JP2022113518A - 情報取得装置 - Google Patents

Abstract

【課題】透過型及び反射型に比べ、生体内部の情報を正確に得やすい情報取得装置を提供する。
【解決手段】対象生体へ検出波を照射する出力源と、前記対象生体に照射された検出波を受信可能な受信部とを備え、前記出力源及び前記受信部は、前記出力源から前記対象生体へ検出波を照射する方向と、前記対象生体の前記検出波が照射された照射箇所から、前記受信部への方向との間の角度が鈍角となるように配置されている。
【選択図】図１

Description

本発明は、光等の検出波を生体に当て、非侵襲で生体情報を取得可能な情報取得装置に関する。

近年、健康志向の高まりを背景に、非侵襲で生体内部の血管形状及び血液成分などを分析することで、健康状態の目安としての利用及び生活習慣病に対するアドバイスに用いる情報取得装置が開発されている。
そのような情報取得装置として、光等の検出波を生体に当て、非侵襲で生体情報を測定する方法として生体から反射される検出波を利用する反射型（図９参照）と、生体の表面からその裏面に透過する検出波を利用する透過型（図１０参照）とが用いられている（例えば、特許文献１参照）。

なお、生体内部を観察する情報取得装置の検出波において、可視光波長だけでなく、より生体深くの情報が得られるように、近赤外波長（＞７００ｎｍ）が用いられている。
図９に示す情報取得装置２１１及び図１０に示す情報取得装置３１２では、シリコンセンサ等で感度が十分得られる波長帯の観点に加えて、生体内の水の吸光度、及び、血液中、赤血球内にあるヘモグロビンの吸光度の兼ね合いから、検出波として使用する波長帯を決められるものである。

上記近赤外波長は、例えばシリコン半導体を用いる場合、その材料物性に起因して、出力源２２０、３２０として数ワット以上相当の強い光を入れなければ生体内部の例えば血管情報を得ることはできない。従って、消費電力が大きくなるため可搬性のある装置への適用は難しく、これまでは比較的表面にある手のひら静脈認証等の応用に限られてきた。

一方、最近の各社のセンサデバイス開発によりその感度向上・性能向上は図られてきており、機能の集積化で有利であるシリコン半導体においても、より長波長となる８５０ｎｍを超える帯域で高感度性能が得られ始めている。

特開２００３－３３１２７２号公報

図９に示すように、従来の反射型の情報取得装置２１１は、出力源２２０としてのＬＥＤからの光が対象生体（例えば指）に照射されて、その透過波を受信部２４０により検出するものであり、図９に示す角度Ｂは、０度に近似するものとなる。この従来の反射型の情報取得装置２１１は、生体表面から反射される検出波の照り返しが強く、生体表面の情報（例えば表面の指紋等）が誇張されてノイズとなり、生体内部の情報を正確に得難い。

また、図１０に示すように、従来の透過型の情報取得装置３１２は、出力源３２０としてのＬＥＤからの光が対象生体（例えば指）に照射されて、その透過波を受信部３５０により検出するものであり、図１０に示す角度Ｃは、１８０度となる。
この従来の透過型の情報取得装置３１２は、検出波が生体内部の中を進む距離が長くなり、検出波の減衰が大きく、生体内部の情報を正確に得難い。

本発明は、上記の事情に鑑みて、透過型及び反射型に比べ、生体内部の情報を正確に得やすい情報取得装置を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明に係る情報取得装置は、対象生体へ検出波を照射する出力源と、前記対象生体に照射された検出波を受信可能な受信部とを備え、前記出力源及び前記受信部は、前記出力源から前記対象生体へ検出波を照射する方向と、前記対象生体の前記検出波が照射された照射箇所から、前記受信部への方向との間の角度が鈍角となるように配置されている。

本発明によれば、透過型及び反射型に比べ、生体内部の情報を正確に得やすい情報取得装置を提供することができる。

第１の実施の形態に係る情報取得装置の概念図である。 第１の実施の形態に係る情報取得装置の測定状態を示す概略外観図である。 第１の実施の形態に係る情報取得装置で取得した画像の一例を示す写真である。 水とヘモグロビンの吸収率を示すグラフである。 ヘモグロビン（酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン）の吸収スペクトルを示すグラフである。 第２の実施の形態に係る情報取得装置で取得した画像の一例を示す写真である。 第３の実施の形態に係る情報取得装置で得られる画像の一例を示す写真である。 第４の実施の形態に係る情報取得装置で得られる画像の一例を示す写真である。 従来の技術の反射型の情報取得装置の概念図である。 従来の技術の透過型の情報取得装置の概念図である。

