WO2017094188A1 - 皮膚糖化検査装置、皮膚糖化検査装置システム及び皮膚糖化検査方法 - Google Patents
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- G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
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Definitions
- the present invention relates to a technique for non-invasively examining glycation of skin by detecting autofluorescence of AGE (Advanced Glycation Endpoint product).
- Glycation is a non-enzymatic binding reaction of a sugar to a protein, and the final product is collectively called AGE.
- AGE accumulates in the skin and body by maintaining a hyperglycemic state. AGE is particularly likely to accumulate in diabetic patients and causes complications such as kidney disease and retinopathy. Even in healthy individuals, AGE accumulates with aging. The AGE accumulated in the skin causes a decrease in “brightness” and “shininess” of the skin and “stain”, and decreases beauty. Aging is accelerated if AGE accumulates more than age-appropriate due to frequent disturbances and stress such as snacks.
- Patent Document 1 the light emitted from the skin by the irradiation of ultraviolet excitation light is divided into excitation light scattered light (hereinafter referred to as “excitation light scattered light”) and AGE fluorescence, and spectroscopically measured.
- excitation light scattered light the light emitted from the skin by the irradiation of ultraviolet excitation light
- AGE fluorescence AGE fluorescence
- Patent Document 2 describes an apparatus that captures, as an image, fluorescence emitted from the surface of the skin by irradiation with ultraviolet rays in order to examine the presence of acne bacteria.
- the apparatus described in Patent Document 1 specializes in obtaining the skin AGE value averaged in a 1 cm square area of the skin, and the AGE distribution in the area cannot be obtained.
- the fluorescence which the apparatus of patent document 2 makes a detection object is the fluorescence resulting from the acne microbe existing on the skin, and the fluorescence from the AGE accumulated in the inside of the skin is not assumed.
- Patent Document 2 is a method of measuring only the intensity of fluorescence by blocking excitation light, and there is no concept of normalization as described above. For this reason, even if the distribution of the fluorescence emitted by AGE is imaged using the technique described in Patent Document 2, only a relative distribution of skin AGE values in a subject (a distribution that does not correct skin color) can be obtained. It is not possible to know whether the skin AGE value at a certain position is absolutely high or low. That is, it cannot be compared with other subjects, and cannot be used for evaluation of whether glycation is progressing with age.
- an object of the present invention is to provide a technique for obtaining a distribution of values corresponding to the accumulated amount of AGE per unit area in a non-invasive manner in real time.
- an ultraviolet light source that irradiates living body skin with ultraviolet light and radiation emitted from the living body skin by the irradiation of ultraviolet light”.
- An imaging unit that captures an image by fluorescence from a terminal glycation product (AGE) contained in light, excitation light scattered light contained in the light emitted from the living body skin by irradiation of the ultraviolet light, and fluorescence from the AGE
- AGE terminal glycation product
- the distribution of the AGE accumulation amount per unit area can be obtained non-invasively and in real time. Problems, configurations, and effects other than those described above will become apparent from the following description of embodiments.
- FIG. 3 is a flowchart for explaining a measurement operation in the first embodiment. 3 is a flowchart for explaining detailed operation of the analysis apparatus according to the first embodiment.
- FIG. 6 is a diagram illustrating a pixel arrangement of an imaging device used in Embodiment 3.
- FIG. 10 is a diagram illustrating a difference in spectral sensitivity characteristics for each pixel in the third embodiment. 10 is a flowchart for explaining a measurement operation in the third embodiment. The figure which shows the structure of the skin glycation test
- FIG. FIG. 6 is a diagram illustrating a pixel arrangement of an imaging device used in Example 4.
- FIG. 10 is a diagram illustrating a difference in spectral sensitivity characteristics for each pixel in the fourth embodiment. 10 is a flowchart for explaining a measurement operation in the fourth embodiment. The figure which shows the conceptual diagram of a counseling system.
- the counseling system evaluates the glycation of the skin based on the intensity distribution of the fluorescence from the AGE accumulated in the skin, and proposes a cosmetic or the like that improves the skin state according to the evaluation result.
- skin care it is important to detect the appearance of “dullness” and “stain”, and to predict local “beams”. For that purpose, imaging the distribution of AGE is an extremely important function. Become. AGE measurement for skin care is preferably simple and real-time.
- FIG. 1 shows a configuration example of a skin glycation inspection apparatus system 100.
- the skin glycation inspection apparatus system 100 includes a sensor unit 1 and an analysis apparatus 2.
- the sensor unit 1 has an optical system that separates light including both excitation light scattered light and fluorescence from the AGE into respective components, and an optical system that images the distribution of fluorescence from the AGE.
- the analysis device 2 is a device portion having an arithmetic function for calculating an average value of skin AGE values and an arithmetic function for calculating skin AGE values corrected for skin color.
- the correction function here is hereinafter referred to as “normalization”.
- FIG. 1 shows a case where the sensor unit 1 and the analysis device 2 are separate devices.
- the sensor part 1 and the analysis apparatus 2 may be comprised as one apparatus.
- the component part of only the sensor unit 1 is referred to as a “skin glycation test apparatus”, and the combined configuration of the sensor unit and the analysis apparatus 2 is referred to as a “skin saccharification test system”.
- the sensor unit 1 is covered with a casing 1A made of an opaque material except for the window 3 made of a transparent material.
- the housing 1A does not necessarily need to be made of an opaque material.
- the window 3 transmits ultraviolet light as excitation light and light emitted from the skin excited by the ultraviolet light (excitation light scattered light and fluorescence from AGE).
- the measurement site of the subject 4 is positioned on the upper surface portions of the housing 1 ⁇ / b> A and the window 3.
- the inner side of the forearm, the upper arm, the leg, and the skin of the hand of the subject 4 are assumed as the measurement site.
- the ultraviolet light source 5 emits excitation light.
- the excitation light emitted from the ultraviolet light source 5 is collected by the lens 6 and then sequentially passes through the band-pass filter 7 and the window 3 to illuminate the skin of the subject 4.
- AGE accumulated in the skin is excited by ultraviolet light having a wavelength of 200 to 400 nm, and emits fluorescence in the visible band of wavelength 400 to 700 nm.
- UV-A (Ultra-Violet A) light having a wavelength of 320 to 400 nm has little influence on the human body and is suitable for illuminating living skin.
- an ultraviolet LED light-emitting diode
- an ultraviolet LED light-emitting diode
- the ultraviolet light source 5 is driven by electric power supplied from the power supply 15.
- the power supply 15 includes a USB (Universal Serial Bus) control interface.
- the power supply 15 is connected to the USB hub 19 through a USB cable as the interface cable 16.
- the USB cable is an example, and a wired cable such as a serial cable, a LAN (local area network) cable, or a wireless interface may be used.
- the power source 15 of this embodiment supplies a current of 500 mA to the ultraviolet light source 5 through the electric wire 14.
- the LED has a broad emission spectrum and includes light components other than UV-A. Therefore, a band pass filter 7 having a transmission band of 330 to 390 nm is disposed at the rear stage of the lens 6 to block components other than the transmission band.
- the ultraviolet light source 5 can also be a black light that generates substantially the same wavelength as the wavelength band described above. Black light has high power consumption but has an advantage that the bandpass filter 7 can be omitted because there is no base of the emission spectrum.
- the light emitted from the skin is condensed by the lens 8 after passing through the window 3 and becomes convergent light.
- the convergent light passes through the filter 9 that attenuates the excitation light and then enters the beam splitter 10.
- the beam splitter 10 as an amplitude dividing element divides incident light into reflected light and transmitted light so that the intensity ratio is about 1: 1.
- the transmitted light is directly incident on the spectroscope 11 and the reflected light is reflected in the direction of the imaging device 13.
- the transmitted light includes both excitation light scattered light and fluorescence from AGE.
- the spectroscope 11 splits the incident transmitted light into excitation light scattered light and fluorescence from the AGE according to the emission spectrum.
- the spectroscope 11 includes known elements (for example, a slit, a diffraction grating, a one-dimensional photodiode array, and the like).
- the spectroscope 11 includes a USB control interface similar to the power supply 15 described above, and passes control data (instruction commands), spectrum data, and the like to and from the analysis device 2 through the control interface.
- the excitation light scattering light is several hundred times larger than the fluorescence from AGE. Therefore, when the excitation light scattered light enters the spectroscope 11 as it is, even if the excitation light scattered light and the fluorescence can be separated and observed, the measurement accuracy of the fluorescence component is lowered due to the limited detection dynamic range. Therefore, in this embodiment, the intensity of the excitation light scattered light is attenuated to about 1/100 by the filter 9 disposed at the rear stage of the lens 8.
- the filter 9 may be disposed between the beam splitter 10 and the spectrometer 11.
- the lens 8 is installed so as to form an equal magnification image.
- the spectroscope 11 has an attachment position adjusted so that light from a skin range substantially equivalent to an imaging area on the skin (for example, 6.4 mm ⁇ 4.8 mm) enters.
- FIG. 2 shows the configuration of the filter 9.
- the filter 9 is a colored glass filter having a hole 9A at the center thereof.
- a colored glass filter (filter 12) which is made of the same material as the filter 9 and does not have the hole 9A attenuates the excitation light scattered light to about 1/10000, and transmits more than 90% of the fluorescence. That is, if the filter 9 has no hole 9A, the excitation light scattered light is almost completely blocked, and the spectroscope 11 can detect only fluorescence. In this case, even if the fluorescence intensity can be measured, the intensity of the excitation light scattered light cannot be measured, and the AGE value cannot be calculated by Equation 1 described later.
- the filter 9 of this embodiment is provided with a hole 9A to adjust the attenuation of the excitation light scattered light to about 1/100 so that the intensity of the transmitted excitation light scattered light is about the same as the fluorescence intensity to several times. adjust.
- the spectroscope 11 can measure both the intensity of the excitation light scattered light and the fluorescence intensity with high accuracy, and the AGE value can also be obtained with high accuracy.
- the hole 9A is about 1/10 of the diameter R of the filter 9. For example, when the diameter of the filter 9 is 25 mm (effective diameter 21 mm), the diameter of the hole 9A is 2 mm.
