JP6723510B2 - Optical model selection method, detected light amount distribution correction method, optical model correction method, and optical inspection apparatus - Google Patents

Description

本発明は、光学モデルの選定方法、検出光量分布補正方法、光学モデルの補正方法及び光学検査装置に関する。 The present invention relates to an optical model selection method, a detected light amount distribution correction method, an optical model correction method, and an optical inspection device.

従来、被検体（生体）に光を照射し、該被検体内を伝播した光を検出して該被検体を検査する生体光計測装置が知られている（例えば特許文献１参照）。 2. Description of the Related Art Conventionally, there is known a biological optical measurement device that irradiates a subject (living body) with light and detects the light propagating in the subject to inspect the subject (for example, refer to Patent Document 1).

特許文献１に開示されている生体光計測装置では、検査精度に向上の余地があった。 In the biological optical measurement device disclosed in Patent Document 1, there is room for improvement in inspection accuracy.

本発明は、光照射器を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、光検出器を少なくとも１つ含む検出系とを備える光学センサを用いて被検体を検査する光学検査のための光学モデルの選定方法であって、前記被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第１の検出光量分布を、前記光学センサを仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、前記光学センサを用いて前記被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程と、前記第１及び第２の検出光量分布に基づいて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定する工程と、からなる光学モデルの選定方法である。 The present invention relates to an irradiation system including at least one light irradiator, and a detection system including at least one photodetector for detecting the amount of light that is irradiated from the irradiation system to a measurement target and propagates in the measurement target. A method of selecting an optical model for an optical inspection for inspecting a subject using an optical sensor including: a first detected light amount distribution that is a detected light amount distribution for each of a plurality of optical models simulating the subject. A step of obtaining a second detected light amount distribution which is a detected light amount distribution of the subject by using the optical sensor, a step of obtaining it by simulation using the optical sensor, and the first and second detected light amounts. An optical model selection method comprising the step of selecting an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models based on the distribution.

本発明によれば、検査精度を向上できる。 According to the present invention, inspection accuracy can be improved.

従来の頭部外形による補正を説明するための図（その１）である。It is a figure (the 1) for demonstrating the correction|amendment by the conventional head outer shape. 従来の頭部外形による補正を説明するための図（その２）である。It is a figure (2) for demonstrating the correction|amendment by the conventional head outer shape. 従来の頭部外形による補正を説明するための図（その３）である。It is a figure (3) for demonstrating the correction|amendment by the conventional head outer shape. 従来の頭部外形による補正を説明するための図（その４）である。It is a figure (the 4) for demonstrating the correction|amendment by the conventional head outer shape. 従来のプローブ配置と光量分布を示す図である。It is a figure which shows the conventional probe arrangement|positioning and light amount distribution. 第１実施形態のプローブ配置と光量分布を示す図である。It is a figure which shows the probe arrangement|positioning and light amount distribution of 1st Embodiment. 第１実施形態のプローブ配置と光量分布（接触不良部がある場合）を示す図である。It is a figure which shows the probe arrangement|positioning of 1st Embodiment, and light amount distribution (when there exists a defective contact part). 第１実施形態に係る光学検査装置の概略構成を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the schematic structure of the optical inspection apparatus which concerns on 1st Embodiment. ファントム用の水槽を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the water tank for phantoms. 透明窓のレイアウトを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the layout of a transparent window. 実施例１の光源モジュールの概略構成を説明するための図（その１）である。FIG. 3 is a diagram (No. 1) for explaining the schematic configuration of the light source module according to the first embodiment. 実施例１の検出モジュールの概略構成を説明するための図である。FIG. 3 is a diagram for explaining a schematic configuration of a detection module of Example 1. 実施例１の光源モジュールの概略構成を説明するための図（その２）である。FIG. 3 is a diagram (No. 2) for explaining the schematic configuration of the light source module of the first embodiment. 生体内伝播角度を説明するための図である。It is a figure for demonstrating a biological propagation angle. 被検体内の情報を計測する方法を説明するためのフローチャートである。6 is a flowchart for explaining a method of measuring information in the subject. 第１実施形態の光学検査方法（吸光***置推定処理）を説明するためのフローチャートである。It is a flow chart for explaining the optical inspection method (light absorber position presumption processing) of a 1st embodiment. 光学モデル１を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 1. 光学モデル２を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 2. 光学モデル３を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 3. 光学モデル４を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 4. 光学モデル５を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 5. 光学モデル６を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 6. 光学モデル７を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 7. 光学モデル８を示す図ある。It is a figure which shows the optical model 8. フォトダイオード（ＰＤ）での感度分布を示す図（その１）である。It is a figure (the 1) which shows the sensitivity distribution in a photodiode (PD). ＰＤでの感度分布を示す図（その２）である。It is a figure (the 2) which shows the sensitivity distribution in PD. 生体内伝播角度を説明するための図である。It is a figure for demonstrating a biological propagation angle. 光学モデルの各層の光学定数を示す図である。It is a figure which shows the optical constant of each layer of an optical model. 光学モデル１〜８の特徴を示す図である。It is a figure which shows the characteristic of the optical models 1-8. 従来のプローブ配置と光量分布を示す図である。It is a figure which shows the conventional probe arrangement|positioning and light amount distribution. 第１実施形態のプローブ配置と光量分布（接触不良部がある場合）を示す図である。It is a figure which shows the probe arrangement|positioning of 1st Embodiment, and light amount distribution (when there exists a defective contact part). 第１実施形態のプローブ配置と光量分布を示す図である。It is a figure which shows the probe arrangement|positioning and light amount distribution of 1st Embodiment. 第１実施形態の光学検査方法におけるモデル選定処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the model selection process in the optical inspection method of 1st Embodiment. １つのＬＭの４方位の特異点を検出する方法、該特異点を除去する方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the method of detecting the singular point of 4 directions of one LM, and the method of removing this singular point. １つのＤＭの４方位の特異点を検出する方法、該特異点を除去する方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the method of detecting the singular point of 4 directions of one DM, and the method of removing this singular point. ２つのＬＭと２つのＤＭを頂点とする四角形内のＰｏｉｎｔＡにおける検出光量を比較する方法、検出光量を補正する方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the method of comparing the detection light amount in PointA in the quadrangle|rectangle|corner which makes 2 LM and 2 DM a vertex, and the method of correct|amending a detection light amount. 図３７（Ａ）は、吸光体の実際の位置を示す図であり、図３７（Ｂ）は、吸光体の位置の推定結果を示す図であり、図３７（Ｃ）は、比較例における吸光体の位置の検出結果を示す図である。FIG. 37(A) is a diagram showing the actual position of the light absorber, FIG. 37(B) is a diagram showing the estimation result of the position of the light absorber, and FIG. 37(C) is a diagram showing the light absorption in the comparative example. It is a figure which shows the detection result of the position of a body. 図３８（Ａ）は、移動後の吸光体の実際の位置を示す図であり、図３８（Ｂ）は、移動後の吸光体の位置の推定結果を示す図であり、図３８（Ｃ）は、比較例における吸光体の位置の検出結果を示す図である。FIG. 38(A) is a diagram showing the actual position of the light absorber after the movement, FIG. 38(B) is a diagram showing the estimation result of the position of the light absorber after the movement, and FIG. 38(C). [Fig. 6] is a diagram showing a result of detecting the position of the light absorber in a comparative example. 実施例２の光学センサにおける複数の光源モジュールと複数の検出モジュールの配置を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining the arrangement of a plurality of light source modules and a plurality of detection modules in the optical sensor of Example 2. 実施例２の光源モジュールＬＭ（I型）を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a light source module LM (I type) of Example 2. 実施例２の光源モジュールＬＭ（I型）の面発光レーザアレイチップを説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining a surface emitting laser array chip of a light source module LM (I type) of Example 2. 図４２（Ａ）及び図４２（Ｂ）は、それぞれ実施例２の光源モジュールＬＭ（II型）を説明するための図（その１及びその２）である。42A and 42B are diagrams (No. 1 and No. 2) for explaining the light source module LM (II type) of the second embodiment, respectively. 実施例２の光源モジュールＬＭ（III型）を説明するための図である。FIG. 7 is a diagram for explaining a light source module LM (III type) of Example 2. 実施例２の光源モジュールＬＭ（III型）におけるレンズと面発光レーザアレイチップとの位置関係を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a positional relationship between a lens and a surface emitting laser array chip in a light source module LM (III type) of Example 2. 実施例２の光源モジュールＬＭ（III型）におけるレンズと面発光レーザアレイチップとプリズムとの位置関係を説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining the positional relationship between a lens, a surface emitting laser array chip, and a prism in a light source module LM (III type) of Example 2. 実施例１及び２の光源モジュールの追加的な構成を説明するための図（その１）である。It is a figure (the 1) for demonstrating the additional structure of the light source module of Example 1 and 2. 実施例１及び２の光源モジュールの追加的な構成を説明するための図（その２）である。It is a figure (2) for demonstrating the additional structure of the light source module of Example 1 and 2. 実施例１及び２の光源モジュールの追加的な構成を説明するための図（その３）である。It is a figure (3) for demonstrating the additional structure of the light source module of Example 1 and 2. 光学シミュレータで光学設計した光線図である。It is a ray diagram optically designed by the optical simulator. 第１実施形態における光学シミュレーションの結果を示す図である。It is a figure which shows the result of the optical simulation in 1st Embodiment. 比較例における光学シミュレーションの結果を示す図である。It is a figure which shows the result of the optical simulation in a comparative example. 図５２（Ａ）は、比較例の光学センサの作用を説明するための図であり、図５２（Ｂ）は、第１実施形態の光学センサの作用を説明するための図である。FIG. 52(A) is a diagram for explaining the action of the optical sensor of the comparative example, and FIG. 52(B) is a diagram for explaining the action of the optical sensor of the first embodiment. 空気から生体への入射角と生体内伝播角度との関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between the incident angle from air to a living body, and the in-vivo propagation angle. 樹脂から生体への入射角と生体内伝播角度との関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between the incident angle from a resin to a living body, and the in-vivo propagation angle. 実施例２の検出モジュールの概略構成を説明するための図（その１）である。FIG. 9 is a diagram (No. 1) for explaining the schematic configuration of the detection module of the second embodiment. 実施例２の検出モジュールの概略構成を説明するための図（その２）である。FIG. 9 is a diagram (No. 2) for explaining the schematic configuration of the detection module of the second embodiment. 実施例２の検出モジュールの概略構成を説明するための図（その３）である。FIG. 9 is a diagram (No. 3) for explaining the schematic configuration of the detection module of the second embodiment. 実施例２の光学特性検出方法（位置測定方法）を説明するためのフローチャートである。9 is a flowchart for explaining an optical characteristic detecting method (position measuring method) according to the second embodiment. 実施例２での逆問題推定の推定結果を示す図である。FIG. 8 is a diagram showing an estimation result of inverse problem estimation in Example 2. 第１実施形態の光学センサの作用を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the effect|action of the optical sensor of 1st Embodiment. 第２実施形態の光学検査方法（計測結果補正処理）を説明するためのフローチャートである。It is a flow chart for explaining the optical inspection method (measurement result amendment processing) of a 2nd embodiment. 安静状態と賦活状態の光量変化を示すグラフである。It is a graph which shows the light amount change of a rest state and an activation state. 安静状態の光量変化を示すグラフである。It is a graph which shows the light amount change of a rest state. 年齢とＣＳＦ（脳髄液層の厚さ）の関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between age and CSF (thickness of a cerebrospinal fluid layer). ＳＣＤ（頭皮表面から脳表面までの距離）と３層の厚さの相関を示すグラフである。It is a graph which shows SCD (distance from the scalp surface to the brain surface) and the correlation of the thickness of three layers. 光量補正イメージを示すグラフである。It is a graph which shows a light amount correction image. 脳血流を反映した光学モデルを示す図である。It is a figure which shows the optical model which reflected cerebral blood flow. 光学モデル毎の補正係数を示す図である。It is a figure which shows the correction coefficient for every optical model. 第２実施形態の光学特性検出方法（位置測定方法）を説明するためのフローチャートである。It is a flow chart for explaining the optical characteristic detecting method (position measuring method) of the second embodiment. 光量補正イメージ（うつ病患者）を示す図である。It is a figure which shows a light amount correction image (depression patient). 光量補正イメージ（健常者）を示す図である。It is a figure which shows a light amount correction image (healthy person). 第３実施形態の光学センサにおける複数の光源モジュールと複数の検出モジュールの配置を説明するための図である。It is a figure for demonstrating arrangement|positioning of the some light source module and the some detection module in the optical sensor of 3rd Embodiment. 比較例の光学センサにおける各光源モジュールの出射方向及び各検出モジュールの検出方向を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the emission direction of each light source module and the detection direction of each detection module in the optical sensor of a comparative example. 図７４（Ａ）は、第４実施形態の面発光レーザアレイチップの４つのグループの出射方向を説明するための図であり、図７４（Ｂ）は、第４実施形態のＰＤアレイの４つのＰＤの検出方向を説明するための図である。FIG. 74(A) is a diagram for explaining the emission directions of the four groups of the surface-emission laser array chip of the fourth embodiment, and FIG. 74(B) is the four PD arrays of the fourth embodiment. It is a figure for demonstrating the detection direction of PD. 第４実施形態の光学センサにおける各光源モジュールの出射方向及び各検出モジュールの検出方向を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the emission direction of each light source module and the detection direction of each detection module in the optical sensor of 4th Embodiment. 制御部の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of a control part. 計算部の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of a calculation part. 図３３のモデル選定処理の追加的な処理を説明するための図（その１）である。It is a figure (the 1) for demonstrating the additional process of the model selection process of FIG. 図３３のモデル選定処理の追加的な処理を説明するための図（その２）である。It is a figure (the 2) for demonstrating the additional process of the model selection process of FIG. 第５実施形態における光源モジュールと検出モジュールの光学モデルに対する配置を示す図である。It is a figure which shows arrangement|positioning with respect to the optical model of the light source module and detection module in 5th Embodiment. 第５実施形態の光学モデルを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the optical model of 5th Embodiment. 第５実施形態の光学モデルの各層の光学定数を示す表である。It is a table which shows the optical constant of each layer of the optical model of 5th Embodiment. 散乱係数と入射方向間の光量比率の関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship of a light amount ratio between a scattering coefficient and an incident direction. 吸収係数と入射方向間の光量比率の関係を示すグラフである。It is a graph which shows the relationship between the absorption coefficient and the light amount ratio between incident directions. 頭皮と頭蓋骨の厚さの和と、入射方向間の光量比率の関係を示すグラフである。It is a graph which shows the sum of the thickness of a scalp and a skull, and the relationship of the light quantity ratio between incident directions. ＳＣＤ（頭皮表面から脳表面までの距離）と３層の厚さの相関を示す図である。It is a figure which shows SCD (distance from the scalp surface to the brain surface) and the correlation of the thickness of three layers. マルチディスタンス方式のプローブのレイアウトを説明するための図である。It is a figure for demonstrating the layout of the probe of a multi distance system. マルチディスタンス方式の光伝播式を示す図である。It is a figure which shows the light propagation type|formula of a multi-distance system. 図８９上図は、マルチディスタンス方式における散乱係数、吸収係数、光量比の関係を示すグラフであり、図８９下図は、多出射角方式における散乱係数、吸収係数、光量比の関係を示すグラフである。89. The upper diagram of FIG. 89 is a graph showing the relationship between the scattering coefficient, the absorption coefficient, and the light amount ratio in the multi-distance method, and the lower diagram of FIG. 89 is a graph showing the relationship of the scattering coefficient, the absorption coefficient, and the light amount ratio in the multiple emission angle method. is there. 図９０左図は、散乱係数が小さいときの光の伝播を示す図であり、図９０右図は、散乱係数が大きいときの光の伝播を示す図である。The left diagram of FIG. 90 is a diagram showing light propagation when the scattering coefficient is small, and the right diagram of FIG. 90 is a diagram showing light propagation when the scattering coefficient is large.

先ず、第１実施形態の説明に入る前に、導入として、従来技術について説明する。 First, prior to the description of the first embodiment, a conventional technique will be described as an introduction.

図１(非特許文献1：NeuroImage85（2014）117-126)に示される従来例は、個別に核磁気共鳴画像法（以下ではＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）と略す。）による撮影をすることなく、標準脳（図内ではＡｔｌａｓと記されている）のＭＲＩ画像を利用し、頭部外形を基データとした補正によって、高精度に検出する手法について記している。 The conventional example shown in FIG. 1 (Non-Patent Document 1: NeuroImage85 (2014) 117-126) does not require individual imaging by nuclear magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as MRI (Magnetic Resonance Imaging)). A method of detecting with high accuracy by using an MRI image of a standard brain (denoted by Atlas in the figure) and correcting the outer shape of the head as basic data is described.

頭部外形による補正によって、個体差の誤差を除去する。図１−ｂは標準脳といわれる一般的な人の頭部形状を示しており、図１−ｂにおける点はプローブ設置位置を示している。ここで、「プローブ」は、光照射器（光源モジュールとも呼ぶ）や光検出器（検出モジュールとも呼ぶ）を意味する。 The error due to the individual difference is removed by the correction based on the outer shape of the head. FIG. 1-b shows a general human head shape called a standard brain, and the dots in FIG. 1-b show probe installation positions. Here, the “probe” means a light irradiator (also called a light source module) or a photodetector (also called a detection module).

実際に計測する人の頭部形状は図１−ｃに示され、頭部の外形が異なる。プローブの位置も、単純に線形的に拡張した場合は、図１−ｄのようになり、若干のずれが生じているが、図１−ｅに示すように非線形に拡張することで、かなりの精度で、プローブの位置が一致する。 The shape of the head of a person who is actually measured is shown in FIG. 1-c, and the outer shape of the head is different. When the position of the probe is also simply linearly expanded, it becomes as shown in FIG. 1-d, and a slight deviation occurs, but it is considerably expanded by nonlinearly expanding as shown in FIG. 1-e. The probe positions match with accuracy.

これによって、図２、図３に示されるように、標準脳を利用した場合と、ＭＲＩ画像を利用した場合ａ、もしくはBOLD効果（脱酸化ヘモグロビンの減少）のｆ−ＭＲＩを利用した脳血流画像ｂ（図２、図３ではＢＯＬＤと記載）とが概ね一致している。 As a result, as shown in FIGS. 2 and 3, cerebral blood flow using f-MRI using the standard brain and using MRI images, or using the BOLD effect (decrease in deoxygenated hemoglobin). The image b (described as BOLD in FIGS. 2 and 3) substantially matches.

しかし、図４に示されるように、ある位置での脳血流の時間変化を示したグラフでは、縦軸の脳血流を示す量として、倍近く誤差が生じていることがわかる。このように、脳血流の時間変化では、その脳血流量を読み違えてしまう可能性がある。 However, as shown in FIG. 4, in the graph showing the temporal change of the cerebral blood flow at a certain position, it can be seen that an error approximately double is generated as the amount indicating the cerebral blood flow on the vertical axis. Thus, there is a possibility that the cerebral blood flow rate may be misread if the cerebral blood flow changes with time.

また、図１の従来例では、高密度プローブ方式を採用している。これは、一般的なプローブ間隔（３０ｍｍ）よりも間隔を小さくし（１３ｍｍ）、プローブ本数を多くすることによって、計測対象から得られる情報量が増え、これによって高い精度の検出を実現している。しかし、プローブ密度が高いために、プローブ本数も、例えば４倍近く増える。プローブと頭皮との間に毛髪などが介在すると（接触不良があると）光量がロスするが、この光量ロスはプローブによって異なる。この光量ロスが誤差を大きくしている要因である。プローブの本数が増えれば増えるほど誤差が生じる。プローブ数と高精度検出とはトレードオフの関係にある。また、後述する、被検体における吸光体の位置を計測する基準となる光学モデルの選定が難しくなるため、誤差が生じる。 Further, in the conventional example of FIG. 1, a high density probe system is adopted. This is because the interval is made smaller (13 mm) than the general probe interval (30 mm), and the number of probes is increased, so that the amount of information obtained from the measurement target is increased, thereby realizing highly accurate detection. .. However, since the probe density is high, the number of probes also increases, for example, nearly four times. When hair or the like is present between the probe and the scalp (there is poor contact), the light amount is lost, but this light amount loss differs depending on the probe. This loss of light amount is a factor that increases the error. An error will occur as the number of probes increases. There is a trade-off between the number of probes and high precision detection. In addition, since it becomes difficult to select an optical model as a reference for measuring the position of the light absorber in the subject, which will be described later, an error occurs.

図５右図に示される従来例の光量分布を用いて具体的に説明する。これは、図５左図に示されるように、光源モジュールＬＭ１´から計測対象（被検体や光学モデル）への光の入射方向が１の場合に該計測対象内を伝播し方向Ａから検出モジュールＤＭ１´に入射した光の検出光量を示しており、これを規格化した光量（１．０）としている。 A specific description will be given using the light amount distribution of the conventional example shown in the right diagram of FIG. As shown in the left diagram of FIG. 5, this is because when the incident direction of light from the light source module LM1′ to the measurement target (subject or optical model) is 1, the light propagates in the measurement target and is detected from the direction A in the detection module. The detected light amount of the light incident on DM1' is shown, and this is defined as the normalized light amount (1.0).

この規格化した光量を基準にして、３つの光源モジュールＬＭ１´〜ＬＭ３´から被検体への光の入射方向が１〜３の場合と３つの検出モジュールＤＭ１´〜ＤＭ３´への光の入射方向がＡ〜Ｃの場合の対応毎の検出光量をマトリクスで表した図が図５右図の光量分布である。図５左図では、照射するビームの本数（例えば３本）よりも多い（例えば６つ）のプローブを用いているため、プローブと計測対象との間に接触不良が発生するケースは、非常に多くのパターンがある。図５左図のようにプローブが６つの場合には、プローブと計測対象との間に接触不良が発生するケース、すなわち少なくとも１つのプローブに接触不良が発生するケースは、_６Ｃ_１＋_６Ｃ_２＋_６Ｃ_３＋_６Ｃ_４＋_６Ｃ_５＋_６Ｃ_６＝６４通りとなる。この場合、作成すべき光学モデルも６４通り必要である。この場合、光学モデルの選定が困難となる。 Based on this standardized light amount, the light incident directions from the three light source modules LM1′ to LM3′ to the subject are 1 to 3 and the light incident directions to the three detection modules DM1′ to DM3′. The light amount distribution of the right diagram of FIG. 5 is a diagram in which the detected light amount for each of the cases of A to C is represented by a matrix. In the left diagram of FIG. 5, since the number of the beams to be irradiated (for example, 3) is larger (for example, 6), the contact failure between the probe and the measurement object is very likely to occur. There are many patterns. In the case where there are six probes as shown in the left diagram of FIG. 5, the case where the contact failure occurs between the probe and the measurement target, that is, the case where the contact failure occurs in at least one probe is ₆ C ₁ + ₆ C _{2 + 6 C 3 + 6 C} 4 + 6 C 5 + 6 C 6 = the 64 combinations. In this case, 64 optical models to be created are required. In this case, it becomes difficult to select the optical model.

《第１実施形態》
これに対し、第１実施形態では、図６に示されるように、複数の発光部を含む光源モジュールＬＭから計測対象の同一位置に複数の方位（例えば３方位）から光を入射させ、該計測対象を伝播した複数（例えば３つ）の光を異なる方向から検出モジュールＤＭに入射させる。図６左図では、照射するビームの本数（例えば図５と同数の３本）よりも少ない（例えば２つの）プローブを用いているため、プローブと計測対象との間に接触不良が発生するケースは、非常に限られている。 <<1st Embodiment>>
On the other hand, in the first embodiment, as shown in FIG. 6, light is incident from a plurality of azimuths (for example, three azimuths) from a light source module LM including a plurality of light emitting units to the same position to be measured, and the measurement is performed. A plurality of (for example, three) lights propagating through the target are incident on the detection module DM from different directions. In the left diagram of FIG. 6, a probe (for example, two) that is smaller than the number of beams to be irradiated (for example, the same number as three in FIG. 5) is used, so that a contact failure occurs between the probe and the measurement target. Are very limited.

ここでの接触不良は、図７に示されるように、１箇所の接触不良が光源モジュールＬＭの複数の発光部に対して、ほぼ同一レベルで影響を与える。つまり、プローブと被検体との間に接触不良が発生するケース、すなわち少なくとも１つのプローブに接触不良が発生するケースは、図７左図のようにプローブが２つの場合には３通りとなり、作成すべき光学モデルも３通りとなる。光学モデルが少ないことにより、光学モデルの選定が容易になる。 As for the contact failure here, as shown in FIG. 7, the contact failure at one location affects the plurality of light emitting units of the light source module LM at substantially the same level. That is, there are three cases in which poor contact occurs between the probe and the subject, that is, cases in which at least one probe has poor contact, and there are three types of probes as shown in the left diagram of FIG. There are three types of optical models to be used. The small number of optical models facilitates the selection of optical models.

図８には、第１実施形態に係る光学検査装置１００の概略構成が示されている。 FIG. 8 shows a schematic configuration of the optical inspection device 100 according to the first embodiment.

光学検査装置１００は、一例として、拡散光トモグラフィー（ＤＯＴ）に用いられる。ＤＯＴは、例えば生体などの被検体（散乱体）に光を照射し、被検体内を伝播した光を検出して、被検体内部の光学特性を推定する技術である。特に、脳内の血流を検出することで、うつ症状の鑑別診断補助やリハビリテーションの補助機器として利用が期待されている。ＤＯＴでは、分解能が向上すると、脳の機能を詳細に理解できることから、多くの研究機関で、分解能を向上させる研究が盛んに行われている。 The optical inspection device 100 is used for diffuse optical tomography (DOT) as an example. DOT is a technique of irradiating a subject (scatterer) such as a living body with light, detecting the light propagated in the subject, and estimating the optical characteristics inside the subject. In particular, by detecting blood flow in the brain, it is expected to be used as an auxiliary device for differential diagnosis of depressive symptoms and an assistive device for rehabilitation. In DOT, since the function of the brain can be understood in detail when the resolution is improved, many research institutions are actively conducting research to improve the resolution.

光学検査装置１００は、図８に示されるように、複数の発光部を有する光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭを含む光学センサ１０、制御部、表示部、計算部などを備えている。制御部は、図７６のブロック図に示されるように構成されている。制御部では、中央処理装置Ａ−１からの情報によって、スイッチ部が制御され、発光するＬＭが選択される。このとき、スイッチ部を介してＬＭに供給される電流が電流制御部で所望の値に制御される。ＤＭでの検出結果（データ）は、Ａ／Ｄ変換され、演算部（Ａ−２）で平均化処理などの演算が行われる。演算部（Ａ−２）での演算結果は、順次記録部（Ａ−３）に記録される。 As shown in FIG. 8, the optical inspection device 100 includes an optical sensor 10 including a light source module LM having a plurality of light emitting units and a detection module DM, a control unit, a display unit, a calculation unit, and the like. The control unit is configured as shown in the block diagram of FIG. In the control unit, the switch unit is controlled by the information from the central processing unit A-1, and the LM that emits light is selected. At this time, the current supplied to the LM via the switch is controlled by the current controller to a desired value. The detection result (data) in DM is A/D converted, and calculation such as averaging is performed in the calculation unit (A-2). The calculation result of the calculation unit (A-2) is sequentially recorded in the recording unit (A-3).

本明細書中、光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭを、区別しない場合は、プローブとも呼ぶ。また、本明細書では、適宜、擬似生体、生体、被検体の文言を用いるが、擬似生体、生体が被検体の具体例であることに変わりはない。 In the present specification, the light source module LM and the detection module DM are also referred to as a probe when they are not distinguished. In addition, in the present specification, the terms “pseudo living body”, “living body”, and “subject” are used as appropriate, but the pseudo living body and living body are still specific examples of the subject.

光学センサ１０は、被検体中の吸光体を検出するセンサとして汎用的に利用できるが、最も利用価値が高い被検体は生体である。しかしながら、一般に、光学センサを用いて生体の血流（吸光体）の位置を検出することは必ずしも容易ではなく、被検体を生体とすると、光学センサ１０による効果（検出精度）を確認し難い。 The optical sensor 10 can be generally used as a sensor for detecting a light absorber in a subject, but the subject having the highest utility value is a living body. However, generally, it is not always easy to detect the position of the blood flow (light absorber) of the living body using the optical sensor, and when the subject is a living body, it is difficult to confirm the effect (detection accuracy) by the optical sensor 10.

そこで、本実施形態では、汎用性をもたせるとともに、検出精度を確認し易い被検体として、水槽に入った白濁液である擬似生体（ファントムとも呼ぶ）を採用している。 Therefore, in the present embodiment, a pseudo living body (also referred to as a phantom) that is a cloudy liquid in a water tank is adopted as a subject that has general versatility and whose detection accuracy is easily confirmed.

以下に、本実施形態の実施例１について説明する。 Example 1 of the present embodiment will be described below.

〈実施例１〉
実施例１では、各発光部からの光線をプリズムによって偏向させて、被検体への入射角を光線間で異ならせる方法を採用している。 <Example 1>
In the first embodiment, a method is adopted in which the light rays from the respective light emitting units are deflected by a prism so that the incident angles on the subject are different between the light rays.

ここでは、図９に示されるように、各壁が黒色のアクリル板で構成された水槽の一側壁（＋Ｚ側の壁）の８箇所に透明なアクリル板から成る透明窓を設けている。水槽の内部は、イントラピッド水溶液（イントラピッド１０％濃度を１０倍に希釈）で満たされている。すなわち、実施例１で使用する擬似生体は、イントラリピッド水溶液である。 Here, as shown in FIG. 9, transparent windows made of a transparent acrylic plate are provided at eight locations on one side wall (a wall on the +Z side) of a water tank in which each wall is made of a black acrylic plate. The inside of the water tank is filled with an aqueous solution of Intrapid (10% concentration of Intrapid is diluted 10 times). That is, the pseudo living body used in Example 1 is an intralipid aqueous solution.

この水槽内に満たされたイントラピッド水溶液に黒いインクを約２０ｐｐｍ程度となるように滴下して、ほぼ生体と同一の吸収係数及び散乱係数とする。そして、この白濁したイントラピッド水溶液に血流に模した黒色の吸光体を沈める。吸光体は、黒色のポリアセタールとして、約５ｍｍ直径の球体とする。この球体の位置を制御できるように、自動ステージに接続された１ｍｍ径の細い金属棒に該球体を固定する。この水槽の各透明窓に、プローブを正確に位置決めして装着する。 Black ink is dripped into the aqueous solution of Intrapid filled in the water tank so as to have a concentration of about 20 ppm, so that the absorption coefficient and the scattering coefficient are almost the same as those of the living body. Then, a black light absorber imitating blood flow is submerged in the cloudy Intrapid aqueous solution. The light absorber is a black polyacetal and is a sphere having a diameter of about 5 mm. The sphere is fixed to a thin metal rod with a diameter of 1 mm connected to an automatic stage so that the position of the sphere can be controlled. The probe is accurately positioned and attached to each transparent window of this water tank.

ここでは、水槽の容積は、１４０ｍｍ×１４０ｍｍ×６０ｍｍである。黒色のアクリル板の厚さは、４ｍｍである。８つの透明窓は、２種類の大きさの円形の透明窓Ａ、Ｂで構成されている（図１０参照）。透明窓Ａ、Ｂは、４つずつある。透明窓Ａの直径は９ｍｍ、透明窓Ｂの直径は１２ｍｍである。透明窓Ａ、Ｂの厚さは、いずれも１．５ｍｍである。 Here, the volume of the water tank is 140 mm×140 mm×60 mm. The black acrylic plate has a thickness of 4 mm. The eight transparent windows are composed of circular transparent windows A and B having two sizes (see FIG. 10). There are four transparent windows A and B. The diameter of the transparent window A is 9 mm, and the diameter of the transparent window B is 12 mm. The transparent windows A and B each have a thickness of 1.5 mm.

図１０には、８つの透明窓のレイアウトが示されている。８つの透明窓は、透明窓Ａ、Ｂが隣り合うようにＸ軸方向及びＹ軸方向に等間隔で格子状に配置されている。ここでは、各透明窓Ａには検出モジュールＤＭが装着され、各透明窓Ｂ（Ｂ１〜Ｂ４）には光源モジュールＬＭが装着される。隣り合う２つの透明窓の中心間の距離は、３０ｍｍである。 FIG. 10 shows a layout of eight transparent windows. The eight transparent windows are arranged in a grid pattern at equal intervals in the X-axis direction and the Y-axis direction so that the transparent windows A and B are adjacent to each other. Here, the detection module DM is attached to each transparent window A, and the light source module LM is attached to each transparent window B (B1 to B4). The distance between the centers of two adjacent transparent windows is 30 mm.

光源モジュールＬＭは、図１１に示されるように、レンズ、プリズム、面発光レーザアレイチップが実装されたセラミックパッケージ（不図示）、該セラミックパッケージやアナログ電子回路が実装されたフレキ基板（不図示）、該フレキ基板に結線されている配線、コネクタ部（不図示）、これらが収容された筐体、被検体と接触する透明樹脂からなる窓部材などを含む。光源モジュールＬＭでは、電源部（不図示）により適切な電流値に制御することで発光部の光量を一定に保つことができる。光源モジュールＬＭは、被検体（透明窓Ｂ）に窓部材が＋Ｚ側から接触された状態で装着される。 As shown in FIG. 11, the light source module LM includes a ceramic package (not shown) on which a lens, a prism, and a surface emitting laser array chip are mounted, and a flexible substrate (not shown) on which the ceramic package and analog electronic circuit are mounted. , A wiring connected to the flexible substrate, a connector portion (not shown), a housing accommodating these, a window member made of a transparent resin that comes into contact with the subject, and the like. In the light source module LM, the light amount of the light emitting unit can be kept constant by controlling the power supply unit (not shown) to an appropriate current value. The light source module LM is attached to the subject (transparent window B) with the window member in contact with the +Z side.

検出モジュールＤＭは、図１２に示されるように、黒い樹脂製の筐体、該筐体の先端（−Ｚ側の端）に取り付けられた弾性体からなる接触部材、筐体に収容された直径３ｍｍの半球レンズ（分割レンズ）及び４分割ＰＤアレイ（４つのフォトダイオード（ＰＤ）がアレイ状に配列されたもの）を含んで構成されている。筐体の先端及び接触部材には、アパーチャ（開口）が形成されている。検出モジュールＤＭは、被検体（透明窓Ａ）に接触部材が＋Ｚ側から接触された状態で装着される。なお、図１２には、４つのＰＤ（受光部）のうち２つのみが図示されている。 As shown in FIG. 12, the detection module DM includes a black resin casing, a contact member made of an elastic body attached to the tip (end on the −Z side) of the casing, and a diameter accommodated in the casing. It is configured to include a 3 mm hemispherical lens (divided lens) and a 4-divided PD array (four photodiodes (PD) arranged in an array). An aperture (opening) is formed at the tip of the housing and the contact member. The detection module DM is mounted with the contact member being in contact with the subject (transparent window A) from the +Z side. In FIG. 12, only two of the four PDs (light receiving parts) are shown.

分割レンズは、アパーチャの＋Ｚ側近傍に配置されている。そこで、光源モジュールＬＭから被検体に照射され該被検体内を伝播した光は、アパーチャを介して分割レンズに入射し、該分割レンズへの入射位置及び入射方向に応じた方向に屈折され出射される（図１２参照）。 The split lens is arranged near the +Z side of the aperture. Therefore, the light emitted from the light source module LM to the subject and propagating in the subject enters the split lens through the aperture, is refracted in the direction corresponding to the incident position and the incident direction to the split lens, and is emitted. (See FIG. 12).

４分割ＰＤアレイは、分割レンズの＋Ｚ側に配置されている。そこで、分割レンズを介した光は、その進行方向（分割レンズからの出射方向）に応じて４分割ＰＤアレイの４つの受光部（ＰＤ）のいずれかに入射する。このようにして、検出モジュールＤＭでは、被検体から入射された光の入射角度を４つの角度範囲に分類できる。 The 4-division PD array is arranged on the +Z side of the division lens. Therefore, the light passing through the split lens is incident on any of the four light receiving portions (PD) of the 4-split PD array according to the traveling direction (emission direction from the split lens). In this way, in the detection module DM, the incident angle of the light incident from the subject can be classified into four angle ranges.

制御部は、各透明窓Ａに装着された検出モジュールＤＭの４つのＰＤ（受光部）の受光量（計１６個のＰＤの受光量）を検出し、オペアンプにて電圧に変換して、記録部に記録する。データはサンプリングレートを１ｍｓｅｃで検出し、２０ｓｅｃ計測した数値を平均化する。１回の測定では１６個のＰＤのデータを取得する。 The control unit detects the amount of light received by the four PDs (light receiving units) of the detection module DM mounted on each transparent window A (the amount of light received by a total of 16 PDs), converts it into a voltage with an operational amplifier, and records it. Record in section. The data is detected at a sampling rate of 1 msec, and the values measured for 20 sec are averaged. Data of 16 PDs are acquired in one measurement.

次に、光源モジュールＬＭについて詳細に説明する。光源モジュールＬＭの光源には、４０ｃｈの面発光レーザアレイチップ、すなわち発光部としてのＶＣＳＥＬ（面発光レーザ）を４０個有する面発光レーザアレイチップが採用されている。 Next, the light source module LM will be described in detail. As the light source of the light source module LM, a surface emitting laser array chip of 40 ch, that is, a surface emitting laser array chip having 40 VCSELs (surface emitting lasers) as light emitting units is adopted.

この面発光レーザアレイチップからの光の光路上には、該光を略平行光とする直径３ｍｍのレンズが配置されている（図１３参照）。面発光レーザアレイチップの出射面（発光面）とレンズの主点（レンズの光学的な中心）との距離は、該レンズの焦点距離ｆ（例えば９ｍｍ）に等しく設定されている。すなわち、面発光レーザアレイチップは、出射面がレンズの焦点位置に位置するように配置されている。なお、「レンズの焦点距離」は、レンズの主点と焦点との距離である。 On the optical path of the light from the surface-emitting laser array chip, a lens having a diameter of 3 mm that makes the light substantially parallel light is arranged (see FIG. 13). The distance between the emitting surface (light emitting surface) of the surface emitting laser array chip and the principal point of the lens (optical center of the lens) is set equal to the focal length f (for example, 9 mm) of the lens. That is, the surface emitting laser array chip is arranged such that the emitting surface is located at the focal position of the lens. The "lens focal length" is the distance between the principal point of the lens and the focal point.

ここでは、４０ｃｈを同時に点灯し、総出力は５０ｍＷ程度とされる。ＶＣＳＥＬから出射された平行光は、図１３に示されるようにプリズムによって偏向される。 Here, 40 channels are turned on at the same time, and the total output is about 50 mW. The collimated light emitted from the VCSEL is deflected by the prism as shown in FIG.

プリズムとしては、上記アクリル製の水槽と屈折率が同等のアクリル製のものが採用されている。プリズムの反射面は、該プリズムの径に合わせて設計され、該反射面の角度は、レンズを介した光が上記アクリル製の水槽に入射角５０°程度で入射するように設定されている。 As the prism, an acrylic prism having the same refractive index as that of the acrylic water tank is adopted. The reflecting surface of the prism is designed according to the diameter of the prism, and the angle of the reflecting surface is set so that the light passing through the lens is incident on the acrylic water tank at an incident angle of about 50°.

水槽及びプリズムのアクリルと、ファントム（イントラピッド水溶液）との屈折率差は、スネルの法則によってファントム内での伝播角度が約６０°（図１３中のθ１）になるように設定されている。面発光レーザアレイチップ、レンズ、プリズムは、Ｚ方向に延びる回転軸の周りに回転可能な回転ステージ（不図示）に取り付けられている。ここでは、回転ステージの回転軸は、筐体の開口（窓部材）を通っている。以下では、回転ステージの回転軸を単に「回転軸」とも呼ぶ。また、面発光レーザアレイ、レンズ、プリズムを併せて「照射部」とも呼ぶ。なお、図１３では、窓部材の図示が省略されている。 The refractive index difference between the acrylic in the water tank and the prism and the phantom (intrapid aqueous solution) is set so that the propagation angle in the phantom is about 60° (θ1 in FIG. 13) according to Snell's law. The surface emitting laser array chip, the lens, and the prism are attached to a rotary stage (not shown) rotatable about a rotation axis extending in the Z direction. Here, the rotary shaft of the rotary stage passes through the opening (window member) of the housing. Below, the rotation axis of the rotation stage is also simply referred to as the “rotation axis”. Further, the surface emitting laser array, the lens, and the prism are collectively referred to as “irradiating section”. Note that the window member is not shown in FIG.

この回転ステージ及び照射部を一緒に回転させることで、プリズムへの光の入射角、方位を変えることが可能となる。ここでは、図１４に示されるように、＋Ｘ、−Ｘ、＋Ｙ、−Ｙの４方位の計測を順次行うこととした。すなわち、４つの光源モジュールＬＭの位置（Ｂ１〜Ｂ４の４箇所）と４方位で４×４の１６回の計測を行うことになる。プリズムと水槽との間には、これらと屈折率が同等のジェル状の樹脂（図示せず）が充填されている。これにより、プリズムと水槽との間での屈折や反射を防止できる。 By rotating the rotary stage and the irradiation unit together, it becomes possible to change the incident angle and the azimuth of the light incident on the prism. Here, as shown in FIG. 14, it was decided to sequentially measure four directions of +X, −X, +Y, and −Y. That is, the measurement of 4×4 16 times is performed in the positions of the four light source modules LM (four positions B1 to B4) and four directions. A space between the prism and the water tank is filled with a gel resin (not shown) having the same refractive index as those of the prism. Thereby, refraction and reflection between the prism and the water tank can be prevented.

次に、被検体内の情報（被検体内部情報）の計測方法について、図１５に示されるフローチャートを参照して説明する。 Next, a method of measuring information inside the subject (inside information of the subject) will be described with reference to the flowchart shown in FIG.

