CN1491610A

CN1491610A - 活体测量系统

Info

Publication number: CN1491610A
Application number: CNA031490247A
Authority: CN
Inventors: 田中尚树; 史; 牧敦; 木口雅史
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-10-22
Filing date: 2003-06-20
Publication date: 2004-04-28
Also published as: EP1413244B1; US20040077960A1; EP1413244A1; DE60302527D1; JP3732476B2; JP2004141258A; DE60302527T2; US7022083B2

Abstract

在对施加给活体的刺激的响应的测量中可以只用较少的重复测量次数来获得令人满意的平均信号。提取出低频生物波动，并且与所提取出的波动的相位同步地向活体提供刺激。

Description

活体测量系统

技术领域

本发明涉及一种活体测量系统，用于测量活体对刺激或指令的响应以便获取关于该活体的信息。

背景技术

在测量活体对给定刺激的响应的系统中，可以通过响应信号对其它波动分量的幅度比来表示测量信号的质量。幅度比越大，则信号质量越高。这些波动分量主要是活体内在的波动(生物波动分量)和系统内在的噪音。为了提高信号质量，在现有技术中，如在A.Maki等人在Medical Physics 22，1997-2005(1995)中的论文中所披露的一样，以周期的或随机的方式反复给出刺激(包括任务指令)，并且对所得到的响应信号进行计算以获得算术平均值。

以周期的或随机的方式反复给出刺激或指令然后获取所得到信号的算术平均值的这种普通技术是基于以下假设，即反复进行的次数较大。出现在算术平均值信号中的随机波动分量与重复次数的平方根成反比。但是，重复次数应尽可能少，因为这样的重复会给主体造成身体上的负担。具体地说，当主体是婴儿或患有某些疾病的病人时，不可能重复进行该测量太多次。

发明概述

本发明的一个目的在于提供一种活体测量系统，该系统能够用较少的测量次数确保足够的信号质量。

这个目的是通过提取出生物波动并且与所提取出的生物波动的相位同步地提供刺激来实现的。该生物波动是指包含在测量信号中的噪音，从该噪音中已经去除了系统生成的噪音。

在一个方面中，本发明提供一种活体测量系统，该系统包括：

一测量单元，用来测量主体的内部状态；

一信号提取单元，用来将包含在由所述测量单元获得的信号中的生物波动分量提取出；

一刺激定时确定单元，用来根据由信号提取单元所提取出的生物波动分量确定给所述主体提供刺激或指令的定时；

一刺激/指令提供控制单元，用来控制刺激或指令的提供，从而使之在由刺激定时确定单元所确定的时刻进行；

一刺激/指令提供单元，用来根据来自刺激/指令提供控制单元的控制信号向主体提供刺激或指令。

由信号提取单元提取出的生物波动分量可以是由测量单元所测到的信号的低频分量，具体地说为0.01-0.5Hz。

该信号提取单元可以输出生物波动分量的当前值。该当前值是在由测量单元测出的信号的当前时刻的数值，该数值在从目前到过去设定的时间窗长度T(秒)中已经用n次多项式进行了拟合(n＝整数3或更大，并且n和T满足0.01≤(n-1)2T≤0.5)。

刺激定时确定单元可以根据由信号提取单元所提取出的生物波动分量的相位来向主体提供刺激或指令。例如，可以在生物波动分量波形的波峰和波谷处交替地提供刺激或指令。或者，可以在生物波动分量波形的波峰和波谷处向主体提供刺激或指令，从而在生物波动分量波形的波峰处提供刺激或指令的次数等于在波谷处提供刺激或指令的次数。

