WO2022176802A1 - 生体情報測定装置 - Google Patents

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WO2022176802A1
WO2022176802A1 PCT/JP2022/005644 JP2022005644W WO2022176802A1 WO 2022176802 A1 WO2022176802 A1 WO 2022176802A1 JP 2022005644 W JP2022005644 W JP 2022005644W WO 2022176802 A1 WO2022176802 A1 WO 2022176802A1
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WO
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light
biological information
location
measuring device
sensor
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PCT/JP2022/005644
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English (en)
French (fr)
Inventor
幸治 河尻
理人 黒田
康行 藤原
翔太 中山
英明 長谷川
貴和 伊藤
弘行 玉岡
Original Assignee
日本ゼオン株式会社
国立大学法人東北大学
古河電気工業株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A61B2562/0238—Optical sensor arrangements for performing transmission measurements on body tissue
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    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
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    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/369—Electroencephalography [EEG]
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14601—Structural or functional details thereof

Definitions

  • the present invention relates to a biological information measuring device capable of non-invasively measuring in vivo information (biological information).
  • a blood vessel position is detected based on an image received by a light receiving unit by causing a plurality of light emitting elements to emit light.
  • a biological information measuring device capable of selecting a light receiving position for measurement and a light receiving position for reference in a light receiving element. The biological information measuring device selects such that the blood vessel site is located between the irradiation position and the light receiving position for measurement, and selects so that there is no blood vessel between the irradiation position and the light receiving position for reference, The transmitted light transmitted through the vascular site to be measured and the reference transmitted light transmitted through the non-vascular region are obtained, and the relative transmittance of the transmitted light transmitted through the vascular site to be measured to the reference transmitted light is calculated. It is what you ask for.
  • Non-Patent Documents 1 and 2 a near-infrared high-sensitivity CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor: Complementary Metal Oxide Semiconductor) is disclosed as means for detecting the blood component concentration of a living body with high accuracy.
  • CMOS Complementary Metal Oxide Semiconductor: Complementary Metal Oxide Semiconductor
  • a non-invasive blood glucose measurement using an image sensor is described.
  • images of glucose solution dripping, convection, and diffusion in physiological saline in a cell were captured by irradiating light with a wavelength of 1050 nm, which is one of the absorption peaks of glucose. Experiments are described and suggested using this image to determine glucose concentration.
  • Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 describe a specific measurement method and a measuring device for actually non-invasively measuring the blood glucose level in the living body, although the glucose solution in the cell is imaged.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and provides both information and a highly accurate reference for obtaining biological information of a measurement target by a single light emission and light reception without requiring light emission and light reception in multiple stages.
  • An object of the present invention is to provide a biological information measuring device capable of acquiring and measuring biological information.
  • the present inventors have found that by using a sensor with a specific number or more of saturated charges, it is possible to achieve high accuracy by single light emission and light reception without the need for multiple times of light emission and light reception. I found that I could get a reference.
  • the present inventors have found that by using a sensor with a saturated charge amount of 1 million or more, it is possible to appropriately image both the measurement target location and the reference location by one-time light emission and light reception. As a result, we found that both the information for obtaining the biological information of the measurement target and the highly accurate reference can be obtained at once.
  • a biological information measurement apparatus includes a light source that emits light, receives light that is transmitted, reflected, or scattered within a living body from the light emitted from the light source, and outputs information according to the amount of light received.
  • an image sensor having a plurality of pixels arranged in an array in a two-dimensional plane and having a saturated charge number of one million or more; and measurement of biometric information based on the information obtained by the image sensor.
  • a specific point selection unit that selects a target measurement point and a reference point different from the measurement point, and uses information obtained by the image sensor at the reference point as a reference to determine the measurement point and a biometric information acquisition unit that acquires the biometric information from the information obtained by the image sensor.
  • the SN ratio of the image sensor may be 60 dB or more.
  • the light source may be a surface emitting light emitting diode.
  • the light source irradiates uniform and even light on a plane perpendicular to the light irradiation direction, and the reference accuracy can be improved.
  • the in-plane variation of the surface-emitting type light-emitting diode may be 10% or less.
  • the light source can more reliably irradiate uniform and even light on a plane perpendicular to the light irradiation direction.
  • an optical element having a transverse mode conversion function may be arranged between the light source and the image sensor.
  • the light emitted from the light source can be converted into uniform and even light on the plane perpendicular to the light irradiation direction.
  • the optical element may be an aspherical lens.
  • the light emitted from the light source can be reliably converted into uniform and even light on the plane perpendicular to the light irradiation direction.
  • the optical element may be a diffractive optical element.
  • the light emitted from the light source can be reliably converted into uniform and even light on the plane perpendicular to the light irradiation direction.
  • the optical element may be a quartz parallel plate.
  • the light emitted from the light source can be reliably converted into uniform and even light on the plane perpendicular to the light irradiation direction.
  • the specific portion selection unit selects a portion including the biological information to be measured from the two-dimensional image information formed from the information obtained by the image sensor. It may be selected as a location, and a location that does not include the measurement target of the biometric information may be selected as the reference location.
  • the measurement target location may be a location that includes a blood vessel in the living body
  • the reference location may be a location that does not include the blood vessel in the living body
  • extravascular information can be used as a reference when acquiring biological information contained in intravascular blood.
  • the biological information may be a blood sugar level in blood in a living body.
  • FIG. 1 is a schematic pixel cross-sectional view of a CMOS image sensor that can be preferably used in an embodiment of the present invention, and is a schematic cross-sectional view showing a cross section of a pixel array;
  • FIG. 4 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG. 3, and is a schematic pixel cross-sectional enlarged view of a photodiode and its periphery.
  • FIG. 10 is a diagram showing a finger joint selected as a blood vessel imaging target in relation to the biological information measuring apparatus according to the present invention; 7 is a captured image of the finger joint shown in FIG. 6.
  • FIG. 10 is a diagram showing a finger joint selected as a blood vessel imaging target in relation to the biological information measuring apparatus according to the present invention.
  • 7 is a captured image of the finger joint shown in FIG. 6.
  • a biological information measuring device according to an embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
  • a biological information measuring apparatus includes a light source that emits light, receives light emitted from the light source that is transmitted, reflected, or scattered within a living body, and outputs information corresponding to the amount of received light.
  • a light source that emits light, receives light emitted from the light source that is transmitted, reflected, or scattered within a living body, and outputs information corresponding to the amount of received light.
  • an image sensor having a plurality of pixels arranged in an array in a two-dimensional plane and having a saturated charge number of 1 million or more; and a reference point different from the measurement target point, and the information obtained from the image sensor at the reference point is used as a reference, and the information obtained from the image sensor at the measurement target point is used as a reference.
  • a biometric information acquisition unit that acquires biometric information from the information obtained.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an example of the configuration of a biological information measuring device according to this embodiment.
  • the light source 11 is a device that emits light that is used to measure biological information (for example, the blood sugar level of blood in the living body).
  • biometric information is acquired from information acquired at a measurement target location using a reference signal acquired at a reference location.
  • the sensor 13 can receive the light from the light source 11 under the same conditions at any location (any pixel portion) on the light receiving surface.
  • the light source 11 is preferably capable of irradiating uniform and even light on a plane perpendicular to the light irradiation direction, and is preferably a surface-emitting light-emitting diode, for example.
  • the surface emitting diode referred to here also includes a laser diode having reflecting mirrors formed on both end faces or one end face.
  • a surface emitting diode is preferable for this application because it is relatively easy to form a wide and uniform light distribution with one diode chip.
  • the light distribution emitted from each chip of the edge-emitting type light emitting diode is limited to a narrow range, it is necessary to arrange the chips in an array in order to form a wide light distribution.
  • the light source 11 in the present embodiment is preferably capable of irradiating light with a large amount of light (high illuminance), and for example, a surface-emitting light-emitting diode with a maximum output of about 1 W may be used. Also, the light source 11 may be configured to switch between a plurality of light wavelengths.
  • an optical element 11a having a lateral mode conversion function may be provided in order to further improve the accuracy of surface emission.
  • the optical element 11a has a function of converting the in-plane light distribution (lateral mode) of the surface light emitted by the surface light emitting diode to a more uniform and even distribution.
  • the optical element 11a is not particularly limited, for example, an aspherical lens, a diffractive optical element, a quartz parallel plate, or the like can be used.
  • the irradiation direction of the light emitted by the light source 11 (if the optical element 11a is provided, the direction of the light whose transverse mode is converted by the optical element 11a)
  • a subject S which is a living body, is placed in the irradiation direction).
  • the light applied to the subject S is transmitted, reflected, or scattered within the subject S.
  • the sensor 13 is arranged at a position capable of receiving light transmitted, reflected, or scattered within the subject S.
  • the sensor 13 has a function of outputting an electrical signal corresponding to the received light.
  • a CMOS image sensor capable of outputting an electrical signal that can be finally processed as image information from the received light is used. can be used.
  • a CMOS image sensor applicable to the present invention preferably satisfies specific conditions, the details of which will be described later.
  • a filter 12 that transmits only light of a specific wavelength may be provided in front of the light receiving portion of the sensor 13 .
  • the wavelength of light transmitted by the filter 12 can be appropriately determined according to the characteristics of the biological information to be measured. For example, when the light source 11 is configured to emit light of a single wavelength, by providing a filter 12 that transmits only the light of the same wavelength as the light emitted by the light source 11, the sensor 13 in the subsequent stage can detect the light source. Only light of the same wavelength as the light emitted by 11 may reach. Further, in order to further narrow down the light wavelength, the transmission characteristics of the filter 12 may be adjusted so that only the light of a part of the wavelength band included in the light emitted from the light source 11 reaches.
  • the signal processing unit 14 is configured to process information output from the sensor 13 .
  • the signal processing unit 14 has a function of performing image processing based on information output from the sensor 13 and a function of outputting image information to the display unit 15 and the data storage unit 16 .