まず、はじめにプローブをセッティングする（ステップＴ１）。プローブとは、前述の如く検出モジュールＤＭ及び光源モジュールＬＭを意味する。ここでのセッティング対象のプローブは、４つの検出モジュールＤＭと１つの光源モジュールＬＭである。４つの検出モジュールＤＭは、図１０に示される直径９ｍｍの４つの透明窓Ａに個別に装着される。１つの光源モジュールＬＭは、図１０に示される透明窓Ｂ１に装着される。 First, the probe is set (step T1). The probe means the detection module DM and the light source module LM as described above. The probes to be set here are four detection modules DM and one light source module LM. The four detection modules DM are individually mounted in the four transparent windows A having a diameter of 9 mm shown in FIG. One light source module LM is attached to the transparent window B1 shown in FIG.

次に、光源モジュールＬＭの４０個のｃｈ（発光部）を同時に発光させる（ステップＴ２）。発光強度はトータルで５０ｍＷ程度になるように、電流値が決定される。発光時間は２０ｓｅｃ程度であり、その間、４つの検出モジュールＤＭのＰＤの検出値を読み取り（ステップＴ３）、１ｍｓｅｃ間隔で検出した数点のデータ（検出値）を平均化する。そして、平均化された検出値、すなわち検出値の平均値を記録部に格納する（ステップＴ４）。 Next, the 40 channels (light emitting sections) of the light source module LM are caused to emit light at the same time (step T2). The current value is determined so that the total emission intensity is about 50 mW. The light emission time is about 20 sec, during which the detection values of the PDs of the four detection modules DM are read (step T3), and the data (detection values) of several points detected at 1 msec intervals are averaged. Then, the averaged detection value, that is, the average value of the detection values is stored in the recording unit (step T4).

次に、出射光の波長を切り替えてステップＴ２〜Ｔ４を再度行う（ステップＴ５、Ｔ６）。ここでは、７８０ｎｍと９００ｎｍの波長を選択可能としている。具体的には、発振波長が異なる２種類（７８０ｎｍ帯、９００ｎｍ帯）の光源モジュールＬＭを予め用意しておき、光源モジュールＬＭを入れ替えることで出射光の波長の切り換えを実施することができる。 Next, the wavelength of the emitted light is switched and steps T2 to T4 are performed again (steps T5 and T6). Here, wavelengths of 780 nm and 900 nm can be selected. Specifically, two types of light source modules LM having different oscillation wavelengths (780 nm band and 900 nm band) are prepared in advance, and the wavelengths of emitted light can be switched by exchanging the light source modules LM.

ここで、計測は、＋Ｘ方向、＋Ｙ方向、−Ｘ方向、−Ｙ方向の４方位について行われる（ステップＴ７、Ｔ８）。具体的には、ステップＴ１の直後のステップＴ２〜Ｔ６は、プリズムを＋Ｘ方向に配置した状態で行う。次いで、プリズムを回転させて、＋Ｙ方向とする。この状態でステップＴ２〜Ｔ６を行う。次いで、プリズムを回転させて、−Ｘ方向とする。この状態でステップＴ２〜Ｔ６を行う。次いで、プリズムを回転させて、−Ｙ方向とする。この状態でステップＴ２〜Ｔ６を行う。 Here, the measurement is performed for four azimuths of +X direction, +Y direction, -X direction, and -Y direction (steps T7 and T8). Specifically, steps T2 to T6 immediately after step T1 are performed with the prism arranged in the +X direction. Next, the prism is rotated so that it is in the +Y direction. In this state, steps T2 to T6 are performed. Next, the prism is rotated so that it is in the -X direction. In this state, steps T2 to T6 are performed. Next, the prism is rotated so that it is in the -Y direction. In this state, steps T2 to T6 are performed.

次に、光源モジュールＬＭの装着位置を透明窓Ｂ１からＢ２、Ｂ３、Ｂ４に順次変更して、再度４方位の計測を行う（ステップＴ９、Ｔ１０）。その後、吸光体の位置を移動させて、再度４方位、光源モジュールＬＭの４つの装着位置での計測を行う（ステップＴ１１、Ｔ１２）。 Next, the mounting position of the light source module LM is sequentially changed from the transparent window B1 to B2, B3, and B4, and the measurement in four directions is performed again (steps T9 and T10). After that, the position of the light absorber is moved, and measurement is performed again at four mounting positions of the light source module LM in four directions (steps T11 and T12).

格納されたデータは、それぞれ吸光体あり、なしのデータを以下のｒ（ｓ，ｉ，ｎ）（ｉ=１，２，３・・・Ｍ、ｎ=１，２，３・・・Ｋ））、ｒ（０，ｉ，ｎ）（ｉ=１，２，３・・・Ｍ、ｎ=１，２，３・・・Ｋ）とする。ｉはそれぞれの検出モジュールＤＭに付された番号である。ｎはそれぞれのグループに付された番号である。次にそれぞれの差分Δｒ（ｉ，ｎ）を計算する。 The stored data are the data with and without the light absorber, respectively, as shown in the following r(s, i, n) (i=1, 2, 3... M, n=1, 2, 3... K). ), r(0, i, n) (i=1, 2, 3... M, n=1, 2, 3... K). i is a number given to each detection module DM. n is a number given to each group. Next, each difference Δr(i,n) is calculated.

以下に、図１５のフローチャートに基づく上記計測方法で得られた計測結果から吸光体の位置（擬似生体の光学特性）を算出する方法について説明する。ここでは、逆問題推定アルゴリズムを利用する。逆問題を解く際には、まずは、計測、シミュレーションを行い、順問題にて、感度分布を作製する。そして、次の計測を行ったデータを取り込み、その値から逆問題推定を行う。 A method of calculating the position of the light absorber (optical characteristics of the pseudo living body) from the measurement result obtained by the above-described measurement method based on the flowchart of FIG. 15 will be described below. Here, an inverse problem estimation algorithm is used. When solving the inverse problem, first, measurement and simulation are performed, and a sensitivity distribution is created in the forward problem. Then, the next measured data is taken in and the inverse problem is estimated from the value.

以下に、第１実施形態の光学検査方法の手順について、図１６のフローチャートを参照して説明する。 The procedure of the optical inspection method of the first embodiment will be described below with reference to the flowchart of FIG.

最初のステップＳ２１では、モンテカルロシミュレーションを実施する。モンテカルロシミュレーションは、図１７〜図２４に示される８種類の光学モデル１〜８それぞれに対して光学センサ１０を仮想的に用いて行われる。各光学モデルは、被検体（ここでは人体頭部）を模した仮想モデルである。ここでは、各光学モデルは、５層のモデルとされている。 In the first step S21, Monte Carlo simulation is performed. The Monte Carlo simulation is performed by virtually using the optical sensor 10 for each of the eight types of optical models 1 to 8 shown in FIGS. Each optical model is a virtual model that imitates a subject (here, a human head). Here, each optical model is a five-layer model.

ここでは、各光学モデルは、最深層から最表層にかけて、灰白質層、骨髄液層、頭蓋骨層、皮膚層、毛髪層が順に積層された積層構造を有している。特に、光学モデル１は、上記標準脳を模したモデルであり、標準モデルとも呼ばれる。 Here, each optical model has a laminated structure in which a gray matter layer, a bone marrow fluid layer, a skull bone layer, a skin layer, and a hair layer are sequentially laminated from the deepest layer to the outermost layer. In particular, the optical model 1 is a model imitating the standard brain and is also called a standard model.

ここでは、光源モジュールＬＭからは４方位の照射ができ、検出モジュールＤＭからは４方位の検出ができるので、それに合わせて、モンテカルロシミュレーションを実施する。 Here, since the light source module LM can irradiate in four directions and the detection module DM can detect four directions, the Monte Carlo simulation is performed accordingly.

次のステップＳ２２では、モンテカルロシミュレーションによる計測結果（仮想計測の結果）を基に光学モデル毎の感度分布を算出する。 In the next step S22, the sensitivity distribution for each optical model is calculated based on the measurement result (virtual measurement result) obtained by Monte Carlo simulation.

次のステップＳ２３では、被検体に対して光学センサ１０を、モンテカルロシミュレーションのときと同じプローブ配置で用いて計測（実計測）を行い、該被検体の感度分布を算出する。 In the next step S23, measurement (actual measurement) is performed on the subject using the optical sensor 10 in the same probe arrangement as in the Monte Carlo simulation, and the sensitivity distribution of the subject is calculated.

次のステップＳ２４では、光学モデルの選定を行う。具体的には、被検体の感度分布に感度分布が最も適合する（最も近似する）光学モデルを選定する。 In the next step S24, an optical model is selected. Specifically, an optical model whose sensitivity distribution best fits (is closest to) the sensitivity distribution of the subject is selected.

次のステップＳ２５では、選定された光学モデルの感度分布及び被検体の感度分布に基づいて逆問題推定を実施し、該被検体内における吸光体の位置を推定する。以下に順を追って説明する。 In the next step S25, the inverse problem is estimated based on the sensitivity distribution of the selected optical model and the sensitivity distribution of the subject, and the position of the light absorber within the subject is estimated. The steps will be described below in order.

図７７には、計算部のブロック図が示されている。先のモンテカルロシミュレーションに利用する各モジュール（プローブ）の位置や生体の屈折率、形状などの情報は記録部（Ｂ−１）に記録されている。この情報を元に先の順問題を行う。この計算には並列計算ができるＧＰＵ（マルチグラフィックスプロセッサ）を利用する。この利用により従来の計算速度に比べ飛躍的に早く計算ができる。計算によって得られた感度分布を再度記録部（Ｂ−１）に格納する。この計算結果と記録部（Ａ−３）に格納されている計測結果を中央処理装置（Ｂ−３）に入力して、該中央処理装置（Ｂ−３）において逆問題推定を行う。推定結果は中央処理装置（Ａ−１）を介して表示部に表示される（図７６参照）。 FIG. 77 shows a block diagram of the calculation unit. Information such as the position of each module (probe) used for the Monte Carlo simulation, the refractive index of the living body, and the shape is recorded in the recording unit (B-1). Based on this information, the previous forward problem is performed. A GPU (multi-graphics processor) capable of parallel calculation is used for this calculation. By using this, it is possible to calculate much faster than the conventional calculation speed. The sensitivity distribution obtained by the calculation is stored again in the recording unit (B-1). The calculation result and the measurement result stored in the recording unit (A-3) are input to the central processing unit (B-3), and the inverse problem is estimated in the central processing unit (B-3). The estimation result is displayed on the display unit via the central processing unit (A-1) (see FIG. 76).

ところで、従来、順問題計算の際、生体などの散乱体の中では、光は、ほぼ等方的に散乱すると考えられてきた。このため、計算量が少ない拡散方程式を利用したシミュレーションが利用されてきた。しかし、近年の学会などでも、ｍｍ単位の微細なエリアでは、生体内での光伝播は、異方性を有していることが報告がされている。この異方性を反映したシミュレーションを行うためには、輸送方程式を利用するかモンテカルロシミュレーションを行う必要がある。 By the way, conventionally, in forward problem calculation, it has been considered that light is scattered isotropically in a scatterer such as a living body. For this reason, simulations using diffusion equations with a small amount of calculation have been used. However, recent academic societies have reported that light propagation in a living body has anisotropy in a fine area of mm unit. In order to perform a simulation that reflects this anisotropy, it is necessary to use the transport equation or perform Monte Carlo simulation.

本実施形態では、光源からの出射光を偏向して被検体へ入射させているので、一般的に利用されている拡散方程式では、入射角の情報を反映することができない。輸送方程式を利用する方法が提案されているが、この計算には膨大な時間がかかることが知られている。 In the present embodiment, since the light emitted from the light source is deflected and made incident on the subject, the commonly used diffusion equation cannot reflect the information on the angle of incidence. A method using the transport equation has been proposed, but it is known that this calculation takes a huge amount of time.

そこで、本実施形態では、モンテカルロシミュレーションが採用されている。モンテカルロシミュレーションは、フォトンが散乱媒質のなかで散乱していく条件を、ランダム変数によって、確率的に表現し、そのマクロ的な振る舞いを観察する手法である。具体的には、フォトンが媒質を移動し、ある距離進むたびに、衝突し、その衝突によって方向性を変えていくようにモデル化する。このときのある距離の平均値が平均自由行程であり、散乱係数で定義され、方向の変化が異方性ｇによって定義されている。この衝突を繰り返し、定義されたエリア内をどのように伝播していくかを記録する。このようにモデル化されたフォトンを無数に計算することで散乱媒質の光の振る舞いをシミュレーションすることができる。モンテカルロシミュレーションによって、１つのフォトンがどのような経路で拡散していくかを記録する。 Therefore, in this embodiment, Monte Carlo simulation is adopted. The Monte Carlo simulation is a method in which the conditions under which photons are scattered in a scattering medium are stochastically expressed by random variables and the macroscopic behavior is observed. Specifically, the photon moves through the medium and collides with it every time it travels a certain distance, and the collision changes its directionality. The average value of a certain distance at this time is the mean free path, which is defined by the scattering coefficient, and the change in direction is defined by the anisotropy g. Repeat this collision and record how it propagates in the defined area. The behavior of light in the scattering medium can be simulated by calculating an infinite number of photons modeled in this way. A Monte Carlo simulation records how a single photon diffuses.

本実施形態におけるモンテカルロシミュレーションでは、フォトン数は１０^９個、ボクセルを１ｍｍ立方体として、１２０ｍｍ×１２０ｍｍ×６０ｍｍの３次元エリアの計算を行う。ここでは、散乱媒質の散乱係数、吸収係数、異方性、屈折率をそれぞれ頭皮とほぼ同等の数値である７．８ｍｍ^−１、０．０１９ｍｍ^−１、０．８９、１．３７とする。この数値に合うように、前述したファントム（イントラリピッド水溶液）を調合し、光源モジュールＬＭ、伝播角、検出モジュールＤＭの位置など全てファントムと同じ状況でシミュレーションし、感度分布を算出する。 In the Monte Carlo simulation in the present embodiment, the number of photons is 10 ⁹ and the voxel is a cube of 1 mm, and a three-dimensional area of 120 mm×120 mm×60 mm is calculated. Here, the scattering coefficient of the scattering medium, the absorption coefficient, anisotropy, ^{7.8 mm} -1 refractive index respectively is almost equal numbers and the ^scalp, 0.019 mm -1, and 0.89,1.37. The above-described phantom (intralipid aqueous solution) is mixed so as to match this numerical value, and the light source module LM, the propagation angle, the position of the detection module DM, etc. are all simulated in the same situation as the phantom, and the sensitivity distribution is calculated.

このとき、ボクセルの位置ｒに関して、通過したフォトン数をφ_０（ｒ）とする。特に、光源モジュールＬＭの位置をｒｓとしたとき、ボクセルの位置ｒでのフォトン通過数をφ_０（ｒｓ、ｒ）とする。次に、検出モジュールＤＭを配置していた位置に光源モジュールＬＭを配置して、再度、同数のフォトン数を計算する。検出モジュールＤＭをｒｄに設置していた場合には、ボクセルの位置ｒでのフォトン通過数をφ_０（ｒ、ｒｄ）とする。 At this time, with respect to the voxel position r, the number of photons that have passed is defined as φ ₀ (r). Particularly, when the position of the light source module LM is rs, the number of passing photons at the voxel position r is φ ₀ (rs, r). Next, the light source module LM is placed at the position where the detection module DM was placed, and the same number of photons is calculated again. When the detection module DM is installed in rd, the number of passing photons at the voxel position r is φ ₀ (r, rd).

光の経路は、可逆であるため、この積は、ボクセルの位置ｒを通過して、光源モジュールＬＭから出射して、検出モジュールＤＭに入ったフォトン数に比例する。この積を検出モジュールＤＭに入る全てのフォトン数φ_０（ｒｓ、ｒｄ）で規格化したものが次の感度分布Ａ（ｒ）となる。 Since the light path is reversible, this product is proportional to the number of photons that have passed the position r of the voxel, exited the light source module LM and entered the detection module DM. A product obtained by normalizing this product by the total number of photons φ ₀ (rs, rd) entering the detection module DM is the following sensitivity distribution A(r).

この感度分布Ａ（ｒ）は、位置ｒにおける検出量への影響度を示す。ボクセルの位置ｒに吸光体が発生したときに、その発生によって、どの程度検出値が変化するかを示す。 This sensitivity distribution A(r) indicates the degree of influence on the detected amount at the position r. When the light absorber is generated at the position r of the voxel, how much the detected value changes due to the light absorber is shown.

上述のようにして算出された感度分布の一例が、図２５に示されている。ここでは、光源モジュールＬＭ、検出モジュールＤＭをそれぞれ、（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝（４５、６０、０）、（Ｘ，Ｙ，Ｚ）＝（７５、６０、０）に配置した。ボクセルは１ｍｍの立方体なので、これらの数値の単位ｍｍと等価である。各位置でのボクセルの感度は底を１０とした対数（常用対数）で示している。 An example of the sensitivity distribution calculated as described above is shown in FIG. Here, the light source module LM and the detection module DM are arranged at (X, Y, Z)=(45, 60, 0) and (X, Y, Z)=(75, 60, 0), respectively. Since a voxel is a cube of 1 mm, it is equivalent to the unit mm of these numerical values. The sensitivity of the voxel at each position is shown by a logarithm with a base of 10 (common logarithm).

次に、図２５から、ボクセル（ｘ、ｙ、ｚ）で、Ｙ＝６０、Ｚ＝１０のラインを、抜き出して感度を縦軸、横軸をｘ位置としてプロットした結果が図２６に示されている。このとき、伝播角として、Ｙ軸を法線とした平面上におけるＸ軸に対する角度を＋６０°とした場合と−６０°とした場合の結果が図２７に示されている。 Next, FIG. 26 shows the result of extracting the line of Y=60 and Z=10 in voxel (x, y, z) from FIG. 25 and plotting the sensitivity with the vertical axis and the horizontal axis as the x position. ing. At this time, FIG. 27 shows the results when the propagation angle is +60° and −60° with respect to the X-axis on the plane having the Y-axis as a normal line.

図２６に示されるように、＋６０度と−６０度とでは、感度分布に相違が出ている。この相違が、分解能向上が可能となるかの指針となる。つまりは、この感度分布に相違が出ることは、２つの光源からの光の伝播経路が異なることを示している。もし同じ伝播経路であれば、伝播角を変えても、ほぼ同じ感度分布となるはずである。２つの光源からの光の伝播経路が違うことで、２つの光源からの光がそれぞれ異なる情報を収集していることになる。 As shown in FIG. 26, there is a difference in sensitivity distribution between +60 degrees and −60 degrees. This difference serves as a guideline for improving the resolution. That is, the difference in the sensitivity distribution indicates that the propagation paths of the light from the two light sources are different. If the propagation paths are the same, even if the propagation angle is changed, the sensitivity distributions should be almost the same. Since the propagation paths of the light from the two light sources are different, the light from the two light sources collects different information.

これは、後述する逆問題推定に対して大きな価値を生み出している。先に述べたように光の伝播が単純な等方散乱ではなく、数ｍｍオーダーでは若干の異方性を有していることを示している。この数ｍｍオーダーでの相違が、数ｍｍオーダーの分解能を有する逆問題推定を実現する要因となっていると考えられる。この感度分布は、ファントムで実施される全てのプローブ対（光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭの対）に対して、全ての伝播角／検出角の条件で実施する。 This creates great value for the inverse problem estimation described later. As described above, it is shown that the light propagation is not simple isotropic scattering but has some anisotropy in the order of several mm. It is considered that this difference on the order of several mm is a factor that realizes the inverse problem estimation having a resolution on the order of several mm. This sensitivity distribution is performed for all probe pairs (light source module LM and detection module DM pairs) implemented in the phantom under all propagation angle/detection angle conditions.

図２７で示される角度による相違は、等方伝播を仮定している拡散方程式を利用したシミュレーションでは、見ることができない。本実施形態のように、モンテカルロシミュレーションを利用して、初めて得られる結果である。これによって、入射角による相違を利用した情報量の増加を実現することができる。つまりは、モンテカルロシミュレーションによって、逆問題推定が高精度に実現できる。また、同様にこれを用いた補正も高精度化することができる。 The difference due to the angle shown in FIG. 27 cannot be seen in the simulation using the diffusion equation assuming isotropic propagation. This is the result obtained for the first time by using Monte Carlo simulation as in the present embodiment. As a result, it is possible to realize an increase in the amount of information by utilizing the difference depending on the incident angle. That is, the inverse problem estimation can be realized with high accuracy by Monte Carlo simulation. Further, similarly, the correction using this can be made highly accurate.

前述したように、上記モンテカルロシミュレーションを、図１７〜図２４に示される８つの光学モデル１〜８それぞれに対して実施する。ただし、図１７〜図２４には光源モジュールＬＭおよび検出モジュールＤＭは１つずつしか示されていない。これは、理解を容易にするためであり、実際には、図９のファントムと同じ配置にしている。 As described above, the Monte Carlo simulation is performed on each of the eight optical models 1 to 8 shown in FIGS. 17 to 24. However, only one light source module LM and one detection module DM are shown in FIGS. 17 to 24. This is for ease of understanding, and in fact, the layout is the same as that of the phantom in FIG.

この際、光学モデルの５層及び接触不良部の光学定数として、図２８に示されるものを利用する。ただし、ここでの毛髪は、一般的には１００ｕｍ程度の太さであるため、モンテカルロシミュレーションのために、１ｍｍのボクセルに合わせて、吸収係数を調整している。また、毛髪の位置も、光源モジュールＬＭ、検出モジュールＤＭなどに対して、直下のボクセルとなるか、１つずれるかなどと、その位置によって異なるように光学モデルを複数作る。 At this time, as shown in FIG. 28, the optical constants of the five layers of the optical model and the contact failure part are used. However, since the hair here is generally about 100 μm thick, the absorption coefficient is adjusted according to a voxel of 1 mm for Monte Carlo simulation. Further, a plurality of optical models are created so that the position of the hair is different from that of the light source module LM, the detection module DM, or the like, that is, the voxel immediately below or the position of the hair is shifted by one.

図２９には、図１７〜図２４に示される８つの光学モデル１〜８の詳細が示されている。ここでは、光学モデル１を標準構造（標準モデル）として、他の７つの光学モデル２〜８には、被検体の特徴やプローブの装着状態を反映させている。モンテカルロシミュレーションでは、これら８つの光学モデル１〜８に限ることなく、さまざまな光学モデルを作ることができ、かつ、それぞれのパラメータ変化は複数の段階をつくることも可能である。 FIG. 29 shows details of the eight optical models 1 to 8 shown in FIGS. 17 to 24. Here, the optical model 1 is used as a standard structure (standard model), and the other seven optical models 2 to 8 reflect the characteristics of the subject and the mounting state of the probe. In the Monte Carlo simulation, not only these eight optical models 1 to 8 but also various optical models can be made, and each parameter change can also make a plurality of steps.

例えば、図１７の光学モデル１と図１８の光学モデル２には毛髪の位置によって異なるような相違を作った。本実施形態の非平行の光を計測対象の同一位置に入射させる光源モジュールＬＭと該光源モジュールＬＭから計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光を受光する検出モジュールＤＭとを含む光学センサ１０は、この毛髪位置に対するロバスト性が高いことが優位な点である。つまりは、計測対象の同一位置から入射され伝播経路が異なる光の情報は、毛髪の位置によって、毛髪が作り出すノイズの影響を小さくする効果がある。毛髪の直上の光源モジュールＬＭから放たれる全ての方位の光は、ほぼ同様に光量が低減される。 For example, the optical model 1 shown in FIG. 17 and the optical model 2 shown in FIG. 18 are different from each other depending on the position of the hair. An optical sensor including a light source module LM that makes non-parallel light of this embodiment incident on the same position of a measurement target and a detection module DM that receives light that is emitted from the light source module LM to the measurement target and propagates in the measurement target. No. 10 is advantageous in that it has high robustness to the hair position. That is, the information of the light that is incident from the same position of the measurement target and has a different propagation path has an effect of reducing the influence of noise generated by the hair depending on the position of the hair. The amount of light emitted from the light source module LM directly above the hair in all directions is reduced in substantially the same manner.

これに対し、従来、実施されているプローブを高密度配置する方法では、多数の光の伝播経路を異ならせることができるため、取得可能な情報量は増えるが、その分、毛髪上にプローブが載る確率が高まり、毛髪によるノイズが増大する。このことが、図３０に示されている。図３０左図には、検出モジュールＤＭ１´と光源モジュールＬＭ１´の直下に毛髪が存在する場合が示されている。この場合、ＤＭ１´の検出光量（Ａ）とＬＭ´の照射光量（１）が他に比べて、小さくなる。この場合に光量分布は、図３０右図のマトリクスに示されるようにマトリクス要素（１、Ａ）の数値（以下では「マトリクス値」とも呼ぶ）は他のマトリクス要素の数値以下となる。これは脳血流量とは無関係なので、誤差となる。上記のように、非平行の複数の光を照射可能な光源モジュールＬＭと入射角度を分割可能な検出モジュールＤＭを用いた場合には、毛髪を含まない４層の光学モデルに比べて、毛髪を含む５層の光学モデルを用いることで、検出精度が飛躍的に向上する。 On the other hand, in the conventional method of arranging the probes at a high density, since the propagation paths of many lights can be different, the amount of information that can be acquired increases, but the probes on the hair are correspondingly increased. The probability of being put on is increased, and noise due to hair is increased. This is shown in FIG. The left view of FIG. 30 shows a case where hair is present immediately below the detection module DM1′ and the light source module LM1′. In this case, the detected light amount (A) of DM1′ and the irradiation light amount (1) of LM′ are smaller than the others. In this case, the light amount distribution is such that the numerical values of the matrix elements (1, A) (hereinafter also referred to as “matrix values”) are less than the numerical values of the other matrix elements as shown in the matrix in the right diagram of FIG. This is an error because it has nothing to do with cerebral blood flow. As described above, when the light source module LM capable of irradiating a plurality of non-parallel lights and the detection module DM capable of dividing the incident angle are used, the hair is compared with the four-layer optical model not including the hair. By using the five-layer optical model including the detection accuracy, the detection accuracy is dramatically improved.

上記の場合は、誤差要因が毛髪による接触不良であったが、プローブ毎の光学特性の誤差として、一般化することも可能である。もっとも、実際の系で起きやすい例は、接触不良という現象である。 In the above case, the error factor was poor contact due to hair, but it can be generalized as an error in the optical characteristics of each probe. However, an example that tends to occur in an actual system is a phenomenon of poor contact.

本実施形態では、毛髪を光学モデルのパラメータ（層構成）に設定しているが、その想定から外れたパラメータとして、吸収係数や、散乱係数を付加しても良い。 In the present embodiment, the hair is set as the parameter (layer structure) of the optical model, but an absorption coefficient or a scattering coefficient may be added as a parameter outside the assumption.

図３１に示されるように、この場合でも、接触不良が発生した場合には、その影響は光源モジュールＬＭ全体にほぼ均等に及ぶので、１〜３の全ての照射光量が低下することになる。この場合、全ての照射光量がほぼ同一の比率で低下することから、（１、A）で規格化された場合には、標準構造の場合（図３２参照）とほぼ同じ分布となる。ただし、図３１右図の数値は、標準構造に対して、規格化したものを示しているので、（１、A）の数値が０．９となっている。それ以外のマトリクス要素の数値は、図３２右図の数値を０．９倍したものとほぼ同一である。つまりは、図３１右図のマトリクスにおける光量分布は、図３２図右図のマトリクスにおける光量分布と相似である。 As shown in FIG. 31, even in this case, when the contact failure occurs, the influence thereof is almost evenly distributed over the entire light source module LM, so that all the irradiation light amounts 1 to 3 are reduced. In this case, since all the irradiation light amounts decrease at almost the same ratio, the distribution standardized with (1, A) has almost the same distribution as the standard structure (see FIG. 32). However, since the numerical values on the right side of FIG. 31 show standardized values with respect to the standard structure, the numerical value of (1, A) is 0.9. Numerical values of the other matrix elements are almost the same as those obtained by multiplying the numerical values in the right diagram of FIG. 32 by 0.9. That is, the light amount distribution in the matrix shown in the right diagram of FIG. 31 is similar to the light amount distribution in the matrix shown in the right diagram of FIG. 32.

先に示した図３０の従来例の場合のように複数の接触不良箇所がある場合には、接触不良が発生したプローブのみで光量変化が生じるため、誤差となってしまう。つまりは、非平行の複数の光を計測対象の同一位置に入射させた場合にのみ、接触不良をモデル化し事前にシミュレーションを実施することで、接触不良による誤差を取り除くことが可能となる。これによって、高い精度の光量補正が可能となる。また、高い精度の逆問題推定ができる。 When there are a plurality of defective contact points as in the case of the conventional example shown in FIG. 30, there is an error because the light quantity changes only with the probe in which the defective contact occurs. In other words, the error due to the contact failure can be eliminated by modeling the contact failure and performing the simulation in advance only when a plurality of non-parallel lights are incident on the same position of the measurement target. This enables highly accurate light amount correction. In addition, it is possible to estimate the inverse problem with high accuracy.

接触不良の発生を毛髪のときと同様にモデル化しておけば、モデル選定の際に、誤差を補正することが容易となる。非平行の複数の光を計測対象の同一位置に入射させる光源モジュールＬＭでは、該光源モジュールＬＭが設置（装着）された箇所での接触不良による光量低下が、該光源モジュールＬＭからの複数の光に対してほぼ同様に発生するため、その接触不良を反映する光学モデル（以下では「接触不良モデル」とも呼ぶ）を多く作る必要がない。 If the occurrence of contact failure is modeled in the same manner as for hair, it becomes easy to correct the error when selecting the model. In the light source module LM that makes a plurality of non-parallel light beams incident on the same position of the measurement target, a decrease in light amount due to poor contact at a place where the light source module LM is installed (mounted) causes a plurality of light beams from the light source module LM. However, it is not necessary to make many optical models (hereinafter also referred to as “contact failure model”) that reflect the contact failure.

図３０の従来例の場合では、単一の光を照射する複数の光源モジュールＬＭ´と計測対象との接触箇所が数多く存在するために、接触不良モデルを非常に多く作る必要がある。このようにモデル数が多くなってしまうと、モデル選定の際に、モデル選定ミスが生じてしまう。モデル数が少ない方がより、高精度なモデル選定および高精度な補正が可能となる。 In the case of the conventional example of FIG. 30, since there are many contact points between the plurality of light source modules LM′ that irradiate a single light and the measurement target, it is necessary to make an extremely large number of contact failure models. If the number of models increases in this way, a model selection error will occur during model selection. The smaller the number of models, the higher the accuracy of model selection and the higher accuracy of correction.

本実施形態では、各光学モデルに対してシミュレーション上の仮想計測及び被検体に対して実計測を行い、計測結果を基に上述した光学モデル毎の感度分布及び被検体の感度分布を作る。この感度分布を作ることで、図３２右図に示されるような脳血流のない状態の光量分布を作ることもできる。図３２右図では、光源モジュールＬＭから光学モデルへの光の入射方向が１の場合に、光学モデルから入射方向Ａで検出モジュールＤＭへ入射した光の検出光量を規格化し、１としている。この規格された光量を基準にして、光源モジュールＬＭから光学モデルへの光の入射方向１〜３と、光学モデルから検出モジュールＤＭへの光の入射方向Ａ〜Ｃの対応毎の検出光量をマトリクスで表したものが図３２右図の光量分布である。この光量分布は、図２９に示される８つの光学モデル１〜８では全て異なる結果を得ることができる。 In the present embodiment, virtual measurement in simulation for each optical model and actual measurement for the subject are performed, and the sensitivity distribution for each optical model and the sensitivity distribution for the subject described above are created based on the measurement result. By creating this sensitivity distribution, it is also possible to create the light intensity distribution in the state without cerebral blood flow as shown in the right diagram of FIG. In the right diagram of FIG. 32, when the incident direction of light from the light source module LM to the optical model is 1, the detected light amount of the light incident on the detection module DM in the incident direction A from the optical model is standardized and set to 1. Based on this standardized light amount, the detected light amount for each correspondence of the light incident directions 1 to 3 from the light source module LM to the optical model and the light incident directions A to C from the optical model to the detection module DM are matrixed. The light intensity distribution shown in the right diagram of FIG. 32 is represented by. This light quantity distribution can obtain different results in all of the eight optical models 1 to 8 shown in FIG.

各光学モデルの感度分布から得られた第１の光量分布と、被検体の感度分布から得られた第２の光量分布とを比較することで、該被検体に最も適した光学モデルを選定する。ここでは、選定する手法として、第１及び第２の光量分布の整合性が最も良い光学モデルを選定する。このとき、実計測前にはキャリブレーションを実施しておく。キャリブレーションは、ジェラコン樹脂を内部に配置している黒い箱であって各プローブを適切な位置に配置できるようなガイドが設けられたものが用いられる。このキャリブレーションによって、高い精度で再現性が取れる。なお、ここでは、各光学モデルの光量分布と被検体の光量分布を比較し、その比較結果に基づいて光学モデルを選定しているが、これに代えて、各光学モデルの感度分布と被検体の感度分布を比較し、その比較結果に基づいて光学モデルを選定しても良い。 The first light quantity distribution obtained from the sensitivity distribution of each optical model is compared with the second light quantity distribution obtained from the sensitivity distribution of the subject to select the optical model most suitable for the subject. .. Here, as a selection method, an optical model having the best matching of the first and second light amount distributions is selected. At this time, calibration is performed before actual measurement. For the calibration, a black box in which the Geracon resin is placed and which is provided with a guide so that each probe can be placed at an appropriate position is used. By this calibration, reproducibility can be obtained with high accuracy. Note that, here, the light amount distribution of each optical model and the light amount distribution of the subject are compared, and the optical model is selected based on the comparison result, but instead of this, the sensitivity distribution of each optical model and the subject The sensitivity models may be compared and the optical model may be selected based on the comparison result.

選定の方法として、実計測時、仮想計測時のマトリクス値が最も誤差が少ないものを選ぶ。具体的には、実計測時の（１、Ａ）と仮想計測時の（１、Ａ）のマトリクス値の差分を取る。次に実計測時の（２、Ｂ）と仮想計測時の（２、Ｂ）のマトリクス値の差分を取る。これを順次繰り返し、実計測時及び仮想計測時の対応するマトリクス要素の数値の差分の２乗の総和をとり、その値が最も少ない光学モデルを最適とする。 As a selection method, the one with the smallest error in matrix value at the time of actual measurement and virtual measurement is selected. Specifically, the difference between the matrix values of (1, A) during actual measurement and (1, A) during virtual measurement is calculated. Next, the difference between the matrix values of (2, B) at the time of actual measurement and (2, B) at the time of virtual measurement is calculated. This is repeated sequentially, and the sum of squares of the difference between the numerical values of the corresponding matrix elements at the time of actual measurement and virtual measurement is calculated, and the optical model with the smallest value is optimized.

光学モデルの選定方法には、他にも様々な方法が利用できる。例えば、先ほどのマトリクスの最小２乗法での選定方法以外に、以下に説明するように、前提条件で選別し、補正や重み付けを加える選定方法がある。 Various other methods can be used for selecting the optical model. For example, in addition to the selection method by the least squares method of the matrix described above, there is a selection method in which selection is performed based on preconditions and correction or weighting is performed, as described below.

この選定方法を、図３３のフローチャートを参照して説明する。ここでは、前提条件には、接触不良が発生したモデル（例えば毛髪が介在するモデル）を取り除く方法を加えた。その後、隣接のプローブとほぼ相違がないように補正をし、深さ方向における影響を考慮した重みつけをする方法を採用した。 This selection method will be described with reference to the flowchart of FIG. Here, as a prerequisite, a method of removing a model in which poor contact has occurred (for example, a model in which hair is present) is added. After that, a method was adopted in which correction was performed so that there was almost no difference from adjacent probes, and weighting was performed considering the effect in the depth direction.

先ず、隣接プローブ間の仮想計測結果を比較する（ステップＳ３１〜Ｓ３６）。光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭのレイアウトは図３４に示されるように、１つのＬＭに隣接するＤＭは４つある。この４つとも前述したように４方位の角度分割をした検出が行える。ＬＭからの照射方向も４方位であるので、先のマトリクスは4×4となる。 First, the virtual measurement results between the adjacent probes are compared (steps S31 to S36). As for the layout of the light source module LM and the detection module DM, as shown in FIG. 34, there are four DMs adjacent to one LM. As described above, all four of them can be detected by angle division into four directions. Since the irradiation direction from the LM is also four directions, the above matrix is 4×4.

このマトリクスを、４つのＤＭで比較した場合（ステップＳ３１）、毛髪や接触不良のように、１つのＤＭだけに特異的に光量低下が起きる場合がある。この特異点の有無を判断する場合、特異点を定量化し、ある閾値をもって判断する（ステップＳ３２）。本実施形態では、4つのＤＭの中で最も光量の弱いＤＭ(ここではDM(Min)とする)、これが他の3つのＤＭのマトリクスの平均値とどの程度かけ離れているかで判断する。 When this matrix is compared with four DMs (step S31), the light amount may be reduced specifically in only one DM, such as hair or poor contact. When determining the presence or absence of this singularity, the singularity is quantified and a certain threshold is used for the determination (step S32). In the present embodiment, the DM with the weakest light amount among the four DMs (here, DM (Min)) is determined by how far it is from the average value of the matrix of the other three DMs.

この際に、数値として、図３４の(DM1の３、A)、(DM2の４、B)、(DM3の１、C)、(DM4の２、D)の光量を比較する。この４つの数値を平均し、平均値によって規格化して、３つのＤＭの平均を１としたときに、DM(min)が0.9以下である場合には、これを特異点として判断する。 At this time, as numerical values, the light amounts of (DM1, 3, A), (DM2, 4, B), (DM3, 1, C), and (DM4, 2, D) in FIG. 34 are compared. When these four numerical values are averaged and standardized by the average value and the average of three DMs is set to 1, when DM(min) is 0.9 or less, this is determined as a singular point.

本実施形態では、ファントムの実験であるので、DM(min)の閾値γを0.9と高めに設定しているが、人の頭部で実施する場合には、額部や頭部頂点部など部位によって、閾値γを適切に選ぶ。人体の額部分の頭蓋骨の厚さなどは、隣接する４つのＤＭを頂点とする四角形内のエリア(60mm角)の中では概ね均一であると仮定した。これは脳血流の均一性は数mm以下の均一性しかないと考えられるからである。この均一性の大きさを以下ではスパース値βとして、スパース性に生理学的な特徴を持たせることができる。 In the present embodiment, since the experiment is a phantom, the threshold value γ of DM(min) is set to a high value of 0.9. , The threshold value γ is appropriately selected. The thickness of the skull in the forehead part of the human body was assumed to be almost uniform in an area (60 mm square) in a quadrangle with four adjacent DMs as vertices. This is because the uniformity of cerebral blood flow is considered to be only a few mm or less. The degree of this uniformity will be referred to as a sparse value β below, so that the sparseness can be given a physiological characteristic.

ここでは、スパース値βは被検体の年齢や、部位によって、適切に変える。これは計測する部分によって、その均一性がどの程度保証できるかが異なることによっている。例えば、額部分はその頭蓋骨などの構造が均一であることが知られており、βを60mmとした。 Here, the sparse value β is appropriately changed depending on the age and site of the subject. This depends on how much the uniformity can be guaranteed, depending on the part to be measured. For example, it is known that the forehead part has a uniform structure such as a skull, and β is set to 60 mm.

これに対し、側頭部の耳に近い部分は頭蓋骨の構造が複雑であり、隣接する４つのＤＭを頂点とする四角形内のエリア(60mm角)では均一性が低くなる。そこで、側頭部の耳に近い部分のスパース値βを30mmとした。そして、この部分では閾値γを0.7にするなど適切に閾値を決定している。このスパース値と閾値との関係は、フェルミ関数の式で決定している。このフェルミ関数によって、スパース値βが60mmを超えた場合には、0.9となり、βが30mmを下回ると0.7になる定数を決めた。 On the other hand, in the part of the temporal region near the ear, the structure of the skull is complicated, and the uniformity is low in the area (60 mm square) inside the quadrangle with the adjoining four DMs as vertices. Therefore, the sparse value β of the part of the temporal region near the ear was set to 30 mm. Then, in this part, the threshold value is appropriately determined by setting the threshold value γ to 0.7. The relationship between the sparse value and the threshold value is determined by the Fermi function formula. By this Fermi function, a constant was determined to be 0.9 when the sparse value β exceeds 60 mm and 0.7 when β falls below 30 mm.

特異点があった場合には、そのマトリクス値を補正する（ステップＳ３３）。補正方法は、補正対象のマトリクス（光量分布）が他の3つのマトリクス（光量分布）の平均値になるように係数を該補正対象のマトリクス要素すべてにかける。この補正をかけたときに、再度、4つのDMの計測値を比較し、特異点が発生しているか比較する。 If there is a singular point, the matrix value is corrected (step S33). In the correction method, a coefficient is applied to all matrix elements to be corrected so that the matrix to be corrected (light amount distribution) becomes the average value of the other three matrices (light amount distribution). When this correction is applied, the measured values of the four DMs are compared again to see if a singular point has occurred.

次に、同様の処理を１つのDMを中心にした4つのLDによって実施する（ステップＳ３４〜Ｓ３６、図３５）。この手法は上記と同様なのでここでは割愛する。 Next, the same processing is performed by four LDs centering on one DM (steps S34 to S36, FIG. 35). This method is the same as above, so I will omit it here.

