WO2023191054A1 - 生体情報測定装置 - Google Patents

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WO2023191054A1
WO2023191054A1 PCT/JP2023/013564 JP2023013564W WO2023191054A1 WO 2023191054 A1 WO2023191054 A1 WO 2023191054A1 JP 2023013564 W JP2023013564 W JP 2023013564W WO 2023191054 A1 WO2023191054 A1 WO 2023191054A1
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WO
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light
biological information
measuring device
sensor
information measuring
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/013564
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English (en)
French (fr)
Inventor
幸治 河尻
理人 黒田
Original Assignee
日本ゼオン株式会社
国立大学法人東北大学
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • 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
    • A61B5/1455—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 using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/3563—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light for analysing solids; Preparation of samples therefor
    • G—PHYSICS
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    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light

Definitions

  • the present invention relates to a biological information measuring device that can non-invasively measure biological information that is information inside a living body.
  • Patent Document 1 listed below includes a light emitting part that emits light from a position away from the measured object, a light emitting part that emits light from the light emitting part and passes through the measured object, and which receives the light at a position away from the measured object,
  • a component concentration measuring device is described that has a light receiving section that generates a detection signal according to the level of the received light, and in which the ratio of the light receiving area of the light receiving section to the light emitting area of the light emitting section is greater than or equal to a predetermined value.
  • a light receiving section with a large light receiving area is disposed inside the housing, and light is obtained by irradiating the object to be measured with light from the light emitting section. It is configured to receive reflected light and diffusely reflected light (light that is transmitted through the object and returns after being scattered within the object) by a light receiving section with a large light receiving area.
  • the component concentration measuring device described in Patent Document 1 is designed to efficiently receive reflected light and diffuse reflected light returning from the object to be measured using a light receiving section with a large light receiving area.
  • no improvements have been made to the irradiation of light (incident light, irradiation light) from the light emitting section to the object to be measured.
  • light is irradiated from the light emitting part to the irradiation center point on the surface of the object to be measured, which causes uneven brightness and darkness in the light irradiated to the object to be measured.
  • the reflected light and diffusely reflected light from the object to be measured may also have unevenness in brightness, so there is a problem that biological information cannot be accurately and stably measured.
  • the present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to provide a biological information measuring device that can accurately and stably measure biological information.
  • a biological information measuring device is a biological information measuring device that measures biological information of a living body that is a measurement target, and includes: A light source that emits light; A hollow body having an inner wall defining a hollow interior space and having the light source in the interior space, wherein the light emitted from the light source is reflected and scattered by the inner wall to generate diffuse reflected light. a hollow body in which a first light passage hole is formed so as to penetrate the inner wall to allow irradiation light to pass from the inner space to the outside; The irradiation light passing through the first light passing hole is reflected and scattered by the living body arranged so as to cover the outside of the first light passing hole, and the reflected light returns to the internal space.
  • a sensor that outputs information according to the amount of light a biological information measuring unit that measures the biological information based on information obtained by the sensor; It is characterized by having the following.
  • the above configuration it is possible to generate diffusely reflected light in the hollow body and irradiate the living body with irradiated light with high surface uniformity, so there is no unevenness of brightness in the irradiated light irradiated to the living body.
  • the effort of adjusting brightness (adjusting frame rate, etc.) for each measurement is greatly reduced, the environment for measuring biological information is stabilized, and biological information can be measured accurately with a simple configuration. can.
  • the hollow body further includes a second light passage hole that is formed to penetrate the inner wall and allows the reflected light to pass from the inner space to the outside.
  • the sensor may receive the reflected light that has passed through the second light passage hole.
  • the senor receives reflected light from the living body outside the hollow body that has passed through the second light passage hole, thereby eliminating the influence of other light inside the hollow body on the sensor. Therefore, biological information can be measured with higher accuracy.
  • the inner wall of the hollow body may have a surface curved in a concave shape with respect to the internal space.
  • diffuse reflected light can be generated by reflecting and scattering the light emitted from the light source within the internal space of the hollow body, and the living body can be irradiated with irradiation light with high surface uniformity. I can do it.
  • the hollow body may have a hemispherical curved member.
  • light emitted from a light source like an integrating sphere can be repeatedly reflected and scattered on the inner wall of the curved member to generate spatially integrated diffuse reflected light, which improves surface uniformity.
  • a living body can be irradiated with higher irradiation light.
  • the plurality of light sources may be arranged along the inner peripheral edge of the open end of the curved member.
  • light is emitted into the internal space of the hollow body from the plurality of light sources arranged along the inner peripheral edge of the open end of the hemispherical curved member, so that light is emitted in various directions within the internal space. It is possible to generate diffusely reflected light by reflecting and scattering light, and it is possible to irradiate a living body with irradiation light with higher surface uniformity.
  • the first light passage hole may be formed at the zenith portion of the curved member.
  • the diffusely reflected light can be emitted as irradiation light from the first light passage hole formed at the zenith of the hemispherical curved member, and biological information can be measured with high accuracy.
  • the light emitted from the light sources and directly irradiated onto the living body can be directed in an angled direction. Since the living body is irradiated with the light, the amount of light that is directly reflected on the skin surface of the living body and received by the sensor can be greatly reduced, and as a result, scattered light inside the living body can be efficiently captured.
  • the first light passage hole may be formed in the center of a flat plate member that closes the open end of the curved member.
  • the diffusely reflected light can be emitted as irradiation light from the first light passage hole formed in the center of the flat plate member that closes the open end of the hemispherical curved member, and biological information can be accurately detected. can be measured. Furthermore, it is possible to easily realize a configuration in which the first light passage hole formed in the center of the flat plate member that closes the open end of the hemispherical curved member is enlarged to widen the irradiation range to the living body. The measurement target range can be widened.
  • the biological information measuring device may further include a lens unit that converges the reflected light, and the sensor may receive the reflected light converged by the lens unit.
  • the senor can reliably receive the reflected light by converging the reflected light reflected by the living body using the lens unit.
  • the wavelength of the light emitted from the light source may be in a near-infrared light wavelength band of 800 to 1100 nm.
  • the senor may be an image sensor having a plurality of pixels arranged in an array in a two-dimensional plane.
  • biological information can be measured based on image information obtained from the image sensor.
  • the first light passage hole may be provided with a flat plate for suppressing the influence of the refractive index of the living body.
  • the influence of the refractive index of the living body can be suppressed, it is possible to appropriately irradiate the living body with diffusely reflected light and to receive the reflected light appropriately by the sensor, and it is possible to accurately measure biological information. I can do it.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a biological information measuring device common to first and second embodiments of the present invention.
  • FIG. 1 is a partial perspective view showing a part of a biological information measuring device in a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a perspective view showing the vicinity of a lighting device included in the biological information measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a perspective view showing a state in which a part of a wall member is cut away in the lighting device shown in FIG. 3;
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing the vicinity of a lighting device included in the biological information measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing a light path in the cross-sectional view of FIG. 5.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a light sensor section of a CMOS image sensor applicable to the present invention.
  • 1 is a schematic pixel cross-sectional view of a CMOS image sensor applicable to the present invention, and is a schematic cross-sectional view showing a cross section of a pixel array.
  • 9 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG. 8, and is a schematic enlarged cross-sectional view of a photodiode and its surroundings.
  • FIG. FIG. 3 is a diagram schematically showing an apparatus in a comparative example. It is a one-dimensional scatter diagram showing the optimal frame rate in an example and a comparative example, respectively.
  • FIG. 7 is a diagram showing a correlation regression line between the number of signal charges and blood sugar level in a comparative example.
  • FIG. 3 is a diagram showing a correlation regression line between the number of signal charges and blood sugar level in an example.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view showing the vicinity of a lighting device included in a biological information measuring device according to a second embodiment of the present invention, and is a diagram schematically showing a light path.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a biological information measuring device 1 common to the first and second embodiments of the present invention.
  • the biological information measuring device 1 includes reflected light R from the subject S obtained by irradiating the subject S with light (in addition to reflected light reflected from the surface of the subject S, reflection and light inside the subject S). This method uses a reflected light measurement method that measures biological information based on scattered light (including scattered light).
  • the biological information measuring device 1 shown in FIG. Configured with the necessary features.
  • the illumination device 10 includes a light source 20 and is configured to generate diffusely reflected light DR from the light emitted by the light source 20 and irradiate the subject S with it. Further, the illumination device 10 is configured to allow the reflected light R to pass toward the sensor 40 so that the sensor 40 can receive the reflected light R from the subject S.
