JP2008289808A - 生体表層組織用センシング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】近赤外光による測定信号のＳＮ比の確保と小型化、低コスト化を図る。
【解決手段】生体表層組織に照射する光を出力する発光手段と、生体表層組織からの拡散反射光を受光する受光手段とを備え、上記発光手段の光軸と上記受光手段の光軸とがほぼ同一の方向であるものにおいて、発光手段は発光ダイオードであり、生体組織表面に接触させるセンシング面に発光手段と受光手段とを結ぶ方向における幅が発光ダイオードとほぼ同じ寸法となっている導光凹部を設けて、この導光凹部の底面に発光ダイオードを配置して上記導光凹部の開口面を光射出面としている。発光手段と受光手段との間隔を皮膚組織の深さ方向に対する選択性の点において好ましい値の範囲内に保つことができるとともに光ロスを少なくすることができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体成分や性状の定性・定量分析、特に皮膚組織のグルコース濃度変化を代用特性として生体の血糖値を測定することを目的として、生体の表層組織である皮膚組織に光（殊に近赤外光）の照射と生体表層組織からの拡散反射光の受光とを行う生体表層組織用センシング装置に関するものである。

生体表層組織に近赤外光を照射し、生体表層組織内を拡散反射した光を受光して得られる信号やスペクトルから生体組織を定性・定量分析を行う近赤外分光法に代表される手法は、生体内の種々の情報を非侵襲的にその場で即時に得ることができる上に試薬も必要としないことから医療分野における多くの用途で注目されており、既に血中酸素濃度測定については広く利用されている。

そして血糖値測定への応用については、以前より糖尿病患者の血糖値管理という点で高い要望があったが、これに加えて、集中治療室（ＩＣＵ）で血糖値を適切な範囲に管理するという点などにおいても要望が高まっている。

近赤外光を用いて非侵襲的に血糖値を測定する技術には様々な方式が提案されており、その代表的な方式として、近赤外分光法を用いる方式、散乱現象を利用する方式、ラマン散乱を用いる方式、旋光を利用する方式、ＯＣＴ（Optical Coherent Tomography）を利用する方式がある。

散乱現象を利用する方式は、グルコース濃度変化に伴う生体組織の散乱係数変化を測定することで血糖値を推定する手法で、その代表的なものとしては、６５０ｎｍあるいは８００ｎｍの１波長の近赤外光を、０．８ｍｍから１０ｍｍの受発光距離で生体に照射し、受光部で得られた後方散乱光信号から血糖値を推定するものがある（JT Bruulsema, JE Hayward, T Farrell, M Patterson, L Heinemann, M Berber, “Correlation between blood glucose concentration indiabetics and nonincasively measured tissue optical scattering coefficient”, Opt. Lett., 22, 190-192(1997)や、L Heinemann, U Kramer, HM Klotzer, M Hein, D Volz, M Hermann, T Heise, K.Rave, “Non-invasive Task Force:noninvasive glucose measurement by monitoring of scattering coefficient during oral glucose tolerance tests”, Diabetes Technol. Ther., 2, 211-220(2000)や、L Heinemann, G Schmelzesen-Redeker, “Non-invasive continuous glucosem onitoring in Type Idiabeticpatients with optical glucose sensors”, Non-invasive Task Force(NITF), Diabetologia, 41, 848-854(1998))）。

しかし、０．８ｍｍから１０ｍｍという大きな受発光距離での検討では、生体組織内への光の到達深さが１０ｍｍ程度となり、この深さの範囲には、表皮、真皮、皮下組織、筋肉といった様々な組織が含まれるために複数の組織の散乱現象を測定することとなる。

糖代謝における血流変化等の生理反応は、組織によって異なって現れる（たとえば、糖負荷時の筋肉中の血液流量が２０〜３０％増加するとともに、組織によってその増加割合が異なる。）ので、様々な組織を通ることになる上記の例のものは、良い血糖推定精度を確保することができない。また、Heinemannらが用いた１０００ｎｍ以下の波長はヘモグロビンの影響を受けやすいことも精度悪化の要因と考えられる。

ＯＣＴ（Optical Coherent Tomography：光学的干渉断層計）を利用する方式は、様々な組織の散乱現象を測定することなく、ピンポントで組織の散乱係数変化を測定することができ、その原理は超音波診断装置に類似するが、音波のかわりに近赤外線低干渉ビームを探査波として用いる。図１０に示すようにＯＣＴ内部のスーパールミネセンスダイオードＳＬＤで発振した低干渉ビームをビームスプリッタＢＳで参照光と測定光とに分けて、参照光の参照鏡ＲＭからの反射光と、測定光の皮膚組織ＢＭからの反射光とをビームスプリッタＢＳで再び合流させて光検知器ＰＳに入れる。測定光は皮膚組織の各層で反射して、それぞれ時間の遅れを伴った異なる強度の反射光として戻ってくるとともに、赤外線低干渉ビームが波であるために、反射光と参照光が重なると干渉現象がおこる。これにより反射光の強度と時間的ずれが検知される。この情報を空間的位置関係に換算することで、皮膚組織の断層像が得られる。