次に、特異点を取り除いた後に、隣接マトリクス間での光量比較を行い、補正を加える（ステップＳ３７〜Ｓ３９）。図３６に示すレイアウトでPoint Aのエリアでの比較を行う。このエリアの状況から最も影響を受ける光の伝搬経路は、図３６に４つの矢印で示される。この4つの伝搬経路は、マトリクスでは、(DM1の２、LM1のB)、(DM1の１、LM2のA)、(DM2の３、LM1のC)、(DM2の４、LM2のD)の光量と関係が強い。各伝搬経路における光学特性が同一である場合、各マトリクスの光量は一致することがシミュレーション上、予想される。 Next, after removing the singularity, the light amount comparison between the adjacent matrices is performed and correction is performed (steps S37 to S39). A comparison is made in the area of Point A in the layout shown in FIG. The light propagation paths most affected by the situation in this area are indicated by four arrows in FIG. These four propagation paths are (DM1 2, LM1 B), (DM1 1, LM2 A), (DM2 3, LM1 C), (DM2 4, LM2 D) in the matrix. Strongly related to the amount of light. When the optical characteristics in each propagation path are the same, it is expected from the simulation that the light amounts of the matrices are the same.

しかし、実際の系では、伝搬経路が少しは異なるため、誤差εが生じる。本実施形態では、その伝搬経路の位置の距離は、30mm以下であるが、計測するエリアの光学特性が、この30mmの距離で変化する可能性がある。そこで、ここでもスパース値βとの比較により、先の誤差εをどの程度まで了承するかによって補正を実施するか否かを決定する。 However, in an actual system, an error ε occurs because the propagation paths are slightly different. In this embodiment, the distance of the position of the propagation path is 30 mm or less, but the optical characteristics of the area to be measured may change at this distance of 30 mm. Therefore, also here, by comparison with the sparse value β, it is determined whether or not to perform the correction depending on how much the above error ε is accepted.

必要に応じて上記ステップＳ３３と同様に補正を行った（ステップＳ３９）後、光学モデルの選定を行う。一般的に光学モデルは、特に、肌の色(肌の厚さ)、頭蓋骨の厚さ、骨髄液の3種類の影響を受ける。 If necessary, correction is performed in the same manner as in step S33 (step S39), and then an optical model is selected. In general, the optical model is affected by three types of skin color (skin thickness), skull thickness, and bone marrow fluid.

そこで、皮膚層、頭蓋骨層、骨髄液層を含む光学モデルを作った。この光学モデルとプローブ対（ＬＭとＤＭの対）の組み合わせによる検出パターンは、9パターン存在する。その9パターンの中に最もそのプローブ対のエリアに適したモデルを選定する。その選定として、９パターンの光学シミュレーション結果によって作られたマトリクス（図７右図と同様のもの）が存在する。そのマトリクスの9つのマトリクス要素の数値と、実際に被検体で計測した対応する９つのマトリクス要素の数値の誤差が最も少ないパターンを選定すればよいが、その方法として以下のような重み付けを行った。 Therefore, we created an optical model including the skin layer, skull layer, and bone marrow fluid layer. There are 9 detection patterns by the combination of this optical model and probe pairs (LM and DM pairs). A model most suitable for the area of the probe pair is selected from the 9 patterns. As the selection, there is a matrix (similar to the one on the right side of FIG. 7) created by the optical simulation results of 9 patterns. The pattern having the smallest error between the numerical values of the nine matrix elements of the matrix and the numerical values of the corresponding nine matrix elements actually measured by the subject may be selected, but the following weighting was performed as the method. ..

皮膚層、頭蓋骨層、骨髄液層は、頭皮の表面から、順に深い方向に並んでいる。そこで、深さ方向の重み付けを行う（ステップＳ４０）。具体的には、図７のマトリクスの中で(１、A)と(３、C)とを考えた場合、(１、A)は比較的表面を光が伝搬し、(３、C)は比較的深い部分を光が伝搬する。つまりは、(１、A)は浅い部分での影響が強いので、浅い部分の肌の色モデルに重みをつける。(３、C)は深い部分での影響が強いので、深い部分の骨髄液のモデルに重みをつける。例えば、以下のように重み係数を決めた。 The skin layer, the skull layer, and the bone marrow fluid layer are arranged in order from the surface of the scalp in a deep direction. Therefore, weighting in the depth direction is performed (step S40). Specifically, considering (1, A) and (3, C) in the matrix of FIG. 7, light propagates relatively on the surface of (1, A), and (3, C) is Light propagates in a relatively deep portion. In other words, since (1, A) has a strong influence on the shallow part, the skin color model of the shallow part is weighted. Since (3, C) has a strong influence in the deep part, weight is given to the model of the bone marrow fluid in the deep part. For example, the weighting factor was determined as follows.

皮膚モデル層の選定には、重み係数を、マトリクス要素(１、A)に対して2.0とし、マトリクス要素(２、B)に対して1.5とし、それ以外のマトリクス要素に対して1.0とした。頭蓋骨モデル層の選定には、重み係数を、マトリクス要素（２、B）に対して1.5とし、それ以外のマトリクス要素に対して1.0とした。骨髄液モデル層の選定には、重み係数を、マトリクス要素(３、C)に対して2.0、それ以外のマトリクス要素に対して1.0とした。 In selecting the skin model layer, the weighting factor was set to 2.0 for the matrix element (1, A), 1.5 for the matrix element (2, B), and 1.0 for the other matrix elements. In selecting the skull model layer, the weighting factor was set to 1.5 for the matrix elements (2, B) and 1.0 for the other matrix elements. In selecting the bone marrow fluid model layer, the weighting factor was set to 2.0 for the matrix element (3, C) and 1.0 for the other matrix elements.

このようにして重み付けを行った後、各マトリクス要素に対して、最小２乗法によるモデル選定を行う（ステップＳ４１）。 After weighting is performed in this manner, model selection is performed for each matrix element by the least squares method (step S41).

なお、モデル選定の際、光学センサに加えて、別のセンサを利用しても良い。例えば、骨密度を検出する超音波センサや外乱光を検出して補正する方法などがある。また、加速度センサなどをつけてアーティファクトを除去する方法を考えられる。 When selecting a model, another sensor may be used in addition to the optical sensor. For example, there are an ultrasonic sensor for detecting bone density and a method for detecting and correcting ambient light. Further, a method of attaching an acceleration sensor or the like to remove the artifact can be considered.

次に、選定された光学モデルの感度分布及び被検体の感度分布を利用して逆問題推定を行う。
吸光体の存在によっておきる吸収係数の変化δμ_ａ（ｒ）が十分小さいと仮定するとＲｅｔｏｖの近似によって、以下の式が成り立つ。 Next, the inverse problem is estimated using the sensitivity distribution of the selected optical model and the sensitivity distribution of the subject.
Assuming that the change in absorption coefficient δμ _a (r) due to the presence of the light absorber is sufficiently small, the following formula is established by the approximation of Retov.

νは媒質中の光の速さ、Ｓは単位時間当たりに光源モジュールＬＭから出る光の量、ｒｓは光源モジュールＬＭの位置、ｒｄは検出モジュールＤＭの位置、φ（ｒｓ、ｒｄ）は光源モジュールＬＭから出た光が検出モジュールＤＭに届く光量を表し、φ_０は吸光体のない状態での光の強度を示している。この式が意味しているのは、吸光体のない状態での光の強度φ_０が与えられれば、吸光体の存在によっておきる吸収係数の変化δμ_ａ（ｒ）と観測値ｌｏｇφ（ｒｓ、ｒｄ）とを線形の関係に結びつけることができるということである。 ν is the speed of light in the medium, S is the amount of light emitted from the light source module LM per unit time, rs is the position of the light source module LM, rd is the position of the detection module DM, and φ(rs, rd) is the light source module. The light emitted from the LM represents the amount of light reaching the detection module DM, and φ ₀ represents the light intensity in the absence of the light absorber. This formula means that, given the light intensity φ _{0 in} the absence of the absorber, the change in absorption coefficient δμ _a (r) due to the presence of the absorber and the observed value log φ(rs, rd ) And can be linked to a linear relationship.

このことを簡単に記述すると、以下の式となる。
Ｙ＝Ａ（ｒ）Ｘ
ここで、Ｙは吸光体の存在有無による観測値の変化であり、Ｘはボクセルの位置ｒでの吸収係数変化をしめす。このＡ（ｒ）は感度分布である。上記の式では、Ｘで表現している吸光体の位置や量の変化を与えることで、観測値Ｙがどのように変化するかがわかる。 A simple description of this is as follows.
Y=A(r)X
Here, Y is the change in the observed value depending on the presence or absence of the light absorber, and X is the change in the absorption coefficient at the voxel position r. This A(r) is the sensitivity distribution. In the above equation, it is possible to understand how the observed value Y changes by giving a change in the position and amount of the light absorber represented by X.

逆問題推定では、この逆を行い、つまりは観測値Ｙを利用して吸光体の位置Ｘを推定する。先の位置計測方法で説明したように、吸光体の有無による変化をΔｒ（ｉ，ｎ）として計測している。このΔｒ（ｉ，ｎ）が観測値Ｙとなり、これよりＸを算出する。 In the inverse problem estimation, the reverse is performed, that is, the position X of the absorber is estimated using the observed value Y. As described in the position measurement method, the change due to the presence or absence of the light absorber is measured as Δr(i,n). This Δr(i,n) becomes the observed value Y, and X is calculated from this.

一般的には、Ｌ２ノルム正則化という逆問題の推定手法を利用する。この手法では、以下に示すコスト関数Ｃを最小にするＸを算出する。 Generally, an estimation method for an inverse problem called L2 norm regularization is used. In this method, X that minimizes the cost function C shown below is calculated.

ここでＹは観測値、Ａは感度分布、λは正則化係数である。逆問題推定ではこのような手法が一般的であるが、本実施形態では、深さ方向も検出できるベイズ推定による逆問題推定を行う。このベイズ推定による逆問題推定については、次の非特許文献：T.Shimokawa, T.Kosaka, O.Yamashita, N.Hiroe, T.Amita, Y.Inoue, and M.Sato, "Hierarchical Bayesian estimation improves depth accuracy and spatial resolution of diffuse optical tomography," Opt. Express *20*,20427-20446 (2012) に詳細に記載されている。また、以下に示す結果は、先願である特願２０１４−２３０７４５に記載されている。 Here, Y is an observed value, A is a sensitivity distribution, and λ is a regularization coefficient. Such a method is generally used in the inverse problem estimation, but in the present embodiment, the inverse problem estimation is performed by Bayesian estimation that can detect the depth direction. Regarding the inverse problem estimation by this Bayesian estimation, the following non-patent documents: T. Shimokawa, T. Kosaka, O. Yamashita, N. Hiroe, T. Amita, Y. Inoue, and M. Sato, "Hierarchical Bayesian estimation improves. depth accuracy and spatial resolution of diffuse optical tomography, "Opt. Express *20*, 20427-20446 (2012). The results shown below are described in Japanese Patent Application No. 2014-230745, which is a prior application.

この結果、図３７に示されるような推定結果を導くことができる。図３７（Ａ）は吸光体の位置を示している。図３７（Ｂ）のグリッドは３ｍｍであり、３ｍｍの精度で実際の位置と一致することが判った。 As a result, the estimation result as shown in FIG. 37 can be derived. FIG. 37(A) shows the position of the light absorber. The grid in FIG. 37(B) has a size of 3 mm, and it was found that the position coincides with the actual position with an accuracy of 3 mm.

比較例として、４方位あるうちの１方位のみを利用し、検出した結果が図３７（Ｃ）に示されている。この比較例は、従来のＮＩＲＳ（ＤＯＴ）装置とほぼ同様の構成とである。比較例では、深さ方向の検出は不可能であり、かつ検出結果も非常に広がってしまう。実施例１では、上記ベイズ推定により、吸光体の位置と深さを検出することが可能となる。 As a comparative example, FIG. 37C shows the result of detection using only one of the four directions. This comparative example has almost the same configuration as the conventional NIRS (DOT) device. In the comparative example, it is impossible to detect in the depth direction, and the detection result is very wide. In the first embodiment, it is possible to detect the position and depth of the absorber by the Bayesian estimation.

また、吸光体の位置を変えて（図３８（Ａ）参照）、推定を行った結果（推定結果）が図３８（Ｂ）に示されている。この場合も吸光体の実際の位置を正確に推定できていることが判る。実施例１の方法により、吸光体の位置を高い分解能で検出することが可能となる。これに対し、比較例では、図３８（Ｃ）に示されるようにかなり広がった吸光体となっており、該吸光体の位置を正確に検出することができない。 Further, the result (estimation result) of the estimation performed by changing the position of the light absorber (see FIG. 38(A)) is shown in FIG. 38(B). In this case as well, it can be seen that the actual position of the absorber can be accurately estimated. The method of Example 1 makes it possible to detect the position of the light absorber with high resolution. On the other hand, in the comparative example, as shown in FIG. 38(C), the light absorber is considerably spread, and the position of the light absorber cannot be accurately detected.

以下に、本実施形態の実施例２について説明する。なお、実施例２の説明においては、適宜、実施例１にも関連する説明を行う。 Example 2 of the present embodiment will be described below. In addition, in the description of the second embodiment, a description related to the first embodiment will be appropriately performed.

《実施例２》
先ず、透明なアクリル製の水槽に注入されたイントラピッド水溶液（イントラピッド１０％濃度を１０倍に希釈）に、黒いインクを約２００ｐｐｍ程度となるように滴下し、ほぼ生体と同一の吸収係数及び散乱係数とする。この白濁したイントラピッド水溶液に、血流に模した黒色の吸光体を沈める。吸光体は、例えば黒色で直径約５ｍｍのポリアセタールの球体とする。この球体の位置を制御できるように自動ステージに接続された１ｍｍ径の細い金属棒に該球体を固定する。この水槽の側面、後述するプローブの位置を正確に決めて設置（装着）する。ここでは、上記アクリル製の水槽は、例えば１４０ｍｍ×１４０ｍｍ×６０ｍｍの容積で壁の厚さ１ｍｍの直方体形状の水槽である。 <<Example 2>>
First, black ink was dropped into an Intrapid aqueous solution (10% concentration of Intrapid diluted 10-fold) injected into a transparent acrylic water tank so as to have a concentration of about 200 ppm, and the absorption coefficient and the same as that of a living body were obtained. The scattering coefficient. A black light absorber imitating blood flow is submerged in the cloudy Intrapid aqueous solution. The light absorber is, for example, a black polyacetal sphere having a diameter of about 5 mm. The sphere is fixed to a thin metal rod with a diameter of 1 mm connected to a motorized stage so that the position of the sphere can be controlled. The side surface of this water tank and the position of the probe to be described later are accurately determined and installed (mounted). Here, the acrylic water tank is, for example, a rectangular parallelepiped water tank having a volume of 140 mm×140 mm×60 mm and a wall thickness of 1 mm.

光学センサ１０は、複数（例えば８つ）の光源モジュールＬＭを含む照射系と、複数（例えば８つ）の検出モジュールＤＭを含む検出系と、を備えている。複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、それぞれ制御部に対して電気配線を介して接続されている。 The optical sensor 10 includes an irradiation system including a plurality (for example, eight) of light source modules LM and a detection system including a plurality (for example, eight) of detection modules DM. The plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM are respectively connected to the control unit via electrical wiring.

制御部は、各光源モジュールＬＭにおける光源の発光タイミングや各検出モジュールＤＭでの検出タイミングを制御して、得られた検出結果を記録部に転送する。また、制御部は、記録部に記録されているデータを読み取り、その数値を利用した計算を行い、その計算結果を表示部に表示させる制御を行う。 The control unit controls the light emission timing of the light source in each light source module LM and the detection timing in each detection module DM, and transfers the obtained detection result to the recording unit. Further, the control unit reads the data recorded in the recording unit, performs a calculation using the numerical value, and controls the display unit to display the calculation result.

図３９に示されるように、８つの光源モジュールＬＭ及び８つの検出モジュールＤＭは、一例として、擬似生体（不図示）に対して、互いに直交するＸ方向及びＹ方向のいずれに関しても光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとが隣り合うようにＸ方向及びＹ方向に等ピッチａでマトリクス状（２次元格子状）に配置される。図３９では、ＬＭは四角印で示され、ＤＭは丸印で示されている。 As shown in FIG. 39, the eight light source modules LM and the eight detection modules DM are, as an example, a light source module LM and a light source module LM in both the X direction and the Y direction orthogonal to each other with respect to a pseudo living body (not shown). The detection modules DM are arranged in a matrix (two-dimensional lattice) at equal pitches a in the X and Y directions so as to be adjacent to each other. In FIG. 39, LM is indicated by a square mark and DM is indicated by a circle mark.

実施例２の光源モジュールＬＭ（I型）は、図４０に示されるように、例えばレンズ、プリズム等の光学素子、複数の面発光レーザアレイチップが実装されたセラミックパッケージ（不図示）、該セラミックパッケージやアナログ電子回路が実装されたフレキ基板（不図示）、該フレキ基板に結線されている配線、コネクタ部（不図示）、これらが収容された筐体、被検体と接触する透明樹脂からなる窓部材などを含む。 As shown in FIG. 40, the light source module LM (I type) of the second embodiment includes, for example, optical elements such as lenses and prisms, a ceramic package (not shown) on which a plurality of surface emitting laser array chips are mounted, and the ceramic. It consists of a flexible board (not shown) on which a package or analog electronic circuit is mounted, wiring connected to the flexible board, a connector (not shown), a housing in which these are housed, and a transparent resin that contacts the subject. Including window members and the like.

各面発光レーザアレイチップからの光は、対応するレンズで屈折され、窓部材の内部に形成された反射部材としてのプリズムで所望の角度に偏向され（所定方向に反射され）、筐体外に出射される。 Light from each surface emitting laser array chip is refracted by a corresponding lens, is deflected to a desired angle (reflected in a predetermined direction) by a prism as a reflecting member formed inside the window member, and is emitted to the outside of the housing. To be done.

面発光レーザアレイチップは、図４１に示されるように、一辺が約１ｍｍの正方形状であり、２次元配置された複数（例えば２０個）の面発光レーザを含む。 As shown in FIG. 41, the surface-emission laser array chip has a square shape with one side of about 1 mm and includes a plurality (for example, 20) of surface-emission lasers arranged two-dimensionally.

詳述すると、各面発光レーザアレイチップは、４つの面発光レーザをそれぞれが含む５つのグループ（ｃｈ群）を有している。ここでは、５つのグループのうち４つのグループの中心は、正方形の４つの頂点に個別に位置し、残りの１つのグループの中心は、該正方形の中心に位置している。 More specifically, each surface emitting laser array chip has five groups (ch groups) each including four surface emitting lasers. Here, the centers of four of the five groups are individually located at the four vertices of the square, and the center of the remaining one group is located at the center of the square.

各グループの４つのｃｈは、上述の如くセラミックパッケージに実装され、ボンディングワイヤ（配線）を介して同一の電極パッド（電極パッド１〜４のいずれか）に接続されている。 The four channels of each group are mounted on the ceramic package as described above, and are connected to the same electrode pad (one of the electrode pads 1 to 4) via a bonding wire (wiring).

セラミックパッケージは、フレキ基板の配線パターンに半田付けによって実装されている。フレキ基板には、スイッチング用の半導体や電流安定化用の半導体が配置されている。スイッチング用の半導体により、面発光レーザアレイチップのどのｃｈを発光させるかが制御される。スイッチング用半導体は、外部のシリアル信号によって、選択されたｃｈを発光させる。このシリアル信号用の信号線の一端、電源供給線の一端は、フレキ基板に接続され、該信号線の他端、電源供給線の他端は、制御部に接続されている。 The ceramic package is mounted on the wiring pattern of the flexible board by soldering. A semiconductor for switching and a semiconductor for current stabilization are arranged on the flexible substrate. A semiconductor for switching controls which channel of the surface emitting laser array chip is to emit light. The switching semiconductor causes the selected channel to emit light by an external serial signal. One end of the signal line for the serial signal and one end of the power supply line are connected to the flexible substrate, and the other end of the signal line and the other end of the power supply line are connected to the control unit.

各ｃｈの発光光量は一定期間ごとに行うキャリブレーションによって一定になるように設定される。通常の使用方法では、５グループの発光を順次、短パルスで発光させる。このようなパルス発光は、発熱による温度上昇が避けられて、発光光量の安定化に適している。短パルスの発光をするたびに得られる検出モジュールでの検出値を積算して、平均化を取ることでノイズに強い検出となる。 The amount of light emitted from each channel is set to be constant by calibration performed at regular intervals. In a normal use method, light emission of 5 groups is sequentially emitted with short pulses. Such pulsed light emission is suitable for stabilizing the amount of emitted light because the temperature rise due to heat generation can be avoided. Detection values obtained by the detection module each time a short pulse of light is emitted are integrated and averaged to provide noise-resistant detection.

ところで、各面発光レーザアレイチップの面発光レーザ（ＶＣＳＥＬ）の発振波長は、一例として７８０ｎｍ又は９００ｎｍである。発振波長が互いに異なる複数の面発光レーザを用いることで、波長が異なる複数の出射光を得ることが可能となる。そして、波長が異なる複数の光を被検体（例えば生体）の略同一位置に照射することで、例えば、ヘモグロビンの状態（脱酸素状態または酸化状態）を認識することが可能となる。これらの波長は、血液中の酸素濃度で吸収係数が大きく変わることから選定している。 By the way, the oscillation wavelength of the surface emitting laser (VCSEL) of each surface emitting laser array chip is, for example, 780 nm or 900 nm. By using a plurality of surface emitting lasers having mutually different oscillation wavelengths, it becomes possible to obtain a plurality of emitted lights having different wavelengths. By irradiating the substantially same position of the subject (for example, a living body) with a plurality of lights having different wavelengths, for example, it becomes possible to recognize the state of hemoglobin (deoxygenated state or oxidized state). These wavelengths are selected because the absorption coefficient greatly changes depending on the oxygen concentration in blood.

図４２（Ａ）に示される実施例２の光源モジュールＬＭ（II型）では、発振波長が９００ｎｍの面発光レーザアレイチップ１及び発振波長が７８０ｎｍの面発光レーザアレイチップ２が並列に配置され、面発光レーザアレイチップ１の出射端近傍にレンズ１（個別光学素子）が配置され、面発光レーザアレイチップ２の出射端近傍にレンズ２（個別光学素子）が配置され、レンズ１、２を介した光の光路上にプリズム（共通光学素子）が共通に配置されている。面発光レーザアレイチップ１、２は、出射方向がＺ軸方向となるようにＸＹ平面上にＹ方向に並べて配置され、発振波長が互いに異なる点を除いて、実質的に同一の構成（発光部の数や配置を含む）を有している。レンズ１、２は、実質的に同一のレンズである。 In the light source module LM (II type) of Example 2 shown in FIG. 42(A), the surface emitting laser array chip 1 having an oscillation wavelength of 900 nm and the surface emitting laser array chip 2 having an oscillation wavelength of 780 nm are arranged in parallel, The lens 1 (individual optical element) is arranged in the vicinity of the emitting end of the surface emitting laser array chip 1, and the lens 2 (individual optical element) is arranged in the vicinity of the emitting end of the surface emitting laser array chip 2 via the lenses 1 and 2. A prism (common optical element) is commonly arranged on the optical path of the generated light. The surface-emitting laser array chips 1 and 2 are arranged side by side in the Y direction on the XY plane so that the emission direction is the Z-axis direction, and have substantially the same configuration except that the oscillation wavelengths are different from each other. (Including the number and arrangement). The lenses 1 and 2 are substantially the same lens.

以下では、面発光レーザアレイチップ１、２を、ｃｈ１、ｃｈ２とも称し、区別しない場合はｃｈとも総称する。 In the following, the surface emitting laser array chips 1 and 2 are also referred to as ch1 and ch2, and are collectively referred to as ch unless otherwise distinguished.

ＬＭ（II型）では、複数の発光部と対応するレンズの光軸との位置関係がｃｈ間で同じになっている。具体的には、各ｃｈの中心（アレイ中心）が、対応するレンズの光軸上にある。 In the LM (II type), the positional relationship between the plurality of light emitting units and the optical axis of the corresponding lens is the same between channels. Specifically, the center of each channel (array center) is on the optical axis of the corresponding lens.

ここで、図４２（Ｂ）に示される各ｃｈのＹ方向に等間隔で並ぶ３つの発光部に着目する。ｃｈ１のＹ方向に等間隔Ｍで並ぶ３つの発光部を＋Ｙ側から−Ｙ側にかけて順に発光部１ａ、発光部１ｂ、発光部１ｃとし、ｃｈ２のＹ方向に等間隔Ｍで並ぶ３つの発光部を＋Ｙ側から−Ｙ側にかけて順に発光部２ａ、発光部２ｂ、発光部２ｃとする。発光部１ｂ、発光部２ｂは、対応するレンズ１、２の光軸上に配置されているものとする。 Here, attention is paid to the three light emitting units arranged at equal intervals in the Y direction of each channel shown in FIG. The three light emitting units arranged in the Y direction of ch1 at equal intervals M are sequentially arranged from the +Y side to the −Y side as a light emitting unit 1a, the light emitting unit 1b, and the light emitting unit 1c, and the three light emitting units arranged in the Y direction of ch2 at equal intervals M. In the order from the +Y side to the -Y side as light emitting portion 2a, light emitting portion 2b, and light emitting portion 2c. The light emitting unit 1b and the light emitting unit 2b are arranged on the optical axes of the corresponding lenses 1 and 2.

プリズムは、図４２（Ａ）に示されるように、中心軸に関して対称な形状（軸対称な形状）を有しており、中心軸に直交する入射面ＩＳと、中心軸に対して傾斜する全反射面Ｒ１、Ｒ２と、中心軸に直交する出射面ＯＳと、を含む。 As shown in FIG. 42(A), the prism has a symmetrical shape (axially symmetric shape) with respect to the central axis, and has an incident surface IS orthogonal to the central axis and an entire surface inclined with respect to the central axis. It includes reflection surfaces R1 and R2 and an emission surface OS orthogonal to the central axis.

入射面ＩＳは、ｃｈ１の３つの発光部１ａ、１ｂ、１ｃからの光の光路上及びｃｈ２の３つの発光部２ａ、２ｂ、２ｃからの光の光路上に位置する。 The incident surface IS is located on the optical paths of light from the three light emitting sections 1a, 1b, 1c of ch1 and on the optical paths of light from the three light emitting sections 2a, 2b, 2c of ch2.

全反射面Ｒ１は、発光部１ａから出射されレンズ１、入射面ＩＳを介した光（光線１）の光路上及び発光部２ａから出射されレンズ２、入射面ＩＳを介した光（光線２）の光路上に位置する。光線１、２の全反射面Ｒ１への入射角は、臨界角以上となっている。 The total reflection surface R1 is on the optical path of the light (light ray 1) emitted from the light emitting unit 1a and passing through the lens 1 and the incident surface IS, and the light (light ray 2) emitted from the light emitting unit 2a and passing through the lens 2 and the incident surface IS. Located on the optical path of. The incident angle of the light rays 1 and 2 on the total reflection surface R1 is not less than the critical angle.

全反射面Ｒ２は、発光部１ｃから出射されレンズ１、入射面ＩＳを介した光（光線３）の光路上及びｃｈ２の発光部２ｃから出射されレンズ２、入射面ＩＳを介した光（光線４）の光路上に位置する。光線３、４の全反射面Ｒ２への入射角は、臨界角以上となっている。 The total reflection surface R2 is on the optical path of the light (light ray 3) emitted from the light emitting portion 1c and passing through the lens 1 and the incident surface IS, and the light emitted from the light emitting portion 2c of ch2 through the lens 2 and the incident surface IS (light ray 3). It is located on the optical path of 4). The incident angle of the light rays 3 and 4 on the total reflection surface R2 is equal to or greater than the critical angle.

出射面ＯＳは、全反射面Ｒ１で反射された光（光線１、２）、全反射面Ｒ２で反射された光（光線３、４）、ｃｈ１の発光部１ｂから出射されレンズ１、入射面を通過（直進）した光（光線５）及びｃｈ２の発光部２ｂから出射されレンズ２、入射面を通過（直進）した光（光線６）の光路上に位置し、光線１〜５を出射（通過）させる。ここでは、出射面ＯＳが被検体の表面と接触する接触面とされている。そこで、出射面ＯＳと被検体の表面との間に透明のジェルを介在させることが好ましい。 The emission surface OS includes the light reflected by the total reflection surface R1 (light rays 1 and 2), the light reflected by the total reflection surface R2 (light rays 3 and 4), the lens 1 emitted from the light emitting portion 1b of ch1, and the incident surface. Is located on the optical path of the light (light ray 5) that has passed (straight) and is emitted from the light emitting portion 2b of ch2 and has passed (straight) the lens 2 and the incident surface (light ray 6), and emits light rays 1 to 5 ( Let it pass). Here, the emission surface OS is a contact surface that contacts the surface of the subject. Therefore, it is preferable to interpose a transparent gel between the emission surface OS and the surface of the subject.

この場合、２つの発光部１ａ、２ａから略平行な状態で出射されレンズ１、２に入射した波長が異なる２つの光は、レンズ１、２で屈折され互いに略平行な状態で入射面ＩＳに入射し、該入射面ＩＳで屈折され互いに略平行な状態で全反射面Ｒ１に入射する。全反射面Ｒ１で反射された波長が異なる２つの光は、略平行な状態で被検体の略同一位置に入射する。この場合、波長が異なる２つの光の被検体への入射位置が幾分（発光部１ａと発光部２ａの間隔程度）ずれることになる。 In this case, two lights having different wavelengths that are emitted from the two light emitting portions 1a and 2a in a substantially parallel state and are incident on the lenses 1 and 2 are refracted by the lenses 1 and 2 and are substantially parallel to the incident surface IS. The light enters, is refracted at the incident surface IS, and is incident on the total reflection surface R1 in a state of being substantially parallel to each other. The two lights having different wavelengths reflected by the total reflection surface R1 are incident on the substantially same position of the subject in a substantially parallel state. In this case, the incident positions of the two lights having different wavelengths on the subject are slightly shifted (about the distance between the light emitting unit 1a and the light emitting unit 2a).

同様に、発光部１ｃ、２ｃから略平行な状態で出射されレンズ１、２に入射した波長が異なる２つの光は、レンズ１、２で屈折され互いに略平行な状態で入射面ＩＳに入射し、該入射面ＩＳで屈折され互いに略平行な状態で全反射面Ｒ２に入射する。全反射面Ｒ２で反射された波長が異なる２つの光は、略平行な状態で被検体の略同一位置に入射する。この場合、波長が異なる２つの光の被検体への入射位置が幾分（発光部１ｃと発光部２ｃの間隔程度）ずれることになる。 Similarly, two lights having different wavelengths which are emitted from the light emitting portions 1c and 2c in a substantially parallel state and are incident on the lenses 1 and 2 are refracted by the lenses 1 and 2 and are incident on the incident surface IS in a substantially parallel state. , And is incident on the total reflection surface R2 in a state of being refracted by the incident surface IS and substantially parallel to each other. The two lights having different wavelengths reflected by the total reflection surface R2 are incident on the substantially same position of the subject in a substantially parallel state. In this case, the incident positions of the two lights having different wavelengths on the subject are slightly shifted (about the distance between the light emitting unit 1c and the light emitting unit 2c).

検出精度の更なる向上を図るために、波長が異なる２つの光の被検体への入射位置を同一にする（極力近づける）ことが望まれる。その手法として、プリズムの全反射面で反射された波長が異なる２つの光の光路を略一致させることが考えられる。 In order to further improve the detection accuracy, it is desired that the incident positions of two lights having different wavelengths on the subject be the same (close to each other). As a method for this, it is conceivable to make the optical paths of two lights having different wavelengths reflected by the total reflection surface of the prism substantially coincide with each other.

そこで、２つのｃｈからの波長が異なる２つの光の光路上に２つの反射面を個別に設けることも考えられるが（図４０参照）、この場合であっても、波長が異なる２つの光の光路を略一致させることは困難である。 Therefore, it is conceivable to separately provide two reflecting surfaces on the optical paths of two lights with different wavelengths from the two channels (see FIG. 40), but even in this case, two reflecting surfaces with different wavelengths are used. It is difficult to make the optical paths substantially coincide.

特に、２つのｃｈからの波長が異なる２つの光の２つのレンズからの出射方向を一致させることは可能であるが、２つのｃｈの出射点（発光部の位置）を同一にすることは不可能である。 In particular, it is possible to match the emission directions of the two lights having different wavelengths from the two channels from the two lenses, but it is not possible to make the emission points (the positions of the light emitting portions) of the two channels the same. It is possible.

以下に、図４３に示される実施例２の光源モジュールＬＭ（III型）について説明する。ＬＭ（III型）では、複数の発光部と、対応するレンズの光軸との位置関係がｃｈ間で異なっている点が、図４２（Ａ）に示されるＬＭ（II型）と異なり、その他の構成はＬＭ（II型）と同様である。 The light source module LM (type III) of the second embodiment shown in FIG. 43 will be described below. The LM (Type III) differs from the LM (Type II) shown in FIG. 42(A) in that the positional relationship between the plurality of light emitting units and the optical axis of the corresponding lens is different between channels, and Is the same as that of LM (type II).

ＬＭ（III型）では、２つのｃｈの中心間隔（アレイ中心の間隔）は、１．４ｍｍ程度とされている。これはワイヤーボンディングを実施する際のパッド部分などを考慮し、２つのｃｈをできるだけ近づけた位置関係である。 In the LM (type III), the center interval between the two channels (the interval between the array centers) is about 1.4 mm. This is a positional relationship in which the two channels are brought as close as possible in consideration of a pad portion when performing wire bonding.

ちなみに、各ｃｈは１ｍｍ角であり、２つのｃｈ間のスペース（隙間）は数１００ｕｍとかなり近接して実装する。ここでは、ダイボンダー装置のコレットなどを工夫することで、この近接実装を実現している。 By the way, each channel is 1 mm square, and the space (gap) between the two channels is several 100 μm, which are mounted very close to each other. Here, this proximity mounting is realized by devising a collet or the like of the die bonder device.

また、２つのｃｈの発光部（面発光レーザ）は、同じマスクを利用した半導体プロセスで作製され、発光部の位置は０．５ｕｍ以下の精度で制御することが可能である。 Further, the light emitting parts (surface emitting lasers) of the two channels are manufactured by a semiconductor process using the same mask, and the position of the light emitting parts can be controlled with an accuracy of 0.5 μm or less.

ＬＭ（III型）でも、ＬＭ（II型）と同様に、面発光レーザアレイチップ１（９００ｎｍ）と面発光レーザアレイチップ２（７８０ｎｍ）は、同レベルの精度で同一のレイアウトになっている。 Also in the LM (III type), the surface emitting laser array chip 1 (900 nm) and the surface emitting laser array chip 2 (780 nm) have the same layout with the same level of accuracy as in the LM (II type).

このように中心が１．４ｍｍ程度離れた２つのｃｈから出射され対応するレンズを介した波長が異なる２つの光は、プリズムの同一の全反射面で反射され、被検体（例えば生体）に入射する。 In this way, two lights having two different centers and separated from each other by 1.4 mm and having different wavelengths through the corresponding lenses are reflected by the same total reflection surface of the prism and enter the subject (for example, a living body). To do.

この際、ＬＭ（II型）の構成では、対応関係にあるｃｈ１からの光とｃｈ２からの光は、略一定の間隔（１．４ｍｍ程度）で互いに平行な状態を維持したまま被検体（例えば生体）に入射するため、入射位置は１．４ｍｍ程度ずれたままとなる。このように入射位置のずれが大きいと逆問題推定によって脳血流を検出するｆＮＩＲＳでの分解能が低下する。 At this time, in the LM (type II) configuration, the light from ch1 and the light from ch2, which are in a corresponding relationship, are kept parallel to each other at substantially constant intervals (about 1.4 mm), and Since it is incident on the living body), the incident position remains displaced by about 1.4 mm. When the deviation of the incident position is large as described above, the resolution in fNIRS for detecting cerebral blood flow is reduced by the inverse problem estimation.

そこで、実装コストを増大させることなく、波長が異なる２つの光の光路を略一致させ、入射位置を同一にする手法について、本発明者が鋭利検討した結果、ｃｈの中心（アレイ中心）と、対応するレンズの光軸とを数ｕｍ〜数百ｕｍ（好ましくは数十ｕｍ）ずらす手法を発案し、この手法をＬＭ（III型）に導入した。 Therefore, as a result of the inventor's keen examination of a method of making the optical paths of two lights having different wavelengths substantially the same and making the incident positions the same without increasing the mounting cost, as a result, the center of the ch (array center), A method of shifting the optical axis of the corresponding lens by several um to several hundred um (preferably tens of um) was devised, and this method was introduced into LM (type III).

以下に、その詳細を、図４４を参照して説明する。ここでは、各ｃｈの中心と、対応するレンズの光軸とを、約２０ｕｍ程度ずらしている。このずらす量は、２０ｕｍに限定されず、適宜変更可能である。 The details will be described below with reference to FIG. Here, the center of each ch and the optical axis of the corresponding lens are displaced by about 20 μm. The shift amount is not limited to 20 μm and can be changed as appropriate.

ここでは、２つのｃｈの中心間隔（位置関係）を変えずに、各ｃｈに対して対応するレンズをずらすこととしている。ｃｈに対してレンズをずらす方向は共通光学素子であるプリズムの中心軸に対して軸対称（回転対称）の配置になるようにすれば良い（図４５参照）。 Here, the corresponding lens is shifted for each channel without changing the center interval (positional relationship) between the two channels. The direction in which the lens is displaced with respect to ch may be arranged so as to be axially symmetric (rotationally symmetric) with respect to the central axis of the prism that is the common optical element (see FIG. 45).

すなわち、２つのｃｈ、２つのレンズ１、２は、プリズム（共通光学素子）の中心軸に対して軸対称に配置されれば良く、図４５の配置に限定されない。 That is, the two channels and the two lenses 1 and 2 may be arranged in axial symmetry with respect to the central axis of the prism (common optical element), and the arrangement is not limited to that shown in FIG.

ここでは、一例として、２つのｃｈは、中心がプリズムの中心軸に関して軸対称（点対称）となるように該中心軸をＹ方向に挟んで配置されている。各ｃｈは、５つの発光部（ＶＣＳＥＬ）を有し、該５つの発光部は、一の対角線がＹ方向に平行な正方形の中心（アレイ中心）及び４つの頂点に個別に配置されている。 Here, as an example, the two channels are arranged with the central axis sandwiched in the Y direction so that the center is axially symmetric (point symmetric) with respect to the central axis of the prism. Each ch has five light emitting portions (VCSEL), and the five light emitting portions are individually arranged at the center of a square (array center) whose one diagonal line is parallel to the Y direction and at four vertices.

一例として、２つのｃｈの中心間隔は１．４ｍｍ、各レンズの有効径は０．８ｍｍφ、各レンズの焦点距離ｆ＝６００ｕｍである。ここでは、２つのｃｈ１、２に対してレンズ１、２をずらす方向は、図４５に示されるように、レンズ１、２が互いに近づく向きとしている。ここでは、レンズ１の光軸がｃｈ１の中心を通る状態からレンズ１を−Ｙ方向に約２０ｕｍ程度ずらし、かつレンズ２の光軸がｃｈ２の中心を通る状態からレンズ２を＋Ｙ方向に約２０ｕｍ程度ずらす。この結果、ｃｈ１の中心とレンズ１の光軸とが約２０ｕｍ程度ずれ、ｃｈ２の中心とレンズ２の光軸とが約２０ｕｍ程度ずれる。 As an example, the center interval between the two channels is 1.4 mm, the effective diameter of each lens is 0.8 mmφ, and the focal length of each lens is f=600 μm. Here, the directions in which the lenses 1 and 2 are displaced with respect to the two channels 1 and 2 are such that the lenses 1 and 2 approach each other, as shown in FIG. Here, the lens 1 is shifted about 20 μm in the −Y direction from the state where the optical axis of the lens 1 passes through the center of ch1, and the lens 2 is moved about 20 μm in the +Y direction from the state where the optical axis of the lens 2 passes through the center of ch2. Shift about. As a result, the center of ch1 and the optical axis of the lens 1 are displaced by about 20 μm, and the center of ch2 and the optical axis of the lens 2 are displaced by about 20 μm.

この場合、ｃｈ１の発光部１ａから出射されレンズ１、入射面ＩＳを介して全反射面Ｒ１に入射する光（光線１´）のレンズ１から全反射面Ｒ１までの光路と、ｃｈ２の発光部２ａから出射されレンズ２、入射面ＩＳを介して全反射面Ｒ１に入射する光（光線２´）のレンズ２から全反射面Ｒ１までの光路は、非平行であり全反射面Ｒ１に近づくほど近くなる（図４３参照）。なお、レンズへの光の入射角が同じ場合、レンズへの光の入射位置が光軸から離れるほど光の屈折角が大きくなる。 In this case, the optical path from the lens 1 to the total reflection surface R1 of the light (light ray 1′) emitted from the light emission section 1a of ch1 and incident on the total reflection surface R1 via the lens 1 and the incident surface IS, and the light emission section of ch2 The optical path from the lens 2 to the total reflection surface R1 of the light (light ray 2′) emitted from the lens 2a and incident on the total reflection surface R1 via the lens 2 and the incident surface IS is non-parallel, and the closer to the total reflection surface R1, the closer. (See FIG. 43). When the incident angle of light on the lens is the same, the refraction angle of light increases as the incident position of light on the lens moves away from the optical axis.

また、ｃｈ１の発光部１ｃから出射されレンズ１、入射面ＩＳを介して全反射面Ｒ２に入射する光（光線３´）のレンズ１から全反射面Ｒ２までの光路と、ｃｈ２の発光部２ｃから出射されレンズ２、入射面ＩＳを介して全反射面Ｒ２に入射する光（光線４´）のレンズ２から全反射面Ｒ２までの光路は、非平行であり全反射面Ｒ２に近づくほど近くなる（図４３参照）。 Further, the light path emitted from the light emitting section 1c of ch1 and entering the total reflection surface R2 through the lens 1 and the incident surface IS (light ray 3') from the lens 1 to the total reflection surface R2, and the light emitting section 2c of ch2. The light path of the light (light ray 4') emitted from the lens 2 and incident on the total reflection surface R2 via the incident surface IS is non-parallel and becomes closer to the total reflection surface R2. (See Figure 43).