  • the illumination device 10 is configured as a hollow body having a hollow internal space, and reflects and scatters the light emitted by the light source 20 in the internal space to generate diffuse reflected light DR, which is irradiated onto the subject S. It is configured. Further, the illumination device 10 is configured to allow the reflected light R from the subject S to pass through so that the sensor 40 can receive the light.
  • the shape of the inner wall of the hollow body constituting the lighting device 10 is not limited as long as it can reflect and scatter the light emitted by the light source 20, and for example, it may be a curved surface or a surface with a combination of polygons. It's okay.
  • the hollow body constituting the illumination device 10 is formed in a hemispherical shape (dome shape), and a part of the inner wall thereof is constituted by a curved surface.
  • the lens unit 30 is configured to form an optical path for the reflected light R from the subject S, converge the reflected light R, and focus it on the light receiving surface of the sensor 40.
  • the sensor 40 is arranged outside the illumination device 10, and is configured to receive reflected light R that has passed through the illumination device 10 and been converged by the lens unit 30, and output an electrical signal according to the received light. It is configured.
  • the sensor 40 is not particularly limited, but for example, a CMOS image sensor that outputs an electrical signal that can be finally processed as image information based on received light can be used. Details of the CMOS image sensor suitable for the present invention will be described later with reference to FIGS. 7 to 9.
  • a filter that transmits only light of a specific wavelength may be provided between the lens unit 30 and the sensor 40 or as a lens filter of the lens unit 30.
  • the wavelength of light transmitted through the filter can be determined as appropriate depending on the characteristics of the biological information to be measured.
  • the filter may transmit only light having the same wavelength as that of the light emitted by the light source 20.
  • the biological information measurement unit 50 is configured to perform processing related to information output from the sensor 40.
  • the biological information measurement section 50 includes an image information processing section 51 and a biological information calculation section 52.
  • the image information processing unit 51 is configured to perform image processing based on information output from the sensor 40.
  • the image information processing section 51 has, for example, a function of generating image information from the electrical signal output from the sensor 40 and a function of outputting the generated image information to the display section 60 or the data storage section 70.
  • the biological information calculation unit 52 is configured to calculate biological information from the image information generated by the image information processing unit 51.
  • the biological information calculation unit 52 has a function of, for example, referring to the image information generated by the image information processing unit 51 and calculating biological information from the amount of light received at a predetermined measurement target location, and displaying the calculated biological information on the display unit 60 or It has a function of outputting to the data storage section 70.
  • image processing in the image information processing section 51 and biometric information calculation processing in the biometric information calculation section 52 are not particularly limited, and known techniques can be used as appropriate.
  • the biological information measurement unit 50 can be realized by a processor that performs digital signal processing.
  • An AFE (analog front end) board may be provided between the sensor 40 and the biological information measuring section 50, which adjusts the analog signal output from the sensor 40, converts it into a digital signal, and outputs it.
  • an analog-to-digital conversion circuit may be provided in the sensor 40 to output a digital signal from the sensor 40.
  • the display unit 60 is, for example, a monitor such as a liquid crystal display or an organic EL display, and has a function of displaying the image information and biological information output from the biological information measurement unit 50 as visual information.
  • the data storage unit 70 is, for example, an auxiliary storage device such as an HDD (hard disk) or an SSD (solid state drive), and has a function of storing image information and biometric information.
  • Various data stored in the data storage unit 70 can be read out after the fact, and can be displayed on the display unit 60 at a desired timing or transferred to another device via a data transfer unit (not shown). can do.
  • the communication means during data transfer may be either wired or wireless.
  • the operation unit 80 has a function of receiving operation instructions for the biological information measuring device 1 from the user.
  • the operation unit 80 is a user interface used by the user to input operation instructions, and is, for example, an operation input device such as a mouse or a keyboard.
  • the control unit 90 has a function of controlling the operation of the biological information measuring device 1.
  • the control section 90 is connected to the lens unit 30, the sensor 40, the biological information measurement section 50, the display section 60, the data storage section 70, and the operation section 80.
  • the control unit 90 has a function of realizing appropriate operation in the biological information measuring device 1 by controlling processing in each component.
  • the control unit 90 may be connected to the light source 20 so as to be able to control the light emission amount, light emission timing, etc. of the light source 20.
  • the control unit 90 can be realized by a processor having the function of performing digital signal processing similarly to the biological information measurement unit 50.
  • the biological information measurement section 50 and the control section 90 may be realized by different processors, or may be realized by the same processor. Operation control in the biological information measuring device 1 is realized, for example, by preparing a program written to perform a desired operation and appropriately executing the program in the biological information measuring section 50 and the control section 90. Good too.
  • a part of the biological information measuring device 1 may be configured with a computer equipped with a CPU (central processing control unit).
  • the biological information measurement section 50 and the control section 90 can be realized by a CPU that executes a program written to perform a desired operation.
  • the display section 60, data storage section 70, and operation section 80 can each be realized by a monitor connected to a computer, an auxiliary storage device such as an HDD, a mouse, a keyboard, or the like.
  • the biological information measuring device 1 can analyze biological information from image information obtained by capturing an image of an arbitrary location on a living body.
  • the subject S to be measured by the biological information measuring device 1 may be any part of the subject's living body, and for example, the subject's palm, finger, wrist, arm, etc. can be used as the measurement site.
  • the biological information measuring device 1 may be a wearable terminal that can be worn by a subject.
  • the biological information that can be measured by the biological information measuring device 1 is not particularly limited. , cholesterol concentration, etc. can be measured.
  • FIG. 2 is a partial perspective view showing a part of the biological information measuring device 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 shows the housing 100 and the components accommodated therein in an exploded state.
  • FIG. 3 is a perspective view showing the vicinity of the lighting device 10A included in the biological information measuring device 1 according to the first embodiment of the present invention
  • FIG. 4 shows a part of the wall member 13 in the lighting device 10A shown in FIG.
  • FIG. 2 is a perspective view showing a broken state. 3 and 4, the illumination device 10A, the lens unit 30, the lens stand 31, and the sensor board 41 including the sensor 40 are illustrated, but for clarity, the sensor board 41 is arranged below the illumination device 10A.
  • the support plate material 130 is not shown.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view (YZ cross-sectional view shown in FIG. 2) showing the vicinity of the illumination device 10A included in the biological information measuring device 1 according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 shows a sensor board 41 including the illumination device 10A, the support plate 130, the lens unit 30, the lens stand 31, and the sensor 40.
  • the side where the illumination device 10A is arranged (the Z-axis positive direction side in FIG. 2) is assumed to be the upper side, and the side where the sensor 40 is arranged (the Z-axis negative direction side in FIG. 2) is assumed to be the lower side.
  • the biological information measuring device 1 has a structure in which a sensor board 41 including an illumination device 10A, a lens unit 30, and a sensor 40 is housed in a housing 100.
  • the housing 100 includes an upper housing 110 and a lower housing 120.
  • a housing space is formed by vertically fitting the upper housing 110 and the lower housing 120, and the lighting device 10A, the lens unit 30, and the sensor board 41 are housed inside the housing space.
  • An opening 111 is formed in the center of the upper housing 110.
  • the opening 111 is provided so that the first light passage hole 13b of the lighting device 10A located below the upper housing 110 is exposed to the outside. Thereby, the diffusely reflected light DR emitted from the lighting device 10A housed inside the housing 100 is emitted to the outside of the housing 100 through the opening 111.
  • the subject S part of the living body
  • the opening 111 of the upper housing 110 so as to cover the outside of the first light passage hole 13b of the illumination device 10A.
  • a support plate 130 is provided in the accommodation space formed inside the housing 100 at a position sandwiched between the upper housing 110 and the lower housing 120.
  • the upper casing 110 and the lower casing 120 are configured to be able to be fixed to each other by engaging with each other or by screwing or the like so that the support plate material 130 is sandwiched therebetween.
  • a lighting device 10A is fixed to the upper surface of the support plate 130.
  • the support plate material 130 has a function of suppressing the shaking of the illumination device 10A and stabilizing it.
  • An opening 131 is formed in the center of the support plate 130. As shown in FIG. 5, the opening 131 is provided so as to overlap the second light passage hole 14b of the lighting device 10A fixed to the upper surface of the support member 130. Thereby, the reflected light R that has passed through the lighting device 10A housed inside the housing 100 is guided to the sensor 40 disposed below the support plate 130 through the opening 131.