- the light reflected by the beam splitter 10 passes through the filter 12 that blocks the excitation light scattered light, and then enters the imaging device 13.
- the filter 12 is made of the same material as the filter 9. However, the filter 12 does not have a hole as shown in FIG. For this reason, the filter 12 can almost completely block the excitation light scattered light from entering the imaging device 13.
- the imaging device 13 captures a distribution image of light transmitted through the filter 12 (effectively, fluorescence emitted from the skin AGE) as a fluorescent image. Similar to the power supply 15 and the spectroscope 11 described above, the imaging device 13 includes a USB control interface, and passes control data and image data to and from the analysis device 2 through the control interface.
- the imaging device 13 uses a monochrome CCD (Charge Coupled Device) camera as an imaging element.
- the pixel size is, for example, 10 microns square, and the resolution is 640 ⁇ 480.
- a color CCD or other imaging device can be used for the imaging device 13.
- a CMOS (Complementaly Metal Oxicide Semiconductor) camera may be used. When a CMOS camera is used, power consumption can be reduced and resolution can be improved.
- the power supply 15, the spectroscope 11 and the imaging device 13 are connected to the USB hub 19 by interface cables 16, 17 and 18, respectively.
- the interface cables 16, 17 and 18 in this embodiment are USB cables. Only one connector of the USB hub 19 is exposed to the outside of the housing 1 ⁇ / b> A, and is connected to the analysis device 2 via the interface cable 20.
- the communication interface between the sensor unit 1 and the analysis device 2 is not limited to USB, and may be a wireless interface such as a wireless LAN. In that case, there exists an advantage that the freedom degree of arrangement
- the control data is distributed to each unit through the USB hub 19, but a control unit (CPU (Central Processing Unit)) is provided in place of the USB hub 19 to control the operation of each unit through a bus or LAN. Or sending and receiving data.
- CPU Central Processing Unit
- the analysis device 2 is a computer that includes a liquid crystal touch panel 201 as a display device and an arithmetic device 202. Therefore, the arithmetic device 202 includes basic components (CPU, RAM (Random-Access Memory), ROM (Read-Only Memory), storage device) as a computer.
- the form of the analysis device 2 as a computer is arbitrary, and may be, for example, a desktop personal computer, a tablet personal computer, a laptop personal computer, a smartphone, or a mobile phone.
- the arithmetic device 202 has a control function of the sensor unit 1, a data analysis function, an analysis result display function, a man-machine interface function, and the like. These functions are realized through program execution. Details of each function realized through execution of the program will be described later.
- spectrum data and image data input from the sensor unit 1 are stored in a storage device (not shown) in the arithmetic unit 202.
- a storage device (not shown) in the arithmetic device 202 also stores values and image data calculated based on the acquired spectrum data and image data.
- these data may be stored in a memory (not shown) on the sensor unit 1 side.
- the process which calculates the AGE value and the distribution image based on the spectrum data and the image data is also executed by the sensor unit 1 (by a calculation device not shown), and only the calculation result is stored in the storage device of the analysis device 2. Also good.
- Data storage and calculation processing may be performed on the cloud server side connected to the sensor unit 1 or the analysis device 2 through a network.
- the liquid crystal touch panel 201 is provided in the analysis device 2, but the liquid crystal touch panel 201 may be provided on the sensor unit 1 side.
- FIG. 3 illustrates a case where the skin glycation inspection apparatus system 100 is configured by the sensor unit 1 and the analysis apparatus 2.
- the measurement operation is started when the user touches a “start” button displayed on the liquid crystal touch panel 201 of the analysis apparatus 2. At the start of the measurement operation, the ultraviolet light source 5 of the sensor unit 1 is turned off.
- the analysis apparatus 2 instructs the spectroscope 11 of the sensor unit 1 to discharge electric charges and to perform exposure after discharge (SP21).
- This instruction command is input to the sensor unit 1 through the interface cable 20.
- the spectroscope 11 discharges the electric charge accumulated in the one-dimensional photodiode array, and then operates the one-dimensional photodiode array in the exposure mode for a predetermined time (1 second in this embodiment) (SP11).
- the spectroscope 11 transmits spectral data obtained by exposure to the analysis device 2 via the interface cable 20. At this time, the ultraviolet light source 5 remains off.
- the analysis device 2 that has finished the preliminary measurement operation starts the main measurement operation.
- the analysis device 2 instructs the spectroscope 11 and the imaging device 13 to discharge electric charges and expose after discharge, and instructs the ultraviolet light source 5 to turn on for a predetermined time after the discharge ends. (SP22).
- the predetermined time is about 1 second.
- the sensor unit 1 When the sensor unit 1 receives the instruction command, the sensor unit 1 discharges the charges accumulated in the spectroscope 11 and the imaging device 13 (SP12). The sensor unit 1 waits for the end of the discharge to turn on the ultraviolet light source 5, and then operates the spectroscope 11 and the imaging device 13 in the exposure mode (SP12). After a predetermined time (about 1 second), the ultraviolet light source 5 is turned off.
- the spectroscope 11 transmits the spectrum data to the analysis device 2.
- the imaging device 13 transmits image data to the analysis device 2.
- the analysis device 2 separates (1) the spectrum data of the scattered light from the received spectrum data and (2) the spectrum data of the fluorescence from the AGE, and calculates the intensity thereof.
- the analysis device 2 calculates the AGE value by applying the excitation light scattered light intensity and the fluorescence intensity to Equation 1.
- AGE value (fluorescence intensity) / (excitation light scattering light intensity) (Formula 1)
- the AGE value is calculated according to Equation 1, and the calculation result is displayed on the liquid crystal touch panel 201 (SP23).
- the analysis device 2 is configured such that the average value of the individual pixel values of the image data captured by the imaging device 13 is equal to the AGE value calculated by Equation 1. Then, each pixel value is normalized, and an image composed of the normalized pixel values is displayed on the liquid crystal touch panel 201 as a fluorescent image (SP23).
- the analysis device 2 displays a fluorescent image (consisting of pixel values of image data received from the imaging device 13) without performing the above-described normalization process ( SP23).
- FIG. 3A shows the detailed operation executed by the analyzing device 2.
- the same reference numerals are given to the corresponding parts to FIG. Below, it demonstrates centering on a different part from FIG.
- the analysis device 2 After transmitting the instruction to the sensor unit 1, the analysis device 2 waits for spectrum data (SP21). When receiving the spectrum data from the sensor unit 1, the analysis device 2 calculates the average value (SP24). Subsequently, the analysis device 2 determines whether or not the calculated average value is equal to or greater than a predetermined threshold (SP25).
- SP21 spectrum data
- SP24 the average value
- SP25 a predetermined threshold
- the analysis device 2 determines that extraneous light has entered and received by the spectrometer 11 because the arm is not properly placed.
- the analyzer 2 displays on the liquid crystal touch panel 201 such as “Inappropriate arm placement” and ends the measurement operation (SP26).
- the threshold used for the determination here is given by a prior measurement.
- the average value ⁇ and the standard deviation ⁇ were calculated based on 50 spectra measured with the window 3 properly shielded from light, and the value given by ⁇ + 6 ⁇ was set as the threshold value.
- the threshold value may be set individually by the user as well as when set before shipment. Further, the threshold value may be reset through maintenance after shipment.
- the analysis apparatus 2 ends the preliminary measurement operation and starts the main measurement operation.
- the analysis device 2 instructs the spectroscope 11 and the imaging device 13 to discharge electric charges and expose after discharge, and instructs the ultraviolet light source 5 to turn on for a predetermined time after the discharge ends.
- the predetermined time is about 1 second. Thereafter, the analysis apparatus 2 is in a state of waiting for spectrum data and image data.
- the analysis device 2 Upon receiving the spectrum data and the image data, the analysis device 2 separates the spectrum data of the excitation light scattered light and the spectrum data of the fluorescence from the AGE from the spectrum data received from the spectroscope 11, and the excitation light scattered light intensity and the fluorescence intensity are separated. Is calculated (SP27).
- the excitation light scattered light intensity is an integral value of a spectrum in a wavelength range of 300 to 420 nm
- the fluorescence intensity is an integral value of a spectrum in a wavelength range of 420 to 600 nm.
- the analysis device 2 determines whether both the excitation light scattered light intensity and the fluorescence intensity are greater than a predetermined threshold (SP28).
- the analysis apparatus 2 displays on the liquid crystal touch panel 201 “the signal is too weak to be measured” or the like and ends the measurement operation.
- the threshold value here was determined for 50 spectra measured using 50 subjects including both men and women who are widely distributed evenly from 20 to 80 as a population. That is, the threshold value of the fluorescence intensity is determined as an average value of fluorescence intensity included in 50 spectra ⁇ 6 ⁇ standard deviation ⁇ 1 , and the threshold value of the excitation light scattered light intensity is determined as the excitation light scattered light included in the 50 spectra. The average value of the intensity was set to ⁇ 6 ⁇ standard deviation ⁇ 2 .
- the analysis apparatus 2 executes the processing of SP23 described above.
- FIG. 4 shows an example of the interface screen 40 displayed on the liquid crystal touch panel 201 of the analysis apparatus 2.
- FIG. 4 is an example of a screen when the measurement operation ends normally.
- the measured AGE value (value calculated by Equation 1) is displayed on the right side of the title 41 “AGE”.
- AGE Localization a fluorescent image created based on the image data captured by the imaging device 13 is displayed.
- the type of fluorescent image displayed in the fluorescent image area 43 can be switched according to the check content of the mode check box 44.
- the check box 44 two types, a normalization mode and a raw mode, are prepared. By default, “Normalized” is checked.
- the normalized fluorescence image is displayed in the fluorescence image area 43.
- a fluorescence image of raw data that is not standardized is displayed in the fluorescence image area 43.
- a scale 45 and a start button 46 representing the gradation of the fluorescent image are also arranged on the interface screen 40.
- Example 2 In FIG. 5, the structural example of the saccharification inspection apparatus system 200 in a present Example is shown.
- the basic system configuration and components are substantially the same as in the first embodiment.
- the light emitted from the skin of the subject 4 (including excitation light scattered light and fluorescence from the AGE) is amplitude-divided by the beam splitter 10
- a method of dividing light emitted from the skin of the subject 4 according to the direction of emission (wavefront division method) is adopted.