また、ｃｈ１の発光部１ｂから出射されレンズ１、入射面ＩＳを介して出射面ＯＳに入射する光（光線５´）のレンズ１から出射面ＯＳまでの光路と、ｃｈ２の発光部２ｂから出射されレンズ２、入射面ＩＳを介して出射面ＯＳに入射する光（光線６´）のレンズ２から出射面ＯＳまでの光路は、出射面ＯＳに近づくほど近くなる（図４３参照）。 Also, the light path (light ray 5′) of the light (light ray 5′) that is emitted from the light emitting portion 1b of ch1 and enters the emission surface OS via the lens 1 and the incident surface IS, and is emitted from the light emitting portion 2b of ch2. The optical path from the lens 2 to the emission surface OS of the light (light ray 6′) incident on the emission surface OS via the lens 2 and the incidence surface IS becomes closer to the emission surface OS (see FIG. 43).

そして、全反射面Ｒ１で反射された波長が異なる非平行の２つの光（光線１´、２´）の光路は、被検体との接触面である出射面ＯＳ近傍で交わる。また、全反射面Ｒ２で反射された波長が異なる非平行の２つの光（光線３´、４´）の光路は、被検体との接触面である出射面ＯＳ近傍で交わる（図４３参照）。 Then, the optical paths of two non-parallel lights (light rays 1', 2') having different wavelengths reflected by the total reflection surface R1 intersect in the vicinity of the emission surface OS which is a contact surface with the subject. Further, the optical paths of two non-parallel lights (light rays 3', 4') having different wavelengths reflected by the total reflection surface R2 intersect in the vicinity of the emission surface OS which is a contact surface with the subject (see FIG. 43). ..

結果として、図４３に示されるように、全反射面Ｒ１で反射された波長が異なる２つの光（光線１´、２´）の光路が略一致し、該２つの光の被検体への入射位置が同一となる。また、全反射面Ｒ２で反射された波長が異なる２つの光（光線３´、４´）の光路が略一致し、該２つの光の被検体への入射位置が同一となる。また、入射面ＩＳから全反射面を介さずに出射面ＯＳに向かう波長が異なる２つの光（光線５´、６´）の被検体への入射位置が略同一となる。 As a result, as shown in FIG. 43, the optical paths of two lights (light rays 1′ and 2′) reflected by the total reflection surface R1 and having different wavelengths are substantially coincident with each other, and the two lights are incident on the subject. The positions are the same. Further, the optical paths of the two lights (light rays 3', 4') reflected by the total reflection surface R2 and having different wavelengths are substantially the same, and the incident positions of the two lights on the subject are the same. Further, the incident positions of the two lights (light rays 5′ and 6′) having different wavelengths from the incident surface IS to the emission surface OS without passing through the total reflection surface are substantially the same.

さらに、光線１´、２´を含む光束と、光線３´、４´を含む光束と、光線５´、６´を含む光束は、非平行であり、被検体の略同一位置に入射される。 Further, the light flux including the light rays 1 ′ and 2 ′, the light flux including the light rays 3 ′ and 4 ′, and the light flux including the light rays 5 ′ and 6 ′ are non-parallel and are incident on the substantially same position of the subject. ..

なお、図４５に示されるｃｈ１の発光部１ａ、１ｂ、１ｃ以外の２つの発光部からの光及びｃｈ２の発光部２ａ、２ｂ、２ｃ以外の２つの発光部からの光は、入射面ＩＳを通過しそのまま出射面ＯＳから出射され、被検体の上記光束と略同一位置に入射される。 The light from the two light emitting parts other than the light emitting parts 1a, 1b, 1c of ch1 and the light from the two light emitting parts other than the light emitting parts 2a, 2b, 2c of ch2 shown in FIG. The light passes through the exit surface OS as it is, and enters the same position as the light flux of the subject.

以上説明したＬＭ（III型）では、レンズをｃｈに対してシフトする（ずらす）簡易な手法により波長が異なる２つの光の光路を略一致させ、該２つの光の入射位置を同一にすることができる。波長が異なる２つの光の入射位置を同一にすることで、逆問題推定を行うＮＩＲＳ装置においても、脳血流位置の位置精度の高い計測が可能となる。 In the LM (III type) described above, the optical paths of two lights having different wavelengths are made to substantially coincide with each other by a simple method of shifting (shifting) the lens with respect to ch, and the incident positions of the two lights are made the same. You can By making the incident positions of two lights having different wavelengths the same, it is possible to measure the cerebral blood flow position with high positional accuracy even in the NIRS device that performs the inverse problem estimation.

一方、ＬＭ（III型）と同様の作用効果を得るためにレンズのシフトに代えてハーフミラーなどの部材を用いると、新規に高精度な位置決めが必要な光学部品が増えて、実装のコストがかさんでしまう。 On the other hand, if a member such as a half mirror is used in place of the lens shift in order to obtain the same effect as that of the LM (III type), the number of optical components that require highly precise positioning newly increases, and the mounting cost increases. I'll get sick.

なお、ＬＭ（III型）では、レンズ１、２の光軸を、対応するｃｈ１、ｃｈ２の中心を通る位置からずらしている（シフトさせている）が、これに限られない。 In the LM (type III), the optical axes of the lenses 1 and 2 are displaced (shifted) from the positions passing through the centers of the corresponding ch1 and ch2, but the invention is not limited to this.

例えば、レンズ１、２の一方の光軸を対応するｃｈの中心を通る位置からずらし、他方の光軸を対応するｃｈの中心を通る位置に位置させても良い。 For example, one of the optical axes of the lenses 1 and 2 may be displaced from the position passing through the center of the corresponding ch, and the other optical axis may be positioned at the position passing through the center of the corresponding ch.

また、レンズを対応するｃｈに対してシフトすることに代えて又は加えて、ｃｈを対応するレンズに対してシフトしても良い。 Further, instead of or in addition to shifting the lens with respect to the corresponding ch, the ch may be shifted with respect to the corresponding lens.

また、レンズ１、２を対応するｃｈ１、ｃｈ２に対してシフトする方向も適宜変更可能である。例えば、レンズ１、２を同一方向にシフトさせても良いし、反対方向（互いに近づく向きや互いに離れる向き）にシフトさせても良い。 Further, the direction in which the lenses 1 and 2 are shifted with respect to the corresponding ch1 and ch2 can be changed appropriately. For example, the lenses 1 and 2 may be shifted in the same direction, or may be shifted in opposite directions (directions toward each other or directions away from each other).

また、レンズ１、２を対応するｃｈ１、ｃｈ２に対するシフト量（ずらし量）は、同一であっても良いし、異なっていても良い。 Further, the shift amounts (shift amounts) of the lenses 1 and 2 with respect to the corresponding ch1 and ch2 may be the same or different.

総括すると、要は、ｃｈ１、ｃｈ２からの波長が異なる２つの光の光路が略一致するように、複数の発光部と対応するレンズの光軸との位置関係をｃｈ間で異ならせれば良い。 In summary, the point is to make the positional relationship between the plurality of light emitting units and the optical axis of the corresponding lens different between the channels so that the optical paths of the two lights with different wavelengths from ch1 and ch2 substantially match.

詳しくは、ｃｈ１、ｃｈ２から出射されレンズ１、２を介した波長が異なる２つの光の光路が徐々に近づき、ＬＭ（III型）における被検体に対する接触面近傍（ＬＭ（III型）の出射端近傍）で該２つの光の光路が交わるように、複数の発光部と対応するレンズの光軸との位置関係をｃｈ間で異ならせることが望ましい。 Specifically, the optical paths of the two lights emitted from ch1 and ch2 and having different wavelengths through the lenses 1 and 2 gradually approach each other, and the vicinity of the contact surface of the LM (III type) with respect to the subject (the emission end of the LM (III type)). It is desirable to make the positional relationship between the plurality of light emitting units and the optical axis of the corresponding lens different between the channels so that the optical paths of the two lights intersect (in the vicinity).

以下に、光学センサ１０の光源として面発光レーザアレイチップを採用した理由を説明する。面発光レーザアレイチップでは、複数のｃｈを近接した位置に２次元に配列することができ、各ｃｈを独立に発光制御できる。そして、ｃｈの近傍に小型のレンズを設置することで出射光の進行方向を変えることができる。 The reason why the surface emitting laser array chip is used as the light source of the optical sensor 10 will be described below. In the surface-emission laser array chip, a plurality of channels can be arranged two-dimensionally in close proximity to each other, and each channel can be controlled to emit light independently. Then, by installing a small lens near the ch, the traveling direction of the emitted light can be changed.

また、ＤＯＴに用いられる光学センサでは、被検体への入射角をできるだけ精度良く制御することが求められる。一般的なＬＥＤ（発光ダイオード）は放射角が広いため、精度の良い平行光にするには、レンズを非球面にする必要がある。また、一般的なＬＤ（端面発光レーザ）は放射角が非対称であり、レンズで精度の良い平行光をつくるには、曲率が縦と横とで異なるレンズやシリンドリカルレンズを２枚組み合わせる必要があり、構成が複雑になり、実装も高精度なものが必要となる。 Further, in the optical sensor used for DOT, it is required to control the incident angle to the subject as accurately as possible. Since a general LED (light emitting diode) has a wide radiation angle, it is necessary to make the lens an aspherical surface in order to obtain parallel light with high accuracy. In addition, a general LD (edge emitting laser) has an asymmetric emission angle, and it is necessary to combine two lenses having different curvatures in the vertical and horizontal directions or a cylindrical lens in order to produce highly accurate parallel light with the lens. , The configuration becomes complicated, and highly accurate implementation is required.

これに対し、面発光レーザはほぼ真円状のファーフィールドパターンを有しており、平行光を作るにも、球面レンズを１つ配置すれば良い。また、ＬＤから出射されるコヒーレントな光を利用する場合、被検体（散乱体）の中では、散乱光同士が干渉するスペックルが発生する。このスペックルパターンは、計測にノイズとして悪影響を与える。 On the other hand, the surface emitting laser has a substantially circular far-field pattern, and one spherical lens may be arranged to produce parallel light. Further, when coherent light emitted from the LD is used, speckles in which scattered lights interfere with each other occur in the object (scatterer). This speckle pattern adversely affects the measurement as noise.

ＤＯＴのように脳内の血流を見る場合には、その散乱回数が非常に多いので、それほど影響はない。しかし、皮膚表面で反射される光が、光源に直接戻ってくる戻り光の影響がある。戻り光は、ＬＤ内部の発振状態を不安定にして、安定動作ができなくなる。光ディスクなどでも、コヒーレントな光を安定的に利用する際には、正反射光が戻り光にならないように波長板などを利用している。しかし、散乱体に対する反射光の戻り光除去は難しい。 When the blood flow in the brain is observed like DOT, the number of times of scattering is so large that it does not have much influence. However, the light reflected by the skin surface is affected by the returning light that returns directly to the light source. The return light makes the oscillation state inside the LD unstable and makes stable operation impossible. Even when using coherent light stably in optical discs and the like, a wave plate or the like is used so that specularly reflected light does not become return light. However, it is difficult to remove the return light of the reflected light to the scatterer.

面発光レーザアレイチップの場合には、微小エリアに複数の光を同時に照射することが可能であり、その戻り光干渉を低下することが可能である（例えば特開２０１２−１２７９３７号公報参照）。 In the case of the surface emitting laser array chip, it is possible to simultaneously irradiate a small area with a plurality of lights, and it is possible to reduce the return light interference (for example, see JP 2012-127937A).

本実施形態（実施例１及び２）では、面発光レーザアレイチップからの光の光路上に凸面レンズ（単に「レンズ」とも称する）が配置されている（図４６参照）。 In this embodiment (Examples 1 and 2), a convex lens (also simply referred to as “lens”) is arranged on the optical path of light from the surface-emission laser array chip (see FIG. 46).

この凸面レンズの直径は１ｍｍであり、該凸面レンズの有効径εは６００ｕｍである。凸面レンズの焦点距離ｆは、６００ｕｍである。面発光レーザアレイチップは１ｍｍ角のチップであり、該面発光レーザアレイチップ内で最も離れた２つのｃｈの中心間距離ｄｍａｘは６００ｕｍである。このようにｄｍａｘとεとを一致させることで、凸面レンズの直径を最小にすることができる。 The diameter of this convex lens is 1 mm, and the effective diameter ε of this convex lens is 600 μm. The focal length f of the convex lens is 600 μm. The surface-emitting laser array chip is a 1 mm square chip, and the center-to-center distance dmax of the two channels that are most distant from each other in the surface-emitting laser array chip is 600 um. By thus matching dmax and ε, the diameter of the convex lens can be minimized.

ここで、凸面レンズと面発光レーザアレイチップは、凸面レンズの主点（光学的な中心）と面発光レーザアレイチップの発光面（出射面）との凸面レンズの光軸方向の距離Ｌが例えば３００ｕｍになるように位置決めされている。すなわち、ｆ≠Ｌとなっている。 Here, in the convex lens and the surface emitting laser array chip, the distance L in the optical axis direction of the convex lens between the principal point (optical center) of the convex lens and the light emitting surface (emission surface) of the surface emitting laser array chip is, for example, Positioned to be 300 um. That is, f≠L.

この場合、面発光レーザアレイチップから出射され凸面レンズを透過した光がプリズムなどで正反射され、該凸面レンズで面発光レーザアレイチップに集光される現象（戻り光現象）を回避することができる。このように、戻り光が発生しないため、面発光レーザアレイチップの各ｃｈの発光光量を安定化することが可能となる。 In this case, it is possible to avoid a phenomenon (return light phenomenon) in which the light emitted from the surface emitting laser array chip and transmitted through the convex lens is specularly reflected by a prism or the like and is condensed on the surface emitting laser array chip by the convex lens. it can. In this way, since no return light is generated, it is possible to stabilize the amount of light emitted from each channel of the surface emitting laser array chip.

但し、戻り光の影響を考慮しない場合（ＮＩＲＳに高分解能を求めない場合）には、ｆ＝Ｌであっても構わない。 However, when the influence of the returning light is not taken into consideration (when high resolution is not required for NIRS), f=L may be set.

また、図４７に示されるように、凸面レンズと面発光レーザアレイチップとの間は透明樹脂で満たされ、空気層が介在しないようにされている。透明樹脂としては、屈折率が凸面レンズと同等の樹脂（例えば熱硬化型のエポキシ系の樹脂）が用いられている。すなわち、凸面レンズと面発光レーザアレイチップとの間の各界面を境に屈折率が変化しない。透明樹脂は、凸面レンズの固定前に金型で成形しても良いし、凸面レンズを固定後、注入しても良い。 Further, as shown in FIG. 47, a space between the convex lens and the surface emitting laser array chip is filled with a transparent resin so that no air layer is interposed. As the transparent resin, a resin having the same refractive index as that of the convex lens (for example, thermosetting epoxy resin) is used. That is, the refractive index does not change at each interface between the convex lens and the surface emitting laser array chip. The transparent resin may be molded with a mold before fixing the convex lens, or may be injected after fixing the convex lens.

このように、凸面レンズと面発光レーザアレイチップとの間が透明樹脂で満たされることにより、面発光レーザアレイチップから出射された光が凸面レンズの面発光レーザアレイチップ側の表面で反射すること、すなわち戻り光の発生を防止できる。戻り光が発生しないため、各ｃｈの発光光量を安定化することが可能となる。各ｃｈの光量が安定すれば、測定系のＳ／Ｎ（シグナル／ノイズ）比が良好になり、高精度なＮＩＲＳ測定及び高い分解能を実現できる。 In this way, by filling the space between the convex lens and the surface emitting laser array chip with the transparent resin, the light emitted from the surface emitting laser array chip is reflected by the surface of the convex lens on the surface emitting laser array chip side. That is, it is possible to prevent the generation of return light. Since no return light is generated, it is possible to stabilize the amount of light emitted from each channel. If the light amount of each channel is stable, the S/N (signal/noise) ratio of the measurement system becomes good, and highly accurate NIRS measurement and high resolution can be realized.

凸面レンズは、図４８に示されるように、面発光レーザアレイチップが実装されたパッケージにサブマウントを介して固定されている。面発光レーザアレイチップは、チップ上の電極（チップ電極）がパッケージ上のＰＫＧ電極にワイヤーによって電気的に接続される。ワイヤーは、高さ数１０ｕｍ程度となるため、サブマウントと干渉しないように設計される。凸面レンズの固定位置Ｌ（面発光レーザアレイチップの発光面と凸面レンズの主点との距離）は、このワイヤーの高さの制約を受ける。つまりは、ワイヤーを利用する場合には、サブマウントを回避する構造にしたり、ワイヤーの高さを１００ｕｍ以下にすることが必要となる。すなわち、−１００ｕｍ＜ｆ−Ｌ＜０が成立することが好ましい。但し、図４８では、図４７に示される透明樹脂の図示が省略されている。 As shown in FIG. 48, the convex lens is fixed via a submount to the package in which the surface emitting laser array chip is mounted. In the surface emitting laser array chip, electrodes on the chip (chip electrodes) are electrically connected to PKG electrodes on the package by wires. Since the wire has a height of several tens of um, it is designed not to interfere with the submount. The fixed position L of the convex lens (the distance between the light emitting surface of the surface emitting laser array chip and the principal point of the convex lens) is restricted by the height of the wire. In other words, when using a wire, it is necessary to have a structure that avoids a submount and to set the height of the wire to 100 μm or less. That is, it is preferable that -100 um<f−L<0 holds. However, in FIG. 48, the illustration of the transparent resin shown in FIG. 47 is omitted.

面発光レーザの出射面から出射される光は、ほぼ円形であり、その発散角は半値幅で５度程度である。一般的なＬＤのビームが楕円形であるので、回転方向の設置誤差を考慮する必要があるが、面発光レーザはそれを考慮する必要がないメリットがある。また、円形であるため、逆問題を解く際に利用する光学シミュレーションをするにも、対称性を利用した近似などがしやすいメリットがある。 The light emitted from the emitting surface of the surface emitting laser is substantially circular, and its divergence angle is about 5 degrees in half width. Since a general LD beam has an elliptical shape, it is necessary to consider an installation error in the rotation direction, but a surface emitting laser has an advantage that it is not necessary to consider it. Further, since it is circular, there is a merit that it is easy to make an approximation using symmetry, even when performing an optical simulation used when solving an inverse problem.

面発光レーザから出射されたビームは近傍に配置された凸面レンズによって屈折される。その屈折角は面発光レーザとレンズ中心（レンズの光軸）との相対位置によって決定される。そこで、面発光レーザアレイチップの各グループの位置とレンズの位置を適切に設定することで、所望の屈折角を得ることができる。 The beam emitted from the surface emitting laser is refracted by a convex lens arranged in the vicinity. The refraction angle is determined by the relative position between the surface emitting laser and the lens center (optical axis of the lens). Therefore, a desired refraction angle can be obtained by appropriately setting the position of each group of the surface emitting laser array chip and the position of the lens.

実施例２では、この屈折角が２０度程度になるようにｃｈと凸面レンズの光軸との相対位置が設定されている。面発光レーザアレイチップでは、各ｃｈは独立に発光制御できるので、発光させるｃｈを選択することで、光源モジュールＬＭから出射される光の方向を変えることができる。 In the second embodiment, the relative position between ch and the optical axis of the convex lens is set so that the refraction angle is about 20 degrees. In the surface-emission laser array chip, since the light emission of each channel can be controlled independently, the direction of the light emitted from the light source module LM can be changed by selecting the light emission channel.

図４９には、光学シミュレータで光学設計した光線図の一例が示されている。ここでは、面発光レーザアレイチップを模した３つのｃｈ（光源）、及び該３つのｃｈの近傍に直径１ｍｍ、ｆ＝６００ｕｍのレンズを配置している。３つのｃｈのうち１つのｃｈは、レンズの光軸上に配置され、他の２つのｃｈは、レンズの光軸の一側及び他側に個別に配置されている。光軸上のｃｈ以外のｃｈからの光はレンズで屈折され、伝播方向（進路）が曲げられる。すなわち、光軸上のｃｈ以外の２つのｃｈからの２つの光は、レンズの光軸に対して約２０度の角度で該光軸に対して互いに逆方向に出射されることになる。 FIG. 49 shows an example of a ray diagram optically designed by the optical simulator. Here, three channels (light sources) imitating a surface emitting laser array chip and a lens having a diameter of 1 mm and f=600 um are arranged in the vicinity of the three channels. One of the three channels is arranged on the optical axis of the lens, and the other two channels are individually arranged on one side and the other side of the optical axis of the lens. Light from channels other than the channels on the optical axis is refracted by the lens, and the propagation direction (path) is bent. That is, the two lights from the two channels other than the channels on the optical axis are emitted in directions opposite to each other at an angle of about 20 degrees with respect to the optical axis of the lens.

ここでは、光源モジュールＬＭは、被検体への光の入射角が約５５度になるように設計されている。具体的には、光源モジュールＬＭは、図４０に示されるように、凸面レンズからその光軸に対して約２０度傾斜した方向に出射された複数の光を複数のプリズムによって個別に偏向することで、該複数の光それぞれのレンズの光軸に対する角度を約２０度から約５５度に変換し、被検体の表面に入射するように設計されている。 Here, the light source module LM is designed so that the incident angle of light on the subject is about 55 degrees. Specifically, as shown in FIG. 40, the light source module LM individually deflects a plurality of lights emitted from a convex lens in a direction inclined by about 20 degrees with respect to its optical axis by a plurality of prisms. Then, the angle of each of the plurality of lights with respect to the optical axis of the lens is converted from about 20 degrees to about 55 degrees and is designed to be incident on the surface of the subject.

なお、プリズムは、光を反射するものであれば良く、例えば金属膜が成膜されたガラス基板を用いてもよい。また、例えば、屈折率差によって起きる全反射現象を利用したプリズムを採用しても良い。その一例として、図５０に光学シミュレーションの結果が示されている。ＶＣＳＥＬから出射された光線は、凸面レンズで屈折した後、プリズムに入射する。 The prism may be any one as long as it reflects light, and for example, a glass substrate on which a metal film is formed may be used. Further, for example, a prism using a total reflection phenomenon caused by a difference in refractive index may be adopted. As an example, FIG. 50 shows the result of the optical simulation. The light beam emitted from the VCSEL is refracted by the convex lens and then enters the prism.

ここでは、プリズムの材料はＢＫ７とされているが、一般的な光学材料でも良い。プリズムに入射した光は、プリズム側面（反射面）で全反射され、被検体に約５５°の入射角で入射される。すなわち、凸面レンズを介した光は、被検体への光の入射角が５５°程度になるようにプリズムで偏向される。この際に、プリズムと被検体との界面での光の散乱を防止するために、プリズムと被検体との間に透明のジェルが介在されている。ここでも、面発光レーザアレイチップからの複数の光は、凸面レンズで非平行の複数の光とされ、プリズムで反射され、被検体に入射される。結果として、非平行な複数の略平行光が被検体の同一位置に入射される（図５０参照）。 Here, the material of the prism is BK7, but a general optical material may be used. The light incident on the prism is totally reflected by the side surface (reflection surface) of the prism and is incident on the subject at an incident angle of about 55°. That is, the light passing through the convex lens is deflected by the prism so that the incident angle of the light on the subject is about 55°. At this time, in order to prevent light scattering at the interface between the prism and the subject, a transparent gel is interposed between the prism and the subject. Here again, the plurality of lights from the surface emitting laser array chip are made into a plurality of non-parallel lights by the convex lens, reflected by the prism, and incident on the subject. As a result, a plurality of non-parallel light beams are incident on the same position of the subject (see FIG. 50).

プリズムと被検体との屈折率差によるスネルの法則によって、光線の被検体内における伝播角度が約５５°から約６０°に変わる。 According to Snell's law due to the difference in refractive index between the prism and the subject, the propagation angle of the light ray in the subject changes from about 55° to about 60°.

凸面レンズ及びプリズムを含む光学系では、面発光レーザアレイチップの各ｃｈの位置が互いに異なることを利用して、被検体内での光の伝播角度を設定することができる。ここでは、各ｃｈ（ＶＣＳＥＬ）の中心を凸面レンズの光軸から２００ｕｍ程度ずらすことで、該ｃｈから出射された光を被検体内での伝播角度を６０°程度に設定できている。この際、複数のｃｈから出射された複数の光は、凸面レンズの出射面の異なる複数位置から非平行な複数の略平行光として出射される。 In an optical system including a convex lens and a prism, it is possible to set the propagation angle of light in the subject by utilizing the fact that the positions of the respective channels of the surface emitting laser array chip are different from each other. Here, by shifting the center of each ch (VCSEL) from the optical axis of the convex lens by about 200 μm, the propagation angle of the light emitted from the ch within the subject can be set to about 60°. At this time, the plurality of lights emitted from the plurality of channels are emitted as a plurality of non-parallel, substantially parallel lights from a plurality of different positions on the emitting surface of the convex lens.

図５１には、比較例として、レンズを焦点距離ｆ＝６００ｕｍに対し、固定位置をＬ＝１．６ｍｍとしたときの光学シミュレーションの結果が示されている。Ｌとｆとの差が１ｍｍ以上になると、図５１のようにビームが大きく広がってしまう。このようにビームが広がる場合、被検体の入射面を大きくする必要がある。しかし、実際にＮＩＲＳとして実用的な大きさとしてはφ２ｍｍ程度が限界である。この制約は、人間の毛根の間隔が２ｍｍ程度であり、これ以上大きい面積では、光学上、髪の毛が邪魔になってしまい高い分解能のＮＩＲＳを実現できない。つまりは、ｆとＬとの差は１ｍｍ未満であることが望ましい。 As a comparative example, FIG. 51 shows the result of an optical simulation when the fixed position is L=1.6 mm with respect to the focal length f=600 μm. When the difference between L and f is 1 mm or more, the beam spreads greatly as shown in FIG. When the beam spreads in this way, it is necessary to make the incident surface of the subject large. However, the practical size of the NIRS is limited to about φ2 mm. This constraint is that the distance between human hair roots is about 2 mm, and if the area is larger than this, the hair is optically obstructive and a high resolution NIRS cannot be realized. That is, the difference between f and L is preferably less than 1 mm.

図４０に示されるレンズ１、２は、設計した位置に正確に安定して配置されるように、面発光レーザアレイチップが実装されているセラミックパッケージに直接固定されている。 The lenses 1 and 2 shown in FIG. 40 are directly fixed to the ceramic package on which the surface emitting laser array chip is mounted so that the lenses 1 and 2 are accurately and stably arranged at the designed positions.

図４９では、レンズの凸面が面発光レーザ側に向けられているが、その逆でも構わない。図４９に示されるように、レンズの凸面が面発光レーザ側を向き、レンズの平面部分が被検体側を向くように配置することで、面発光レーザチップとレンズとの距離を長くとることができる。チップ実装のプロセス上では、実装する際に部品をピックアップするアームや部品同士が干渉するのを防ぐために、ある程度許容距離が長い方が好ましい。 In FIG. 49, the convex surface of the lens is directed to the surface emitting laser side, but the opposite may be applied. As shown in FIG. 49, by arranging the convex surface of the lens to face the surface emitting laser side and the flat portion of the lens to face the subject side, it is possible to increase the distance between the surface emitting laser chip and the lens. it can. In the chip mounting process, it is preferable that the permissible distance be long to some extent in order to prevent the arms for picking up parts and parts from interfering with each other during mounting.

レンズは光を屈折させる光学部品であれば良く、光ファイバの屈折率分布を利用したＧＲＩＮ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｉｎｄｅｘ）レンズのようなものを利用してもよい。ＧＲＩＮレンズを用いることで、球面レンズを利用するよりも、一般的に球面収差が小さく、低コストでｆ値の小さいものを選択できるメリットがある。 The lens may be an optical component that refracts light, and may be a GRIN (Gradient Index) lens that uses the refractive index distribution of an optical fiber. The use of the GRIN lens has an advantage over the use of the spherical lens in that the spherical aberration is generally smaller, the cost is low, and the f value is small.

実施例２では、レンズの端部にも光を入射させるため、球面収差が小さい方が望ましい。 In Example 2, since the light is made incident on the end portion of the lens, it is desirable that the spherical aberration is small.

以上の説明から分かるように、実施例２の光源モジュールＬＭ（I型、II型、III型）からは、互いに非平行な複数の光束が出射される（図４０、図４２、図４３参照）。また、光源モジュールＬＭ（I型、II型）からは、波長が異なる２つの光が、光路が略平行で近接した状態で出射される（図４０、図４２参照）。また、実施例２の光源モジュールＬＭ（III型）からは、波長が異なる２つの光が、光路が非平行で略一致した状態で出射される（図４３参照）。 As can be seen from the above description, the light source module LM (I type, II type, III type) of the second embodiment emits a plurality of non-parallel light fluxes (see FIGS. 40, 42, and 43 ). .. Further, from the light source module LM (type I, type II), two lights having different wavelengths are emitted with their optical paths being substantially parallel and close to each other (see FIGS. 40 and 42). Further, from the light source module LM (type III) of the second embodiment, two lights having different wavelengths are emitted with their optical paths being non-parallel and substantially coincident with each other (see FIG. 43).

そして、光源モジュールＬＭ（I型、II型、III型）からの互いに非平行な複数の光束は、被検体の略同一位置に入射する（図４０、図４２、図４３参照）。また、光源モジュールＬＭ（III型）からの光路が略一致した波長が異なる２つの光は、被検体の同一位置に入射する（図４３参照）。 Then, a plurality of non-parallel light fluxes from the light source module LM (type I, type II, type III) enter substantially the same position of the subject (see FIGS. 40, 42 and 43). Further, the two lights from the light source module LM (type III) having substantially the same optical path and different wavelengths are incident on the same position of the subject (see FIG. 43).

上記「略同一位置」は、例えば光源モジュールＬＭが約６０ｍｍ間隔で配置されている場合に、その６０ｍｍに対して略同一の位置を意味しており、互いに数ｍｍ程度離れた複数位置も「略同一位置」と言って差し支えない。 The above “substantially the same position” means, for example, when the light source modules LM are arranged at intervals of about 60 mm, substantially the same position with respect to 60 mm, and a plurality of positions separated by several mm from each other are also “substantially the same”. You can say "the same position".

また、上記「同一位置」は、「略同一位置」よりも同一性が高いこと意味するが、厳密に同一の場合のみならず、互いに１ｍｍ以下離れた複数位置も「同一位置」と言って差し支えない。 Further, the above-mentioned "same position" means that the degree of identity is higher than that of "substantially the same position". However, not only in the case of being exactly the same, but also a plurality of positions separated by 1 mm or less from each other may be called "same position". Absent.

また、上記「光路が略一致」とは、互いに非平行の２つの光路の成す角度が１０°以下であることを意味する。なお、光路の一致性を極力高めるために、互いに非平行の２つの光路の成す角度は、１°以下であることがより望ましい。 Moreover, the above-mentioned "the optical paths are substantially the same" means that the angle formed by two optical paths which are not parallel to each other is 10° or less. In order to maximize the matching of the optical paths, it is more preferable that the angle formed by the two optical paths that are not parallel to each other is 1° or less.

後に逆問題を解くアルゴリズムを説明するが、その際に光源モジュールＬＭの位置を設定した光学シミュレーションを行う。この光学シミュレーションを行う際に、被検体への入射位置のずれを正確に設定することで、逆問題の推定には誤差を生じない。 An algorithm for solving the inverse problem will be described later. At that time, an optical simulation in which the position of the light source module LM is set is performed. When the optical simulation is performed, the deviation of the incident position on the subject is accurately set, so that no error occurs in the estimation of the inverse problem.

ただし、例えば特許文献１のように、プローブ位置を１０ｍｍ以上ずらして、高密度にプローブを配置するには、複数の光源モジュールを独立に配置する必要がある。この複数の光源モジュールを配置する作業は毛髪を一本一本かき分けて行う煩雑な装着作業であり、光源モジュールの増加本数分多く発生してしまう。 However, it is necessary to dispose a plurality of light source modules independently in order to displace the probe positions by 10 mm or more and dispose the probes at a high density as in Patent Document 1, for example. The work of arranging the plurality of light source modules is a complicated mounting work in which the hair is separated one by one and the number of light source modules increases.

本実施形態では、後に詳述するように、１つの光源モジュールＬＭを配置するだけで、複数の光源モジュールを配置したときと同等の情報量を得ることができ、煩雑な作業を増やすことなく、特許文献１のような高密度プローブで実現されている高分解能検出が可能となっている。 In this embodiment, as will be described in detail later, by arranging only one light source module LM, it is possible to obtain the same amount of information as when a plurality of light source modules are arranged, without increasing the number of complicated operations. It is possible to perform high-resolution detection realized by a high-density probe as disclosed in Patent Document 1.

また、図５２（Ａ）に示される、生体に互いに平行な複数の光を入射させる比較例の光源モジュールでは、生体の表面付近に変質部分がある場合、検出誤差が生じてしまう。「変質部分」とは光学特性が特殊な部分を意味し、例えば毛根や着色した皮膚などがそれにあたる。このような変質部分があると、比較例では、光源１、光源２からの光が被検体の異なる位置に入射するため、例えば光源２からの光のみが変質部分を通過するようなケースが発生する。光源１と光源２の差分を計算する際には、この変質部分がノイズとなってしまう。 Further, in the light source module of the comparative example shown in FIG. 52A in which a plurality of parallel light beams are made incident on the living body, a detection error occurs when there is an altered portion near the surface of the living body. The “altered portion” means a portion having special optical characteristics, and examples thereof include hair roots and colored skin. If such an altered portion is present, in the comparative example, the light from the light source 1 and the light source 2 is incident on different positions of the subject, so that, for example, there is a case where only the light from the light source 2 passes through the altered portion. To do. When the difference between the light source 1 and the light source 2 is calculated, this altered portion becomes noise.

これに対し、本実施形態では、図５２（Ｂ）に示されるように、光源１、光源２からの光は、皮膚表面の「略同一位置」を通過するため、光源１、光源２の一方からの光が変質部分を通過するときは、他方からの光も該変質部分を通過する。また、光源１、光源２の一方からの光が変質部分を通過しないときは、他方からの光も該変質部分を通過しない。詳述すると、光源１、光源２からの光は、皮膚表面近傍では同一光路であり、深さ方向に異なる光路を通過する。すなわち、皮膚表面近傍での相違には鈍感であるが、脳組織近傍では相違に敏感な構成となっている。皮膚表面付近のノイズを小さくすることで、分解能が向上する。「略同一位置」という意味合いは、上記記載のように、数ｍｍのずれを許容するものである。 On the other hand, in the present embodiment, as shown in FIG. 52(B), the light from the light source 1 and the light source 2 passes through the “substantially the same position” on the skin surface. When the light from one passes through the altered part, the light from the other also passes through the altered part. When the light from one of the light sources 1 and 2 does not pass through the altered portion, the light from the other does not pass through the altered portion. More specifically, the light from the light source 1 and the light from the light source 2 have the same optical path in the vicinity of the skin surface and pass through different optical paths in the depth direction. That is, the structure is insensitive to the difference near the skin surface, but is sensitive to the difference near the brain tissue. By reducing the noise near the skin surface, the resolution is improved. The meaning of “substantially the same position” allows a shift of several mm, as described above.

また、実施例２では、筐体に設けられた窓部材に透明なジェルを滴下し、窓部材と被検体表面との間に透明なジェルを介在させ、空気が入らないようにする。 In the second embodiment, the transparent gel is dropped on the window member provided on the housing, and the transparent gel is interposed between the window member and the surface of the subject to prevent air from entering.

従来の光源モジュールでは、空気中に一旦放射された光が皮膚表面から体内に伝播していく。このとき、空気中の屈折率１．０と生体の屈折率１．３７との間で、屈折率差が生じてしまう。屈折率差が生じることで、反射及び散乱が起きてしまう。また、生体外の空気に比べ、光が伝播する生体内の屈折率が小さいため、入射角に対して生体内の伝播角（生体内伝播角とも呼ぶ）は小さくなってしまう。界面での光の屈折はスネルの式を利用すると理解できる。このスネルの式は屈折率のみで記述できる。 In the conventional light source module, light once radiated in the air propagates from the skin surface into the body. At this time, a refractive index difference occurs between the refractive index of 1.0 in the air and the refractive index of 1.37 of the living body. Due to the difference in refractive index, reflection and scattering occur. Further, since the refractive index in the living body in which light propagates is smaller than that in the air outside the living body, the propagation angle in the living body (also called the living body propagation angle) becomes smaller than the incident angle. Refraction of light at the interface can be understood by using Snell's equation. This Snell's equation can be described only by the refractive index.

図５３は、屈折率、１．０（空気：入射側）と１．３７（生体：伝播側）との界面での入射角と生体内伝播角度との関係（光の屈折）がグラフで示されている。図５３から分かるように、生体への光の入射角は６０度であっても、生体内での光の伝播角は４０度と小さくなってしまう。このため、生体内での光の伝播角が仮に６０度以上必要であっても、空気中からの光の入射では実現できないことがわかる。つまりは、一旦空気に放出された光で生体内における大きな伝播角を作ることは難しい。 FIG. 53 is a graph showing the relationship (refraction of light) between the incident angle at the interface between the refractive index, 1.0 (air: incident side) and 1.37 (living body: propagating side) and the in-vivo propagation angle. Has been done. As can be seen from FIG. 53, even when the incident angle of light on the living body is 60 degrees, the propagation angle of light in the living body is as small as 40 degrees. Therefore, even if the propagation angle of light in the living body is required to be 60 degrees or more, it can be understood that it cannot be realized by the incidence of light from the air. That is, it is difficult to make a large propagation angle in the living body with the light once emitted to the air.

そこで、実施例２では、光源モジュールＬＭの窓部材の材料である透明樹脂の屈折率が、生体の屈折率１．３７よりも大きい屈折率（例えば１．５以上）に設定されている（図５４参照）。この場合、光源モジュールＬＭから入射角６０度で直接的に生体に入射された光の生体での伝播角は７０度を越える。光源モジュールＬＭの設計を考える際には、この角度をできるだけ小さくした方が、光源モジュールＬＭを小型化できるなどのメリットがある。 Therefore, in the second embodiment, the refractive index of the transparent resin, which is the material of the window member of the light source module LM, is set to be larger than the refractive index of the living body 1.37 (for example, 1.5 or more) (FIG. 54). In this case, the propagation angle in the living body of the light directly incident on the living body from the light source module LM at the incident angle of 60 degrees exceeds 70 degrees. When considering the design of the light source module LM, it is advantageous to make this angle as small as possible so that the light source module LM can be downsized.

実施例２の光源モジュールＬＭ（I型）では、図４０に示されるように、面発光レーザからレンズの光軸に平行な方向に出射された光は、レンズで屈折され、レンズの光軸に対して約２０°傾斜する方向に進行し、窓部材に入射する。この窓部材は屈折率１．５程度に設定されている。レンズを介した光は、窓部材に入射するときに屈折するが、入射角度が深いため、大きな屈折ではない。窓部材に入射した光は、プリズムの反射面で偏向され、レンズの光軸に対して約５５°傾斜する方向に進行する。この５５°の角度は、屈折率１．５の窓部材の中での角度であり、図５４に示されるように、生体内（屈折率１．３７）での伝播角は約６０度となる。 In the light source module LM (I type) of the second embodiment, as shown in FIG. 40, the light emitted from the surface emitting laser in the direction parallel to the optical axis of the lens is refracted by the lens and is reflected on the optical axis of the lens. On the other hand, it advances in a direction inclined by about 20° and enters the window member. This window member has a refractive index of about 1.5. The light that has passed through the lens is refracted when entering the window member, but is not a large refraction because the incident angle is deep. The light incident on the window member is deflected by the reflecting surface of the prism and travels in a direction inclined by about 55° with respect to the optical axis of the lens. This 55° angle is an angle in the window member having a refractive index of 1.5, and as shown in FIG. 54, the propagation angle in the living body (refractive index 1.37) is about 60 degrees. ..

