TW202302040A - 血糖值量測器 - Google Patents

Abstract

提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時量測血液中之血糖值的血糖值量測器。血糖值量測器10具備：光源11，照射選自800～950 nm的波長帶之波長的光；感測器13，接收自光源11照射之光在活體內透射、反射或散射的光，並輸出對應於已接收的光之光量的資訊；以及血糖值取得部14a，依據以感測器13獲得的資訊來取得活體內之血液中的血糖值。

Description

血糖值量測器

本發明係關於能夠以非侵入方式量測血液中之葡萄糖濃度（血糖值）的血糖值量測器。

以往，以非侵入方式量測活體內之血糖值而不進行採血的技術，尤其使用光來量測活體內之血糖值之技術的開發正在進行。

例如於下述的專利文獻1中記載一種活體資訊取得解析裝置，其使用對於係為血液特有之成分的血紅素而言吸收為大之第1波長的光，將藉由照射第1波長的光而獲得的來自活體之出射光的強度超過指定之閾值的區域確定為血管部位，並使用對於葡萄糖而言吸收為大之第2波長的光，將依據藉由照射第2波長的光而獲得的來自活體之出射光的強度的資料，分離為已確定為血管部位的區域與其以外的區域，藉此提升在血管部位中之血糖值的計算精確度。該活體資訊取得解析裝置係使用800～900 nm或810～940 nm之波長作為對於血紅素而言吸收為大的波長A來確定血管部位，使用1500～1700 nm之波長作為對於葡萄糖而言吸收為大的波長B以僅自血管部位獲得包含葡萄糖之強度資料的資料者。

並且，例如於下述的非專利文獻1及非專利文獻2中記載一種非侵入式血糖值量測，其使用近紅外高靈敏度CMOS（Complementary Metal Oxide Semiconductor：互補性金屬氧化膜半導體）影像感測器作為以高精確度檢測活體之血中成分濃度的手段。於非專利文獻1及非專利文獻2中，記載照射係為葡萄糖的吸光尖峰之一的波長1050 nm的光來拍攝在細胞中之生理食鹽水內葡萄糖溶液滴入、對流、擴散之模樣的實驗，並建議使用此圖像來求得葡萄糖濃度。

『專利文獻』 《專利文獻1》：日本專利第5623540號公報

『非專利文獻』 《非專利文獻1》：〈具有橫型溢流積蓄溝槽電容器之飽和電子數2430萬個的近紅外高靈敏度CMOS影像感測器〉　2019年3月22日　影像資訊媒體學會技術報告　ITE Technical Report Vol.43, No.11 IST2019-17(Mar. 2019) 《非專利文獻2》：〈A High Near-Infrared Sensitivity Over 70-dB SNR CMOS Image Sensor With Lateral Overflow Integration Trench Capacitor〉 IEEE TRANSACTIONS ON ELECTRON DEVICES, VOL. 67, NO. 4, APRIL 2020

在專利文獻1之揭露技術中，利用對於血紅素而言吸收為大的800～900 nm或810～940 nm之波長的光來確定血管部位，進一步利用對於葡萄糖而言吸收為大的1500～1700 nm之波長的光以僅自血管部位取得包含葡萄糖之強度資料的資料。然而，於在葡萄糖之濃度量測使用1500～1700 nm之波長的光的情況下，有受到由活體中的水分所致的光之吸收等的影響而無法以高精確度量測血糖值的問題。

再者，在專利文獻1之揭露技術中，必須設置發出用以確定血管部位之800～900 nm或810～940 nm的波長之光的第1光源及用以分別照射用以量測葡萄糖濃度之1500～1700 nm的波長之光的第2光源，並交互進行利用第1光源的發光與利用第2光源的發光。如此在專利文獻1之揭露技術中，因必須設置2個光源或必須導入用以適當控制2個光源之發光時機的控制部，而亦有裝置會複雜化、開發及導入所需之成本會增加的問題。

在非專利文獻1及非專利文獻2中，當拍攝葡萄糖溶液的時候，雖使用係為葡萄糖的吸光尖峰之一之波長1050 nm的光，但有在此波長之光電二極體量子效率未必相對高（26.7%@1050 nm）的問題。並且，在非專利文獻1及非專利文獻2中，進行細胞中之葡萄糖溶液的拍攝，但並未記載用以於實際上以非侵入方式量測活體中的血糖值之具體的量測方式及量測器。