  • the signal processing unit 14 has a specific part selection unit 14a and a biological information acquisition unit 14b.
  • the specific portion selection unit 14a has a function of selecting a measurement target portion as a measurement target of the biological information of the subject S and a reference portion different from the measurement target portion based on the information obtained by the sensor 13. is doing. More specifically, the specific portion selection unit 14a selects an image region containing biological information to be measured as a measurement target portion in the image information formed based on the information output by the sensor 13, and It has a function of selecting an image region that does not contain certain biometric information as a reference location. As an example, when the biological information to be measured is the blood sugar level in the blood in the living body, the specific part selection unit 14a selects an image region including blood vessel parts in the living body from the image information as the measurement target part. However, it is possible to select an image region that does not include a blood vessel site in the living body as a reference location.
  • the method of selecting the measurement target location and the reference location by the specific location selection unit 14a is not particularly limited.
  • the user may refer to the image information displayed on the display unit 15 and use the operation unit 17 to select an image area including biometric information and an image area not including biometric information.
  • the specific location selection unit 14a can select the measurement target location and the reference location from one piece of image information. You can choose a reference point. For example, the specific location selection unit 14a may provisionally select measurement target locations and reference locations from each of a plurality of pieces of image information, and determine the selected frequently selected locations as measurement target locations and reference locations. good. Further, the specific location selection unit 14a may select a plurality of measurement target locations and a plurality of reference locations in one piece of image information.
  • the biological information acquisition unit 14b has a function of acquiring biological information from the information obtained by the sensor 13 at the measurement target location, using the information obtained by the sensor 13 at the reference location as a reference.
  • the biological information acquiring unit 14b uses, as a reference, the amount of light received by the sensor 13 included in the reference location in the image information formed based on the information output by the sensor 13, and the amount of light received by the sensor 13 included in the measurement target location. Processing for correcting the amount of received light using the reference is performed, and biometric information can be obtained from the amount of received light at the measurement target location that has been corrected using the reference.
  • the method of correcting the amount of light received by the sensor 13 included in the measurement target location by reference is not particularly limited. By correcting the amount using the reference transmittance, the reference point that does not include the measurement target of biometric information is considered to be the influence of the background. The correct amount of light that is being used may be calculated.
  • the method of acquiring biological information from the amount of light received at the measurement target site after correction obtained by correction using the reference is not particularly limited.
  • a calibration curve representing the relationship may be obtained in advance, and the biological information may be specified from the amount of light received at the measurement target site after correction by referring to the calibration curve.
  • the biological information acquiring unit 14b can acquire biological information such as the blood glucose level of the subject S from one piece of image information.
  • the blood sugar level of the subject S may be acquired.
  • the biometric information acquiring unit 14b may acquire biometric information such as a blood sugar level from each of a plurality of pieces of image information, and calculate an average value or a median value thereof.
  • the signal processing unit 14 has a function of outputting the biometric information acquired by the biometric information acquisition unit 14b to the display unit 15 and the data storage unit 16 in the same manner as outputting image information.
  • the signal processing unit 14 can be realized by a processor that performs digital signal processing.
  • An AFE (Analog Front End) board may be provided between the sensor 13 and the signal processing unit 14 to adjust the analog signal output from the sensor 13, convert it to a digital signal, and output it.
  • the sensor 13 may be provided with an analog-digital conversion circuit to output a digital signal from the sensor 13 .
  • the display unit 15 is, for example, a monitor such as a liquid crystal display or an organic EL display, and has a function of displaying image information processed by the signal processing unit 14 and biological information calculated by the signal processing unit 14 as visual information. ing.
  • the data storage unit 16 is an auxiliary storage device such as an HDD (hard disk) or SSD (solid state disk), and has a function of storing image information and biometric information.
  • Various data stored in the data storage unit 16 can be read out afterward, displayed on the display unit 15 at a desired timing, or transferred to another device via a data transfer unit (not shown). can do.
  • Communication means for data transfer may be wired or wireless.
  • the operation unit 17 has a function of accepting operation instructions from the user for the biological information measuring device 10 .
  • the operation unit 17 is an operation input device, such as a mouse or a keyboard, used by the user to input operation instructions.
  • the control unit 18 has a function of controlling the operation of the biological information measuring device 10.
  • the control unit 18 is connected to the light source 11, the sensor 13, the signal processing unit 14, the display unit 15, the data storage unit 16, and the operation unit 17, for example.
  • the control unit 18 has a function of realizing appropriate operations in the biological information measuring device 10 by controlling processing in each component.
  • the control unit 18 can be realized by a processor having a function of performing digital signal processing like the signal processing unit 14.
  • the signal processing unit 14 and the control unit 18 may be implemented by different processors or may be implemented by the same processor.
  • the operation control in the biological information measuring device 10 may be realized by, for example, preparing a program written so as to perform a desired operation and appropriately executing the program in the signal processing unit 14 and the control unit 18. good.
  • part of the biological information measuring device 10 may be configured by a computer such as a personal computer.
  • the signal processing unit 14 and the control unit 18 can be implemented by a CPU that executes a program written to perform desired operations.
  • the display unit 15, the data storage unit 16, and the operation unit 17 can each be realized by a monitor connected to a computer, an auxiliary storage device such as an HDD, a mouse, a keyboard, and the like.
  • the light source 11 , subject S, and sensor 13 are not particularly limited.
  • the sensor 13 may be arranged in the irradiation direction of the light emitted by the light source 11 so that the sensor 13 directly receives the light transmitted through the subject S.
  • the sensor 13 may be arranged at a position where the sensor 13 does not directly receive light that has passed through the subject S, and the sensor 13 may be configured to mainly receive reflected light or scattered light from the subject S.
  • the subject S may be a part of the subject's living body, and for example, the subject's fingers, wrist, arm, etc. can be used as the measurement site.
  • the biological information to be measured by the biological information measuring apparatus 10 is not particularly limited, and is configured so that the biological information can be analyzed from the image information obtained by capturing an image of an arbitrary location in the living body. It is In addition, the biological information measuring device 10 may be a wearable terminal that can be worn by the subject.
  • the biological information measurable by the biological information measuring apparatus 10 in this embodiment is not particularly limited, but for example, blood sugar level, oxygen saturation, hemoglobin concentration, hematocrit value, pulse rate, blood flow, etc. Velocity, cholesterol concentration, etc. can be measured.
  • Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 can be preferably used as the sensor 13 in this embodiment.
  • the disclosures of Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 are incorporated herein by reference.
  • Non-Patent Documents 1 and 2 each pixel on a low-impurity-concentration p-type Si substrate whose impurity concentration is lowered to about 10 12 cm ⁇ 3 is mounted with a lateral overflow storage trench capacitor, and 10 million pieces are mounted.
  • a CMOS image sensor that achieves both a high saturation electron number exceeding the above and a high quantum efficiency in the near-infrared region is described.
  • This CMOS image sensor has a linear response to light from low to high illumination, 24.3 million saturated charges, a signal-to-noise ratio (SNR) of 71.3 dB, and high quantum efficiency in a wide light wavelength band from 200 to 1100 nm. is achieved.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • Non-Patent Document 1 The outline and features of the CMOS image sensor described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 will be described below with reference to FIGS.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of an optical sensor section of a CMOS image sensor that can be preferably used in this embodiment.
  • FIG. 2 schematically shows an equivalent circuit diagram including a pixel circuit and a readout circuit for one column as part of the photosensor section of the CMOS image sensor.
  • the optical sensor section of the CMOS image sensor shown in FIG. 2 is composed of a pixel array section 101 and a reading section 102 including sample-and-hold analog memories M1 and M2. Pixels 105 included in the pixel array section 101 and the readout section 102 are electrically connected via pixel column output signal lines 103 .
  • a current source 104 composed of, for example, a MOS transistor is connected to the pixel column output signal line 103 .
  • the pixel 105 includes an embedded fully depleted photodiode PD that generates photocharges according to the intensity of light, a transfer gate T that transfers photocharges from the photodiode PD, and a floating diffusion that transfers photocharges through the transfer gate T.
  • a capacitor FD a capacitor FD
  • a lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC that stores photocharges overflowing from the photodiode PD during photocharge storage operation
  • a connection switch S that electrically couples or divides the floating diffusion capacitor FD and the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC, It is directly connected to the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC and is also connected to the floating diffusion capacitor FD via the connection switch S, for discharging photocharges in the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC and the floating diffusion capacitor FD.
  • a reset gate R for amplifying and converting photoelectric charges in the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC and the floating diffusion capacitor FD into a voltage signal, and a pixel selection pixel formed to be connected to the source follower amplifier SF. It is composed of a selection switch X.
  • a plurality of pixels 105 having the above configuration are arranged in an array in a two-dimensional plane in the optical sensor section of the CMOS image sensor.
  • Selection switches SS are provided at both ends of the pixel array section 101 in which the pixels 105 are arranged in an array in order to control the voltage of the drive line connected to the gate electrode of the reset gate R.
  • FIG. Either the PD reset voltage VR1 or the reference voltage VR2 can be selected by switching the selection switch SS with the selection pulse ⁇ VR.
  • Sample-and-hold analog memories M1 and M2 are connected to the pixel column output signal line 103 .
  • the sample-and-hold analog memory M1 is a column circuit section that outputs a voltage signal obtained by converting the photocharge transferred into the floating diffusion capacitor FD.
  • the sample-and-hold analog memory M1 outputs a reference signal containing thermal noise captured when the floating diffusion capacitor FD is reset to a predetermined voltage and a voltage signal in which a voltage signal based on the amount of photocharge is superimposed on the thermal noise,
  • An operational amplifier outside the pixel chip eliminates fixed pattern noise and thermal noise caused by variations in the characteristics of the source follower amplifier SF, and is configured to obtain a high-sensitivity signal S1 that captures light emission under low illuminance.
  • the sample-and-hold analog memory M2 is a column circuit section that outputs a voltage signal obtained by converting photoelectric charges transferred to the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC and the floating diffusion capacitor FD.
