WO2016208010A1 - 散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法 - Google Patents

散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法 Download PDF

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裕昭 鈴木
鈴木　俊彦
悦子 矢巻
秀 本間
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浜松ホトニクス株式会社
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    • G01N2021/4742—Details of optical heads therefor, e.g. using optical fibres comprising optical fibres

Definitions

  • One aspect of the present invention relates to a scattering medium measuring apparatus and a scattering medium measuring method.
  • Patent Document 1 describes a method and apparatus for measuring internal information of a scattering medium.
  • light pulses having a plurality of wavelengths are incident on a scattering medium, output light is detected by a photodetector, and internal information of the scattering medium is calculated based on the detection result.
  • TIS method time-resolved integral measurement method
  • MBL method spectroscopic measurement method
  • Non-Patent Document 1 describes a method of measuring the concentration of oxygenated hemoglobin and deoxygenated hemoglobin using near infrared time-resolved spectroscopy.
  • the Mie scattering approximation is applied, the converted scattering coefficient is used as a function of wavelength, and the concentration is calculated based on each wavelength value.
  • the internal information may be calculated using converted scattering coefficients at a plurality of wavelengths. For example, when calculating the concentration information of the light-absorbing substance as the internal information, the absorption coefficient and the converted scattering coefficient at each wavelength are calculated, and the concentration information is calculated based on these values. In such a case, the conventional general method calculates the internal information after calculating the converted scattering coefficient and the absorption coefficient for each wavelength using the light diffusion theory based on the detection result for each wavelength. .
  • Non-Patent Document 1 proposes a method that considers the wavelength dependence of the converted scattering coefficient, but Mie scattering approximation is used for the wavelength dependence of the converted scattering coefficient. Since Mie scattering is a theory that assumes a uniform sphere (diameter approximately equal to the wavelength) of an arbitrary material in a uniform medium, an error becomes large in an actual scattering absorber such as a biological tissue.
  • An aspect of the present invention has been made in view of such problems, and an object thereof is to provide an apparatus and a method capable of calculating a reduced scattering coefficient and an absorption coefficient with high accuracy.
  • a scattering medium measuring apparatus is a device that measures a reduced scattering coefficient and an absorption coefficient of a scattering medium, and the wavelengths input to the scattering medium are different from each other.
  • a light source that outputs a plurality of light pulses
  • a light detector that detects each light pulse that has propagated inside the scattering medium, and outputs a detection signal, and a converted scattering coefficient based on the detection signal by time-resolved spectroscopy
  • a calculation unit that calculates an absorption coefficient, the calculation unit determines data related to a ratio of a converted scattering coefficient between wavelengths of a plurality of light pulses, and time-resolved measurement profiles and data of each wavelength based on a detection signal Based on the above, a reduced scattering coefficient and an absorption coefficient are calculated.
  • the scattering absorber measuring method is a method of measuring a reduced scattering coefficient and an absorption coefficient of a scattering absorber, and inputting a plurality of light pulses having different wavelengths to the scattering absorber (input step). ), Detecting each light pulse propagated inside the scattering medium, outputting a detection signal (light detection step), and based on the detection signal, the converted scattering coefficient and absorption coefficient are calculated by time-resolved spectroscopy.
  • a step of calculating (calculating step), wherein in the calculating step, data relating to a ratio of a converted scattering coefficient between wavelengths of a plurality of light pulses is determined, and time-resolved measurement profiles and data of each wavelength based on a detection signal are determined. Based on this, a reduced scattering coefficient and an absorption coefficient are calculated.
  • the calculation accuracy of the converted scattering coefficient and the absorption coefficient is improved as compared with the method of calculating the converted scattering coefficient and the absorption coefficient by applying the light diffusion theory to the time-resolved measurement profile of each wavelength. Can do.
  • the calculation unit may perform fitting based on the light diffusion equation for the time-resolved measurement profile of each wavelength while associating the converted scattering coefficient at each wavelength based on the determined data. Good.
  • fitting based on the light diffusion equation is performed on the time-resolved measurement profile of each wavelength while associating the converted scattering coefficient at each wavelength based on the determined data. You may go. According to such a method, since fitting is performed on a plurality of time-resolved measurement profiles while associating the converted scattering coefficients of the respective wavelengths, the calculation accuracy of the converted scattering coefficient and the absorption coefficient can be improved.
  • the calculation unit may perform weighting based on the time-resolved measurement profile of each wavelength with respect to the converted scattering coefficient for each wavelength used for fitting.
  • weighting based on the time-resolved measurement profile of each wavelength may be performed on the converted scattering coefficient for each wavelength used for fitting.
  • data relating to the ratio of the converted scattering coefficient between the wavelengths of a plurality of light pulses may be stored in the storage device. According to this method, since the data related to the ratio of the converted scattering coefficient can be accurately measured under favorable conditions, the calculation accuracy of the converted scattering coefficient and the absorption coefficient can be further increased.
  • the reduced scattering coefficient and the absorption coefficient can be calculated with high accuracy.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing a configuration of a first embodiment of a measuring apparatus according to one aspect of the present invention.
  • This measuring apparatus 1A is an apparatus that measures internal information of the scattering medium B by time-resolved spectroscopic measurement using near infrared light.
  • the scattering medium B is, for example, a part of a living body, and the internal information includes, for example, oxygenated hemoglobin concentration, deoxygenated hemoglobin concentration, total hemoglobin concentration, oxygen saturation, and the like.
  • hemoglobin dynamics can be quantitatively measured in a non-invasive and simple manner, and therefore can be applied to intracerebral oxygen metabolism monitoring and muscle evaluation during exercise.
  • the measuring apparatus 1A includes a light source unit 31, a light irradiation fiber 32, a light detection unit 41, a light detection fiber 42, a calculation unit 5, a display unit 9, and these components. And a control unit 10 that performs control.
  • the light source unit 31 and the light irradiation fiber 32 are light input units in the present embodiment, and input a plurality of lights having different wavelengths to the scattering medium B.
  • the light source unit 31 is a light source that outputs light input to the scattering medium B.
  • the light source unit 31 generates N (N is an integer of 2 or more) light pulses P (1) to P (N).
  • One end of the light irradiation fiber 32 is optically connected to the light source unit 31, and the other end (light input end) of the light irradiation fiber 32 is disposed at a predetermined light input position S on the surface of the scattering medium B. .
  • Each light pulse P (n) output from the light source unit 31 is input to one end of the light irradiation fiber 32 and irradiated to the inside of the scattering medium B from the other end of the light irradiation fiber 32.
  • the light source unit 31 is electrically connected to a signal processing unit 51 (described later) of the calculation unit 5, and a trigger signal S1 indicating the light emission timing of the light pulses P (1) to P (N) in the light source unit 31. Is output to the signal processing unit 51.
  • the light emission timing of the light pulses P (1) to P (N) is controlled by the control unit 10.
  • the light source unit 31 various types such as a light emitting diode, a laser diode, a super luminescent diode, and various pulse laser devices are used.
  • the light pulse P (n) generated in the light source unit 31 has a short pulse width to the extent that the amount of change in the absorption coefficient of the scattering medium B can be measured, and the light absorption rate in the light absorption characteristics of the substance to be measured.
  • a near-infrared light pulse having a center wavelength at a low wavelength is used.
  • n 3
  • the wavelengths of the light pulses P (1) to P (3) are 760 nm, 800 nm, and 830 nm, respectively.
  • the light detection unit 41 and the light detection fiber 42 detect each light propagated through the scattering medium B.
  • the light detection unit 41 is a light detector that detects each light pulse propagated through the scattering medium B and outputs a detection signal.
  • One end (light detection end) of the light detection fiber 42 is disposed at a predetermined light detection position D on the surface of the scattering medium B, and the other end of the light detection fiber 42 is optically connected to the light detection unit 41. ing.
