光減衰器の透過率を１に設定しすべての光源強度を安全に照射し得る最大光量に設定して各光源プローブｉの実効入射光量とそのうち最小の実効入射光量および最大の実効入射光量を求め、
　光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを、前記最小の実効入射光量を光源プローブｉの実効入射光量で割り算した値に変更することにより実効入射光量を平準化し、
（２）すべての光源強度をＷ倍、ただしＷ＝［前記最大の実効入射光量／前記最小の実効入射効率］だけ増大して変更し、検出器プローブｊの実効検出効率とそのうちの最小の実効検出効率を求め、
　検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを、前記最小の実効検出効率を検出器プローブｊの実効検出効率で割り算した値に変更することにより実効検出効率を平準化しておくように制御することにより、オキシヘモグロビンの検出器雑音の分散およびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散をすべてのチャンネルｋ間で揃えたことを特徴とする。
　また、本発明は、ｎ個の光源プローブｉ、１≦ｉ≦ｎおよびｍ個の検出器プローブｊ、ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍを頭表に配置し、各光源から波長λの光を光減衰器ｉを介して透過率ａiで各光源プローブｉに導入し、各検出器プローブｊで検出した波長λの光を光減衰器ｊを介して透過率ａjで計測データ部に送り、前記計測データ部で受けた検出データを処理して光源プローブｉと検出器プローブｊで構成されるＮ個のチャンネルｋ、１≦ｋ≦Ｎにおけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの分光吸収特性に基づく計測光の吸光度変化から脳機能活動を検出する近赤外脳機能計測方法であって、
　すべての光源プローブｉおよびすべての検出器プローブｊを頭表に装着し、すべての光減衰器の透過率を１に設定し、すべての光源強度を安全に照射し得る最大光量に設定して各光源プローブｉの実効入射光量とそのうち最小の実効入射光量および最大の実効入射光量を求める工程と、
　光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを、前記最小の実効入射光量を光源プローブｉの実効入射光量で割算した値に変更することにより実効入射光量を平準化する工程と、
　すべての光源強度をＷ倍、ただしＷ＝［前記最大の実効入射光量／前記最小の実効入射効率］だけ増大して変更し、検出器プローブｊの実効検出効率とそのうちの最小の実効検出効率を求める工程と、
　検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを、前記最小の実効検出効率を検出器プローブｊの実効検出効率で割算した値に変更することにより実効検出効率を平準化する工程により、
　予めオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散およびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散をすべてのチャンネルｋ間で揃えたことを特徴とする。
　従来の近赤外脳機能計測装置に、光源と光源プローブｉの間に光減衰器ｉを設けかつ検出器プローブｊと計測データ部の間に光減衰器ｊを設け、制御装置により予め、光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを設定変更することにより実効入射光量を平準化し、次に、検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを設定変更することにより実効検出効率を平準化するだけでオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散およびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散をすべてのチャンネルｋ間で揃えることができる。
図１は、本発明の近赤外脳機能計測装置の一実施例を示した図である。 図２は、本発明における光照射プローブ(光源プローブ)と光検出プローブ(検出器プローブ)の配置例とそのプローブ配置行列を説明した図である。
　多チャンネルｆＮＩＲＳ計測におけるチャンネル間統計比較の困難は、検出される光量の多寡に応じて信号増幅率を変えたために信号中の見かけの雑音分散が異なってしまったことが問題の本質であると考え、本発明者等は、各プローブに個別に光減衰器を導入し、光量を増減させることによって雑音分散の大きさを制御することで解決しようとした。しかしながら、複数の光源プローブと複数の検出器プローブが複雑に共用される多チャンネル計測においては、１つの光減衰器の調整は関係する複数のチャンネルの雑音分散の大きさに影響を及ぼす。そこで本発明者等は、複数の光減衰器を調整するための体系的方法を定式化し、これによって、最大照射光量が生体にとって安全な基準を超えない範囲で、いかなるチャンネル配置においても、チャンネル間で均等かつ最小化された雑音分散を実現する計測装置および計測方法を提供する。
　上記を達成するために必要な近赤外脳機能計測装置の構成を図１に示す。本装置の検知部はｎ本の光源プローブとｍ本の検出器プローブから構成される。一対の光源プローブと検出器プローブが一つのチャンネルを構成する。装置の全チャンネル数をＮとする。光源プローブには近赤外脳機能計測装置本体の光源部から二つの波長(λ1，λ2)の光が導入され、それらの光は生体組織を通過した後、検出器プローブを通って近赤外脳機能計測装置本体の光計測部にある検出器で計測される。計測されたデータはその後、データ処理／記録／表示部で処理が行われる。通常の近赤外脳機能計測装置が有する諸機能に加えて、本装置のデータ処理部は計測データに基づいて後述する方法に従って実効入射光量と実効検出効率を演算する機能を有する。表示部はその結果を実時間表示する機能を有する。また、従来装置と異なる装備として、光源プローブと光源の間および検出器プローブと検出器の間に各々光減衰器を有する。この光減衰器は本体の制御部によって指定された透過率の値に従って、入力光の強度を適宜減衰させて出力する機能を有する。前述のように近赤外脳機能計測では波長の異なる複数の光を用いて計測を行うが、本発明では、波長依存特性をもたない光減衰器を各プローブに対して１つずつ導入する。