  • the opening 131 of the support plate 130 has a substantially circular shape that matches the lens unit 30, and has an opening diameter larger than the diameter of the lens unit 30 so that the lens unit 30 can be inserted therein.
  • the opening 131 may have a shape and opening diameter that allow the lens unit 30 and the lens pedestal 31 disposed below the lens unit 30 to be inserted therein.
  • the illumination device 10A is composed of a hollow body having a hollow internal space 12. As shown in FIGS. 4 and 5, the hollow body that constitutes the lighting device 10A is composed of a wall member 13 that constitutes the upper part of the hollow body, and a plate-like member 14 that constitutes the bottom plate of the hollow body, A hollow internal space 12 is defined by an inner wall 13a of the wall member 13 and an inner wall 14a of the plate member 14.
  • the wall member 13 is made of, for example, a thin curved member, and the inward facing surface of the wall member 13 forms an inner wall 13a that defines the internal space 12.
  • the shape of the inner wall 13a is not particularly limited, it is preferably a smoothly curved surface (spherical or aspherical).
  • the wall member 13 of the illumination device 10A is constituted by a hemispherical (dome-shaped) curved member, and a hollow internal space 12 is provided inside the inner wall 13a of the wall member 13. is defined.
  • the hemispherical wall member 13 has a bowl-shaped shape that looks like a whole sphere cut in half by a cut plane passing through the center, and the hemispherical wall member 13 has At the cut surface, a substantially circular open end that opens the internal space 12 is formed.
  • the hemispherical wall member 13 is closed with a donut-shaped plate member 14 in which a second light passage hole 14b is formed in the center.
  • a first light passage hole 13b is formed in the wall member 13 so as to pass through the wall member 13.
  • the diffusely reflected light DR generated in the hollow inner space 12 can be emitted from the inner space 12 to the outside.
  • the diffusely reflected light DR emitted through the first light passage hole 13b can be irradiated onto the subject S as irradiation light.
  • the first light passage hole 13b is formed near the zenith of the hemispherical wall member 13.
  • the opening diameter of the first light passage hole 13b is not particularly limited, but it is preferably a size that can appropriately irradiate the subject S with the diffusely reflected light DR, for example, several centimeters that can be covered with the palm of the subject's hand. It can be of a certain size.
  • the plate-like member 14 is made of, for example, a thin member, and the upper surface of the plate-like member 14 forms an inner wall 14a that defines the internal space 12.
  • the shape of the inner wall 14a is not particularly limited, and may be a flat surface or a smoothly curved surface.
  • the plate member 14 is arranged to close the open end of the hemispherical wall member 13, and the outer periphery of the plate member 14 is connected to the open end of the wall member 13. ing.
  • a hollow internal space 12 surrounded by the inner wall 13a of the wall member 13 and the inner wall 14a of the plate-like member 14 is defined in the lighting device 10A.
  • the wall member 13 and the plate-like member 14 may be integrally formed, or the respective members may be connected by welding, screwing, or the like.
  • a second light passage hole 14b is formed in the plate member 14 so as to pass through the plate member 14.
  • the irradiation light is reflected and scattered by the subject S and is reflected inside the subject S. It returns to the space 12 as reflected light R.
  • the reflected light R from the subject S returning to the internal space 12 can be passed from the internal space 12 to the outside through the second light passing hole 14b.
  • the light is emitted to the outside and can be received by the sensor 40.
  • the second light passing hole 14b can be formed at a position facing the first light passing hole 13b of the wall member 13 with the internal space 12 in between, and as shown in FIG.
  • the second light passing hole 14b may be formed in a donut shape.
  • the lens unit 30 is inserted into the second light passage hole 14b, and the reflected light R from the subject S can be guided to the outside through the lens unit 30.
  • the opening diameter of the second light passage hole 14b can be set to a size of about several cm that allows the lens unit 30 to be inserted therein.
  • a light source 20 is arranged in the interior space 12 of the lighting device 10A.
  • the light emitted from the light source 20 is repeatedly reflected and scattered on the inner wall 13a of the wall member 13 and the inner wall 14a of the plate member 14 that constitute the hollow internal space 12, and as a result, uniform diffuse reflected light DR is produced. can be generated.
  • the inner wall 13a of the wall member 13 is a smoothly curved surface such as a spherical surface
  • the light emitted from the light source 20 is repeatedly reflected and scattered by the inner wall 13a, like an integrating sphere, and spatially Integrated diffuse reflection light DR can be generated.
  • the light source 20 can be placed at any position within the internal space 12, but it generates diffusely reflected light DR in the internal space 12, and the diffusely reflected light DR is properly transmitted to the outside through the first light passage hole 13b. It is preferable that the light be arranged so that the radiation is emitted to
  • the number of light sources 20 arranged in the internal space 12 may be arbitrary, but in order to emit diffusely reflected light DR having substantially uniform brightness through the first light passage hole 13b, a plurality of light sources 20 may be arranged in the internal space 12. It is preferable that the light source 20 is arranged.
  • the light source 20 is not particularly limited, for example, a highly convenient LED (light emitting diode) can be used. Further, it is preferable to use a light source 20 that emits light containing a wavelength suitable for measuring biological information depending on the type of biological information to be measured. For example, when measuring blood sugar level as biological information, the wavelength of the light emitted from the light source 20 is preferably in the near-infrared wavelength band of 800 to 1100 nm. The light source 20 may emit only light of a single wavelength.
  • a plurality of LEDs are used as the light source 20. As shown in FIG. 4, a plurality of LEDs are arranged in two rows over the entire inner peripheral edge of the open end of the hemispherical wall member 13.
  • a hollow internal space 12 surrounded by the inner wall 13a of the wall member 13 and the inner wall 14a of the plate-like member 14 is defined inside the hollow body constituting the illumination device 10A.
  • the interior space 12 of the illumination device 10A is open at only two locations, the first light passage hole 13b and the second light passage hole 14b, and the interior space 12 is shielded from light from the outside except for these two locations. preferable.
  • the wall member 13 and the plate member 14 that constitute the lighting device 10A are made of a non-transparent material or processed to have non-transparent properties.
  • the inner wall 13a of the wall member 13 and the inner wall 14a of the plate-like member 14 may be covered with a material having high light reflectance with respect to the wavelength of the light emitted from the light source 20.
  • a flange 150 may be integrally provided in the lighting device 10A.
  • the lighting device 10A can be fixed on the support plate 130 by fixing the flange 150 and the support plate 130 with screws, adhesive, or the like.
  • the lighting device 10A is provided with a power supply cord 21 for supplying power to the light source 20 in the lighting device 10A.
  • the lens unit 30 is arranged below the support plate 130.
  • an existing lens kit in which a plurality of optical lenses are arranged can be used.
  • the reflected light R from the subject S is incident on the tip of the lens unit 30, and the reflected light R that has passed through the inside of the lens unit 30 and is converged is emitted from the base end of the lens unit 30 toward the sensor 40. be done.
  • the tip of the lens unit 30 is inserted into the opening 131 of the support plate 130 and the second light passage hole 14b, and is disposed in the internal space 12 of the lighting device 10A. It is oriented so that the subject S placed outside the first light passage hole 13b can be imaged. Further, the base end of the lens unit 30 is arranged outside the internal space 12.
  • the sensor 40 will be greatly affected by the light emitted from the light source 20, and will not be able to properly receive the reflected light R from the subject S.
  • the tip of the lens unit 30 disposed in the internal space 12 be positioned so that the light emitted from the light source 20 does not directly enter the tip.
  • a plurality of LEDs are used as the light source 20, and the plurality of LEDs are arranged along the entire circumference along the inner peripheral edge of the open end of the hemispherical wall member 13.
  • the lens unit 30 by positioning the lens unit 30 such that the tip of the lens unit 30 is placed further back than the position where the plurality of LEDs are arranged (above the plurality of LEDs), the light emitted from the light source 20 can be directed to the lens unit 30. It is possible to prevent the light from directly entering the tip.
  • the light irradiated directly onto the subject S from the plurality of LEDs is directed onto the skin surface of the subject S.
  • the object S is irradiated from a direction at an angle (direction of a predetermined angle of incidence).
  • the directly reflected light from the skin surface of the subject S is also reflected in an angled direction (direction of a predetermined reflection angle), and the amount of directly reflected light directed toward the second light passage hole 14b and the tip of the lens unit 30.