光源モジュールＬＭから光が直接的に擬似生体内に伝播するためには、擬似生体と光源モジュールＬＭの界面に入る空気層を除去する必要がある。この空気層の除去のために、ここでは透明なジェルを利用した。ここで用いた透明なジェルはグリセリン水溶液であり、疑似生体との整合性が良いものを選択した。また、透明なジェルは揮発性を調整し、検査中、すなわち光源モジュールＬＭに蓋がされている間は蒸発することなく、検査終了後は適当なタイミングで揮発もしくは疑似生体にしみこむように調整した。透明なジェルの光学特性は、波長７８０ｎｍ付近では透明で、屈折率を疑似生体表面に近いものに調整する。ここでは１．３７程度となるように調合した。この調合によって、擬似生体表面に凹凸があろうとも、その凹凸表面の屈折率差はなく、反射がまったくない状態にできる。これによって疑似生体表面での反射をほぼなくすことができた。また、疑似生体との界面が物理的に凹凸であっても、光学的には凹凸はないので、散乱が起きない。この結果、光源モジュールＬＭからの光の出射角度に応じた適切な伝播方向で正確に疑似生体内部に伝播させることができる。一般的に擬似生体内部の伝播は散乱を強く起こすが、皮膚表面での散乱も小さくない。これによって、光の異方性を大きく確保できる。異方性が大きく取れることによって、光源モジュールＬＭからの複数の光の擬似生体への入射角を大きく変えることができ、後述するように検出モジュールＤＭへの複数の光の入射角を大きく変えることができる。 In order for light to directly propagate from the light source module LM into the pseudo living body, it is necessary to remove the air layer that enters the interface between the pseudo living body and the light source module LM. A transparent gel was used here to remove this air layer. The transparent gel used here was an aqueous solution of glycerin, and one having good compatibility with the pseudo living body was selected. Also, the transparent gel was adjusted in volatility so that it does not evaporate during the inspection, that is, while the light source module LM is covered, and after the inspection is completed, it volatilizes or soaks into the pseudo living body at an appropriate timing. .. The optical properties of the transparent gel are transparent in the vicinity of the wavelength of 780 nm, and the refractive index is adjusted to be close to that of the pseudo living body surface. Here, it was mixed to be about 1.37. By this mixing, even if the surface of the pseudo living body has irregularities, there is no difference in the refractive index of the irregular surface, and there can be no reflection at all. As a result, the reflection on the surface of the pseudo living body could be almost eliminated. Further, even if the interface with the pseudo living body is physically uneven, since there is no optically unevenness, scattering does not occur. As a result, the light from the light source module LM can be accurately propagated inside the pseudo living body in an appropriate propagation direction according to the emission angle. Generally, the propagation inside the pseudo living body causes strong scattering, but the scattering on the skin surface is not small. This makes it possible to secure a large anisotropy of light. By making the anisotropy large, it is possible to greatly change the incident angles of the plurality of lights from the light source module LM to the pseudo living body, and to largely change the incident angles of the plurality of lights to the detection module DM as described later. You can

検出モジュールＤＭは、図５５に示されるように、筐体、光学素子、受光部及びアナログ電子回路が実装されたフレキ基板（不図示）、該フレキ基板に接続された配線、コネクタ部（不図示）を含んで構成されている。 As shown in FIG. 55, the detection module DM includes a flexible board (not shown) on which a housing, an optical element, a light receiving section, and an analog electronic circuit are mounted, wiring connected to the flexible board, and a connector section (not shown). ) Is included.

検出モジュールＤＭでは、図５６に示されるように、光源から被検体に照射され該被検体を伝播した光を複数の光に分割して複数の受光部に導くこととしている。 In the detection module DM, as shown in FIG. 56, the light emitted from the light source to the subject and propagated through the subject is divided into a plurality of lights and guided to a plurality of light receiving portions.

従来技術（特開２０１１−１７９９０３号公報参照）では、蛍光を利用したＤＯＴにおいて、被検体から多角度で出射される複数の光に対応させて受光部を配置している。しかし、この受光部の配置では、受光部に入射する光は、被検体からの全ての出射角度の光である。 In the related art (see Japanese Patent Laid-Open No. 2011-179903), in DOT using fluorescence, a light receiving unit is arranged corresponding to a plurality of lights emitted from a subject at multiple angles. However, in this arrangement of the light receiving unit, the light incident on the light receiving unit is light at all emission angles from the subject.

これに対し、本実施形態の検出モジュールＤＭは、被検体の「略同一位置」からの光を分割して、個別に検出している。先の光源モジュールＬＭでも説明したように、光学シミュレーションの際に設計できるので、「略同一位置」の精度は、ｍｍオーダーの位置の相違は問わない。 On the other hand, the detection module DM of the present embodiment splits the light from the “substantially the same position” of the subject and individually detects it. Since the light source module LM can be designed during the optical simulation, as described above, the accuracy of the “substantially the same position” does not matter in the difference in position on the mm order.

以下に、検出モジュールＤＭについて詳しく説明する。検出モジュールＤＭは図５７に示されるように、黒い樹脂製の筐体、該筐体の先端に取り付けられた弾性体からなる接触部材、筐体に収容された透明な分割レンズ及び４つの受光部を含んで構成されている。筐体の先端及び接触部材には、アパーチャ（開口）が形成されている。 The detection module DM will be described in detail below. As shown in FIG. 57, the detection module DM includes a black resin housing, a contact member made of an elastic body attached to the tip of the housing, a transparent split lens housed in the housing, and four light receiving portions. It is configured to include. An aperture (opening) is formed at the tip of the housing and the contact member.

接触部材としては遮光性を高めるために黒いゴム製のものを利用している。この接触部材のアパーチャから分割レンズの中央部（φ１ｍｍ程度）が数１００ｕｍ程度筐体外に突出している。この部分が生体表面に接触するため、光学的にも空気が内在することなく、フレネルの屈折や、散乱などが抑制される。 A black rubber member is used as the contact member in order to enhance the light blocking effect. From the aperture of this contact member, the central portion (about 1 mm in diameter) of the split lens projects to the outside of the housing by several hundreds of μm. Since this portion is in contact with the surface of the living body, air does not exist optically, and the refraction and scattering of Fresnel are suppressed.

また、検出モジュールＤＭでも、前述した透明ジェルを利用することで安定性がさらに向上するため、透明ジェルを利用する。分割レンズは透明樹脂からなり、屈折率は１．８程度である。分割レンズは、筐体に固定されている。 Also, in the detection module DM, the stability is further improved by using the transparent gel, and thus the transparent gel is used. The split lens is made of transparent resin and has a refractive index of about 1.8. The split lens is fixed to the housing.

アパーチャは、筐体の先端及び接触部材を貫通する約１ｍｍ程度の円形の穴であり、被検体内を伝播して出てくる光の位置を限定する機能を有している。この位置から出てくる光は異なる複数の方向を向いており、アパーチャで入射位置を規定し、その後、入射光を分割レンズで複数の光に分割し、該複数の光を個別に検出することができる。 The aperture is a circular hole of about 1 mm penetrating the tip of the housing and the contact member, and has a function of limiting the position of the light propagating in the subject and emerging. The light emitted from this position is directed in a plurality of different directions, the incident position is defined by the aperture, and then the incident light is divided into a plurality of lights by a splitting lens, and the plurality of lights are individually detected. You can

上述した被検体からの光が「略同一位置」から受光部に入射されることは、このアパーチャによって実現されている。 It is realized by this aperture that the light from the subject described above is incident on the light receiving section from the “substantially the same position”.

アパーチャを通過してきた光は、その光が持つ伝播方向によって、分割レンズによって異なる方向に屈折されるため、受光部への入射位置が異なる。 The light that has passed through the aperture is refracted in different directions by the split lenses depending on the propagation direction of the light, and therefore the incident position on the light receiving portion is different.

分割レンズは、球面レンズで、直径は３ｍｍ程度、焦点距離ｆは３ｍｍ程度である。 The split lens is a spherical lens having a diameter of about 3 mm and a focal length f of about 3 mm.

実施例２では、分割レンズでの光の分割数を４とし、２次元配列された４つの受光部（ＰＤ：フォトダイオード）を含むＰＤアレイ（フォトダイオードアレイ）を用いている。図５７では、４つの受光部（ＰＤ）のうち２つの受光部１、２のみが示されている。 In the second embodiment, the number of light splits by the split lens is set to 4, and a PD array (photodiode array) including four light receiving portions (PD: photodiodes) arranged two-dimensionally is used. In FIG. 57, only two light receiving parts 1 and 2 of the four light receiving parts (PD) are shown.

ここでは、ＰＤアレイは一辺の長さが約３ｍｍの正方形状であり、各ＰＤは一辺の長さが１．４ｍｍの正方形状である。図５７に示されるような角度θ２を定義し、ＰＤアレイとアパーチャの距離は、約５ｍｍ程度にした。 Here, the PD array has a square shape with a side length of about 3 mm, and each PD has a square shape with a side length of 1.4 mm. The angle θ2 as shown in FIG. 57 is defined, and the distance between the PD array and the aperture is set to about 5 mm.

レンズの片面は平面で、片面のみ球面を有している。平面の方を擬似生体に接触させている。アパーチャの位置は、レンズのフォーカス位置とはずれているので、平行光を作り出すことはできていないが、ＰＤアレイに入射する光を限定する機能を有している。 One surface of the lens is a flat surface, and only one surface has a spherical surface. The plane is in contact with the pseudo living body. Since the position of the aperture is deviated from the focus position of the lens, parallel light cannot be produced, but it has a function of limiting the light incident on the PD array.

この光学系について簡単な光学シミュレーションをしたところ、概ね−１０°＜θ２＜５０°の光は受光部２に入射し、概ね−５０°＜θ２＜１０°の光は、受光部１に入射することが判った。つまり、擬似生体内を伝播しアパーチャから出射された光は、出射角度によって、複数の光に分割され、該複数の光それぞれは、４つの受光部のいずれかに入射される。 When a simple optical simulation is performed on this optical system, light of approximately −10°<θ2<50° is incident on the light receiving unit 2, and light of approximately −50°<θ2<10° is incident on the light receiving unit 1. I knew that. That is, the light propagating in the pseudo living body and emitted from the aperture is divided into a plurality of lights according to the emission angle, and each of the plurality of lights is incident on one of the four light receiving portions.

実施例２では、分割レンズには球面レンズを利用しているが、非球面レンズを利用して、角度をより広く検出することも可能である。この分割精度及び分割数は、後述する逆問題の推定精度と相関があるため、所望の推定精度から必要な光学系が決まる。本実施形態では、球面レンズ、分割数４が採用されている。 In Example 2, a spherical lens is used as the split lens, but an aspherical lens can be used to detect a wider angle. Since the division accuracy and the number of divisions are correlated with the estimation accuracy of the inverse problem described later, the required optical system is determined from the desired estimation accuracy. In this embodiment, a spherical lens and a division number of 4 are adopted.

各ＰＤは電気配線され、オペアンプに接続されている。アンプには半導体のオペアンプが利用され、電源電圧を５Ｖ供給する。検出される光量は非常に小さいため、オペアンプでの倍率は高く、２段階のアンプ構成とされている。前段で約５桁程度の倍率をかけ、後段では３桁程度の倍率をかける。 Each PD is electrically wired and connected to an operational amplifier. A semiconductor operational amplifier is used for the amplifier and supplies a power supply voltage of 5V. Since the amount of detected light is very small, the operational amplifier has a high magnification and has a two-stage amplifier configuration. Approximately 5 digits of magnification are applied in the previous stage, and approximately 3 digits of magnification are applied in the latter stage.

実施例２において、擬似生体に内在する吸光体の位置測定方法（被検体の光学特性検出方法）を、図５８に示されるフローチャートを参照して説明する。 In Example 2, a method of measuring the position of the light absorber existing in the pseudo living body (method of detecting optical characteristics of the subject) will be described with reference to the flowchart shown in FIG.

先ず、プローブ（光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭ）を擬似生体にセッティング（装着）する（ステップＳ１）。この際、アクリル水槽と各プローブとの間に透明ジェルを塗布し、透明ジェルに気泡が入らないように、プローブを１本１本確認しながら慎重に、固定部材によって決められた位置にセッティングする。 First, the probe (light source module LM and detection module DM) is set (mounted) on the pseudo living body (step S1). At this time, a transparent gel is applied between the acrylic water tank and each probe, and while carefully checking each probe so that air bubbles do not enter the transparent gel, carefully set the probe at the position determined by the fixing member. ..

プローブは、光源モジュールＬＭが８個、検出モジュールＤＭが８個の計１６個であり、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭを交互に格子状に等ピッチで配置する（図３９参照）。格子のピッチ（格子点間隔）が３０ｍｍであり、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとの間隔が３０ｍｍとなる。 The probe has a total of 16 probes including eight light source modules LM and eight detection modules DM, and the light source modules LM and the detection modules DM are alternately arranged in a grid pattern at equal pitches (see FIG. 39). The grating pitch (lattice point interval) is 30 mm, and the distance between the light source module LM and the detection module DM is 30 mm.

この状態で、任意の一の光源モジュールＬＭのｃｈを発光させる（ステップＳ２）。発光は、１グループ（４ｃｈ）毎に行い、発光強度は４ｍＷ程度になるように、電流値が決定される。発光時間は１０ｍｓｅｃ程度であり、その間、全てのＰＤでの検出値を読み取り、１ｍｓｅｃ間隔で検出した数点のデータを平均化する（ステップＳ３）。そして、平均化された数値を記録部に格納する（ステップＳ４）。次のグループも同様に１０ｍｓｅｃの発光及び計測、データ格納を繰り返す（ステップＳ５、Ｓ６、Ｓ２〜Ｓ４）。なお、一の光源モジュールＬＭにおける、発振波長が７８０ｎｍの面発光レーザアレイチップの４ｃｈの発光と、発振波長が９００ｎｍの面発光レーザアレイチップの４ｃｈの発光を、同様に順次行う。 In this state, the channel of any one light source module LM is caused to emit light (step S2). The light emission is performed for each group (4 ch), and the current value is determined so that the emission intensity is about 4 mW. The light emission time is about 10 msec, during which the detection values of all PDs are read and the data of several points detected at 1 msec intervals are averaged (step S3). Then, the averaged numerical values are stored in the recording unit (step S4). Similarly, the next group repeats light emission, measurement, and data storage for 10 msec (steps S5, S6, S2 to S4). In addition, in one light source module LM, light emission of 4 ch of a surface emitting laser array chip having an oscillation wavelength of 780 nm and light emission of 4 ch of a surface emitting laser array chip having an oscillation wavelength of 900 nm are sequentially performed in the same manner.

ただし、以下のデータ処理では、２波長をほぼ同様に扱い、単に同じ位置での計測を２回ずつ同様に行ったことになる。本来の血流の変化を検出するときには、この２波長での差を利用することで、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの個別に検出するが、本実施形態では、発振波長が異なる２つの面発光レーザアレイチップを用いて１回ずつ計測することで、チップのばらつきによるノイズを低減することができる。 However, in the following data processing, the two wavelengths are treated almost in the same way, and the measurement at the same position is simply performed twice. When the original change in blood flow is detected, the difference between the two wavelengths is used to detect oxyhemoglobin and reduced hemoglobin separately, but in the present embodiment, two surface emitting lasers having different oscillation wavelengths are detected. By measuring once using the array chip, it is possible to reduce noise due to chip variations.

一の光源モジュールＬＭの全てのグループの発光及び計測が終了したら、次の光源モジュールＬＭの発光を行う（ステップＳ７、Ｓ８、Ｓ２〜Ｓ６）。ここでの発光も、同様に１グループ（４ｃｈ）ずつ順次行う。全ての光源モジュールＬＭによる発光及び計測が終了したら、吸光体をセッティングする（ステップＳ９、Ｓ１０）。吸光体のセッティングは、位置を再現性良く正確に実現できるように光学ステージを用いて行う。この吸光体をセッティングした状態で、再度、ｃｈ発光からＰＤの数値の記録を行う（ステップＳ２〜Ｓ９）。 When light emission and measurement of all groups of one light source module LM are completed, light emission of the next light source module LM is performed (steps S7, S8, S2 to S6). The light emission here is also sequentially performed for each group (4 ch). When light emission and measurement by all the light source modules LM are completed, the light absorber is set (steps S9 and S10). The setting of the absorber is performed using an optical stage so that the position can be accurately realized with good reproducibility. With the light absorber set, the numerical value of PD is recorded again from the ch emission (steps S2 to S9).

格納されたデータは、それぞれ吸光体あり、なしのデータを以下のｒ（ｓ，ｉ，ｎ）（ｉ=１，２，３・・・Ｍ、ｎ=１，２，３・・・Ｋ））、ｒ（０，ｉ，ｎ）（ｉ=１，２，３・・・Ｍ、ｎ=１，２，３・・・Ｋ）とする。ｉはそれぞれの検出モジュールＤＭに付された番号である。ｎはそれぞれのグループに付された番号である。次にそれぞれの差分Δｒ（ｉ，ｎ）を計算する。 The stored data are the data with and without the light absorber, respectively, as shown in the following r(s, i, n) (i=1, 2, 3... M, n=1, 2, 3... K). ), r(0, i, n) (i=1, 2, 3... M, n=1, 2, 3... K). i is a number given to each detection module DM. n is a number given to each group. Next, each difference Δr(i,n) is calculated.

上記位置測定方法で得られた測定結果から吸光体の位置（擬似生体の光学特性）を算出する方法は、前述した図１５のフローチャートに基づく計測方法で得られた計測結果から吸光体の位置（擬似生体の光学特性）を算出する方法と同様であるため、説明を省略する。 The method of calculating the position of the light absorber (optical characteristics of the pseudo living body) from the measurement result obtained by the position measurement method is the position of the light absorber from the measurement result obtained by the measurement method based on the flowchart of FIG. Since the method is the same as the method for calculating the optical characteristics of the pseudo living body, description thereof will be omitted.

結果として、図５９に示されるような推定結果を導くことができる。図５９には、比較例として、面発光レーザアレイチップの５グループのうち中心の１グループ（図４１参照）のみを発光させ、かつＰＤアレイの４つのＰＤのうち１つのＰＤの検出値のみを利用して検出した結果も併せて示されている。それ以外は全て本実施形態と同様に数値処理する。この比較例は、従来のＮＩＲＳ（ＤＯＴ）装置とほぼ同様の構成である。 As a result, the estimation result as shown in FIG. 59 can be derived. In FIG. 59, as a comparative example, only the central one group (see FIG. 41) of the five groups of the surface emitting laser array chip is made to emit light, and only the detection value of one PD among the four PDs of the PD array is shown. The results of detection by using are also shown. Other than that, the numerical processing is performed in the same manner as in the present embodiment. This comparative example has almost the same configuration as the conventional NIRS (DOT) device.

本実施形態では、上記ベイズ推定により、吸光体の位置と深さを検出することが可能である。図５９に示された結果は、吸光体の位置を検出できた場合に○（丸）が表示されている。本実施形態では、吸光体の深さ方向（ここでは、図２５のＺ軸方向）の距離が大きくなると、光源モジュールＬＭからの距離が遠くなり、伝播可能な光の量が減ってしまう。このため、吸光体の位置の深さが深くなるほど検出が困難となる。本実施形態では、６ｍｍ程度までは検出できた。比較例は、一般的なＮＩＲＳ（ＤＯＴ）装置であり、ベイズ推定を利用しても深さ方向の検出はできなかった。深さを含めた吸光体の３次元位置をＤＯＴで高精度に検出するためには、一般に高密度なプローブ配置が必要であるが、本実施形態では低密度なプローブ配置でそれが実現できた。 In the present embodiment, it is possible to detect the position and depth of the light absorber by the Bayesian estimation. In the results shown in FIG. 59, a circle (circle) is displayed when the position of the light absorber can be detected. In this embodiment, when the distance in the depth direction of the light absorber (here, the Z-axis direction in FIG. 25) increases, the distance from the light source module LM increases, and the amount of light that can propagate decreases. Therefore, the deeper the position of the light absorber, the more difficult the detection becomes. In the present embodiment, detection was possible up to about 6 mm. The comparative example is a general NIRS (DOT) device, and the depth direction could not be detected even if Bayesian estimation was used. In order to detect the three-dimensional position of the absorber including the depth with high accuracy by DOT, it is generally necessary to arrange a high-density probe, but in the present embodiment, this can be realized by a low-density probe arrangement. ..

以上説明した本実施形態（実施例１及び２）の光学センサ１０は、計測対象（被検体）に光を照射する、複数の光源モジュールＬＭ（光照射器）を含む照射系と、該照射系から照射され計測対象内を伝播した光を検出する検出系と、を備えている。そして、複数の光源モジュールＬＭそれぞれは、非平行の複数の光束を計測対象の略同一位置に照射する。 The optical sensor 10 of the present embodiment (Examples 1 and 2) described above includes an irradiation system including a plurality of light source modules LM (light irradiators) that irradiates a measurement target (subject) with light, and the irradiation system. And a detection system that detects the light that has been emitted from and propagated in the measurement target. Then, each of the plurality of light source modules LM irradiates a plurality of non-parallel light fluxes to the measurement target at substantially the same position.

この場合、計測対象（散乱体）の略同一位置に照射される互いに非平行の複数の光束は、計測対象への入射角度が異なり、異なる伝播経路をたどる（図６０参照）。 In this case, a plurality of non-parallel light fluxes that are irradiated to substantially the same position on the measurement target (scatterer) have different incident angles to the measurement target and follow different propagation paths (see FIG. 60).

この結果、計測対象内部に関して得られる情報量が増加し、高分解能化を図ることができる。また、分解能が増すことで、同じ要求分解能に対しては、プローブ密度（単位面積当たりのプローブの数）を低下させることができ、装着性を向上させることができる。 As a result, the amount of information obtained regarding the inside of the measurement target increases, and high resolution can be achieved. Further, by increasing the resolution, the probe density (the number of probes per unit area) can be reduced for the same required resolution, and the mountability can be improved.

結果として、光学センサ１０では、計測対象への装着性を低下させず、かつ高分解能を得ることができる。 As a result, the optical sensor 10 can obtain high resolution without deteriorating the mountability on the measurement target.

なお、計測対象の略同一位置に入射する複数の光束が非平行であることは、複数の光束が角度を成していることを意味する。つまり、複数の光束の成す角が存在することで、該複数の光束の被検体内での伝播経路を異ならせることができる。一方、仮に計測対象の略同一位置に入射する複数の光束が互いに平行であると（例えば被検体の表面法線と平行であると）、該複数の光束の計測対象内での伝播経路は同じになってしまう。 It should be noted that the fact that a plurality of light beams incident on the substantially same position of the measurement target are non-parallel means that the plurality of light beams form an angle. That is, the existence of the angles formed by the plurality of light beams makes it possible to make the propagation paths of the plurality of light beams different in the subject. On the other hand, if a plurality of light beams incident on the measurement target at substantially the same position are parallel to each other (for example, parallel to the surface normal of the subject), the propagation paths of the plurality of light beams in the measurement target are the same. Become.

また、本実施形態の光源モジュールＬＭは、複数の面発光レーザ（発光部）を有する面発光レーザアレイと、前記複数の面発光レーザからの複数の光の光路上に配置され、該複数の光を非平行な複数の光とする凸面レンズとを有し、該凸面レンズの主点と面発光レーザアレイとの距離は、凸面レンズの焦点距離と一致していない。 Further, the light source module LM of the present embodiment is arranged on a surface emitting laser array having a plurality of surface emitting lasers (light emitting units) and optical paths of a plurality of lights from the plurality of surface emitting lasers. Is a plurality of non-parallel light rays, and the distance between the principal point of the convex lens and the surface emitting laser array does not match the focal length of the convex lens.

この場合、戻り光が面発光レーザに集光することを防止でき、該面発光レーザの出力変動を防止できる。結果として、面発光レーザの発光光量を安定化でき、光学センサ１０における検出精度を向上させることができ、ひいてはＮＩＲＳの分解能を向上させることができる。 In this case, it is possible to prevent the returning light from being condensed on the surface emitting laser, and it is possible to prevent the output fluctuation of the surface emitting laser. As a result, the amount of light emitted from the surface emitting laser can be stabilized, the detection accuracy of the optical sensor 10 can be improved, and the resolution of NIRS can be improved.

一方、面発光レーザアレイが凸面レンズの焦点位置に位置する場合、外部の反射面から反射された光が、凸面レンズで面発光レーザに集光され、レーザ発振が不安定になる。これは、戻り光やｓｅｌｆｍｉｘｉｎｇ現象と呼ばれる現象であり、面発光レーザアレイが光学センサの光源として用いられる場合に、この現象が発生すると、発光光量が不安定となり問題となる（詳細な説明は、特開２０１１−１１４２２８号公報、特開２０１２−１３２７４０号公報に譲る）。 On the other hand, when the surface emitting laser array is located at the focal position of the convex lens, the light reflected from the external reflecting surface is focused on the surface emitting laser by the convex lens, and the laser oscillation becomes unstable. This is a phenomenon called return light or the self-mixing phenomenon, and when this phenomenon occurs when the surface emitting laser array is used as a light source of an optical sensor, the amount of emitted light becomes unstable, which causes a problem (for detailed description, see (Assigned to JP 2011-114228 A and JP 2012-132740 A).

また、凸面レンズと面発光レーザアレイとの間に、屈折率が該凸面レンズと同等の透明樹脂で満たされている。 Further, a space between the convex lens and the surface emitting laser array is filled with a transparent resin whose refractive index is the same as that of the convex lens.

この場合、凸面レンズと面発光レーザアレイとの間の界面を境に屈折率が変化しないため、戻り光を抑制できる。この結果、面発光レーザアレイの発光光量を安定化でき、ひいてはＮＩＲＳの分解能を向上できる。 In this case, since the refractive index does not change at the boundary between the convex lens and the surface emitting laser array, the returning light can be suppressed. As a result, the amount of light emitted from the surface emitting laser array can be stabilized, and the resolution of NIRS can be improved.

また、検出系は、光源モジュールＬＭから計測対象に照射され該計測対象内を伝播した複数の光を個別に受光する複数の受光部（ＰＤ）を含む検出モジュールＤＭを複数有している。 In addition, the detection system includes a plurality of detection modules DM including a plurality of light receiving units (PD) that individually receive a plurality of lights emitted from the light source module LM to the measurement target and propagated in the measurement target.

この場合、計測対象内の異なる２つの伝播経路における２つの情報を個別に得ることができる。 In this case, two pieces of information on two different propagation paths in the measurement target can be individually obtained.

また、検出モジュールＤＭは、計測対象と複数の受光部（ＰＤ）との間に配置され、計測対象内を伝播した複数の光それぞれの一部を通過させるアパーチャが設けられた接触部材及び筐体を有している。 Further, the detection module DM is disposed between the measurement target and the plurality of light receiving units (PD), and a contact member and a housing provided with an aperture that allows a part of each of the plurality of lights propagating in the measurement target to pass therethrough. have.

この場合、計測対象の略同一位置から筐体内に光を取り込むこと、すなわち計測対象から筐体内に入射角がある程度限定された光のみを入射させることができ、複数の受光部に光を入射させ易くすることができる。 In this case, light can be taken into the housing from substantially the same position of the measurement target, that is, only light with an incident angle limited to a certain extent can be made to enter from the measurement target, and the light can be made to enter a plurality of light receiving units. Can be made easier.

また、検出モジュールＤＭは、アパーチャを通過した複数の光の一部を複数の受光部に個別に導く分割レンズ（受光用レンズ）を有している。 Further, the detection module DM has a split lens (light receiving lens) that individually guides a part of the plurality of lights that have passed through the aperture to the plurality of light receiving units.

この場合、アパーチャを通過した複数の光それぞれの一部を複数の受光部に個別に安定した光量で入射させることができる。すなわち、検出モジュールＤＭは、光源モジュールＬＭから計測対象に照射され該計測対象内を伝播した複数の光を個別に検出できる。 In this case, a part of each of the plurality of lights that have passed through the aperture can be individually incident on the plurality of light receiving units with a stable light amount. That is, the detection module DM can individually detect a plurality of lights that are emitted from the light source module LM to the measurement target and propagated in the measurement target.

また、光源モジュールＬＭは、計測対象に接する、該計測対象よりも屈折率が大きい材料（透明樹脂）からなる窓部材を有しているため、計測対象への入射角に対して計測対象内での伝播角（屈折角）を大きくすることができる。この結果、仮に空気中から計測対象へ光を入射させる場合に比べ、同じ入射角でも伝播角が大きくなる。そこで、計測対象の略同一位置に異なる入射角で入射する２つの光の入射角の差よりも、これら２つの光の計測対象内における伝播角の差の方が大きくなり、伝播経路を大きく異ならせることができる。結果として、さらなる高分解能化を図ることができる。 Further, since the light source module LM has a window member that is in contact with the measurement target and is made of a material (transparent resin) having a larger refractive index than the measurement target, the light source module LM can be used within the measurement target with respect to the incident angle to the measurement target. The propagation angle (refraction angle) of can be increased. As a result, compared with the case where light is incident on the object to be measured from the air, the propagation angle becomes large even with the same incident angle. Therefore, the difference between the propagation angles of these two lights in the measurement target becomes larger than the difference between the incidence angles of the two lights that are incident on the substantially same position of the measurement target at different incidence angles, and the propagation paths are significantly different. It can be done. As a result, higher resolution can be achieved.

また、光源モジュールＬＭは、２次元配置された複数の面発光レーザと、複数の面発光レーザからの光の光路上に配置された照射用レンズ（レンズ）を含む。 Further, the light source module LM includes a plurality of two-dimensionally arranged surface emitting lasers and an irradiation lens (lens) arranged on the optical path of light from the plurality of surface emitting lasers.

この場合、複数の面発光レーザからの光の進行方向を所望の方向（対応するプリズムが配置されている方向）に変えることができる。 In this case, the traveling directions of the light from the plurality of surface emitting lasers can be changed to a desired direction (direction in which the corresponding prisms are arranged).

また、光源モジュールＬＭは、照射用レンズを介した光の光路上に配置され、該光を所定方向に反射させるプリズム（反射部材）を有している。 Further, the light source module LM has a prism (reflection member) arranged on the optical path of light passing through the irradiation lens and reflecting the light in a predetermined direction.

この場合、照射用レンズからの光の進行方向を更に所望の方向に変えることができる。すなわち、計測対象への入射角を所望の角度に設定することができる。 In this case, the traveling direction of the light from the irradiation lens can be further changed to a desired direction. That is, the incident angle on the measurement target can be set to a desired angle.

以上のように、光学センサ１０は、簡易な構成により光の伝播異方性を効果的に利用して高分解能を達成できる光学センサであり、例えばＤＯＴ等の様々な分野での利用が期待される。 As described above, the optical sensor 10 is an optical sensor that can achieve high resolution by effectively utilizing the propagation anisotropy of light with a simple configuration, and is expected to be used in various fields such as DOT. It

また、光学検査装置１００は、光学センサ１０と、該光学センサ１０での検出結果に基づいて、計測対象の光学特性を算出する制御部（光学特性算出部）と、を備えている。 Further, the optical inspection device 100 includes an optical sensor 10 and a control unit (optical characteristic calculation unit) that calculates the optical characteristic of the measurement target based on the detection result of the optical sensor 10.

この場合、光学センサ１０での検出精度が高いため、計測対象の光学特性を高精度に算出することができる。 In this case, since the detection accuracy of the optical sensor 10 is high, the optical characteristics of the measurement target can be calculated with high accuracy.

また、本実施形態（実施例１及び２）の光学センサ１０は、計測対象（例えば生体）に光を照射する光源モジュールＬＭ（光照射器）を複数含む照射系と、該照射系から照射され計測対象内を伝播した光を検出する検出系と、を備え、光源モジュールＬＭは、波長が異なる複数の光を前記計測対象の略同一位置に照射可能である。 Further, the optical sensor 10 of the present embodiment (Examples 1 and 2) includes an irradiation system including a plurality of light source modules LM (light irradiators) that irradiate a measurement target (for example, a living body) with light, and is irradiated from the irradiation system. The light source module LM is capable of irradiating a plurality of lights having different wavelengths to substantially the same position of the measurement target, the detection system detecting the light propagating in the measurement target.

この場合、計測対象内の情報を精度良く計測することができる。 In this case, the information in the measurement target can be accurately measured.

具体的には、逆問題推定を行うＮＩＲＳ装置においても、脳血流位置の位置精度の高い計測が可能となる。 Specifically, it is possible to measure the cerebral blood flow position with high positional accuracy even in the NIRS device that performs inverse problem estimation.

また、光源モジュールＬＭ（第III型）は、波長が異なる２つの光を個別に出射する（出射光の波長が互いに異なる）２つのｃｈと、該２つのｃｈからの波長が異なる２つの光の光路上に個別に配置された２つのレンズ１、２と、該２つのレンズを介した波長が異なる２つの光の光路上に共通に配置されたプリズムと、を含み、該プリズムを介した波長が異なる２つの光の光路が略一致する。なお、「光路が略一致する」とは、プリズムを介した波長が異なる複数の光のうち任意の２つの光の光路が成す角度が１０°以下であることを意味する。 In addition, the light source module LM (third type) has two channels that individually emit two lights having different wavelengths (wavelengths of emitted lights are different from each other) and two lights having different wavelengths from the two channels. The lens includes two lenses 1 and 2 individually arranged on the optical path, and a prism commonly arranged on the optical paths of two lights having different wavelengths through the two lenses, and the wavelength through the prism. The optical paths of the two lights having different values are substantially the same. In addition, "the optical paths substantially match" means that the angle formed by the optical paths of arbitrary two lights among the lights having different wavelengths through the prism is 10° or less.

この場合、簡易な構成により、波長が異なる２つの光を前記計測対象の同一位置に照射することができる。 In this case, two lights having different wavelengths can be applied to the same position of the measurement target with a simple configuration.

また、ＬＭ（III型）では、プリズムは、２つのレンズ１、２を介した波長が異なる２つの光を反射する反射面（全反射面Ｒ１、Ｒ２）を有し、２つのレンズ１、２から反射面までの波長が異なる２つの光の光路は、非平行である。 In the LM (III type), the prism has a reflecting surface (total reflecting surfaces R1 and R2) that reflects two lights having different wavelengths through the two lenses 1 and 2, and has two lenses 1 and 2. The optical paths of the two lights having different wavelengths from to the reflection surface are non-parallel.

この場合、仮に波長が異なる２つの光を２つの反射面で個別に反射する構成に比べ、構成を簡素化でき、コストダウンを図ることができる。 In this case, the configuration can be simplified and the cost can be reduced as compared with the configuration in which two lights having different wavelengths are individually reflected by the two reflecting surfaces.

また、ＬＭ（III型）では、プリズムに代えて、複数の光学素子を用いる場合に比べて、実装を行う部品点数が減り、実装コストを低減できる。 Further, in the LM (III type), the number of components to be mounted is reduced and the mounting cost can be reduced as compared with the case where a plurality of optical elements are used instead of the prism.

また、ＬＭ（III型）では、２つのレンズ１、２からプリズムの反射面までの波長が異なる２つの光の光路は、プリズムの反射面に近づくほど近くなるため、該反射面で該２つの光を光路を近接させた状態で計測対象に向けて反射させることができる。 Further, in the LM (III type), the optical paths of two lights having different wavelengths from the two lenses 1 and 2 to the reflecting surface of the prism become closer to each other as they approach the reflecting surface of the prism. Can be reflected toward the measurement target with the optical paths being close to each other.

また、ＬＭ（III型）では、プリズムの反射面で反射された波長が異なる２つの光は、ＬＭ（III型）の出射端近傍で交わるため、該２つの光を計測対象の同一位置に確実に入射させることができる。 Further, in the LM (Type III), two lights reflected by the reflecting surface of the prism and having different wavelengths intersect in the vicinity of the emission end of the LM (Type III), so that the two lights can be reliably delivered to the same position of the measurement target. Can be incident on.

また、ＬＭ（III型）では、２つのｃｈそれぞれは、アレイ状に配置された複数の発光部を有し、複数の発光部と対応するレンズの光軸との位置関係が複数の光源間で異なるため、２つのｃｈの対応関係にある２つの発光部から出射された波長が異なる２つの光をレンズ１、２から非平行の状態で出射することができる。 Further, in the LM (type III), each of the two channels has a plurality of light emitting units arranged in an array, and the positional relationship between the plurality of light emitting units and the optical axis of the corresponding lens is different between the plurality of light sources. Since they are different from each other, two lights having different wavelengths, which are emitted from the two light emitting units having the correspondence relationship of the two channels, can be emitted from the lenses 1 and 2 in a non-parallel state.

また、ＬＭ（III型）では、各ｃｈの中心（アレイ中心）が対応するレンズの光軸上から外れた位置にあるため、２つのｃｈの対応関係にある２つの発光部をペアとしたときに全ペアのレンズの光軸に対する位置関係を異ならせることができる。 Further, in the LM (type III), the center of each channel (center of the array) is located off the optical axis of the corresponding lens, so when two light-emitting units in a corresponding relationship between two channels are paired. Moreover, the positional relationship of the lenses of all pairs with respect to the optical axis can be made different.

また、２つのレンズ１、２と２つのｃｈとの間は、屈折率がレンズ１、２と同等の透明樹脂で満たされていても良い（図４７参照）。 Further, a space between the two lenses 1 and 2 and the two channels may be filled with a transparent resin whose refractive index is the same as that of the lenses 1 and 2 (see FIG. 47).

また、レンズ１、２は、対応するｃｈ側に凸となる形状を有していても良い（図４９参照）。 Further, the lenses 1 and 2 may have a shape that is convex on the corresponding ch side (see FIG. 49).

また、ＬＭ（II型）、ＬＭ（III型）の共通光学素子としては、プリズムに限らず、要は、波長が異なる複数の光を反射する反射面を少なくとも１つ有する部材であれば良い。 Further, the common optical element of the LM (II type) and the LM (III type) is not limited to the prism, and in short, any member having at least one reflecting surface that reflects a plurality of lights having different wavelengths may be used.

また、第１実施形態の光学検査方法は、計測対象に光を照射する、光源モジュールＬＭを複数含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、検出モジュールＤＭを複数含む検出系とを備える光学センサ１０を用いて被検体を検査する光学検査方法であって、被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布（光量分布）である第１の検出光量分布を、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布（光量分布）である第２の検出光量分布を求める工程と、第１及び第２の検出光量分布を比較して、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する工程と、を含む。 In addition, the optical inspection method of the first embodiment includes an irradiation system including a plurality of light source modules LM that irradiates a measurement target with light, and a light amount of light that is irradiated from the irradiation system to the measurement target and propagates in the measurement target. An optical inspection method for inspecting a subject using an optical sensor 10 including a detection system including a plurality of detection modules DM for detection, the detected light amount distribution (light amount distribution) for each of a plurality of optical models simulating the subject. And a second detection light amount distribution which is a detection light amount distribution (light amount distribution) of the subject is obtained using the optical sensor 10. And a step of comparing the first and second detected light amount distributions and selecting an optical model suitable for the subject from a plurality of optical models.

この場合、被検体に適した光学モデルの検出光量分布を基準として該被検体の検出光量分布を評価できるため、誤差の少ない検査（例えば被検体内の情報の取得）を行うことができる。 In this case, since the detected light amount distribution of the subject can be evaluated with reference to the detected light amount distribution of the optical model suitable for the subject, an inspection with a small error (for example, acquisition of information in the subject) can be performed.

この結果、検査精度を向上できる。 As a result, the inspection accuracy can be improved.

また、第１実施形態の光学検査方法は、選定された光学モデルの第１の検出光量分布及び第２の検出光量分布を用いて被検体内の情報を取得する工程を更に含むため、被検体内の情報を精度良く取得できる。 In addition, the optical inspection method of the first embodiment further includes a step of acquiring information on the inside of the subject using the first detected light amount distribution and the second detected light amount distribution of the selected optical model. The information inside can be acquired accurately.

また、上記情報を取得する工程では、被検体内の吸光体の位置を推定するため、該吸光体の位置の推定精度（ここでは逆問題推定の精度）を向上できる。 Further, in the step of acquiring the above information, the position of the light absorber within the subject is estimated, so the estimation accuracy of the position of the light absorber (here, the accuracy of the inverse problem estimation) can be improved.

また、上記シミュレーションは、モンテカルロシミュレーションであるため、逆問題推定の精度を更に向上できる。 Further, since the above simulation is a Monte Carlo simulation, the accuracy of inverse problem estimation can be further improved.

また、各光学モデルは、光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭ（プローブと総称）と被検体の表面との間に介在し得る仮想的な層を（例えば毛髪層）含むため、毛髪の介在によるプローブと被検体表面との接触不良による検出光量の誤差を抑制できる。 In addition, since each optical model includes a virtual layer (for example, a hair layer) that can be interposed between the light source module LM and the detection module DM (generically referred to as a probe) and the surface of the subject, the optical model can be used as a probe due to the intervention of hair. It is possible to suppress an error in the detected light amount due to poor contact with the surface of the subject.

また、上記選定する工程に先立って、第１の検出光量分布を補正する工程を更に含むため、光学モデルの選定精度を向上できる。 Further, prior to the step of selecting, a step of correcting the first detected light amount distribution is further included, so that the accuracy of selecting the optical model can be improved.

また、上記シミュレーションにおいて、複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、各光源モジュールＬＭに少なくとも２つの検出モジュールＤＭが隣接するように光学モデルに仮想的に装着され、第１の検出光量分布を補正する工程では、上記シミュレーションにおいて各光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデルを伝播した光の、該光源モジュールＬＭに隣接する少なくとも２つの検出モジュールＤＭの検出光量を比較し、その比較結果に基づいて少なくとも２つの光検出器の検出光量のうち少なくとも１つの検出光量を補正可能である。 Further, in the above simulation, the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM are virtually attached to the optical model such that at least two detection modules DM are adjacent to each light source module LM, and the first detected light amount distribution is obtained. In the step of correcting the above, the light amount emitted from each light source module LM to the optical model in the simulation and propagated through the optical model is compared with the detected light amount of at least two detection modules DM adjacent to the light source module LM, and the comparison is made. Based on the result, at least one of the detected light amounts of the at least two photodetectors can be corrected.

この場合、上記シミュレーションにおいて各光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の複数の検出モジュールＤＭの検出光量の誤差を抑制できる。すなわち、上記シミュレーションにおいて検出モジュールＤＭと計測対象表面との接触不良等に起因する誤差を抑制できる。 In this case, in the above-described simulation, it is possible to suppress an error in the detected light amount of the plurality of detection modules DM of the light emitted from each light source module LM to the optical model and propagated in the optical model. That is, in the above simulation, it is possible to suppress an error caused by poor contact between the detection module DM and the surface to be measured.

また、上記シミュレーションにおいて、複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、各検出モジュールＤＭに少なくとも２つの光源モジュールＬＭが隣接するように光学モデルに仮想的に装着され、第１の検出光量分布を補正する工程では、上記シミュレーションにおいて各検出モジュールＤＭに隣接する少なくとも２つの光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の該検出モジュールＤＭの検出光量を比較し、その比較結果に基づいて少なくとも２つの光源モジュールＬＭのうち少なくとも１つの光照射器からの光の該検出モジュールＤＭの検出光量を補正可能である。 In the above simulation, the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM are virtually attached to the optical model so that at least two light source modules LM are adjacent to each detection module DM, and the first detected light amount distribution is obtained. In the step of correcting, the amount of light emitted from at least two light source modules LM adjacent to each detection module DM to the optical model and propagated in the optical model in the simulation is compared, and the comparison is made. Based on the result, it is possible to correct the detection light amount of the detection module DM of the light from at least one light irradiator of the at least two light source modules LM.