  • the sample-and-hold analog memory M2 outputs a voltage signal based on the amount of photocharge and a reset level signal. It is configured to obtain a highly saturated signal S2 that captures light emission under illuminance.
  • the sample-and-hold analog memory M2 changes the signal voltage level after the accumulation period and the reference voltage.
  • a high saturation signal S2 that indicates the difference from the voltage VR2 and amplifying the signal using a gain amplifier or the like in the signal readout circuit in the subsequent stage, it is possible to accurately capture minute changes in the amount of light under high illuminance. It is configured to output a high saturation signal S2 that can be obtained.
  • the optical sensor part of the CMOS image sensor shown in FIG. 2 has two operation modes (LOFIC operation mode) that supports a wide dynamic range and an operation mode (Dual VR operation mode) that can capture changes in the amount of light in a high illuminance area. It can operate in two modes of operation.
  • the photosensor part of the CMOS image sensor In the LOFIC operation mode, the photosensor part of the CMOS image sensor can output the high sensitivity signal S1 and the high saturation signal S2 described above, can achieve a wide dynamic range in a single exposure, and can detect a minute image under low illumination. It can also be applied to luminescence imaging that captures luminescence and imaging objects with a large difference in brightness.
  • the optical sensor part of the CMOS image sensor is specialized for, for example, absorption imaging under high illuminance, making it possible to clearly capture minute changes in light intensity even under high illuminance. ing.
  • FIG. 3 is a schematic pixel cross-sectional view of a CMOS image sensor that can be suitably used in this embodiment, and is a schematic cross-sectional view showing a cross section of a pixel array.
  • 4 is a cross-sectional view taken along line AA of FIG. 3, which is a schematic enlarged cross-sectional view of a pixel in a photodiode and its surroundings.
  • CMOS image sensors shown in FIGS. 3 and 4 use low impurity concentration p-type Si substrates (high resistance substrates) made of wafers with low impurity concentration and extremely low oxygen concentration manufactured by the Cz (Czochralski) method. It is A CMOS image sensor is manufactured by, for example, processes of forming STI (Shallow Trench Isolation), which is an element isolation region, forming a lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC, forming a transistor portion and a photodiode, and forming metal wiring.
  • STI Shallow Trench Isolation
  • This CMOS image sensor achieves high quantum efficiency in a wide optical wavelength band from 200 to 1100 nm.
  • This CMOS image sensor employs a surface-illuminated structure so that near-infrared light with long wavelengths does not affect the operation of the transistors in the pixels. Furthermore, as shown in FIG. 4, a p + layer having a steep concentration profile is formed on the surface of the photodiode PD.
  • a pixel array is formed by arranging photodiodes PD and transistor portions on the surface of the Si substrate.
  • the size of the pixel array is 2.1 mm in the horizontal direction ⁇ 2.1 mm in the vertical direction
  • the number of pixels is 128 in the horizontal direction ⁇ 128 in the vertical direction
  • the pixel size is 16 ⁇ m in the horizontal direction ⁇ 16 ⁇ m in the vertical direction
  • the aperture ratio is 52.8%.
  • a lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC is provided in each pixel.
  • the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC is a capacitor including a three-dimensional structure, and includes a trench (shallow trench) formed in a pixel of a Si substrate, an oxide film formed along the trench, and an oxide film embedded in the trench. doped poly-Si electrode nodes.
  • a leakage current may occur between the embedded n-type layer of the photodiode PD and the inversion layer induced in the lateral overflow storage trench capacitance LOFITreC.
  • a deep p-well DPW
  • the concentration of DPW is optimized to obtain uniform capacitance in the signal voltage range (eg, 0.5 to 3.0 V) of the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC.
  • the charges overflowing from the photodiode PD and the floating diffusion capacitor FD are stored in the electrode node in the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC.
  • near-infrared light has a large penetration depth from the surface of the photodiode PD, and in order to detect near-infrared light, it is necessary to accumulate and detect photocharges photoelectrically converted deep in the photodiode PD.
  • a potential gradient is formed between the p-well and DPW under the region of the transistor section in order to drift the photocharge generated by the near-infrared light generated in the deep part of the photodiode PD to the photodiode PD.
  • the inversion layer and n + layer induced at the Si substrate side interface of the lateral overflow storage trench capacitance LOFITreC are connected to the ground (GND).
  • a negative potential for example, a potential of about 3.0 V at maximum
  • a negative potential may be applied to the back side of the Si substrate (lower side in FIGS. 3 and 4) to form an electric field in the depth direction of the Si substrate.
  • the thickness of the Si substrate may be reduced.
  • the CMOS image sensor described above with reference to FIGS. 2 to 4 describes the CMOS image sensor described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2.
  • the CMOS image sensors described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 can be preferably used.
  • the present invention is not limited to the use of the CMOS image sensor described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2.
  • sensors satisfying the following specific conditions may be applied to the present invention. can be done.
  • the sensor 13 applicable to the present invention is a sensor with a saturated charge number of 1 million or more, preferably a saturated charge number of 3.2 million or more, and particularly preferably a saturated charge number of 10 million or more. Further, the sensor 13 applicable to the present invention has an SN ratio of 60 dB or more (equivalent to about 1 million or more saturated charges), preferably 65 dB or more (equivalent to about 3.2 million or more saturated charges), especially Preferably, it is a sensor with 70 dB or more (corresponding to a saturated charge number of about 10 million or more).
  • a sensor whose saturated charge number or S/N ratio satisfies the above conditions has high S/N ratio performance and is suitable because it can capture minute differences in the amount of light under high illuminance.
  • the sensor 13 according to the present invention is preferably capable of clearly imaging a fluid (eg, blood cells in blood) moving in a living body at a high frame rate.
  • a sensor that satisfies the above conditions for the number of saturated charges or the SN ratio can increase the amount of signal per frame. It is preferable because it outputs a clear image that captures a minute light amount difference and, as a result, enables accurate measurement of biological information.
  • a high output that can emit a high amount of light corresponding to this sensor is preferably used.
  • CMOS image sensor that has a capacitor with a three-dimensional structure in the pixel and is capable of accumulating photocharges.
  • the saturated charge number can be increased by using a capacitor with a three-dimensional structure in the pixel.
  • a capacitor having a three-dimensional structure can employ, for example, a silicon trench structure, and furthermore, by adopting a structure in which photocharges are accumulated in trench-embedded electrode nodes, leakage current can be reduced.
  • the capacitor including the three-dimensional structure is not limited to the silicon trench structure, and a metal-insulating film-metal type capacitor having a three-dimensional structure formed in the wiring layer may be used.
  • CMOS image sensor provided with a deep p-well (DPW) so as to cover the region of the capacitor including the three-dimensional structure.
  • DPF deep p-well
  • a CMOS image sensor having a capacitor with a uniform capacitance in a specific signal voltage range is preferably applied as the sensor 13 according to the present invention.
  • the specific signal voltage range is preferably 0.5 to 3.0 V, for example, and it is preferred that a linear response to the amount of received light is obtained within the specific signal voltage range.
  • CMOS image sensor having a photodiode quantum efficiency of 50% or more for near-infrared light used in the present invention.
  • CMOS image sensor whose photodiode quantum efficiency satisfies the above conditions, received near-infrared light is efficiently converted into charges, and high sensitivity to near-infrared light is realized.
  • a high-resistance substrate to extend the depletion layer, that is, to extend the effective sensitivity region in the depth direction.
  • CMOS image sensor capable of forming an electric field in the depth direction of the substrate by applying a potential to the substrate.
  • a wide dynamic range CMOS image sensor is preferably applied as the sensor 13 according to the present invention.
  • a measurement target location for biometric information measurement and a reference location different from the measurement target location are selected.
  • the biological information to be measured is the blood sugar level in the blood
  • a vascular site is selected as the measurement target site
  • a non-vascular site is selected as the reference site.
  • the vascular part is imaged darker than the non-vascular part, so if the light intensity is increased to image the vascular part brightly, the non-vascular part becomes even brighter, and the non-vascular part is too bright and becomes white.
  • the phenomenon (overexposed) may occur. Therefore, a CMOS image sensor that can cover bright areas to even brighter areas, especially under high illuminance conditions, can capture bright images of vascular areas and even brighter non-vascular areas without overexposure. is preferably applied.
  • a CMOS image sensor with 4000 or more pixels is preferably used as the sensor 13 according to the present invention.
  • a CMOS image sensor whose number of pixels satisfies the above conditions, a high-resolution image can be obtained. can be easily and reliably identified.
  • the biological information measuring apparatus 10 can select a measurement target location and a reference location, uses information obtained from the reference location as a reference, and uses the information obtained from the measurement target location as a biological information. It is characterized by acquiring information.
  • the light is emitted from the entire light emitting unit to capture an image of the entire measurement target, and based on the obtained image, the respective positions of the blood vessel site and the non-blood vessel site are specified, and the position of the blood vessel site is determined.
  • a blood vessel pattern acquisition step of determining the light emitting position, the light receiving position for measurement, and the light receiving position for reference is executed.
  • the light emitting position of the light emitting unit is controlled to emit light only from the light emitting position for measurement, and from the amount of light received at the light receiving position for measurement and the light receiving position for reference, the measured value at the vascular site and the measured value at the non-vascular site (reference) Perform a measurement step to obtain and
  • a blood vessel pattern acquisition step and a measurement step are provided, and light emission and light reception are performed in each step.
  • the entire light emitting section emits light
  • the measuring stage light emission occurs only at the measuring light emitting position. For this reason, there is a problem that it takes a long time until the measurement result is obtained, and a problem that reference accuracy and measurement accuracy are impaired due to displacement of the vascular part and the non-vascular part due to movement of the subject.
  • the biological information measuring device 10 does not provide a plurality of stages of the blood vessel pattern acquisition stage and the measurement stage, and emits light and receives light once. Image information can be obtained that allows both localization of the site and acquisition of measurements for each of the vascular and non-vascular sites. That is, the biological information measuring apparatus 10 according to the present invention can obtain measurement results in a short time and is less affected by positional deviation due to movement of the subject, as compared with the technology disclosed in Patent Document 1.