- the light emitted from the skin of the subject 4 in the first direction is converted into convergent light by the lens 8 and further transmitted through the filter 12, thereby exciting light.
- Light that blocks the scattered light (substantially including only fluorescence) is incident on the imaging device 13.
- the light emitted from the skin of the subject 4 in the second direction is passed through the filter 9 to attenuate only the excitation light scattered light component to about 1/100.
- Light is generated and the light enters the spectroscope 11.
- the filters 9 and 12 are the same as those used in the first embodiment.
- a mechanism for improving the synchronization of the exposure of the spectroscope 11 and the imaging device 13 is adopted in order to divide the wavefront of the light emitted from the skin. That is, an external synchronization input terminal is provided for each of the spectroscope 11 and the imaging device 13 used in this embodiment, and in synchronization with the falling edge of a TTL (Transistor-Transistor Logic) level pulse signal having a pulse width of 1 ⁇ s or more, Start and end of exposure.
- TTL Transistor-Transistor Logic
- an indirect control method by the pulse generator 21 is employed instead of direct control by the analyzing device 2 of the exposure timing of the spectroscope 11 and the imaging device 13. That is, the analysis device 2 instructs the exposure timing to the pulse generator 21.
- the pulse generator 21 and the USB hub 19 are connected by an interface cable 22, and the output of the pulse generator 21 is connected to external synchronization input terminals provided in the spectroscope 11 and the imaging device 13 via electric wires 23 and 24. Supplied.
- the spectroscope 11 and the imaging device 13 are inputted with the same electrically shorted pulse signal (synchronous pulse). Therefore, the exposure timings of the spectroscope 11 and the imaging device 13 are synchronized at the submicrosecond level.
- the exposure time can be reduced to the millisecond level as long as the amount of detected light is sufficient.
- the decrease in the amount of detected light accompanying the shortening of the exposure time can be compensated by increasing the excitation light intensity.
- the sensor unit 1 of the present embodiment does not use the amplitude division method as in the first embodiment, there is no decrease in the amount of light associated therewith, and even if the intensity of the excitation light is the same, approximately 2 compared to the first embodiment. Double detection light quantity can be obtained.
- the precise synchronization technique of the exposure of the spectroscope 11 and the imaging device 13 by the pulse generator 21 is not limited to the present embodiment, and can be applied to the first embodiment.
- the measurement operation in the sensor unit 1 in this embodiment is slightly different from the first embodiment as described above, the measurement operation is basically the same as the operation procedure (FIG. 3) of the first embodiment. It is. Further, since the sensor unit 1 of the present embodiment does not use the beam splitter 10, there is an advantage that the size of the sensor unit 1 can be made smaller than that of the first embodiment.
- Example 3 In FIG. 6, the structural example of the skin glycation test
- the basic system configuration and components are substantially the same as in the first embodiment.
- the sensor unit 1 of the present embodiment is different from the first embodiment in that the beam splitter 10 and the spectrometer 11 are not included.
- the light emitted from the skin of the subject 4 is converted into convergent light by the lens 8 and then transmitted through the filter 9 (filter for attenuating the component of the excitation light scattered light) and then imaged.
- the point of incidence on the device 13 is also different.
- the light incident on the imaging device 13 includes excitation light scattered light components in addition to the fluorescence from the AGE.
- the imaging device 13 is also used as the spectroscopic unit 11 in the first embodiment.
- FIG. 7 shows a pixel arrangement of the imaging device 13 used in this embodiment.
- a square section corresponds to one pixel.
- the actual resolution of the imaging device 13 is 1280 ⁇ 960, and the pixel size is, for example, 5 micrometers square.
- Each pixel includes a photodiode and a filter provided on the upper surface thereof. Pixels marked “B” are sensitive to visible light (fluorescence) and pixels marked “UV” are sensitive to ultraviolet light (excitation light scattering light).
- FIG. 8 shows spectral sensitivity characteristics of the B pixel and the UV pixel.
- the horizontal axis is wavelength
- the vertical axis is relative spectral sensitivity.
- the spectral sensitivity characteristic of FIG. 8 is obtained by providing a band-pass filter that transmits only the visible region on the photodiode of the B pixel and a band-pass filter that transmits only the ultraviolet region on the photodiode of the UV pixel. It is done.
- a fluorescent image similar to that in the first embodiment can be obtained by configuring an image only with output values from the B pixel.
- the pixel value corresponding to the UV pixel position is an average value of a plurality (2 or 3 or 4) of B pixels adjacent to the UV pixel. As a result, it is possible to obtain a fluorescent image with a resolution of 4 times within the same imaging range as in the first embodiment.
- the B pixel is mainly sensitive only to visible blue light, but may have sensitivity in the entire visible light range.
- B pixels and UV pixels are alternately arranged (that is, B pixels and UV pixels are arranged at a ratio of 1: 1), but there is no bias in the imaging surface. If arranged, the UV pixel ratio may be smaller than the B pixel ratio.
- FIG. 9 illustrates an example of the measurement operation in this embodiment.
- the spectroscope 11 does not exist in the present embodiment, an operation for instructing the spectroscope 11 to discharge the accumulated electric charge becomes unnecessary.
- the analysis device 2 instructs the imaging device 13 to discharge electric charges and image (exposure) at SP21A and SP22A.
- the sensor unit 1 performs discharge and imaging (exposure) of the imaging device 13 in SP11A and SP12A. Further, since only the imaging device 13 is provided in the sensor unit 1, unlike the first embodiment, image data is transmitted to the analysis device 2.
- the same interface screen as that of the first embodiment is displayed on the analysis device 2. Further, the point that the analysis device 2 calculates the AGE value based on the above-described formula 1 is the same as that in the first embodiment. However, the definitions of the denominator and numerator are different from those in Example 1.
- the fluorescence intensity giving a numerator is an average value of pixel values of all B pixels
- the excitation light scattered light intensity giving a denominator is an average value of pixel values of all UV pixels.
- the sensor unit 1 can be configured with a smaller number of parts than the first and second embodiments. For this reason, an inexpensive and small-sized sensor can be constructed as compared with the first and second embodiments.
- Example 4 In FIG. 10, the structural example of the saccharification inspection apparatus system 400 in a present Example is shown. In FIG. 10, the same reference numerals are given to portions corresponding to FIG. 6 (Example 3).
- the sensor unit 1 in the present embodiment is different from that in the third embodiment in that it includes a visible light source 25, a driving power supply 28 thereof, and a lens 26 that collects radiated light.
- the visible light source 25 is a white LED, and the emitted light is irradiated to the skin of the subject 4 through the window 3 provided in the housing 1A of the sensor unit 1 like the emitted light of the ultraviolet light source 5.
- the visible light source 25 and the power source 28 are connected by an electric wire 27, and the power source 28 and the USB hub 19 are connected by an interface cable 29.
- a smartphone with a liquid crystal touch panel in which a dedicated application is installed is illustrated as the analysis device 2.
- the internal configuration of the analysis apparatus 2 of this embodiment is basically the same as that of the other embodiments except for the configuration specific to the smartphone.
- the analysis device 2 is not limited to a smartphone with a liquid crystal touch panel, and may be a general computer.
- FIG. 11 shows the pixel arrangement of the imaging device 13 used in this embodiment.
- a square section corresponds to one pixel. Although only 8 ⁇ 6 pixels are shown in FIG. 11 for explanation, the actual resolution is 1280 ⁇ 960 pixels, and the pixel size is, for example, 5 micrometers square.
- the imaging device 13 is constituted by a color CCD camera, for example.
- FIG. 12 shows the spectral sensitivity characteristics of each pixel. Similar to the third embodiment, these spectral sensitivity characteristics are realized by providing, on the photodiode of each pixel, a band-pass filter that transmits only light having a sensitive wavelength band.
- FIG. 13 illustrates an example of the measurement operation in this embodiment.
- parts corresponding to those in FIG. The present embodiment is different from the first embodiment in that an imaging step of skin using visible light is added before imaging of excitation light scattered light using ultraviolet light and fluorescence from AGE.
- the analysis device 2 instructs the image pickup device 13 of the sensor unit 1 to discharge electric charges and expose after discharge, and to the visible light source 25 of the sensor unit 1 for a predetermined time after the end of discharge.
- the lighting is instructed (SP22B).
- the exposure for a predetermined time is 1 second, for example.
- the sensor unit 1 When the sensor unit 1 receives the instruction command, the sensor unit 1 waits for the discharge of the charge accumulated in the imaging device 13 to end, turns on the white LED of the visible light source 25, and operates the imaging device 13 in the exposure mode (SP12B). ). Visible light reflected by the skin passes through the lens 8 and the filter 9 and is imaged by the imaging device 13. At this time, most of the visible light (about 90%) passes through the filter 9. When the predetermined time elapses, the sensor unit 1 turns off the visible light source 25.
- the imaging device 13 In SP12B, the imaging device 13 generates data for one pixel of a color image for each 2 ⁇ 2 pixel region including one R pixel, one G pixel, one B pixel, and one UV pixel, and has a resolution of 640 ⁇ 480. A color image is obtained. In this step, the value of the UV pixel is not used.
- the color image here is the same as the image data acquired by a general digital camera. That is, a color image of the skin is obtained. Then, the sensor unit 1 transmits the image data (photograph) to the analysis device 2.
- the analysis device 2 instructs the imaging device 13 of the sensor unit 1 to discharge the electric charge and the exposure after the discharge, and turns on the ultraviolet light source 5 of the sensor unit 1 for a predetermined time after the end of the discharge. Instruct (SP221B). In this embodiment, the exposure for a predetermined time is 1 second, for example. On the other hand, after discharging the imaging device 13, the sensor unit 1 turns on the ultraviolet light source 5, and executes imaging (exposure) by the imaging device 13 in this state (SP121B). Then, the sensor unit 1 transmits the image data to the analysis device 2.
- the analysis device 2 calculates the AGE value, normalizes the fluorescent image, and displays the color image and the normalized fluorescent image side by side on the liquid crystal touch panel 201, as in the case of the first embodiment.
- the skin texture, wrinkles, spots, whitening degree, and pores are numerically calculated based on the color image, and are displayed side by side in the AGE value.