この場合、上記シミュレーションにおいて複数の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した複数の光の各検出モジュールＤＭの検出光量の誤差を抑制できる。すなわち、上記シミュレーションにおいて光源モジュールＬＭと光学モデル表面との接触不良等に起因する誤差を抑制できる。 In this case, in the above simulation, it is possible to suppress an error in the detected light amount of each detection module DM of the plurality of lights which are irradiated to the optical model from the plurality of light source modules LM and propagated in the optical model. That is, in the above simulation, it is possible to suppress an error caused by a poor contact between the light source module LM and the surface of the optical model.

また、上記シミュレーションにおいて、複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、互いに交差する第１及び第２の方向のいずれに関しても光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭが隣接するように光学モデルに仮想的に装着され、光学モデル上で互いに隣接する２つの光源モジュールＬＭを第１及び第２の光源モジュールＬＭとし、第１及び第２の光源モジュールＬＭにそれぞれが隣接し、かつ互いに隣接する２つの検出モジュールＤＭを第１及び第２の検出モジュールとすると、第１の検出光量分布を補正する工程では、上記シミュレーションにおいて第１の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の第１及び第２の検出モジュールＤＭの検出光量１、２と、第２の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の第１及び第２の検出モジュールＤＭの検出光量３、４を比較し、その比較結果に基づいて検出光量１、２、３、４の少なくとも１つを補正可能である。 Further, in the above simulation, the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM are virtually arranged in the optical model such that the light source module LM and the detection module DM are adjacent to each other in both the first and second directions intersecting with each other. The two light source modules LM mounted on the optical model and adjacent to each other on the optical model are the first and second light source modules LM, and the two detections that are respectively adjacent to the first and second light source modules LM and are adjacent to each other. Assuming that the module DM is the first and second detection modules, in the step of correcting the first detected light amount distribution, the light emitted from the first light source module LM to the optical model in the simulation and propagated in the optical model is detected. Detected light amounts 1 and 2 of the first and second detection modules DM, and detected light amounts of the first and second detection modules DM of the light irradiated from the second light source module LM to the optical model and propagating in the optical model. It is possible to compare 3 and 4 and correct at least one of the detected light amounts 1, 2, 3, and 4 based on the comparison result.

この場合、上記シミュレーションにおいて隣接する４つのプローブの設置状態の違いに起因する検出光量の誤差を抑制できる。 In this case, it is possible to suppress the error in the detected light amount due to the difference in the installation states of the four adjacent probes in the simulation.

また、第１実施形態の光学検査装置１００は、被検体を検査するための光学検査装置であって、計測対象に光を照射する、光源モジュールＬＭを複数含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、検出モジュールＤＭを複数含む検出系とを含む光学センサ１０と、照射系を制御し、検出系の検出光量を取得する制御部を含む制御系と、を備え、該制御系は、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布である第１の検出光量分布を求め、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求められた、被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第２の検出光量分布と第１の検出光量分布を比較して、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する。 Further, the optical inspection device 100 of the first embodiment is an optical inspection device for inspecting a subject, and includes an irradiation system including a plurality of light source modules LM for irradiating a measurement target with light, and measurement from the irradiation system. An optical sensor 10 including a detection system including a plurality of detection modules DM for detecting the amount of light that is irradiated to an object and propagated in the measurement target, and a control unit that controls the irradiation system and acquires the detected light amount of the detection system. And a control system including a control system including the optical sensor 10, the control system using the optical sensor 10 to obtain a first detected light amount distribution that is the detected light amount distribution of the subject, and the optical sensor 10 being virtually obtained. , Comparing the second detected light amount distribution, which is the detected light amount distribution for each of a plurality of optical models simulating the subject, with the first detected light amount distribution, and selecting an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models. ..

この場合、被検体に適した光学モデルの検出光量分布を基準として該被検体の検出光量分布を評価できるため、誤差の少ない検査（例えば被検体内の情報の取得）を行うことができる。 In this case, since the detected light amount distribution of the subject can be evaluated with reference to the detected light amount distribution of the optical model suitable for the subject, an inspection with a small error (for example, acquisition of information in the subject) can be performed.

この結果、検査精度を向上できる。 As a result, the inspection accuracy can be improved.

また、制御系は、選定された光学モデルの第２の検出光量分布及び第１の検出光量分布を用いて被検体内の情報を取得するため、被検体内の情報を精度良く取得できる。 Further, since the control system acquires the information inside the object using the second detected light amount distribution and the first detected light amount distribution of the selected optical model, the information inside the object can be obtained with high accuracy.

また、制御系は、被検体内の吸光体の位置を推定するため、該吸光体の位置の推定精度（ここでは逆問題推定の精度）を向上できる。 Further, since the control system estimates the position of the light absorber within the subject, the accuracy of estimating the position of the light absorber (here, the accuracy of the inverse problem estimation) can be improved.

また、制御系は、複数の光学モデルのうち選定された光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデルの検出光量分布（第２の検出光量分布）を用いて被検体の検出光量分布（第１の検出光量分布）を補正するため、光学モデルの選定精度を向上できる。 In addition, the control system uses the detected light amount distribution (second detected light amount distribution) of at least one optical model including the selected optical model among the plurality of optical models to detect the detected light amount distribution (first detection light amount) of the subject. Since the light intensity distribution) is corrected, the accuracy of selecting the optical model can be improved.

結果として、第１実施形態では、計測対象の同一位置に複数の光を入射させることで、接触部での誤差を低減することが可能であり、計測対象の内部情報（例えば脳血流量）を精度よく検出できる。また、複数の光を照射する位置が計測対象の同一位置であり、例えば接触不良を模した光学モデルの数を少なくすることができ、その選定精度が向上する。選定誤差が抑制されるため、高精度な内部情報（例えば脳血流）検出が可能となる。 As a result, in the first embodiment, it is possible to reduce the error at the contact portion by making a plurality of lights incident on the same position of the measurement target, and to obtain the internal information (for example, cerebral blood flow) of the measurement target. Can be detected accurately. Further, the positions where a plurality of lights are radiated are the same positions to be measured. For example, the number of optical models simulating poor contact can be reduced, and the selection accuracy thereof can be improved. Since the selection error is suppressed, highly accurate internal information (for example, cerebral blood flow) can be detected.

また、第１実施形態の光学検査方法は、「光学センサを用いて被検体を検査する光学検査方法であって、被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第１の検出光量分布を、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程と、第１及び第２の検出光量分布を比較して、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する工程と、を含む光学検査方法。」と簡略的に表現することもできる。 In addition, the optical inspection method of the first embodiment is a “optical inspection method for inspecting a subject using an optical sensor, which is a first detection that is a detected light amount distribution for each of a plurality of optical models simulating the subject. A step of obtaining a light quantity distribution by a simulation virtually using the optical sensor 10, a step of obtaining a second detected light quantity distribution which is a detected light quantity distribution of the subject using the optical sensor 10, and a first and second detection An optical inspection method including a step of comparing the light amount distributions and selecting an optical model suitable for the object from a plurality of optical models."

《第２実施形態》
次に、本発明の第２実施形態について説明する。本実施形態では、上記第１実施形態で説明したプローブを実際の人体に適応する手法について説明する。ここでは、被検体を上記実施形態でのファントム（白濁水の入った水槽）から人体の頭部に変更し、吸光体を脳内血流とする。 <<Second Embodiment>>
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In this embodiment, a method of adapting the probe described in the first embodiment to an actual human body will be described. Here, the subject is changed from the phantom (water tank containing the cloudy water) in the above embodiment to the head of the human body, and the light absorber is the blood flow in the brain.

本実施形態では、脳内の血流の分布を、正確に推定することを目的としている。一般的には、被験者（被検体）を計測し、そのデータを元に形状をモデル化し、モンテカルロシミュレーションを行う。核磁気共鳴画像法（以下ではＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）と略す。）を利用して、被験者の頭部形状を計測する。頭皮、頭蓋骨、脳脊髄液、大脳皮質との４つ部位の形状を画像から計測する。 The present embodiment aims to accurately estimate the distribution of blood flow in the brain. Generally, a subject (subject) is measured, a shape is modeled based on the data, and Monte Carlo simulation is performed. The head shape of the subject is measured using nuclear magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as MRI (Magnetic Resonance Imaging)). The shapes of four parts of the scalp, skull, cerebrospinal fluid, and cerebral cortex are measured from images.

しかし、本実施形態では、この３次元データは、高精度の検出をする際には必要なデータであるが、標準的な形状の脳モデル（光学モデル）を複数用意し、適切な選定を行うことで、代替することも可能である。それぞれの部位には、それぞれ一般的な、散乱係数、異方性、吸収係数が知られているのでその数値を利用する。プローブは固定冶具にて、頭部に正確に固定し、設置した位置も正確に計測する。それぞれの正確な形状、配置、それぞれの部位の数値を利用して、光学シミュレーションを行う。このようにＭＲＩ画像なく高精度に計測が可能であれば、検査コストが少なく済むメリットがある。 However, in the present embodiment, this three-dimensional data is necessary for high-precision detection, but a plurality of standard-shaped brain models (optical models) are prepared and appropriate selection is performed. Therefore, it is possible to substitute. Since the general scattering coefficient, anisotropy, and absorption coefficient are known for each part, the numerical values are used. The probe is accurately fixed to the head with a fixing jig, and the installed position is also accurately measured. An optical simulation is performed using each accurate shape, arrangement, and numerical value of each part. If the measurement can be performed with high accuracy without using the MRI image, there is an advantage that the inspection cost can be reduced.

本実施形態では、計測結果の補正が、図６１のフローチャートに示される手順で行われる。 In the present embodiment, the correction of the measurement result is performed by the procedure shown in the flowchart of FIG.

本実施形態でも、第１実施形態と同様に、複数の光学モデルに対して光学シミュレーションを実施する（ステップＳ５１）。ここでも、先述したモンテカルロシミュレーションを実施する。光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭは４つずつ、頭部の額部にホルダーを介して固定される。光源モジュールＬＭを５方位とし、検出モジュールを4方位とした。角度等の条件は上記と同様である。光学シミュレーションは、全てのプローブ対（光源モジュールＬＭ／検出モジュールＤＭ対）に対して、全ての伝播角／検出角の条件で実施する。 Also in this embodiment, as in the first embodiment, the optical simulation is performed on the plurality of optical models (step S51). Here again, the Monte Carlo simulation described above is carried out. Four light source modules LM and four detection modules DM are fixed to the forehead of the head through holders. The light source module LM has five directions and the detection module has four directions. Conditions such as angle are the same as above. The optical simulation is performed for all probe pairs (light source module LM/detection module DM pair) under all propagation angle/detection angle conditions.

上記モンテカルロシミュレーションを、図１７〜図２４に示される８つの光学モデルに対して実施する。この際、図２８に示される光学定数を利用する。ただし、ここでの毛髪は、一般的には１００ｕｍ程度の太さであるため、本シミュレーションのために、１ｍｍのボクセルに合わせて、吸収係数を調整している。また、毛髪の位置も、光源モジュールＬＭ、検出モジュールＤＭなどに対して、直下のグリッドとなるか、1つずれるかなどと、その位置によって異なるように光学モデルを複数作る。図２９には、８つの光学モデルの詳細が示されている。光学モデル１を標準にして、７つの光学モデル２〜８が示されている。本シミュレーションは、これに限ることなく、さまざまなモデルを作ることが望まれる。 The Monte Carlo simulation is performed on the eight optical models shown in FIGS. At this time, the optical constants shown in FIG. 28 are used. However, since the hair here is generally about 100 μm thick, the absorption coefficient is adjusted according to 1 mm voxels for this simulation. Further, a plurality of optical models are created so that the position of the hair is different from that of the light source module LM, the detection module DM, etc., depending on the position such as whether it is in the grid immediately below or shifted by one. FIG. 29 shows details of eight optical models. With the optical model 1 as the standard, seven optical models 2 to 8 are shown. This simulation is not limited to this, and it is desired to create various models.

シミュレーションを実施することで、脳血流のない状態の、図３２右図に示すような光量分布を作ることもできる。これは、光源モジュールＬＭから光学モデルへの入射方向が１の場合に、光学モデルから検出モジュールＤＭに入射方向Ａで入射した光の検出光量を示しており、これを１と規格化している。この規格化した光量を基準にして、それぞれのマトリクスを検出したものが図３２右図の光量分布の例である。ただし、図３２右図では３ｘ３のマトリクスを示しているが、本実施形態では、検出モジュールＤＭが４方位で４プローブ、光源モジュールＬＭが５方位で４プローブ、これのマトリクスであるので、１６×２０のマトリクスになる。この光量分布は、図２９に示される８つの光学モデル１〜８で、光学シミュレーションの結果より全て異なる結果をえることができる。各光学モデルの光量分布と被検体に対する計測すなわち実計測（ステップＳ５２）により得られた光量分布とを比較することで、該被検体に最も適した光学モデルを選定する。選定する手法として、ここでは光量分布の整合性が最も良いものを選定する。このときに、実計測前にはキャリブレーションを実施しておく。キャリブレーションは、ジェラコン樹脂を内部に配置している黒い箱であって、各プローブを適切な位置に配置できるようなガイドが設けられたものを使用して行う。このキャリブレーションによって、高い精度で再現性が取れる。 By performing a simulation, it is also possible to create a light amount distribution as shown in the right diagram of FIG. This shows the detected light amount of the light that has entered the detection module DM in the incident direction A from the optical model when the incident direction from the light source module LM to the optical model is 1, and is standardized as 1. An example of the light amount distribution shown in the right diagram of FIG. 32 is one in which each matrix is detected based on the standardized light amount. However, although a 3×3 matrix is shown in the right diagram of FIG. 32, in the present embodiment, the detection module DM has four probes in four directions, and the light source module LM has four probes in five directions. There will be 20 matrices. This light quantity distribution can obtain all different results from the results of the optical simulation in the eight optical models 1 to 8 shown in FIG. The most suitable optical model for the subject is selected by comparing the light amount distribution of each optical model with the measurement of the subject, that is, the light amount distribution obtained by the actual measurement (step S52). As the method of selection, the one with the best matching of the light quantity distribution is selected here. At this time, calibration is performed before actual measurement. The calibration is performed using a black box in which the Geracon resin is placed and which is provided with a guide so that each probe can be placed at an appropriate position. By this calibration, reproducibility can be obtained with high accuracy.

被検体に対する計測（ステップＳ５２）の時間は２０秒以上とすることが好ましい。図６２に示されるグラフは、前頭葉（額部分）に設置（装着）したプローブでの検出結果を示している。縦軸は光量のフォトダイオードで検出し電流電圧変換した後の電圧値を示している。横軸は時間を示しており、この間、計測開始から1.5分後から3.5分後まで、言語流暢試験を実施している。 The measurement (step S52) time for the subject is preferably 20 seconds or more. The graph shown in FIG. 62 shows the detection result of the probe installed (mounted) on the frontal lobe (forehead part). The vertical axis represents the voltage value after the detection of the light quantity by the photodiode and the current-voltage conversion. The horizontal axis represents time, and during this period, the language fluency test was conducted from 1.5 minutes to 3.5 minutes after the start of measurement.

この言語流暢試験の間は、前頭葉の脳活動が活発になり賦活状態となっている。この賦活状態であることで、脳血流が発生し、この区間での光量が低下している。すなわち、光伝播経路に発生した脳血流によって伝播光量が低下し、検出光量が低下している。このとき、額部の光量は９ｍＶから１４ｍＶへと変化している。また、安静時3.5分後に注目すると、光量は１２．７ｍＶから１３．５ｍＶまでの範囲で振動していることがわかる。 During this verbal fluency test, the brain activity in the frontal lobe becomes active and activated. Due to this activated state, cerebral blood flow is generated and the amount of light in this section is reduced. That is, the cerebral blood flow generated in the light propagation path reduces the amount of propagated light and the amount of detected light. At this time, the light amount of the forehead changes from 9 mV to 14 mV. Also, when we look after 3.5 minutes at rest, we can see that the amount of light oscillates in the range from 12.7 mV to 13.5 mV.

この部分を拡大したものを図６３に示す。横軸を秒に変換している。この振動の周期は約２０秒間程度である。このような振動は、一般的に脳活動の休止状態（レスティングモード）おいて、脈動のように脳血流が測定されることが知られている。このレスティングモードの変動を補正するため、２０秒以上の計測をする必要がある。２０秒計測することで計測精度が向上する。 FIG. 63 shows an enlarged view of this portion. The horizontal axis is converted to seconds. The cycle of this vibration is about 20 seconds. It is known that such vibration generally measures cerebral blood flow like pulsation in a resting state (resting mode) of brain activity. In order to correct this fluctuation of the resting mode, it is necessary to measure for 20 seconds or more. Measurement accuracy is improved by measuring for 20 seconds.

本実施形態では、この２０秒間内で最も光量が大きい値を採用する。最も光量の大きくなるのは、脳血流がほとんどない状態と考えることができる。この脳血流のない状態を先の光学モデルでは想定しているので、その状態が最も光学モデルに近いということになる。２０秒間内の最も光量の大きい数値を採用することで、光学モデルとの整合性が高まり、高精度の補正が可能となる。 In the present embodiment, a value having the largest light amount within this 20 seconds is adopted. It can be considered that the amount of light becomes maximum when there is almost no cerebral blood flow. Since the optical model described above assumes that there is no cerebral blood flow, that state is the closest to the optical model. By adopting the numerical value with the largest light quantity within 20 seconds, the compatibility with the optical model is enhanced, and highly accurate correction becomes possible.

次に、光学モデルの選定（ステップＳ５４）について説明する。選定の方法として、それぞれのマトリクス値の値が最も誤差が少ないものを選ぶ。具体的には、実計測時の（１、Ａ）と仮想計測時の（１、Ａ）のマトリクス値の差分を取る。次に実計測時の（２、Ｂ）と仮想計測時の（２、Ｂ）のマトリクス値の差分を取る。これを順次繰り返し、実計測時及び仮想計測時の対応するマトリクス要素の数値の差分の2乗の総和をとり、その値が最も少ない光学モデルを最適とする。 Next, the selection of the optical model (step S54) will be described. As a selection method, the one having the smallest error in each matrix value is selected. Specifically, the difference between the matrix values of (1, A) during actual measurement and (1, A) during virtual measurement is calculated. Next, the difference between the matrix values of (2, B) at the time of actual measurement and (2, B) at the time of virtual measurement is calculated. This is repeated sequentially, and the sum of squares of the numerical differences of the corresponding matrix elements at the time of actual measurement and virtual measurement is calculated, and the optical model with the smallest value is optimized.

本実施形態では、モデル選定を実施する際に、補正効果が大きい情報を選び出しその数値を入力する（ステップＳ５３）。「補正効果が大きい情報」（以下では「入力情報」とも呼ぶ）とは、例えば、被検体の性別、年齢、身長、体重、頭部外周長、毛髪の太さ、毛髪の密度、肌の色などである。この条件をいれることで、図２９に示される８つの光学モデル１〜８からのモデル選定を高精度化する。 In this embodiment, when selecting a model, information having a large correction effect is selected and its numerical value is input (step S53). "Information with a large correction effect" (hereinafter also referred to as "input information") is, for example, the sex of the subject, age, height, weight, head circumference, hair thickness, hair density, skin color. And so on. By entering this condition, the model selection from the eight optical models 1 to 8 shown in FIG. 29 is made highly accurate.

例えば、図６４には、年齢と脳髄液層（骨髄液層）の厚さの相関を取った例が示されている。年齢を入力することで、脳髄液層の厚さをある程度予測することができる。本実施形態では、例えば、50歳の場合には、グラフに示した近似直線から脳髄液の層の厚さは、４ｍｍ程度ということが判る。このことを元に、モデルでは脳髄液の層を４ｍｍパターンと、５ｍｍのパターンとでは、ペナルティーを付けることで、選定の精度を向上させる。具体的には、５０歳の場合には脳髄液層の厚さは４ｍｍのモデルには『１』、５ｍｍのモデルには『1.2』、6ｍｍのモデルには『1.4』、3ｍｍのモデルには『1.2』という数値を設定する。この設定値を、第１実施形態で説明した、実際の計測による被検体の光量分布とシミュレーションによる光学モデルの光量分布の誤差を最小２乗法で選定する際に数値に積算する。これにより、５０歳の場合には、脳髄液の厚さが４ｍｍのモデルが選定されやすくなる。 For example, FIG. 64 shows an example of correlating age with the thickness of the cerebrospinal fluid layer (bone marrow fluid layer). By entering the age, the thickness of the cerebrospinal fluid layer can be predicted to some extent. In the present embodiment, for example, in the case of 50 years old, it can be understood from the approximate straight line shown in the graph that the thickness of the cerebrospinal fluid layer is about 4 mm. Based on this, in the model, the accuracy of selection is improved by adding a penalty to the layer of cerebrospinal fluid in the 4 mm pattern and the 5 mm pattern. Specifically, at the age of 50, the cerebrospinal fluid layer has a thickness of "1" for models of 4 mm, "1.2" for models of 5 mm, "1.4" for models of 6 mm, and for models of 3 mm. Set the value "1.2". This set value is integrated into a numerical value when selecting the error between the light amount distribution of the subject measured by the actual measurement and the light amount distribution of the optical model by the simulation described in the first embodiment by the least square method. As a result, in the case of 50 years old, a model having a cerebrospinal fluid thickness of 4 mm can be easily selected.

上記のようなペナルティーの付け方をいくつかの光学モデルについても実施する。 The above-described penalization method is also applied to some optical models.

次に説明するのは、頭部外周の値で計測結果を補正する手法の一例である。頭部外周は本計測を実施する前に、メジャーなどを利用して計測してもらい、その数値を入力する。この外周から、頭部をほぼ円形として、頭部外周から曲率半径を算出する。例えば、頭部が外周５７ｃｍの場合には、曲率半径は約９ｃｍ程度となる。 Described next is an example of a method of correcting the measurement result with the value of the outer circumference of the head. Before performing the main measurement, have the head circumference measured using a measure and enter the numerical value. From this outer circumference, the head is made substantially circular, and the radius of curvature is calculated from the outer circumference of the head. For example, when the head has an outer circumference of 57 cm, the radius of curvature is about 9 cm.

この曲率半径だけでペナルティーを加える方法をあるが、本実施形態ではこの外周から、頭蓋骨、皮膚、および骨髄液の形状を算出する方法を採用した。 Although there is a method of adding a penalty only by this radius of curvature, in the present embodiment, a method of calculating the shapes of the skull, skin, and bone marrow fluid from this outer circumference was adopted.

一般的に頭部外周が大きい人は頭蓋骨が厚いという傾向がある。これは、単純に体の大きい人（頭部外周の大きい人）はその体を保つために、骨が太くなることを意味している。つまりは、曲率半径と頭蓋骨の厚さとの間には相関があると考えられる。 Generally, a person with a large head circumference tends to have a thick skull. This simply means that a person with a large body (a person with a large outer circumference of the head) has thick bones in order to keep the body. That is, it is considered that there is a correlation between the radius of curvature and the thickness of the skull.

本実施形態では、具体的には、曲率半径が８ｃｍの場合には、頭蓋骨の厚さが５ｍｍで、曲率半径が１０ｃｍの場合には、頭蓋骨の厚さは６ｍｍとなるような線形変換をした光学モデルを採用した。 In the present embodiment, specifically, when the radius of curvature is 8 cm, the thickness of the skull is 5 mm, and when the radius of curvature is 10 cm, the thickness of the skull is 6 mm. The optical model is adopted.

また、４層（５層モデルから毛髪モデル層を除いた４層）は、図６５に示されるデータなどを参考にした。図６５は、３０人程度のMRI画像から、皮膚表面から脳表面までの距離を決めた場合に、皮膚の厚さ、頭蓋骨の厚さ、脳髄液の厚さなどに相関があることを利用している。 The four layers (four layers excluding the hair model layer from the five-layer model) were based on the data shown in FIG. FIG. 65 shows that there is a correlation between the skin thickness, the skull thickness, and the cerebrospinal fluid thickness when the distance from the skin surface to the brain surface is determined from MRI images of about 30 people. ing.

上記のことから、頭部の外周から最適だと考えられるモデルと、そこからずれるモデルが考えられる。この最適なモデルには、先ほど年齢による脳髄液の厚さモデルに課したペナルティーと同様の処理を行った。このように入力情報とモデルとの相関をとり、最適なモデルの選定精度を向上することが可能となる。入力情報を利用することで、高い精度の補正が可能となる。先ほどの年齢による骨髄液の厚さの補正と、本手法の補正とをバランスを取り合うことで、年齢と体の大きさによる補正ができたことになる。 From the above, a model that is considered to be optimal from the outer circumference of the head and a model that deviates from that are considered. This optimal model was treated similarly to the penalties we previously imposed on the cerebrospinal fluid thickness model with age. In this way, by correlating the input information with the model, it becomes possible to improve the accuracy of selecting the optimum model. By using the input information, it is possible to perform highly accurate correction. By balancing the correction of the thickness of the bone marrow fluid according to the previous age and the correction of this method, it can be said that the correction according to the age and body size has been completed.

光学モデルの選択を行った後、検出値（計測結果）を補正する（ステップＳ５５）。検出値の補正イメージが図６６に示されている。図６６では、縦軸を脳血流の推定量として、横軸を時間軸にしている。これは、例えば、額部に設置されている検出モジュールＤＭの１ｃｈによる検出値を示している。すなわち、この検出値は、光源モジュールＬＭの光源（面発光レーザアレイ）における検出モジュールＤＭの最も近傍のｃｈを１ｃｈ発光している状態の検出値である。 After selecting the optical model, the detected value (measurement result) is corrected (step S55). A correction image of the detected value is shown in FIG. 66. In FIG. 66, the vertical axis represents the estimated amount of cerebral blood flow, and the horizontal axis represents the time axis. This indicates, for example, the detection value of 1ch of the detection module DM installed in the forehead. That is, this detection value is a detection value in a state where one channel is emitted from the nearest channel of the detection module DM in the light source (surface emitting laser array) of the light source module LM.

図６６中の「補正前」は、検出モジュールＤＭが検出した光量を示している。この縦軸方向の変動は先に示した図６２とほぼ同様な意味であるが、縦軸は脳血流の量と同じにするために、光量が少ないときに高くなるように、図６２に対し縦軸を反転している。また、初期の２０秒で、その最大光量値を０になるように補正している。このグラフの最大値を示す時間帯は、額部に脳血流が多く発生したときに示す時間帯となる。この最大値は被検体の光学特性によって、その最大値が決定される。ここで、補正係数αを定義し、このα分だけ、光量変化に単純にかけるという処理を行う。これによって、図６６に示されるように、プロットの形状は相似形であり、時間変化は同じであるが、その大きさが補正されている。 “Before correction” in FIG. 66 indicates the amount of light detected by the detection module DM. This variation in the vertical axis direction has almost the same meaning as in FIG. 62 described above, but in order to make the vertical axis the same as the amount of cerebral blood flow, the vertical axis in FIG. In contrast, the vertical axis is inverted. Further, the maximum light amount value is corrected to 0 in the initial 20 seconds. The time zone showing the maximum value in this graph is the time zone shown when a large amount of cerebral blood flow occurs in the forehead. This maximum value is determined by the optical characteristics of the subject. Here, the correction coefficient α is defined, and a process of simply multiplying the change in the light amount by this amount α is performed. As a result, as shown in FIG. 66, the shape of the plot is similar and the change over time is the same, but its size is corrected.

前述した手法によって被検体に適した光学モデルを選定するので、各光学モデルに対して、補正係数を決める。 Since the optical model suitable for the subject is selected by the method described above, the correction coefficient is determined for each optical model.

補正係数は、ある基準を決めておき、その基準に照らして、脳血流量を相対評価できるようにするものである。 The correction coefficient allows a certain standard to be determined and the cerebral blood flow to be relatively evaluated in light of the standard.

本実施形態でも、図１７に示される光学モデル１を『標準構造』として設定した。それに対して、選定されたモデルが、例えば、図１８に示される光学モデル２の場合である場合を想定する。光学モデル２は、ＬＭとＤＭの直下に毛髪が位置する場合に設定されている。なお、毛髪がプローブ対（ＬＭとＤＭ）の一方の直下にのみ位置する場合に設定された光学モデルを別途追加しても良い。 Also in this embodiment, the optical model 1 shown in FIG. 17 is set as the “standard structure”. On the other hand, assume that the selected model is, for example, the optical model 2 shown in FIG. The optical model 2 is set when the hair is located directly below the LM and DM. It should be noted that an optical model set when the hair is located just below one of the probe pair (LM and DM) may be added separately.

光学モデル２では、照射光が毛髪に吸収されるため実際に得られる光量が、そもそも少ない。そのため、脳血流が発生した場合の光量変化も小さいことが予想される。 In the optical model 2, since the irradiation light is absorbed by the hair, the amount of light actually obtained is small in the first place. Therefore, it is expected that the change in the amount of light when cerebral blood flow occurs will be small.

このようなモデルは、図６７に示されるように脳血流を仮定し光学シミュレーションを実施することができる。この脳血流を仮定した光学シミュレーションは全ての光学モデル１〜８に対して実施する。このときに検出モジュールＤＭで検出する値が、『標準構造』に対して、どの程度変化するかを算出することができる。この変化分を補正値として決めておき、光学モデルを選定することで、補正値を決定することができる。 Such a model can carry out an optical simulation assuming cerebral blood flow as shown in FIG. The optical simulation assuming the cerebral blood flow is executed for all the optical models 1-8. At this time, it is possible to calculate how much the value detected by the detection module DM changes with respect to the “standard structure”. By determining this change amount as a correction value and selecting an optical model, the correction value can be determined.

補正を行うことで、『標準構造』に対する脳血流量の相対評価を行うことができる。この相対評価は、どのような被験者に対しても、脳血流の多さを比較することができる。このことを、簡単な例として、図６８に示している。各光学モデルに対し、補正係数は１を基準に示している。例えば、光学モデル２のように毛髪が混在するような場合には、補正係数を１より大きくする。また、逆に光学モデル３のように肌の白い人の場合には、補正係数を１より小さくする。 By performing the correction, the cerebral blood flow can be relatively evaluated with respect to the “standard structure”. This relative evaluation can compare the amount of cerebral blood flow to any subject. This is shown in FIG. 68 as a simple example. For each optical model, the correction coefficient is shown based on 1. For example, when hair is mixed as in the optical model 2, the correction coefficient is set to be larger than 1. On the contrary, in the case of a person with white skin like the optical model 3, the correction coefficient is set to be smaller than 1.

以下では、脳内の血流を計測する方法を、図６９に示されるフローチャートを参照して説明する。先ず、初めに、被験者に安静にしてもらい（ステップＴ３１）、プローブ（検出モジュールＤＭ及び光源モジュールＬＭ）を頭部にセッティングする（ステップＴ３２）。この際、毛髪などがプローブと頭皮の間に挟まらないように、プローブ１本１本を確認しながら慎重に、固定部材を用いて決められた位置にセット（設置）する。この状態で、ｃｈを発光させる（ステップＴ３３）。発光（パルス発光）は、１グループ毎に行い、強度は４ｍＷ程度になるように、電流値を決定している。発光時間は数ｍｓｅｃであり、その間、全てのＰＤの検出値を読み取り平均化する（ステップＴ３４）。平均化された数値を記録媒体に格納する（ステップＴ３５）。 Hereinafter, a method for measuring blood flow in the brain will be described with reference to the flowchart shown in FIG. First, the subject is made to rest (step T31), and the probe (detection module DM and light source module LM) is set on the head (step T32). At this time, each probe is carefully set and set (installed) using the fixing member while checking each probe so that hair or the like is not caught between the probe and the scalp. In this state, ch is made to emit light (step T33). Light emission (pulse light emission) is performed for each group, and the current value is determined so that the intensity is about 4 mW. The light emission time is several msec, during which the detection values of all PDs are read and averaged (step T34). The averaged numerical values are stored in the recording medium (step T35).

次のグループも同様に数ｍｓｅｃの発光及び計測、データ格納を繰り返す（ステップＴ３６、Ｔ３７、Ｔ３３〜Ｔ３５）。全ての光源モジュールＬＭの発光及び計測が終了したら、被験者に課題をやってもらう（ステップＴ３８〜Ｔ４１）。ここでは、一般的な言語流暢性課題とした。言語流暢性課題については、特開２０１２−０８０９７５号公報に詳細に記載されている。 Similarly, the next group repeats light emission, measurement, and data storage for several msec (steps T36, T37, T33 to T35). When the light emission and measurement of all the light source modules LM are completed, the subject is asked to do the task (steps T38 to T41). Here, a general language fluency task is used. The language fluency task is described in detail in Japanese Patent Laid-Open No. 2012-080975.

以下では、この手法を実際の光トポグラフィー検査について適応した場合を記す。平成26年4月の診療報酬改定により、「光トポグラフィー検査を用いたうつ病の鑑別診断補助」が保険適用されている。 In the following, the case where this method is applied to an actual optical topography inspection will be described. With the revision of medical fees in April 2014, the insurance for "Assistance for differential diagnosis of depression using optical topography test" is applied.

図７０に示されるように、タスク（言語流暢試験など）中の脳血流が補正前は多くあるように見える場合でも、『標準構造』に対する補正をすることで、脳血流の推定値が小さくなる可能性がある。 As shown in FIG. 70, even if the cerebral blood flow during a task (such as a language fluency test) appears to be pre-correction, the estimated value of cerebral blood flow is corrected by correcting the “standard structure”. May be smaller.

これは、どのようなモデルを選定したかに依存する。例えば、図１８の場合の毛髪が検出モジュールの近傍に存在している場合や、図１９のように肌の色が白い方の場合、また図２１のような骨髄液層が薄い２０才代の若い方の場合には、このような補正がかかることになる。この脳血流推定値がある閾値に達していない場合には、うつ病である可能性がある。 This depends on what model was chosen. For example, when the hair in the case of FIG. 18 is present in the vicinity of the detection module, the skin color is white as shown in FIG. 19, and the bone marrow fluid layer as shown in FIG. In the case of a younger person, such a correction will be applied. If this estimated cerebral blood flow does not reach a certain threshold, it is possible that the patient has depression.

逆に、例えば、先の図２０の場合のように肌の色が黒い方の場合や図２２のように体が大きく頭蓋骨が厚い方の場合には、一見すると脳血流量が少なく検出されるが、『標準構造』によって補正することで、閾値を超えて、健常者であると判断される可能性がある。つまり、上記の補正を実施することでうつ病診断の精度が向上することが期待できる（図７１参照）。 Conversely, for example, when the skin color is dark as in the case of FIG. 20 or the body is large and the skull is thick as in FIG. 22, the cerebral blood flow is detected to be small at first glance. However, by correcting with the “standard structure”, there is a possibility that the person exceeds the threshold and is judged to be a healthy person. That is, it can be expected that the accuracy of the depression diagnosis is improved by performing the above correction (see FIG. 71).

課題（例えば言語流暢性課題）を被検者が行うことで、脳が活動し、活動が起きた箇所にのみ脳血流が発生する。血流は酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンを含み、血流によって光吸収が起きる。本実施形態では、単に各箇所での脳血流の多さを『標準構造』との比較として、疾患の有無を判断するために指標として利用した。しかし、疾患の判断を行う上では、どの部位にどの程度の脳血流が発生するか、その脳血流の位置を詳細に知りたいという要望もある。 When the subject performs a task (for example, a language fluency task), the brain is activated, and cerebral blood flow is generated only at the place where the activity occurs. Bloodstream contains oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, and light absorption occurs by the bloodstream. In the present embodiment, simply, the amount of cerebral blood flow at each location is used as an index for determining the presence or absence of a disease by comparing with the “standard structure”. However, in determining a disease, there is also a demand for knowing in detail the position of the cerebral blood flow in which part and to what extent the cerebral blood flow occurs.

以上説明した第２実施形態の光学検査方法は、計測対象に光を照射する、光源モジュールＬＭを複数含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、検出モジュールＤＭを複数含む検出系とを備える光学センサ１０を用いて被検体を検査する光学検査方法であって、被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布（光量分布）である第１の検出光量分布を、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布（光量分布）である第２の検出光量分布を求める工程と、第１及び第２の検出光量分布を比較して、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する工程と、を含み、複数の光学モデルのうち被検体に適した光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデル（少なくとも光学モデル１）の第１の検出光量分布を用いて第２の検出光量分布を補正する工程を更に含む。 The optical inspection method of the second embodiment described above irradiates a measurement target with light, and includes an irradiation system including a plurality of light source modules LM, and the amount of light that is irradiated from the irradiation system to the measurement target and propagates in the measurement target. An optical inspection method for inspecting an object using an optical sensor 10 including a detection system including a plurality of detection modules DM for detecting a detected light amount distribution (light amount distribution) for each of a plurality of optical models simulating the object. ) Is obtained by a simulation in which the optical sensor 10 is virtually used, and a second detected light amount distribution which is a detected light amount distribution (light amount distribution) of the subject is calculated using the optical sensor 10. A step of obtaining an optical model suitable for the object from a plurality of optical models by comparing the first and second detected light amount distributions with each other, The method further includes the step of correcting the second detected light amount distribution using the first detected light amount distribution of at least one optical model (at least optical model 1) including the optical model.

この場合、被検体内の情報（光学特性）を反映する第２の検出光量分布を精度良く補正できる。 In this case, it is possible to accurately correct the second detected light amount distribution that reflects the information (optical characteristics) in the subject.

また、第２の検出光量分布を補正する工程では、上記少なくとも１つの光学モデルの第１の検出光量分布から補正係数αを算出し、該補正係数αを用いて第２の検出光量分布を補正するため、第２の検出光量分布を簡易な手法で補正できる。 Further, in the step of correcting the second detected light amount distribution, a correction coefficient α is calculated from the first detected light amount distribution of the at least one optical model, and the second detected light amount distribution is corrected using the correction coefficient α. Therefore, the second detected light amount distribution can be corrected by a simple method.

また、第２の検出光量分布を補正する工程において、被検体の性別、年齢、身長、体重、頭部外周長、毛髪の太さ、毛髪の密度、肌の色のうち少なくとも１つの情報を用いる場合には、第２の検出光量分布を更に精度良く補正できる。 Further, in the step of correcting the second detected light amount distribution, at least one information among the sex, age, height, weight of the subject, head circumference, hair thickness, hair density, and skin color is used. In this case, the second detected light amount distribution can be corrected more accurately.

また、第２の検出光量分布を取得する工程において、２０秒以上の検出を行い、検出光量の最大値を用いて第２の検出光量分布を求める場合には、第２の検出光量分布を精度良く求めることができる。 Further, in the step of acquiring the second detected light amount distribution, when the second detected light amount distribution is obtained by performing detection for 20 seconds or more and using the maximum value of the detected light amount, You can ask well.

《第３実施形態》
次に、本発明の第３実施形態について説明する。第３実施形態では、プローブに上記第１実施形態と同様の光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭを用いており、これらの配置に工夫を凝らしている。プローブの配置以外は、上記第１実施形態と同じであるため、ここでの説明は割愛する。 <<Third Embodiment>>
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the third embodiment, the light source module LM and the detection module DM similar to those in the first embodiment are used for the probe, and the arrangement of these is devised. The configuration is the same as that of the first embodiment except the arrangement of the probe, and therefore the description thereof is omitted here.

ところで、上記第１実施形態の実施例２では、図３９に示されるように、２つの検出モジュールＤＭと２つの光源モジュールＬＭが略正方形の頂点に位置するように配置されている。しかし、この配置では、図３９の×で示す地点は光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとの間の光路が長くなってしまう。このため、検出モジュールＤＭで十分な光量を得ることができず、この地点でのノイズが大きく検出精度が低下するおそれがある。 By the way, in Example 2 of the first embodiment, as shown in FIG. 39, the two detection modules DM and the two light source modules LM are arranged so as to be located at the vertices of a substantially square shape. However, in this arrangement, the optical path between the light source module LM and the detection module DM becomes long at the point indicated by X in FIG. For this reason, a sufficient amount of light cannot be obtained by the detection module DM, and there is a possibility that noise at this point is large and the detection accuracy is reduced.

そこで、発明者らは、プローブ配置を鋭意検討した結果、図７２に示される配置が最適であることを見出した。図７２では、複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、被検体に対して、光源モジュールＬＭ及び検出モジュールＤＭの一方の２つが正三角形の２つの頂点に個別に位置し、他方の１つが該正三角形の残る１つの頂点に位置するように配置される。 Then, as a result of diligent studies on the probe arrangement, the inventors have found that the arrangement shown in FIG. 72 is optimal. In FIG. 72, in the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM, one of the light source module LM and the detection module DM is individually located at two vertices of an equilateral triangle with respect to the subject, and the other one is One is located at the remaining one vertex of the equilateral triangle.

ここで、簡単な例として、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとの距離が最も長いところを検討する。ただし、検出モジュールＤＭと光源モジュールＬＭとの間隔（ピッチ）は、いずれもａと仮定する。図３９での×の位置は、破線の距離が√２ａ（約１．４１４ａ）となる。これに対し、図７２での×の位置は、破線の距離が（１＋√３）ａ／２（約１．３６６ａ）＜√２ａとなる。つまり、最も距離が長いところを、図３９と図７２のプローブ配置で比べると、図７２のプローブ配置の方が短くて好ましいことが判る。 Here, as a simple example, a case where the distance between the light source module LM and the detection module DM is longest will be considered. However, the interval (pitch) between the detection module DM and the light source module LM is assumed to be a. In the position of x in FIG. 39, the distance of the broken line is √2a (about 1.414a). On the other hand, at the position of × in FIG. 72, the distance of the broken line is (1+√3)a/2 (about 1.366a)<√2a. That is, comparing the longest distance between the probe arrangements of FIGS. 39 and 72, the probe arrangement of FIG. 72 is shorter and preferable.