　まず、計測において光源部から出た各波長の光が検知部の検出器に回収される全過程で生じている光量損失について考える。ｎ本の光源プローブとｍ本の検出器プローブからなり、一対の光源プローブと検出器プローブが一つのチャンネルを構成し、装置の全チャンネル数をＮとすると、光源プローブｉ(１≦ｉ≦ｎ)および検出器プローブｊ(ｎ＋１≦ｉ≦ｎ＋ｍ)によって構成されるチャンネルｋ(１≦ｋ≦Ｎ)の波長λの計測光の吸光度変化は次式(１)で表現できることが知られている(本発明者等による上記特許文献１の式(１３)あるいは非特許文献１の式(１２)参照)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、ΔＡk,λ(ｔ)はチャンネルｋの吸光度変化、Ｒk,λ(ｔ)はチャンネルｋにおける組織透過率、Ｉk,λは光源プローブｉからの入射光量、ｎj,λ(ｔ)は検出器プローブｊでの計測の際に検出器で生じる雑音を表す。また、光源プローブ／検出器プローブと頭皮の間での光減衰に応じた透過率の時間変化を
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
と表し、ある平均
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
を中心として変動パターン
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
でゆらいでいるものとした(特許文献１,非特許文献１参照)。さらに、光源プローブに接続された光減衰器ｉの波長λでの透過率をａi(１≦ｉ≦ｎ、０≦ａi≦１)、検出器プローブに接続された光減衰器ｊの波長λでの透過率をａj(ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍ、０≦ａj≦１)で表した。
　この式(１)の右辺第１項は組織におけるヘモグロビン量変化に伴う吸光度変化であり、第２項は体動などによって発生するベースライン変動である。また第３項は光検出器からの計測雑音に起因する雑音であり、本明細書ではこれを検出器雑音と呼ぶ。いま、検出器雑音を観測するためにハイパスフィルタで信号を濾過することを考える。このとき、プローブ・頭皮間の透過率
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000005
のゆらぎや組織透過率Ｒk,λ(ｔ)のゆらぎは緩慢なので濾過され、それぞれ一定値
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000006
となる。このとき、チャンネルｋの検出器雑音の大きさｈk,λ(ｔ)は以下のように表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　ここで、二つの観測波長におけるオキシ、デオキシヘモグロビンのモル吸収係数行列を
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000008
として、その逆行列を
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000009
と表すと、観測されるオキシヘモグロビンの時間変化に含まれる検出器雑音由来の雑音成分ｈoxy,k(ｔ)は次式(３)となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 全ての検出器で生じる雑音は白色雑音であると想定でき、検出素子の個体間(ｊ)や同一個体の波長間(λ)でもこの性質は同等と見なせるので、すべてのｎj,λ1(ｔ)，ｎj,λ2(ｔ)は独立で等分散である。この標準偏差をσnとすると、検出器雑音ｈoxy,k(ｔ)の分散は次式(４)のように観測されるはずである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 同様にデオキシヘモグロビンの雑音分散は次式(５)となる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 ここで、Ｊk,λはチャンネルｋにおける波長λの観測光量で有り、以下の式(６)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
 観測される検出器雑音の分散σ2 oxy,kやσ2 doxy,kをチャンネル間で揃えることを以下では雑音の平準化と呼ぶ。これを実現することが本発明の目的である。
　いま、二つの波長での観測光量の比βkを以下の式(７)のように定めると、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 上式(４)、(５)は以下の式(８)、(９)のように表せる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
 上式(７)のβkを構成するＩi,λ2／Ｉi,λ1は各波長の光源強度の設定によって決まる定数である。また、ｒi,0,λ2／ｒi,0,λ1やｒj,0,λ2／ｒj,0,λ１は頭皮・プローブ間の空気中での光透過率の波長依存性を意味し、プローブ箇所に依らない定数と見なせる。したがって、βkはチャンネル位置に依存しない定数である。さらにｕxyも使用波長とヘモグロビンの分光吸収特性で決まる定数であることから、結局、式(８)，(９)の分母はすべて定数となり、雑音を平準化するためには、観測光量Ｊk,λ1もしくはＪk,λ2がチャンネル間で等しくなるように光減衰器の透過率ａi，ａjの調整を行えばよいことが分かる。実際の調整作業では、観測光量はプローブ・頭皮間や組織の透過率のゆらぎの影響を受けるが、適切な帯域のローパスフィルタを通した後の光量を計測することで、その影響は容易に排除できる。この調整によってオキシ、デオキシヘモグロビンの雑音は同時に平準化される。