このＯＣＴにおける断層像の一定深さの信号変化をとらえることで血糖値推定を行なうことができるとして、１３００ｎｍの近赤外光を利用したＯＣＴ装置により皮膚表面から２００〜６００μm下方の皮膚組織（真皮組織）をピンポイント測定した信号から血糖値を推定した例が示されており、また測定されるＯＣＴ信号の変化が皮膚組織中のグルコース濃度変化にともなう散乱係数の変化として計測され、１０ｍｇ／ｄＬのグルコース濃度変化に対して最大２．８％の変化があったことが示されている（K.V. Larin, M.M. Motamedi, M.S. Eledrisi, R.O. Esenaliev, “Noninvasive Blood Glucose Monitoring With Optical Coherence Tomography”, Diabetes Care, 25, 12, 2263-2267(2002))）。

散乱現象を利用するのではなく、近赤外領域のグルコース特異吸収波長を利用する分光分析によって血糖値を推定する方法が特開２００６‐８７９１３号公報（特許文献１）にある。図８はこの方式に該当する例を示しており、ハロゲンランプ１から発光された近赤外光は熱遮蔽板２、ピンホール３、レンズ４、光ファイババンドル５を介して生体組織６に入射される。光ファイババンドル５には測定用光ファイバ７の一端とリファレンス用光ファイバ８の一端が接続されており、測定用光ファイバ７の他端は測定用プローブ９に接続され、リファレンス用光ファイバ８の他端はリファレンス用プローブ１０に接続されている。さらに、測定プローブ９およびリファレンスプローブ１０は光ファイバを介して測定側出射体１１とリファレンス側出射体１２とにそれぞれ接続されている。

人体の前腕部など生体組織６の表面に測定プローブ９の先端面を所定圧力で接触させて近赤外スペクトル測定を行う時、光源１から光ファイババンドル５に入射した近赤外光は、測定用光ファイバ７内を伝達し、図８(b)に示すように、測定用プローブ９の先端面に同心円周上に配置された１２本の光ファイバ２０より生体組織６の表面に照射される。生体組織６に照射されたこの測定光は生体組織内で拡散反射した後に、その一部が上記光ファイバ２０の中央に位置する受光側光ファイバ１９に受光され、その後、測定側出射体１１からレンズ１３を通して回折格子１４に入射して分光された後、受光素子１５において検出される。

受光素子１５で検出された光信号はＡ／Ｄコンバーター１６でＡＤ変換された後、パーソナルコンピュータなどの演算装置１７に入力される。血糖値はこのようにして得たスペクトルデータを解析することによって算出される。

リファレンス測定はセラミック板など基準板１８を反射した光を測定し、これを基準光として行う。すなわち、光源１から光ファイババンドル５に入射した近赤外光はリファレンス用光ファイバ８を通して、リファレンス用プローブ１０の先端から基準板１８の表面に照射される。基準板に照射された光の反射光はリファレンス用プローブ１０の先端に配置された受光光ファイバ１９を介してリファンレス側出射体１２から出射される。上記の測定側出射体１１とレンズ１３の間、及びこのリファンレス側出射体１２とレンズ１３の間にはそれぞれシャッター２２が配置してあり、シャッター２２の開閉によって測定側出射体１１からの光とリファンレス側出射体１２からの光のいずれか一方が選択的に通過する。なお、測定プローブ９端面の円上に配置された１２本の発光側光ファイバ２０から中心に位置する１本の受光側光ファイバ１９までの距離Ｌは０．６５ｍｍとされている。

ここで、上記距離Ｌ（０．６５ｍｍ）に光ファイバを配置しているのは、表皮、真皮、皮下組織の層状構造を有する皮膚組織から真皮部分のスペクトルを選択的に測定するためであり、上記間隔で発光側光ファイバ２０と受光側光ファイバ１９入射光ファイバとを配置した場合、発光側光ファイバ２０から照射された近赤外光が皮膚組織内を拡散反射して受光側光ファイバ１９に到達する時、その伝播経路は“バナナ・シェイプ”と呼ばれる経路をとり、真皮部分を中心に伝播するものであり、このためにＳＮ比の良い吸光信号を得ることができる。

このように、１１００〜２５００ｎｍ波長の近赤外光を用いた血糖測定技術に関しては、従来、光源としてハロゲンランプを用い、光ファイバを介して生体へ近赤外光を導き信号測定を行なう事例が多い。光ファイバを利用することで、高温化するハロゲンランプ光源と生体との物理的な距離を確保して火傷等の障害を回避することができる上に、光ファイバのフレキシブルな特性を活かして比較的自由な条件で生体信号を測定できるからであるが、光源と生体（皮膚組織）の間に光ファイバやレンズ系が数多く介在すれば、その分、光学ロスが大きくなり、その結果、光源の消費電力や装置サイズの大きなものになる。また、光ファイバはその屈曲させることができる半径をあまり小さくすることができないことから、取り回しの点で制限がある。