  • the light detection unit 41 detects the detection light generated by the light pulse P (n) propagating through the scattering medium B through the light detection fiber 42.
  • the signal output terminal of the light detection unit 41 is electrically connected to a signal processing unit 51 (described later) of the calculation unit 5, and the light detection unit 41 detects a light detection signal indicating the detection timing of the detected light (photon).
  • (Detection signal) S2 is output to the signal processing unit 51. Since this photodetection signal S2 indicates the detection timing when one photon is detected, when the number of photons detected at each detection timing is plotted, a time-resolved measurement profile that is a temporal change in the intensity of the detection light is obtained. Can do.
  • the light detection unit 41 various photodetectors such as a photomultiplier tube (PMT), an avalanche photodiode, a PIN photodiode, and an MPPC (Multi-Pixel Photon Counter) are used. Further, it is desirable that the light detection unit 41 has a spectral sensitivity characteristic that can sufficiently detect each wavelength of the light pulses P (1) to P (N). When the detection light is weak, a high sensitivity or high gain photodetector may be used. Furthermore, the light detection unit 41 is not limited to outputting the light detection signal S2 indicating the detection timing of the detected light, but may output the light detection signal S2 indicating the intensity of the detected light.
  • PMT photomultiplier tube
  • avalanche photodiode avalanche photodiode
  • PIN photodiode a PIN photodiode
  • MPPC Multi-Pixel Photon Counter
  • the light input end of the light irradiation fiber 32 and the light detection end of the light detection fiber 42 are fixed to the optical fiber holder 2 disposed on the surface of the scattering medium B.
  • the optical fiber holder 2 is, for example, a pad.
  • the optical fiber holder 2 may be formed of a flexible member that can be deformed along the surface of the scattering medium B, for example.
  • the optical fiber holder 2 can be omitted.
  • the light source unit 31 and the light detection unit 41 may be provided in the optical fiber holder 2 without using the light irradiation fiber 32 or the light detection fiber 42.
  • the light pulse P (n) output from the light source unit 31 is directly input to the scattering medium B.
  • the light detection unit 41 detects the detection light output from the scattering medium B on the surface of the scattering medium B.
  • FIG. 2 is a time-resolved measurement which is a time change of each light intensity of the detection light detected by the light detection unit 41 when the light pulse P (n) output from the light source unit 31 is input to the scattering medium B. It is a graph which shows an example of a profile. In FIG. 2, the vertical axis indicates the light amount (logarithmic scale), and the horizontal axis indicates time.
  • Graph G11 is the time waveform of the optical pulse intensity input from the light source unit 31 at time t 0 to the scattering medium B (input waveform).
  • Graph G12 is the time waveform of the detected light intensity corresponding to the light pulse input at time t 0 (detection waveform).
  • the detected waveform is a certain distribution curve.
  • the calculation unit 5 calculates a converted scattering coefficient and an absorption coefficient inside the scattering medium B based on the detection result of the light detection unit 41, and further calculates internal information.
  • the calculation unit 5 is, for example, a computer.
  • the calculation unit 5 includes a processor, and the processor operates as a signal processing unit 51, an optical characteristic measurement unit 52, and a calculation processing unit 54 according to a calculation program. Accordingly, the calculation unit 5 includes a signal processing unit 51, an optical characteristic measurement unit 52, a converted scattering coefficient database 53, and a calculation processing unit 54.
  • the signal processing unit 51 is electrically connected to the light source unit 31 and receives a trigger signal S1 indicating the light emission timing of the light pulses P (1) to P (N) in the light source unit 31.
  • the signal processing unit 51 is electrically connected to the light detection unit 41, and receives the light detection signal S2 indicating the detection timing of the detected light (photon). Based on the trigger signal S1 and the light detection signal S2, the signal processing unit 51 performs a plurality of (N) time-resolved measurement waveforms (time-resolved waveforms) by a time-correlated single photon counting method. Get the measurement profile.
  • the signal processing unit 51 outputs the data D1 related to the N time-resolved measurement waveforms thus obtained to the optical characteristic measurement unit 52.
  • the optical characteristic measurement unit 52 converts the scattering based on the data D1 related to the time-resolved measurement waveform of each wavelength acquired based on the light detection signal S2 and the data D2 related to the ratio of the converted scattering coefficient between the wavelengths of the plurality of light pulses. Calculate the coefficient and absorption coefficient. Specifically, the optical characteristic measurement unit 52 uses the data D1 regarding the N time-resolved measurement waveforms provided from the signal processing unit 51, and calculates the absorption coefficient and the converted scattering coefficient based on the light diffusion equation (Photon Diffusion Theory). calculate. The optical characteristic measurement unit 52 of the present embodiment reads data D2 stored in advance in the converted scattering coefficient database 53, and calculates the converted scattering coefficient using the data D2.
  • the converted scattering coefficient database 53 is a storage device (storage) that stores data relating to the ratio of the converted scattering coefficient between wavelengths of a plurality of light pulses, and is electrically connected to an auxiliary storage device of a computer or a computer, for example.
  • the data D2 includes a ratio (R 1 : R 2 : ⁇ ) of a converted scattering coefficient between wavelengths ( ⁇ 1 , ⁇ 2 ,..., ⁇ N ) of a plurality of light pulses P (1) to P (N).
  • ⁇ ⁇ Information on R N ) is included. This information was obtained by preliminarily measuring the converted scattering coefficient for each wavelength of the reference scattering absorber before use of the measuring apparatus 1A (for example, when manufacturing the measuring apparatus 1A) under suitable conditions. It is a numerical value.
  • FIG. 3 is a graph showing the relationship between the converted scattering coefficient and the wavelength obtained by the present inventor by measuring the converted scattering coefficient for the left and right forehead portions of 50 adult men and women.
  • the standard deviation (I mark in the figure) and the average value (black circle in the figure) of the converted scattering coefficient measured at each of the six wavelengths included in the wavelength range from 690 nm to 840 nm are shown.
  • the converted scattering coefficient decreases as the wavelength increases.
  • the conversion scattering coefficient follows a fixed ratio between each wavelength.
  • the optical characteristic measurement unit 52 reads the data D2 from the converted scattering coefficient database 53, and assumes that the converted scattering coefficient of each wavelength follows a ratio (R 1 : R 2 :... R N ). In other words, the optical characteristic measurement unit 52 calculates the converted scattering coefficient for each wavelength as R 1 ⁇ ⁇ ' s, R , R 2 ⁇ ⁇ ' s, R , ..., R N ⁇ ⁇ ' s, R (where It is assumed that ⁇ ′ s, R is a basic conversion scattering coefficient).
  • the optical characteristic measurement unit 52 fits the time-resolved measurement profiles at a plurality of wavelengths ⁇ 1 , ⁇ 2 ,..., ⁇ N based on the data D1 to the solution of the light diffusion equation, thereby performing basic conversion scattering.
  • the conversion scattering coefficient for each wavelength can be calculated.
  • the basic conversion scattering coefficient ⁇ ′ s, R is a conversion scattering coefficient at the basic wavelength.
  • the fundamental wavelength in FIG. 5 is 793 nm
  • the fundamental conversion scattering coefficient ⁇ ′ s, R is 10.287.
  • the optical characteristic measurement unit 52 may further perform weighting based on the time-resolved measurement profile at each wavelength for the converted scattering coefficient for each wavelength.
  • the optical characteristic measurement unit 52 includes the S / N ratio of N time-resolved measurement waveforms included in the data D1 and / or the detection light corresponding to each of the light pulses P (1) to P (N).
  • Examples of the solution of the light diffusion equation used for fitting include those disclosed in Non-Patent Document 2 described above.
  • the following equation (1) is obtained for each wavelength.