  • the reflected light R directed toward the sensor 40 through the second light passage hole 14b and the lens unit 30 the amount of scattered light inside the subject S can be relatively increased, and the biological information of the subject S can be increased. can be measured with high precision.
  • a sensor board 41 including the sensor 40 is placed on the upper surface of the lower housing 120.
  • the sensor 40 is arranged at a position where it can receive the reflected light R emitted from the base end of the lens unit 30. Furthermore, as shown in FIG. 2, a cable 140 for transmitting the electrical signal output from the sensor board 41 is provided.
  • a lens stand portion 31 is provided on the upper surface of the sensor substrate 41 so as to surround the sensor 40.
  • a lens unit 30 is placed on the top of the lens stand 31, and the lens unit 30 is fixed above the sensor 40 so as to be separated from the sensor 40 by an appropriate focal length.
  • the first light passing hole 13b, the second light passing hole 14b, the lens unit 30, and the sensor 40 are arranged substantially in a straight line, so that the optical axis from the subject S to the sensor 40 is substantially straight. This makes it possible to easily adjust the positioning, angle, focal length, etc.
  • the first light passage hole 13b, the second light passage hole 14b, the lens unit 30, and the sensor 40 do not necessarily need to be arranged substantially in a straight line, and the direction of the light path may be appropriately changed using a reflecting mirror or the like. It's okay.
  • the illustrated lens mount 31 has a rectangular cylindrical structure in which four support members 31a and four side members 31b are integrally connected, and is attached to a sensor substrate 41 so as to surround a rectangular sensor 40. It is erected. In this way, by surrounding the space between the base end of the lens unit 30 and the sensor 40 with the lens stand 31, it is possible to block light from outside (light other than reflected light R) from entering the sensor 40. can. Further, a flat pedestal material 31c is screwed to the top surface of the rectangular cylindrical structure, and the lens unit 30 is fixed to the top surface of the pedestal material 31c. A through hole (not shown) is formed in the center of the pedestal material 31c so that the reflected light R is guided from the base end of the lens unit 30 toward the sensor 40.
  • the lens stand portion 31 is not limited to this configuration.
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing a light path in the cross-sectional view of FIG.
  • the light emitted from the light source 20 propagates through the internal space 12, and when it hits the inner wall 13a of the wall member 13 or the inner wall 14a of the plate member 14, it is reflected or scattered, changing its propagation direction.
  • the light whose propagation direction has been changed propagates through the interior space 12 again, and when it hits the inner wall 13a of the wall member 13 or the inner wall 14a of the plate-like member 14, it is reflected or scattered, and its propagation direction is changed again.
  • the light emitted from the light source 20 is repeatedly reflected and scattered by the inner wall 13a of the wall member 13 and the inner wall 14a of the plate member 14, and the light becomes uniform in the internal space 12, resulting in uniform diffusion. Reflected light DR is generated in the internal space 12.
  • the diffusely reflected light DR with high surface uniformity is emitted from the internal space 12 to the outside through the first light passage hole 13b.
  • the lens unit 30 is inserted into the second light passage hole 14b.
  • the tip of the lens unit 30 is arranged above the position where the light source 20 (a plurality of LEDs) are arranged, thereby preventing the light emitted from the light source 20 from directly entering the tip of the lens unit 30. It has become.
  • the subject S When measuring biological information, the subject S (the palm of the subject in FIG. 6) is placed so as to cover the outside of the first light passing hole 13b of the illumination device 10A, and Diffuse reflected light DR with high surface uniformity is irradiated onto the subject S as irradiation light.
  • Diffuse reflected light DR with high surface uniformity is irradiated onto the subject S as irradiation light.
  • Diffuse reflected light DR is subjected to various effects such as reflection, scattering, and absorption on the subject S, but the main effects are reflection on the skin surface of the subject S, reflection and scattering inside the subject S, and It can be broadly classified into absorption and permeation in the sample S.
  • the light reflected by the skin of the subject S contains information about the skin surface (epidermis, dermis, etc.), and the light reflected and scattered inside the subject S contains information about the internal tissues, bones, etc. of the subject S. Contains information about the fluid, its components, etc.
  • the reflected light R from the subject S (including the reflected light reflected on the surface of the subject S, as well as the scattered light reflected and scattered inside the subject S) returns to the internal space 12 and passes through the second light passage hole.
  • the light is incident on the tip of the lens unit 30 inserted into the lens 14b.
  • the reflected light R is converged while passing through the inside of the lens unit 30 and is received by the sensor 40.
  • the reflected light R received by the sensor 40 contains various information regarding the subject S as the amount of light (brightness information), and biological information can be measured by analyzing the amount of light received at each pixel of the sensor 40. I can do it. For example, when measuring blood sugar levels, it is possible to specify a pixel corresponding to a blood vessel site and measure the blood sugar level from the amount of light received at that pixel.
  • a flat plate may be provided in the first light passage hole 13b to suppress the influence of the refractive index of the living body.
  • the influence of the refractive index of the living body can be suppressed, and it becomes possible to appropriately irradiate the living body with the diffuse reflected light DR and to receive the reflected light R appropriately by the sensor 40. .
  • the sensor 40 will be explained.
  • the sensor 40 applicable to the present invention is not particularly limited, for example, the CMOS image sensor described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 can be suitably used.
  • the disclosures of Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 are incorporated herein by reference.
  • Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 disclose that a horizontal overflow storage trench capacitor is mounted on each pixel on a low impurity concentration p-type Si substrate with an impurity concentration reduced to about 10 12 cm -3 , and 10 million trench capacitors are installed in each pixel.
  • a CMOS image sensor that achieves both a higher saturated electron number and higher quantum efficiency in the near-infrared region has been described.
  • This CMOS image sensor has a linear response to light from low to high illumination, a saturation charge count of 24.3 million, a signal-to-noise ratio (SN ratio) of 71.3 dB, and high quantum efficiency in a wide optical wavelength band from 200 to 1100 nm. The goal is to achieve the following.
  • Non-Patent Document 1 the outline and characteristics of the CMOS image sensor described in Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 will be explained with reference to FIGS. 7 to 9.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of a light sensor section of a CMOS image sensor applicable to the present invention.
  • FIG. 7 schematically shows an equivalent circuit diagram including a pixel circuit and a readout circuit for one column as part of a photosensor section of a CMOS image sensor.
  • the optical sensor section of the CMOS image sensor shown in FIG. 7 is composed of a pixel array section 401 and a readout section 402 including sample and hold analog memories M1 and M2. Pixels 405 included in the pixel array section 401 and the readout section 402 are electrically connected via a pixel column output signal line 403.
  • a current source 404 made of, for example, a MOS transistor is connected to the pixel column output signal line 403.
  • the pixel 405 includes a buried 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 horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC that stores photocharges overflowing from the photodiode PD during a photocharge storage operation
  • a connection switch S that electrically couples or divides the floating diffusion capacitor FD and the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITrreC; It is formed to be connected directly to the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC and to the floating diffusion capacitor FD via the connection switch S, and is used for discharging photocharges in the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITrreC and the floating diffusion capacitor FD.
  • a source follower amplifier SF that amplifies and converts the photocharges in the reset gate R, the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC and the floating diffusion capacitor FD into a voltage signal, and a pixel selector for pixel selection formed to be connected to the source follower amplifier SF. It consists of switch X.
  • a plurality of pixels 405 having the above configuration are arranged in an array in a two-dimensional plane.
  • a selection switch SS is provided at both ends of the pixel array section 401 in which the pixels 405 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.
  • Sample and hold analog memories M1 and M2 are connected to the pixel column output signal line 403.
  • 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 hold analog memory M1 outputs a reference signal including thermal noise taken in 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 photoelectric charge is superimposed on the thermal noise,
  • the fixed pattern noise caused by variations in characteristics of the source follower amplifier SF and the thermal noise are removed by an operating amplifier outside the pixel chip, and a high-sensitivity signal S1 capturing light emission under low illumination is obtained. There is.
  • the sample-and-hold analog memory M2 is a column circuit section that outputs a voltage signal obtained by converting the photocharges transferred to the horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC and the floating diffusion capacitor FD.
  • the sample-hold analog memory M2 outputs a voltage signal and a reset level signal based on the amount of photoelectric charge, and uses a differential amplifier outside the pixel chip to remove fixed pattern noise caused by variations in the characteristics of the source follower amplifier SF. It is configured to obtain a highly saturated signal S2 that captures light emission under illuminance.