以下、本発明の技術の実施の形態の一例を、図面を参照しつつ説明する。なお、各図面において同一又は等価な構成要素及び部分には同一の参照符号を付与している。また、図面の寸法比率は、説明の都合上誇張されており、実際の比率とは異なる場合がある。

（第１の実施の形態）
図１～図６を用いて、第１の実施の形態の情報取得装置１０について説明する。
図１は、第１の実施の形態に係る情報取得装置１０の概念図、図２は、第１の実施の形態に係る情報取得装置１０の測定状態を示す概略外観図、図３は、第１の実施の形態に係る情報取得装置１０で取得した画像の一例を示す写真、図４は、水とヘモグロビンの吸収率を示すグラフ、図５は、ヘモグロビン（酸素化ヘモグロビン、脱酸素化ヘモグロビン）の吸収スペクトルを示すグラフ、図６は、第１の実施の形態に係る情報取得装置１０で取得した画像の一例を示す写真である。

図１に示すように、本実施の形態に係る情報取得装置１０は、対象生体（ここでは、人間の指）へ検出波を照射するＬＥＤを含む出力源２０と、対象生体に照射された検出波を受信可能な受信部３０とを備えている。
この受信部３０は、特に図示していないが、光検出用フォトダイオードを備えた画素を有する半導体装置と、検出した光を信号として制御する制御部とを備えている。
なお、出力源２０は、ＬＥＤを有しているが、ＬＡＳＥＲ ＤＩＯＤＥ等を用いてもよい。

出力源２０及び受信部３０は、出力源２０から対象生体である人間の指へ検出波を照射する方向と、対象生体の検出波が照射された照射箇所１００から、受信部３０への方向との間の角度（図１の角度Ａ）が鈍角（９０度より大きく且つ１８０度より小さい角度）となるように配置されている。
本実施の形態では、出力源２０からの検出波の発光方向に対して、撮像対象物である生体の指の表面から、検出波である光を入射し、入射された検出波が照射箇所に当たって散乱する。散乱した検出波が、生体の指から出てきたところを、受信部３０により撮像する。照射箇所は、例えば、指の血管（血液）である。検出波は、血管及び血液に当たり、血液中のヘモグロビン等により吸光され、散乱して、生体外に射出される。
出力源２０と、受信部３０とは、照射箇所１００を頂点として、当該頂点から出力源２０及び受信部３０にそれぞれ延びる半直線が頂点周りになす角度Ａが鈍角となるように、配置されている。

出力源２０と受信部３０とが鈍角の位置関係に配置されるので、撮像対象物である生体の指は、出力源２０及び受信部３０とにより挟む必要がない。このため、例えば、図２に示すように、情報取得装置１０は、受信部３０の上に指を置くだけで生体を測定できる。
また、従来の反射型のものと比べて、生体の表面で反射された検出波がそのまま受信部３０に受信されないので、表面での反射の影響を受けにくく、測定部位（照射箇所）を、所定の波長の検出波の光が通過して光が減衰する光量が吸光度として反映されやすくなる。
また、検出波が生体内部の中を進む距離は、透過型より短くなり、その分減衰を低減できる。
これにより、本実施の形態によれば、透過型及び反射型に比べ、生体内部の情報を正確に得やすい。

また、本実施の形態では、測定において、図２に示すように指を置くだけで済むため、測定において透過型のように生体の指等を深くて暗い測定用の孔に奥深く差し込む必要がない。透過型においても、必ずしも差し込んだ指が実際に物理的に挟み込まれて圧力又は熱等が加わって痛み等を感じるわけではなく、注射針が刺されるわけでも無い。しかし、透過型における測定に当たって何が行われるのか経験及び知識の無い被験者には、指を測定用の孔に奥深く差し込むことに不安感及び束縛感等の心理的負荷を与えてしまう。
本実施の形態では、図２に示すように、自分の指を自分が見える場所に置くだけで済むため、透過型のような心理的負荷を与えることはなく、被験者は安心して測定を実施することができる。
本実施の形態によれば、反射型と透過型の両方の利点を得ることが可能となるものである。