この配置で第１実施形態と同様に逆問題の推定を行った結果、本実施形態のプローブ配置により、検出できるエリアが広がることが判った。 As a result of estimating the inverse problem with this arrangement in the same manner as in the first embodiment, it was found that the probe arrangement of this embodiment expands the detectable area.

《第４実施形態》
次に、本発明の第４実施形態について説明する。第４実施形態では、上記第１実施形態で示した複数の光源モジュールＬＭ、複数の検出モジュールＤＭの配置を利用し、光源モジュールＬＭのｃｈの配置、検出モジュールＤＭのＰＤの配置に工夫を凝らしている。ｃｈ、ＰＤの配置以外は上記第１実施形態と同じであるため、ここでの説明は割愛する。 <<4th Embodiment>>
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. In the fourth embodiment, the arrangement of the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM shown in the first embodiment is used, and the arrangement of the ch of the light source module LM and the arrangement of the PD of the detection module DM are elaborated. ing. Except for the arrangement of ch and PD, the arrangement is the same as that of the first embodiment described above, and therefore the description thereof is omitted here.

上記第１実施形態の実施例２では、図３９に示されるように、複数の光源モジュールＬＭ及び複数の検出モジュールＤＭは、被検体に対して、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとが互いに直交するＸ方向及びＹ方向のいずれに関しても隣り合うように配置されている。 In Example 2 of the first embodiment, as shown in FIG. 39, in the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM, the light source module LM and the detection module DM are orthogonal to each other with respect to the subject. They are arranged so as to be adjacent to each other in both the X direction and the Y direction.

しかし、上述の如く、この配置では×で示す地点は光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭとの間の光路が長くなってしまう。このため、検出モジュールＤＭで十分な光量を得ることができず、この地点でのノイズが大きくなり、検出精度が低下するおそれがある。 However, as described above, in this arrangement, the optical path between the light source module LM and the detection module DM becomes long at the point indicated by x. Therefore, the detection module DM cannot obtain a sufficient amount of light, noise at this point becomes large, and the detection accuracy may deteriorate.

図７３に示される比較例では、複数の光源モジュール及び複数の検出モジュールは、被検体に対して、光源モジュールと検出モジュールが互いに直交するＸ方向及びＹ方向のいずれに関しても隣り合うように配置され、かつ出射方向、検出方向（受光部への光の入射方向）ともに、Ｘ方向又はＹ方向に平行である。面発光レーザの近傍に設置したレンズは点対称の光学特性を有しているため、出射方向は、面発光レーザの位置、及びグループ位置によって決まっている。また、検出方向もレンズが点対称の光学特性を有しているため、ＰＤアレイの分割レイアウトによって決定される。 In the comparative example shown in FIG. 73, the plurality of light source modules and the plurality of detection modules are arranged so as to be adjacent to the subject in both the X direction and the Y direction in which the light source module and the detection module are orthogonal to each other. Further, both the emission direction and the detection direction (direction of incidence of light on the light receiving portion) are parallel to the X direction or the Y direction. Since the lens installed in the vicinity of the surface emitting laser has point-symmetrical optical characteristics, the emission direction is determined by the position of the surface emitting laser and the group position. Further, the detection direction is also determined by the division layout of the PD array because the lens has the optical characteristic of point symmetry.

そこで、面発光レーザアレイチップを、図７４（Ａ）に示されるように配置すると、出射方向は、平面視で（＋Ｚ方向から見て）Ｘ方向及びＹ方向に対して傾斜する。これは、各グループの中心位置がレンズ中心に対して、斜めになっていることが要因である。検出モジュールＤＭでも同様に、４分割ＰＤアレイアレイチップ（フォトダイオードアレイチップ）のチップ中心にレンズの中心を配置することで、検出方向（受光部への光の入射方向）は、図７４（Ｂ）に示されるようになる。この検出方向と出射方向が、プローブ配置とともに図７５に示されている。出射方向、検出方向は、平面視で（＋Ｚ方向から見て）Ｘ方向及びＹ方向に対して斜めになっていることが判る。 Therefore, when the surface emitting laser array chip is arranged as shown in FIG. 74(A), the emitting direction is inclined with respect to the X direction and the Y direction in plan view (viewed from the +Z direction). This is because the center position of each group is oblique to the lens center. Similarly, in the detection module DM, by arranging the center of the lens at the chip center of the 4-division PD array array chip (photodiode array chip), the detection direction (direction of incidence of light on the light receiving portion) is as shown in FIG. ). The detection direction and the emission direction are shown in FIG. 75 together with the probe arrangement. It can be seen that the emission direction and the detection direction are oblique with respect to the X direction and the Y direction in a plan view (viewed from the +Z direction).

この場合、前述した感度分布のように、光は異方性を有しているために、図７５の×の位置では、より感度を持つことが期待できる。 In this case, since light has anisotropy like the sensitivity distribution described above, it can be expected to have higher sensitivity at the position of x in FIG.

図７４（Ａ）及び図７４（Ｂ）に示される配置で第１実施形態と同様に逆問題の推定を行った結果、検出できるエリアが広がることが判った。 As a result of estimating the inverse problem with the arrangements shown in FIGS. 74(A) and 74(B) as in the first embodiment, it was found that the detectable area expands.

《第５実施形態》
次に、本発明の第５実施形態について説明する。図８０には、第５実施形態において、光学モデル（仮想モデル）に対して光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭが仮想的に装着された状態が示されている。ここでは、光学モデルは、生体の脳を模した直方体形状の光学モデル（例えば標準モデル）である。 <<Fifth Embodiment>>
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described. FIG. 80 shows a state in which the light source module LM and the detection module DM are virtually attached to the optical model (virtual model) in the fifth embodiment. Here, the optical model is a rectangular parallelepiped optical model (for example, a standard model) that imitates the brain of a living body.

以下では、図８０等に示されるＸＹＺ３次元直交座標系を適宜用いて説明する。光学モデルは、プローブが仮想的に装着される面がＸＹ平面に平行となっている。 In the following description, the XYZ three-dimensional Cartesian coordinate system shown in FIG. In the optical model, the surface on which the probe is virtually mounted is parallel to the XY plane.

光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭは、図８０に示されるように、Ｘ方向に並べて配置されている。光源モジュールＬＭからの非平行の複数（例えば３つ）の光それぞれの光学モデルへの入射角は、略４５°に設定されている。ここでは、入射角を、光学モデルの屈折率によるスネルの法則を加味して決定している。 The light source module LM and the detection module DM are arranged side by side in the X direction, as shown in FIG. The incident angle of each of the plurality of non-parallel (for example, three) lights from the light source module LM to the optical model is set to about 45°. Here, the incident angle is determined by taking Snell's law based on the refractive index of the optical model into consideration.

詳述すると、光源モジュールＬＭからの３つの光（以下では「第１〜第３の光」と呼ぶ）のうち第１の光の光学モデルへの入射方向はＸＺ平面内で＋Ｚ方向及び−Ｘ方向に対して略４５°の角度を成す方向であり、該入射方向のＸＹ平面への正射影ベクトルの向きは−Ｘ方向である。 More specifically, of the three lights from the light source module LM (hereinafter referred to as “first to third lights”), the incident direction of the first light to the optical model is +Z direction and −X in the XZ plane. It is a direction forming an angle of about 45° with respect to the direction, and the direction of the orthogonal projection vector on the XY plane in the incident direction is the −X direction.

第２の光の光学モデルへの入射方向はＸＺ平面内で＋Ｚ方向及び＋Ｘ方向に対して略４５°の角度を成す方向であり、該入射方向のＸＹ平面への正射影ベクトルの向きは＋Ｘ方向である。 The incident direction of the second light on the optical model is a direction that forms an angle of approximately 45° with the +Z direction and the +X direction in the XZ plane, and the direction of the orthogonal projection vector of the incident direction on the XY plane is +X. Direction.

第３の光の光学モデルへの入射方向はＹＺ平面内で＋Ｚ方向及び＋Ｙ方向に対して略４５°の角度を成す方向であり、該入射方向のＸＹ平面への正射影ベクトルの向きは＋Ｙ方向である。 The incident direction of the third light on the optical model is a direction that forms an angle of approximately 45° with the +Z direction and the +Y direction in the YZ plane, and the direction of the orthogonal projection vector of the incident direction on the XY plane is +Y. Direction.

そこで、以下では、便宜上、第１の光の入射方向を-X方向、第２の光の入射方向を+X方向、第３の光の入射方向を+Y方向として説明する。 Therefore, in the following description, for the sake of convenience, the incident direction of the first light is the −X direction, the incident direction of the second light is the +X direction, and the incident direction of the third light is the +Y direction.

第５実施形態でも、前述したモンテカルロシミュレーションと同じ計算をした。光学モデルは、図８１に示されるように、頭皮層（skalp）と頭蓋骨層（skall）と脳髄液層（CSF）と灰白質層（Gray Matter）の４層で構成される。各層には光学定数が設定されている（図８２参照）。頭皮層と頭蓋骨層の厚さの和をｄ１、脳髄液層の厚さをｄ２とする（図８１参照）。 Also in the fifth embodiment, the same calculation as in the Monte Carlo simulation described above was performed. As shown in FIG. 81, the optical model is composed of four layers of a scalp layer (skalp), a skull layer (skall), a cerebrospinal fluid layer (CSF), and a gray matter layer (Gray Matter). Optical constants are set for each layer (see FIG. 82). The sum of the thicknesses of the scalp layer and the skull bone layer is d1, and the thickness of the cerebrospinal fluid layer is d2 (see FIG. 81).

この光学モデルに対して、フォトン数1E9の計算をさせ、検出モジュールＤＭに入ってくるフォトン数（光量）を検出する。この際、第１〜第３の光の入射方向毎に計算させ、入射方向毎のフォトン数の比をプロットする。ここで、第１の光のフォトン数（光量）を-X、第２の光のフォトン数（光量）を+X、第３の光のフォトン数（光量）を+Yとする。 For this optical model, the number of photons 1E9 is calculated, and the number of photons (light amount) entering the detection module DM is detected. At this time, the calculation is performed for each of the incident directions of the first to third light, and the ratio of the number of photons for each incident direction is plotted. Here, the number of photons (light amount) of the first light is -X, the number of photons (light amount) of the second light is +X, and the number of photons (light amount) of the third light is +Y.

図８３では、例えば頭皮層と頭蓋骨層から成る積層体の散乱係数を、図８２に示される基準値（１７．５）に対して変化させたときの-X/+Xと+Y/+Xがプロットされている。図８３から、散乱係数を基準値の0.5倍から1.5倍に変化させたときに、-X/+Xが、約0.62から約0.81へ変化していることがわかる。なお、ここでは、ｄ１＝９ｍｍ、ｄ２＝３ｍｍとしている。脳髄液層や灰白質層の散乱係数を変化させたときも、図８３と類似の傾向を示す。 In FIG. 83, for example, -X/+X and +Y/+X when the scattering coefficient of the laminate including the scalp layer and the skull layer is changed with respect to the reference value (17.5) shown in FIG. Is plotted. From FIG. 83, it can be seen that -X/+X changes from about 0.62 to about 0.81 when the scattering coefficient is changed from 0.5 times to 1.5 times the reference value. In this case, d1=9 mm and d2=3 mm. Even when the scattering coefficient of the cerebrospinal fluid layer or the gray matter layer is changed, the same tendency as in FIG. 83 is shown.

吸収係数でも散乱係数と同様なことが言え、その結果が図８４に示されている。ここでも、ｄ１＝９ｍｍ、ｄ２＝３ｍｍとしている。 The absorption coefficient is similar to the scattering coefficient, and the result is shown in FIG. Here again, d1=9 mm and d2=3 mm.

また、厚さｄ１や厚さｄ２が変化しても、-X/+Xと+Y/+Xが変化することがわかっている（図８５参照）。 It is also known that -X/+X and +Y/+X change even if the thickness d1 or the thickness d2 changes (see FIG. 85).

以上の説明から明らかなように、光学モデルの各層のパラメータの変化によって、-X/+Xと+Y/+Xは変化し、その変化の範囲は、０．６〜０．９５程度である。 As is clear from the above description, -X/+X and +Y/+X change due to the change of the parameters of each layer of the optical model, and the range of the change is about 0.6 to 0.95. ..

そこで、-X/+Xと+Y/+Xの検出値を用いることにより、光学モデルの各層のパラメータを生体により適した値（該生体固有の値に一致もしくは近似する値）に補正することが可能になると考えられる。 Therefore, by using the detected values of -X/+X and +Y/+X, the parameters of each layer of the optical model should be corrected to values that are more suitable for the living body (values that match or approximate the values specific to the living body). Will be possible.

ただし、変数（パラメータ）が４つ（厚さｄ１、厚さｄ２、散乱係数、吸収係数）に対し、検出値は-X/+Xと+Y/+Xの２変数であるため、不足している。これは不良問題であり、逆問題推定などを利用して簡単な推定は可能である。 However, since there are two variables (thickness d1, thickness d2, scattering coefficient, absorption coefficient) for the four variables (parameters), the detected values are -X/+X and +Y/+X ing. This is a bad problem, and simple estimation is possible using inverse problem estimation.

しかし、逆問題推定では誤差が生じる可能性が高い。そこで、検出値を増やし変数を決定できる手法を検討した。例えば簡便な方法として被検体の頭囲を計測し、頭皮と頭蓋骨から成る積層体の厚さｄ１を検出する手法がある。 However, there is a high possibility that an error will occur in the inverse problem estimation. Therefore, we investigated a method that can increase the detected value and determine the variable. For example, as a simple method, there is a method of measuring the head circumference of the subject and detecting the thickness d1 of the laminated body including the scalp and the skull.

例えば、図８６の論文では、多くのデータを取得して、頭囲から頭蓋骨の厚さなどを算出する方法が提案されている。 For example, the paper of FIG. 86 proposes a method of acquiring a lot of data and calculating the thickness of the skull from the head circumference.

また、超音波センサを用いることで、頭蓋骨の厚さを検出できる。また、MRI画像やCTスキャンを利用することで頭蓋骨の各部位の厚さを検出することができる。 Moreover, the thickness of the skull can be detected by using the ultrasonic sensor. Further, the thickness of each part of the skull can be detected by using an MRI image or a CT scan.

このように、光学センサ１０を用いる以外にも、光学モデルのパラメータを検出する方法があり、特に厚さｄ１、ｄ２に関しては、高精度に検出する手段がある。ｄ１とｄ２が決定できれば、残りは散乱係数と吸収係数となる。 As described above, other than using the optical sensor 10, there is a method of detecting the parameters of the optical model, and in particular, there is a means for detecting the thicknesses d1 and d2 with high accuracy. If d1 and d2 can be determined, the rest will be the scattering coefficient and the absorption coefficient.

この場合、変数は２つのパラメータ（散乱係数と吸収係数）であり、検出値が-X/+XとY/+Xの２つあるが、これらの検出値は相互に独立ではない。そこで、独立な検出値がもう一つ必要である。 In this case, the variables are two parameters (scattering coefficient and absorption coefficient) and there are two detected values, -X/+X and Y/+X, but these detected values are not mutually independent. Therefore, another independent detection value is necessary.

そこで、複数の光源モジュールＬＭと複数の検出モジュールＤＭを含む光学センサ１０において、多出射角方式（非平行の複数の光を計測対象の同一位置に照射する方式）に加えて、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭの間の距離を複数持たせるマルチディスタンス方式を利用することが好ましい。 Therefore, in the optical sensor 10 including the plurality of light source modules LM and the plurality of detection modules DM, in addition to the multi-emission angle method (a method of irradiating a plurality of non-parallel lights to the same position to be measured), a light source module LM is used. It is preferable to use a multi-distance method in which a plurality of distances between the detection modules DM are provided.

このマルチディスタンス方式は、例えば特許５２０２７３６号公報などに記載されている。マルチディスタンス方式の光学定数は、例えば、骨密度や肌の色など、その被検体独自の値となり、頭部の部位依存性が低い。つまりは、頭部のどこか一箇所のみを検出して補正すれば概ね補正としては機能を満足できる。 This multi-distance method is described in, for example, Japanese Patent No. 5202736. The optical constants of the multi-distance method have values unique to the subject, such as bone density and skin color, and have low site-dependence on the head. In other words, if only one part of the head is detected and corrected, the function can be generally satisfied as the correction.

ここで、多出射角方式とマルチディスタンス方式を併用する場合には、例えば多出射角方式の光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭを所定間隔（例えば３０ｍｍ）で格子状に交互に配置し、配置された光源モジュールＬＭに対して検出モジュールＤＭを所定間隔（例えば５ｍｍ）で追加的に配置しても良いし、配置された検出モジュールＤＭに対して光源モジュールＬＭを所定間隔（例えば５ｍｍ）で追加的に配置しても良い（図８７参照）。 Here, when the multi-emission angle method and the multi-distance method are used together, for example, the multi-emission angle method light source module LM and the detection module DM are alternately arranged in a grid pattern at a predetermined interval (for example, 30 mm). The detection module DM may be additionally arranged at a predetermined interval (for example, 5 mm) with respect to the light source module LM, or the light source module LM may be additionally provided at a predetermined interval (for example, 5 mm) with respect to the arranged detection module DM. They may be arranged (see FIG. 87).

これにより、光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭの間隔（距離）を複数にすることができ、多出射角方式とマルチディスタンス方式を併用することができる。 Thereby, the distance (distance) between the light source module LM and the detection module DM can be made plural, and the multi-emission angle method and the multi-distance method can be used together.

マルチディスタンス方式の場合、図８８に示されるマルチディスタンス方式の光伝播式に則る。ここで、φ（ｒｓ、ｒｄ）はｒｓ（光源）からｒｄ（光検出器）へ伝播してくる光量を示している。μｓ´は異方性を換算した散乱係数、μａは吸収係数、ｒｓは光源の位置、ｒｄは光検出器の位置、Ｄ、Ｓ、υは係数である。図８８の光伝播式において、μｓ´を変数にして、光量比をプロットした結果が図８９に示されている。 In the case of the multi-distance system, the light propagation system of the multi-distance system shown in FIG. 88 is followed. Here, φ(rs, rd) represents the amount of light propagating from rs (light source) to rd (photodetector). μs′ is a scattering coefficient converted from anisotropy, μa is an absorption coefficient, rs is the position of the light source, rd is the position of the photodetector, and D, S, and υ are coefficients. FIG. 89 shows the result of plotting the light amount ratio using μs′ as a variable in the light propagation formula of FIG. 88.

図８９上図の光量比はマルチディスタンス方式の値を示し、図８９下図の光量比は、多出射角方式の値（-X/+X）を示している。なお、マルチディスタンス方式の値は、ＬＭからの距離が５ｍｍのＤＭの総受光量（総検出値：複数の検出値の総和）と該ＬＭからの距離が３０ｍｍのＤＭの総受光量（総検出値：複数の検出値の総和）の比である。 The light quantity ratio in the upper diagram of FIG. 89 shows the value of the multi-distance method, and the light quantity ratio of the lower figure in FIG. 89 shows the value (-X/+X) of the multi-emission angle method. The value of the multi-distance method is the total received light amount of DM at a distance of 5 mm from the LM (total detected value: sum of a plurality of detected values) and the total received light amount of DM at a distance of 30 mm from the LM (total detection Value: sum of a plurality of detected values).

図８９では、吸収係数μａとして、例えば３つの候補（０．５０、１．００、１．５０）が挙げられる場合を示している。 FIG. 89 shows a case where, for example, three candidates (0.50, 1.00, 1.50) are listed as the absorption coefficient μa.

図８９上図では、マルチディスタンス方式の値である光量比は、散乱係数μｓ´の増加に対して、いずれの吸収係数μａの場合も、右肩上がりのグラフとなる。ここでは、このマルチディスタンス方式の値である光量比が例えば８０の場合、散乱係数μｓ´は、矢印（１）で示される値（０．６５）、矢印（２）で示される値（１．００）、矢印（３）で示される値（１．４５）のいずれかに絞り込むことができる。 In the upper diagram of FIG. 89, the light amount ratio, which is the value of the multi-distance method, is a graph that rises to the right for any increase in the scattering coefficient μs′ for any absorption coefficient μa. Here, when the light quantity ratio, which is the value of the multi-distance method, is 80, the scattering coefficient μs′ is the value (0.65) indicated by the arrow (1) and the value (1. 00) and the value (1.45) indicated by the arrow (3).

一方、図８９下図では、多出射角方式の値（-X/+X）である光量比は、散乱係数μｓ´の増加に対して、いずれの吸収係数μａの場合も、右肩下がりのグラフとなる。 On the other hand, in the lower diagram of FIG. 89, the light amount ratio, which is the value (-X/+X) in the multi-emission angle method, is a graph in which the absorption coefficient μa decreases with increasing scattering coefficient μs′. Becomes

そこで、図８９上図で光量比が例えば８０となり、かつ図８９下図で光量比が例えば６５となる散乱係数μｓ´は、上記矢印（１）〜（３）のうち、概ね矢印（２）で示される値すなわち１．００（基準値の等倍）であると推定できる。つまり、マルチディスタンス方式の値と多出射角方式の値が分かれば、散乱係数μｓ´を求めることができる。 Therefore, the scattering coefficient μs′ in which the light amount ratio is, for example, 80 in the upper diagram of FIG. 89 and which is, for example, 65 in the lower diagram of FIG. 89 is approximately indicated by the arrow (2) among the arrows (1) to (3). It can be estimated to be the value shown, ie 1.00 (equal to the reference value). That is, if the value of the multi-distance method and the value of the multi-emission angle method are known, the scattering coefficient μs′ can be obtained.

このようにマルチディスタンス方式と多出射角方式では、散乱係数の変化に対する光量比の変化の傾向が異なるために、独立の変数として利用できる。これは、多出射角方式において、散乱係数μｓ´が小さくなるほど、あたかも、出射位置（照射位置）が大きくシフトしているように見えることが要因であると考えられる。 As described above, the multi-distance method and the multi-emission angle method have different tendencies of the change of the light amount ratio with respect to the change of the scattering coefficient, and thus can be used as independent variables. This is considered to be due to the fact that in the multi-emission angle method, the emission position (irradiation position) seems to be largely shifted as the scattering coefficient μs′ becomes smaller.

図９０には、この物理現象が一例として示されている。図９０左図に示されるように散乱係数μｓ´が小さい場合は、ＬＭから出射され光学モデルの同一位置に入射する非平行な２つの光（入射方向が-X方向の光と+X方向の光）は、光学モデルの深い部分まで入り込むため、光学モデル内における最大到達位置が大きく離れ、-X/＋X（光量比）が大きくなる。 FIG. 90 shows this physical phenomenon as an example. As shown in the left diagram of FIG. 90, when the scattering coefficient μs′ is small, two non-parallel light beams emitted from the LM and incident on the same position of the optical model (incident light direction is −X direction light and +X direction light (Light) penetrates deep into the optical model, so the maximum reaching position in the optical model is far apart, and -X/+X (light amount ratio) becomes large.

これに対して、図９０右図に示されるように散乱係数μｓ´が大きい場合は、ＬＭから出射され光学モデルの同一位置に入射する非平行な２つの光（入射方向が-X方向の光と+X方向の光）は、光学モデルの浅い部分で散乱するため、光学モデル内における最大到達位置はあまり離れず、-X/＋X（光量比）が小さくなる。 On the other hand, as shown in the right diagram of FIG. 90, when the scattering coefficient μs′ is large, two non-parallel lights emitted from the LM and incident on the same position of the optical model (light whose incident direction is the −X direction) (+X direction light) scatters in the shallow part of the optical model, so the maximum reaching position in the optical model is not far apart, and -X/+X (light amount ratio) becomes small.

すなわち、散乱係数μｓ´が小さいほど、非平行な２つの光の光学モデル内における最大到達位置が大きく離れ、-X/＋X（光量比）が大きくなる。 That is, the smaller the scattering coefficient μs′, the farther the maximum arrival positions of the two non-parallel lights in the optical model are from each other, and the larger −X/+X (light quantity ratio) becomes.

このことは、発明者らが初めて多出射角方式を手がけたことによって得られた知見である。同業他者がこのような現象が起きることを想定することは容易ではない。また、この多出射角方式の散乱係数依存性は、マルチディスタンス方式とは逆の傾向となる。 This is a finding obtained by the inventors for the first time to deal with the multiple emission angle method. It is not easy for others in the same industry to assume that such a phenomenon will occur. Further, the scattering coefficient dependence of this multi-emission angle system has an opposite tendency to that of the multi-distance system.

そのため、図８９に示されるように、マルチディスタンス方式の値と多出射方式の値を、互いに独立の変数として利用できる。 Therefore, as shown in FIG. 89, the value of the multi-distance method and the value of the multi-emission method can be used as variables independent of each other.

なお、吸収係数の場合も、小さいほど、非平行な２つの光の光学モデル内における最大到達位置が大きく離れると考えられため、散乱係数の場合と同様に（図８９の横軸を吸収係数とし複数の散乱係数での光量比をプロットして）求めることが可能である。 Also in the case of the absorption coefficient, it is considered that the smaller the maximum arrival positions in the optical model of the two non-parallel lights are, the larger the smaller the absorption coefficient is. Therefore, as in the case of the scattering coefficient (the horizontal axis in FIG. 89 is the absorption coefficient. It is possible to obtain (by plotting the light amount ratios at a plurality of scattering coefficients).

そこで、上述した光学モデルの場合と同様に、被検体（例えば生体）に対して多出射角方式とマルチディスタンス方式を併用することで、該被検体の散乱係数と吸収係数を求めることができる。 Therefore, as in the case of the optical model described above, the scattering coefficient and the absorption coefficient of the subject can be obtained by using the multi-emission angle method and the multi-distance method together for the subject (for example, a living body).

特に、-X/＋X、+Y/+X等の光量比は、被検体に対するプローブの装着状態（被検体とプローブとの間の異物の介在等も含む）によらず略一定の値をとり検出誤差を低減できるので、散乱係数と吸収係数を精度良く求めることができる。 In particular, the light intensity ratio of -X/+X, +Y/+X, etc. takes a substantially constant value regardless of how the probe is attached to the subject (including the presence of foreign matter between the subject and the probe). Since the detection error can be reduced, the scattering coefficient and the absorption coefficient can be accurately obtained.

すなわち、多出射角方式の値とマルチディスタンス方式の値が独立であるため、被検体の光学特性として重要な２つのパラメータである散乱係数と吸収係数を精度良く求めることができる。そして、基準となる光学モデル（例えば標準モデル）の散乱係数と吸収係数を、それぞれ求めた散乱係数と吸収係数に置き換えることで、該光学モデルを被検体により適した光学モデルに補正することができる。そして、補正後の光学モデルを用いることで個体差の補正ができ、脳血流の量を正確に定量化できる。この量を判断することで、正確な診断が行える。 That is, since the values of the multi-emission angle method and the values of the multi-distance method are independent, the scattering coefficient and the absorption coefficient, which are two important parameters as the optical characteristics of the subject, can be accurately obtained. Then, by replacing the scattering coefficient and the absorption coefficient of the reference optical model (for example, the standard model) with the obtained scattering coefficient and absorption coefficient, the optical model can be corrected to an optical model more suitable for the subject. .. Then, by using the corrected optical model, individual differences can be corrected and the amount of cerebral blood flow can be accurately quantified. Accurate diagnosis can be performed by determining this amount.

以上説明した第５実施形態の光学検査方法は、非平行な複数の光を計測対象の同一位置に照射するＬＭ（光照射器）を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した複数の光の光量を個別に検出するＤＭ（光検出器）を少なくとも１つ含む検出系とを備える光学センサ１０を用いて被検体を検査する光学検査方法であって、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布である第１の検出光量分布を求める工程と、第１の検出光量分布に含まれるＤＭの複数の検出値の比を用いて、被検体を模した光学モデルを補正する工程と、を含む。 The optical inspection method according to the fifth embodiment described above includes an irradiation system including at least one LM (light irradiator) that irradiates a plurality of non-parallel lights to the same position of the measurement target, and the irradiation system to measure the measurement target. An optical inspection method for inspecting an object using an optical sensor 10 including a detection system including at least one DM (photodetector) for individually detecting the light amounts of a plurality of lights that have been irradiated and propagated in the measurement target. Therefore, by using the step of obtaining the first detected light amount distribution which is the detected light amount distribution of the subject using the optical sensor 10 and the ratio of the plurality of detection values of DM included in the first detected light amount distribution, And a step of correcting the optical model imitating the specimen.

この場合、複数の検出値の比を利用することで、誤差が低減できる。検出値の誤差の要因は、プローブ先端と被検体との界面に存在するごみや毛髪などである。このため、検出値の誤差は、プローブと被検体の接触状態で大きく変化する。これに対し、被検体とプローブが同一の接触状態で得られた２つの検出値の『比』の値は、接触状態による検出値の誤差によらず略一定である。すなわち、接触誤差要因を取り除くことができる。また、この『比』の変化は、被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の変化と相関がある。具体的には、この『比』は、散乱係数や吸収係数の増加に応じて減少する（図８９下図参照）。 In this case, the error can be reduced by using the ratio of the plurality of detected values. The cause of the error in the detected value is dust or hair present at the interface between the probe tip and the subject. For this reason, the error in the detected value greatly changes depending on the contact state between the probe and the subject. On the other hand, the value of the “ratio” between the two detection values obtained in the same contact state between the subject and the probe is substantially constant regardless of the error in the detection values due to the contact state. That is, the contact error factor can be removed. Further, this change in "ratio" is correlated with the change in the parameter (for example, scattering coefficient or absorption coefficient) of the subject. Specifically, this "ratio" decreases as the scattering coefficient and the absorption coefficient increase (see the lower diagram in FIG. 89).

この結果、被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の値を精度良く絞り込むことができる。すなわち、光学モデルを補正するための有力な情報を得ることができる。 As a result, the values of the parameters of the subject (for example, scattering coefficient and absorption coefficient) can be accurately narrowed down. That is, it is possible to obtain powerful information for correcting the optical model.

また、非平行な複数の光は、被検体への入射方向の該被検体への正射影ベクトルの向きが反対向きとなる２つの光を含む場合には、該２つの光のＤＭまでの光路長の差を極力長くすることができる。この結果、２つの光のＤＭでの検出値の差を極力大きくでき、検出精度を向上できる。 Further, in the case where the plurality of non-parallel light rays include two light rays whose orthogonal projection directions to the subject in the incident direction to the subject are opposite directions, the optical paths of the two light rays up to DM are included. The difference in length can be made as long as possible. As a result, the difference between the detection values of the two lights in DM can be maximized and the detection accuracy can be improved.

また、検出系はＤＭを複数含み、第１の検出光量分布を求める工程は、複数のＤＭと光照射器ＬＭを、複数のＤＭのうち少なくとも２つのＤＭそれぞれとＬＭとの距離が互いに異なるように被検体上に配置するサブ工程を含み、光学モデルを補正する工程では、上記少なくとも２つのＤＭのうち一のＤＭの複数の検出値の和と他のＤＭの複数の検出値の和の比を更に用いて、光学モデルを補正することが好ましい。 Further, the detection system includes a plurality of DMs, and the step of obtaining the first detected light amount distribution is performed so that the plurality of DMs and the light irradiator LM are arranged such that the distances between at least two DMs of the plurality of DMs and the LMs are different from each other. In the step of correcting the optical model, the ratio of the sum of a plurality of detection values of one of the at least two DMs and the sum of a plurality of detection values of another DM is included in the step of correcting the optical model. Is preferably used to correct the optical model.

また、照射系はＬＭを複数含み、被検体の検出光量分布である第１の検出光量分布を求める工程は、複数のＬＭとＤＭを、複数のＬＭのうち少なくとも２つのＬＭそれぞれとＤＭとの距離が互いに異なるように被検体上に配置するサブ工程を含み、光学モデルを補正する工程では、上記少なくとも２つのＬＭのうち一のＬＭから照射され被検体内を伝播した複数の光をＤＭが個別に検出したときの複数の検出値の和と、上記少なくとも２つのＬＭのうち他のＬＭから照射され被検体内を伝播した複数の光をＤＭが個別に検出したときの複数の検出値の和の比を更に用いて、光学モデルを補正することが好ましい。 Further, the irradiation system includes a plurality of LMs, and in the step of obtaining the first detected light amount distribution which is the detected light amount distribution of the subject, the plurality of LMs and DMs are divided into at least two LMs and DMs respectively. In the step of correcting the optical model, the DM includes a plurality of lights that are emitted from one of the at least two LMs and propagated in the subject, including a sub-step of arranging them on the subject so that the distances are different from each other. Of the sum of the plurality of detection values when individually detected, and the plurality of detection values when the DM individually detects the plurality of lights emitted from another LM of the above-mentioned at least two LMs and propagated in the subject. It is preferable to further use the ratio of the sums to correct the optical model.

これらの場合、一のＤＭの複数の検出値の和と他のＤＭの複数の検出値の和の『比』の変化は、被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の変化と相関がある。具体的には、この『比』は、散乱係数や吸収係数の増加に応じて増加する（図８９上図参照）。 In these cases, a change in the “ratio” of the sum of a plurality of detection values of one DM and the sum of a plurality of detection values of another DM is correlated with the change of the parameter (eg, scattering coefficient or absorption coefficient) of the subject. is there. Specifically, this "ratio" increases as the scattering coefficient and the absorption coefficient increase (see the upper diagram of FIG. 89).

そこで、上記絞り込まれた被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の値の中で、被検体に最も適合する値を決定することができる。 Therefore, it is possible to determine a value that is most suitable for the subject among the values of the parameters (for example, the scattering coefficient and the absorption coefficient) of the subject that have been narrowed down.

この場合、光学モデルを被検体に適した光学モデルに補正できる。 In this case, the optical model can be corrected to an optical model suitable for the subject.

この結果、検査精度を向上できる。 As a result, the inspection accuracy can be improved.

また、第５実施形態の光学検査方法は、補正された光学モデルの検出光量分布である第２の検出光量分布を、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、第１及び第２の検出光量分布を用いて被検体内の情報（例えば吸光体の位置）を取得（推定）する工程を更に含むことが好ましい。 In the optical inspection method of the fifth embodiment, a step of obtaining a second detected light amount distribution, which is a detected light amount distribution of the corrected optical model, by a simulation that virtually uses the optical sensor 10, and the first and second steps. It is preferable that the method further includes a step of acquiring (estimating) information (for example, the position of the light absorber) in the subject using the detected light intensity distribution.

この場合、被検体内の情報を精度良く得ることができる。 In this case, the information in the subject can be obtained accurately.

なお、例えば、上記第１及び第２実施形態に対して、第５実施形態と同様に多出射角方式とマルチディスタンス方式を適用する変形例によっても、複数の光学モデルから被検体により適した光学モデルを選定することができる。 Note that, for example, according to the modified example in which the multi-emission angle method and the multi-distance method are applied to the first and second embodiments as in the fifth embodiment, the optics more suitable for the subject from a plurality of optical models. A model can be selected.

すなわち、変形例の光学検査方法は、ＬＭ（光照射器）を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、ＤＭを少なくとも１つ含む検出系とを備える光学センサ１０を用いて被検体を検査する光学検査方法であって、被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第１の検出光量分布を、光学センサ１０を仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、光学センサ１０を用いて被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程と、第１及び第２の検出光量分布に基づいて、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する工程と、を含む。 That is, the optical inspection method according to the modified example includes an irradiation system including at least one LM (light irradiator) and a DM for detecting the light amount of the light that is irradiated from the irradiation system to the measurement target and propagates in the measurement target. An optical inspection method for inspecting a subject using an optical sensor 10 including a detection system including at least one, wherein a first detected light amount distribution that is a detected light amount distribution for each of a plurality of optical models simulating the subject is , A step of obtaining a second detected light amount distribution which is a detected light amount distribution of the subject by using the optical sensor 10, and a step of obtaining the detected light amount distribution by a simulation that virtually uses the optical sensor 10. Based on the plurality of optical models, selecting an optical model suitable for the subject.

また、変形例の光学検査方法において、被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程は、ＬＭから非平行な複数の光を被検体の同一位置に照射するサブ工程と、被検体内を伝播した複数の光の光量をＤＭで個別に検出するサブ工程と、を含み、選定する工程では、検出するサブ工程でのＤＭの複数の検出値の比を用いて、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定する。 Further, in the optical inspection method of the modified example, the step of obtaining the second detected light amount distribution which is the detected light amount distribution of the subject includes a sub-step of irradiating a plurality of non-parallel lights from the LM to the same position of the subject, And a sub-step of individually detecting the light amounts of a plurality of lights propagating in the subject by DM, in the step of selecting, by using a ratio of a plurality of detection values of DM in the sub-step of detecting, An optical model suitable for the subject is selected from the optical models.

この場合、被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の値を精度良く絞り込むことができる。 In this case, the values of the parameters of the subject (for example, the scattering coefficient and the absorption coefficient) can be accurately narrowed down.

この結果、検査精度を向上できる。 As a result, the inspection accuracy can be improved.

また、変形例の光学検査方法において、非平行な複数の光が、被検体への入射方向の該被検体への正射影ベクトルが反対向きとなる２つの光を含む場合には、該２つの光のＤＭまでの光路長の差を極力長くすることができる。この結果、２つの光のＤＭでの検出値の差を極力大きくでき、検出精度を向上できる。 Further, in the optical inspection method of the modified example, when the plurality of non-parallel light rays include two light rays whose orthogonal projection vectors in the incident direction to the subject are opposite to each other, The difference in the optical path length of the light to the DM can be maximized. As a result, the difference between the detection values of the two lights in DM can be maximized and the detection accuracy can be improved.

また、変形例の光学検査方法において、検出系はＤＭを複数含み、被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程は、照射するサブ工程に先立って、複数のＤＭとＬＭを、複数のＤＭのうち少なくとも２つのＤＭそれぞれとＬＭとの距離が互いに異なるように被検体上に配置するサブ工程を更に含み、選定する工程では、上記少なくとも２つの光検出器のうち一の光検出器の複数の検出値の和と他の光検出器の複数の検出値の和の比を更に用いて、複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定することが好ましい。 Further, in the optical inspection method of the modified example, the detection system includes a plurality of DMs, and the step of obtaining the second detected light amount distribution, which is the detected light amount distribution of the object, includes a plurality of DMs and LMs prior to the irradiation sub-step. Further including a sub-step of arranging at least two DMs of the plurality of DMs and the LM so as to have different distances from each other, and in the selecting step, one of the at least two photodetectors is selected. It is preferable to further use the ratio of the sum of the plurality of detection values of the photodetector to the sum of the plurality of detection values of the other photodetectors to select an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models.

また、照射系はＬＭを複数含み、被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程は、照射するサブ工程に先立って、複数のＬＭとＤＭを、複数のＬＭのうち少なくとも２つのＬＭそれぞれとＤＭとの距離が互いに異なるように被検体上に配置するサブ工程を更に含み、選定する工程では、上記少なくとも２つのＬＭのうち一のＬＭから照射され被検体内を伝播した複数の光をＤＭが個別に検出したときの複数の検出値の和と、上記少なくとも２つのＬＭのうち他のＬＭから照射され被検体内を伝播した複数の光をＤＭが個別に検出したときの複数の検出値の和の比を更に用いて、複数の光学モデルから被検体に適した光学モデルを選定することが好ましい。 Further, the irradiation system includes a plurality of LMs, and in the step of obtaining the second detected light amount distribution which is the detected light amount distribution of the subject, the plurality of LMs and DMs are at least selected from the plurality of LMs prior to the irradiation sub-step. The method further includes a sub-step of arranging the two LMs on the subject such that the distances between the two LMs and the DM are different from each other, and in the step of selecting, the LM is irradiated from one of the at least two LMs and propagated in the subject. When the DM individually detects a sum of a plurality of detection values when the DM individually detects a plurality of lights and a plurality of lights which are emitted from another LM among the at least two LMs and propagated in the subject. It is preferable to further use the ratio of the sum of the plurality of detected values of 1 to select an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models.

これらの場合、一のＤＭの複数の検出値の和と他のＤＭの複数の検出値の和の『比』の変化は、被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の変化と相関がある。具体的には、この『比』は、散乱係数や吸収係数の増加に応じて増加する（図８９上図参照）。 In these cases, a change in the “ratio” of the sum of a plurality of detection values of one DM and the sum of a plurality of detection values of another DM is correlated with the change of the parameter (eg, scattering coefficient or absorption coefficient) of the subject. is there. Specifically, this "ratio" increases as the scattering coefficient and the absorption coefficient increase (see the upper diagram of FIG. 89).

そこで、上記絞り込まれた被検体のパラメータ（例えば散乱係数や吸収係数）の値の中で、被検体に最も適合する値を決定することができる。 Therefore, it is possible to determine a value that is most suitable for the subject among the values of the parameters (for example, the scattering coefficient and the absorption coefficient) of the subject that have been narrowed down.

この場合、複数の光学モデルから被検体により適した光学モデルを選定することができる。 In this case, an optical model more suitable for the subject can be selected from the plurality of optical models.

この結果、検査精度を向上できる。 As a result, the inspection accuracy can be improved.

また、変形例の光学検査方法は、選定された光学モデルの第１の検出光量分布及び第２の検出光量分布を用いて被検体内の情報（例えば吸光体の位置）を取得（推定）する工程を更に含むことが好ましい。 Further, the optical inspection method of the modified example acquires (estimates) information (for example, the position of the light absorber) in the subject using the first detected light amount distribution and the second detected light amount distribution of the selected optical model. It is preferable to further include a step.

この場合、被検体内の情報を精度良く得ることができる。 In this case, the information in the subject can be obtained accurately.