  • light emission and light reception once means that the light emission state of the light source and the light reception state of the sensor are fixed to a predetermined state, and the light emission position of the light source and the light reception position of the sensor are not changed, for example. .
  • light is emitted from the entire light emitting unit in the stage of acquiring a blood vessel pattern, and light is emitted only from the light emitting position for measurement in the stage of measurement, and light emission and light reception are not performed once.
  • Patent Document 1 if it were attempted to specify the positions of the vascular site and the non-vascular site and to acquire the measurement values of each of the vascular site and the non-vascular site by performing light emission and light reception once without providing multiple steps. In this case, since light is absorbed by the blood in the blood vessel site, the amount of transmitted light received by the sensor is reduced, resulting in a dark image. If the amount of light transmitted through the vascular site is too small, that is, too dark, the amount of light that can be received by the sensor may fall below the lower limit. As a result, it is expected that the position of the blood vessel site and the light transmittance at the blood vessel site cannot be detected correctly.
  • the vascular site As a measure to prevent the vascular site from becoming too dark, it is conceivable to increase the light intensity of the light emitted from the light source to compensate for the decrease in the amount of light received due to absorption in the vascular site. , the amount of transmitted light increases, resulting in a brighter image. If the amount of light transmitted through the non-vascular site is excessively large, that is, if it is too bright, the amount of light that can be received by the sensor may exceed the upper limit. As a result, it is expected that the light transmittance at the non-vascular site cannot be detected correctly.
  • the biological information measuring device 10 is characterized by having a sensor with a saturated charge number of 1 million or more.
  • the biological information measuring apparatus 10 according to the present invention captures high-illuminance light using a sensor having a saturated charge number of 1,000,000 or more, thereby capturing a bright and clear image of a measurement target site (for example, a blood vessel site).
  • a reference point for example, a non-blood vessel part
  • biometric information can be acquired by one-time light emission and light reception without providing multiple steps for changing the light emission position in the light emitting unit and the light receiving position in the light receiving unit.
  • FIG. 5 is a diagram schematically showing an example of image information obtained by the biological information measuring device 10 according to the present invention.
  • FIG. 5 shows a picked-up image of a blood vessel BV used when measuring a blood sugar level as biological information.
  • a blood vessel BV is captured.
  • the blood vessel BV is imaged darker than a portion where the blood vessel BV does not exist.
  • the biological information measuring apparatus 10 has a sensor with a saturated charge number of 1,000,000 or more, captures a bright and clear image of the blood vessel BV, and detects a location where the blood vessel BV does not exist. It is possible to take an image without overexposure.
  • the specific point selection unit 14a selects the point where the blood vessel BV exists as the measurement target point TS, and selects the point where the blood vessel BV does not exist as the reference point RS.
  • a sensor with a saturated charge number of 1,000,000 or more can accurately detect the amount of light received at the measurement target point TS and the amount of light received at the reference point RS.
  • the light received at the measurement target point TS is affected not only by light absorption by the blood in the blood vessel BV, but also by light absorption by cells, body fluids, etc. existing around the blood vessel BV. .
  • the light received at the reference point RS reflects only the influence of light absorption by cells, body fluids, etc. existing around the blood vessel BV. Therefore, by correcting the amount of light received at the measurement target point TS using the amount of light received at the reference point RS, it is possible to remove the effects of light absorption by cells, body fluids, etc. superimposed on the amount of light received at the measurement target point TS. can. As a result, it is possible to extract only the influence of the absorption of light by the blood in the blood vessel BV, and to accurately measure the blood sugar level in the blood.
  • the present inventors used a sensor with a saturated charge number of 1 million or more, selected a finger joint, and imaged a blood vessel with transmitted light.
  • the imaged finger joint is the first joint on the pad side of the index finger shown in FIG. FIG. 7 shows the captured image.
  • the present invention irradiates a living body with light, transmits, reflects or scatters the light in the living body, has a plurality of pixels arranged in an array in a two-dimensional plane, Light is received by image sensors whose number is one million or more, and based on the amount of light received, a measurement target location to be a measurement target of biological information and a reference location different from the measurement target location are selected, and information at the reference location is selected. can be used as a reference to obtain biological information from the information at the measurement target site, and can be applied to techniques for noninvasively measuring biological information in a living body using light.