実際に、本実施の形態で、生体（人間の指）の内部の血管１６０を撮像した写真が図３に示されるものである。この写真では、出力源２０のＬＥＤが７ｍＷの比較的低パワーのものを用いつつ、血管１６０の部分が、ヘモグロビン１２０による吸光で黒く（暗く）写っていて、十分に識別することができることを示している。

なお、本実施の形態は、図１に示す構成に限定されるものではない。具体的には、例えば、図１に示す生体の指の照射箇所１００と、受信部３０との間に凸レンズを配置してもよいものである。このような凸レンズを配置することで、血管１６０を拡大して撮像することが可能となる。
また、生体の指の表面を測定できるような非接触式の温度計を配置してもよいものである。指の温度を測定することで、吸光度を補正（キャリブレーション）することが可能となる。
さらに、キャリブレーションをする目的で、出力源２０から出力される光量を測定する校正用の光センサを別途、追加しても良いものである。
また、本実施の形態に係る情報取得装置１０は、８００ｎｍ前後の波長の検出波を用いて、被験者の脈拍を同時に測定することにより、動脈血の酸素飽和度を測定することができるものであり、パルスオキシメータとしての機能も有している。

（第２の実施の形態）
本実施の形態は、第１の実施の形態のうち、出力源から出力する検出波の波長を特定の波長に限定して用いているものである。
以下に、上記内容をさらに詳細に説明する。
図４は、水１１０と、ヘモグロビン１２０との吸収率をそれぞれ示している。
本実施の形態に係る検出波は、生体を透過可能な波長であって、水１１０よりもヘモグロビン１２０の方が吸光度が高くなる波長の光である。
ここで、生体を透過可能な波長とは、生体を透過しやすい波長域、いわゆる「生体の窓１３０」と呼ばれる波長域（６５０ｎｍ～９５０ｎｍ）が含まれる。

生体内に存在する主な光吸収物質は、水１１０と、血液中に存在する酸素輸送媒体のヘモグロビン１２０であり、それらの吸収スペクトルは、図４に示すように波長に強く依存するものである。
可視光（３００ｎｍ～７００ｎｍ）はヘモグロビン１２０での吸収率が大きく、生体内で進むことのできる距離が僅かなものとなる。
また、１４００ｎｍより波長の長い光は、水での吸収率が大きく、生体内を進むことのできる距離が僅かなものとなる。
「生体の窓１３０」と呼ばれる波長域（６５０ｎｍ～９５０ｎｍ）の近赤外光に対しては、ヘモグロビン１２０及び水１１０の吸収が弱いために、かかる波長域の近赤外光は、生体内部に深く浸透することができる。このため、光を用いた生体検診には、かかる波長域の近赤外光が用いられことが多く、この波長域は、「生体の窓１３０」と呼ばれているものである。

図５は、ヘモグロビン１２０（酸素化ヘモグロビン１２１、脱酸素化ヘモグロビン１２２）の吸収スペクトルを示す。
酸素化ヘモグロビン１２１（図５中の点線で示される）は、酸化ヘモグロビン、オキシヘモグロビンＨｂＯ２とも呼ばれ、酸素と結合したヘモグロビン１２０であり、動脈血中のヘモグロビン１２０の状態を意味する。
脱酸素化ヘモグロビン１２２（図５中の実線で示される）は、還元ヘモグロビン、デオキシヘモグロビンＨｂとも呼ばれ、酸素と結合していないヘモグロビン１２０であり、静脈血中のヘモグロビン１２０の状態を意味する。

なお、図５中の縦軸の「分子吸光係数」は、測定対象が同一で、光路長さが同一である場合には、吸光度と比例する数値である。
また、ここで、「吸光度」とは、ランベルト・ベールの法則に基づいて算出される光減衰係数（物質中の光路長にしたがって光が弱まっていく度合い）であり、生体内の重要情報である血液成分量（酸素化ヘモグロビン１２１、脱酸素化ヘモグロビン１２２、血糖値など）を光学的に非侵襲で推定する方法として用いられているものである。