本發明係鑑於上述問題而完成者，以提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時量測血液中之血糖值的血糖值量測器為目的。

本發明人等鑑於上述問題潛心研究之結果，發現了藉由照射近紅外光之特定波長帶的光，能夠抑制起因於由活體中之水分所致的光之吸收等的雜訊，同時判別由血液中之葡萄糖濃度所致的微小的光量差。

更詳細而言，本發明人等藉由將葡萄糖添加至血液以製作葡萄糖濃度相異的血液並進行光譜分析，結果獲得在係為近紅外光波長帶的800～1100 nm中，透射率相依於葡萄糖濃度的見解。

除此之外，進行不含葡萄糖的生理食鹽水之光譜分析，結果獲得在950～1040 nm的波長帶有由生理食鹽水所致的吸收，但另一方面在800～950 nm的波長帶幾乎沒有由生理食鹽水所致的吸收之影響的見解。

依據以上見解，本發明人等發現了使用800～950 nm的波長帶作為量測葡萄糖濃度之波長的有用性。

本發明相關之血糖值量測器之特徵在於具備：光源，照射選自800～950 nm的波長帶之波長的光；感測器，接收自前述光源照射之光在活體內透射、反射或散射的光，並輸出對應於已接收的光之光量的資訊；以及血糖值取得部，依據以前述感測器獲得的資訊來取得前述活體內之血液中的血糖值。

根據上述構造，可提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時量測血液中之血糖值的血糖值量測器。

在本發明相關之血糖值量測器中，前述感測器亦可為具有於2維面內配置為陣列狀之多個像素的影像感測器。

根據上述構造，可提供能夠依據自影像感測器獲得的圖像資訊來量測血液中之血糖值的血糖值量測器。

在本發明相關之血糖值量測器中，前述感測器的SN比亦可為60 dB以上。

根據上述構造，可提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時高精確度且確實量測血液中之血糖值的血糖值量測器。

在本發明相關之血糖值量測器中，前述感測器的飽和電荷數亦可為100萬個以上。

根據上述構造，可提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時高精確度且確實量測血液中之血糖值的血糖值量測器。

在本發明相關之血糖值量測器中，前述感測器對於自前述光源照射之近紅外光的光電二極體量子效率亦可為50%以上。

根據上述構造，可提供能夠抑制由活體中之水分所致的光之吸收等的影響同時高精確度且確實量測血液中之血糖值的血糖值量測器。

以下一邊參照圖式一邊說明在本發明之實施型態中的血糖值量測器。

本發明相關之血糖值量測器之特徵在於具備：光源，照射近紅外光的光源；感測器，接收自光源照射之光在活體內透射、反射或散射的光，並輸出對應於已接收的光之光量的資訊；以及血糖值取得部，依據感測器所輸出的資訊來取得活體內之血液中的血糖值；其中自光源照射之近紅外光的波長選自800～950 nm的波長帶。

茲說明在本實施型態中之血糖值量測器的構造。圖1係繪示在本實施型態中之血糖值量測器的構造之一例的方塊圖。

圖1所示之血糖值量測器10構成為具備：光源11、濾器12、感測器13、訊號處理部14、顯示部15、資料儲存部16、操作部17、控制部18。

光源11係發出為了量測活體內之血液的血糖值而使用之光的裝置。在本實施型態中之光源11構成為可為了量測血糖值而發出合適的波長的光。具體而言，光源11構成為可發出選自800～950 nm的波長帶之波長的光。作為光源11並非特別受限者，但能夠使用例如能夠發出雷射光的雷射裝置，能夠使用GaAs（砷化鎵）雷射二極體作為一例。在本實施型態中之光源11以可發出高光量（高照度）的光為佳，舉例而言，亦可使用最大輸出500 mW左右的雷射裝置。

於在本實施型態中之血糖值量測器10中，於血糖值的量測時，於光源11所發出之光的照射方向上配置有係為活體的受測體S。照射至受測體S的光在受測體S內透射、反射或散射。