受光系についても同様に、光学ロスのために受光感度を上げなくてはならず、たとえばインジウム・ガリウム・砒素系等の受光素子の場合、素子を冷却して暗電流（ダークノイズ）を下げて使用する必要が生じており、これは受光ユニットの大型化や消費電力の増加の要因になっている。また、上記のようにハロゲンランプを光源として用いると、大きな電源容量を必要とするためにどうしても大型の装置構成となり、血糖値のトレンドを連続的にモニターするといった用途を想定したものとすることができない。

一方、発光ダイオードやダイオードレーザーのような半導体素子を発光手段として用いれば、発熱量が大きくないので高温化せず、生体の直近に発光手段を配置できるために、光ファイバやレンズ系を介さずとも測定系を構築することができる。しかも、腕時計のような大きさにまで小型化することも可能であり、血糖値管理の上で用途が広がる。

発光ダイオードを用いた従来例が特開平１１−７０１０１号公報に示されている。ここでは測定プローブの先端面に微小な発光ダイオード及び受光素子を配列させた基板を装着し、これら発光ダイオード及び受光素子を生体の表層組織表面に近赤外光を導く光投射点と表層組織表面から近赤外光を取り出す光検出点とする例が示された上記公報に記載のものでは、１００μｍ角の大きさの発光ダイオード及び受光素子を２００μｍピッチで並べるとともに、発光ダイオードと受光素子との間に１００μｍの間隔をあけることが示されている。

また、特開２００４−２９０５４４号公報には、３種類（たとえば、６３０ｎｍ、６８０ｎｍ、９４０ｎｍ）の異なった波長のチップ型発光ダイオードと拡散板とで発光部を構成し、視野角の広い発光ダイオードから照射された近赤外光を拡散板で均一化して生体組織（実施例では指）に照射し、生体組織を透過した光を裏面位置に配置した受光素子で受光し、それぞれの波長において脈動による光電流の変化から血液中のヘモグロビンＡ１ｃ成分比を算出する事例が開示されている。

半導体素子である発光ダイオードとダイオードレーザーとを比較すると、前者は光の直進性が劣り、照射光のエネルギー密度が小さいのに対し、後者は光の直進性に優れ、照射光のエネルギー密度が大きいという特性を有する。皮膚組織の信号測定という用途、特に、血糖値測定について考えると、血糖値を管理するために連続、不連続でのセンシングを問わず長時間、長期間の使用が想定される。したがって、生体への安全性という観点からは、発光ダイオードのようなエネルギー密度の低い近赤外光を生体に照射する方が望ましい。反面、得られる生体信号のＳＮ比からは、光強度の大きい光源が望まれる。

この点から光量が大である発光ダイオードが望ましいことになるが、光量の増大の方策の一つとして発光面積を大きくすることが考えられ、現在市販されている発光ダイオードで中心波長１６５０ｎｍ、出力０．８ｍＷのものの例としては、直径０．７５ｍｍのチップが発光面となっているものがある。

このような大きな発光面積を持つものは、光量の点だけでなく、次のような利点も有する。すなわち、皮膚の表面は一様に平滑ではなく、皮溝(ひこう)と呼ばれる溝と、皮丘(ひきゅう)と呼ばれる皮溝で囲まれた小さな隆起から構成され、皮丘には汗孔(かんこう)と呼ばれる汗がでる穴があり、皮溝が交わる所には体毛の生えている毛孔(もうこう)があって、そこから皮脂が分泌される。電気通信大学の間下が行った２４歳から５７歳までの男女４人の皮膚表面の観察では、皮溝、皮丘の大きさには個人差があり、溝の深さは約１５〜１７０μｍ、溝の幅は約１００〜３４０μｍ、皮丘は一辺約２５０〜５００μｍの三角形あるいは四角形で、高さは１０μｍ前後であった。このように、非均質な皮膚表面に光を照射し受光信号を得る場合、レーザー光のような照射面積（数十ミクロン径）が小さく、光の強度の大きい光を用いると上記の皮膚構造の不均一性の影響を受け、受光信号の安定性や再現性が劣る。これに対して光の強度が小さくとも発光面積面積の大きい発光素子からの照射光を用いる場合、皮膚表面の不均一な構造からの信号を平均化でき、受光信号の安定性や再現性を向上させることができる。

しかしながら、このような大きな発光面から照射された光は、皮膚組織に照射して得られる信号は、たかだか１ｍｍ程度の厚さの真皮組織を伝播させるには光路が広がってしまい、特に、深さ方向の選択性の劣化を招くため、本発明で目的とする生体表層組織（皮膚組織）測定用途に用いるセンサの発光手段としては適切とは言い難い。

また、広い発光面からの近赤外光をレンズ系により０．３ｍｍ以下のスポットに集光させることは非球面レンズ等を用いることで原理的に可能であるが、一般に難しい上、構造の複雑化、コスト高を招くとともに、前述の皮膚構造の影響を受けることになる。

このために、光量を大きくするということよりも、エネルギー密度の小さい光源を用いても受光信号の光強度が確保されるとともに、皮膚組織内の伝播経路を適切に設定できる受発光構造が、生体に安全で、高精度な皮膚組織センシングという点で好ましい。
特開２００６‐８７９１３号公報 特開平１１−７０１０１号公報 特開２００４−２９０５４４号公報