本実施の形態では、検出波は、動脈が検出対象である場合には、酸素化ヘモグロビン１２１の方が、脱酸素化ヘモグロビン１２２よりも吸光度が高くなる波長の光が適している。
また、検出波は、静脈が検出対象である場合には、脱酸素化ヘモグロビン１２２の方が、酸素化ヘモグロビン１２１よりも吸光度が高くなる波長の光が適している。

上記内容を図５のグラフで言い換えて説明する。
検出波の波長は、動脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示す酸素化ヘモグロビン１２１を示すグラフ（図５の点線で示される）と、静脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示す脱酸素化ヘモグロビン１２２のグラフ（図５の実線で示される）との交点となる検出波の波長（８０５ｎｍ）と、生体の窓と呼ばれる生体を透過しやすい検出波の波長域である最大波長（９５０ｎｍ）又は最小波長（６５０ｎｍ）との間に設定されている。

本実施の形態によれば、例えば、動脈血管の生体情報を測定する場合、検出波の波長は、動脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示すグラフ（図５の点線）と、静脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示すグラフ（図５の実線）との交点となる検出波の波長（８０５ｎｍ）以上が適している。さらに、検出波の波長は、生体を透過しやすい検出波の波長域である「生体の窓」の最大波長（９５０ｎｍ）未満に設定する。これにより、当該範囲では、動脈血管の吸収度を、静脈血管より大きくすることが可能となる。
結果として、測定画像において動脈血管を静脈血管より黒く（濃く）することができ、より目立たせることが可能となり、動脈血管の生体情報をより正確に得ることができる。

また、本実施の形態によれば、例えば、静脈血管の生体情報を測定する場合、検出波の波長は、動脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示すグラフ（図５の点線）と、静脈血管における検出波の波長と当該検出波の分子吸光係数との関係を示すグラフ（図５の実線）との交点となる検出波の波長（８０５ｎｍ）未満が適している。さらに、検出波の波長は、生体を透過しやすい検出波の波長域である「生体の窓」の最小波長（６５０ｎｍ）以上に設定する。これにより、当該範囲では、静脈血管の吸収度を、動脈血管より大きくすることが可能となる。
結果として、受信した検出波により得られる画像において静脈血管を動脈血管より黒く（濃く）することができ、より目立たせることが可能となり、静脈血管の生体情報をより正確に得ることができる。

したがって、動脈が検出対象である場合には、検出波は、８０５ｎｍ以上９５０ｎｍ未満の波長の光が適している。
また、静脈が検出対象である場合には、検出波は、６５０ｎｍ以上８０５ｎｍ未満の波長の光が適している。

本実施の形態によれば、検出波の波長を、８０５ｎｍ以上であって、９５０ｎｍ未満に設定することで、当該範囲では、動脈血管の分子吸光係数を、静脈血管より大きくすることが可能となる（図５参照。）。
これにより、受信した検出波により得られる画像において動脈血管を静脈血管より黒く（濃く）することができ、より目立たせることが可能となり、動脈血管の生体情報をより正確に得ることができる。

本実施の形態によれば、検出波の波長を、８０５ｎｍ未満であって、６５０ｎｍ以上に設定することで、当該範囲では、静脈血管の分子吸光係数を、動脈血管より大きくすることが可能となる（図５参照。）。
これにより、受信した検出波により得られる画像において静脈血管を動脈血管より黒く（濃く）することができ、より目立たせることが可能となり、静脈血管の生体情報をより正確に得ることができる。

図６は、本実施の形態に係る情報取得装置１０で取得した画像の一例を示す写真である。図６（Ａ）は、波長８５０ｎｍ、（Ｂ）は、波長９４０ｎｍで撮像した例である。
いずれも、酸素化ヘモグロビン１２１の分子吸光係数が、脱酸素化ヘモグロビン１２２の分子吸光係数よりも高くなることから、より動脈血成分を判別できることとなり、詳細な生体内部の血管１６０の吸光画像を得ることができる。

（第３の実施の形態）
図７（Ａ）は、第３の実施の形態に係る情報取得装置１０で得られる画像の一例を示す写真、図７（Ｂ）は、図７（Ａ）の画像の箇所を示す概念図である。
本実施の形態は、受信部３０は、検出波を画像として受信し、受信した画像内で、画素値の差が周囲よりも閾値以上大きい画素を輪郭とする対象部の輪郭線１５０を抽出し、輪郭線１５０の内部のみの吸光度を算出する。ここで、血管１６０の周囲には、筋肉・脂肪が形成されている。
なお、輪郭線１５０の作成は、受信部３０の内部の制御手段に予め組み込まれたプログラムにより、画素値の差が周囲よりもあらかじめ定めた閾値以上大きい画素の外縁同士を結ぶように形成されている。