感測器13配置於能夠接收在受測體S內透射、反射或散射之光的位置。感測器13具有輸出對應於已接收的光之電訊號的功能，舉例而言，可使用能夠自已接收的光輸出最終能夠加工作為圖像資訊之電訊號的CMOS影像感測器。能夠應用於本發明的CMOS影像感測器以滿足特定條件者為佳，其詳細將於後描述。

此外，於感測器13之光接收部的前段亦可設置僅使特定波長之光透射的濾器12。在本實施型態中，光源11構成為可發出選自800～950 nm的波長帶之波長的光。亦可藉由設置僅透射與光源11所發出的光之波長相同波長的光的濾器12，使得僅與光源11所發出的光相同波長的光到達後段的感測器13。並且，為了進一步收緊光波長，亦可以光源11發出的光所包含之波長帶的僅一部分之波長的光到達的方式調整濾器12的透射特性。

訊號處理部14構成為進行自感測器13輸出的資訊相關之處理。訊號處理部14具有依據自感測器13輸出之資訊進行圖像加工的功能、將圖像資訊往顯示部15及資料儲存部16輸出的功能。

訊號處理部14具有血糖值取得部14a。血糖值取得部14a具有依據以感測器13獲得的資訊來取得受測體S之血糖值的功能。取得受測體S之血糖值的方法並非特別受限者，舉例而言，亦可解析依據感測器13所輸出之資訊形成的圖像資訊來確定活體內的血管部位，自在血管部位中之光接收量檢測血糖值（血液中的葡萄糖濃度）。於此情況下，亦可預先求得表示利用感測器13測得的光接收量與血糖值之關係的標準曲線，參照該標準曲線，自在血管部位中的光接收量確定血糖值。

血糖值取得部14a可自1張圖像資訊取得受測體S的血糖值，但亦可依據多張圖像資訊（舉例而言，構成視訊的多張圖幀）來取得受測體S的血糖值。舉例而言，血糖值取得部14a亦可自多張圖像資訊分別取得血糖值並算出此等的平均值或中位數。

訊號處理部14具有將以血糖值取得部14a取得的血糖值比照圖像資訊的輸出往顯示部15及資料儲存部16輸出的功能。

訊號處理部14可透過進行數位訊號處理的處理器來實現。亦可於感測器13與訊號處理部14之間，設置將自感測器13輸出的類比訊號調整以轉換及輸出成數位訊號的AFE（類比前端）板。並且，亦可做成於感測器13內設置類比－數位轉換電路以自感測器13輸出數位訊號的構造。

顯示部15係例如液晶顯示器或有機EL顯示器等監視器，具有將訊號處理部14加工過的圖像資訊或訊號處理部14算出的血糖值以視覺上之資訊的形式顯示的功能。

資料儲存部16係例如HDD（硬式磁碟機）或SSD（固態硬碟）等輔助儲存裝置，具有保存圖像資訊或血糖值資料的功能。儲存於資料儲存部16的各種資料能夠事後讀出，可在期望的時機顯示於顯示部15、中介資料傳送部（未繪示）傳送至其他裝置。資料傳送時之通訊手段亦可為有線、無線的任一者。

操作部17具有接受來自使用者對於血糖值量測器10之運作指示的功能。操作部17係使用者為了進行運作指示之輸入而使用的例如滑鼠或鍵盤等操作輸入裝置。

控制部18具有進行血糖值量測器10之運作控制的功能。控制部18作為一例，連接於光源11、感測器13、訊號處理部14、顯示部15、資料儲存部16、操作部17。控制部18具有藉由控制在各構成部中之處理來實現在血糖值量測器10中之適當之運作的功能。

控制部18可透過具有比照訊號處理部14進行數位訊號處理之功能的處理器來實現。訊號處理部14及控制部18可以相異的處理器實現，亦可以相同的處理器實現。血糖值量測器10中之運作控制，舉例而言，亦可藉由準備好以進行期望之運作的方式編寫的程式並在訊號處理部14及控制部18中適當執行該程式來實現。

並且，亦可以個人電腦等電腦構成血糖值量測器10的一部分。於此情況下，訊號處理部14及控制部18可透過執行以進行期望之運作的方式編寫之程式的CPU來實現。顯示部15、資料儲存部16、操作部17可分別透過連接於電腦的監視器、HDD等輔助儲存裝置、滑鼠或鍵盤等來實現。