  • F 1 ( ⁇ , t) , ⁇ , F N ( ⁇ , t) are respectively the wavelength lambda 1, ⁇ ⁇ ⁇ , the time response function of the reflection type in lambda N.
  • ⁇ is the distance between the optical axes
  • t is the response time
  • c is the speed of light in the scattering medium.
  • the converted scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 :...: R N ) is stored in advance in the converted scattering coefficient database 53, but the converted scattering coefficient ratio ( R 1 : R 2 :...: R N ) may be input from the outside of the measurement apparatus 1A, so that the optical characteristic measurement unit 52 may determine the data D2.
  • R N is, for example, the use of MRI or ultrasonic data capable of measuring the structure and water content in the scattering medium B (for example, biological tissue), It is suitably constructed as a database by collecting various measurement sites, inter-fiber distances, ages, and converted scattering coefficient data for each sex by a time-resolved spectroscopic device in a state where sufficient measurement accuracy is realized.
  • the scattering medium B for example, biological tissue
  • the absorption of each wavelength is combined with the nonlinear least square method using the Levenberg-Marquardt method so that the difference between the N time-resolved measurement waveforms and the above equation (1) approaches the minimum.
  • the coefficient and the basic equivalent scattering coefficient ⁇ ′ s, R are determined.
  • the arithmetic processing unit 54 calculates internal information inside the scattering medium B, for example, an absorbent concentration.
  • ⁇ HbO2 ⁇ is the molar extinction coefficient of oxygenated hemoglobin at wavelength ⁇
  • ⁇ Hb ⁇ is the molar extinction coefficient of deoxygenated hemoglobin at wavelength ⁇ .
  • the arithmetic processing unit 54 may calculate the tissue oxygen saturation SO 2 from the following equation (3) based on the calculated oxygenated hemoglobin concentration C HbO2 and deoxygenated hemoglobin concentration C Hb .
  • the display unit 9 displays arbitrary parameters (for example, oxygenated hemoglobin concentration C HbO2 , deoxygenated hemoglobin concentration C Hb ) among the parameters calculated by the optical property measuring unit 52 and the arithmetic processing unit 54. The person who performs the measurement and the subject recognize the parameter value by the display unit 9.
  • arbitrary parameters for example, oxygenated hemoglobin concentration C HbO2 , deoxygenated hemoglobin concentration C Hb
  • FIG. 4 is a flowchart showing the operation of the measuring apparatus 1A and the scattering medium measuring method.
  • a reduced scattering coefficient ratio (R 1 : R) is measured by measuring a plurality of scattering absorbers B (for example, biological tissues) under stable conditions in which a high S / N ratio is obtained. 2 :...: R N ) is determined (step S10).
  • the converted scattering coefficient ratio may be accurately measured by using MRI or ultrasonic data.
  • the converted scattering coefficient greatly depends on the structure and water content in the scattering medium, the age, sex, measurement site, and light input position S and light detection position D of various subjects using time-resolved spectroscopic measurement.
  • the determined converted scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 :...: R N ) may be stored in the converted scattering coefficient database 53 or may be manually set during the measurement described later. .
  • step S11 warm-up operation of the measuring apparatus 1A is performed (step S11), and the optical fiber holder 2 in which the light irradiation fiber 32 and the light detection fiber 42 are attached to the surface of the scattering medium B to be measured. Arrange (step S12).
  • step S13 select a conversion scattering coefficient ratio that matches the measurement target from a plurality of conversion scattering coefficient ratios.
  • step S13; YES When the converted scattering coefficient database 53 is used (step S13; YES), a converted scattering coefficient ratio suitable for the measurement target is selected from the converted scattering coefficient database 53 (step S14).
  • step S15 When the converted scattering coefficient database 53 is not used (step S13; NO), a converted scattering coefficient ratio suitable for the measurement target is manually set (step S15).
  • a plurality of light pulses P (n) having different wavelengths are sequentially input from the light source unit 31 to the light input position S of the scattering medium B through the light irradiation fiber 32, and the inside of the scattering medium B.
  • Each of the light pulses P (n) propagated through the light is guided to the light detection unit 41 via the light detection fiber 42 and detected (light detection step S16).
  • the signal processing unit 51 Based on the detection result in the light detection step S13, the signal processing unit 51 generates data D1 related to N time-resolved measurement waveforms.
  • the data D1 is provided to the optical property measurement unit 52.
  • the optical property measuring unit 52 a wavelength ( ⁇ 1, ⁇ , ⁇ N ) the reduced scattering coefficient for each, a ratio (R 1: R 2: ⁇ : R N) R 1 ⁇ as conforming to ⁇ ′ s, R , R 2 ⁇ ⁇ ′ s, R ,..., R N ⁇ ⁇ ′ s, R (where ⁇ ′ s, R is a basic conversion scattering coefficient).
  • the optical characteristic measurement unit 52 performs weighting on the converted scattering coefficient for each wavelength based on the reliability of the detection result (N time-resolved measurement waveforms) for each wavelength (step S17).
  • the optical characteristic measurement unit 52 includes the S / N ratio of N time-resolved measurement waveforms included in the data D1 and / or the detection light corresponding to each of the light pulses P (1) to P (N). It is preferable to determine the measurement reliability of each wavelength from the intensity (the number of detected photons) and give a weight distribution calculated from the measurement reliability.
  • the arithmetic processing unit 54 calculates internal information inside the scattering medium B, for example, an absorbing substance concentration (step S19).
  • data D2 relating to the reduced scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 :... RN ) between wavelengths of the plurality of light pulses P (n) is prepared in advance.
  • the converted scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 :... R N ) between a plurality of wavelengths is a plurality of times. This is because it is considered almost constant throughout the measurement.
  • the time of a plurality of wavelengths based on the data D1 assuming that the converted scattering coefficient for each wavelength follows the converted scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 :... R N ).
  • weighting based on the reliability of N time-resolved measurement waveforms may be performed on the converted scattering coefficient for each wavelength used for fitting.
  • the reliability of the N time-resolved measurement waveforms may vary depending on the number of detected photons, the S / N ratio, and the like. . Even in such a case, weighting in consideration of reliability can suppress the influence of a wavelength having a low S / N ratio, and can further increase the calculation accuracy of the converted scattering coefficient and the absorption coefficient.
  • the numerical value obtained by the conventional measuring method (The conversion scattering coefficient is determined for every wavelength) is also shown as a comparative example. Referring to FIG. 5, it can be seen that the ratio of the converted scattering coefficient obtained by the present embodiment follows the above-described converted scattering coefficient ratio (R 1 : R 2 : R 3 ).
  • FIGS. 6A and 6B show an absorption coefficient and a converted scattering coefficient for each wavelength measured by the measuring apparatus 1A and the measuring method of the present embodiment, and a comparative example measured by a conventional method. It is a graph which shows the absorption coefficient and conversion scattering coefficient for each wavelength as. Further, FIG. 6C shows oxygenated hemoglobin concentration C HbO2 , deoxygenated hemoglobin concentration C Hb , total hemoglobin concentration C tHb , and tissue calculated from the results of FIGS. 6A and 6B. is a table showing the oxygen saturation SO 2. In addition, each numerical value described in FIG. 6 represents (average value) ⁇ (standard deviation).
  • the standard deviation of the numerical values obtained by the measuring apparatus 1A and the measuring method of the present embodiment is much smaller than the standard deviation of the numerical values of the comparative example. From this, it can be seen that according to the measurement apparatus 1A and the measurement method of the present embodiment, the calculation accuracy of the converted scattering coefficient and the absorption coefficient can be improved.
  • FIG. 7 and 8 show the absorption coefficient, the converted scattering coefficient, and the amount of hemoglobin (total hemoglobin concentration C tHb and tissue oxygen saturation SO 2) obtained by changing the measurement time during the measurement of the forehead from 100 ms to 5000 ms. It is a graph which shows the variation coefficient value of).