- a fluorescence image having a resolution of 640 ⁇ 480 is acquired using only the value of the B pixel.
- interpolation processing is not performed for pixel positions other than B pixels.
- a color image in addition to the standardized AGE accumulation amount distribution image, a color image can be simultaneously confirmed on the screen.
- FIG. 14 shows a conceptual configuration of a counseling system that uses the skin glycation testing apparatus system described in the above-described embodiment.
- the analysis device 2 here has a communication function with the cloud server 500.
- the analysis device 2 uploads the analysis result to the cloud server 500 via a wireless communication line such as a wireless LAN or a mobile line.
- the analysis device 2 may be a general computer connected to the cloud server 500 via a wired communication line.
- the software (program) executed on the cloud server 500 proposes a product for improving the skin condition based on the database provided from the terminal 600 of the cosmetic manufacturer or supplement manufacturer.
- the proposed product need not be one and may be plural.
- the counseling in this example is mainly intended for skin care
- glycation of the skin can be an indicator of aging of the whole body or an indicator of a specific disease (for example, diabetes, kidney disease, retinopathy).
- a specific disease for example, diabetes, kidney disease, retinopathy.
- the proposal process for cosmetics and supplements based on the analysis result is executed by the cloud server 500, but the corresponding program may be installed in the analysis device 2.
- each of the above-described configurations, functions, processing units, processing means, and the like may be realized by hardware by designing a part or all of them with, for example, an integrated circuit.
- Each of the above-described configurations, functions, and the like may be realized by the processor interpreting and executing a program that realizes each function (that is, in software).
- Information such as programs, tables, and files that realize each function can be stored in a storage device such as a memory, a hard disk, or an SSD (Solid State Drive), or a storage medium such as an IC card, an SD card, or a DVD.
- Control lines and information lines indicate what is considered necessary for the description, and do not represent all control lines and information lines necessary for the product. In practice, it can be considered that almost all components are connected to each other.
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Abstract
皮膚糖化検査装置は、生体皮膚へ紫外光を照射する紫外光源と、前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる終末糖化産物(AGE)の蛍光による像を撮像する撮像部と、前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる励起光散乱光と前記AGEの蛍光とを波長帯ごとに分光する分光部とを有する。
Description
本発明は、AGE(Advanced Glycation Endpoint product:終末糖化産物)の自家蛍光を検出して皮膚の糖化を非侵襲的に検査する技術に関する。
糖化は、タンパク質への糖の非酵素的結合反応であり、その最終産物はAGEと総称される。AGEは、高血糖状態が持続することにより皮膚や体内に蓄積される。AGEは、糖尿病患者では特に蓄積しやすく、腎疾患や網膜症などの合併症の原因となる。健常者においても、AGEは加齢によって蓄積される。皮膚に蓄積されたAGEは、肌の“はり”や“つや”の低下、“しみ”の原因となり、美容を低下させる。頻繁な間食等の食生活の乱れやストレスにより、年齢相応以上にAGEが蓄積されれば、老化が加速される。
皮膚の状態を非侵襲に計測する技術には、例えば特許文献1や特許文献2に記載の技術がある。特許文献1には、紫外励起光の照射によって皮膚から放射された光を、励起光の散乱光(以下、「励起光散乱光」という。)とAGEの蛍光に分けて分光測定することにより、皮膚を採取することなく非侵襲で皮膚AGE値(皮膚単位面積あたりのAGEの蓄積量とみなすことができる。)を測定する装置が記載されている。特許文献2には、アクネ菌の存在を調べるために、紫外線の照射により皮膚の表面から放射される蛍光を画像として撮像する装置が記載されている。
しかし、特許文献1に記載の装置は、皮膚の1cm角程度の領域において平均化された皮膚AGE値の取得に特化しており、領域内におけるAGEの分布は取得できない。また、特許文献2に記載の装置が検出対象とする蛍光は、皮膚上に存在するアクネ菌に起因する蛍光であり、皮膚の内部に蓄積されたAGEからの蛍光は想定されていない。加えて、ニキビの原因物質であるアクネ菌と老化の原因物質であるAGEとの間に共通性がない。このため、皮膚AGEの分布を測定する目的で、特許文献2に記載の技術を特許文献1に記載の装置に組み合わせるはずがない。
また、AGEの蓄積量に対応した値を得るには、特許文献1に記載のように、蛍光強度を励起光強度で規格化し、皮膚色の影響を補正する必要がある。なぜなら、蛍光強度それ自体は、AGEの蓄積量だけでなく皮膚色に依存するためである。前述の特許文献2は、励起光を遮断して蛍光の強度のみを測定する手法であり、上述した規格化の概念が存在しない。このため、特許文献2に記載の技術を用いてAGEが発する蛍光の分布を撮像したとしても、ある被検者における皮膚AGE値の相対的な分布(皮膚色を補正しない分布)しか得ることができず、ある位置における皮膚AGE値が絶対的に高いのか低いのかを知ることはできない。つまり、他の被検者と比較することはできず、年齢に対して糖化が進んでいるのか否かといった評価に用いることができない。
そこで、本発明では、単位面積当たりのAGE蓄積量に対応する値の分布を、非侵襲的かつリアルタイムに得る技術を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために、本発明は、例えば特許請求の範囲に記載の構成を採用する。本明細書は上記課題を解決する手段を複数含んでいるが、その一例を挙げるならば、「生体皮膚へ紫外光を照射する紫外光源と、前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる終末糖化産物(AGE)からの蛍光による像を撮像する撮像部と、前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される前記光に含まれる励起光散乱光と前記AGEからの蛍光とを波長帯ごとに分光する分光部と、を有する皮膚糖化検査装置。」を特徴とする。
本発明により、非侵襲的かつリアルタイムにより、単位面積あたりのAGE蓄積量の分布を得ることができる。前述した以外の課題、構成及び効果は、以下の実施の形態の説明により明らかにされる。
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。なお、本発明の実施の態様は、後述する実施例に限定されるものではなく、その技術思想の範囲において、種々の変形が可能である。
以下では、皮膚糖化検査装置を、スキンケアのためのカウンセリングシステムに応用する場合について説明する。勿論、皮膚糖化検査装置の応用例は、スキンケアのためのカウンセリングシステムに限るものではない。実施例に係るカウンセリングシステムは、皮膚に蓄積されたAGEからの蛍光の強度分布に基づいて皮膚の糖化を評価し、評価結果に応じて皮膚の状態を改善する化粧品等を提案する。スキンケアでは、出来かけの“くすみ”や“しみ”の検出、局部的な“はり”の低下を予測することが重要であり、そのためにはAGEの分布を画像化することが極めて重要な機能となる。スキンケアのためのAGE測定は、簡便かつリアルタイムであることが好ましい。従って、以下の実施例では、非侵襲(試料採取や染色反応無し)でAGEを測定し、その分布を画像化する手法について説明する。多くのAGEは、紫外光を照射すると、染色無しで蛍光(照射した励起光よりも長波長の光)を発生することが知られている。このような蛍光は、一般に「自家蛍光」と呼ばれる。以下では、自家蛍光を単に「蛍光」と呼ぶ。
(1)実施例1
(1-1)全体構成
