本发明涉及近红外脑功能测量装置及测量方法。
背景技术：
：：近红外脑功能测量方法(functionalnear－infraredspectroscopy，以下，有时简记为“fnirs”)是利用血液中的血红蛋白在氧运输时(氧合血红蛋白)和非运输时(去氧血红蛋白)在近红外区域的光吸收特性不同的特点，测量伴随脑神经活动而变化的氧、去氧血红蛋白的动态的方法，该方法被认为是无创检测脑功能活动的重要的方法之一。通常，在从头皮上彼此离开30mm的位置配置光源和检测器。使多个波长的近红外光从光源经过表层组织浸透到脑组织，基于返回头表的检测器的光的光量和血红蛋白的分光吸收特性，测量各状态的血红蛋白的变化量。这些光源、检测器称为探测器，这样配置以供测量之用的一组光源－检测器称为通道。在该测量中，探测器和生物组织的贴紧非常重要。探测器通常具有数毫米的窗口直径，而在人头部的毛发部，即使是成年人，毛发也以约1毫米的间隔生长，因此将窗口正下方的毛发全部排除而使探测器与头皮贴紧，这在实际上是很困难的。由于这个原因，在头皮和探测器之间必然会产生光衰减，该光衰减因探测器正下方的毛发的多少或者探测器与头皮的贴紧度而不同。因此，在将许多这种探测器并排地配置而进行的多通道测量中，每个通道所检测的光量常常大不相同。针对这种情况，现在市售的多通道fnirs装置中，首先进行临时测量，在光量不足的通道中，进行将检测器信号放大到恰当的大小的校准处理。其目的是为了在测量中有效地使用a/d转换器的分辨率。原信号由光量和噪音构成，但由于将原信号放大的程度在每个通道中不同，因此使得经过该校准处理而得到的信号在每个通道具有不同大小的噪音成分(噪音方差)。例如，在检测器使用光电倍增管的装置中，在通常的校准处理范围即外加电压700v和1000v之间，来源于暗电流的噪音的大小也相差20倍左右。因此，虽然在实行实际的测量之前，反复进行好几次将光量不足且噪音大的通道的探测器正下方的毛发小心地排除的操作，但是在某阶段妥协而开始数据采集。该操作在多通道fnirs测量中成为花费劳力和时间的瓶颈。另外，产生测量数据的质量在很大程度上取决于有关探测器安装的实验者的熟练度、受验者或者测量部位的毛发量、颜色等的结果(参照专利文献1、非专利文献1)。进而，如以下所述，这种信号强度校准的方法成为对于信号的统计分析的主要障碍。作为多通道fnirs装置的一般的应用形式，广泛使用事先遍及具有一定程度的扩展的面积在多个通道测量脑功能活动，事后调查在其测量区域内的哪个部位活动显著的方法。另一方面，正统的统计分析方法几乎都将抽样群彼此具有同等的方差设计为前提。因此，对于在每个通道中，信号中的噪音方差显著不同的fnirs测量数据，不能应用严格的统计分析，结果是，用于多通道数据的定量比较的统计学上的基础尚未配备。在先技术文献专利文献专利文献1:日本特开2014－83069号公报非专利文献非专利文献1:s.umeyamaandt.yamada,“detectionofanunstableand/oraweakprobecontactinamultichannelfunctionalnear-infraredspectroscopymeasurement”,journalofbiomedicaloptics,18(4),047003,2013.技术实现要素：发明所要解决的课题本发明中，解决了这样的多通道fnirs测量中的困难，即，解决了探测器安装操作的麻烦和通道之间的数据噪音的多少的问题。具体而言，提出了一种使噪音方差在所有测量通道之间平均化，且通过增大对于生物而言安全的范围内的入射光量而使噪音方差最小化的体系的方法。