  • FIG. 7 shows variation coefficient values obtained by the conventional method
  • FIG. 8 shows variation coefficient values obtained by the measuring apparatus 1A and the measurement method of the present embodiment.
  • the reduced scattering coefficient ratio R 1 : R 2 : R 3 is the same as described above. Normally, the coefficient of variation value decreases as the measurement time increases (that is, the measurement accuracy increases). As is apparent from a comparison between FIG. 7 and FIG.
  • the measurement apparatus 1A and measurement method of the present embodiment are the same.
  • the coefficient of variation value is smaller than that of the conventional method.
  • the measurement time for obtaining a certain measurement accuracy can be shortened by the measurement apparatus 1A and the measurement method of the present embodiment.
  • FIG. 9 and 10 are graphs showing the results of measuring the absorption coefficient and the reduced scattering coefficient for each wavelength (689 nm, 732 nm, and 759 nm) using a blood phantom.
  • the horizontal axis represents time
  • the vertical axis represents the absorption coefficient (unit: cm ⁇ 1 ) and the reduced scattering coefficient (unit: cm ⁇ 1 ).
  • FIG. 9 shows the result of the conventional method
  • FIG. 10 shows the result of the measuring apparatus 1A and the measuring method of the present embodiment.
  • Time t 1 in the figure shows the timing when dry yeast was added to consume oxygen in the blood phantom
  • time t 2 shows the timing when the attenuator was changed
  • time t 3 shows the timing when the attenuator was further changed. .
  • 11 and 12 are graphs showing the results of measuring the absorption coefficient and the converted scattering coefficient for each wavelength (689 nm, 732 nm, and 759 nm) of the human forearm.
  • the horizontal axis represents time
  • the vertical axis represents the absorption coefficient (unit: cm ⁇ 1 ) and the reduced scattering coefficient (unit: cm ⁇ 1 ).
  • FIG. 11 shows the result of the conventional method
  • FIG. 12 shows the result of the measuring apparatus 1A and the measuring method of the present embodiment.
  • Time t 4 in the figure indicates the timing when the cuff is attached to the forearm
  • time t 5 indicates the timing when the cuff is removed.
  • the tissue oxygen saturation SO 2 ranges from 0% to 100% over a wide range. Therefore, the S / N ratio tends to be lower than that of a living body.
  • the absorption coefficient at 689 nm is increased abruptly by attaching a cuff and giving a rapid change (deoxygenation) in the amount of hemoglobin. The ratio is lowered.
  • FIGS. 9 to 12 even in the state where the S / N ratio is low as described above, compared with the conventional method (FIGS. 9 and 11), the measurement apparatus 1A and the measurement method (FIG. 10 and FIG. 12), it can be seen that the amplitude of the graph is small and the measurement can be stably performed with high accuracy. This also makes it possible to shorten the measurement time.
  • the reduced scattering coefficient and the absorption coefficient can be calculated with high accuracy.
  • SYMBOLS 1A Scattering absorber measuring apparatus, 2 ... Optical fiber holder, 5 ... Calculation part, 9 ... Display part, 10 ... Control part, 31 ... Light source part (light source), 32 ... Light irradiation fiber, 41 ... Light detection part (Photodetector), 42 ... optical detection fiber, 51 ... signal processing unit, 52 ... optical characteristic measurement unit, 53 ... converted scattering coefficient database, 54 ... calculation processing unit, B ... scattering absorber, D ... light detection position , P (n): optical pulse, S: optical input position.

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Abstract

散乱吸収体測定装置は、散乱吸収体に入力される、互いに波長が異なる複数の光パルスを出力する光源と、散乱吸収体の内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力する光検出器と、検出信号に基づいて、時間分解分光計測法により換算散乱係数及び吸収係数を算出する演算部と、を備え、演算部は、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを決定し、検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及び比に関するデータに基づいて換算散乱係数及び吸収係数を算出する。

Description

散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法
　本発明の一側面は、散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法に関する。
　特許文献１には、散乱吸収体の内部情報の計測方法及び装置が記載されている。この文献に記載された方法及び装置では、複数の波長の光パルスが散乱吸収体に入射され、出力光が光検出器により検出され、その検出結果に基づいて散乱吸収体の内部情報が算出される。内部情報の算出の際には、光路長平均と分散、或いはそれらに相当する物理量を利用する分光計測方法（ＭＶＳ法）により、ＭＢＬ則に基づく時間分解積分計測法（ＴＩＳ法）及び位相変調計測法（ＰＭＳ法）を用いて吸収係数差を算出することによって散乱吸収体の内部情報が算出される。
　非特許文献１には、近赤外時間分解分光法を用いて酸素化ヘモグロビン及び脱酸素化ヘモグロビンの濃度を測定する方法が記載されている。この文献に記載された方法では、Ｍｉｅ散乱近似を適用して換算散乱係数を波長の関数とし、各波長値に基づいて濃度を算出している。
特開２０００－１４６８２８号公報