本発明は上記の点に鑑みてなされたものであり、生体に安全なエネルギー密度の低い近赤外光で測定信号のＳＮ比を確保できるとともに小型化、低コスト化を図ることができる生体表層組織用センシング装置を提供することを課題としている。

本発明に係る生体表層組織用センシング装置は、生体表層組織に照射する光を出力する発光手段と、生体表層組織からの拡散反射光を受光する受光手段とを備えるとともに、上記発光手段の光軸と上記受光手段の光軸とがほぼ同一の方向となっている生体表層組織用センシング装置であり、発光手段は発光ダイオードで形成されているとともに、生体組織表面に接触させるセンシング面に発光手段と受光手段とを結ぶ方向における幅が発光ダイオードとほぼ同じ寸法となっている導光凹部を設けて、この導光凹部の底面に上記発光ダイオードを配置して上記導光凹部の開口面を光射出面としていることに特徴を有している。

皮膚組織は、一般に大きく表皮（Epidermis）、真皮（Dermis）、皮下組織（Subcutaneous Tissue）の３層の組織で構成されており、血糖値測定という点からすれば、表皮組織は組織内に毛細血管が発達していないために、血液中のグルコース濃度が変動しても、この表皮組織中のグルコース濃度は追随して変化しない。また、皮下組織は血管が発達しているものの、主に脂肪組織で構成されており、水溶性であるグルコースの信号を測定する組織としては適切ではない。これに対して、真皮組織は表皮の基底層で細胞を作り出すための栄養を血液から供給するために毛細血管が発達して活発な生理活動が行われており、しかも生体成分、たとえばグルコースは組織内で高い浸透性を有することから、真皮の組織内グルコース濃度は、細胞間質液（ISF:InterstitialFluid）と同様に血糖値に追随して変化すると推定できる。

したがって、表皮組織と皮下組織からの情報を避けて、真皮組織からグルコース濃度に関する情報を選択的に得られるようにすることで精度良い血糖値測定を行うことが期待できる。この時、受発光間隔を０．２ｍｍから２ｍｍの間に設定することで、皮膚の深さ方向における真皮組織に対する選択性を確保することができる。

この時、センシング面に設けた前記幅の導光凹部の底面に発光ダイオードを配置して導光凹部の開口面を光射出面としていることから、生体表層組織（皮膚）上の最適位置に光照射を行うことができ、エネルギー密度の低い発光ダイオードから照射された近赤外光でも皮膚組織内に適切な光路を形成させることができるとともに光が散逸することによる光ロスを防ぐことができる。

上記導光凹部は、上記幅を５０μｍ以上３００μｍ以下とすることが皮膚組織の深さ方向への近赤外光の伝播経路の選択性の確保という点で特に好ましい結果を得ることができる。

この時、受光手段も受光素子で形成して他の導光凹部の底面に配置することで、より適切な光路を通った光を受光手段に導くことができる。

そして底面に発光ダイオードが配された導光凹部は受光手段を中心とする円弧状乃至リング状のものとしてもよい。実質的な発光面となる導光凹部の開口面（光射出面）の面積を、上記伝搬経路の選択性の確保という点を損なうことをなく大きくすることができる。

なお、発光面（光射出面）が大きいということは、皮膚構造に対する点や光量の点でも有利なものとなる。すなわち、皮溝、皮丘、汗孔、体毛（毛孔）の分布間隔は、前述のように個人差がある上に、発光ダイオードを並べる間隔や受発光間隔とほぼ同じディメンジョンを有しており、このために小さい発光面の発光ダイオードを複数並べて広い発光面積を確保する場合、不幸にして複数の発光ダイオードの各発光面がすべて体毛のような外乱要因の上に位置する可能性が存在し、この場合には受光信号の安定性や再現性が劣化してしまう。

しかし、光射出面が大きければ、上記のような皮膚構造物が一箇所に集中して存在することがないことから、光射出面すべてが外乱要因で覆われてしまうということがなく、従って皮膚構造の不均一性を平均化した信号を得ることができて、受光信号の安定性や再現性を向上させることができる。

そして複数個の発光ダイオードを受光手段を中心とする円周上に配設することで、上記伝搬経路の選択性を確保しつつ照射光量を多くすることができる。

また、発光ダイオードは、上記光軸と直交する面内において、発光手段と受光手段とを結ぶ方向に短く且つ発光手段と受光手段とを結ぶ方向と直交する方向に長い発光面を備えたものであることが望ましい。ある大きさの発光面積を１つの発光ダイオードで確保する場合と、複数の発光ダイオードの発光面積を加算して得る場合とを比較すると、前者の方が端面や側面等からの光ロスが小さくなるので、同じ電力量の入力に対し強い光信号を得ることができるためである。

なお、上記受発光間隔は０．３５ｍｍ以上０．８ｍｍ以下とすることで更に好ましい結果を得ることができる。この場合、近赤外光の伝播経路が厚さ１ｍｍ程度の真皮組織中をくまなく伝播することになり、ＳＮ比が向上するからである。

発光ダイオードの発光面は、生産コストの低減に有効な矩形（長方形）ではなく、受光手段を中心とする円弧を描くものであってもよく、この場合、光量の増大を更に図ることができる。