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Abstract

複数段階における発光および受光を必要とせず、一度の発光および受光により測定対象の生体情報を得るための情報および高精度のリファレンスの両方を取得して、生体情報を測定するために、生体情報測定装置１０は、光を照射する光源１１と、光源１１から照射される光が生体内で透過、反射または散乱した光を受光し、受光した光の光量に応じた情報を出力する、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有し、飽和電荷数が１００万個以上であるセンサ（イメージセンサ）１３と、センサ１３で得られた情報に基づいて、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択する特定箇所選択部１４ａと、リファレンス箇所におけるセンサ１３で得られた情報をリファレンスとして使用して、測定対象箇所におけるセンサ１３で得られた情報から生体情報を取得する生体情報取得部１４ｂと、を備える。

Description

生体情報測定装置
　本発明は、生体内の情報（生体情報）を非侵襲で測定することが可能な生体情報測定装置に関する。
　従来、生体を傷つけることなく生体情報を非侵襲で測定する技術、特に、光を用いて生体情報を測定する技術の開発が進められている。
　例えば下記の特許文献１には、複数の発光素子を発光させて受光部で受光された画像に基づいて血管位置を検出し、次いで、検出された血管位置に基づいて、発光素子における照射位置と、受光素子における測定用受光位置およびリファレンス用受光位置とを選択することが可能な生体情報測定装置が記載されている。当該生体情報測定装置は、照射位置と測定用受光位置との間に血管部位が位置するように選択し、照射位置とリファレンス用受光位置との間に血管が存在しないように選択することで、測定対象の血管部位を透過した透過光とともに、非血管領域を透過したリファレンス用の透過光を得て、測定対象の血管部位を透過した透過光のリファレンス用の透過光に対する相対的な透過率を求めるものである。
　また、例えば下記の非特許文献１および非特許文献２には、生体の血中成分濃度を高精度で検出する手段として近赤外高感度ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ　Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ：相補性金属酸化膜半導体）イメージセンサを用いた非侵襲血糖値測定について記載されている。非特許文献１および非特許文献２には、セル中の生理食塩水内においてグルコース溶液が滴下、対流、拡散する様子をグルコースの吸光ピークの１つである波長１０５０ｎｍの光を照射して撮像した実験が記載されており、この画像を用いてグルコース濃度を求めることが示唆されている。
特許第６２９１８７４号公報
「横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量を有する飽和電子数２４３０万個・近赤外高感度ＣＭＯＳイメージセンサ」　２０１９年３月２２日　映像情報　　メディア学会技術報告　ITE Technical Report Vol.43, No.11 IST2019-17(Mar. 2019) "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
　特許文献１の開示技術では、生体内の血管の可視化および血液中のグルコース濃度（血糖値）の測定に際し、血管部位の透過光を取得するとともに、非血管領域の透過光をリファレンスとして取得する。しかしながら、まず血管パターン取得段階において、全ての発光素子及び受光素子を用いて血管位置の検出を行い、その後、測定段階において、血管パターン取得段階で検出した血管位置および非血管領域に基づいて、発光素子および受光素子を選択する必要がある。すなわち、血管パターン取得段階および測定段階を含む複数段階で発光及び受光を行う必要がある。このように複数段階で発光及び受光を行った場合には、血管パターン取得段階と測定段階との間でタイムラグが生じる。このため、例えば被験者の動きにより、測定段階において血管位置および非血管領域の位置ずれが生じる可能性があり、リファレンスの精度が低下するという課題がある。
　さらに、特許文献１に記載されている技術では、測定段階において、発光素子における照射位置と、受光素子における測定用受光位置およびリファレンス用受光位置とを選択する必要があり、特に、照射位置に相当する発光範囲を記憶し、その範囲に位置する発光素子のみを選択的に発光させる必要がある。このように特許文献１に記載されている技術では、発光素子および受光素子を選択的に動作させるための制御部を導入する必要があることから、装置が複雑化し、開発および導入に要するコストが増加するという課題もある。
　非特許文献１および非特許文献２では、セル中のグルコース溶液の撮像は行っているものの、実際に非侵襲で生体中の血糖値を測定するための具体的な測定方式および測定器について記載されていない。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、複数段階における発光および受光を必要とせず、一度の発光および受光により測定対象の生体情報を得るための情報および高精度のリファレンスの両方を取得して、生体情報を測定することが可能な生体情報測定装置を提供することを目的とする。
　本発明者らは、上記課題に鑑み鋭意研究した結果、飽和電荷数が特定個数以上であるセンサを用いることで、複数回の発光および受光を必要とせず、一度の発光および受光により高精度のリファレンスを取得できることを見出した。
　より詳細には、本発明者らは、飽和電荷量１００万個以上のセンサを使用することで、一度の発光および受光により測定対象箇所とリファレンス箇所の両方を適切に撮像することができ、その結果、測定対象の生体情報を得るための情報および高精度のリファレンスの両方を一度に取得できることを見出した。
　本発明に係る生体情報測定装置は、光を照射する光源と、前記光源から照射される光が生体内で透過、反射または散乱した光を受光し、受光した光の光量に応じた情報を出力する、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有し、飽和電荷数が１００万個以上であるイメージセンサと、前記イメージセンサで得られた情報に基づいて、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、前記測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択する特定箇所選択部と、前記リファレンス箇所における前記イメージセンサで得られた情報をリファレンスとして使用して、前記測定対象箇所における前記イメージセンサで得られた情報から前記生体情報を取得する生体情報取得部と、を備えることを特徴とする。
　上記の構成によれば、複数段階における発光および受光を必要とせず、一度の発光および受光により測定対象の生体情報を得るための情報および高精度のリファレンスの両方を取得して、生体情報を測定することが可能な生体情報測定装置を提供することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記イメージセンサのＳＮ比が６０ｄＢ以上であってもよい。
　上記の構成によれば、複数段階における発光および受光を必要とせず、一度の発光および受光により測定対象の生体情報を得るための情報および高精度のリファレンスの両方を取得して、生体情報を測定することが可能な生体情報測定装置を提供することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記光源が、面発光型の発光ダイオードからなるものであってもよい。
　上記の構成によれば、光源が、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光を照射して、リファレンスの精度を向上させることができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記面発光型の発光ダイオードの面内ばらつきが１０％以下であってもよい。
　上記の構成によれば、光源が、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光をより確実に照射できるようになる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記光源と前記イメージセンサとの間に横モード変換機能を有する光学素子が配置されていてもよい。
　上記の構成によれば、光源から照射される光を、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光に変換できるようになる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記光学素子が非球面レンズであってもよい。
　上記の構成によれば、光源から照射される光を、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光に確実に変換することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記光学素子が回折光学素子であってもよい。
　上記の構成によれば、光源から照射される光を、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光に確実に変換することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記光学素子が石英の平行平板であってもよい。
　上記の構成によれば、光源から照射される光を、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光に確実に変換することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記特定箇所選択部が、前記イメージセンサで得られた情報から形成される２次元の画像情報内で、前記生体情報の測定対象を含む箇所を前記測定対象箇所として選択し、前記生体情報の測定対象を含まない箇所を前記リファレンス箇所として選択してもよい。
　上記の構成によれば、イメージセンサにより撮像された２次元の画像情報に基づいて、測定対象箇所およびリファレンス箇所を選択することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記測定対象箇所が生体内の血管を含む箇所であり、前記リファレンス箇所が前記生体内の血管を含まない箇所であってもよい。
　上記の構成によれば、血管内の血液中に含まれる生体情報を取得する際に、血管外の情報をリファレンスとして使用することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置において、前記生体情報が、生体内の血液中の血糖値であってもよい。
　上記の構成によれば、生体内の血液中の血糖値を測定することが可能な生体情報測定装置を提供することができる。
本発明の実施形態における生体情報測定装置の構成の一例を示すブロック図である。 本発明の実施形態において好適に用いることができるＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部の一例を示す図である。 本発明の実施形態において好適に用いることができるＣＭＯＳイメージセンサの模式的な画素断面図であり、画素アレイの断面を示す概略断面図である。 図３のＡ－Ａ断面図であり、フォトダイオードおよびその周辺における模式的な画素断面拡大図である。 本発明に係る生体情報測定装置により得られた画像情報の一例を模式的に示す図である。 本発明に係る生体情報測定装置に関連して、血管の撮像対象として選択した手指関節部を示す図である。 図６に示す手指関節部の撮像画像である。
　以下、図面を参照しながら、本発明の実施形態における生体情報測定装置について説明する。
　本発明に係る生体情報測定装置は、光を照射する光源と、光源から照射される光が生体内で透過、反射または散乱した光を受光し、受光した光の光量に応じた情報を出力する、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有し、飽和電荷数が１００万個以上であるイメージセンサと、イメージセンサで得られた情報に基づいて、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択する特定箇所選択部と、リファレンス箇所におけるイメージセンサから得られた情報をリファレンスとして使用して、測定対象箇所におけるイメージセンサから得られた情報から生体情報を取得する生体情報取得部と、を備えることを特徴とする。
　本実施形態における生体情報測定装置の構成について説明する。図１は、本実施形態における生体情報測定装置の構成の一例を示すブロック図である。
　図１に示す生体情報測定装置１０は、光源１１、光学素子１１ａ、フィルタ１２、センサ１３、信号処理部１４、表示部１５、データ格納部１６、操作部１７、制御部１８を備えて構成されている。