　しかし、多チャンネルの近赤外脳機能計測では、通常一つの光源プローブは隣接する複数のチャンネルの計測に供される。また、検出器プローブについてもこの事情は同様である。そのため、着目したチャンネルの観測光量を変えるために関連する光減衰器を調節したことで隣接するチャンネルの観測光量も変化してしまうことが非常にしばしば生じ得る。このように複雑に連動する条件の下で、全てのチャンネルの観測光量を等しくする作業は見かけほど容易ではない。
　そこで本発明では、光源側と検出器側を分けて考え、（１）頭部組織に実際に入射する光量(以下、実効入射光量と呼ぶ)をすべての光源プローブにわたって等しくする操作、および、（２）頭部組織から出た光を実際に検出できる効率(以下、実効検出効率と呼ぶ)をすべての検出器プローブにわたって等しくする操作、を通じてこれを実現する。そのために、あるチャンネルにおける実効入射光量および実効検出効率を推定する方法をまず定式化し、次に、これらの推定量のリアルタイムモニタリングに基づいて、検出器雑音を平準化する具体的な手続きについて述べる。
　観測光量は上記式(６)に示されるように、各変数の積の関係式で表される。この式の対数をとることによって各変数の線形和の関係式として以下のように記述することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
 ただし、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
 ここで、式(１０)第１項の
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000019
が実効入射光量を、第２項の
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000020
が実効検出効率を表している。
　次に、計測チャンネルとこれを構成するプローブの関係を本発明者等による上記特許文献１および非特許文献１に倣ってプローブ配置行列と呼ぶ行列で表現する。プローブ配置行列
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000021
はＮ×(ｎ＋ｍ)の行列であり、光源プローブｉと検出器プローブｊがチャンネルｋを構成するとき、その要素を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000022
 で定義する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000023
は各ｆＮＩＲＳ装置で採用しているチャンネル／プローブ配置によって異なり、例えば、２本の光源プローブ、２本の検出器プローブを用いて図２のａのように４個のチャンネルを構成した場合に
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000024
は図２のｂのようになる。どのような規模・パターンのチャンネル／プローブ配置であっても、これに対応して
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000025
は必ず１つだけ定まり、また
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000026
の擬似逆行列
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000027
もこれに対応して必ず１つだけ定まる。このプローブ配置行列
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000028
を用いると、任意のチャンネルに関する上記式(７)の関係式は次の行列演算にまとめられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000029
 ここで
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000030
は観測光量の対数ｌｏｇＪk,λ,(１≦ｋ≦Ｎ)を要素とする列ベクトルであり、実測によって与えられる。一方、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000031
は推定したい実効入射光量に関する項
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000032
ただし(１≦ｉ≦ｎ)、および実効検出効率に関する項
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000033
ただし(ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍ)、を要素とする以下の列ベクトルである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000034
 式(１３)の左から
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000035
を掛けることによって、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000036
の特殊解が以下のように求まる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000037
 上記式(１４)と(１５)の比較から以下の関係が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000038
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000039
 従って、実効入射光量と実効検出効率はそれぞれ
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000040
ただし(１≦ｉ≦ｎ)、と
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000041