此外，只要構成為光源11所發出的光照射至受測體S且感測器13可接收在受測體S內透射、反射或散射的光，則光源11、受測體S及感測器13的配置位置即非特別受限者。舉例而言，如圖1所示意繪示，亦可做成將感測器13配置於光源11所發出之光的照射方向，感測器13會直接接收透射受測體S之透射光的構造。或者，亦可做成將感測器13配置於感測器13不會直接接收透射受測體S之光的位置，感測器13主要接收來自受測體S之反射光或散射光的構造。

受測體S為受測者之活體的一部分即可，可將例如受測者的手指、手腕、手臂、耳朵等作為量測部位使用。血糖值量測器10構成為可藉由拍攝活體內的血液，自透過拍攝而獲得之圖像資訊求得血液中的血糖值。此外，血糖值量測器10亦可為受測者能夠配戴的可穿戴終端。

接下來說明感測器13。作為在本實施型態中之感測器13，可合適使用例如非專利文獻1及非專利文獻2所記載的CMOS影像感測器。非專利文獻1及非專利文獻2的揭露內容透過參照而納入本說明書。

於非專利文獻1及非專利文獻2中記載一種CMOS影像感測器，其將橫型溢流積蓄溝槽電容器裝載至將雜質濃度降低至10 ¹²cm ^{− 3}左右之低雜質濃度p型Si基板上的各像素，並謀求超過1000萬個之高飽和電子數與在近紅外區域中之高量子效率化的兼顧。此CMOS影像感測器係達成對於自低照度至高照度之光的線性響應、2430萬個飽和電荷數、71.3 dB的訊號對雜訊比（SN比）、在200～1100 nm之寬廣光波長帶中的高量子效率者。

以下一邊參照圖2～圖4一邊說明非專利文獻1及非專利文獻2所記載之CMOS影像感測器的概要及其特徵。

圖2係繪示可在本實施型態中合適使用之CMOS影像感測器的光感測器部之一例的圖。於圖2示意繪示包含像素電路及1列分量之讀出電路的等價電路圖作為CMOS影像感測器之光感測器部的一部分。

圖2所示之CMOS影像感測器的光感測器部由像素陣列部101與包含取樣保持類比記憶體M1、M2的讀出部102所構成。所謂像素陣列部101所包含的像素105與讀出部102，係中介像素列輸出訊號線103電性連接。於像素列輸出訊號線103連接有例如以MOS電晶體構成的電流源104。

像素105由以下所構成：因應光之強度使光電荷產生的嵌入完全空乏型的光電二極體PD；傳送來自光電二極體PD之光電荷的傳送閘T；通過傳送閘T傳送有光電荷的浮動擴散電容器FD；於光電荷的積蓄運作時將自光電二極體PD溢出之光電荷積蓄的橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC；將浮動擴散電容器FD與橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC電性結合或分離的連接開關SW；形成為直接連接於橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC同時中介連接開關SW連接於浮動擴散電容器FD，用以排出橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC及浮動擴散電容器FD內之光電荷的重置閘R；將橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC及浮動擴散電容器FD內之光電荷放大轉換成電壓訊號的源極隨耦放大器SF；以及形成為連接於源極隨耦放大器SF之像素選擇用的像素選擇開關X。

於CMOS影像感測器的光感測器部中，具有上述構造的多個像素105於2維面內配置為陣列狀。於像素105排列為陣列狀之像素陣列部101的兩端，為了控制連接於重置閘R的閘電極之驅動線的電壓而設置有選擇開關SS。構成為可藉由透過選擇脈衝ϕVR切換選擇開關SS來選擇PD重置電壓VR1或參考電壓VR2的任一者。

於像素列輸出訊號線103連接有取樣保持類比記憶體M1、M2。

取樣保持類比記憶體M1係輸出傳送至浮動擴散電容器FD內的光電荷經轉換之電壓訊號的列電路部。取樣保持類比記憶體M1構成為輸出包含於將浮動擴散電容器FD重置為指定電壓的時候所捕捉到之熱雜訊的參考訊號與依據光電荷量之電壓訊號重疊於前述熱雜訊的電壓訊號，透過像素晶片外的差動放大器進行起因於源極隨耦放大器SF之特性參差的固定模式雜訊與前述熱雜訊的去除，以獲得捕捉到在低照度下之發光的高靈敏度訊號S1。