用于解决课题的技术方案为了解决上述课题，本发明提供一种近红外脑功能测量装置，其具备：配置在头表上的n个光源探测器i和m个检测器探测器j；光衰减器i，其从各光源将波长λ的光以透过率ai导入各光源探测器i；光衰减器j，其将由各检测器探测器j检测到的波长λ的光以透过率aj输送至测量数据部；以及控制单元，其对由所述测量数据部接受的检测数据进行处理，并根据基于由光源探测器i和检测器探测器j构成的n个通道k中的氧合血红蛋白及去氧血红蛋白的分光吸收特性的测量光的吸光度变化，检测脑功能活动，其中，1≤i≤n，n+1≤j≤n+m，1≤k≤n，其特征在于，所述控制单元预先：(1)将所有光衰减器的透过率设定为1，将所有光源强度设定为可安全地进行照射的最大光量，求出各光源探测器i的有效入射光量和其中最小的有效入射光量及最大的有效入射光量；将光源探测器侧的光衰减器i的透过率ai变更为用光源探测器i的有效入射光量除所述最小的有效入射光量所得的值，由此，使有效入射光量平均化，(2)将所有光源强度增大w倍进行变更，其中，w＝[所述最大的有效入射光量/所述最小的有效入射效率]，求出检测器探测器j的有效检测效率和其中的最小的有效检测效率，以通过将检测器探测器侧的光衰减器j的透过率aj变更为用检测器探测器j的有效检测效率除所述最小的有效检测效率所得的值而事先使有效检测效率平均化的方式进行控制，从而使氧合血红蛋白的检测器噪音的方差及去氧血红蛋白的检测器噪音的方差在所有通道k间一致。另外，本发明提供一种近红外脑功能测量方法，在头表上配置n个光源探测器i及m个检测器探测器j，将波长λ的光从各光源经由光衰减器i以透过率ai导入各光源探测器i，将由各检测器探测器j检测到的波长λ的光，经由光衰减器j以透过率aj输送至测量数据部，对由所述测量数据部接受的检测数据进行处理，根据基于由光源探测器i和检测器探测器j构成的n个通道k中的氧合血红蛋白及去氧血红蛋白的分光吸收特性的测量光的吸光度变化而检测脑功能活动，其中，1≤i≤n，n+1≤j≤n+m，1≤k≤n，其特征在于，所述近红外脑功能测量方法预先通过：将所有光源探测器i及所有检测器探测器j安装在头表上，将所有光衰减器的透过率设定为1，将所有光源强度设定为可安全地进行照射的最大光量，求出各光源探测器i的有效入射光量和其中最小的有效入射光量及最大的有效入射光量的工序；通过将光源探测器侧的光衰减器i的透过率ai变更为用光源探测器i的有效入射光量除所述最小的有效入射光量所得的值而使有效入射光量平均化的工序；将所有光源强度增大w倍进行变更，其中，w＝[所述最大的有效入射光量/所述最小的有效入射效率]，求出检测器探测器j的有效检测效率和其中的最小的有效检测效率的工序；以及通过将检测器探测器侧的光衰减器j的透过率aj变更为用检测器探测器j的有效检测效率除所述最小的有效检测效率所得的值而使有效检测效率平均化的工序，使氧合血红蛋白的检测器噪音的方差及去氧血红蛋白的检测器噪音的方差在所有通道k间一致。发明效果在现有近红外脑功能测量装置中，在光源和光源探测器i之间设有光衰减器i，且在检测器探测器j和测量数据部之间设有光衰减器j，由控制装置预先通过对光源探测器侧的光衰减器i的透过率ai进行设定变更而使有效入射光量平均化，接着，通过对检测器探测器侧的光衰减器j的透过率aj进行设定变更，只是将有效检测效率平均化就能够使氧合血红蛋白的检测器噪音的方差及去氧血红蛋白的检测器噪音的方差在所有通道k间一致。附图说明图1是表示本发明的近红外脑功能测量装置的一实施例的图；图2是说明本发明的光照射探测器(光源探测器)和光检测探测器(检测器探测器)的配置例和其探测器配置矩阵的图。具体实施方式关于多通道fnirs测量中的通道间统计比较的困难，认为问题的本质是，因为是根据所检测的光量的多少而改变信号放大率，因此信号中出现的噪音方差就会有不同，本发明人等通过在各探测器中个别地导入光衰减器使光量增减而控制噪音方差的大小，从而解决了上述问题。但是，在多个光源探测器和多个检测器探测器被复杂地共用的多通道测量中，一个光衰减器的调整会对相关的多个通道的噪音方差的大小带来影响。