C. D’Andrea et al., "Time-resolved spectrally constrained method for the quantificationof chromophore concentrations and scattering parameters in diffusing media", OPTICS EXPRESS, Vol.14, No. 5, pp.1888-1898, 6 March 2006 M.S. Patterson et. al., "Time resolved reflectance and transmittance for non-invasivemeasurement of tissue", Optical Properties, Appl Optics 28, pp. 2331-2336, 1989
　散乱吸収体の内部情報を光を用いて非侵襲的に測定する際に、複数の波長における換算散乱係数を用いて該内部情報を算出する場合がある。例えば、内部情報として光吸収物質の濃度情報を算出する場合には、各波長における吸収係数及び換算散乱係数を算出し、これらの値に基づいて濃度情報を算出する。このような場合、従来の一般的な方法では、各波長毎の検出結果に基づいて、光拡散理論を用いて換算散乱係数及び吸収係数を各波長毎に算出した上で、内部情報を算出する。
　しかしながら、上記の方法では、例えば光の入射位置と検出位置との距離が長いときや、光吸収物質の濃度が大きく上昇したとき等に検出信号のＳ／Ｎ比が低下すると、換算散乱係数の精度に大きく影響し、ひいては内部情報の算出精度が低下してしまうという問題がある。なお、非特許文献１では換算散乱係数の波長依存性を考慮した手法が提案されているが、この換算散乱係数の波長依存性にはＭｉｅ散乱近似が利用されている。Ｍｉｅ散乱は均一媒質内の任意材質の均一な球（波長と同程度の直径）を想定した理論であるため、例えば生体組織といった現実の散乱吸収体では誤差が大きくなってしまう。
　本発明の一側面は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、換算散乱係数及び吸収係数を精度良く算出することができる装置及び方法を提供することを目的とする。
　上述した課題を解決するために、本発明の一側面による散乱吸収体測定装置は、散乱吸収体の換算散乱係数及び吸収係数を測定する装置において、散乱吸収体に入力される、互いに波長が異なる複数の光パルスを出力する光源と、散乱吸収体の内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力する光検出器と、検出信号に基づいて、時間分解分光計測法により換算散乱係数及び吸収係数を算出する演算部と、を備え、演算部は、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを決定し、検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及びデータに基づいて換算散乱係数及び吸収係数を算出する。
　また、本発明の一側面による散乱吸収体測定方法は、散乱吸収体の換算散乱係数及び吸収係数を測定する方法において、互いに波長が異なる複数の光パルスを散乱吸収体に入力するステップ（入力ステップ）と、散乱吸収体の内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力するステップ（光検出ステップ）と、検出信号に基づいて、時間分解分光計測法により換算散乱係数及び吸収係数を算出するステップ（算出ステップ）と、を備え、算出ステップでは、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを決定し、検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及びデータに基づいて換算散乱係数及び吸収係数を算出する。
　上記の散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法では、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータが決定される。換算散乱係数は波長と一定の相関があるので、各波長間での換算散乱係数の比は、複数回の測定を通じてほぼ一定とみなされるからである。そして、演算部（算出ステップ）において、各波長毎の換算散乱係数が換算散乱係数の比に従うものとして、検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及び決定されたデータに基づいて、換算散乱係数及び吸収係数を算出する。このような方式によれば、各波長の時間分解計測プロファイルに光拡散理論を適用して換算散乱係数及び吸収係数を算出する方法と比較して、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を高めることができる。
　上記の散乱吸収体測定装置では、演算部が、決定されたデータに基づいて各波長における換算散乱係数を関連付けながら、各波長の時間分解計測プロファイルに対して光拡散方程式に基づくフィッティングを行ってもよい。同様に、上記の散乱吸収体測定方法では、算出ステップにおいて、決定されたデータに基づいて各波長における換算散乱係数を関連付けながら、各波長の時間分解計測プロファイルに対して光拡散方程式に基づくフィッティングを行ってもよい。このような方式によれば、各波長の換算散乱係数を関連付けながら複数の時間分解計測プロファイルに対してフィッティングを行うため、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を高めることができる。
　また、上記の散乱吸収体測定装置では、演算部が、各波長の時間分解計測プロファイルに基づく重み付けを、フィッティングに用いられる各波長毎の換算散乱係数に対して行ってもよい。同様に、上記の散乱吸収体測定方法では、算出ステップにおいて、各波長の時間分解計測プロファイルに基づく重み付けを、フィッティングに用いられる各波長毎の換算散乱係数に対して行ってもよい。光検出器（光検出ステップ）において光パルスが検出される際には、検出されたフォトン数やＳ／Ｎ比などによって、各波長間で検出結果の信頼性にばらつきが生じることがある。そのような場合であっても、時間分解計測プロファイルを考慮した重み付けがなされることにより、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を更に高めることができる。
　上記の散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法では、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータが記憶装置に記憶されていてもよい。この方式によれば、予め換算散乱係数の比に関するデータを好条件下で精度良く測定しておくことができるので、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を更に高めることができる。
　本発明の一側面による散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法によれば、換算散乱係数及び吸収係数を精度良く算出することができる。
本発明の一側面による測定装置の一実施形態の構成を概略的に示すブロック図である。 光源部から出力される光パルス、及び光検出部において検出される検出光の各光強度の時間変化の一例を示すグラフである。 換算散乱係数と波長との関係を表すグラフである。 測定装置の動作及び散乱吸収体測定方法を示すフローチャートである。 図３に示される換算散乱係数の波長依存性のうち、波長λ1＝７５９ｎｍ、波長λ2＝７９３ｎｍ、波長λ3＝８３４ｎｍにおいて確認された換算散乱係数比Ｒ1：Ｒ2：Ｒ3＝１．０３６６：１．００００：０．９５９５）を用い、散乱吸収体であるヒト前額部を測定して得られた換算散乱係数を示す図表である。 （ａ）（ｂ）各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数と、従来の方法によって測定された比較例としての各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数とを示す図表である。（ｃ）酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、総ヘモグロビン濃度、及び組織酸素飽和度を示す図表である。 前額部測定時の計測時間を変化させて得られた、吸収係数、換算散乱係数、及びヘモグロビン量の変動係数値を示す図表である。 前額部測定時の計測時間を変化させて得られた、吸収係数、換算散乱係数、及びヘモグロビン量の変動係数値を示す図表である。 血液ファントムを用いて各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。 血液ファントムを用いて各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。 ヒト前腕部の各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。 ヒト前腕部の各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。
　以下、添付図面を参照しながら本発明の一側面による散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
　（実施の形態）
図１は、本発明の一側面による測定装置の第１実施形態の構成を概略的に示すブロック図である。この測定装置１Ａは、近赤外光を用いた時間分解分光計測法によって散乱吸収体Ｂの内部情報を測定する装置である。散乱吸収体Ｂは例えば生体の一部位であり、内部情報は例えば酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、総ヘモグロビン濃度、及び酸素飽和度等である。この測定装置１Ａによれば、非侵襲的かつ簡易的にヘモグロビン動態を定量的に計測することが可能なため、術中における脳酸素代謝モニターや運動時の筋肉評価などに応用可能である。
　図１に示されるように、測定装置１Ａは、光源部３１と、光照射用ファイバ３２と、光検出部４１と、光検出用ファイバ４２と、演算部５と、表示部９と、これらの制御を行う制御部１０とを備えている。