  • the sample-hold analog memory M2 can control the signal voltage level after the accumulation period and the reference voltage level.
  • a high saturation signal S2 that indicates the difference from the voltage VR2 and amplifying the signal using a gain amplifier, etc. in the signal readout circuit at the subsequent stage, it is possible to capture minute changes in the amount of light under high illuminance with high precision. It is configured to be able to output a highly saturated signal S2.
  • the optical sensor section of the CMOS image sensor shown in Fig. 7 has an operation mode that supports a wide dynamic range (LOFIC operation mode) and an operation mode that can capture changes in the amount of light in a high-illuminance area (Dual VR operation mode). It can operate in two modes of operation.
  • the optical sensor section of the CMOS image sensor In the LOFIC operation mode, the optical sensor section of the CMOS image sensor can output the above-mentioned high sensitivity signal S1 and high saturation signal S2, and can achieve a wide dynamic range with a single exposure. It can be applied to luminescence imaging that captures luminescence and to imaging objects with large differences in brightness and darkness.
  • the optical sensor part of the CMOS image sensor is specialized for light absorption imaging under high illuminance, and can clearly capture minute changes in light amount even under high illuminance. ing.
  • FIG. 8 is a schematic cross-sectional view of a pixel of a CMOS image sensor applicable to the present invention, and is a schematic cross-sectional view showing a cross section of a pixel array.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG. 8, and is a schematic enlarged cross-sectional view of a photodiode and its surroundings.
  • the CMOS image sensor shown in FIGS. 8 and 9 uses a low impurity concentration p-type Si substrate (high resistance substrate) made of a wafer with low impurity concentration and extremely low oxygen concentration manufactured by the Cz (Czochralski) method. It is being A CMOS image sensor is manufactured by, for example, a process of forming an STI (shallow trench isolation) which is an element isolation region, forming a lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC, forming a transistor section and a photodiode, and forming a metal wiring.
  • STI shallow trench isolation
  • LOFITreC lateral overflow storage trench capacitor
  • This CMOS image sensor achieves high quantum efficiency in a wide optical wavelength band of 200 to 1100 nm.
  • This CMOS image sensor uses a front-illuminated structure to prevent near-infrared light with long wavelengths from affecting the operation of transistors in pixels, and also achieves both high sensitivity and high light resistance to ultraviolet light.
  • a p + layer having a steep concentration profile is formed on the surface of the photodiode PD.
  • photodiodes PD and transistor sections are arranged on the surface of the Si substrate to form a pixel array.
  • the size of the pixel array is 2.1 mm in the horizontal direction x 2.1 mm in the vertical direction
  • the number of pixels is 128 in the horizontal direction x 128 in the vertical direction
  • the pixel size is 16 ⁇ m in the horizontal direction x 16 ⁇ m in the vertical direction
  • the aperture ratio is 52.8%.
  • a horizontal overflow storage trench capacitor LOFITreC is provided within each pixel.
  • the lateral overflow storage trench capacitor LOFI TreC is a capacitor that includes a three-dimensional structure, including a trench (shallow groove) formed within a pixel of a Si substrate, an oxide film formed along the trench, and a capacitor embedded within the trench. It is composed of doped poly-Si electrode nodes.
  • a leakage current may occur between the buried n-type layer of the photodiode PD and the inversion layer induced by the lateral overflow storage trench capacitance LOFITreC.
  • a deep p-well DPW
  • the concentration of DPW is optimized to obtain a uniform capacitance in the signal voltage range (for example, 0.5 to 3.0 V) of the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC.
  • the charge overflowing from the photodiode PD and the floating diffusion capacitor FD is stored in the electrode node in the lateral overflow storage trench capacitor LOFITrreC. It is configured as follows.
  • near-infrared light has a large penetration depth from the surface of photodiode PD, and in order to detect near-infrared light, it is necessary to accumulate and detect photoelectric charges that have been photoelectrically converted in the deep part of photodiode PD. .
  • a potential gradient is formed between the p-well and DPW under the transistor region in order to cause the photocharge caused by near-infrared light generated deep in the photodiode PD to drift to the photodiode PD.
  • the inversion layer and the n + layer induced at the Si substrate side interface of the lateral overflow storage trench capacitor LOFITreC are connected to ground (GND).
  • an electric field in the depth direction of the Si substrate can be created by applying a negative potential (for example, a minimum potential of about -3.0 V) to the back side of the Si substrate (lower side of FIGS. 8 and 9).
  • a negative potential for example, a minimum potential of about -3.0 V
  • the thickness of the Si substrate may be reduced.
  • the biological information measuring device 1 was prepared, which was equipped with an LED that emits light in the near-infrared wavelength band as the light source 20 and the above-mentioned CMOS image sensor as the sensor 40.
  • This biological information measuring device 1 is used to capture a moving image of the palm of the subject S at a predetermined frame rate, and the CMOS image sensor can be said to represent the brightness (light reception amount) of the blood vessel site included in the captured image.
  • the blood sugar level in the blood was measured based on the number of signal charges detected by the method. This measurement was performed multiple times over different days and times.
  • a device that measures biological information using a transmitted light measurement method was prepared.
  • the device in the comparative example has a configuration schematically shown in FIG.
  • a lens unit 30 and a sensor 40 are arranged on the palm side of the examiner, and the CMOS image sensor can irradiate light onto the back of the examinee's hand and receive the transmitted light that has passed through the examinee's hand. It looks like this.
  • the other configurations are the same as the biological information measuring device 1 of the embodiment.
  • a moving image of the palm of the subject S is captured at a predetermined frame rate, and a CMOS image sensor that can be said to represent the brightness (light reception amount) of the blood vessel site included in the captured image is used.
  • the blood sugar level in the blood was measured based on the number of signal charges detected. This measurement was performed multiple times over different days and times.
  • the number of signal charges per pixel captured in one captured image can be adjusted by changing the frame rate.
  • the frame rate is the number of images that make up one second of video, and its unit is expressed in fps (frames per second).
  • the frame rate is increased and the number of signal charges captured in one captured image is increased. By reducing the value, the photographed image can be made darker.
  • FIG. 11 is a one-dimensional scatter diagram showing the optimal frame rates in the example and the comparative example.
  • the vertical axis of FIG. 11 represents the optimal frame rate, and the optimal frame rate set at the time of blood sugar level measurement is plotted at each position of the example and comparative example arranged on the horizontal axis of FIG. There is.
  • the optimal frame rate varies widely. This means that the measurement conditions change for each measurement, making the measurement environment unstable.
  • the condition of the subject S (the thickness of the hand and the position of the bones depending on how the fingers are spread, etc.) may differ from measurement to measurement, the comparative example is greatly influenced by the condition of the subject S, and as a result, the measurement It is assumed that the environment will become unstable. Furthermore, since it is necessary to finely adjust the frame rate for each measurement, there is a problem in that it takes time and effort to adjust the frame rate.
  • the optimal frame rate maintains a constant value with almost no variation.
  • the measurement conditions do not change for each measurement, and the measurement environment is stable.
  • the condition of the subject S may vary from measurement to measurement, it is presumed that in the example, a stable measurement environment is always realized without being affected by the condition of the subject S.
  • the subject S is irradiated with the diffusely reflected light DR with high surface uniformity, unevenness in brightness does not occur on the subject S, and this point is also presumed to contribute to the realization of a stable measurement environment.
  • FIG. 12A is a diagram showing a correlation regression line between the number of signal charges and blood sugar level in a comparative example
  • FIG. 12B is a diagram showing a correlation regression line between the number of signal charges and blood sugar level in an example.
  • the vertical axes in FIGS. 12A and 12B represent the number of signal charges (amount of light received) at the blood vessel site by the CMOS image sensor
  • the horizontal axes in FIGS. 12A and 12B represent the blood sugar level actually measured by blood sampling (actual measurement value). ) represents.
  • measurements were taken at different times on the same measurement day (for example, before meals and after meals) so that the actual measured values of blood sugar levels varied.
  • FIG. 12A and FIG. 12B show correlation regression lines for each measurement date regarding the relationship between the number of signal charges obtained by the devices according to the example and the comparative example, respectively, and the actual value of the blood glucose level measured at that time. has been done. Based on the basic principle, at light wavelengths where light is absorbed by blood sugar, the higher the blood sugar level, the smaller the amount of light received by the CMOS image sensor (number of signal charges) due to light absorption, and the ideal regression line has a negative slope. Become what you have.