図1に、皮膚糖化検査装置システム100の構成例を示す。皮膚糖化検査装置システム100は、センサ部1と解析装置2で構成される。センサ部1は、励起光散乱光とAGEからの蛍光の両方を含む光をそれぞれの成分に分光する光学系と、AGEからの蛍光の分布を撮像する光学系とを有している。解析装置2は、皮膚AGE値の平均値を算出する演算機能と、皮膚色を補正した皮膚AGE値を算出する演算機能を有する装置部分である。ここでの補正機能を、以下では「規格化」という。図1は、センサ部1と解析装置2がそれぞれ別装置である場合について表している。もっとも、センサ部1と解析装置2は一つの装置として構成されても良い。本明細書では、センサ部1のみの構成部分を「皮膚糖化検査装置」と呼び、センサ部と解析装置2の組合せ構成を「皮膚糖化検査装置システム」と呼ぶ。
(1-1)全体構成
図1に、皮膚糖化検査装置システム100の構成例を示す。皮膚糖化検査装置システム100は、センサ部1と解析装置2で構成される。センサ部1は、励起光散乱光とAGEからの蛍光の両方を含む光をそれぞれの成分に分光する光学系と、AGEからの蛍光の分布を撮像する光学系とを有している。解析装置2は、皮膚AGE値の平均値を算出する演算機能と、皮膚色を補正した皮膚AGE値を算出する演算機能を有する装置部分である。ここでの補正機能を、以下では「規格化」という。図1は、センサ部1と解析装置2がそれぞれ別装置である場合について表している。もっとも、センサ部1と解析装置2は一つの装置として構成されても良い。本明細書では、センサ部1のみの構成部分を「皮膚糖化検査装置」と呼び、センサ部と解析装置2の組合せ構成を「皮膚糖化検査装置システム」と呼ぶ。
(1-2)センサ部の構成
センサ部1は、透明材料で構成されるウィンドウ3を除き、不透明な材料で構成された筐体1Aで覆われている。もっとも、後述する光学系部分が外光を遮光する部材で覆われていれば、筐体1Aは必ずしも不透明な材料で構成される必要はない。ウィンドウ3は、励起光としての紫外光と、紫外光によって励起された皮膚から放射される光(励起光散乱光とAGEからの蛍光)を透過する。
センサ部1は、透明材料で構成されるウィンドウ3を除き、不透明な材料で構成された筐体1Aで覆われている。もっとも、後述する光学系部分が外光を遮光する部材で覆われていれば、筐体1Aは必ずしも不透明な材料で構成される必要はない。ウィンドウ3は、励起光としての紫外光と、紫外光によって励起された皮膚から放射される光(励起光散乱光とAGEからの蛍光)を透過する。
筐体1A及びウィンドウ3の上面部分には、被検者4の計測部位が位置決めされる。計測部位には、例えば被検者4の前腕内側、上腕、脚、手の皮膚などが想定される。測定部位をウィンドウ3に対して適切に置くことにより(ウィンドウ3の全面を覆うように置くことにより)、筐体1Aの内部への外来光の進入が妨げられる。
紫外光源5は励起光を放射する。紫外光源5から放射された励起光はレンズ6で集光された後、バンドパスフィルタ7とウィンドウ3を順番に透過し、被検者4の皮膚を照明する。皮膚に蓄積されるAGEは、波長200~400nmの紫外光で励起され、波長400~700nmの可視帯域の蛍光を放射する。波長320~400nmのUV-A(Ultra-Violet A)光は人体への影響がほとんど無く、生体皮膚を照明するのに適切である。本実施例では、安価かつ低消費電力という利点を持つUV-A光を放射する紫外光源5として、中心波長365nmの紫外LED(light emitting diode)を使用する。
紫外光源5は、電源15から供給される電力により駆動される。本実施例の場合、電源15は、USB(Universal Serial Bus)の制御インタフェースを備えている。電源15は、インターフェースケーブル16としてのUSBケーブルを通じてUSBハブ19に接続されている。もっとも、USBケーブルは一例であり、シリアルケーブル、LAN(local area network)ケーブル等の有線ケーブルでも良く、無線インタフェースでも構わない。本実施例の電源15は、500mAの電流を、電線14を介して紫外光源5に供給する。
LEDは、発光スペクトルの裾野が広く、UV-A以外の光の成分も含んでいる。そこで、透過バンドが330~390nmのバンドパスフィルタ7をレンズ6の後段に配置し、透過帯域以外の成分を遮断する。紫外光源5には、前述の波長帯域とほぼ同一の波長を発生するブラックライトも用いることができる。ブラックライトは、消費電力が大きいが、発光スペクトルの裾野が無いのでバンドパスフィルタ7を省略できるという利点がある。
皮膚から放射された光は、ウィンドウ3の透過後、レンズ8によって集光され収束光となる。この収束光は、励起光を減衰させるフィルタ9を透過した後、ビームスプリッター10に入力する。振幅分割素子としてのビームスプリッター10は、強度比が約1:1となるように、入射光を反射光と透過光に分割する。透過光はそのまま分光器11に入射され、反射光は撮像装置13の方向に反射される。透過光には、励起光散乱光とAGEからの蛍光の両方が含まれている。
分光器11は、入射された透過光を、発光スペクトルに応じて励起光散乱光とAGEからの蛍光とに分光する。分光器11は、既知の素子(例えばスリット、回折格子及び1次元フォトダイオードアレイ等)で構成される。分光器11は、前述の電源15と同様、USBの制御インタフェースを備え、当該制御インタフェースを通じ、制御データ(指示コマンド)やスペクトルデータ等を解析装置2との間で受け渡しする。
励起光散乱光は、AGEからの蛍光よりも数百倍大きい。従って、励起光散乱光がそのまま分光器11に入射すると、励起光散乱光と蛍光を分離して観測できたとしても、検出ダイナミックレンジの有限性のため、蛍光成分の測定精度が低くなる。そこで本実施例では、レンズ8の後段に配置したフィルタ9によって、励起光散乱光の強度を約1/100に減衰する。ここで、フィルタ9は、ビームスプリッター10と分光器11の間に配置しても良い。ところで、レンズ8は等倍結像するよう設置されている。分光器11は、皮膚上の撮像エリア(例えば6.4mm×4.8mm)とほぼ同等の皮膚範囲からの光が入射するように取り付け位置が調整されている。
図2に、フィルタ9の構成を示す。フィルタ9は、その中心部に穴9Aを有する色ガラスフィルタである。フィルタ9と同一の材質で穴9Aを有しない色ガラスフィルタ(フィルタ12)は、励起光散乱光を約1/10000に減衰させる一方、蛍光を90%以上透過させる。つまり、フィルタ9に穴9Aが無ければ、励起光散乱光はほぼ完全に遮断され、分光器11では蛍光しか検出できない。これでは、蛍光強度を測定できても、励起光散乱光の強度を測定することができず、後述する式1によってAGE値を算出することができない。そこで、本実施例のフィルタ9には穴9Aを設けて励起光散乱光の減衰を約1/100に調整し、透過する励起光散乱光の強度を蛍光の強度と同程度~数倍程度に調整する。その結果、分光器11において励起光散乱光の強度と蛍光強度を両方ともに高精度で測定でき、AGE値もまた高精度で得ることができる。本実施例の場合、穴9Aは、フィルタ9の直径Rの約10分の1程度の大きさとする。例えばフィルタ9の直径を25mm(有効径21mm)とする場合、穴9Aの直径を2mmとする。
ビームスプリッター10で反射された光は、励起光散乱光を遮断するフィルタ12を透過した後、撮像装置13に入射される。フィルタ12は、フィルタ9と同一素材で構成する。ただし、フィルタ12は、図2に示すように、穴を有しない。このため、フィルタ12は、励起光散乱光の撮像装置13への入射をほぼ完全に遮断することができる。撮像装置13は、フィルタ12の透過光(事実上、皮膚のAGEから発せられた蛍光)の分布像を蛍光画像として撮像する。撮像装置13は、前述した電源15や分光器11と同様、USBの制御インタフェースを備え、当該制御インタフェースを通じ、制御データや画像データを解析装置2との間で受け渡しする。本実施例の場合、撮像装置13は、撮像素子としてモノクロCCD(Charge Coupled Device)カメラを使用する。その画素サイズは、例えば10ミクロン正方、解像度は640×480である。もっとも、撮像装置13には、カラーCCDその他の撮像素子を用いることができる。例えばCMOS(Complementaly Metal Oxicide Semiconductor)カメラで良い。CMOSカメラを使用する場合、消費電力を低減できると同時に解像度を向上することができる。
電源15、分光器11及び撮像装置13は、それぞれインターフェースケーブル16、17及び18によってUSBハブ19に接続されている。本実施例におけるインターフェースケーブル16、17及び18はUSBケーブルである。USBハブ19のコネクタは一つだけ筐体1Aの外側へ露出しており、インターフェースケーブル20を介して解析装置2に接続される。なお、センサ部1と解析装置2の間の通信インタフェースはUSBに限らず、無線LAN等の無線インタフェースでも良い。その場合は、センサ部1と解析装置2の配置の自由度が高まるという利点がある。また、前述の説明ではUSBハブ19を通じて各部に制御データが分配されているが、USBハブ19に代えて制御部(CPU(Central Processing Unit))を設け、バスやLANを通じて各部の動作を制御したり、データを送受信したりしても良い。
(1-3)解析装置
解析装置2は、表示デバイスとしての液晶タッチパネル201と、演算装置202を備えるコンピュータである。従って、演算装置202には、コンピュータとしての基本的な構成要素(CPU、RAM(Random-Access Memory)、ROM(Read-Only Memory)、記憶装置)が含まれている。コンピュータとしての解析装置2の形態は任意であり、例えばデスクトップパソコン、タブレットパソコン、ラップトップパソコン、スマートフォン、携帯電話機であっても良い。演算装置202は、センサ部1の制御機能、データ解析機能、解析結果の表示機能、マンマシンインタフェース機能等を有している。これらの機能はプログラムの実行を通じて実現される。プログラムの実行を通じて実現される各機能の詳細については後述する。
解析装置2は、表示デバイスとしての液晶タッチパネル201と、演算装置202を備えるコンピュータである。従って、演算装置202には、コンピュータとしての基本的な構成要素(CPU、RAM(Random-Access Memory)、ROM(Read-Only Memory)、記憶装置)が含まれている。コンピュータとしての解析装置2の形態は任意であり、例えばデスクトップパソコン、タブレットパソコン、ラップトップパソコン、スマートフォン、携帯電話機であっても良い。演算装置202は、センサ部1の制御機能、データ解析機能、解析結果の表示機能、マンマシンインタフェース機能等を有している。これらの機能はプログラムの実行を通じて実現される。プログラムの実行を通じて実現される各機能の詳細については後述する。
また、本実施例の場合、演算装置202内の記憶装置(不図示)に、センサ部1から入力されたスペクトルデータと画像データが格納される。これらのデータには、例えばユーザIDと取得日時が紐付けられている。また、演算装置202内の記憶装置(不図示)には、取得したスペクトルデータと画像データに基づいて算出された値や画像データも格納される。もっとも、これらのデータをセンサ部1側の不図示のメモリに格納しても良い。なお、スペクトルデータと画像データに基づいてAGE値や分布像を算出する処理もセンサ部1(不図示の演算装置によって)で実行し、演算結果のみを解析装置2の記憶装置に格納する構成としても良い。また、データの格納や演算処理は、ネットワークを通じてセンサ部1又は解析装置2に接続されたクラウドサーバー側で行っても良い。また、本実施例では液晶タッチパネル201を解析装置2に設けているが、液晶タッチパネル201はセンサ部1の側に設けても良い。
(1-4)測定動作
(1-4-1)システム全体の測定動作
図3を用いて、本実施例における測定動作の一例を説明する。図3は、皮膚糖化検査装置システム100がセンサ部1と解析装置2で構成される場合について表している。
(1-4-1)システム全体の測定動作
図3を用いて、本実施例における測定動作の一例を説明する。図3は、皮膚糖化検査装置システム100がセンサ部1と解析装置2で構成される場合について表している。