该测量单元可以包括用来向主体的头部皮肤发射近红外光的发光单元和用于检测已经穿过所述主体的光的强度的光检测单元。例如，该测量单元可以测量在脑部中的血液流动状况。

附图的简要说明

图1显示出根据本发明的活体测量系统的一个实施例的方框图；

图2显示出应用于对脑部活动进行光学测量的活体测量系统的实施例；

图3显示出提供刺激或指令的定时；

图4显示出用于说明多项式拟合的曲线图；

图5显示出用来表示由多项式拟合所检测到的低频波动波形的波峰和波谷位置的曲线图；

图6显示出用于控制刺激/指令提供单元的算法；

图7显示出表示算术平均信号和它们的基线的曲线图；

图8的曲线图显示出当将与在测量位置1处的氧合血红蛋白浓度相对应的信道选为目标信道时，在每条信道中的算术平均信号基线的标准偏差；

图9的曲线图显示出当将与在测量位置1处的脱氧血红蛋白浓度相对应的信道选为目标信道时在每条信道中的算术平均信号基线的标准偏差；

图10显示出光发射和光接收光纤的布置。

优选实施方案的详细说明

下面将参照这些附图以实施方案的形式对本发明进行说明。

图1显示出根据本发明一个实施方案的活体测量系统的方框图。如所示一样，该系统包括一测量单元11、一信号提取单元12、一刺激/指令定时确定单元13、一刺激/指令提供控制单元14以及一刺激/指令提供单元15。测量单元11测量主体10的内部状态。信号提取单元12将由测量单元11获得的信号的特定频率段分量(生物波动分量)提取出。该刺激/指令定时确定单元13根据由信号提取单元12所提取出的信号分量确定出向主体10提供刺激或指令的定时。该刺激/指令提供控制单元14如此控制刺激或指令的提供，从而在由刺激/指令定时确定单元13所确定的时刻提供刺激或指令。刺激/指令提供单元15根据来自刺激/指令提供控制单元14的控制信号向主体10提供刺激或指令。

在这里的刺激指的是需要在主体的部位上出现被动响应(例如听声或看图)的刺激。在这里的指令指的是需要主体作出主动响应(例如听声或看图然后按钮)的指令。可以在各种方面上进行测量。示例包括脑电图(EEG)、血流、血液中的氧合血红蛋白或脱氧血红蛋白浓度、总血红蛋白浓度、大脑中的本地磁场、血液放射性核素浓度、质子弛豫时间、肌电位和皮肤电位。测量手段例如包括脑电图仪、电流表、光学测量器件、磁共振设备、脑磁波描记器、PET(正电子发射断层摄影)、fMRI(功能性磁共振成像)、肌电位计和皮肤电位计(心电图机)。

在下面，将说明这样一个实施例，将本发明应用于对新生儿中的脑部活动进行光学测量。图2显示出该测量系统。

光源102a和102c发出波长为780nm的近红外光。光源102b和102d发出波长为830nm的近红外光。光源102a和102c以及102b和102d分别以不同的频率由振荡器101a-101d驱动。经过用不同频率进行了强度调节的来自光源102a和102b的光分别穿过光纤103a和103b，并且在耦合器104a中合并在一起。合并的光穿过发光光纤105a并且照射到位于主体106头皮上的一个点上。来自其它光源102c和102d的光通过光纤103c和103d行进到耦合器104b，在那里它们合并在一起。所合并的光然后穿过发光光纤105b并且照射到位于主体106头皮上的另一个点上。

在通过发光光纤105a和105b发出光的位置附近设有多个光接收光纤107a-107f，它们的顶端与每个发光位置距离相等(例如30mm)。每个光接收光纤的后端设有光检测器108a-108f，例如光电倍增管或发光二极管。已经穿过活体的光(“活体透射光”)由六个光接收光纤107a-107f接收。通过光检测器108a-108f将这样接收的活体透射光分别转变成电信号。术语“活体透射光”指的是穿过活体然后被光接收光纤107a-107f接收的光，包括反射光和透射光。