ただし(ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍ)、として推定できる。ここで、実効入射光量
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000042
はａjの調整に対して独立であり、実効検出効率
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000043
はａiの調整に対して独立であるため、観測光量Ｊk,λそのものを平準化するときのようなプローブネットワークを介して互いの調整が干渉し合う困難を回避して、平準化を達成することが可能である。なお、実効入射光量と実効検出効率を示す式には未定係数Ｃ1，Ｃ2が含まれるが、本発明では、以下で示す通り、これらの係数を決定することなく平準化手続きを完遂できる。
　(厳密には、式(１４)，(１５)を指数化して式(１６)，(１７)を導く際に、Ｃ1，Ｃ2とは別に新たにスケール定数が生じるため、この定数のプローブ間での一意性を議論しておく必要がある。結論としては、この定数は任意のプローブネットワーク内のすべてのプローブに関して一意であると想定できる。以下(ｉ)～(ｉｖ)に詳細を述べる。
（ｉ）不定連立方程式の一般解は、特殊解と同伴方程式
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000044
の解の和で表現できる。
（ｉｉ）疑似逆行列
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000045
を用いて
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000046
を考えると、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000047
であるから、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000048
は
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000049
の特殊解である。
（ｉｉｉ）次に同伴方程式
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000050
を考える。
光源プローブの数をｎ、検出器プローブの数をｍとして、次の
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000051
をこの同伴方程式の解とする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000052
任意の解から光源プローブｉ、検出器プローブｊで構成されるチャンネルｋの観測量Ｊk,λを再構成することを考えると、式(６)、(１１)から
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000053
となるべきである。これを満たすためには同伴方程式の解において
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000054
が成り立たなければならない。すなわち、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000055
(ここでｃは任意の定数)。
　ところで、光源プローブｉを共有する別のチャンネルｋ’においても同様の要請があるので、これに関わる検出器プローブをｊ’とすると
 
が成り立たなければならないから
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000056
が成立する。同様に検出器プローブｊを共有するチャンネル間においては、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000057
が成り立つ。
　したがって、光源プローブや検出器プローブを共有するようにチャンネル構成されたプローブネットワーク内においては、すべての光源プローブｉ、検出器プローブｊに関して
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000058
となる。
(ｉｖ)以上から、
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000059
の一般解は、ｃをある定数として
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000060
と書ける。このことは、本発明の方法により推定された実効入射光量や実効検出効率に含まれるスケール定数がプローブ間で一意の値をもち、したがって、それらをプローブ間で相互比較できることを保証する。
　本発明の近赤外脳機能計測装置における検出器雑音平準化について説明する。当該測定装置で、生体に対する光照射の安全ガイドラインに従って光源プローブから射出し得る最大光量をＩsafeとする。このとき、光源プローブの実効入射光量のなかの最大値
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000061
ですらＩsafe以下であることは自明である。この
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000062
にすべての光源プローブの実効入射光量を等しくすることが、生体安全性を保ちながら最も計測Ｓ／Ｎの良好な雑音平準化状態を実現する方法である。ただし、この平準化を達成した状態においては光源プローブから射出される光量がＩsafeを超えてしまう場合もあり得る。従って、この調整状態のままプローブを頭表から脱離したり、毛髪の少ない頭皮部にずらしたりすれば、過大光量照射が生じ得る。これを避けることが安全上さらに必要となる。以上を考慮した検出器雑音の平準化および計測の手続きを以下に述べる。
　１．プローブを頭部に装着したのちに、装置のすべて光減衰器の透過率を１に設定し、すべての光源強度をＩsafeにする。