測定動作は、解析装置2の液晶タッチパネル201に表示された「スタート」ボタンをユーザがタッチすることによって開始される。測定動作の開始時点で、センサ部1の紫外光源5は消灯している。
測定動作が開始すると、まず予備測定が実行される。解析装置2(演算装置202)は、センサ部1の分光器11に対して電荷の放電と放電後の露光を指示する(SP21)。この指示コマンドは、インターフェースケーブル20を通じてセンサ部1に入力される。分光器11は、1次元フォトダイオードアレイに蓄積されている電荷を放電した後、所定の時間(本実施例では1秒)、1次元フォトダイオードアレイを露光モードで動作させる(SP11)。分光器11は、露光によって得られたスペクトルデータを、インターフェースケーブル20を介して解析装置2に送信する。この際、紫外光源5は消灯したままである。
予備測定動作を終了した解析装置2は、メイン測定動作を開始する。メイン測定動作において、解析装置2は、分光器11と撮像装置13に対して電荷の放電と放電後の露光を指示すると共に、紫外光源5に対して放電終了後の所定時間の点灯を指示する(SP22)。本実施例の場合、所定時間は約1秒である。
センサ部1は、前記指示コマンドを受信すると、分光器11と撮像装置13に蓄積されている電荷を放電する(SP12)。また、センサ部1は、当該放電が終了するのを待って紫外光源5を点灯させた後、分光器11と撮像装置13を露光モードで動作させる(SP12)。所定時間(約1秒)の経過後、紫外光源5は消灯する。
所定時間の露光が終了すると、分光器11はスペクトルデータを解析装置2に送信する。また、撮像装置13は画像データを解析装置2に送信する。解析装置2は、受信したスペクトルデータから(1)励起光散乱光のスペクトルデータと(2)AGEからの蛍光のスペクトルデータとを分離し、その強度を算出する。次に、解析装置2は、励起光散乱光強度と蛍光強度を式1に適用し、AGE値を計算する。
AGE値=(蛍光強度)/(励起光散乱光強度) …(式1)
式1に従ってAGE値を計算し、計算結果を液晶タッチパネル201に表示する(SP23)。また、解析装置2は、動作モードが規格化(normalized)モードの場合、撮像装置13で撮像された画像データの個々の画素値の平均値が、式1で算出されたAGE値に等しくなるように、各画素値を規格化し、規格化後の画素値で構成される画像を蛍光画像として液晶タッチパネル201に表示する(SP23)。なお、動作モードが生(raw)モードの場合、解析装置2は、前述の規格化処理を行うことなく(撮像装置13から受信した画像データの画素値で構成される)蛍光画像を表示する(SP23)。
式1に従ってAGE値を計算し、計算結果を液晶タッチパネル201に表示する(SP23)。また、解析装置2は、動作モードが規格化(normalized)モードの場合、撮像装置13で撮像された画像データの個々の画素値の平均値が、式1で算出されたAGE値に等しくなるように、各画素値を規格化し、規格化後の画素値で構成される画像を蛍光画像として液晶タッチパネル201に表示する(SP23)。なお、動作モードが生(raw)モードの場合、解析装置2は、前述の規格化処理を行うことなく(撮像装置13から受信した画像データの画素値で構成される)蛍光画像を表示する(SP23)。
(1-4-2)解析装置の詳細動作
図3-1に、解析装置2で実行される詳細動作を示す。図3-1には、図3との対応部分に同一符号を付して示す。以下では、図3との相違部分を中心に説明する。解析装置2は、センサ部1に対する指示の送信後、スペクトルデータを待ち受ける状態になる(SP21)。解析装置2は、センサ部1からスペクトルデータを受信すると、その平均値を算出する(SP24)。続いて、解析装置2は、算出された平均値が所定の閾値以上か否かを判定する(SP25)。
図3-1に、解析装置2で実行される詳細動作を示す。図3-1には、図3との対応部分に同一符号を付して示す。以下では、図3との相違部分を中心に説明する。解析装置2は、センサ部1に対する指示の送信後、スペクトルデータを待ち受ける状態になる(SP21)。解析装置2は、センサ部1からスペクトルデータを受信すると、その平均値を算出する(SP24)。続いて、解析装置2は、算出された平均値が所定の閾値以上か否かを判定する(SP25)。
算出されたスペクトルデータの平均値が所定の閾値以上の場合、解析装置2は、腕の置き方が適切でないために外来光が侵入して分光器11で受光されたと判定する。この場合、解析装置2は、液晶タッチパネル201に「腕の置き方が不適切です」などと表示して測定動作を終了する(SP26)。ここでの判定に使用する閾値は事前の測定によって与えられる。本実施例の場合、ウィンドウ3が正しく遮光された状態で測定された50個のスペクトルに基づいて平均値μと標準偏差σを計算し、μ+6σで与えられる値を閾値に設定した。なお、閾値は、出荷前に設定される場合だけでなく、ユーザが個別に設定できるようにしても良い。また、閾値は、出荷後のメンテナンスを通じて再設定できるようにしても良い。
一方、算出された平均値が閾値より小さかった場合、解析装置2は、予備測定動作を終了し、メイン測定動作を開始する。メイン測定動作において、解析装置2は、分光器11と撮像装置13に対して電荷の放電と放電後の露光を指示すると共に、紫外光源5に対して放電終了後の所定時間の点灯を指示する(SP22)。本実施例の場合、所定時間は約1秒である。この後、解析装置2は、スペクトルデータと画像データを待ち受ける状態になる。
スペクトルデータと画像データを受信すると、解析装置2は、分光器11から受信したスペクトルデータから励起光散乱光のスペクトルデータとAGEからの蛍光のスペクトルデータを分離し、励起光散乱光強度と蛍光強度を算出する(SP27)。ここで、励起光散乱光強度は、波長範囲が300~420nmのスペクトルの積分値であり、蛍光強度は、波長範囲が420~600nmのスペクトルの積分値である。次に、解析装置2は、励起光散乱光強度と蛍光強度がいずれも所定の閾値より大きいか否か判定する(SP28)。
SP28において、励起光散乱光強度と蛍光強度のどちらかが所定の閾値未満の場合、解析装置2は、液晶タッチパネル201に「信号が弱すぎて測定できません」などと表示して測定動作を終了する(SP29)。ここでの閾値は、年齢が20台~80台まで広く均等に分布する男女両方を含む被検者50名を母集団として測定された50個のスペクトルについて求めた。すなわち、蛍光強度の閾値は、50個のスペクトルに含まれる蛍光強度の平均値-6×標準偏差σ1 として定め、励起光散乱光強度の閾値は、50個のスペクトルに含まれる励起光散乱光強度の平均値-6×標準偏差σ2 として定めた。
SP28において肯定結果が得られた場合、解析装置2は、前述したSP23の処理を実行する。
(1-5)インタフェース画面例
図4に、解析装置2の液晶タッチパネル201に表示されるインタフェース画面40の例を示す。図4は、測定動作が正常に終了した場合の画面例である。“AGE”とのタイトル41の右側には、測定されたAGE値(式1で算出された値)が表示される。“AGE Localization”とのタイトル42の下の蛍光画像領域43には、撮像装置13で撮像された画像データに基づいて作成された蛍光画像が表示される。なお、蛍光画像領域43に表示される蛍光画像の種類は、モードチェックボックス44のチェック内容に応じて切り替えることができる。チェックボックス44には、規格化モードと生モードの2種類が用意されている。デフォルトでは“Normalized”にチェックが入っている。この場合、前述したように、規格化された蛍光画像が蛍光画像領域43に表示される。一方、“Raw”にチェックを入れると、規格化されていない生データの蛍光画像が蛍光画像領域43に表示される。なお、インタフェース画面40には、蛍光画像の階調を表すスケール45やスタートボタン46も配置される。
図4に、解析装置2の液晶タッチパネル201に表示されるインタフェース画面40の例を示す。図4は、測定動作が正常に終了した場合の画面例である。“AGE”とのタイトル41の右側には、測定されたAGE値(式1で算出された値)が表示される。“AGE Localization”とのタイトル42の下の蛍光画像領域43には、撮像装置13で撮像された画像データに基づいて作成された蛍光画像が表示される。なお、蛍光画像領域43に表示される蛍光画像の種類は、モードチェックボックス44のチェック内容に応じて切り替えることができる。チェックボックス44には、規格化モードと生モードの2種類が用意されている。デフォルトでは“Normalized”にチェックが入っている。この場合、前述したように、規格化された蛍光画像が蛍光画像領域43に表示される。一方、“Raw”にチェックを入れると、規格化されていない生データの蛍光画像が蛍光画像領域43に表示される。なお、インタフェース画面40には、蛍光画像の階調を表すスケール45やスタートボタン46も配置される。
(1-6)実施例の効果
本実施例における皮膚糖化検査装置システム100の採用により、非侵襲的かつリアルタイムに、単位面積あたりのAGE蓄積量の分布像を得ることができる。この分布像は規格化されているため、前述したように皮膚色の影響を含まない。このため、取得された分布像を用いることにより、同年齢の人に比べて糖化が進行しているか、換言すると老化が進行しているか否かを判定することができる。
本実施例における皮膚糖化検査装置システム100の採用により、非侵襲的かつリアルタイムに、単位面積あたりのAGE蓄積量の分布像を得ることができる。この分布像は規格化されているため、前述したように皮膚色の影響を含まない。このため、取得された分布像を用いることにより、同年齢の人に比べて糖化が進行しているか、換言すると老化が進行しているか否かを判定することができる。
(2)実施例2
図5に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム200の構成例を示す。図5には、図1との対応部分に同一符号を付して示している。図に示すように、基本的なシステム構成と構成要素は実施例1とおおよそ同じである。ただし、実施例1では、被検者4の皮膚から放射された光(励起光散乱光とAGEからの蛍光を含む。)をビームスプリッター10で振幅分割していたのに対し、本実施例では、被検者4の皮膚から放射された光を放射される方向によって分割する方式(波面分割方式)を採用する。
図5に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム200の構成例を示す。図5には、図1との対応部分に同一符号を付して示している。図に示すように、基本的なシステム構成と構成要素は実施例1とおおよそ同じである。ただし、実施例1では、被検者4の皮膚から放射された光(励起光散乱光とAGEからの蛍光を含む。)をビームスプリッター10で振幅分割していたのに対し、本実施例では、被検者4の皮膚から放射された光を放射される方向によって分割する方式(波面分割方式)を採用する。
このため、本実施例では、被検者4の皮膚から放射される光のうち第1の方向に放射された光をレンズ8で収束光に変換し、更にフィルタ12を透過させることで励起光散乱光を遮断した光(ほぼ蛍光のみを含む。)を撮像装置13に入射させる。一方、被検者4の皮膚から放射される光のうち第2の方向に放射された光についてはフィルタ9を通過させることで、励起光散乱光の成分のみを1/100程度に減衰させた光を生成し、当該光を分光器11に入射する。フィルタ9とフィルタ12は実施例1で使用したものと同一である。