由这些光检测器108a-108f中每一个所产生的电信号(“活体透射光的强度信号”)表示已经穿过活体的光的强度。分别将这些信号输送给锁定放大器109a-109h。通过与发光光纤105a和105b等距离设置的光接收光纤107c和107d来收集其强度由光检测器108c和108d检测出的活体透射光。因此，来自光检测器108c和108d每一个的信号被分成两条线，一条与锁定放大器109c和109e连接，另一条与锁定放大器109d和109f连接。将来自振荡器101a和101b的强度调节频率提供给锁定放大器109a-109d。将来自振荡器101c和101d的强度调节频率提供给锁定放大器109e-109h。这些频率被用作参考频率。因此，这些锁定放大器109a-109d将与光源102a和102b相对应的活体透射光的强度信号分开输出。这些锁定放大器109e-109h将与光源102c和102d相对应的活体透射光的强度信号分开输出。

通过模拟/数字转换器110对由锁定放大器109e-109h产生的具有各自波长的这样分开的活体透射光的强度信号进行模拟-数字转换，然后将它们发送给测量控制计算机111。测量控制计算机111根据如在上述非专利文献1中所述的程序来对该活体透射光的强度信号进行处理，并且例如从在每个检测点处的检测信号中计算出氧合血红蛋白浓度、脱氧血红蛋白浓度和总血红蛋白浓度的相对变化量。计算机111然后将所获得的数值存储在存储单元中作为涉及多个测量点的序时信息，同时将预选信道的测量信号112发送给滤波-计算计算机113。总血红蛋白浓度的变化量是氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白的变化量的总和。术语“信道”指的是测量位置和测量试样(氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白或总血红蛋白)的组合。如将在下面所述一样，过滤-计算计算机113通过采用多项式拟合进行过滤将特定频段的波动分量提取出。然后，过滤-计算计算机113将控制信号114提供给刺激/指令提供单元115，从而在波动波形的波峰和波谷处提供刺激或指令。

图3显示出与在普通系统中的定时相比在当前实施方案中的刺激定时的实施例。矩形波形表示给出刺激的时间。该刺激由持续17秒的听觉刺激构成。在普通系统中，提供一次刺激和下一次之间的休息时间在25-35秒之间随意选择。另一方面，在当前实施方案中，在低频波动波形的波峰和波谷处提供该刺激。

通过滤波-计算计算机113将低频波动提取出。主要的生物波动在婴儿以及成人中分布在0.1Hz附近(H.Obrig等人，NeuroImage 12，623-639(2000))。当通过正常的滤波技术提取出在一定频率范围中的这些低频波动时，不能忽略延迟的影响。在当前的实施方案中通过在预设定的时间窗中的多项式拟合来进行滤波可以克服这个缺点。

参照图4，下面将对多项式拟合技术进行说明。在该图中，Δt为采样间隔，在当前实施方案中为0.1秒。TΔt为拟合中所用数据的间隔，在当前实施方案中为0.1秒，从而意味着采用所有的采样点。T为时间窗长度，这在当前实施方案中为15秒。在多项式中的次数为3。增加该多项式的次数与在滤波时缩短时间窗长度T的效果相同。当提高多项式的次数或者缩短时间窗长度T时，所提取出的生物波动变化至更高的频率。

通过(多项式次数-1)/2T(Hz)得出所提取出的信号分量的通常频率。鉴于本发明的目的，该通常频率应该最好为0.01-0.5Hz。这是由于下列原因：1)刺激响应信号的频率分量最大为1Hz；2)刺激(任务)周期通常在几十秒的数量级上；并且3)如在上述出版物(H.Obrig等人，NeuroImage 12，623-639(2000))中所述一样，重要的低频波动存在于这个范围中。在图4的这个实施例中，在时刻t对测量信号进行滤波。对于在时间窗长度T中的测量数据x(s)，使用以下三次多项式：

x(s)＝as³+bs²+cs+d

其中t-T≤s≤t。

通过最小二乘法确定这些系数。假设它们的估计值为<a>、<b>、<c>和<d>，则如下表示出在当前时刻的平滑信号、一次导数和二次导数的估计值：

<x(t)>＝<a>t³+<b>t²+<c>t+<d>

<dx(t)/dt>＝3<a>t²+2<b>t+<c>

<d²x(t)/dt²>＝6<a>t+2<b>

在图4中，在时刻t的大中空圆表示测量出的信号数值，而大实心圆表示平滑信号数值。平滑信号数值是所提取出的低频波动在当前时刻t的估计值。小的实心圆表示在拟合中所用的数据，而小的中空圆表示在拟合中没有使用的数据。