　光源１１は、生体情報（例えば、生体内の血液の血糖値）を測定するために用いられる光を発する装置である。本発明では、リファレンス箇所で取得したリファレンス信号を使用して、測定対象箇所で取得した情報から生体情報を取得する。このとき、測定対象箇所で取得した情報に重畳しているリファレンスと、リファレンス箇所で取得したリファレンスとが大きくずれている場合には、精度の高い生体情報を適切に取得できない可能性がある。そのため、センサ１３は、その受光面上の任意の箇所（任意の画素部）において、光源１１からの光を同一の条件で受光できることが好ましい。これを実現するため、光源１１は、光照射方向に対して垂直な面において均一でムラのない光を照射できることが好ましく、例えば、面発光型の発光ダイオードであることが好ましい。ここでいう面発光ダイオードは、両端面もしくは片端面に反射鏡が形成されたレーザダイオードも含む。面発光ダイオードの場合、１つのダイオードチップにより広範囲で均一な光分布を比較的容易に形成できるため、本用途に好ましい。一方、端面発光型の発光ダイオードは１チップ当たりから出射される光分布は狭い範囲に限られるので、広範囲な光分布を形成するためにはアレイ状にチップを並べる必要がある。また、本実施形態における光源１１は、高光量（高照度）の光を照射できることが好ましく、例えば、最大出力１Ｗ程度の面発光型の発光ダイオードが用いられてもよい。また、光源１１は複数の光波長を切り替える構成をとってもよい。
　また、面発光の精度をより向上させるために、横モード変換機能を有する光学素子１１ａが設けられてもよい。光学素子１１ａは、面発光型の発光ダイオードが発した面発光の面内における光の分布（横モード）を、より均一でムラのない分布となるように変換する機能を有している。光学素子１１ａは、特に限定されるものではないが、例えば、非球面レンズ、回折光学素子、石英の平行平板等を用いることができる。
　本実施形態における生体情報測定装置１０においては、生体情報の測定時、光源１１が発した光の照射方向（光学素子１１ａが設けられている場合には光学素子１１ａにより横モード変換された光の照射方向）に、生体である被検体Ｓが配置される。被検体Ｓに照射された光は、被検体Ｓ内で透過、反射、または散乱する。
　センサ１３は、被検体Ｓ内で透過、反射、または散乱した光を受光することが可能な位置に配置されている。センサ１３は、受光した光に応じた電気信号を出力する機能を有しており、例えば、受光した光から最終的に画像情報として加工可能な電気信号を出力することが可能なＣＭＯＳイメージセンサを用いることができる。本発明に適用可能なＣＭＯＳイメージセンサは特定の条件を満たすものであることが好ましく、その詳細については後述する。
　なお、センサ１３の受光部の前段に、特定の波長の光のみを透過させるフィルタ１２が設けられてもよい。フィルタ１２が透過する光の波長は、測定対象である生体情報の特性に応じて適宜定めることができる。例えば光源１１が単一波長の光を発するように構成されている場合には、光源１１が発する光の波長と同一波長の光のみを透過するフィルタ１２を設けることで、後段のセンサ１３に光源１１が発する光と同一波長の光のみが到達するようにしてもよい。また、光波長をさらに絞るために、光源１１が発する光に含まれる波長帯域の一部の波長の光のみが到達するようにフィルタ１２の透過特性を調整してもよい。
　信号処理部１４は、センサ１３から出力された情報に係る処理を行うように構成されている。信号処理部１４は、センサ１３から出力された情報に基づいて画像加工を行う機能、画像情報を表示部１５およびデータ格納部１６へ出力する機能を有している。
　信号処理部１４は、特定箇所選択部１４ａおよび生体情報取得部１４ｂを有している。
　特定箇所選択部１４ａは、センサ１３で得られた情報に基づいて、被検体Ｓの生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、前記測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択する機能を有している。より具体的には、特定箇所選択部１４ａは、センサ１３が出力する情報に基づいて形成された画像情報において、測定対象である生体情報を含む画像領域を測定対象箇所として選択し、測定対象である生体情報を含まない画像領域をリファレンス箇所として選択する機能を有している。一例として、測定対象である生体情報が生体内の血液中の血糖値である場合には、特定箇所選択部１４ａは、画像情報から、生体内の血管部位を含む画像領域を測定対象箇所として選択し、生体内の血管部位を含まない画像領域をリファレンス箇所として選択することができるようになっている。
　特定箇所選択部１４ａによる測定対象箇所およびリファレンス箇所の選択方法は、特に限定されるものではなく、例えば、画像情報の解析処理を行って、生体情報を含む画像領域と生体情報を含まない画像領域とを特定してもよく、あるいは、ユーザが表示部１５に表示された画像情報を参照し、操作部１７を用いて生体情報を含む画像領域と生体情報を含まない画像領域とをそれぞれ選択してもよい。
　特定箇所選択部１４ａは、１枚の画像情報から測定対象箇所およびリファレンス箇所を選択することができるが、複数枚の画像情報（映像を構成する複数枚のフレーム）に基づいて、測定対象箇所およびリファレンス箇所を選択してもよい。例えば、特定箇所選択部１４ａは、複数枚の画像情報のそれぞれから測定対象箇所およびリファレンス箇所を暫定的に選択して、選択された頻度の高い箇所を測定対象箇所およびリファレンス箇所として確定してもよい。また、特定箇所選択部１４ａは、１枚の画像情報において、複数の測定対象箇所および複数のリファレンス箇所を選択してもよい。
　生体情報取得部１４ｂは、リファレンス箇所におけるセンサ１３で得られた情報をリファレンスとして使用して、測定対象箇所におけるセンサ１３で得られた情報から生体情報を取得する機能を有している。例えば、生体情報取得部１４ｂは、センサ１３が出力する情報に基づいて形成された画像情報において、リファレンス箇所に含まれるセンサ１３の受光量をリファレンスとして使用し、測定対象箇所に含まれるセンサ１３の受光量を当該リファレンスにより補正する処理を行い、リファレンスを使用して補正した測定対象箇所の受光量から生体情報を取得することができる。
　測定対象箇所に含まれるセンサ１３の受光量をリファレンスにより補正する方法は特に限定されるものではなく、例えば、リファレンス箇所における光の受光量からリファレンス透過率を算出し、測定対象箇所における光の受光量に関してリファレンス透過率を用いて補正することで、生体情報の測定対象を含まないリファレンス箇所をバックグラウンドによる影響として、測定対象箇所における光の受光量から算術演算することで、測定対象箇所に照射されている正確な光量を算出してもよい。
　リファレンスを使用して補正することで得られた補正後の測定対象箇所の受光量から生体情報を取得する方法についても特に限定されるものではなく、例えば、センサ１３による受光量と生体情報との関係を表す検量線をあらかじめ求めておき、当該検量線を参照して、補正後の測定対象箇所の受光量から生体情報を特定してもよい。
　生体情報取得部１４ｂは、１枚の画像情報から被検体Ｓの血糖値等の生体情報を取得することができるが、複数枚の画像情報（映像を構成する複数枚のフレーム）に基づいて、被検体Ｓの血糖値を取得してもよい。例えば、生体情報取得部１４ｂは、複数枚の画像情報のそれぞれから血糖値等の生体情報を取得して、これらの平均値や中央値を算出してもよい。
　信号処理部１４は、画像情報の出力と同様に、生体情報取得部１４ｂで取得した生体情報を表示部１５およびデータ格納部１６へ出力する機能を有している。
　信号処理部１４は、デジタル信号処理を行うプロセッサにより実現することができる。センサ１３と信号処理部１４との間に、センサ１３から出力されるアナログ信号を調整してデジタル信号へ変換および出力するＡＦＥ（アナログフロントエンド）ボードを設けてもよい。また、センサ１３内にアナログ－デジタル変換回路を設けてセンサ１３からデジタル信号を出力する構成としてもよい。
　表示部１５は、例えば液晶ディスプレイや有機ＥＬディスプレイ等のモニタであり、信号処理部１４が加工した画像情報や、信号処理部１４が算出した生体情報を視覚的な情報として表示する機能を有している。
　データ格納部１６は、例えばＨＤＤ（ハードディスク）やＳＳＤ（ソリッドステートディスク）等の補助記憶装置であり、画像情報や生体情報を保存する機能を有している。データ格納部１６に格納された各種データは事後的に読み出すことが可能であり、所望のタイミングで表示部１５に表示したり、データ転送部（不図示）を介して他の装置に転送したりすることができる。データ転送時の通信手段は有線・無線のいずれでもよい。
　操作部１７は、生体情報測定装置１０に対するユーザからの動作指示を受け付ける機能を有している。操作部１７は、ユーザが動作指示の入力を行うために用いる、例えばマウスやキーボード等の操作入力装置である。
　制御部１８は、生体情報測定装置１０の動作制御を行う機能を有している。制御部１８は、一例として、光源１１、センサ１３、信号処理部１４、表示部１５、データ格納部１６、操作部１７に接続されている。制御部１８は、各構成部における処理を制御することで、生体情報測定装置１０における適切な動作を実現する機能を有している。
　制御部１８は、信号処理部１４と同様にデジタル信号処理を行う機能を有するプロセッサにより実現することができる。信号処理部１４および制御部１８は、異なるプロセッサで実現されてもよく、同一のプロセッサで実現されてもよい。生体情報測定装置１０における動作制御は、例えば、所望の動作を行うように記述されたプログラムを準備しておき、信号処理部１４および制御部１８において当該プログラムを適宜実行することで実現されてもよい。
　また、生体情報測定装置１０の一部をパーソナルコンピュータ等のコンピュータで構成してもよい。この場合、信号処理部１４および制御部１８は、所望の動作を行うよう記述されたプログラムを実行するＣＰＵにより実現することができる。表示部１５、データ格納部１６、操作部１７は、それぞれ、コンピュータに接続されたモニタ、ＨＤＤ等の補助記憶装置、マウスやキーボード等により実現することができる。
　なお、光源１１が発した光が被検体Ｓに照射され、かつ、センサ１３が被検体Ｓ内で透過、反射、または散乱した光を受光することができるように構成されていれば、光源１１、被検体Ｓ、およびセンサ１３の配置位置は特に限定されるものではない。例えば、図１に模式的に示すように、光源１１が発する光の照射方向にセンサ１３を配置して、被検体Ｓを透過した透過光をセンサ１３が直接受光する構成としてもよい。あるいは、被検体Ｓを透過した光をセンサ１３が直接受光しない位置にセンサ１３を配置して、センサ１３は、主に被検体Ｓからの反射光や散乱光を受光する構成としてもよい。
　被検体Ｓは、被検者の生体の一部であればよく、例えば被検者の手指、手首、腕等を測定部位として用いることができる。生体情報測定装置１０が測定対象とする生体情報は、特に限定されるものではなく、生体内の任意の箇所を撮像することで、撮像により得られた画像情報から生体情報を解析できるように構成されている。なお、生体情報測定装置１０は、被検者が装着可能なウェアラブル端末であってもよい。
　本実施形態における生体情報測定装置１０において測定可能な生体情報は特に限定されるものではないが、例えば、生体内の血液中の血糖値、酸素飽和度、ヘモグロビン濃度、ヘマトクリット値、脈拍、血流速度、コレステロール濃度等を測定対象とすることができる。
　次に、センサ１３について説明する。本実施形態におけるセンサ１３としては、例えば非特許文献１および非特許文献２に記載のＣＭＯＳイメージセンサを好適に用いることができる。非特許文献１および非特許文献２の開示内容は、参照により本明細書に組み込まれる。
　非特許文献１および非特許文献２には、１０１２ｃｍ－３程度まで不純物濃度を低下させた低不純物濃度ｐ型Ｓｉ基板上の各画素に横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量を搭載し、１０００万個を超える高い飽和電子数と近赤外領域における高量子効率化の両立を図ったＣＭＯＳイメージセンサが記載されている。このＣＭＯＳイメージセンサは、低照度から高照度にかけての光に対する線形応答、２４３０万個の飽和電荷数、７１．３ｄＢの信号対雑音比（ＳＮ比）、２００～１１００ｎｍの広光波長帯域における高量子効率を達成するものである。
　以下、図２～図４を参照しながら、非特許文献１および非特許文献２に記載のＣＭＯＳイメージセンサの概要およびその特徴について説明する。
　図２は、本実施形態において好適に用いることができるＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部の一例を示す図である。図２には、ＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部の一部として、画素回路および１列分の読み出し回路を含む等価回路図が模式的に示されている。
　図２に示すＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部は、画素アレイ部１０１と、サンプルホールドアナログメモリＭ１、Ｍ２を含む読出部１０２とにより構成されている。画素アレイ部１０１に含まれる画素１０５と読出部１０２とは、画素列出力信号線１０３を介して電気的に接続されている。画素列出力信号線１０３には、例えばＭＯＳトランジスタで構成される電流源１０４が接続されている。