另一方面，取樣保持類比記憶體M2係輸出傳送至橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC及浮動擴散電容器FD的光電荷經轉換之電壓訊號的列電路部。取樣保持類比記憶體M2構成為輸出依據光電荷量的電壓訊號與重置位準訊號，透過像素晶片外的差動放大器進行起因於源極隨耦放大器SF之特性參差的固定模式雜訊去除，以獲得捕捉到在高照度下之發光的高飽和訊號S2。

再者，藉由將如上述透過選擇開關SS切換之參考電壓VR2的電壓位準設定為飽和位準與訊號位準的中間值，取樣保持類比記憶體M2構成為輸出表示積蓄期間後的訊號電壓位準與參考電壓VR2之差的高飽和訊號S2，在後段的訊號讀出電路使用增益放大器等將訊號放大，藉此可輸出可高精確度捕捉在高照度下之微小的光量之變化的高飽和訊號S2。

圖2所示之CMOS影像感測器的光感測器部可在對應於寬廣範圍之動態範圍的運作模式（LOFIC運作模式）與可捕捉在高照度區域中之光量的變化的運作模式（Dual VR運作模式）這2個運作模式下運作。在LOFIC運作模式中，CMOS影像感測器之光感測器部變得可輸出於上已述之高靈敏度訊號S1及高飽和訊號S2，可以單一曝光達成寬廣動態範圍，亦可適應於捕捉在低照度下之微小之發光的發光成像或明暗差大的拍攝對象。另一方面，在Dual VR運作模式中，CMOS影像感測器之光感測器部變得針對例如在高照度下之吸光成像強化，而即使在高照度下亦可鮮明捕捉微小之光量的變化。

圖3係可在本實施型態中合適使用之CMOS影像感測器的像素剖面示意圖，係繪示像素陣列之剖面的概略剖面圖。並且，圖4係圖3的A－A線剖面圖，係在光電二極體及其周邊中的像素剖面放大示意圖。

於圖3及圖4所示之CMOS影像感測器中，使用有透過Cz（丘克拉斯基）法製造之由低雜質濃度及極低氧濃度之晶圓而成的低雜質濃度p型Si基板（高電阻基板）。CMOS影像感測器舉例而言，透過形成係為元件分離區域之STI（淺溝槽隔離）、形成橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC、形成電晶體部及光電二極體、形成金屬佈線的製程來製造。

此CMOS影像感測器係達成在200～1100 nm之寬廣光波長帶中的高量子效率者。此CMOS影像感測器以波長長的近紅外光不影響像素內電晶體之運作的方式採用表面照射結構，再者，為了兼顧對於紫外光的高靈敏度、高耐光性，如圖4所示，於光電二極體PD表面形成有具有陡峭的濃度輪廓的p ^＋層。

如圖3所示，於Si基板之表面排列有光電二極體PD及電晶體部而形成有像素陣列。作為一例，像素陣列的尺寸為水平方向2.1 mm×垂直方向2.1 mm，像素數為水平方向128×垂直方向128，像素尺寸為水平16 μm×垂直方向16 μm，開口率為52.8%。再者，於各像素內設置有橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC。橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC係包含3維結構的電容器，由形成於Si基板之像素內的溝槽（淺溝）、沿溝槽形成的氧化膜及嵌入於該溝槽內的摻雜多晶矽電極節點所構成。藉由將溝槽電容器以橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC的形式高密度積聚，可使飽和電荷數增大，可提升開口率。

於光電二極體PD的嵌入n型層與於橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC誘發的反轉層之間有可能產生漏電流。為了一邊維持開口率一邊抑制漏電流的產生，如圖4所示，以覆蓋橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC之整面的方式形成有深的p型井（DPW）。DPW的濃度以可在橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC之訊號電壓範圍（例如0.5～3.0 V）中獲得相同之電容的方式進行最佳化。並且，為了將橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC之來自電荷積蓄節點的漏電流壓低，構成為自光電二極體PD及浮動擴散電容器FD溢流的電荷積蓄於橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC內的電極節點。