　光源部３１及び光照射用ファイバ３２は、本実施形態における光入力部であって、互いに波長が異なる複数の光を散乱吸収体Ｂに入力する。光源部３１は、散乱吸収体Ｂに入力される光を出力する光源である。例えば、光源部３１は、Ｎ個（Ｎは２以上の整数）の光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）を発生する。Ｎ個の光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の中心波長は互いに異なっており、各光パルスＰ（ｎ）（但し、ｎ＝１，・・・，Ｎ）の半値全幅は例えば１０ｐｓ～数ｎｓである。光照射用ファイバ３２の一端は光源部３１に光学的に接続され、光照射用ファイバ３２の他端（光入力端）は、散乱吸収体Ｂの表面における所定の光入力位置Ｓに配置される。光源部３１から出力された各光パルスＰ（ｎ）は、光照射用ファイバ３２の一端に入力され、光照射用ファイバ３２の他端から散乱吸収体Ｂの内部へ照射される。また、光源部３１は、演算部５の信号処理部５１（後述）に電気的に接続されており、光源部３１における光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の発光タイミングを示すトリガ信号Ｓ１を、信号処理部５１へ出力する。なお、光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の発光タイミングは、制御部１０によって制御される。
　光源部３１としては、発光ダイオード、レーザーダイオード、スーパールミネッセントダイオード、各種パルスレーザ装置など、様々なものが用いられる。光源部３１において発生する光パルスＰ（ｎ）としては、散乱吸収体Ｂの吸収係数の変化量を測定できる程度にパルスの時間幅が短く、且つ、被測定物質の光吸収特性において光吸収率が低い波長を中心波長とする近赤外光パルスが用いられる。一実施例では、ｎ＝３であり、光パルスＰ（１）～Ｐ（３）の波長はそれぞれ７６０ｎｍ、８００ｎｍ、８３０ｎｍである。
　光検出部４１及び光検出用ファイバ４２は、散乱吸収体Ｂの内部を伝搬した各光を検出する。光検出部４１は、散乱吸収体Ｂの内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力する光検出器である。光検出用ファイバ４２の一端（光検出端）は、散乱吸収体Ｂの表面における所定の光検出位置Ｄに配置され、光検出用ファイバ４２の他端は光検出部４１に光学的に接続されている。光検出部４１は、光パルスＰ（ｎ）が散乱吸収体Ｂの内部を伝搬して生じる検出光を、光検出用ファイバ４２を介して検出する。光検出部４１の信号出力端は演算部５の信号処理部５１（後述）に電気的に接続されており、光検出部４１は、検出された光（フォトン）の検出タイミングを示す光検出信号（検出信号）Ｓ２を信号処理部５１へ出力する。この光検出信号Ｓ２は、１フォトンが検出された際の検出タイミングを示すため、検出タイミング毎に検出されたフォトン数をプロットすると、検出光の強度の時間変化である時間分解計測プロファイルを得ることができる。
　光検出部４１としては、光電子増倍管（Photomultiplier Tube；ＰＭＴ）、アバランシェフォトダイオード、ＰＩＮフォトダイオード、ＭＰＰＣ（Multi-Pixel Photon Counter）といった様々な光検出器が用いられる。また、光検出部４１としては、光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の各波長を十分に検出可能な分光感度特性を有するものが望ましい。また、検出光が微弱であるときは、高感度あるいは高利得の光検出器が用いられてもよい。さらに、光検出部４１は、検出された光の検出タイミングを示す光検出信号Ｓ２を出力することに限らず、検出された光の強度を示す光検出信号Ｓ２を出力してもよい。
　一例では、光照射用ファイバ３２の光入力端と、光検出用ファイバ４２の光検出端とは、散乱吸収体Ｂの表面上に配置される光ファイバ保持具２に固定されている。光ファイバ保持具２は、例えば、パッドである。光ファイバ保持具２は、例えば柔軟性があり散乱吸収体Ｂの表面に沿って変形が可能な部材により構成されるとよい。
　なお、光ファイバ保持具２は省かれることもできる。また、光照射用ファイバ３２や光検出用ファイバ４２を用いずに、光ファイバ保持具２に光源部３１及び光検出部４１を設けてもよい。この場合、光源部３１から出力される光パルスＰ（ｎ）は、散乱吸収体Ｂに直接入力される。また、この場合、光検出部４１は、散乱吸収体Ｂから出力される検出光を散乱吸収体Ｂの表面で検出する。
　図２は、光源部３１から出力される光パルスＰ（ｎ）が散乱吸収体Ｂに入力された際の光検出部４１において検出される検出光の各光強度の時間変化である時間分解計測プロファイルの一例を示すグラフである。図２において、縦軸は光量（対数目盛）を示し、横軸は時間を示している。グラフＧ１１は、時刻ｔ０に光源部３１から散乱吸収体Ｂへ入力される光パルス強度の時間波形（入力波形）である。グラフＧ１２は、時刻ｔ０に入力された光パルスに対応する検出光強度の時間波形（検出波形）である。散乱吸収体Ｂの内部を伝搬した光が光検出位置Ｄに達する時間は、その伝搬状況によって一様ではなく、また、散乱吸収体Ｂでの散乱や吸収によって減衰を受ける。従って、図２のグラフＧ１２に示されるように、検出波形は或る一定の分布曲線となる。
　再び図１を参照する。演算部５は、光検出部４１での検出結果に基づいて、散乱吸収体Ｂの内部における換算散乱係数及び吸収係数を算出し、更に内部情報を算出する。演算部５は、例えば、コンピュータである。演算部５は、プロセッサを有しており、プロセッサは、演算プログラムにより、信号処理部５１、光学特性計測部５２、及び演算処理部５４として動作する。従って、演算部５は、信号処理部５１、光学特性計測部５２、換算散乱係数データベース５３及び演算処理部５４を有する。
　信号処理部５１は、光源部３１に電気的に接続されており、光源部３１における光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の発光タイミングを示すトリガ信号Ｓ１を受ける。また、信号処理部５１は、光検出部４１に電気的に接続されており、検出された光（フォトン）の検出タイミングを示す光検出信号Ｓ２を受ける。信号処理部５１は、これらのトリガ信号Ｓ１及び光検出信号Ｓ２に基づいて、時間相関単一光子計数法（Time-correlated single photon counting method）により複数（Ｎ個）の時間分解計測波形（時間分解計測プロファイル）を取得する。信号処理部５１は、こうして得られたＮ個の時間分解計測波形に関するデータＤ１を、光学特性計測部５２へ出力する。
　光学特性計測部５２は、光検出信号Ｓ２に基づいて取得された各波長の時間分解計測波形に関するデータＤ１及び複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータＤ２に基づいて換算散乱係数及び吸収係数を算出する。詳細すると、光学特性計測部５２は、信号処理部５１から提供されたＮ個の時間分解計測波形に関するデータＤ１を用い、光拡散方程式（Photon Diffusion Theory）に基づいて、吸収係数及び換算散乱係数を算出する。本実施形態の光学特性計測部５２は、換算散乱係数データベース５３に予め記憶されているデータＤ２を読み出し、このデータＤ２を使用して換算散乱係数を算出する。換算散乱係数データベース５３は、複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを記憶する記憶装置（ストレージ）であり、例えば、コンピュータの補助記憶装置やコンピュータに電気的に接続された外部記憶装置である。データＤ２には、複数の光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）の波長（λ1，λ2，・・・，λN）間での換算散乱係数の比率（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に関する情報が含まれている。この情報は、測定装置１Ａの使用前（例えば測定装置１Ａの製造時）に、好適な条件下において、基準となる散乱吸収体の波長毎の換算散乱係数が予め測定されることによって得られた数値である。
　ここで、図３は、本発明者が成人男女５０名の左右前額部を対象に換算散乱係数を測定して得られた、換算散乱係数と波長との関係を表すグラフである。同図には、６９０ｎｍから８４０ｎｍまでの波長域内に含まれる６つの波長それぞれにおいて測定された換算散乱係数の標準偏差（図中のＩ印）及び平均値（図中の黒丸）が示されている。同図に示されるように、換算散乱係数と波長との間には有意の相関があり、概ね、波長が大きいほど換算散乱係数が小さくなる。また、換算散乱係数が各波長間で一定の比率に従っていることがわかる。
　光学特性計測部５２は、換算散乱係数データベース５３からデータＤ２を読み出し、各波長の換算散乱係数が比率（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に従うものと仮定する。言い換えれば、光学特性計測部５２は、波長毎の換算散乱係数をＲ1・μ’s,R、Ｒ2・μ’s,R、・・・、ＲN・μ’s,R（但し、μ’s,Rは基本となる換算散乱係数）と仮定する。そして、光学特性計測部５２は、データＤ１に基づく複数波長λ1，λ2，・・・，λNでの時間分解計測プロファイルを光拡散方程式の解にまとめてフィッティングすることにより、基本換算散乱係数μ’s,R及び各波長毎の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を算出する。従って、光学特性計測部５２は、データＤ２に基づいて各波長における換算散乱係数を互いに関連付けながら、各波長の時間分解計測プロファイルに対して光拡散方程式に基づくフィッティングを行う。なお、この基本換算散乱係数μ’s,Rに各比率（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）を乗算すると、波長毎の換算散乱係数を算出することができる。また、基本換算散乱係数μ’s,Rとは、基本波長における換算散乱係数である。例えば、図５における基本波長は７９３ｎｍであり、基本換算散乱係数μ’s,Rは、１０．２８７となる。
　より好適な形態としては、光学特性計測部５２は、各波長における時間分解計測プロファイルに基づく重み付けを、各波長毎の換算散乱係数に対して更に行うとよい。一例としては、光学特性計測部５２は、データＤ１に含まれるＮ個の時間分解計測波形のＳ／Ｎ比、及び／又は各光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）に対応する検出光の強度（検出フォトン数）から各波長の測定信頼度を判断し、波長毎の換算散乱係数を光拡散方程式に適用する際に、測定信頼度から算出される重み配分を与えるとよい。