前記導光凹部はその内壁が反射面として形成されていることが望ましい。導光凹部内壁の光吸収による光ロスを無くすことができる。

また、導光凹部内に透明な充填材を充填すれば、導光凹部内や発光ダイオードは受光手段表面が汚れることによる光ロスなどを無くすことができる。

充填剤が散乱特性を有するものであれば、光射出面の面積を発光ダイオードの発光面積よりも大きくしたものにおいて、光射出面全面に光を広げることができる。

更には導光凹部に至る排気孔を備えていると、生体表層組織からの蒸散による湿気を導光凹部から排出することができるために、湿気の影響を避けることができる。

このほか、血糖値測定に用いる場合、前述の散乱現象を利用する手法を好適に用いることができる。散乱係数にはグルコースに対する特異吸収波長がないので、分光分析を行なう必要がなく、したがって装置構成は発光ダイオードと受光手段とで構成されればよく、前記従来例のＯＣＴ装置や分光装置のような複雑な構成を必要とせず、このために装置の小型化や低コスト化が可能であり、また、近赤外光に対して生体組織は吸収に比べて散乱が非常に大きいことから、散乱係数の変化は吸収信号の変化よりも大きな信号変化として測定できて、外乱が限定された測定系においては、ＳＮ比の高い計測が期待でき、測定装置系の必要性能を低く設定できるとともに前記分光方式よりも設計が容易となるからである。

この時、発光ダイオードとしては、１１００〜２５００ｎｍの範囲内に中心波長を有する数波長程度のものを用いればよいが、近赤外光として水および脂肪（皮下組織の主要成分で１７３０ｎｍに吸収波長を有する。）の影響が小さい１２００〜１３５０ｎｍと１５５０〜１７００ｎｍから選択された中心波長を有する光を発する発光ダイオードを用いることで更に好ましい結果を得ることができる。ただし、前述のように、散乱係数にはグルコースに対する特異吸収波長はないので、真皮組織に伝播経路を形成できれば、１１００〜２５００ｎｍの波長範囲の他の近赤外光を用いることも可能である。

散乱現象ではなく、吸収波長を計測することによる血糖値測定に用いることも可能である。この場合は、中心波長が異なる複数種の発光ダイオードを用いることで対応することができる。また、この場合においても小型化の点で有利なのはもちろんである。

本発明は、発光手段として発光ダイオードを用いるとともに、生体組織表面に接触させるセンシング面に発光手段と受光手段とを結ぶ方向における幅が発光ダイオードとほぼ同じ寸法となっている導光凹部を設けて、この導光凹部の底面に上記発光ダイオードを配置して上記導光凹部の開口面を光射出面としているために、発光手段と受光手段との間隔を皮膚組織の深さ方向に対する選択性の点において好ましい値の範囲内に保つことができるものであり、また導光凹部の存在により、光が散逸することによる光ロスを防ぐことができる。

しかも発光ダイオード及び受光手段を備えるセンシング部は数ｍｍ程度のの大きさで構成することが可能である上に、ハロゲンランプを光源とする場合のように大きな電源容量を必要とせず、従って、腕時計のようなサイズにまとめることができるために、血糖値等の生体情報を非侵襲的に連続計測することにも容易に対応することができて、血糖値管理への応用という点で医療上のメリットは極めて大である。

以下、本発明を添付図面に示す実施形態に基いて説明すると、本発明に係る生体表層組織用センシング装置は、皮膚組織、特に、真皮層を標的とし、真皮組織中のグルコース濃度変化を代用特性として血糖値を非侵襲的に測定するためのものであり、真皮組織に近赤外光を選択的に伝播させてグルコース濃度変化に伴う散乱係数の変化を信号として検出し、血糖値を推定するためのものとして構成した一例を図１に示す。

図１はセンシング部２１のセンシング面に配した発光手段である発光ダイオード２２と、受光手段である受光素子２３との形状及び配置を示しており、発光ダイオード２２としては中心波長１３００ｎｍの近赤外光を発光するとともに、その発光面が０．２ｍｍ×０.３５ｍｍの矩形のものを用い、受光素子２３としてはインジウム・ガリウム・砒素系で受光面が０．２ｍｍ×０．２ｍｍ角のものを用いている。

そして、発光ダイオード２２及び受光素子２３はセンシング部２１における生体表層組織の表面（皮膚）に当接させる面に形成した導光凹部２４の底面に配置している。なお、発光ダイオード２２が底面に位置する導光凹部２４の発光ダイオード２２と受光素子２３とを結ぶ方向における幅は、発光ダイオードとほぼ同じ寸法としてある。この寸法は、前述のように５０μｍ以上３００μｍ以下とするのが好ましい。

また、図の紙面と直交する方向が共に光軸となっている発光ダイオード２２と受光素子２３のうち、矩形状（長方形）の発光ダイオード２２は、上記光軸と直交する面内において、発光ダイオード２２と受光素子２３とを結ぶ方向に短く且つ発光ダイオード２２と受光素子２３手段とを結ぶ方向と直交する方向に長くなるようにその発光面を配置しており、受光素子２３から発光ダイオード２２までの中心間距離（受発光距離）Ｌは０．６５ｍｍに設定してある。