なお、上記第５実施形態及び変形例では、多出射角方式のＬＭとＤＭを用いてマルチディスタンス方式を実現しているが、これに代えて又は加えて、マルチディスタンス方式専用の光照射器や光検出器を用いても良い。マルチディスタンス方式専用の光照射器は、少なくとも１つの光を計測対象に照射可能なものであれば良い。マルチディスタンス方式専用の光検出器は、計測対象を伝播した少なくとも１つの光を検出可能なものであれば良い。 In the fifth embodiment and the modified example described above, the multi-distance system is realized by using the multi-emission angle system LM and DM, but instead of or in addition to this, a light irradiator dedicated to the multi-distance system or A photo detector may be used. The light irradiator dedicated to the multi-distance method only needs to be capable of irradiating at least one light to the measurement target. The photodetector dedicated to the multi-distance method may be one that can detect at least one light that has propagated through the measurement target.

また、上記第１、第２及び第５実施形態、変形例では、吸光体の位置を推定しているが、これに代えて又は加えて吸光体の大きさを推定することとしても良い。「吸光体」としては、血液の他、例えば癌細胞、ポリープ等の光を吸収するものが挙げられる。 Further, although the position of the light absorber is estimated in the first, second and fifth embodiments and the modifications described above, the size of the light absorber may be estimated instead of or in addition to this. Examples of the "light absorber" include those that absorb light such as cancer cells and polyps in addition to blood.

また、上記第１及び第２実施形態、変形例では、８つの光学モデルを用いているが、７つ以下であっても良いし、９つ以上であっても良い。いずれにしても、脳血流がない状態又はある状態での被検体の特徴を表す、光学特性に影響するパラメータを光学モデルの特徴とすることが望ましい。 Further, although the eight optical models are used in the first and second embodiments and the modified examples, the number may be seven or less, or nine or more. In any case, it is desirable to use the parameter that influences the optical characteristics, which is the characteristic of the subject in the absence or presence of cerebral blood flow, as the characteristic of the optical model.

また、上記第１及び第２実施形態、変形例では、各光学モデルの層構成（積層数）を５層としているが、４層以下でも良いし、６層以上であっても良い。この場合、層構成に例えば毛髪モデル層のような誤差要因となる層を少なくとも１層含めることが好ましい。 In addition, in the first and second embodiments and the modified examples, the layer structure (the number of layers) of each optical model is five layers, but it may be four layers or less, or may be six layers or more. In this case, it is preferable that at least one layer that causes an error, such as a hair model layer, is included in the layer structure.

また、上記第１実施形態及び変形例の光学検査方法は、被検体内の情報を取得する工程（例えば吸光***置推定処理）に先立って、上記第２の実施形態と同様に、複数の光学モデル（光学モデル１〜８）のうち被検体に適した光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデル（少なくとも光学モデル１）の第１の検出光量分布を用いて第２の検出光量分布を補正する工程（図７８のステップＳ４２〜Ｓ４４参照）を更に含んでも良い。 In addition, the optical inspection methods according to the first embodiment and the modified examples include a plurality of optical inspection methods, similar to the second embodiment, prior to the step of acquiring information on the inside of the subject (for example, the absorber position estimation process). Compensating the second detected light amount distribution using the first detected light amount distribution of at least one optical model (at least optical model 1) including an optical model suitable for the subject among the models (optical models 1 to 8) (See steps S42 to S44 in FIG. 78) may be further included.

この場合、被検体内の情報（光学特性）を反映する第２の検出光量分布を精度良く補正でき、ひいては吸光体の位置の推定精度を更に向上できる。 In this case, it is possible to accurately correct the second detected light amount distribution that reflects the information (optical characteristics) in the subject, and further improve the estimation accuracy of the position of the light absorber.

さらに、上記第１実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記第２の検出光量分布を補正する工程の後、再度、モデル選定を行っても良い（図７９のステップＳ４５参照）。この場合、光学モデルの選定精度を更に向上できる。 Further, in the optical inspection methods of the first embodiment and the modified examples, model selection may be performed again after the step of correcting the second detected light amount distribution (see step S45 in FIG. 79). In this case, the accuracy of selecting the optical model can be further improved.

また、上記第１実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記２実施形態の光学検査方法と同様に、第２の検出光量分布を補正する工程において、上記少なくとも１つの光学モデルの第１の検出光量分布から補正係数を算出し、該補正係数を用いて第２の検出光量分布を補正しても良い。この場合、第２の検出光量分布を簡易な手法で補正できる。 Further, in the optical inspection method of the first embodiment and the modified example, similar to the optical inspection method of the second embodiment, in the step of correcting the second detected light amount distribution, the first optical model of the at least one optical model is corrected. A correction coefficient may be calculated from the detected light amount distribution, and the second detected light amount distribution may be corrected using the correction coefficient. In this case, the second detected light amount distribution can be corrected by a simple method.

また、上記第１実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記２実施形態の光学検査方法と同様に、第２の検出光量分布を補正する工程において、被検体の性別、年齢、身長、体重、頭部外周長、毛髪の太さ、毛髪の密度、肌の色のうち少なくとも１つの情報を用いる場合には、第２の検出光量分布を更に精度良く補正できる。 Further, in the optical inspection method of the first embodiment and the modified example, as in the optical inspection method of the second embodiment, in the step of correcting the second detected light amount distribution, sex, age, height, weight of the subject When at least one of the information of the head outer circumference length, hair thickness, hair density, and skin color is used, the second detected light amount distribution can be corrected with higher accuracy.

また、上記第１実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記２実施形態の光学検査方法と同様に、第２の検出光量分布を取得する工程において、２０秒以上の検出を行い、検出光量の最大値を用いて第２の検出光量分布を求める場合には、第２の検出光量分布を精度良く求めることができる。 Further, in the optical inspection method of the first embodiment and the modified example, as in the optical inspection method of the second embodiment, in the step of acquiring the second detected light amount distribution, detection is performed for 20 seconds or more to detect the detected light amount. When the second detected light amount distribution is obtained by using the maximum value of, the second detected light amount distribution can be obtained accurately.

また、上記第２実施形態及び変形例の光学検査方法は、上記第１実施形態の光学検査方法と同様に、光学モデルを選定する工程に先立って、第１の検出光量分布を補正する工程を更に含でも良い。この場合も、光学モデルの選定精度を向上できる。 Further, in the optical inspection method of the second embodiment and the modified example, as in the optical inspection method of the first embodiment, a step of correcting the first detected light amount distribution is performed before the step of selecting the optical model. Further, it may be included. Also in this case, the accuracy of selecting the optical model can be improved.

また、上記第２実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記第１実施形態の光学検査方法と同様に、第１の検出光量分布を補正する工程において、上記シミュレーションにおいて各光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデルを伝播した光の、該光源モジュールＬＭに隣接する少なくとも２つの検出モジュールＤＭの検出光量を比較し、その比較結果に基づいて少なくとも２つの検出モジュールＤＭの検出光量のうち少なくとも１つの検出光量を補正可能であっても良い（図３３のステップＳ３１〜Ｓ３３参照）。 Further, in the optical inspection method of the second embodiment and the modified example, similarly to the optical inspection method of the first embodiment, in the step of correcting the first detected light amount distribution, the light from each light source module LM is optically reflected in the simulation. Among the detected light amounts of the at least two detection modules DM based on the comparison result, the detected light amounts of the light that is irradiated to the model and propagated through the optical model are compared with each other at least two detection modules DM adjacent to the light source module LM. It may be possible to correct at least one detected light amount (see steps S31 to S33 in FIG. 33).

この場合も、上記シミュレーションにおいて各光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の複数の検出モジュールＤＭの検出光量の誤差を抑制できる。すなわち、上記シミュレーションにおいて検出モジュールＤＭと光学モデル表面との接触不良等に起因する誤差を抑制できる。 In this case as well, in the above simulation, it is possible to suppress an error in the detected light amount of the plurality of detection modules DM of the light emitted from each light source module LM to the optical model and propagated in the optical model. That is, in the above simulation, it is possible to suppress an error caused by poor contact between the detection module DM and the surface of the optical model.

また、上記第２実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記第１実施形態の光学検査方法と同様に、第１の検出光量分布を補正する工程において、上記シミュレーションにおいて各検出モジュールＤＭに隣接する少なくとも２つの光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の該検出モジュールＤＭの検出光量を比較し、その比較結果に基づいて少なくとも２つの光源モジュールＬＭのうち少なくとも１つの光源モジュールＬＭからの光の該検出モジュールＤＭの検出光量を補正可能であっても良い（図３３のステップＳ３４〜Ｓ３６参照）。 Further, in the optical inspection method of the second embodiment and the modified example, similar to the optical inspection method of the first embodiment, in the step of correcting the first detected light amount distribution, each of the detection modules DM is adjacent to each other in the simulation. Of the at least two light source modules LM that are irradiated to the optical model and propagated in the optical model, the detected light amounts of the detection modules DM are compared, and at least one of the at least two light source modules LM is based on the comparison result. The detection light amount of the light from the light source module LM detected by the detection module DM may be corrected (see steps S34 to S36 in FIG. 33).

この場合も、上記シミュレーションにおいて複数の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した複数の光の各検出モジュールＤＭの検出光量の誤差を抑制できる。すなわち、上記シミュレーションにおいて光源モジュールＬＭと光学モデル表面との接触不良等に起因する誤差を抑制できる。 Also in this case, it is possible to suppress an error in the detected light amount of each of the detection modules DM of the plurality of lights which are irradiated to the optical model from the plurality of light source modules LM and propagated in the optical model in the simulation. That is, in the above simulation, it is possible to suppress an error caused by a poor contact between the light source module LM and the surface of the optical model.

また、上記第２実施形態及び変形例の光学検査方法では、上記第１実施形態の光学検査方法と同様に、上記シミュレーションにおいて、互いに隣接する２つの光源モジュールＬＭを第１及び第２の光源モジュールＬＭとし、第１及び第２の光源モジュールＬＭにそれぞれが隣接し、かつ互いに隣接する２つの検出モジュールＤＭを第１及び第２の検出モジュールＤＭとすると、第１の検出光量分布を補正する工程では、上記シミュレーションにおいて第１の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の検出モジュールＤＭの検出光量１、２と、２の光源モジュールＬＭから光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の検出モジュールＤＭの検出光量３、４を比較し、その比較結果に基づいて検出光量１、２、３、４の少なくとも１つを補正可能であっても良い（ステップＳ３７〜Ｓ３９参照）。 Further, in the optical inspection method of the second embodiment and the modified example, as in the optical inspection method of the first embodiment, in the simulation, two light source modules LM adjacent to each other are used as the first and second light source modules. If the two detection modules DM, which are LM and are adjacent to the first and second light source modules LM and are adjacent to each other, are the first and second detection modules DM, a step of correcting the first detected light amount distribution. Then, in the above-mentioned simulation, from the light source modules LM of the first and second detection modules DM, which are the light emitted to the optical model from the first light source module LM and propagated in the optical model, the detected light amounts 1 and 2 of the first and second detection modules DM. The detected light amounts 3, 4 of the first and second detection modules DM of the light that has been irradiated to the optical model and propagated in the optical model are compared, and the detected light amounts 1, 2, 3, 4 of the detected light amounts 1, 2, 3, 4 are compared based on the comparison result. At least one may be correctable (see steps S37 to S39).

この場合、上記シミュレーションにおいて隣接する４つのプローブの設置状態の違いに起因する誤差を抑制できる。 In this case, it is possible to suppress the error caused by the difference in the installation states of the four adjacent probes in the simulation.

また、上記第２実施形態及び変形例の光学検査方法では、第１及び第２の検出光量分布を補正する工程において、深さ方向の重み付け（図３３のステップＳ４０参照）を行っても良い。 Further, in the optical inspection methods of the second embodiment and the modified example, weighting in the depth direction (see step S40 in FIG. 33) may be performed in the step of correcting the first and second detected light amount distributions.

また、上記第１及び第２実施形態、変形例において、被検体の検出光量分布を取得する際に、図３３のフローチャートにおけるステップＳ３１〜Ｓ３３の一連の工程、ステップＳ３４〜Ｓ３６の一連の工程、ステップＳ３７〜Ｓ３９の一連の工程、ステップＳ４０の少なくとも１つを行って取得しても良い。この場合、被検体の検出光量分布を精度良く取得できる。 In addition, in the first and second embodiments and the modified examples, when acquiring the detected light amount distribution of the subject, the series of steps S31 to S33 and the series of steps S34 to S36 in the flowchart of FIG. 33, It may be acquired by performing at least one of the series of steps S37 to S39 and step S40. In this case, the detected light amount distribution of the subject can be acquired with high accuracy.

また、上記各実施形態及び変形例において、照射系の光源モジュールＬＭの数、及び検出系の検出モジュールの数は、適宜変更可能である。要は、照射系は、光源モジュールＬＭを少なくとも１つ有していれば良い。検出系は、検出モジュールＤＭを少なくとも１つ有していれば良い。また、複数のプローブは、互いに交差する２方向のいずれにも光源モジュールＬＭと検出モジュールＤＭが隣接するように（隣り合うように）配置されることが好ましい。 Further, in each of the above-described embodiments and modifications, the number of light source modules LM of the irradiation system and the number of detection modules of the detection system can be appropriately changed. In short, the irradiation system may have at least one light source module LM. The detection system may have at least one detection module DM. In addition, it is preferable that the plurality of probes be arranged so that the light source module LM and the detection module DM are adjacent (adjacent to each other) in any of two directions intersecting with each other.

また、上記各実施形態及び変形例において、光源モジュールＬＭ（光照射器）の構成は、適宜変更可能である。例えば光照射器の面発光レーザアレイチップの数及び配置は、適宜変更可能である。レンズの種類、形状、大きさ、個数等も適宜変更可能である。 Further, in each of the above-described embodiments and modified examples, the configuration of the light source module LM (light irradiator) can be appropriately changed. For example, the number and arrangement of the surface emitting laser array chips of the light irradiator can be changed appropriately. The type, shape, size, number and the like of the lenses can be changed as appropriate.

また、上記各実施形態及び変形例では、光照射器の光源として、面発光レーザが用いられているが、例えば、端面発光レーザ（ＬＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、有機ＥＬ素子、半導体レーザ以外のレーザなどを用いても良い。 Further, in each of the above-described embodiments and modifications, a surface emitting laser is used as the light source of the light irradiator, but, for example, an edge emitting laser (LD), a light emitting diode (LED), an organic EL element, a semiconductor laser Other lasers may be used.

また、上記各実施形態及び変形例では、光照射器の反射部材としてプリズムが用いられているが、他のミラー等が設けられても良い。 Further, in each of the above-described embodiments and modifications, the prism is used as the reflecting member of the light irradiator, but other mirrors or the like may be provided.

また、実施例２の面発光レーザアレイチップにおけるグループの数及び配置、各グループのｃｈの数及び配置は、適宜変更可能である。 Further, the number and arrangement of groups in the surface emitting laser array chip of the second embodiment and the number and arrangement of channels in each group can be changed as appropriate.

また、検出モジュールＤＭ（光検出器）の構成は、適宜変更可能である。例えば、アパーチャは、必ずしも設けられていなくても良い。また、例えば、分割レンズは、必ずしも設けられていなくても良い。 Further, the configuration of the detection module DM (photodetector) can be changed as appropriate. For example, the aperture does not necessarily have to be provided. Further, for example, the split lens does not necessarily have to be provided.

以上の説明において述べた形状、材質、数、寸法、数値は、一例であって、適宜変更可能であることは言うまでもない。 Needless to say, the shapes, materials, numbers, dimensions, and numerical values described in the above description are examples and can be changed as appropriate.

なお、上記各実施形態及び変形例で説明した光学検査装置、光学センサの構成の少なくとも一部、光学検査方法における少なくとも１つの工程は、実施形態間、実施形態と変形例の間、実施例間で相互に転用可能であることは言うまでもない。 The optical inspection device, at least a part of the configuration of the optical sensor, and at least one step in the optical inspection method described in each of the embodiments and the modified examples are the same between the embodiments, between the embodiments and the modified examples, and between the examples. It goes without saying that they can be used interchangeably with each other.

１０…光学センサ、１００…光学検査装置、ＬＭ…光源モジュール（光照射器）、ＤＭ…検出モジュール（光検出器）。 10... Optical sensor, 100... Optical inspection device, LM... Light source module (light irradiator), DM... Detection module (photodetector).

特許３７７９１３４号公報Japanese Patent No. 3779134

Claims (35)

光照射器を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、光検出器を少なくとも１つ含む検出系とを備える光学センサを用いて被検体を検査する光学検査のための光学モデルの選定方法であって、
前記被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第１の検出光量分布を、前記光学センサを仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、
前記光学センサを用いて前記被検体の検出光量分布である第２の検出光量分布を求める工程と、
前記第１及び第２の検出光量分布に基づいて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定する工程と、からなる光学モデルの選定方法。 An optical sensor including an irradiation system including at least one light irradiator, and a detection system including at least one photodetector for detecting the amount of light that is irradiated from the irradiation system to a measurement target and propagates in the measurement target. A method of selecting an optical model for optical inspection for inspecting a subject using
A step of obtaining a first detected light amount distribution, which is a detected light amount distribution for each of a plurality of optical models simulating the subject, by a simulation that virtually uses the optical sensor;
Obtaining a second detected light amount distribution which is a detected light amount distribution of the subject using the optical sensor;
A method of selecting an optical model, comprising the step of selecting an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models based on the first and second detected light amount distributions. 前記第２の検出光量分布を求める工程は、
前記光照射器から非平行な複数の光を前記被検体の同一位置に照射するサブ工程と、
前記被検体内を伝播した複数の光の光量を前記光検出器で個別に検出するサブ工程と、を含み、
前記選定する工程では、前記検出するサブ工程での前記光検出器の複数の検出値の比を用いて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定することを特徴とする請求項１に記載の光学モデルの選定方法。 The step of obtaining the second detected light amount distribution includes
A sub-step of irradiating the same position of the subject with a plurality of non-parallel lights from the light irradiator,
And a sub-step of individually detecting the light amounts of a plurality of lights propagating in the subject with the photodetector,
In the selecting step, an optical model suitable for the subject is selected from the plurality of optical models by using a ratio of a plurality of detection values of the photodetector in the detecting substep. The method for selecting an optical model according to claim 1. 前記非平行な複数の光は、前記被検体への入射方向の該被検体への正射影ベクトルが反対向きとなる２つの光を含むことを特徴とする請求項２に記載の光学モデルの選定方法。 The selection of the optical model according to claim 2, wherein the plurality of non-parallel lights include two lights whose orthogonal projection vectors to the subject in an incident direction to the subject have opposite directions. Method. 前記検出系は、前記光検出器を複数含み、
前記第２の検出光量分布を求める工程は、前記照射するサブ工程に先立って、前記複数の光検出器と前記光照射器を、前記複数の光検出器のうち少なくとも２つの光検出器それぞれと前記光照射器との距離が互いに異なるように前記被検体上に配置するサブ工程を更に含み、
前記選定する工程では、前記少なくとも２つの光検出器のうち一の光検出器の複数の検出値の和と他の光検出器の複数の検出値の和の比を更に用いて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定することを特徴とする請求項２又は３に記載の光学モデルの選定方法。 The detection system includes a plurality of the photodetectors,
In the step of obtaining the second detected light amount distribution, prior to the irradiation sub-step, the plurality of photodetectors and the light irradiator are respectively connected to at least two photodetectors of the plurality of photodetectors. Further comprising a sub-step of disposing on the subject so that the distance to the light irradiator is different from each other,
In the selecting step, a ratio of a sum of a plurality of detection values of one photodetector of the at least two photodetectors and a sum of a plurality of detection values of another photodetector is further used to determine the plurality of the plurality of photodetectors. The optical model selection method according to claim 2, wherein an optical model suitable for the subject is selected from the optical models . 前記照射系は、前記光照射器を複数含み、
前記第２の検出光量分布を求める工程は、前記照射するサブ工程に先立って、前記複数の光照射器と前記光検出器を、前記複数の光照射器のうち少なくとも２つの光照射器それぞれと前記光検出器との距離が互いに異なるように前記被検体上に配置するサブ工程を更に含み、
前記選定する工程では、前記少なくとも２つの光照射器のうち一の光照射器から照射され前記被検体内を伝播した複数の光を前記光検出器が個別に検出したときの複数の検出値の和と、前記少なくとも２つの光照射器のうち他の光照射器から照射され前記被検体内を伝播した複数の光を前記光検出器が個別に検出したときの複数の検出値の和の比を更に用いて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定することを特徴とする請求項２又は３に記載の光学モデルの選定方法。 The irradiation system includes a plurality of the light irradiators,
In the step of obtaining the second detected light amount distribution, prior to the irradiation sub-step, the plurality of light irradiators and the light detectors are respectively connected to at least two light irradiators of the plurality of light irradiators. Further comprising a sub-step of arranging on the subject so that the distance from the photodetector is different from each other,
In the step of selecting, a plurality of detection values obtained when the photodetector individually detects a plurality of lights emitted from one of the at least two light irradiators and propagated in the subject A ratio of a sum and a sum of a plurality of detection values when the photodetector individually detects a plurality of lights emitted from another light irradiator of the at least two light irradiators and propagated in the subject. The optical model selection method according to claim 2 or 3, further comprising: selecting an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models. 選定された前記光学モデルの前記第１の検出光量分布及び前記第２の検出光量分布を用いて、これらの検出光量分布から直接導出される前記被検体内の情報を取得する工程を更に含むことを特徴とする請求項１〜５のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 The method further includes a step of using the first detected light amount distribution and the second detected light amount distribution of the selected optical model to obtain information in the subject directly derived from these detected light amount distributions. The method of selecting an optical model according to any one of claims 1 to 5. 前記光学モデルは、前記光照射器及び前記光検出器と、前記被検体の表面との間に介在し得る仮想的な層を含むことを特徴とした請求項１〜６のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 The optical model, and the light irradiator and the light detector, wherein any one of claim 1 to 6 characterized in that it comprises a virtual layer that may intervene between the subject surface How to select the described optical model . 前記第２の検出光量分布を求める工程では、２０秒以上の検出を行い、検出光量の最大値を用いて前記第２の検出光量分布を求めることを特徴とする請求項１〜６のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 In the second detection light amount distribution obtaining step, detection is performed 20 seconds or more, any one of claims 1-6, characterized in that determining the second detection light amount distribution with the maximum value of the detected light intensity The method for selecting an optical model according to the item 1. 前記選定する工程に先立って、前記第１の検出光量分布を補正する工程を更に含むことを特徴とする請求項１〜８のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 Prior to the step of the selecting, the selection method of the optical model according to any one of claims 1-8, characterized by further comprising the step of correcting the first detected light distribution. 前記少なくとも１つの光検出器は、複数の光検出器であり、
前記シミュレーションにおいて、前記光照射器及び前記複数の光検出器は、前記光照射器に少なくとも２つの前記光検出器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて前記光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデルを伝播した光の、該光照射器に隣接する前記少なくとも２つの光検出器の検出光量を比較し、その比較結果に基づいて前記少なくとも２つの光検出器の検出光量のうち少なくとも１つの検出光量を補正可能なことを特徴とする請求項９に記載の光学モデルの選定方法。 The at least one photodetector is a plurality of photodetectors,
In the simulation, the light irradiator and the plurality of light detectors are virtually attached to the optical model so that at least two of the light detectors are adjacent to the light irradiator,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, the at least two photodetectors adjacent to the light irradiator for the light that is irradiated from the light irradiator to the optical model and propagates through the optical model in the simulation. 10. The method for selecting an optical model according to claim 9 , wherein at least one of the detected light amounts of the at least two photodetectors can be corrected based on the comparison result. .. 前記少なくとも１つの光照射器は、複数の光照射器であり、
前記シミュレーションにおいて、前記複数の光照射器及び前記光検出器は、該光検出器に少なくとも２つの前記光照射器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて前記光検出器に隣接する前記少なくとも２つの光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の該光検出器の検出光量を比較し、その比較結果に基づいて前記少なくとも２つの光照射器のうち少なくとも１つの光照射器からの光の該光検出器の検出光量を補正可能なことを特徴とする請求項９又は１０に記載の光学モデルの選定方法。 The at least one light illuminator is a plurality of light illuminators,
In the simulation, the plurality of light irradiators and the light detectors are virtually attached to the optical model such that at least two light irradiators are adjacent to the light detectors,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, the photodetector of the light that has been irradiated to the optical model from the at least two light irradiators adjacent to the photodetector and propagated in the optical model in the simulation. 2. The detected light amount of the light from at least one of the at least two light irradiators can be corrected based on the comparison result. 9. The method for selecting an optical model described in 9 or 10 . 前記少なくとも１つの光照射器は、複数の光照射器であり、
前記少なくとも１つの光検出器は、複数の光検出器であり、
前記シミュレーションにおいて、前記複数の光照射器及び前記複数の光検出器は、互いに交差する第１及び第２の方向のいずれに関しても前記光照射器と前記光検出器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記光学モデル上において、互いに隣接する２つの前記光照射器を第１及び第２の光照射器とし、前記第１及び第２の光照射器にそれぞれが隣接し、かつ互いに隣接する２つの前記光検出器を第１及び第２の光検出器とすると、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて、前記第１の光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の光検出器の検出光量１、２と、前記第２の光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の光検出器の検出光量３、４を比較し、その比較結果に基づいて前記検出光量１、２、３、４の少なくとも１つを補正可能なことを特徴とする請求項９〜１１のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 The at least one light illuminator is a plurality of light illuminators,
The at least one photodetector is a plurality of photodetectors,
In the simulation, the plurality of light irradiators and the plurality of light detectors are the optical model such that the light irradiator and the light detector are adjacent to each other in both the first and second directions intersecting with each other. Virtually attached to the
On the optical model, the two light irradiators that are adjacent to each other are referred to as first and second light irradiators, and the two light irradiators that are respectively adjacent to the first and second light irradiators and are adjacent to each other. If the photodetectors are the first and second photodetectors,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, in the simulation, the first and second photodetectors of the light that is irradiated from the first light irradiator to the optical model and propagates in the optical model. And the detected light amounts 1 and 2 of No. 2 and the detected light amounts 3 and 4 of the light that is irradiated from the second light irradiator to the optical model and propagates in the optical model. The optical model selection method according to any one of claims 9 to 11 , wherein at least one of the detected light amounts 1, 2, 3, 4 can be corrected based on the comparison result. 前記シミュレーションは、モンテカルロシュミレーションであることを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法。 The simulation method of selecting the optical model according to any one of claims 1 to 12, characterized in that a Monte Carlo simulation. 請求項１〜６のいずれか一項に記載の光学モデルの選定方法における前記第２の検出光量分布を補正する検出光量分布補正方法であって、
前記光学モデルの選定方法において選定された光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデルの第１の検出光量分布に基づいて前記第２の検出光量分布を補正する工程を、含む検出光量分布補正方法。 A detected light quantity distribution correction method for correcting the second detected light quantity distribution in the optical model selection method according to claim 1.
Wherein the step of correcting the second detection light quantity distribution based on the first detection light amount distribution of the at least one optical model including selected an optical model in the selection method of the optical model, including detecting the light quantity distribution correction process. 前記第２の検出光量分布を補正する工程では、前記少なくとも１つの光学モデルの第１の検出光量分布から得られた補正係数を用いて前記第２の検出光量分布を補正することを特徴とする請求項１４に記載の検出光量分布補正方法。 In the step of correcting the second detected light amount distribution, the second detected light amount distribution is corrected using a correction coefficient obtained from the first detected light amount distribution of the at least one optical model. The detection light amount distribution correction method according to claim 14 . 請求項６に記載の光学モデルの選定方法における前記第２の検出光量分布を補正する検出光量分布補正方法であって、
前記光学モデルの選定方法における情報を取得する工程に先立って、前記光学モデルの選定方法において選定された光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデルの前記第１の検出光量分布に基づいて前記第２の検出光量分布を補正する工程を、含む検出光量分布補正方法。 A detected light amount distribution correction method for correcting the second detected light amount distribution in the optical model selection method according to claim 6,
Wherein prior to the step of obtaining the information in the selection method of the optical model, the optical model of the at least one of the first optical model including selected an optical model in the selection process detected light intensity distribution on the second based a step of correcting the detected light amount distribution, including detecting the light quantity distribution correction process. 前記第２の検出光量分布を補正する工程では、前記少なくとも１つの光学モデルの第１の検出光量分布から得られた補正係数を用いて前記第２の検出光量分布を補正することを特徴とする請求項１６に記載の検出光量分布補正方法。 In the step of correcting the second detected light amount distribution, the second detected light amount distribution is corrected using a correction coefficient obtained from the first detected light amount distribution of the at least one optical model. The method for correcting a detected light amount distribution according to claim 16 . 前記第２の検出光量分布を補正する工程では、前記被検体の性別、年齢、身長、体重、頭部外周長、毛髪の太さ、毛髪の密度、肌の色のうち少なくとも１つの情報を用いることを特徴とする請求項１４〜１７のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 In the step of correcting the second detected light amount distribution, at least one information among the subject's sex, age, height, weight, head circumference, hair thickness, hair density, and skin color is used. The detected light amount distribution correction method according to any one of claims 14 to 17 , wherein: 前記光学モデルは、前記光照射器及び前記光検出器と、前記被検体の表面との間に介在し得る仮想的な層を含むことを特徴とする請求項１４〜１８のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 The optical model, and the light irradiator and the light detector, wherein in any one of claims 14 to 18, characterized in that it comprises a virtual layer that may intervene between the subject surface The method for correcting the detected light amount distribution described. 前記光学モデルの選定方法における第２の検出光量分布を求める工程では、２０秒以上の検出を行い、検出光量の最大値を用いて前記第２の検出光量分布を求めることを特徴とする請求項１４〜１９のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 In the step of obtaining the second detected light amount distribution in the optical model selection method , detection is performed for 20 seconds or more, and the second detected light amount distribution is obtained using the maximum value of the detected light amount. 20. The detection light amount distribution correction method according to any one of 14 to 19 . 前記光学モデルの選定方法における選定する工程に先立って、前記第１の検出光量分布を補正する工程を更に含むことを特徴とする請求項１４〜２０のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 21. The detected light quantity distribution correction according to claim 14 , further comprising a step of correcting the first detected light quantity distribution prior to the selecting step in the optical model selecting method. Method. 前記少なくとも１つの光検出器は、複数の光検出器であり、
前記光学モデルの選定方法におけるシミュレーションにおいて、前記光照射器及び前記複数の光検出器は、前記光照射器に少なくとも２つの前記光検出器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて前記光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデルを伝播した光の、該光照射器に隣接する前記少なくとも２つの光検出器の検出光量を比較し、その比較結果に基づいて前記少なくとも２つの光検出器の検出光量のうち少なくとも１つの検出光量を補正可能なことを特徴とする請求項２１に記載の検出光量分布補正方法。 The at least one photodetector is a plurality of photodetectors,
In the simulation in the selection method of the optical model , the light irradiator and the plurality of photodetectors are virtually attached to the optical model such that at least two photodetectors are adjacent to the light irradiator,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, the at least two photodetectors adjacent to the light irradiator for the light that is irradiated from the light irradiator to the optical model and propagates through the optical model in the simulation. 22. The detection light amount distribution correction method according to claim 21 , wherein at least one of the detection light amounts of the at least two photodetectors can be corrected based on the comparison result. .. 前記少なくとも１つの光照射器は、複数の光照射器であり、
前記光学モデルの選定方法におけるシミュレーションにおいて、前記複数の光照射器及び前記光検出器は、該光検出器に少なくとも２つの前記光照射器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて前記光検出器に隣接する前記少なくとも２つの光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の該光検出器の検出光量を比較し、その比較結果に基づいて前記少なくとも２つの光照射器のうち少なくとも１つの光照射器からの光の該光検出器の検出光量を補正可能なことを特徴とする請求項２１又は２２に記載の検出光量分布補正方法。 The at least one light illuminator is a plurality of light illuminators,
In the simulation in the selection method of the optical model , the plurality of light irradiators and the light detectors are virtually attached to the optical model so that at least two light irradiators are adjacent to the light detectors,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, the photodetector of the light that has been irradiated to the optical model from the at least two light irradiators adjacent to the photodetector and propagated in the optical model in the simulation. 2. The detected light amount of the light from at least one of the at least two light irradiators can be corrected based on the comparison result. 21. A detection light amount distribution correction method according to 21 or 22 . 前記少なくとも１つの光照射器は、複数の光照射器であり、
前記少なくとも１つの光検出器は、複数の光検出器であり、
前記光学モデルの選定方法におけるシミュレーションにおいて、前記複数の光照射器及び前記複数の光検出器は、互いに交差する第１及び第２の方向のいずれに関しても前記光照射器と前記光検出器が隣接するように前記光学モデルに仮想的に装着され、
前記光学モデル上において、互いに隣接する２つの前記光照射器を第１及び第２の光照射器とし、前記第１及び第２の光照射器にそれぞれが隣接し、かつ互いに隣接する２つの前記光検出器を第１及び第２の光検出器とすると、
前記第１の検出光量分布を補正する工程では、前記シミュレーションにおいて、前記第１の光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の光検出器の検出光量１、２と、前記第２の光照射器から前記光学モデルに照射され該光学モデル内を伝播した光の前記第１及び第２の光検出器の検出光量３、４を比較し、その比較結果に基づいて前記検出光量１、２、３、４の少なくとも１つを補正可能なことを特徴とする請求項２１〜２３のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 The at least one light illuminator is a plurality of light illuminators,
The at least one photodetector is a plurality of photodetectors,
In the simulation in the method of selecting the optical model , the plurality of light irradiators and the plurality of light detectors are adjacent to each other in both the first and second directions intersecting each other. To be virtually attached to the optical model,
On the optical model, the two light irradiators that are adjacent to each other are referred to as first and second light irradiators, and the two light irradiators that are respectively adjacent to the first and second light irradiators and are adjacent to each other. If the photodetectors are the first and second photodetectors,
In the step of correcting the first detected light amount distribution, in the simulation, the first and second photodetectors of the light that is irradiated from the first light irradiator to the optical model and propagates in the optical model. And the detected light amounts 1 and 2 of No. 2 and the detected light amounts 3 and 4 of the light that is irradiated from the second light irradiator to the optical model and propagates in the optical model. The detected light amount distribution correction method according to any one of claims 21 to 23 , wherein at least one of the detected light amounts 1, 2, 3, 4 can be corrected based on the comparison result. 前記光学モデルの選定方法におけるシミュレーションは、モンテカルロシュミレーションであることを特徴とする請求項１４〜２４のいずれか一項に記載の検出光量分布補正方法。 25. The detected light amount distribution correction method according to claim 14 , wherein the simulation in the method of selecting the optical model is Monte Carlo simulation. 非平行な複数の光を計測対象の同一位置に照射する光照射器を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した複数の光の光量を個別に検出する光検出器を少なくとも１つ含む検出系とを備える光学センサを用いて被検体を検査する光学モデルの補正方法であって、
前記光学センサを用いて前記被検体の検出光量分布である第１の検出光量分布を求める工程と、
前記第１の検出光量分布に含まれる前記光検出器の複数の検出値の比を用いて、前記被検体を模した光学モデルを補正する工程と、からなる光学モデルの補正方法。 An irradiation system including at least one light irradiator that irradiates a plurality of non-parallel lights to the same position of a measurement target, and individual light amounts of a plurality of lights that are irradiated from the irradiation system to the measurement target and propagated in the measurement target. A method for correcting an optical model for inspecting an object using an optical sensor having a detection system including at least one photodetector for detecting,
Determining a first detected light amount distribution, which is a detected light amount distribution of the subject, using the optical sensor;
A method of correcting an optical model, comprising the step of correcting an optical model simulating the subject using a ratio of a plurality of detection values of the photodetector included in the first detected light amount distribution. 前記非平行な複数の光は、前記被検体への入射方向の該被検体への正射影ベクトルが反対向きとなる２つの光を含むことを特徴とする請求項２６に記載の光学モデルの補正方法。 27. The correction of the optical model according to claim 26 , wherein the plurality of non-parallel lights include two lights whose orthogonal projection vectors to the subject in the incident direction to the subject have opposite directions. Method. 前記検出系は、前記光検出器を複数含み、
前記第１の検出光量分布を求める工程は、前記複数の光検出器と前記光照射器を、前記複数の光検出器のうち少なくとも２つの光検出器それぞれと前記光照射器との距離が互いに異なるように前記被検体上に配置するサブ工程を含み、
前記補正する工程では、前記少なくとも２つの光検出器のうち一の光検出器の複数の検出値の和と他の光検出器の複数の検出値の和の比を更に用いて、前記光学モデルを補正することを特徴とする請求項２６又は２７に記載の光学モデルの補正方法。 The detection system includes a plurality of the photodetectors,
In the step of obtaining the first detected light amount distribution, the plurality of photodetectors and the light irradiator are arranged such that at least two photodetectors of the plurality of photodetectors and the light irradiator are separated from each other. Comprising substeps of differently disposing on the subject,
In the correcting step, a ratio of a sum of a plurality of detection values of one photodetector of the at least two photodetectors and a sum of a plurality of detection values of another photodetector is further used to calculate the optical model. The method for correcting an optical model according to claim 26 or 27 , characterized in that 前記照射系は、前記光照射器を複数含み、
前記第１の検出光量分布を求める工程は、前記複数の光照射器と前記光検出器を、前記複数の光照射器のうち少なくとも２つの光照射器それぞれと前記光検出器との距離が互いに異なるように前記被検体上に配置するサブ工程を含み、
前記補正する工程では、前記少なくとも２つの光照射器のうち一の光照射器から照射され前記被検体内を伝播した複数の光を前記光検出器が個別に検出したときの複数の検出値の和と、前記少なくとも２つの光照射器のうち他の光照射器から照射され前記被検体内を伝播した複数の光を前記光検出器が個別に検出したときの複数の検出値の和の比を更に用いて、前記光学モデルを補正することを特徴とする請求項２６又は２７に記載の光学モデルの補正方法。 The irradiation system includes a plurality of the light irradiators,
In the step of obtaining the first detected light amount distribution, the plurality of light irradiators and the light detectors are arranged such that the distances between at least two light irradiators of the plurality of light irradiators and the light detectors are mutually different. Comprising substeps of differently disposing on the subject,
In the correcting step, a plurality of detection values obtained when the photodetector individually detects a plurality of lights emitted from one of the at least two light irradiators and propagated in the subject A ratio of a sum and a sum of a plurality of detection values when the photodetector individually detects a plurality of lights emitted from another light irradiator of the at least two light irradiators and propagated in the subject. 28. The method for correcting an optical model according to claim 26 or 27 , further comprising: 補正された前記光学モデルの検出光量分布である第２の検出光量分布を、前記光学センサを仮想的に用いるシミュレーションによって求める工程と、
前記第１及び第２の検出光量分布を用いて、これらの検出光量分布から直接導出される前記被検体内の情報を取得する工程を更に含むことを特徴とする請求項２６〜２９のいずれか一項に記載の光学モデルの補正方法。 Determining a second detected light amount distribution, which is the corrected detected light amount distribution of the optical model, by a simulation that virtually uses the optical sensor;
30. The method according to claim 26 , further comprising the step of using the first and second detected light amount distributions to obtain information on the inside of the subject directly derived from these detected light amount distributions . A method for correcting an optical model according to item 1. 前記光学モデルは、前記光照射器及び前記光検出器と、前記被検体の表面との間に介在し得る仮想的な層を含むことを特徴とした請求項２６〜３０のいずれか一項に記載の光学モデルの補正方法。 31. The optical model according to claim 26 , wherein the optical model includes a virtual layer that can be interposed between the light illuminator and the photodetector and the surface of the subject. A method for correcting the described optical model . 被検体を検査するための光学検査装置であって、
光照射器を少なくとも１つ含む照射系と、該照射系から計測対象に照射され該計測対象内を伝播した光の光量を検出する、光検出器を少なくとも１つ含む検出系とを含む光学センサと、
前記照射系を制御し、前記検出系の検出光量を取得する制御系と、を備え、
前記制御系は、前記光学センサを用いて前記被検体の検出光量分布である第１の検出光量分布を求め、前記光学センサを仮想的に用いるシミュレーションによって求められた、前記被検体を模した複数の光学モデル毎の検出光量分布である第２の検出光量分布と前記第１の検出光量分布に基づいて、前記複数の光学モデルから前記被検体に適した光学モデルを選定する光学検査装置。 An optical inspection device for inspecting an object,
An optical sensor including an irradiation system including at least one light irradiator, and a detection system including at least one photodetector for detecting the amount of light that is irradiated from the irradiation system to a measurement target and propagates in the measurement target. When,
A control system that controls the irradiation system and acquires the amount of light detected by the detection system;
The control system obtains a first detected light amount distribution, which is a detected light amount distribution of the subject using the optical sensor, and a plurality of copies of the subject obtained by simulation using the optical sensor virtually. An optical inspection device that selects an optical model suitable for the subject from the plurality of optical models based on the second detected light amount distribution, which is the detected light amount distribution for each optical model, and the first detected light amount distribution. 前記制御系は、選定された前記光学モデルの前記第２の検出光量分布及び前記第１の検出光量分布を用いて、これらの検出光量分布から直接導出される前記被検体内の情報を取得することを特徴とする請求項３２に記載の光学検査装置。 The control system uses the second detected light amount distribution and the first detected light amount distribution of the selected optical model, and acquires the information in the subject directly derived from these detected light amount distributions. The optical inspection apparatus according to claim 32 , wherein: 前記制御系は、前記複数の光学モデルのうち選定された光学モデルを含む少なくとも１つの光学モデルの前記第２の検出光量分布を用いて前記第１の検出光量分布を補正することを特徴とする請求項３２又は３３に記載の光学検査装置。 The control system corrects the first detected light amount distribution by using the second detected light amount distribution of at least one optical model including an optical model selected from the plurality of optical models. The optical inspection device according to claim 32 or 33 . 前記制御系は、前記光学モデルの選定に先立って、前記第２の検出光量分布を補正することを特徴とする請求項３２〜３４のいずれか一項に記載の光学検査装置。 The optical inspection apparatus according to claim 32 , wherein the control system corrects the second detected light amount distribution before selecting the optical model.