图5显示出其中在没有任何刺激环境下从新生儿中提取出的低频波动并且其中检测到低频波动的波峰和波谷位置的实施例。在该图的顶部处，细实线表示了测量信号，并且粗实线表示了平滑信号，即所提取出的低频波动。在底部处，虚线表示一次导数，而矩形波形表示二次导数。实线箭头表示检测到的波动波形的波峰位置，而虚线箭头表示其波谷位置。

参照图6，将对用于在该实施例中所用的刺激/指令提供单元的控制算法进行说明。首先，输入各种参数，包括目标信道、多项式的次数、添加数据的长度(刺激响应的长度)、时间窗长度、在多项式拟合中所用的数据间隔、重复次数n_rep(提供刺激或指令的次数)以及两个阈值δ、ε(＞0)。实际提供刺激或指令的次数为n_r，并且在n_r＝n_rep时控制结束。根据测量信号，进行多项式拟合，并且估计出低频波动(生物波动)、其一次导数和二次导数。在n_r为偶数(包括0)并且在波动波形波峰的定时处时，或者在n_r为奇数并且在波动波形波谷的定时处时，将用于提供刺激/指令的控制信号114发送给刺激/指令提供单元115。使n_r递增即n_r＝n_r+1，继续控制，并且重复直到n_r＝n_rep。

采用以下算法确定出在从测量控制计算机111中连续发送出测量信号时波动波形的波峰处和波谷处的位置。也就是说，在一次导数的绝对值小于阈值δ并且二次导数小于-ε时为波峰。在一次导数的绝对值小于阈值δ并且二次导数大于ε时为波谷。在当前的实施方案中，这些阈值δ＝0.05并且ε＝0.005。虽然波峰和波谷被交替地选择，但是这不是要求的，通过将重复次数的一半分配给波峰并且将剩下的一半给波谷可以获得相同的效果。基线趋向于在波峰处向上并且在波谷处向下伸出。通过将相同数量的波峰和波谷加在一起，它们相互抵消，因此可以获得平坦的基线。

在当前的实施方案中，测量出在左右颞部区域上的六个位置(由数字1-6表示)处的氧合血红蛋白浓度和脱氧血红蛋白浓度的相对变化。参照在开始测量之后经过10秒钟的活体透射光的强度来计算出这些变化量。图7显示出选择在测量位置1处的氧合血红蛋白浓度变化作为测量信号112并且重复提供刺激10次的结果。在该实施例中，表示出了关于目标信道的发明效果。根据基线变化的标准偏差对该效果进行评估，该基线变化优选应该是平坦的。可以看出，根据如图3(b)所示的本发明的提供刺激方法能够比在图3(a)中所示的普通提供刺激方法更好地降低基线变化的标准偏差。

图8显示出其它信道在该基线变化上的影响。水平轴线表示信道数量，垂直轴线表示该基线变化的标准偏差。实线表示当前实施方案的结果，而虚线表示普通实施例的结果。对于在其它测量位置处的氧合血红蛋白浓度中的变化，与普通实施例相比在当前实施方案中可以充分抑制基线变化，如可以从在信道2o、3o、4o、5o和6o处的两个数值的比较中看出。对于脱氧血红蛋白浓度，本发明也可以提供与普通