于是，本发明人等提供一种测量装置及测量方法，将用于调整多个光衰减器的体系的方法公式化，由此，在最大照射光量不超出对于生物而言安全的标准的范围内，不论在怎样的通道配置中，在通道间均实现了均等且最小化的噪音方差。图1中表示为了实现上述噪音方差而需要的近红外脑功能测量装置的构成。本装置的探测部由n台光源探测器和m台检测器探测器构成。一对光源探测器和检测器探测器构成一个通道。设装置的全部通道数为n。在光源探测器中，从近红外脑功能测量装置主体的光源部导入两个波长(λ1，λ2)的光，这些光通过生物组织后，穿过检测器探测器被位于近红外脑功能测量装置主体的光测量部的检测器测量到。测量到的数据之后在数据处理/记录/显示部进行处理。除通常的近红外脑功能测量装置具有的诸功能以外，本装置的数据处理部还具有基于测量数据并按照后述的方法计算有效入射光量和有效检测效率的功能。显示部具有实时显示其结果的功能。另外，作为与现有装置不同的设备，在光源探测器和光源之间及检测器探测器和检测器之间各自具有光衰减器。该光衰减器具有按照由主体的控制部指定的透过率的值，使输入光的强度适当地衰减并输出的功能。如上所述，在近红外脑功能测量中，使用波长不同的多个光进行测量，但在本发明中，对各探测器一个一个地导入不具有波长依存特性的光衰减器。首先，在测量中，考虑在从光源部发出的各波长的光被检测部的检测器回收的全过程中产生的光量损失。已知由n台光源探测器和m台检测器探测器构成，一对光源探测器和检测器探测器构成一个通道，设装置的全部通道数为n时，可知由光源探测器i(1≤i≤n)及检测器探测器j(n+1≤i≤n+m)构成的通道k(1≤k≤n)的波长λ的测量光的吸光度变化可以用下式(1)表达(参照本发明人等参照的上述专利文献1的式(13)或非专利文献1的式(12))。[数学式1]在此，δak,λ(t)表示通道k的吸光度变化、rk,λ(t)表示通道k中的组织透过率、ik,λ表示来自光源探测器i的入射光量、nj,λ(t)表示用检测器探测器j测量时，检测器中产生的噪音。另外，将与在光源探测器/检测器探测器和头皮之间的光衰减相应的透过率的时间变化表示为设定为以某平均ri，0，λ，rj，0，λ为中心，按波动模式摇摆的透过率的时间变化(参照专利文献1，非专利文献1)。进而，用ai(1≤i≤n、0≤ai≤1)表示与光源探测器连接的光衰减器i的波长λ下的透过率，用aj(n+1≤j≤n+m、0≤aj≤1)表示与检测器探测器连接的光衰减器j的波长λ下的透过率。该式(1)的右边第1项是伴随组织中的血红蛋白量变化的吸光度变化，第2项是因身体动作等所产生的基线变动。另外，第3项是来自光检测器的测量噪音引起的噪音，在本说明书中将其称为检测器噪音。目前，为了观测检测器噪音，考虑用高通滤波器将信号过滤。此时，探测器·头皮间的透过率的波动或者组织透过率rk,λ(t)的波动是缓慢的，所以被过滤掉，分别成为固定值ri，0，λ，rj，0，λ，r。此时，通道k的检测器噪音的大小hk,λ(t)如下来表示。[数学式2]在此，设两个观测波长的氧合、去氧血红蛋白的摩尔吸收系数矩阵为e，将其逆矩阵表示为时，被观测的氧合血红蛋白的时间变化中所包含的源于检测器噪音的噪音成分hoxy,k(t)成为下式(3)。[数学式3]可假设所有检测器中产生的噪音为白色噪音，在检测元件的个体间(j)或者同一个体的波长间(λ)，其性质也被看作是同等的，所以，所有nj,λ1(t)、nj,λ2(t)独立且为等方差。设该标准偏差为σn时，检测器噪音hoxy,k(t)的方差应当如下式(4)那样来观测。[数学式4]同样地，去氧血红蛋白的噪音方差成为下式(5)。[数学式5]在此，jk,λ为通道k中的波长λ的观测光量，用以下的式(6)来表示。[数学式6]jk，λ＝ii，λairi，0。