並且，近紅外光之自光電二極體PD之表面的貫入長度大，為了檢測近紅外光，必須在光電二極體PD的深部積蓄及檢測經光電轉換的光電荷。為了使由在光電二極體PD的深部產生之近紅外光所生成的光電荷漂移至光電二極體PD，在此CMOS影像感測器中，於在電晶體部的區域下之p型井與DPW形成有電位梯度。並且，於橫型溢流積蓄溝槽電容器LOFITreC之Si基板側界面誘發的反轉層及n ^＋層連接至接地（GND）。

再者，亦可將負電位（例如最大3.0 V左右的電位）施加至Si基板的背面側（圖3及圖4的下側）以形成Si基板之深度方向的電場，或者亦可薄化Si基板的厚度。藉此，對於貫入長度大的近紅外光，可抑制由漂移時之電荷擴散效果所致的光電荷的像素間串擾，提升近紅外光的靈敏度及解析力。

於上一邊參照圖2～圖4一邊描述之CMOS影像感測器係說明非專利文獻1及非專利文獻2所記載的CMOS影像感測器者。在本發明中，可合適使用非專利文獻1及非專利文獻2所記載的CMOS影像感測器。惟本發明並非受限於非專利文獻1及非專利文獻2所記載之該CMOS影像感測器的使用者，舉例而言，可將滿足於下舉出之特定條件的感測器應用於本發明。

能夠應用於本發明的感測器13係飽和電荷數為100萬個以上──良佳為飽和電荷數320萬個以上，尤佳為飽和電荷數1000萬個以上──的感測器。並且，能夠應用於本發明的感測器13係SN比為60 dB以上（相當於飽和電荷數約100萬個以上）──良佳為65 dB以上（相當於飽和電荷數約320萬個以上），尤佳為70 dB以上（相當於飽和電荷數約1000萬個以上）──的感測器。飽和電荷數或SN比滿足上述條件的感測器具有高SN比性能，變得可捕捉在高照度下之微小的光量差，故為合適。

本發明相關之感測器13以可以高圖幀率鮮明拍攝於活體內移動的流體（例如血液中的血球等）者為佳。飽和電荷數或SN比滿足上述條件的感測器由於可增加每1圖幀的訊號量，故即使在提高圖幀率的情況下（例如30 fps以上）亦可輸出捕捉到在高照度下之微小的光量差之鮮明的圖像，其結果，變得可以高精確度量測血糖值，故為合適。

再者，為了增加在感測器13中之訊號量，提高光源11的光量亦屬重要。因此，除了如同上述飽和電荷數為100萬個以上的感測器或SN比為60 dB以上的感測器以外，以使用可發出對應於此感測器之高光量的光之高輸出的光源11為佳。

作為本發明相關之感測器13，以應用於像素內具有包含3維結構的電容器並能夠積蓄光電荷的感測器為佳。藉由於像素內使用包含3維結構的電容器，能夠使飽和電荷數增大。包含3維結構的電容器可採用例如矽溝槽結構，再者，藉由做成光電荷積蓄於溝槽嵌入電極節點的構造，變得可以減低漏電流。惟包含3維結構的電容器並非限定於矽溝槽結構者，亦可使用形成於佈線層的3維結構之金屬－絕緣膜－金屬型的電容器。

作為本發明相關之感測器13，以應用以覆蓋上述包含3維結構的電容器之區域的方式設置有深的p型井（DPW）的感測器為佳。透過此構造，可抑制自上述包含3維結構的電容器往光電二極體的漏電流，同時形成用以使在光電二極體的深部產生之光電荷漂移至光電二極體的電位結構。

作為本發明相關之感測器13，以應用具備在特定的訊號電壓範圍中具有相同的電容之電容器的感測器為佳。特定的訊號電壓範圍以例如0.5～3.0 V為佳，在該特定的訊號電壓範圍中，以可對於接收的光之光量獲得線性響應為佳。

作為本發明相關之感測器13，以應用對於在本發明所使用的近紅外光（800～950 nm之波長的光）之光電二極體量子效率為50%以上的感測器為佳。藉由使用光電二極體量子效率滿足上述條件的感測器，可將接收的近紅外光高效率轉換成電荷，而實現對於近紅外光的高靈敏度。為了提升光電二極體量子效率，可考量使用高電阻基板使空乏層延伸，亦即使有效靈敏度區域沿深度方向延伸。