本実施例では、皮膚から放射される光を波面分割するため、分光器11と撮像装置13の露光の同期を改善する仕組みを採用する。すなわち、本実施例で使用する分光器11と撮像装置13のそれぞれに外部同期入力端子を設け、パルス幅が1μs以上のTTL(Transistor-Transistor Logic)レベルのパルス信号の立下りに同期して、露光の開始と終了を行うようにする。具体的には、分光器11と撮像装置13の露光タイミングの解析装置2による直接制御に代えて、パルス発生装置21による間接的な制御方式を採用する。すなわち、解析装置2はパルス発生装置21に対して露光タイミングを指示する。パルス発生装置21とUSBハブ19の間はインターフェースケーブル22で接続されており、パルス発生装置21の出力は、分光器11と撮像装置13に設けられた外部同期入力端子に電線23及び24を介して供給される。分光器11と撮像装置13には電気的に短絡された同一のパルス信号(同期パルス)が入力される。従って、分光器11と撮像装置13の露光タイミングはサブマイクロ秒レベルで同期される。
このように、本実施例ではコマンドレイテンシ由来の同期のずれが生じないので、検出される光の量が十分な限り、露光時間をミリ秒レベルまで短縮することが可能になる。露光時間の短縮に伴う検出光量の低下は、励起光強度を増加させることにより補うことができる。もっとも、本実施例のセンサ部1は、実施例1のように振幅分割方式を用いないため、それに伴う光量の低下が無く、同一の励起光強度であっても実施例1に対しておおよそ2倍の検出光量を得ることができる。なお、パルス発生装置21による分光器11と撮像装置13の露光の精密な同期技術は、本実施例に限定されるものではなく、実施例1にも適用可能である。
本実施例におけるセンサ部1内の細かい制御動作には、前述したように実施例1に対して若干の違いはあるものの、測定動作は基本的に実施例1の動作手順(図3)と同じである。また、本実施例のセンサ部1はビームスプリッター10を使用しないので、実施例1よりもセンサ部1の寸法をコンパクト化できるという利点がある。
(3)実施例3
図6に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム300の構成例を示す。図6には、図1との対応部分に同一符号を付して示している。図に示すように、基本的なシステム構成と構成要素は実施例1とおおよそ同じである。ただし、本実施例のセンサ部1は、ビームスプリッター10と分光器11を有しない点で実施例1と相違する。また、本実施例では、被検者4の皮膚から放射された光をレンズ8で収束光に変換した後、フィルタ9(励起光散乱光の成分を減衰させるフィルタ)を透過させた後、撮像装置13に入射する点でも相違する。このように、本実施例では、撮像装置13に入射する光には、AGEからの蛍光に加え、励起光散乱光の成分も含んでいる。本実施例では、撮像装置13を実施例1における分光部11として兼用する。
図6に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム300の構成例を示す。図6には、図1との対応部分に同一符号を付して示している。図に示すように、基本的なシステム構成と構成要素は実施例1とおおよそ同じである。ただし、本実施例のセンサ部1は、ビームスプリッター10と分光器11を有しない点で実施例1と相違する。また、本実施例では、被検者4の皮膚から放射された光をレンズ8で収束光に変換した後、フィルタ9(励起光散乱光の成分を減衰させるフィルタ)を透過させた後、撮像装置13に入射する点でも相違する。このように、本実施例では、撮像装置13に入射する光には、AGEからの蛍光に加え、励起光散乱光の成分も含んでいる。本実施例では、撮像装置13を実施例1における分光部11として兼用する。
そこで、本実施例の撮像装置13には、蛍光と励起光散乱光を分離受光する仕組みを搭載する。図7に、本実施例で使用する撮像装置13の画素配置を示す。正方形の区画が1画素に対応する。図7では説明のために8×6画素のみ表示しているが、撮像装置13の実際の解像度は1280×960であり、画素サイズは例えば5マイクロメートル正方である。各画素は、フォトダイオードとその上面に設けられたフィルタで構成される。“B”と記された画素は可視域の光(蛍光)に感度を有し、“UV”と記された画素は紫外域(励起光散乱光)に感度を有する。図8に、B画素とUV画素の分光感度特性を示す。横軸は波長であり、縦軸は相対分光感度である。B画素のフォトダイオード上には可視域のみが透過するバンドパスフィルタを設け、UV画素のフォトダイオード上には紫外域のみが透過するバンドパスフィルタを設けることにより、図8の分光感度特性が得られる。
この結果、B画素ではAGEからの蛍光だけが検出され、UV画素では励起光散乱光だけが検出される。従って、B画素からの出力とUV画素からの出力を区別することで、蛍光と励起光を分光した出力を得ることができる。また、B画素からの出力値のみで画像を構成することにより、実施例1と同様の蛍光画像を得ることができる。UV画素位置に対応する画素値は、そのUV画素に隣接する複数個(2個又は3個又は4個)のB画素の平均値とする。この結果、実施例1と同等の撮像範囲で、解像度が4倍の蛍光画像を得ることができる。なお、本実施例ではB画素が主に可視光の青色光にのみ感度を有しているが、可視光の全域で感度を有していても構わない。なお、図7では、B画素とUV画素を交互に配置しているが(すなわち、B画素とUV画素を1:1の比率で配置しているが)、撮像面内に偏りが無いように配置すれば、UV画素の比率はB画素の比率に比して少なくても良い。
図9に、本実施例における測定動作の一例を説明する。図9には、図3との対応部分に同一符号を付して示している。基本的な動作は、実施例1と同じである。ただし、本実施例では分光器11が存在しないので、蓄積された電荷の放電を分光器11に指示する動作が不要となる。例えば解析装置2は、SP21AとSP22Aにおいて撮像装置13に対して電荷の放電と撮像(露光)とを指示する。また、センサ部1は、SP11AとSP12Aにおいて撮像装置13の放電と撮像(露光)を実行する。また、センサ部1には撮像装置13のみが設けられているため、実施例1とは異なり、画像データが解析装置2に送信される。
本実施例の場合も、解析装置2には実施例1と同じインタフェース画面が表示される。また、解析装置2が前述の式1に基づいてAGE値を計算する点も実施例1と同じである。ただし、分母と分子の定義が実施例1とは異なる。本実施例の場合、分子を与える蛍光強度は、全てのB画素の画素値の平均値であり、分母を与える励起光散乱光強度は、全てのUV画素の画素値の平均値である。
本実施例の場合、センサ部1を実施例1や実施例2に比して少ない部品点数で構成できる。このため、実施例1及び2に比して安価かつ小型のセンサを構築できる。
(4)実施例4
図10に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム400の構成例を示す。図10には、図6(実施例3)との対応部分に同一符号を付して示している。本実施例におけるセンサ部1は、可視光源25とその駆動電源28と放射光を集光するレンズ26を有する点で実施例3と相違する。
図10に、本実施例における皮膚糖化検査装置システム400の構成例を示す。図10には、図6(実施例3)との対応部分に同一符号を付して示している。本実施例におけるセンサ部1は、可視光源25とその駆動電源28と放射光を集光するレンズ26を有する点で実施例3と相違する。
可視光源25は白色LEDであり、その放射光は紫外光源5の放射光と同様、センサ部1の筐体1Aに設けられているウィンドウ3を介して被検者4の皮膚に照射される。可視光源25と電源28とは電線27で接続され、電源28とUSBハブ19の間はインターフェースケーブル29で接続されている。図10では、解析装置2として、専用のアプリケーションがインストールされた液晶タッチパネル付きスマートフォンを図示している。本実施例の解析装置2の内部構成は、スマートフォンに特有の構成を除いて他の実施例と基本的に同じである。また、解析装置2は、液晶タッチパネル付きスマートフォンに限らず、一般的なコンピュータであってもよい。
図11に、本実施例で使用する撮像装置13の画素配置を示す。正方形の区画が1画素に対応する。図11では説明のために8×6画素のみ示しているが、実際の解像度は1280×960画素であり、画素サイズは例えば5マイクロメートル正方である。本実施例における撮像装置13では、紫外域に感度を有するUV画素の他、市販のカラー撮像装置と同様に、青色光に感度を有するB画素、緑色光に感度を有するG画素、赤色光に感度を有するR画素を含んでいる。撮像装置13は、例えばカラーCCDカメラで構成される。図12に、各画素の分光感度特性を示す。これらの分光感度特性は、実施例3と同様、各画素のフォトダイオード上に、感度を有する波長帯の光のみを透過するバンドパスフィルタを設けることで実現される。
図13に、本実施例における測定動作の一例を説明する。図13には、図3との対応部分に同一符号を付して示している。本実施例では、紫外光を用いた励起光散乱光とAGEからの蛍光の撮像の前に、可視光を用いた皮膚の撮影ステップを追加する点で実施例1と相違する。具体的には、解析装置2は、センサ部1の撮像装置13に対して電荷の放電と放電後の露光を指示すると共に、センサ部1の可視光源25に対して放電終了後の所定時間の点灯を指示する(SP22B)。本実施例の場合、所定時間の露光は例えば1秒である。
センサ部1は、指示コマンドを受信すると、撮像装置13に蓄積されている電荷の放電の終了を待って、可視光源25の白色LEDを点灯させると共に、撮像装置13を露光モードで動作させる(SP12B)。皮膚で反射された可視光は、レンズ8及びフィルタ9を通過し、撮像装置13によって撮像される。この際、可視光のほとんど(約90%)はフィルタ9を通過する。所定時間が経過すると、センサ部1は、可視光源25を消灯する。
このSP12Bにおいて、撮像装置13は、R画素、G画素、B画素、UV画素を一つずつ含む2×2画素の領域毎にカラー画像の1画素分のデータを生成し、解像度640×480のカラー画像を得る。このステップにおいてはUV画素の値は用いない。ここでのカラー画像は、一般的なデジタルカメラで取得される画像データと同じである。つまり、皮膚のカラー画像が得られる。そして、センサ部1は、画像データ(写真)を解析装置2に送信する。
この後、解析装置2は、センサ部1の撮像装置13に対して電荷の放電と放電後の露光を指示すると共に、センサ部1の紫外光源5に対して放電終了後の所定時間の点灯を指示する(SP221B)。本実施例の場合、所定時間の露光は例えば1秒である。一方、センサ部1は、撮像装置13を放電した後、紫外光源5を点灯し、その状態で撮像装置13による撮像(露光)を実行する(SP121B)。そして、センサ部1は、画像データを解析装置2に送信する。
この後、解析装置2は、実施例1の場合と同様、AGE値を算出し、蛍光画像を規格化し、カラー画像と規格化された蛍光画像を液晶タッチパネル201上に並べて表示する。この際、カラー画像に基づいて皮膚のキメ、シワ、シミ、美白度、毛穴を数値し、AGE値に並べて表示する。なお、本実施例の場合、B画素の値のみを使用して解像度640×480の蛍光画像が取得される。この際、B画素以外の画素位置に対する補間処理は行わない。
本実施例によれば、規格化されたAGE蓄積量の分布像に加えカラー画像も、画面上で同時に確認することができる。
(5)実施例5
図14に、前述の実施例で説明した皮膚糖化検査装置システムを利用するカウンセリングシステムの概念構成を示す。ここでの解析装置2は、クラウドサーバー500との通信機能を有している。解析装置2は、解析結果を無線LANやモバイル回線などの無線通信回線を介してクラウドサーバー500にアップロードする。なお、解析装置2は、有線通信回線を介してクラウドサーバー500に接続される一般的なコンピュータであってもよい。クラウドサーバー500上で実行されるソフトウェア(プログラム)は、化粧品メーカやサプリメントメーカーの端末600から提供されるデータベースに基づいて皮膚状態を改善するための商品を提案する。提案する商品は1つである必要は無く複数であってよい。本実施例でのカウンセリングはスキンケアを主な目的としているが、皮膚の糖化は体全体の老化の指標や特定の疾患(例えば糖尿病、腎疾患、網膜症)の指標となり得るので、将来的には、医薬品の提案を含む総合的なヘルスケア向けシステムに進化させることが可能である。なお、本実施例では、解析結果に基づく化粧品やサプリメントの提案処理をクラウドサーバー500で実行しているが、該当するプログラムを解析装置2に搭載しても良い。