实施例相当的结果。

当选择其它信道作为目标时这些趋向不会改变。例如，当选择1d作为目标信道时，除了在目标信道1d处的充分效果之外，对于在其它测量位置处的脱氧血红蛋白浓度变化也可以获得充分效果，如在图9中所示一样。对于氧合血红蛋白浓度变化，结果趋向于与由普通实施例获得的那些相当。当选择总血红蛋白浓度变化作为目标信道时，这些效果由上述两种趋势的平均值构成。还可以在先选择多个目标信道候选者然后以特定的顺序改变该目标信道，或者从所有这些信道中选择多个信道然后监测出它们的平均值，该平均值用来控制刺激/指令提供定时。

在下一个试验中，如在图10中所示一样，将光纤设置在成人头部的左边颞部区域上，并且通过根据本发明的系统以光学方式测量出大脑的与语言相关的机能。在该图中，S表示光源光纤的位置，而D表示光接收光纤的位置。由在Ss和Ds之间的矩形所包围的数字表示测量位置。

相邻Ss和Ds之间的距离为30mm，并且所用光源的波长为781nm和832nm。如参照上述实施方案所述一样，可以通过光学测量知道在测量位置处的氧合血红蛋白、脱氧血红蛋白和总血红蛋白的相对浓度变化。这些光纤如在图10中所示一样布置，从而例如覆盖了已经由fMRI(功能性磁共振成像)识别出的与语言相关的位置。虽然该主体正在进行语言任务，但是在测量位置3处观察到氧合血红蛋白数量显著增加。因此，选择与在测量位置3处的氧合血红蛋白相对应的信道作为目标信道。

分配给主体的语言任务是字链游戏(其中该主体必须给出用与前面词的最后音节相同的音开始的词)，并且这游戏持续40秒。随后进行40秒的休息，期间该主体必须重复发出“ah”、“ii”、“oo”、“eh”、“oh”的声音。使用普通系统和本发明的系统重复该顺序五次，并且对针对目标信道获得的算术平均响应信号的S/N幅度比进行比较。滤波条件包括20秒的时间窗长度和5次多项式。这些阈值与在上述实施方案中的相同。因此，该S/N幅度比对于普通系统而言为1.2，而对于本发明的系统而言为2.5，因此说明了本发明的有利效果。

因此，根据本发明，在测量对施加给活体的刺激的响应中可以确保高水平的信号质量。尤其是，当重复进行测量少量次数时，与在周期的或随机的提供刺激的情况相比可以获得更好的信号质量。

Claims

1.一种活体测量系统，它包括：

一测量单元，用来测量主体的内部状态；

一信号提取单元，用来将包含在由所述测量单元获得的信号中的生物波动分量提取出来；

2.如权利要求1所述的活体测量系统，其中所述信号提取单元将由所述测量单元测出的信号的低频分量提取出。

3.如权利要求2所述的活体测量系统，其中所述低频分量在0.01至0.5Hz之间的范围内。

4.如权利要求1所述的活体测量系统，其中所述信号提取单元输出活体波动分量的当前值，该当前值是在当前时刻由测量单元测出的信号的数值，在当前时刻所述信号在从目前到过去设定的时间窗长度T(秒)中已经用n次多项式进行了拟合(n＝整数3或更大，并且n和T满足0.01≤(n-1)2T≤0.5)。

5.如权利要求1所述的活体测量系统，其中所述刺激定时确定单元根据由信号提取单元所提取出的活体波动分量的相位来确定向主体提供刺激或指令的定时。

6.如权利要求1所述的活体测量系统，其中所述刺激定时确定单元在由信号提取单元所提取出的活体波动分量的波峰和波谷处交替地向主体提供刺激或指令。

7.如权利要求1所述的活体测量系统，其中所述刺激定时确定单元在由信号提取单元所提取出的活体波动分量的波峰和波谷处向主体提供刺激或指令，从而在活体波动分量的波峰处提供刺激或指令的次数等于在波谷处提供刺激或指令的次数。

8.如权利要求1所述的活体测量系统，其中该测量单元包括：

一发光单元，用来向主体的头部皮肤发射近红外光；以及

一光检测单元，用于检测已经透射过所述主体的活体透射光的强度。