作為本發明相關之感測器13，以應用能夠將電位施加於基板而於基板之深度方向形成電場的感測器為佳。藉此，對於貫入長度大的近紅外光，可抑制訊號電荷（光電荷）的像素間串擾，提升近紅外光的解析力。

以下說明本發明相關之血糖值量測器10的特徵及有用性。

本發明人等針對在非侵入性的血糖值之量測的時候有效之近紅外光的波長潛心進行研究。

本發明人等為了調查葡萄糖之光透射率的濃度相依性，藉由將葡萄糖添加至血液以製作葡萄糖濃度相異的血液並進行光譜分析。其結果繪示於圖5。圖5係繪示葡萄糖的光透射率之濃度相依性的圖表。縱軸（透射率）表示透過光譜分析獲得的光透射率。橫軸（波長）表示使用於光譜分析之光的波長。

於圖5表示關於分別製備成0 mg／dl、500 mg／dl、1000 mg／dl、2000 mg／dl之葡萄糖濃度的血液在800～1100 nm的波長帶中之光的透射率。自圖5之圖表可知葡萄糖濃度變得愈高，相同波長之光的透射率變得愈低。依據以上，本發明人等獲得在800～1100 nm之波長帶中葡萄糖之光透射率相依於葡萄糖濃度的見解。

本發明人等為了進一步調查生理食鹽水的光透射率之波長相依性而進行生理食鹽水的光譜分析。其結果繪示於圖6。圖6係繪示生理食鹽水的光透射率之波長相依性的圖表。縱軸（透射率）表示透過光譜分析獲得的光透射率。橫軸（波長）表示使用於光譜分析之光的波長。

自圖6之圖表可知，在950～1040 nm之波長帶中生理食鹽水的光透射率大幅降低，另一方面在800～950 nm之波長帶中生理食鹽水的光透射率表示幾乎接近1.0的值。依據以上，本發明人等獲得在950～1040 nm之波長帶中光透射率會大幅降低，由生理食鹽水所致的光之吸收的影響大，但另一方面在800～950 nm之波長帶幾乎沒有由生理食鹽水所致的光之吸收的見解。此外，即使在使用離子交換水代替生理食鹽水的情況下亦獲得與圖6之圖表相同的結果，確認到在950～1040 nm之波長帶中之光的吸收係由水之分子所致的影響。

在以非侵入方式量測血管中的血液之血糖值的情況下，以感測器接收自皮膚的外側照射光而透射、反射或散射的光，依據其光接收量進行血糖值的量測。自皮膚的外側朝向活體內照射的近紅外光會透射表皮而到達真皮中的微血管或皮下組織中的血管。然而，於構成表皮或真皮的細胞內外包含有體液，受到由體液所致的光之吸收的影響，感測器中之光接收量可能會降低。因此，以使用由體液所致的光之吸收少的波長的光為符合期望。

本發明人等自上述之光譜分析結果，依據為了量測葡萄糖濃度以使用選自800～1100 nm之波長的光為有效的見解，進一步依據為了幾乎不受由等同於體液之主成分的生理食鹽水所致的光之吸收的影響而抑制在感測器中之光接收量的降低以使用選自800～950 nm之波長的光為有效的見解，使本發明臻至完成。亦即，本發明相關之血糖值量測器10以使用選自800～950 nm之波長的光來進行血糖值的量測為特徵。

此外，在上述的專利文獻1中記載，為了確定血管部位，使用血紅素之吸光度高的波長（800～900 nm或810～940 nm的波長）。另一方面，在本發明中所使用的800～950 nm之波長帶的光係為了量測血液中的血糖值而使用者，而非為了確定血管部位而使用者。

在本發明中所使用的800～950 nm之波長帶的光有可能受到由血紅素所致的光之吸收等的影響。由於在本發明中之量測對象係血液中的葡萄糖濃度（血糖值），必須將光照射至血液，故即使在本發明中亦無法避免受到由血紅素所致的光之吸收等的影響。然而，如同上述，可確認在800～950 nm之波長帶中的光透射率相依於葡萄糖濃度，本發明即使或多或少受到由血紅素所致的光之吸收等的影響，仍使用800～950 nm之波長帶的光來進行血糖值的量測。