発光ダイオード２２の数は受光素子２３から発光ダイオード２２までの中心間距離（受発光距離）Ｌを一定に保つことができる配置となっておれば複数でもよく、図２に受光素子２３を中心とする円の周上に０．２ｍｍ×０．３５ｍｍの矩形発光面を有する４つの発光ダイオード２２を複数個の発光ダイオード２２を並べた例を示す。なお、ここでも矩形状発光面を有する発光ダイオード２２は、上記光軸と直交する面内において、発光ダイオード２２と受光素子２３とを結ぶ方向に短く且つ発光ダイオード２２と受光素子２３手段とを結ぶ方向と直交する方向に長くなるという条件を満たすように配置している。

近赤外光の皮膚組織の深さ方向への伝播経路分布は、前述のように受発光間距離Ｌに強く依存するが、発光ダイオード２２の矩形状発光面を受光素子２３に対して上記配置とすることで、発光面全体が受光素子２３に対してほぼ等距離に位置することになり、このために深さ方向の伝播経路分布が深さ方向に広がることがない。

しかも矩形状発光面を持つ発光ダイオード２２は、その発光面が方形（０．２ｍｍ角）のものに比して大きく、このために近赤外光のエネルギー密度を大きくしなくても十分な発光量を確保することができる。

受光素子２３の受光面の形状および大きさについては、幅０．５ｍｍ以下、望ましくは０．３ｍｍ以下に設定すれば、皮膚組織中の深さ方向の選択性を確保することができ、その形状については円状でも方形でもかまわない。

発光ダイオード２２の駆動は、直流駆動でもパルス駆動でもよいが、パルス駆動の方が生体に障害が出ない範囲で大きな光量を照射することができて好ましい。また発光ダイオード２２の発光面が矩形であるということは、発光ダイオード２２の製造工程でのカッティングが容易な上にカッティングロス無くカッティングができるので、低コスト化効果も期待することができる。なお、十分は発光量を得られるのであれば、発光ダイオード２２は１つだけであってもよい。

また、波長特性を持たない散乱係数の変化よりグルコース濃度変化を推定する場合、吸光度スペクトルのように多くの波長の吸光信号を測定する必要がないことから、本例では１３００ｎｍの１波長の信号のみを発光しているが、他の波長の光であってもよい。ただし、１１００ｎｍから２５００ｎｍの近赤外波長領域の中でも１１００ｎｍから１３５０ｎｍ、１５５０ｎｍから１７００ｎｍの波長範囲が皮膚組織の透過性に優れていることから、この波長範囲内で選択した波長の光を用いることが好ましい。

更に、受光素子２３及び発光ダイオード２２は、上述のように導光凹部２４の底面に配置して導光凹部２４の開口面が光射出面と光入射面として機能するようにしているが、これは皮膚上の最適位置への光照射と最適位置からの受光とを行なってエネルギー密度の低い発光ダイオード２２から照射された近赤外光でも皮膚組織内に適切な光路を形成するとともに、導光路として機能することになる空間を持つ導光凹部２４を用いることで光の散逸を抑えて光ロスを防ぐためである。この点から、導光凹部２４の内壁面には硫酸バリウム等の光反射剤を塗布して反射面とすることも好ましい。受光素子２３での受光信号強度を大きくすることができる。

なお、図２に示す例において、矩形状発光面を有する発光ダイオード２２を底面に配置した導光凹部２４を、発光ダイオード２２の長手方向寸法より長いものとし、しかも矩形ではなく受光素子２３を中心とする円弧状に形成しているのは、発光ダイオード２２の側面から漏れ出る光も利用することができるようにすると同時に、前述の中心間距離（受発光距離）Ｌを保つためである。

この意味で、図３に示すように、導光凹部２４をリング状に形成してもよい。受光素子２３を中心とするリング状の導光凹部２４は、前記受発光距離Ｌを保つことができるものとなるのはもちろん、同時に、導光凹部２４内に発光ダイオード２２を配置した構成のものを製造することを容易とする。なお、このようなリング状の導光凹部２４を用いる場合は、導光凹部２４の内壁面を前述のように反射面としておくことが好ましいのはもちろんである。リング状導光凹部２４のリング状開口面が実質的な発光面として機能することになり、皮膚表面に到達する光のロスを小さくすることができる。

もっとも導光凹部２４の開口面（光射出面）における光強度分布を小さくするという点においては、各発光ダイオード２２毎に導光凹部２４を設けることが好ましい。皮膚組織に対する光の入射角が垂直に近い成分が大きくなるために、皮膚組織内に形成される光の伝播経路が真皮組織に対する選択性の高いものとすることができて血糖値の推定精度を向上させることができるという利点も存在する。