　フィッティングに用いられる光拡散方程式の解としては、例えば上述した非特許文献２に開示されているものが挙げられる。一例として、半無限スラブにおける反射型計測時（境界条件：Zero Boundary Condition）の解に換算散乱係数Ｒ1・μ’s,R、Ｒ2・μ’s,R、・・・、ＲN・μ’s,Rを適用すると、各波長に関して以下の式（１）が得られる。但し、Ｆ１（ρ，ｔ）、・・・、ＦＮ（ρ，ｔ）は、それぞれ波長λ1，・・・，λNにおける反射型の時間応答関数である。また、ρは光軸間距離であり、tは応答時間、ｃは散乱吸収体中の光速である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　なお、本実施形態では換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）が換算散乱係数データベース５３に予め記憶されているが、図示しない入力装置を介して換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）が測定装置１Ａの外部から入力することで、光学特性計測部５２がデータＤ２を決定してもよい。また、換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）は、例えば、散乱吸収体Ｂ（例えば生体組織）内の構造や水分量を計測できるＭＲＩや超音波データの利用、十分な測定精度を実現した状態での時間分解分光装置による様々な測定部位、ファイバ間距離、年代、及び性別ごとの換算散乱係数データの収集により、データベースとして好適に構築される。
　また、フィッティングの際には、Ｎ個の時間分解計測波形と上式（１）との差が最小に近づくように、Levenberg-Marquardt法による非線形最小二乗法などを併用して、各波長の吸収係数及び基本換算散乱係数μ’s,Rを決定する。その後、光学特性計測部５２は、決定した基本換算散乱係数μ’s,R若しくは各波長の換算散乱係数Ｒ1・μ’s,R、Ｒ2・μ’s,R、・・・、ＲN・μ’s,Rと、各波長の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）とを演算処理部５４へ出力する。
　演算処理部５４は、散乱吸収体Ｂ内部の内部情報、例えば吸収物質濃度を算出する。一例として、本実施形態の演算処理部５４は、光学特性計測部５２から提供された各波長の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を以下の式（２）に適用し、Ｎ個の連立方程式を解くことによって、酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbO2および脱酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbを算出する。なお、εHbO2,λは波長λでの酸素化ヘモグロビンのモル吸光係数であり、εHb,λは波長λでの脱酸素化ヘモグロビンのモル吸光係数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 更に、演算処理部５４は、算出された酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbO2および脱酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbに基づいて、以下の式（３）より組織酸素飽和度ＳＯ2を算出してもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　表示部９は、光学特性計測部５２及び演算処理部５４において算出されたパラメータのうち任意のもの（例えば、酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbO2、脱酸素化ヘモグロビン濃度ＣHb）が表示される。測定をする者及び被験者は、この表示部９によってパラメータの値を認識する。
　以上の構成を備える測定装置１Ａの動作を、本実施形態による散乱吸収体の測定方法とともに説明する。図４は、測定装置１Ａの動作及び散乱吸収体測定方法を示すフローチャートである。
　図４に示されるように、まず、高いＳ／Ｎ比が得られる安定した条件下にて複数の散乱吸収体Ｂ（例えば生体組織）を測定することにより、換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）を決定する（ステップＳ１０）。このとき、例えばＭＲＩや超音波データを用いて、換算散乱係数比を精度良く測定するとよい。また、換算散乱係数は散乱吸収体内の構造や水分量に大きく依存するので、時間分解分光計測法を用いて様々な被験者の年齢、性別、測定部位、並びに、光入力位置Ｓと光検出位置Ｄとの距離等に応じた換算散乱係数データを収集し、複数組の換算散乱係数比を決定しておくとよい。決定された換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）は、換算散乱係数データベース５３に記憶されてもよく、或いは、後述する測定の際に手動で設定されてもよい。
　次に、測定装置１Ａの暖機運転を行い（ステップＳ１１）、測定対象となる散乱吸収体Ｂの表面に、光照射用ファイバ３２及び光検出用ファイバ４２が取り付けられた光ファイバ保持具２を配置する（ステップＳ１２）。
　そして、複数組の換算散乱係数比の中から測定対象に適合する換算散乱係数比を選択する。このとき、換算散乱係数比の選択に換算散乱係数データベース５３を利用するか否かを決定する（ステップＳ１３）。換算散乱係数データベース５３を利用する場合（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、測定対象に適合する換算散乱係数比を換算散乱係数データベース５３から選択する（ステップＳ１４）。また、換算散乱係数データベース５３を利用しない場合（ステップＳ１３；ＮＯ）、測定対象に適合する換算散乱係数比を手動にて設定する（ステップＳ１５）。
　続いて、互いに波長が異なる複数の光パルスＰ（ｎ）を、光源部３１から光照射用ファイバ３２を介して散乱吸収体Ｂの光入力位置Ｓに順次入力するとともに、散乱吸収体Ｂの内部を伝搬した各光パルスＰ（ｎ）を、光検出用ファイバ４２を介して光検出部４１へ導き、検出する（光検出ステップＳ１６）。次に、光検出ステップＳ１３での検出結果に基づいて、信号処理部５１が、Ｎ個の時間分解計測波形に関するデータＤ１を生成する。データＤ１は、光学特性計測部５２に提供される。
　続いて、光学特性計測部５２は、波長（λ1，・・・，λN）毎の換算散乱係数を、比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に従うものとしてＲ1・μ’s,R、Ｒ2・μ’s,R、・・・、ＲN・μ’s,R（但し、μ’s,Rは基本換算散乱係数）とおく。このとき、光学特性計測部５２は、波長毎の検出結果（Ｎ個の時間分解計測波形）の信頼性に基づく重み付けを、波長毎の換算散乱係数に対して行う（ステップＳ１７）。一例としては、光学特性計測部５２は、データＤ１に含まれるＮ個の時間分解計測波形のＳ／Ｎ比、及び／又は各光パルスＰ（１）～Ｐ（Ｎ）に対応する検出光の強度（検出フォトン数）から各波長の測定信頼度を判断し、測定信頼度から算出される重み配分を与えるとよい。
　続いて、光学特性計測部５２は、時間分解分光計測法により基本換算散乱係数μ’s,R及び波長毎の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を算出する（算出ステップＳ１８）。このとき、光学特性計測部５２は、データＤ１に基づく複数波長の時間分解計測プロファイルを光拡散方程式の解にまとめてフィッティングすることにより、基本換算散乱係数μ’s,R及び波長毎の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を算出する。
　続いて、演算処理部５４は、散乱吸収体Ｂ内部の内部情報、例えば吸収物質濃度を算出する（ステップＳ１９）。一例として、本実施形態の演算処理部５４は、光学特性計測部５２から提供された各波長の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を上記の式（２）に適用し、Ｎ個の連立方程式を解くことによって、酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbO2および脱酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbを算出する。また、これらの数値から、総ヘモグロビン濃度（ＣtHb＝ＣHbO2＋ＣHb）や組織酸素飽和度等を算出することもできる。
　以上に説明した本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によって得られる効果について説明する。前述したように、本実施形態では、複数の光パルスＰ（ｎ）の波長間での換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に関するデータＤ２が予め用意される。図３に示されたように、換算散乱係数は波長と一定の相関があるので、複数波長間での換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）は、複数回の測定を通じてほぼ一定とみなされるからである。そして、光学特性計測部５２及び算出ステップＳ１８において、波長毎の換算散乱係数が換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に従うものとして、データＤ１に基づく複数波長の時間分解計測プロファイルを光拡散方程式の解にまとめてフィッティングすることにより、基本換算散乱係数μ’s,R及び波長毎の吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を算出する。このような方式によれば、予め換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）に関するデータを好条件下で精度良く測定しておくことができ、また複数の値を同時にフィッティングするのでフィッティング精度も高まる。従って、波長毎に光拡散理論を適用して換算散乱係数及び吸収係数を算出する方法と比較して、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を高めることができる。