本実施の形態によれば、注目する対象部の輪郭線１５０を抽出し、その内部を対象部と判別した上でのその内部のみの吸光度を算出することで、吸光度を定量的に算出する際に、従来の例えばヘモグロビンのある血管１６０以外の部位の情報も取り込んで計測されるような場合と比較して、当該対象部のみ（例えば血管１６０のみ）のより正確な値を得ることが可能となる。

（第４の実施の形態）
図８（Ａ）は、第４の実施の形態に係る情報取得装置１０で得られる画像の一例を示す写真、図８（Ｂ）は、図８（Ａ）から取り出した小分けの画素群１７０で得られる画像の一例を示す写真である。
本実施の形態に係る受信部３０は、図８（Ａ）の画像を複数の画素群１７０に分割し、分割した画素群１７０の各々において、対象部（例えば、血管１６０）を含まない部分の画素の画素値の平均値を、小分けの画素群１７０の全体の画素の画素値から減算した上で、輪郭線１５０の内部の吸光度を算出する。
なお、ここで、対象部（例えば血管１６０）を含まない部分には、筋肉・脂肪１６２が含まれる。

本実施の形態によれば、検出波を出力する出力源２０（例えば照明装置）が撮像部位に均一に当たらないような場合でも、バックグラウンド（背景部）の明るさの不均一の影響を抑えることができ、より正確な定量値で吸光度を測定することが可能となる。

上述した第１～第４の実施の形態では、検出波は、いずれも光を用いているが、必ずしも光に限定されるものではなく、波状の性質を有しているものであれば、例えば、音でも、物質内を伝搬する際に吸収されることから、所定の振動帯域の超音波等を同様に利用してもよい。

１０、２１１，３１２ 情報取得装置
２０、２２０、３２０ 出力源
３０、２４０、３５０ 受信部
１００ 照射箇所
１１０ 水
１２０ ヘモグロビン
１２１ 酸素化ヘモグロビン
１２２ 脱酸素化ヘモグロビン
１５０ 輪郭線
１６０ 血管
１６２ 筋肉・脂肪
１７０ 小分けの画素群

Claims (6)

1. 対象生体へ検出波を照射する出力源と、
   前記対象生体に照射された検出波を受信可能な受信部とを備え、
   前記出力源及び前記受信部は、
   前記出力源から前記対象生体へ検出波を照射する方向と、
   前記対象生体の前記検出波が照射された照射箇所から、前記受信部への方向との間の角度が鈍角となるように配置されている情報取得装置。
2. 前記検出波は、
   前記対象生体を透過可能な波長であって、水よりもヘモグロビンの方が吸光度が高くなる波長の光である請求項１記載の情報取得装置。
3. 前記検出波は、
   動脈が検出対象である場合には、酸素化ヘモグロビンの方が、脱酸素化ヘモグロビンよりも吸光度が高くなる波長の光であり、
   静脈が検出対象である場合には、脱酸素化ヘモグロビンの方が、酸素化ヘモグロビンよりも吸光度が高くなる波長の光である請求項２記載の情報取得装置。
4. 前記動脈が検出対象である場合には、前記検出波は、８０５ｎｍ以上９５０ｎｍ未満の波長の光であり、
   前記静脈が検出対象である場合には、前記検出波は、６５０ｎｍ以上８０５ｎｍ未満の波長の光である請求項３記載の情報取得装置。
5. 前記受信部は、前記検出波を画像として受信し、受信した前記画像内で、画素値の差が周囲よりも閾値以上大きい画素を輪郭とする対象部の輪郭線を抽出し、前記輪郭線の内部のみの吸光度を算出する請求項１～４の何れか１項に記載の情報取得装置。
6. 前記受信部は、前記検出波を画像として受信し、受信した前記画像を複数の画素群に分割し、分割した前記画素群の各々において、前記対象部を含まない部分の画素の画素値の平均値を、前記画素群の全体の画素の画素値から減算した上で、前記輪郭線の内部の吸光度を算出する請求項５に記載の情報取得装置。

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