　画素１０５は、光の強さに応じて光電荷を発生させる埋め込み完全空乏型フォトダイオードＰＤ、フォトダイオードＰＤからの光電荷を転送する転送ゲートＴ、転送ゲートＴを通じて光電荷が転送されるフローティングディフュージョン容量ＦＤ、光電荷の蓄積動作時にフォトダイオードＰＤから溢れる光電荷を蓄積する横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣ、フローティングディフュージョン容量ＦＤと横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣとを電気的に結合または分割する接続スイッチＳ、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣに直接接続するとともに、接続スイッチＳを介してフローティングディフュージョン容量ＦＤに接続するように形成され、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣおよびフローティングディフュージョン容量ＦＤ内の光電荷を排出するためのリセットゲートＲ、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣおよびフローティングディフュージョン容量ＦＤ内の光電荷を電圧信号に増幅変換するソースフォロワアンプＳＦ、および、ソースフォロワアンプＳＦに接続するように形成された画素選択用の画素選択スイッチＸから構成されている。
　ＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部には、上記の構成を有する複数の画素１０５が２次元面内にアレイ状に配置されている。画素１０５がアレイ状に配列された画素アレイ部１０１の両端には、リセットゲートＲのゲート電極に接続する駆動ラインの電圧を制御するために、選択スイッチＳＳが設けられている。選択パルスφＶＲにより選択スイッチＳＳを切り替えることで、ＰＤリセット電圧ＶＲ１もしくはリファレンス電圧ＶＲ２のいずれか一方を選択することができるように構成されている。
　画素列出力信号線１０３には、サンプルホールドアナログメモリＭ１、Ｍ２が接続されている。
　サンプルホールドアナログメモリＭ１は、フローティングディフュージョン容量ＦＤ内に転送された光電荷が変換された電圧信号を出力する列回路部である。サンプルホールドアナログメモリＭ１は、フローティングディフュージョン容量ＦＤを所定の電圧にリセットした際に取り込まれる熱ノイズを含むリファレンス信号と前記熱ノイズに光電荷量に基づく電圧信号が重畳した電圧信号とを出力し、画素チップ外の作動アンプによりソースフォロワアンプＳＦの特性ばらつきに起因する固定パターンノイズと前記熱ノイズの除去を行って、低照度下における発光を捉えた高感度信号Ｓ１が得られるように構成されている。
　一方、サンプルホールドアナログメモリＭ２は、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣおよびフローティングディフュージョン容量ＦＤに転送された光電荷が変換された電圧信号を出力する列回路部である。サンプルホールドアナログメモリＭ２は、光電荷量に基づく電圧信号とリセットレベル信号とを出力し、画素チップ外の差動アンプによりソースフォロワアンプＳＦの特性ばらつきに起因する固定パターンノイズ除去を行って、高照度下における発光を捉えた高飽和信号Ｓ２が得られるように構成されている。
　さらに、上述のように選択スイッチＳＳにより切り替えるリファレンス電圧ＶＲ２の電圧レベルを、飽和レベルと信号レベルとの中間値に設定することで、サンプルホールドアナログメモリＭ２は、蓄積期間後の信号電圧レベルとリファレンス電圧ＶＲ２との差を示す高飽和信号Ｓ２を出力し、後段の信号読み出し回路にてゲインアンプ等を用いて信号増幅することで、高照度下における微小な光量の変化を高精度に捉えることができる高飽和信号Ｓ２を出力できるように構成されている。
　図２に示すＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部は、広範囲のダイナミックレンジに対応した動作モード（ＬＯＦＩＣ動作モード）と、高照度領域における光量の変化を捉えることができる動作モード（Ｄｕａｌ　ＶＲ動作モード）の２つの動作モードで動作することができる。ＬＯＦＩＣ動作モードでは、ＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部は、上述した高感度信号Ｓ１および高飽和信号Ｓ２を出力することができ、単一露光で広ダイナミックレンジを達成でき、低照度下での微小な発光を捉える発光イメージングや明暗差の大きい撮像対象にも適応できるようになっている。一方、Ｄｕａｌ　ＶＲ動作モードでは、ＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部は、例えば高照度下における吸光イメージングに特化しており、高照度下においても微小な光量の変化を鮮明に捉えることができるようになっている。
　図３は、本実施形態において好適に用いることができるＣＭＯＳイメージセンサの模式的な画素断面図であり、画素アレイの断面を示す概略断面図である。また、図４は、図３のＡ－Ａ断面図であり、フォトダイオードおよびその周辺における模式的な画素断面拡大図である。
　図３および図４に示すＣＭＯＳイメージセンサには、Ｃｚ（チョクラルスキー）法により製造された低不純物濃度および極低酸素濃度のウェハからなる低不純物濃度ｐ型Ｓｉ基板（高抵抗基板）が用いられている。ＣＭＯＳイメージセンサは、例えば、素子分離領域であるＳＴＩ（シャロートレンチアイソレーション）の形成、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣの形成、トランジスタ部およびフォトダイオードの形成、金属配線の形成のプロセスにより製造される。
　このＣＭＯＳイメージセンサは、２００～１１００ｎｍの広光波長帯域における高量子効率を達成するものである。このＣＭＯＳイメージセンサは、波長の長い近赤外光が画素内トランジスタの動作に影響を及ぼさないように表面照射構造を採用しており、さらに、紫外光に対する高感度・高耐光性を両立するために、図４に示すように、フォトダイオードＰＤ表面に急峻な濃度プロファイルを有するｐ＋層が形成されている。
　図３に示すように、Ｓｉ基板の表面には、フォトダイオードＰＤおよびトランジスタ部が配列されて画素アレイが形成されている。一例として、画素アレイのサイズは水平方向２．１ｍｍ×垂直方向２．１ｍｍ、画素数は水平方向１２８×垂直方向１２８、画素サイズは水平１６μｍ×垂直方向１６μｍ、開口率は５２．８％である。さらに、各画素内には、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣが設けられている。横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣは、３次元構造を含むキャパシタであり、Ｓｉ基板の画素内に形成されたトレンチ（浅溝）、トレンチに沿って形成された酸化膜、および、当該トレンチ内に埋め込まれたドープトポリＳｉ電極ノードにより構成されている。トレンチ容量を横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣとして高密度に集積することにより、飽和電荷数を増大させることができ、開口率を向上させることができる。
　フォトダイオードＰＤの埋め込みｎ型層と横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣに誘起される反転層との間には、リーク電流が生じる可能性がある。開口率を維持しながらリーク電流の発生を抑制するため、図４に示すように、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣの全面を覆うように深いｐウェル（ＤＰＷ）が形成されている。ＤＰＷの濃度は、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣの信号電圧範囲（例えば０．５～３．０Ｖ）において一様な容量が得られるように最適化されている。また、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣの電荷蓄積ノードからのリーク電流を低く抑えるために、フォトダイオードＰＤおよびフローティングディフュージョン容量ＦＤからオーバーフローした電荷は、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣ内の電極ノードに蓄積されるように構成されている。
　また、近赤外光はフォトダイオードＰＤの表面からの侵入長が大きく、近赤外光を検出するためには、フォトダイオードＰＤの深部で光電変換された光電荷を蓄積および検出する必要がある。フォトダイオードＰＤの深部で発生した近赤外光による光電荷をフォトダイオードＰＤまでドリフトさせるために、このＣＭＯＳイメージセンサにおいては、トランジスタ部の領域下におけるｐウェルとＤＰＷにポテンシャル勾配が形成されている。また、横型オーバーフロー蓄積トレンチ容量ＬＯＦＩＴｒｅＣのＳｉ基板側界面に誘起される反転層およびｎ＋層は、グラウンド（ＧＮＤ）に接続されている。
　さらに、Ｓｉ基板の背面側（図３および図４の下側）に負の電位（例えば最大３．０Ｖ程度の電位）を印加して、Ｓｉ基板の深さ方向の電界を形成してもよく、あるいは、Ｓｉ基板の厚さを薄くしてもよい。これにより、侵入長の大きな近赤外光に対して、ドリフト時の電荷拡散効果による光電荷の画素間クロストークを抑制し、近赤外光の感度および分解能を向上させることができる。
　図２～図４を参照しながら上述したＣＭＯＳイメージセンサは、非特許文献１および非特許文献２に記載のＣＭＯＳイメージセンサを説明するものである。本発明においては、非特許文献１および非特許文献２に記載のＣＭＯＳイメージセンサを好適に用いることができる。ただし、本発明は、非特許文献１および非特許文献２に記載の当該ＣＭＯＳイメージセンサの使用に限定されるものではなく、例えば、下記に挙げる特定の条件を満たすセンサを本発明に適用することができる。
　本発明に適用可能なセンサ１３は、飽和電荷数が１００万個以上、好ましくは飽和電荷数が３２０万個以上、特に好ましくは飽和電荷数が１０００万個以上のセンサである。また、本発明に適用可能なセンサ１３は、ＳＮ比が６０ｄＢ以上（飽和電荷数が約１００万個以上に相当）、好ましくは６５ｄＢ以上（飽和電荷数が約３２０万個以上に相当）、特に好ましくは７０ｄＢ以上（飽和電荷数が約１０００万個以上に相当）のセンサである。飽和電荷数またはＳＮ比が上記の条件を満たすセンサは、高いＳＮ比性能を有しており、高照度下での微小な光量差を捉えることができるようになるため好適である。
　本発明に係るセンサ１３は、生体内を移動する流動体（例えば、血液中の血球等）を高フレームレートで鮮明に撮像できるものであることが好ましい。飽和電荷数またはＳＮ比が上記の条件を満たすセンサは、１フレーム当たりの信号量を稼ぐことができるため、フレームレートを高くした場合（例えば、３０ｆｐｓ以上）であっても、高照度下での微小な光量差を捉えた鮮明な画像を出力し、その結果、生体情報を精度良く測定できるようになるため好適である。
　さらに、センサ１３における信号量を稼ぐためには、光源１１の光量を高めることも重要である。このことから、上記のように飽和電荷数が１００万個以上であるセンサ、または、ＳＮ比が６０ｄＢ以上であるセンサに加えて、このセンサに対応した高光量の光を発することができる高出力の光源１１を用いることが好ましい。
　本発明に係るセンサ１３として、画素内に３次元構造を含むキャパシタを有し、光電荷を蓄積可能なＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。画素内に３次元構造を含むキャパシタを用いることで飽和電荷数を増大させることができる。３次元構造を含むキャパシタは、例えばシリコントレンチ構造を採用することができ、さらに、光電荷がトレンチ埋め込み電極ノードに蓄積される構成とすることで、リーク電流を低減することができるようになる。ただし、３次元構造を含むキャパシタはシリコントレンチ構造に限定されるものではなく、配線層に形成する３次元構造の金属－絶縁膜－金属型のキャパシタを用いてもよい。
　本発明に係るセンサ１３として、上記３次元構造を含むキャパシタの領域を覆うように深いｐウェル（ＤＰＷ）が設けられているＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。この構成により、上記３次元構造を含むキャパシタからのフォトダイオードへのリーク電流を抑制するとともに、フォトダイオードの深部で発生した光電荷をフォトダイオードにドリフトさせるためのポテンシャル構造を形成することができる。
　本発明に係るセンサ１３として、特定の信号電圧範囲において一様な容量を有するキャパシタを有するＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。特定の信号電圧範囲は、例えば０．５～３．０Ｖであることが好ましく、当該特定の信号電圧範囲において、受光する光の光量に対して線形応答が得られることが好ましい。
　本発明に係るセンサ１３として、本発明で使用する近赤外光に対するフォトダイオード量子効率が５０％以上であるＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。フォトダイオード量子効率が上記の条件を満たすＣＭＯＳイメージセンサを用いることで、受光した近赤外光を電荷に効率良く変換して、近赤外光に対して高い感度が実現される。フォトダイオード量子効率を向上させるためには、高抵抗基板を用いて空乏層を延伸させる、すなわち、有効感度領域を深さ方向に延伸させることが考えられる。