就由血紅素所致的光之吸收等的影響上，血管部位有可能相對於其他部位（非血管部位）拍攝得較暗。緣此，良佳為藉由使用飽和電荷數為100萬個以上的感測器來捕捉高照度的光，使得可明亮鮮明地拍攝血管部位。為了使用飽和電荷數為100萬個以上的感測器來捕捉高照度的光，以使用高輸出的光源將高光量的光照射至活體為佳。

並且，本發明人等為了評價本發明的有效性，將調整過葡萄糖濃度的血液注入細胞，使用能夠照射810 nm之近紅外光的LED將近紅外光照射至細胞，進行量測血液中之血糖值的實驗。此實驗結果繪示於圖7。

圖7係繪示用以評價本發明的有用性之實驗結果的圖表。縱軸（在本發明獲得的血糖值）表示照射810 nm之近紅外光以非侵入性量測的血液中之葡萄糖濃度（血糖值）的量測值。橫軸（侵入性現有品）表示利用侵入性進行血糖值之量測的以往之血糖值量測器測得的血液中之葡萄糖濃度（血糖值）的量測值。

在本發明獲得的血糖值係使用選自800～950 nm之波長帶的810 nm之波長的光來量測的血糖值，如圖7所示，相對於透過以往之侵入性的血糖值量測器獲得的血糖值為高度相關（判定係數R ²＝0.95）。亦即，自圖7可知，本發明相關之血糖值量測器10係能夠以與以往之侵入性血糖值量測器同等程度的精確度量測血糖值者。

如以上所說明，本發明係能夠將選自800～950 nm的波長帶之波長的光照射至活體，並依據在活體內透射、反射或散射的光之光接收量來取得活體內之血液中的血糖值者，能夠應用於使用近紅外光以非侵入性量測活體內的血液中之血糖值的技術。

以上所說明之實施型態係為了使本發明容易理解而記載者，並非為了限定本發明而記載者。因此，揭露於於上已述之實施型態的各要件旨在亦包含屬於本發明之技術性範圍的所有設計變更或均等物。

10:血糖值量測器 11:光源 12:濾器 13:感測器 14:訊號處理部 14a:血糖值取得部 15:顯示部 16:資料儲存部 17:操作部 18:控制部 101:像素陣列部 102:讀出部 103:像素列輸出訊號線 104:電流源 105:像素 S:受測體

〈圖1〉係繪示在本發明的實施型態中之血糖值量測器的構造之一例的方塊圖。

〈圖2〉係繪示可在本發明的實施型態中合適使用之CMOS影像感測器的光感測器部之一例的圖。

〈圖3〉係可在本發明的實施型態中合適使用之CMOS影像感測器的像素剖面示意圖，係繪示像素陣列之剖面的概略剖面圖。

〈圖4〉係圖3的A－A線剖面圖，係在光電二極體及其周邊中的像素剖面放大示意圖。

〈圖5〉係繪示葡萄糖的光透射率之濃度相依性的圖表。

〈圖6〉係繪示生理食鹽水的光透射率之波長相依性的圖表。

〈圖7〉係繪示用以評價本發明的有用性之實驗結果的圖表。

10:血糖值量測器

11:光源

12:濾器

13:感測器

14:訊號處理部

14a:血糖值取得部

15:顯示部

16:資料儲存部

17:操作部

18:控制部

S:受測體

Claims (5)

1. 一種血糖值量測器，其具備：光源，照射選自800～950 nm的波長帶之波長的光；感測器，接收自前述光源照射之光在活體內透射、反射或散射的光，並輸出對應於已接收的光之光量的資訊；以及血糖值取得部，依據以前述感測器獲得的資訊來取得前述活體內之血液中的血糖值。
2. 如請求項1所述之血糖值量測器，其中前述感測器係具有於2維面內配置為陣列狀之多個像素的影像感測器。
3. 如請求項1或2所述之血糖值量測器，其中前述感測器的SN比為60 dB以上。
4. 如請求項1或2所述之血糖值量測器，其中前述感測器的飽和電荷數為100萬個以上。
5. 如請求項1或2所述之血糖值量測器，其中前述感測器對於自前述光源照射之近紅外光的光電二極體量子效率為50%以上。

Images