また、図２及び図３に示す例では、受光素子２３の位置にある導光凹部２４の開口面を受光素子２３の受光面よりも小さなものとしている。具体的には０．２ｍｍ角の受光面を受光素子２３が有するのに対して、導光凹部２４をφ０．１ｍｍの円形の穴として形成している。複数の発光ダイオード２２を受光素子２３の周囲に設けたものにおいて、受光素子２３の大きさが受発光距離Ｌに及ぼす影響を小さくすることができる上に、受光面積を小さく絞ることで受光素子２３から出るノイズを小さくすることができるからである。

発光ダイオード２２は複数設ける方が結果的に受光素子２３に至る光量が多くなって好ましい結果を得られるが、この他にも、次の点で有利となる。すなわち、センシング部２１は例えば前腕内側部に当接させるのであるが、人体表面は曲面であるために、同一圧力でセンシング部２１を人体表面に押さえつけたとしても、圧力分布が生じ、センシング部２１表面と皮膚組織との界面条件が異なる部分が生じて、近赤外光の皮膚組織への入射光量が変化してしまい、これが血糖測定の測定精度悪化の一つの要因となってしまう。しかし、発光ダイオード２２を複数配置する場合には、前腕のように曲率半径が小さい曲面を有する生体部位に装着しても、センシング部２１表面と生体との接触条件を均等化でき、測定精度を向上させることができる。また、装着時にセンシング部分の向きを選ばず装着できるため、血糖測定時の操作性の向上が図ることができる。

以上の各例では発光ダイオード２２として矩形の発光面を有するものを用いているが、必ずしも矩形である必要はなく、方形や円形の発光面を有するものであってもよい。特に受光素子２２を中心とするリング状乃至円弧状で且つ内壁が反射面とされた導光凹部２４の底部に発光ダイオード２２を配置する場合、導光凹部２４の形状が前述の皮溝、皮丘、汗孔、体毛（毛孔）といった皮膚構造物による影響を少なくすることができるからである。また、発光ダイオード２２として、前記受発光距離Ｌを半径とする円弧状の発光面を有するものを用いるようにしてもよい。

図４に更に他例を示す。これはグルコースの特異吸収波長を利用した吸収係数の変化を利用して血糖測定を行う場合に対応するために、４種類の中心波長の発光ダイオード２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄを、受光素子２３を中心とする半径Ｌ（０．６５ｍｍ）の円周上に各２個ずつ配置したもので、リング状の導光凹部２４の底部に配したこれら中心波長の光を発する発光ダイオード２２ａ，２２ｂ，２２ｃ，２２ｄは、図示例ではいずれも発光面が０．２ｍｍ角の方形のものを用いているが、前述の矩形もしくは円弧状のものであってもよい。

そして上記の４種の中心波長として、ここでは１５５０ｎｍと１６００ｎｍと１６５０ｎｍと１７２０ｎｍを用いている。グルコース分子は１１００ｎｍから２５００ｎｍの近赤外波長領域において、１６００ｎｍ付近に他の生体成分とは異なる特異吸収波長を有することが知られており、この特異吸収波長を利用した血糖測定法があるが、グルコース濃度変化に伴う１６００ｎｍ付近の信号変化は非常に小さく、より精度良い血糖値測定を行なうために、主成分回帰分析やＰＬＳ回帰分析といった多変量解析手法を用い検量モデル（検量線）を作成する手法がよく用いられている。上に示した波長は、１３５０ｎｍから１８５０ｎｍの近赤外波長で皮膚組織を測定したスペクトルをＰＬＳ回帰分析して得られる回帰係数の正と負の特徴的なピークが得られる波長で、これら４つの波長を重回帰分析のような多変量解析を行って得られる検量モデルによって血糖値測定を行なうことができる。グルコースの特異波長を利用した検量モデルから血糖値を測定するために、前述の散乱現象を利用する場合と比較すると、外乱に強く高精度な血糖値測定が可能である。

図５に別の例を示す。０.２ｍｍ×０.３５ｍｍの矩形状発光面を有する発光ダイオード２２を、０.２ｍｍ角の受光素子２３を中心とするリング状の凹溝２６内の底部に等間隔で４個配置しており、受発光距離Ｌは０．６５ｍｍとしてある。また、受光素子２３が底部に位置する導光凹部２４と発光ダイオード２２が底部に位置する導光凹部２４は、その側壁が硫酸バリウムの塗布によって反射面として形成されている。

さらにここではセンシング部２１の導光凹部２４，２６をセンシング部２１の側面に連通させる排気孔３１を設けている。この排気孔３１は皮膚より蒸散されて導光凹部２４内に蓄積される湿気を排出するためのもので、この排気孔３１の存在により、皮膚表面状態を一定に保つことができ、血糖値の測定精度を向上させることができる。排気孔３１による湿気の排気はポンプを用いた強制排気で行うことが好ましいが、自然換気で行うものであってもよい。

導光凹部２４内に光学的に透明な樹脂（図示せず）を充填したり、導光凹部２４の開口面に光学的に透明な透明板（図示せず）を配置してもよい。皮脂やほこりで導光凹部２４内壁や発光ダイオード２２及び受光素子２３の表面が汚れたり、受発光素子の特性が劣化したりすることを防ぐとともに保護を行うことができるので、長期間良好な状態で使用することが可能となる。上記樹脂としては、利用する近赤外波長に対して吸収の小さいものであればよく、エポキシ系やシリコン系の樹脂を用いることができる。