  • the number of signal charges varied greatly even on the same measurement day, and as shown in FIG. 12A, an ideal regression line with a negative slope could not be obtained, contrary to the basic principle.
  • the correlation between the amount of received light obtained in the comparative example and the actual blood sugar level is not necessarily high, and it is considered that the apparatus according to the comparative example may not be able to obtain highly accurate data.
  • FIG. 13 is a sectional view showing the vicinity of the lighting device 10B (corresponding to the lighting device 10 shown in FIG. 1) included in the biological information measuring device 1 according to the second embodiment of the present invention, and schematically shows the path of light. It is a diagram.
  • the biological information measuring device 1 in the second embodiment differs from the first embodiment described above in the configuration of the illumination device 10B. Note that the other configurations are the same as those of the first embodiment described above.
  • the same components as those in the first embodiment described above are given the same reference numerals, and the explanation thereof may be simplified or omitted.
  • the lighting device 10B in the second embodiment is constituted by a hollow body having a hollow internal space 12. More specifically, like the lighting device 10A described above, the lighting device 10B includes a wall member 13 made of a hemispherical (dome-shaped) curved member, and is arranged so as to close the open end located at the bottom of the hemisphere of the wall member 13. It is constituted by a donut-shaped plate member 14.
  • the lighting device 10B is different from the lighting device 10A in that it is arranged upside down. That is, the illumination device 10B is arranged such that the plate member 14 faces upward (the side where the subject S is placed) and the wall member 13 faces downward (the side where the sensor 40 is placed).
  • a first light passage hole 14c is formed in the center of the flat plate member 14.
  • the diffusely reflected light DR generated in the hollow interior space 12 can be emitted from the interior space 12 to the outside through the first light passage hole 14c.
  • the subject S placed so as to cover the outside of the first light passage hole 14c can be irradiated with the diffuse reflected light DR emitted through the first light passage hole 14c as irradiation light. ing.
  • a second light passage hole 13c is formed near the zenith of the hemispherical wall member 13.
  • the reflected light R from the subject S returning to the internal space 12 can be passed from the internal space 12 to the outside through the second light passage hole 13c.
  • a lens unit 30 and a sensor 40 are arranged below the second light passage hole 13c, so that the sensor 40 can receive the reflected light R emitted through the second light passage hole 13c.
  • the tip of the lens unit 30 is preferably positioned so that the light emitted from the light source 20 does not directly enter the tip.
  • a plurality of LEDs are used as the light source 20, and the plurality of LEDs are arranged all around the inner peripheral edge of the open end of the hemispherical wall member 13.
  • the tip of the lens unit 30 is arranged to be inserted into the internal space 12, whereas in the second embodiment, it is preferably arranged outside the internal space 12 of the illumination device 10. It is more preferable to arrange it at a position (shaded area D in FIG. 13) where the plurality of LEDs cannot be seen through the second light passage hole 13c.
  • the separation distance L between the second light passage hole 13c and the tip of the lens unit 30 may be made sufficiently large, and the lens unit 30 may be arranged at a position sufficiently far away from the illumination device 10.
  • the sensor 40 is placed outside the hollow internal space 12, but by configuring the sensor 40 so that it does not directly receive the light emitted from the light source 20,
  • the sensor 40 may be placed inside the hollow interior space 12.
  • the small lens unit 30 and sensor 40 that can be accommodated inside the hollow internal space 12 are arranged above the second light passage holes 14b and 13c. Good too. This allows the lighting devices 10A and 10B to be further downsized.
  • the biological information measuring device 1 that measures biological information of a living body that is a measurement target is realized.
  • the biological information measuring device 1 includes a light source 20 that emits light, inner walls 13a and 14a that define a hollow interior space 12, and a hollow body that includes the light source 20 in the interior space 12, and receives reflected light from a living body. It is comprised of a sensor 40 and a biological information measuring section 50 that measures biological information based on the information obtained by the sensor 40.
  • the lighting devices 10A and 10B in the first and second embodiments are examples of hollow bodies configured by a wall member 13 and a flat plate member 14, and the light emitted from the light source 20 is reflected and scattered by the inner walls 13a and 14a.
  • First light passing holes 13b and 14c are formed to pass through the inner walls 13a and 14a of the wall member 13 and the flat plate member 14, through which the diffusely reflected light DR generated by this is passed from the inner space 12 to the outside as irradiation light. ing.
  • the diffusely reflected light DR in the hollow bodies constituting the illumination devices 10A and 10B and irradiate the living body with irradiation light with high surface uniformity, so that the irradiation light irradiated onto the living body can have bright and dark differences.
  • the wall member 13 of the hollow body a hemispherical curved member, it is possible to generate diffusely reflected light DR with higher surface uniformity and to irradiate the living body with the diffusely reflected light DR.