　更に、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によれば、光入力位置Ｓと光検出位置Ｄとの間の正確な距離が不明であるような場合においても、換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：・・・：ＲN）を利用することで、従来よりも吸収係数μa,λ（λ＝λ1,・・・,λN）を正確に測定することができ、さらに酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、総ヘモグロビン濃度、及び組織酸素飽和度を正確に測定することができる。
　また、本実施形態のように、Ｎ個の時間分解計測波形の信頼性に基づく重み付けが、フィッティングに用いられる各波長毎の換算散乱係数に対して行われてもよい。光検出部４１（光検出ステップＳ１６）において光が検出される際には、検出されたフォトン数やＳ／Ｎ比などによって、Ｎ個の時間分解計測波形の信頼性にばらつきが生じることがある。そのような場合であっても、信頼性を考慮した重み付けがなされることにより、Ｓ／Ｎ比が低い波長の影響を抑え、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度を更に高めることができる。
　ここで、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法を用いて、複数の被験者の換算散乱係数、酸素化ヘモグロビン濃度、脱酸素化ヘモグロビン濃度、組織酸素飽和度等を測定した結果について説明する。
　図５は、図３に示される換算散乱係数の波長依存性のうち、波長λ1＝７５９ｎｍ、波長λ2＝７９３ｎｍ、波長λ3＝８３４ｎｍにおいて確認された換算散乱係数比Ｒ1：Ｒ2：Ｒ3＝１．０３６６：１．００００：０．９５９５）を用い、散乱吸収体であるヒト前額部を測定して得られた換算散乱係数を示す図表である。なお、図５には、比較例として、従来の測定方法（各波長毎に換算散乱係数を決定）によって得られた数値も併せて示されている。図５を参照すると、本実施形態によって得られる換算散乱係数の比は、上記した換算散乱係数比（Ｒ1：Ｒ2：Ｒ3）に従っていることがわかる。
　また、図６（ａ）及び図６（ｂ）は、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によって測定された各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数と、従来の方法によって測定された比較例としての各波長毎の吸収係数及び換算散乱係数とを示す図表である。更に、図６（ｃ）は、図６（ａ）及び図６（ｂ）の結果から算出された、酸素化ヘモグロビン濃度ＣHbO2、脱酸素化ヘモグロビン濃度ＣHb、総ヘモグロビン濃度ＣtHb、及び組織酸素飽和度ＳＯ2を示す図表である。なお、図６に記載された各数値は（平均値）±（標準偏差）を表している。
　図６を参照すると、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によって得られた数値の標準偏差は、比較例の数値の標準偏差よりも格段に小さいことがわかる。このことから、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によれば、換算散乱係数及び吸収係数の算出精度が高められることがわかる。
　図７及び図８は、前額部測定時の計測時間を１００ｍｓから５０００ｍｓまで変化させて得られた、吸収係数、換算散乱係数、及びヘモグロビン量（総ヘモグロビン濃度ＣtHb及び組織酸素飽和度ＳＯ2）の変動係数値を示す図表である。図７は従来の方法により得られた変動係数値を示しており、図８は本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法によって得られた変動係数値を示している。なお、換算散乱係数比Ｒ1：Ｒ2：Ｒ3は上記と同一である。通常、変動係数値は計測時間を長くするほど小さくなる（すなわち測定精度が高まる）が、図７と図８とを比較すると明らかなように、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法では、同じ計測時間で比較した場合、従来の方法よりも変動係数値が小さくなっている。言い換えれば、或る測定精度を得るための計測時間を、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法により短縮することができる。
　図９及び図１０は、血液ファントムを用いて各波長（６８９ｎｍ、７３２ｎｍ、７５９ｎｍ）毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。図９及び図１０において、横軸は時間を表し、縦軸は吸収係数（単位：ｃｍ-1）及び換算散乱係数（単位：ｃｍ-1）を表している。また、図９は従来の方法による結果を示しており、図１０は本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法による結果を示している。図中の時刻ｔ1は血液ファントム中の酸素を消費させるためにドライイースト菌を投入したタイミングを示し、時刻ｔ2はアッテネータを変更したタイミングを示し、時刻ｔ3はアッテネータを更に変更したタイミングを示す。
　また、図１１及び図１２は、ヒト前腕部の各波長（６８９ｎｍ、７３２ｎｍ、７５９ｎｍ）毎の吸収係数及び換算散乱係数を測定した結果を示すグラフである。図１１及び図１２において、横軸は時間を表し、縦軸は吸収係数（単位：ｃｍ-1）及び換算散乱係数（単位：ｃｍ-1）を表している。また、図１１は従来の方法による結果を示しており、図１２は本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法による結果を示している。図中の時刻ｔ4は前腕部にカフを装着したタイミングを示し、時刻ｔ5はカフを外したタイミングを示す。
　図９及び図１０に示される血液ファントムを用いた測定では、生体とは異なり、組織酸素飽和度ＳＯ2が０％～１００％と広い範囲におよぶ。従って、生体と比べてＳ／Ｎ比が低くなる傾向がある。また、図１１及び図１２に示される前腕部の測定では、カフを装着してヘモグロビン量に急激な変化（脱酸素化）を与えることにより、６８９ｎｍの吸収係数を急激に増加させ、Ｓ／Ｎ比を低下させている。図９～図１２を参照すると、これらのようにＳ／Ｎ比が低い状態においても、従来の方法（図９、図１１）と比較して、本実施形態の測定装置１Ａ及び測定方法（図１０、図１２）ではグラフの振幅が小さく、高い精度で安定的に測定できていることがわかる。また、これにより、測定時間の短縮も可能となる。
　本発明の一側面による散乱吸収体測定装置及び散乱吸収体測定方法によれば、換算散乱係数及び吸収係数を精度良く算出することができる。
　１Ａ…散乱吸収体測定装置、２…光ファイバ保持具、５…演算部、９…表示部、１０…制御部、３１…光源部（光源）、３２…光照射用ファイバ、４１…光検出部（光検出器）、４２…光検出用ファイバ、５１…信号処理部、５２…光学特性計測部、５３…換算散乱係数データベース、５４…演算処理部、Ｂ…散乱吸収体、Ｄ…光検出位置、Ｐ（ｎ）…光パルス、Ｓ…光入力位置。

Claims (8)

  1. 　散乱吸収体に入力される、互いに波長が異なる複数の光パルスを出力する光源と、
    　前記散乱吸収体の内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力する光検出器と、
    　プロセッサを有しており、前記検出信号に基づいて、時間分解分光計測法により換算散乱係数及び吸収係数を算出する演算部と、
    　を備え、
    　前記演算部は、前記複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを決定し、前記検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及び前記データに基づいて前記換算散乱係数及び前記吸収係数を算出する、
    　散乱吸収体測定装置。
  2. 　前記演算部は、前記データに基づいて前記各波長における前記換算散乱係数を関連付けながら、前記各波長の前記時間分解計測プロファイルに対して光拡散方程式に基づくフィッティングを行う、
    　請求項１に記載の散乱吸収体測定装置。
  3. 　前記演算部は、前記各波長の前記時間分解計測プロファイルに基づく重み付けを、前記フィッティングに用いられる波長毎の前記換算散乱係数に対して行う、
    　請求項２に記載の散乱吸収体測定装置。
  4. 　前記複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関する前記データを記憶する記憶装置をさらに備える、
    　請求項１～３のいずれか１項に記載の散乱吸収体測定装置。
  5. 　互いに波長が異なる複数の光パルスを散乱吸収体に入力するステップと、
    　前記散乱吸収体の内部を伝搬した各光パルスを検出し、検出信号を出力するステップと、
    　前記複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関するデータを決定するステップと、
    　前記検出信号に基づいて、時間分解分光計測法により換算散乱係数及び吸収係数を算出するステップと、
    　を備え、
    　前記算出するステップでは、前記検出信号に基づく各波長の時間分解計測プロファイル及び前記データに基づいて前記換算散乱係数及び前記吸収係数を算出する、
    　散乱吸収体測定方法。
  6. 　前記算出するステップでは、前記データに基づいて前記各波長における前記換算散乱係数を関連付けながら、前記各波長の前記時間分解計測プロファイルに対して光拡散方程式に基づくフィッティングを行う、
    　請求項５に記載の散乱吸収体測定方法。
  7. 　前記算出するステップでは、前記各波長の前記時間分解計測プロファイルに基づく重み付けを、前記フィッティングに用いられる波長毎の前記換算散乱係数に対して行う、
    　請求項６に記載の散乱吸収体測定方法。
  8. 　前記複数の光パルスの波長間での換算散乱係数の比に関する前記データは記憶装置に記憶される、
    　請求項５～７のいずれか１項に記載の散乱吸収体測定方法。
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