　２．１.の設定で、どちらかの波長λを選び、式(１６)、(１７)により各プローブの
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000063
すなわち実効入射光量と実効検出効率
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000064
を推定する。
　３．光源プローブ側の各光減衰器の透過率ａiを下式(１８)
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000065
 のように設定し、実効入射光量
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000066
を平準化する。
　４．次に、すべての光源強度を下式(１９)で定められるＷ倍だけ増大させる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000067
 　５．検出器プローブ側の各光減衰器の透過率ａjを下式(２０)
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000068
 のように設定し、実効検出効率
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000069
を平準化する。
　６．上記の設定によりオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の平準化が達成される。この設定を保持した状態でデータ計測を行う。
　７．計測終了と同時に１.の状態に復帰させるか、もしくはすべての光源出力を遮断する。なお、式(１８)～(２０)に示されたとおり、上記すべての過程１.～７.において未定係数Ｃ1，Ｃ2に関わりなく手続きを行うことができる。
　上記説明では近赤外脳機能計測装置の検出器雑音平準化について説明したが、光源プローブと検出器プローブを共有するようにチャンネル構成されたプローブネットワークを用いる場合であれば適用可能である。

Claims (2)

  1. 　頭表に配置されるｎ個の光源プローブｉ、１≦ｉ≦ｎおよびｍ個の検出器プローブｊ、ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍと、各光源から波長λの光を透過率ａiで各光源プローブｉに導入する光減衰器ｉと、各検出器プローブｊで検出した波長λの光を透過率ａjで計測データ部に送る光減衰器ｊと、前記計測データ部で受けた検出データを処理して光源プローブｉと検出器プローブｊで構成されるＮ個のチャンネルｋ、１≦ｋ≦Ｎにおけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの分光吸収特性に基づく計測光の吸光度変化から脳機能活動を検出する制御手段を備えた近赤外脳機能計測装置であって、
    　前記制御手段は、予め、
    (１)すべての光減衰器の透過率を１に設定しすべての光源強度を安全に照射し得る最大光量に設定して各光源プローブｉの実効入射光量とそのうち最小の実効入射光量および最大の実効入射光量を求め、
    　光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを、前記最小の実効入射光量を光源プローブｉの実効入射光量で割り算した値に変更することにより実効入射光量を平準化し、
    (２)すべての光源強度をＷ倍、ただしＷ＝［前記最大の実効入射光量／前記最小の実効入射効率］だけ増大して変更し、検出器プローブｊの実効検出効率とそのうちの最小の実効検出効率を求め、
    　検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを、前記最小の実効検出効率を検出器プローブｊの実効検出効率で割り算した値に変更することにより実効検出効率を平準化しておくように制御することにより、オキシヘモグロビンの検出器雑音の分散およびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散をすべてのチャンネルｋ間で揃えたことを特徴とする近赤外脳機能計測装置。
  2. 　ｎ個の光源プローブｉ、１≦ｉ≦ｎおよびｍ個の検出器プローブｊ、ｎ＋１≦ｊ≦ｎ＋ｍを頭表に配置し、各光源から波長λの光を光減衰器ｉを介して透過率ａiで各光源プローブｉに導入し、各検出器プローブｊで検出した波長λの光を光減衰器ｊを介して透過率ａjで計測データ部に送り、前記計測データ部で受けた検出データを処理して光源プローブｉと検出器プローブｊで構成されるＮ個のチャンネルｋ、１≦ｋ≦Ｎにおけるオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの分光吸収特性に基づく計測光の吸光度変化から脳機能活動を検出する近赤外脳機能計測方法であって、
    　すべての光源プローブｉおよびすべての検出器プローブｊを頭表に装着し、すべての光減衰器の透過率を１に設定し、すべての光源強度を安全に照射し得る最大光量に設定して各光源プローブｉの実効入射光量とそのうち最小の実効入射光量および最大の実効入射光量を求める工程と、
    　光源プローブ側の光減衰器ｉの透過率ａiを、前記最小の実効入射光量を光源プローブｉの実効入射光量で割り算した値に変更することにより実効入射光量を平準化する工程と、
    　すべての光源強度をＷ倍、ただしＷ＝［前記最大の実効入射光量／前記最小の実効入射効率］だけ増大して変更し、検出器プローブｊの実効検出効率とそのうちの最小の実効検出効率を求める工程と、
    　検出器プローブ側の光減衰器ｊの透過率ａjを、前記最小の実効検出効率を検出器プローブｊの実効検出効率で割り算した値に変更することにより実効検出効率を平準化する工程により、
    　予めオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散およびデオキシヘモグロビンの検出器雑音の分散をすべてのチャンネルｋ間で揃えたことを特徴とする近赤外脳機能計測方法。
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