λrrj，0，λaj(6)以下，将使观测的检测器噪音的方差σ2oxy,k或者σ2doxy,k在通道间一致的过程称为噪音的平均化。实现该噪音的平均化是本发明的目的。目前，如以下的式(7)那样规定两个波长下的观测光量的比βk时，[数学式7]上式(4)、(5)如以下的式(8)、(9)所示。[数学式8][数学式9]构成上式(7)的βk的ii,λ2/ii,λ1是通过各波长的光源强度的设定而决定的常数。另外，ri,0,λ2/ri,0,λ1或者rj,0,λ2/rj,0,λ1意思是头皮·探测器间的空气中的光透过率的波长依存性，看作是不依赖于探测器部位的常数。因此，βk是不依赖于通道位置的常数。进而，由于uxy也是由使用波长和血红蛋白的分光吸收特性决定的常数，因此，结果可知，式(8)，(9)的分母全部成为常数，为了使噪音平均化，只要以观测光量jk,λ1或jk,λ2在通道间相等的方式进行光衰减器的透过率ai、aj的调整即可。在实际的调整操作中，观测光量虽然受探测器·头皮间或者组织的透过率的波动的影响，但通过测量通过适当的带宽的低通滤波器后的光量，能够容易地排除其影响。通过该调整，氧合、去氧血红蛋白的噪音同时被平均化。但是，在多通道的近红外脑功能测量中，通常一个光源探测器供相邻的多个通道的测量。另外，关于检测器探测器，该事情也是一样的。因此，由于为了改变注目的通道的观测光量而调节相关联的光衰减器，从而导致相邻的通道的观测光量也就会发生变化，这种情况常常会发生。在像这样复杂地连锁动作的条件之下，使全部通道的观测光量相等的操作并不像看起来那么容易。于是本发明中，将光源侧和检测器侧分开考虑，通过(1)使向头部组织实际入射的光量(以下，称为有效入射光量)遍及所有光源探测器均相等的操作，以及(2)使可实际检测从头部组织射出的光的效率(以下，称为有效检测效率)遍及所有检测器探测器均相等的操作，实现使全部通道的观测光量相等。为此，首先将推定某通道中的有效入射光量及有效检测效率的方法进行公式化，接着，基于这些推定量的实时监测，对使检测器噪音平均化的具体的程序进行叙述。观测光量如上述式(6)所示，用各变量的积的关系式来表示。作为各变量的线性和的关系式，能够通过取该式的对数如下进行描述。[数学式10]其中，[数学式11]c1c2＝r(11)在此，式(10)第1项的表示有效入射光量，第2项的表示有效检测效率。接着，按照本发明人等的上述专利文献1及非专利文献1，用称为探测器配置矩阵的矩阵来表现测量通道和构成其的探测器的关系。探测器配置矩阵g是n×(n+m)的矩阵，光源探测器i和检测器探测器j构成通道k时，用[数学式12]定义其要素。g因各fnirs装置中所采用的通道/探测器配置而不同，例如，使用2台光源探测器、2台检测器探测器如图2的a那样构成4个通道的情况下，g变为图2的b那样。不论是怎样的规模·模式的通道/探测器配置，与其相应地，g必然只规定一个，另外g的伪逆矩阵g+也与其相应地必然只规定一个。使用该探测器配置矩阵g时，有关任意的通道的上述式(7)的关系式统一为下面的矩阵运算。[数学式13]sλ＝gρλ(13)在此，sλ是以观测光量的对数logjk，λ，(1≤k≤n)为要素的列向量，通过实测来赋予。另一方面，ρλ是以与要推定的有效入射光量有关的项log(ii，λairi，0，λc1)(其中1≤i≤n)、以及与要推定的有效检测效率有关的项log(rj，0，λajc2)(其中n+1≤j≤n+m)为要素的以下的列向量。[数学式14]通过从式(13)的左边乘上g+，如下求出ρλ的特殊解。[数学式15]根据上述式(14)和(15)的比较，可以得出以下的关系。[数学式16][数学式17]因此，有效入射光量和有效检测效率可分别推定为其中(1≤i≤n)、和其中(n+1≤j≤n+m)。在此，有效入射光量相对于aj的调整是独立的，有效检测效率相对于ai的调整是独立的，因此，能够经由像使观测光量jk,λ本身平均化时那样的探测器网络，避免彼此的调整互相干扰的困难，实现平均化。