発光ダイオード２２側の導光凹部２４に充填する光学的に透明樹脂として、散乱粒子を分散させたものを用いてもよい。散乱粒子としては硫酸バリウムを主成分とするもの等、散乱特性を有するものであればよい。散乱粒子の存在により散乱特性を持つことになる上記樹脂は、発光ダイオード２２の発光面積よりも導光凹部２４の光射出面となる開口面の面積が大きいものにおいて、発光ダイオード２２から出る光を上記光射出面全面に広げるために、皮膚表面に存在する汗腺や皮溝、皮丘のような皮膚性状の不均一な分布の影響を受けにくくなり、測定のロバスト化や高精度化が可能となる。また、散乱によって近赤外光の皮膚への入射角度が多様になるために、センシング部２１の接触角度や接触圧力の影響も受けにくくなる。従って、測定のロバスト化や高精度化が可能となる。

上述のように構成されたセンシング装置は、実際上、発光ダイオード２２と受光素子２３をセンシング面に設けた導光凹部２４の底面に配置するだけでよく、発光ダイオード２２の制御駆動回路や受光素子２３の出力信号を処理して血糖値の推定値を表示部に出力する処理装置等が図６に示すように別体であれば、信号線で接続するだけでよく、きわめて小型（たとえば直径５ｍｍ以内）でセンシングに際しては両面テープ等で生体に貼付すればよいようなものとすることができる。

この場合、センシング部２１として、発光ダイオード２２と受光素子２３との中心間距離Ｌが０．２ｍｍから２．０ｍｍの範囲内で異なる複数のものを用意し、使用者や使用する生体部位に応じて中心間距離Ｌが異なるセンシング部２１を交換して測定することができるようにしておくと、血糖値測定の精度の向上を得ることができる場合がある。また、センシング部分２１の受発光素子の劣化や衛生面からの交換の必要性にも対応することができる。

小型化という点では、上記制御駆動回路や処理装置等も一体にしてもよい。その場合でも、図７に示すように、バンドなどで腕部分に装着することができる腕時計のような形態に収めることが可能であり、血糖値の連続測定において利便性の高いものとすることができる。

また、血糖値測定に特化した例を上げたが、これに限定されるものではなく、尿酸値、コレステロール量、中性脂肪量、アルブミン量、グロブリン量、酸素飽和度、ヘモグロビン量、ミオグロビン量などの生体成分の測定にも利用することができる。

本発明の実施の形態の一例のセンシング部を示しており、(a)は断面図、(b)は表面を示す正面図である。 同上の他例を示すもので、(a)は断面図、(b)は表面を示す正面図である。 同上の更に他例を示すもので、(a)は断面図、(b)は表面を示す正面図である。 別の例を示すもので、(a)は断面図、(b)は表面を示す正面図である。 更に別の例を示すもので、(a)は断面図、(b)は表面を示す正面図である。 同上の外観を示す概略斜視図である。 同上の他の外観を示す概略斜視図である。 従来例を示す概略図であり、(a)はシステム構成の概略図、(b)はそのプローブ構成の概略図である。 他の従来例を示す概略図である。

符号の説明

２１ センシング部
２２ 発光ダイオード
２３ 受光素子
２４ 導光凹部

Claims (9)

1. 生体表層組織に照射する光を出力する発光手段と、生体表層組織からの拡散反射光を受光する受光手段とを備えるとともに、上記発光手段の光軸と上記受光手段の光軸とがほぼ同一の方向となっている生体表層組織用センシング装置であり、発光手段は発光ダイオードで形成されているとともに、生体組織表面に接触させるセンシング面に発光手段と受光手段とを結ぶ方向における幅が発光ダイオードとほぼ同じ寸法となっている導光凹部を設けて、この導光凹部の底面に上記発光ダイオードを配置して上記導光凹部の開口面を光射出面としていることを特徴とする生体表層組織用センシング装置。
2. 生体組織表面に接触させるセンシング面に設けた他の導光凹部の底面に受光手段である受光素子を配置して上記導光凹部の開口面を光入射面としていることを特徴とする請求項１記載の生体表層組織用センシング装置。
3. 底面に発光ダイオードが配された導光凹部は受光手段を中心とする円弧状乃至リング状のものであることを特徴とする請求項１または２記載の生体表層組織用センシング装置。
4. 複数個の発光ダイオードが受光手段を中心とする円周上に配設されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の記載の生体表層組織用センシング装置。
5. 発光ダイオードは、上記光軸と直交する面内において、発光手段と受光手段とを結ぶ方向に短く且つ発光手段と受光手段とを結ぶ方向と直交する方向に長い発光面を備えたものであることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の生体表層組織用センシング装置。
6. 導光凹部内壁が反射面として形成されていることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の生体表層組織用センシング装置。
7. 導光凹部内に透明な充填剤が充填されていることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体表層組織用センシング装置。
8. 充填剤は散乱特性を有するものであることを特徴とする請求項７記載の生体表層組織用センシング装置。
9. 導光凹部に至る排気孔を備えていることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体表層組織用センシング装置。

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