図14に、前述の実施例で説明した皮膚糖化検査装置システムを利用するカウンセリングシステムの概念構成を示す。ここでの解析装置2は、クラウドサーバー500との通信機能を有している。解析装置2は、解析結果を無線LANやモバイル回線などの無線通信回線を介してクラウドサーバー500にアップロードする。なお、解析装置2は、有線通信回線を介してクラウドサーバー500に接続される一般的なコンピュータであってもよい。クラウドサーバー500上で実行されるソフトウェア(プログラム)は、化粧品メーカやサプリメントメーカーの端末600から提供されるデータベースに基づいて皮膚状態を改善するための商品を提案する。提案する商品は1つである必要は無く複数であってよい。本実施例でのカウンセリングはスキンケアを主な目的としているが、皮膚の糖化は体全体の老化の指標や特定の疾患(例えば糖尿病、腎疾患、網膜症)の指標となり得るので、将来的には、医薬品の提案を含む総合的なヘルスケア向けシステムに進化させることが可能である。なお、本実施例では、解析結果に基づく化粧品やサプリメントの提案処理をクラウドサーバー500で実行しているが、該当するプログラムを解析装置2に搭載しても良い。
(6)他の実施例
本発明は、上述した実施例に限定されるものでなく、様々な変形例を含んでいる。例えば、上述した実施例は、本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備える必要はない。また、ある実施例に他の実施例の構成要素を追加したり、ある実施例の構成要素を他の実施例の構成要素で置換したり、ある実施例から一部の構成要素を削除することもできる。
本発明は、上述した実施例に限定されるものでなく、様々な変形例を含んでいる。例えば、上述した実施例は、本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備える必要はない。また、ある実施例に他の実施例の構成要素を追加したり、ある実施例の構成要素を他の実施例の構成要素で置換したり、ある実施例から一部の構成要素を削除することもできる。
また、上述した各構成、機能、処理部、処理手段等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現しても良い。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することにより(すなわちソフトウェア的に)実現しても良い。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリ、ハードディスク、SSD(Solid State Drive)等の記憶装置、又は、ICカード、SDカード、DVD等の記憶媒体に格納することができる。また、制御線や情報線は、説明上必要と考えられるものを示すものであり、製品上必要な全ての制御線や情報線を表すものでない。実際にはほとんど全ての構成が相互に接続されていると考えて良い。
1…センサ部
1A、2A…筐体、
2…解析装置、
3…ウィンドウ、
4…被検者、
5…紫外光源、
6、8、26…レンズ、
7…バンドパスフィルタ、
9、12…フィルタ、
10…ビームスプリッター、
11…分光器、
13…撮像装置、
14、23、24、27…電線、
15、28…電源、
16、17、18、20、22、29…インターフェースケーブル、
19…USBハブ、
21…パルス発生装置、
25…可視光源、
40…インタフェース画面、
100、200、300、400…皮膚糖化検査装置システム、
201…液晶タッチパネル、
202…演算装置、
500…クラウドサーバー
600…化粧品メーカやサプリメーカの端末。
1A、2A…筐体、
2…解析装置、
3…ウィンドウ、
4…被検者、
5…紫外光源、
6、8、26…レンズ、
7…バンドパスフィルタ、
9、12…フィルタ、
10…ビームスプリッター、
11…分光器、
13…撮像装置、
14、23、24、27…電線、
15、28…電源、
16、17、18、20、22、29…インターフェースケーブル、
19…USBハブ、
21…パルス発生装置、
25…可視光源、
40…インタフェース画面、
100、200、300、400…皮膚糖化検査装置システム、
201…液晶タッチパネル、
202…演算装置、
500…クラウドサーバー
600…化粧品メーカやサプリメーカの端末。
Claims (15)
- 生体皮膚へ紫外光を照射する紫外光源と、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる終末糖化産物(AGE)からの蛍光による像を撮像する撮像部と、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される前記光に含まれる励起光散乱光と前記AGEからの蛍光とを波長帯ごとに分光する分光部と、
を有する皮膚糖化検査装置。 - 請求項1に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射された光を振幅分割する分割素子を更に有し、
前記撮像部は、前記分割素子で分割された後の第1の光の像を前記蛍光の像として撮像し、
前記分光部は、前記分割素子で分割された後の第2の光を前記励起光散乱光と前記AGEからの蛍光に分光する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項1に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記撮像部は、前記生体皮膚から第1の方向に放射される光を受光し、
前記分光部は、前記生体皮膚から第2の方向に放射される光を受光する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項1~3のいずれか1項に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記分光部に対する入射光路上において前記励起光散乱光を減衰させる光学素子を更に有する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項1に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記撮像部は、前記分光部を一体化した撮像素子であり、
前記撮像素子は、前記励起光散乱光に感度を有する第1の画素と可視光に感度を有する第2の画素を配置した受光面を有する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項5に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記第1の画素と前記第2の画素の出力を前記励起光散乱光と前記AGEの蛍光の分光出力として使用する第1の演算部と、
前記第2の画素の出力に基づいて前記蛍光による像を生成する第2の演算部と、
を更に有する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項1に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記AGEからの蛍光の強度を前記励起光散乱光の強度で除算することによりAGE値を算出する第1の演算部と、
前記蛍光による像を構成する画素の平均値が前記AGE値と対応するように前記像を構成する各画素の画素値を規格化する第2の演算部と、
を更に有する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項7に記載の皮膚糖化検査装置において、
前記第2の演算部によって規格化された後の前記蛍光による像を表示する表示部
をさらに有することを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 請求項1に記載の皮膚糖化検査装置において、
同期パルスを出力するパルス発生装置を更に有し、
前記パルス発生装置は、前記撮像部と前記分光部に前記同期パルスを出力する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置。 - 生体皮膚へ紫外光を照射する紫外光源と、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる終末糖化産物(AGE)の蛍光による像を撮像する撮像部と、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される前記光に含まれる励起光散乱光と前記AGEの蛍光とを波長帯ごとに分光する分光部と、
前記撮像部の第1の出力と前記分光部の第2の出力を入力して所定の処理を実行する演算部と、
前記演算部の処理結果をインタフェース画面に表示する表示部と、
を有する皮膚糖化検査装置システム。 - 請求項10に記載の皮膚糖化検査装置システムにおいて、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射された光を振幅分割する分割素子と、
前記分光部に対する入射光路上において前記励起光散乱光を減衰させる光学素子と
を更に有し、
前記撮像部は、前記分割素子で分割された後の第1の光の像を前記蛍光の像として撮像し、
前記分光部は、前記分割素子で分割された後の第2の光を前記励起光散乱光と前記AGEからの蛍光に分光する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置システム。 - 請求項10に記載の皮膚糖化検査装置システムにおいて、
前記分光部に対する入射光路上において前記励起光散乱光を減衰させる光学素子を更に有し、
前記撮像部は、前記生体皮膚から第1の方向に放射される光を受光し、
前記分光部は、前記生体皮膚から第2の方向に放射され、前記光学素子を通過した光を受光する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置システム。 - 請求項10に記載の皮膚糖化検査装置システムにおいて、
前記撮像部は、前記分光部を一体化した撮像素子であり、
前記撮像素子は、前記励起光散乱光に感度を有する第1の画素と可視光に感度を有する第2の画素を配置した受光面を有する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置システム。 - 請求項10に記載の皮膚糖化検査装置システムにおいて、
前記演算部は、前記AGEからの蛍光の強度を前記励起光散乱光の強度で除算することによりAGE値を算出する第1の処理と、前記蛍光による像を構成する画素平均値が前記AGE値と対応するように前記像を構成する各画素の画素値を規格化する第2の処理とを実行し、規格化された後の前記蛍光による像を前記表示部に表示する、
ことを特徴とする皮膚糖化検査装置システム。 - 紫外光源より生体皮膚に紫外光を照射するステップと、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される光に含まれる終末糖化産物(AGE)の蛍光による像を撮像するステップと、
前記紫外光の照射によって前記生体皮膚から放射される前記光に含まれる励起光散乱光と前記AGEの蛍光とを波長帯ごとに分光するステップと、
前記AGEからの蛍光の強度を前記励起光散乱光の強度で除算することによりAGE値を算出するステップと、
前記蛍光による像を構成する画素平均値が前記AGE値と一致するように前記像を構成する各画素の画素値を規格化するステップと、
規格化された後の前記蛍光による像をインタフェース画面に表示するステップと、
を有する皮膚糖化検査方法。
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