  • the present invention utilizes a hollow body that has inner walls 13a and 14a that define a hollow interior space 12 and is equipped with a light source 20 in the interior space 12, so that light emitted from the light source 20 can be transmitted internally.
  • a living body is irradiated with diffusely reflected light DR generated by reflection and scattering in the space 12, and the reflected light R from the living body is received by a sensor 40, and biological information is measured based on the amount of received light. It can be applied to technology that non-invasively measures biological information inside a living body.
  • Biological information measuring device 10 10A, 10B Illumination device (hollow body) 12 Internal space 13 Wall member 13a, 14a Inner wall 13b, 14c First light passage hole 13c, 14b Second light passage hole 14 Plate member 20 Light source 21 Power supply cord 30 Lens unit 31 Lens base 31a Support member 31b Side member 31c Pedestal Material 40 Sensor 41 Sensor board 50 Biological information measurement unit 51 Image information processing unit 52 Biological information calculation unit 60 Display unit 70 Data storage unit 80 Operation unit 90 Control unit 100 Housing 110 Upper housing 111, 131 Opening 120 Lower housing 130 Support plate material 140 Cable 150 Flange 401 Pixel array section 402 Reading section 403 Pixel column output signal line 404 Current source 405 Pixel DR Diffuse reflected light R Reflected light S Subject (living body)

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Abstract

生体情報を精度良くかつ安定して測定可能とするため、本発明に係る生体情報測定装置（１）は、被検体（Ｓ）に照射光を照射する照明装置（１０Ａ）と、被検体（Ｓ）からの反射光（Ｒ）を受光するセンサ（４０）と、センサ（４０）で得られた情報に基づいて生体情報を測定する生体情報測定部（５０）とを有する。照明装置（１０Ａ）は、中空の内部空間（１２）を有するとともに内部空間（１２）に光源（２０）を備えた中空体により構成されている。中空体には、光源（２０）から発せられた光が内壁（１３ａ、１４ａ）に反射および散乱することで生成される拡散反射光（ＤＲ）を照射光として通過させる第１光通過孔（１３ｂ）が、内壁（１３ａ）を貫通するように形成されている。第１光通過孔（１３ｂ）を通過する照射光は、第１光通過孔（１３ｂ）の外部を覆うように配置される被検体（Ｓ）で反射および散乱して反射光（Ｒ）として内部空間（１２）に戻り、センサ（４０）に受光される。

Description

生体情報測定装置
　本発明は、生体内の情報である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、被測定体から離れた位置から光を照射する発光部と、発光部から照射されて被測定体内を通過した光を被測定体から離れた位置で受光し、その受光レベルに応じた検出信号を生成する受光部とを有し、発光部の発光面積に対する受光部の受光面積の比が所定値以上である成分濃度測定装置が記載されている。
　具体的には、特許文献１に記載されている成分濃度測定装置では、受光面積の広い受光部が筐体部内に配置されており、発光部から被測定体に光を照射することで得られる被測定体の反射光および拡散反射光（透過光が被測定体内で散乱して戻ってくる光）を、受光面積の広い受光部で受光するように構成されている。
特開２０１９－９０６６５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
　しかしながら、特許文献１に記載されている成分濃度測定装置は、被測定体から戻ってくる反射光および拡散反射光の受光については、受光面積の広い受光部で効率的に受光するように工夫が施されているものの、発光部から被測定体に照射される光（入射光、照射光）の照射については何ら工夫が施されていない。特許文献１に記載されている成分濃度測定装置では、発光部から被測定体表面上の照射中心点に光が照射されるため、被測定体に照射される光に明暗のムラが生じ、その結果、被測定体からの反射光および拡散反射光にも明暗のムラが生じてしまうおそれがあるため、生体情報を精度良くかつ安定して測定することができないという課題がある。
　本発明は、上記の課題に鑑みてなされたものであり、生体情報を精度良くかつ安定して測定することができる生体情報測定装置を提供することを目的とする。
　上記の目的を達成するため、本発明に係る生体情報測定装置は、測定対象である生体の生体情報を測定する生体情報測定装置であって、
　光を発する光源と、
　中空の内部空間を画定する内壁を有するとともに前記内部空間に前記光源を備えた中空体であって、前記光源から発せられた光が前記内壁に反射および散乱することで生成される拡散反射光を照射光として前記内部空間から外部へ通過させる第１光通過孔が前記内壁を貫通するように形成されている中空体と、
　前記第１光通過孔を通過する前記照射光が前記第１光通過孔の外部を覆うように配置される前記生体で反射および散乱して前記内部空間に戻る反射光を受光して、受光した光の量に応じた情報を出力するセンサと、
　前記センサで得られた情報に基づいて前記生体情報を測定する生体情報測定部と、
　を有することを特徴とする。
　上記の構成によれば、中空体で拡散反射光を生成して面均一性の高い照射光を生体に照射することができるので、生体に照射される照射光に明暗のムラが生じることがなく、また、測定毎に明暗調整（フレームレートの調整等）を行う手間が大きく軽減されるため、生体情報の測定環境の安定化を実現し、生体情報を簡易な構成で精度良く測定することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記中空体が、前記内壁を貫通するように形成され、前記反射光を前記内部空間から外部に通過させる第２光通過孔をさらに有し、前記センサが、当該第２光通過孔を通過した前記反射光を受光してもよい。
　上記の構成によれば、センサが第２光通過孔を通過した中空体の外部において、生体からの反射光を受光する構成となるので、中空体内部の他の光がセンサに与える影響を排除することができ、生体情報をより精度良く測定することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記中空体の前記内壁が、前記内部空間に対して凹形状に湾曲する面を有していてもよい。
　上記の構成によれば、光源から発せられた光を中空体の内部空間内で反射および散乱させることで拡散反射光を生成することができ、面均一性の高い照射光を生体に照射することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記中空体が、半球状の湾曲部材を有していてもよい。
　上記の構成によれば、積分球のように光源から発せられた光が湾曲部材の内壁で反射および散乱を繰り返して空間的に積分された拡散反射光を生成することができ、面均一性のより高い照射光を生体に照射することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、複数の前記光源が、前記湾曲部材の開放端の内周縁部に沿って配列されていてもよい。
　上記の構成によれば、半球状の湾曲部材の開放端の内周縁部に沿って配列された複数の光源から中空体の内部空間に光が発せられることで、内部空間内で様々な方向に光を反射および散乱させて拡散反射光を生成することができ、面均一性のより高い照射光を生体に照射することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記第１光通過孔が前記湾曲部材の天頂部に形成されていてもよい。
　上記の構成によれば、半球状の湾曲部材の天頂部に形成された第１光通過孔から拡散反射光を照射光として出射することができ、生体情報を精度良く測定することができる。また、半球状の湾曲部材の天頂部に形成された第１光通過孔を小さくして生体への照射範囲を狭くした構成も容易に実現でき、その結果、照射光の単位面積当たりの明るさをより向上させることができる。さらに、半球状の湾曲部材の開放端の内周縁部に沿って複数の光源が配列された上記構成と組み合わせることで、光源から発せられて生体に直接照射される光が、角度のついた方向から生体に照射されるため、生体の皮膚表面で直接反射してセンサに受光される光量を大きく低減させることができ、その結果、生体内部における散乱光を効率的に捉えることができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記第１光通過孔が前記湾曲部材の開放端を塞ぐ平板部材の中心部に形成されていてもよい。
　上記の構成によれば、半球状の湾曲部材の開放端を塞ぐ平板部材の中心部に形成された第１光通過孔から拡散反射光を照射光として出射することができ、生体情報を精度良く測定することができる。また、半球状の湾曲部材の開放端を塞ぐ平板部材の中心部に形成された第１光通過孔を大きくして生体への照射範囲を広くした構成も容易に実現でき、その結果、生体の測定対象範囲を広くとることができる。さらに、半球状の湾曲部材の開放端の内周縁部に沿って複数の光源が配列された上記構成と組み合わせることで、光源から発せられた光が生体に直接照射されることを防ぐことができるため、生体の皮膚表面で直接反射してセンサに受光される光量を大きく低減させることができ、その結果、生体内部における散乱光を効率的に捉えることができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記反射光を収束させるレンズユニットをさらに有し、前記センサが、当該レンズユニットにより収束された前記反射光を受光してもよい。
　上記の構成によれば、生体で反射した反射光をレンズユニットにより収束させることでセンサが反射光を確実に受光することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記光源から発せられる光の波長が８００～１１００ｎｍの近赤外光波長帯域であってもよい。
　上記の構成によれば、透過率とグルコース濃度との相関を示す８００～１１００ｎｍの近赤外光波長帯域の光を生体に照射してその反射光の透過率を測定することで、生体情報として生体内の血糖値を測定することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記の構成において、前記センサが、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有するイメージセンサであってもよい。
　上記の構成によれば、イメージセンサから得られる画像情報に基づいて、生体情報を測定することができる。
　本発明に係る生体情報測定装置は、上記構成において、前記第１光通過孔に、前記生体の屈折率による影響を抑えるための平板が設けられていてもよい。
　上記の構成によれば、生体の屈折率による影響を抑えることができるので、生体に対する適切な拡散反射光の照射およびセンサによる適切な反射光の受光が可能となり、生体情報を精度良く測定することができる。
