(57)【要約】  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。
2016132989.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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。
【請求項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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１４−８３０６９号公報
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】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.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
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。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
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。
【発明の効果】
【０００７】
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。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】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】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。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
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。
【００１０】
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)。
【数１】
2016132989.tif 000003
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
2016132989.tif 000004
と表し、ある平均
2016132989.tif 000005
を中心として変動パターン
2016132989.tif 000006
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。
【００１１】
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
2016132989.tif 000007
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
2016132989.tif 000008
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。
【数２】
2016132989.tif 000009
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
2016132989.tif 000010
として、その逆行列を
2016132989.tif 000011
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。
【数３】
2016132989.tif 000012
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。
【数４】
2016132989.tif 000013
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。
【数５】
2016132989.tif 000014
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。
【数６】
2016132989.tif 000015
観測される検出器雑音の分散σ2oxy,kやσ2doxy,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。
【００１２】
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、
【数７】
2016132989.tif 000016
上式(４)、(５)は以下の式(８)、(９)のように表せる。
【数８】
2016132989.tif 000017
【数９】
2016132989.tif 000018
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。
【００１３】
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。
【数１０】
2016132989.tif 000019
ただし、
【数１１】
2016132989.tif 000020
ここで、式(１０)第１項の
2016132989.tif 000021
が実効入射光量を、第２項の
2016132989.tif 000022
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
2016132989.tif 000023
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
【数１２】
2016132989.tif 000024
で定義する。
2016132989.tif 000025
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
2016132989.tif 000026
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
2016132989.tif 000027
は必ず１つだけ定まり、また
2016132989.tif 000028
の擬似逆行列
2016132989.tif 000029
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
2016132989.tif 000030
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。
【数１３】
2016132989.tif 000031
ここで
2016132989.tif 000032
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、
2016132989.tif 000033
は推定したい実効入射光量に関する項
2016132989.tif 000034
ただし(１≦ｉ≦ｎ)、および実効検出効率に関する項
2016132989.tif 000035
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。
【数１４】
2016132989.tif 000036
式(１３)の左から
2016132989.tif 000037
を掛けることによって、
2016132989.tif 000038
の特殊解が以下のように求まる。
【数１５】
2016132989.tif 000039
上記式(１４)と(１５)の比較から以下の関係が得られる。
【数１６】
2016132989.tif 000040
【数１７】
2016132989.tif 000041
従って、実効入射光量と実効検出効率はそれぞれ
2016132989.tif 000042
ただし(１≦ｉ≦ｎ)、と
2016132989.tif 000043
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
2016132989.tif 000044
はａjの調整に対して独立であり、実効検出効率
2016132989.tif 000045
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。
【００１４】
(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
2016132989.tif 000046
の解の和で表現できる。
（ｉｉ）疑似逆行列
2016132989.tif 000047
を用いて
2016132989.tif 000048
を考えると、
2016132989.tif 000049
であるから、
2016132989.tif 000050
は
2016132989.tif 000051
の特殊解である。
（ｉｉｉ）次に同伴方程式
2016132989.tif 000052
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
2016132989.tif 000053
をこの同伴方程式の解とする。
2016132989.tif 000054
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
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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
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が成り立たなければならない。すなわち、
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(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
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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、
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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
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となる。
(ｉｖ)以上から、
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の一般解は、ｃをある定数として
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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。
【００１５】
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
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ですらＩsafe以下であることは自明である。この
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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
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すなわち実効入射光量と実効検出効率
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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)
【数１８】
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のように設定し、実効入射光量
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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。
【数１９】
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５．検出器プローブ側の各光減衰器の透過率ａjを下式(２０)
【数２０】
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のように設定し、実効検出効率
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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。
【産業上の利用可能性】
【００１６】
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。
【図１】
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【図２】
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【国際調査報告】
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