此外，在表示有效入射光量和有效检测效率的公式中，包含有待定系数c1、c2，本发明中，如以下所示，不必确定这些系数就可以完成平均化程序。严格地说，将式(14)，(15)指数化并导出式(16)、(17)时，由于除了c1、c2之外，产生了新的比例常数，因此需要议论该常数在探测器间的唯一性。作为结论，可以设想该常数关于任意的探测器网络内的所有探测器是唯一的。在以下(i)～(iv)中叙述其详细情况。(i)不定方程组的通解可以用特殊解和相伴方程gρλ＝0的解之和来表达。(ii)若使用伪逆矩阵g+，考虑g+sλ，则gg+sλ＝gg+gρλ＝gρλ＝sλ，因此，g+sλ为sλ＝gρλ的特殊解。(iii)接着考虑相伴方程gρλ＝0设光源探测器的数量为n、设检测器探测器的数量为m、设下面的x为该相伴方程的解。x＝(x1，x2，…，xn，y1，y2，…，ym)t考虑由任意的解再次构成由光源探测器i、检测器探测器j构成的通道k的观测量jk，λ时，应由式(6)、(11)变为jk，λ＝ii，λairi，0，λc1c2rj，0，λaj。为了满足上述构成，在相伴方程的解中，xi+yj＝0必须成立。即，xi+yj＝0(在此，c为任意的常数)。但是，因为在共享光源探测器i的其他通道k’中也有同样的要求，所以，若设与之有关的检测器探测器为j’时，必须成立，因此yj＝yj，成立。同样地，在共享检测器探测器j的通道间，xi＝xi′成立。因此，在以共享光源探测器或者检测器探测器的方式进行了通道构成的探测器网络内，关于所有光源探测器i、检测器探测器j，成为x＝(c，c，…，c，-c，-c，…，-c)t(iv)根据以上情况，sλ＝gρλ的通解能够写为ρλ＝g+sλ+(c，c，…，c，-c，-c，…，-c)t，其中，设c为某常数。这样，通过本发明的方法而推定的有效入射光量或者有效检测效率中所包含的比例常数，在探测器间具有唯一的值，因此，保证在探测器间可以将他们进行相互比较。对本发明的近红外脑功能测量装置的检测器噪音平均化进行说明。该测定装置中，按照对于生物的光照射的安全指引，设可从光源探测器射出的最大光量为i安全。此时，不言而喻，就连光源探测器的有效入射光量中的最大值都为i安全以下。该中，使所有光源探测器的有效入射光量相等，是确保生物安全性，同时实现最良好的测量s/n的噪音平均化状态的方法。但是，在实现了该平均化的状态下，从光源探测器射出的光量有时也可能超过i安全。因此，如果该调整状态下，探测器从头表脱离、或向毛发少的头皮部偏移，就可能产生过大光量照射。从安全上考虑，需要进一步避免以上情况。以下，叙述考虑到以上情况的检测器噪音的平均化及测量的程序。1.在将探测器安装于头部之后，将装置的所有光衰减器的透过率设定为1，使所有光源强度为i安全。2.在1.的设定中，选择某一个波长λ，通过式(16)、(17)推定各探测器的即有效入射光量和有效检测效率3.如下式(18)[数学式18]即那样设定光源探测器侧的各光衰减器的透过率ai，使有效入射光量平均化。4.接着，使所有光源强度增大用下式(19)规定的w倍。[数学式19]即5.如下式(20)[数学式20]即那样设定检测器探测器侧的各光衰减器的透过率aj，使有效检测效率平均化。6.通过上述的设定而实现氧合血红蛋白及去氧血红蛋白的检测器噪音的平均化。在保持该设定的状态下进行数据测量。7.与测量结束同时返回1.的状态或关断所有光源输出。此外，如式(18)～(20)所示，在上述所有过程1.～7.中，能够与待定系数c1、c2无关地执行程序。产业上的可利用性在上述说明中，对近红外脑功能测量装置的检测器噪音校平进行了说明，但只要是使用以共享光源探测器和检测器探测器的方式进行通道构成的探测器网络的情况就能够应用。当前第1页12当前第1页12