　本発明に係るセンサ１３として、基板に電位を印加して、基板の深さ方向に電界を形成することが可能なＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。これにより、侵入長の大きな近赤外光に対して、信号電荷（光電荷）の画素間クロストークを抑制して、近赤外光の分解能を向上させることができる。
　本発明に係るセンサ１３として、広ダイナミックレンジのＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。本発明では、２次元画像内において、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とが選択される。測定対象の生体情報が血液中の血糖値の場合には、測定対象箇所として血管部位が選択され、リファレンス箇所として非血管部位が選択される。通常、血管部位は非血管部位に比べて暗く撮像されるため、血管部位を明るく撮像するために光量を強くすると、非血管部位はさらに明るくなってしまい、非血管部位が明るすぎて白くなってしまう現象（白飛び）が起きる可能性がある。このため、血管部位を明るく撮像し、かつ、さらに明るい非血管部位も白飛びを起こさずに撮像するために、特に高照度の条件下で、明るいところからさらに明るいところまでをカバーできるＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。
　本発明に係るセンサ１３として、画素数が４０００以上であるＣＭＯＳイメージセンサを適用することが好ましい。画素数が上記の条件を満たすＣＭＯＳイメージセンサを用いることで、高解像度の画像が得られるようになり、同一画像内において、測定対象箇所（例えば血管部位）とリファレンス箇所（例えば非血管部位）とを容易かつ確実に特定できるようになる。
　以下、本発明に係る生体情報測定装置１０の特徴および有用性について説明する。
　本発明に係る生体情報測定装置１０は、測定対処箇所とリファレンス箇所とを選択することができ、さらに、リファレンス箇所から得られた情報をリファレンスとして使用し、測定対象箇所から得られた情報から生体情報を取得することを特徴としている。
　なお、特許文献１の開示技術では、まず、発光部全体から発光して測定対象全体を撮像し、得られた画像に基づいて血管部位および非血管部位のそれぞれの位置を特定して、測定用発光位置と測定用受光位置およびリファレンス用受光位置とを決定する血管パターン取得段階を実行する。その後、発光部における発光位置を制御して測定用発光位置のみから発光を行い、測定用受光位置およびリファレンス用受光位置における受光量から、血管部位における測定値と非血管部位における測定値（リファレンス）とを取得する測定段階を実行する。
　特許文献１の開示技術では、血管パターン取得段階および測定段階を設けて、それぞれの段階において発光および受光が行われる。特に、血管パターン取得段階では発光部全体で発光が行われ、測定段階では測定用発光位置でのみ発光が行われるようになっている。このため、測定結果が出るまでの時間が長くなるという課題や、被検者の動きによる血管部位および非血管部位の位置ずれが生じてリファレンス精度および測定精度が損なわれるという課題がある。
　この特許文献１の開示技術と比較して、本発明に係る生体情報測定装置１０は、血管パターン取得段階および測定段階の複数段階を設けることなく、一度の発光および受光で、血管部位および非血管部位の位置の特定と、血管部位および非血管部位のそれぞれの測定値の取得との両方を可能にする画像情報を得ることができるようになっている。すなわち、本発明に係る生体情報測定装置１０は、特許文献１の開示技術と比較して、短時間で測定結果を出すことができる点、および、被検者の動きによる位置ずれの影響が少ない点において有利である。なお、本明細書において、一度の発光および受光とは、光源における発光状態およびセンサにおける受光状態を所定の状態に固定して、例えば光源における発光位置やセンサにおける受光位置を変更しないことを意味する。特許文献１の開示技術は、血管パターン取得段階で発光部全体から発光を行い、測定段階で測定用発光位置のみから発光を行っており、一度の発光および受光を行うものではない。
　特許文献１の開示技術において、仮に複数段階を設けずに一度の発光および受光で、血管部位および非血管部位の位置の特定と、血管部位および非血管部位のそれぞれの測定値の取得を行おうとした場合には、血管部位は、血液による光の吸収があるためセンサが受ける透過光の光量は小さくなり、暗く撮像されることになる。血管部位の透過光の光量が過剰に小さすぎる、すなわち暗すぎると、センサが受光可能な光量の下限を下回ってしまう可能性がある。その結果、血管部位の位置や血管部位における光の透過率が正しく検出できなくなることが予想される。
　血管部位が暗くなりすぎるのを防止する策として、光源から照射する光の光量を上げて血管部位の吸収による受光量低下を補うことが考えられるが、血管部位が明るくなる一方で、非血管部位の透過光の光量は大きくなり、より明るく撮像されることになる。非血管部位の透過光の光量が過剰に大きすぎる、すなわち明るすぎると、センサが受光可能な光量の上限を上回ってしまう可能性がある。その結果、非血管部位における光の透過率が正しく検出できなくなることが予想される。
　上記のように予想される課題に鑑みて、本発明に係る生体情報測定装置１０は、飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを有することを特徴としている。本発明に係る生体情報測定装置１０は、飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを用いて高照度の光を捉えることで、測定対象箇所（例えば、血管部位）を明るく鮮明に撮像し、測定対象箇所よりもさらに明るくなるリファレンス箇所（例えば、非血管部位）も白飛びを起こさずに撮像できるようにしている。これにより、発光部における発光位置や受光部における受光位置を変更するために複数段階を設けることなく、一度の発光および受光で生体情報を取得することが可能となる。より詳細には、一度の発光および受光により飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを用いて得られた画像情報から、測定対象箇所およびリファレンス箇所の両方を選択することが可能となり、さらに、測定対象箇所から測定値を取得するとともにリファレンス箇所からリファレンスを取得することが可能となる。飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを用いて高照度の光を捉えるために、高出力の光源を用いて生体に高光量の光を照射することが好ましい。
　以下、測定対象箇所およびリファレンス箇所について説明する。図５は、本発明に係る生体情報測定装置１０により得られた画像情報の一例を模式的に示す図である。図５には、生体情報として血糖値を測定する際に用いられる血管ＢＶの撮像画像が図示されている。
　図５に示す撮像画像において、血管ＢＶが撮像されている。血管ＢＶは、血管ＢＶが存在しない箇所に比べて暗く撮像される。上述したように、本発明に係る生体情報測定装置１０は、飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを有しており、血管ＢＶを明るく鮮明に撮像し、かつ、血管ＢＶが存在しない箇所も白飛びを起こさずに撮像することが可能である。
　特定箇所選択部１４ａは、図５に示すように、血管ＢＶが存在する箇所を測定対象箇所ＴＳとして選択し、血管ＢＶが存在しない箇所をリファレンス箇所ＲＳとして選択する。飽和電荷数が１００万個以上であるセンサは、測定対象箇所ＴＳにおける受光量およびリファレンス箇所ＲＳにおける受光量を的確に捉えることができる。
　測定対象箇所ＴＳにおいて受光している光は、血管ＢＶ内の血液による光の吸収等の影響に加えて、血管ＢＶの周辺に存在する細胞や体液等による光の吸収等の影響も受けている。一方、リファレンス箇所ＲＳで受光している光は、血管ＢＶの周辺に存在する細胞や体液等による光の吸収等の影響のみを反映したものである。したがって、測定対象箇所ＴＳにおける受光量をリファレンス箇所ＲＳにおける受光量を用いて補正することで、測定対象箇所ＴＳの受光量に重畳した細胞や体液等による光の吸収等の影響を除去することができる。その結果、血管ＢＶ内の血液による光の吸収等の影響のみを抽出することができ、血液中の血糖値を精度良く測定できるようになる。
　また、本発明者らは、飽和電荷数が１００万個以上であるセンサを用い、手指関節部を選択して、透過光により血管の撮像を行った。撮像した手指関節部は、図６に示す人差し指の指腹側第１関節部である。図７にその撮像画像を示す。
　以上説明したように、本発明は、生体に光を照射して、生体内で透過、反射または散乱した光を、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有し、飽和電荷数が１００万個以上であるイメージセンサで受光し、その受光量に基づいて、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択し、リファレンス箇所における情報をリファレンスとして使用して測定対象箇所における情報から生体情報を取得することを可能とするものであり、光を用いて非侵襲的に生体内の生体情報を測定する技術に適用可能である。
　以上説明した実施形態は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。したがって、上述した実施形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属するすべての設計変更や均等物をも含む趣旨である。
　１０　生体情報測定装置
　１１　光源
　１１ａ　光学素子
　１２　フィルタ
　１３　センサ
　１４　信号処理部
　１４ａ　特定箇所選択部
　１４ｂ　生体情報取得部
　１５　表示部
　１６　データ格納部
　１７　操作部
　１８　制御部
　１０１　画素アレイ部
　１０２　読出部
　１０３　画素列出力信号線
　１０４　電流源
　１０５　画素
　ＢＶ　血管
　ＲＳ　リファレンス箇所
　Ｓ　被検体
　ＴＳ　測定対象箇所

Claims (11)

  1. 　光を照射する光源と、
    　前記光源から照射される光が生体内で透過、反射または散乱した光を受光し、受光した光の光量に応じた情報を出力する、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有し、飽和電荷数が１００万個以上であるイメージセンサと、
    　前記イメージセンサで得られた情報に基づいて、生体情報の測定対象とする測定対象箇所と、前記測定対象箇所とは異なるリファレンス箇所とを選択する特定箇所選択部と、
    　前記リファレンス箇所における前記イメージセンサで得られた情報をリファレンスとして使用して、前記測定対象箇所における前記イメージセンサで得られた情報から前記生体情報を取得する生体情報取得部と、
    　を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
  2. 　前記イメージセンサのＳＮ比が６０ｄＢ以上であることを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
  3. 　前記光源が、面発光型の発光ダイオードからなることを特徴とする請求項１または２に記載の生体情報測定装置。
  4. 　前記面発光型の発光ダイオードの面内ばらつきが１０％以下であることを特徴とする請求項３に記載の生体情報測定装置。
  5. 　前記光源と前記イメージセンサとの間に横モード変換機能を有する光学素子が配置されていることを特徴とする請求項１～４のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
  6. 　前記光学素子が非球面レンズであることを特徴とする請求項５に記載の生体情報測定装置。
  7. 　前記光学素子が回折光学素子であることを特徴とする請求項５に記載の生体情報測定装置。
  8. 　前記光学素子が石英の平行平板であることを特徴とする請求項５に記載の生体情報測定装置。
  9. 　前記特定箇所選択部が、前記イメージセンサで得られた情報から形成される２次元の画像情報内で、前記生体情報の測定対象を含む箇所を前記測定対象箇所として選択し、前記生体情報の測定対象を含まない箇所を前記リファレンス箇所として選択することを特徴とする請求項１～８のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
  10. 　前記測定対象箇所が生体内の血管を含む箇所であり、前記リファレンス箇所が前記生体内の血管を含まない箇所であることを特徴とする請求項１～９のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
  11. 　前記生体情報が、生体内の血液中の血糖値であることを特徴とする請求項１～１０のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
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