本発明の第１および第２実施形態に共通する生体情報測定装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の第１実施形態における生体情報測定装置の一部を示す部分斜視図である。 本発明の第１実施形態における生体情報測定装置が備える照明装置の近傍を示す斜視図である。 図３に示す照明装置において、壁部材の一部を破断した状態を示す斜視図である。 本発明の第１実施形態における生体情報測定装置が備える照明装置の近傍を示す断面図である。 図５の断面図における光の経路を模式的に示す図である。 本発明に適用可能なＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部の一例を示す図である。 本発明に適用可能な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８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。 比較例における装置を模式的に示す図である。 実施例および比較例における最適フレームレートをそれぞれ示す１次元散布図である。 比較例における信号電荷数と血糖値との相関回帰直線を示す図である。 実施例における信号電荷数と血糖値との相関回帰直線を示す図である。 本発明の第２実施形態における生体情報測定装置が備える照明装置の近傍を示す断面図であり、光の経路を模式的に示す図である。
　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。
　まず、本発明の第１および第２実施形態に共通する生体情報測定装置１の構成について説明する。図１は、本発明の第１および第２実施形態に共通する生体情報測定装置１の概略構成を示すブロック図である。
　生体情報測定装置１は、被検体Ｓに光を照射することで得られる被検体Ｓからの反射光Ｒ（被検体Ｓの表面で反射した反射光に加えて、被検体Ｓの内部で反射および散乱した散乱光を含む）に基づいて生体情報を測定する反射光測定方式を利用するものである。図１に示す生体情報測定装置１は、光源２０を備えた照明装置１０、レンズユニット３０、センサ４０、生体情報測定部５０、表示部６０、データ格納部７０、操作部８０、制御部９０を備えて構成されている。
　照明装置１０は、光源２０を備えており、光源２０が発した光から拡散反射光ＤＲを生成して被検体Ｓに照射するように構成されている。さらに、照明装置１０は、センサ４０が被検体Ｓからの反射光Ｒを受光できるようにするために、当該反射光Ｒをセンサ４０に向けて通過させるように構成されている。
　照明装置１０は、中空の内部空間を有する中空体で構成されており、光源２０が発した光を内部空間で反射および散乱させて拡散反射光ＤＲを生成し、被検体Ｓに照射するように構成されている。さらに、照明装置１０は、センサ４０が受光可能となるように被検体Ｓからの反射光Ｒを通過させることができるように構成されている。照明装置１０を構成する中空体の内壁の形状は、光源２０が発した光を反射および散乱させることができるものであれば限定されず、例えば湾曲した面や多角形が組み合わされた面であってもよい。後述する第１および第２実施形態では、照明装置１０を構成する中空体は半球状（ドーム状）に形成されており、その内壁の一部は湾曲した面により構成されている。
　レンズユニット３０は、被検体Ｓからの反射光Ｒの光路を形成し、反射光Ｒを収束させてセンサ４０の受光面に集光させるように構成されている。
　センサ４０は、照明装置１０の外部に配置されており、照明装置１０を通過してレンズユニット３０により収束された反射光Ｒを受光して、受光した光に応じた電気信号を出力するように構成されている。本発明では、センサ４０は特に限定されないが、例えば受光した光に基づいて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ＣＭＯＳイメージセンサを用いることができる。本発明に好適なＣＭＯＳイメージセンサの詳細については、図７～図９を参照しながら後述する。
　例えばレンズユニット３０とセンサ４０との間に、あるいは、レンズユニット３０のレンズフィルタとして、特定の波長の光のみを透過するフィルタが設けられてもよい。フィルタ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。フィルタは、例えば光源２０が発する光の波長と同一波長の光のみを透過するものであってもよい。
　生体情報測定部５０は、センサ４０から出力される情報に係る処理を行うように構成されている。一例として、生体情報測定部５０は、画像情報処理部５１および生体情報算出部５２を有している。
　画像情報処理部５１は、センサ４０から出力された情報に基づいて画像処理を行うように構成されている。画像情報処理部５１は、例えば、センサ４０から出力された電気信号から画像情報を生成する機能と、生成した画像情報を表示部６０またはデータ格納部７０へ出力する機能とを有している。
　生体情報算出部５２は、画像情報処理部５１が生成した画像情報から生体情報を算出するように構成されている。生体情報算出部５２は、例えば、画像情報処理部５１が生成した画像情報を参照して、所定の測定対象箇所における受光量から生体情報を算出する機能と、算出した生体情報を表示部６０またはデータ格納部７０へ出力する機能とを有している。
　本発明では、画像情報処理部５１における画像処理、および生体情報算出部５２における生体情報の算出処理は特に限定されず、公知の技術を適宜用いることができる。
　生体情報測定部５０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４０と生体情報測定部５０との間に、センサ４０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４０内にアナログ－デジタル変換回路を設けてセンサ４０からデジタル信号を出力する構成としてもよい。
　表示部６０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、生体情報測定部５０から出力される画像情報および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７０は、例えばＨＤＤ（ハードディスク）やＳＳＤ（ソリッドステートドライブ）等の補助記憶装置であり、画像情報および生体情報を保存する機能を有している。データ格納部７０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６０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・無線のいずれであってもよい。
　操作部８０は、生体情報測定装置１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８０は、ユーザが動作指示の入力を行うために用いるユーザインタフェースであり、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９０は、生体情報測定装置１の動作制御を行う機能を有している。一例として、制御部９０は、レンズユニット３０、センサ４０、生体情報測定部５０、表示部６０、データ格納部７０、操作部８０に接続されている。制御部９０は、各構成要素における処理を制御することで、生体情報測定装置１における適切な動作を実現する機能を有している。また、制御部９０が光源２０に接続され、光源２０の発光量や発光タイミング等を制御できるようにしてもよい。
　制御部９０は、生体情報測定部５０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。生体情報測定部５０および制御部９０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１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、生体情報測定部５０および制御部９０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１の一部を、ＣＰＵ（中央処理制御装置）が実装されたコンピュータで構成してもよい。例えば、生体情報測定部５０および制御部９０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。また、表示部６０、データ格納部７０、操作部８０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。
　生体情報測定装置１は、生体の任意の箇所を撮像することで得られる画像情報から生体情報を解析することができる。生体情報測定装置１の測定対象である被検体Ｓは被検者の生体の一部であればよく、例えば被検者の掌、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１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。
　生体情報測定装置１により測定可能な生体情報は特に限定されず、生体情報測定装置１は、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することができる。
（第１実施形態）
　以下、本発明の第１実施形態について説明する。まず、図２～図５を参照しながら、第１実施形態における生体情報測定装置１および照明装置１０Ａ（図１に示す照明装置１０に相当）について説明する。
　図２は、本発明の第１実施形態における生体情報測定装置１の一部を示す部分斜視図である。図２には、筐体１００とその内部に収容される各構成要素が分解された状態が示されている。
　図３は、本発明の第１実施形態における生体情報測定装置１が備える照明装置１０Ａの近傍を示す斜視図であり、図４は、図３に示す照明装置１０Ａにおいて、壁部材１３の一部を破断した状態を示す斜視図である。図３および図４には、照明装置１０Ａ、レンズユニット３０およびレンズ台部３１、センサ４０を含むセンサ基板４１が図示されているが、図示明瞭化のため、照明装置１０Ａの下方に配置された支持板材１３０は図示省略されている。
　図５は、本発明の第１実施形態における生体情報測定装置１が備える照明装置１０Ａの近傍を示す断面図（図２に示すＹＺ断面図）である。図５には、照明装置１０Ａ、支持板材１３０、レンズユニット３０およびレンズ台部３１、センサ４０を含むセンサ基板４１が図示されている。
　以下、照明装置１０Ａが配置される側（図２のＺ軸正方向側）を上方とし、センサ４０が配置される側（図２のＺ軸負方向側）を下方として説明する。
　図２に示すように、生体情報測定装置１は、照明装置１０Ａ、レンズユニット３０、センサ４０を含むセンサ基板４１が筐体１００に収容された構成となっている。筐体１００は上部筐体１１０および下部筐体１２０により構成されている。上部筐体１１０および下部筐体１２０が上下に合わさることで収容空間が形成され、当該収容空間の内部に照明装置１０Ａ、レンズユニット３０、センサ基板４１が収容される。
　上部筐体１１０の中央部には開口部１１１が形成されている。開口部１１１は、上部筐体１１０の下方に位置する照明装置１０Ａの第１光通過孔１３ｂが外部に露出するように設けられている。これにより、筐体１００の内部に収容された照明装置１０Ａから出射された拡散反射光ＤＲが、開口部１１１を通じて筐体１００の外部に出射されるようになっている。生体情報の測定時には、照明装置１０Ａの第１光通過孔１３ｂの外部を覆うように、被検体Ｓ（生体の一部）が上部筐体１１０の開口部１１１に配置される。
　筐体１００の内部に形成された収容空間には、上部筐体１１０および下部筐体１２０に挟まれる位置に支持板材１３０が設けられている。上部筐体１１０および下部筐体１２０は、支持板材１３０を挟むように互いに係合またはネジ留め等によって固定できるように構成されている。
　支持板材１３０の上面には、照明装置１０Ａが固定される。支持板材１３０は、照明装置１０Ａの動揺を抑えて安定させる機能を有している。
　支持板材１３０の中央部には開口部１３１が形成されている。図５に示すように、開口部１３１は、支持部材１３０の上面に固定された照明装置１０Ａの第２光通過孔１４ｂと重なるように設けられている。これにより、筐体１００の内部に収容された照明装置１０Ａを通過した反射光Ｒが、開口部１３１を通じて支持板材１３０の下方に配置されたセンサ４０に導光されるようになっている。
　支持板材１３０の開口部１３１は、レンズユニット３０に合わせた略円形状を有し、レンズユニット３０を挿入できるようにレンズユニット３０の径よりも大きい開口径となっている。ただし、開口部１３１は、レンズユニット３０およびその下方に配置されたレンズ台部３１を挿入できる形状および開口径であってもよい。
　照明装置１０Ａは、中空の内部空間１２を有する中空体により構成されている。照明装置１０Ａを構成する中空体は、図４および図５に示すように、中空体の上部を構成する壁部材１３と、中空体の底板を構成する板状部材１４とにより構成されており、壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａにより囲まれた中空の内部空間１２が画定されている。
　壁部材１３は、例えば板厚の薄い湾曲部材で構成されており、壁部材１３の内向面により内部空間１２を画定する内壁１３ａが形成されている。内壁１３ａの形状は特に限定されないが、滑らかに湾曲した曲面（球面または非球面）であることが好ましい。
　第１実施形態では、図示されているように、照明装置１０Ａの壁部材１３が半球状（ドーム状）の湾曲部材により構成されており、壁部材１３の内壁１３ａの内側に中空の内部空間１２が画定されている。なお、半球状の壁部材１３は、中心部を通る切断面で全球を半分に切断したような椀型の形状を有しており、半球状の壁部材１３には、半球底部に位置する当該切断面において、内部空間１２を開放する略円形状の開放端が形成されている。後述するように、半球状の壁部材１３は、中心部に第２光通過孔１４ｂが形成されたドーナツ状の板状部材１４で塞がれている。
　壁部材１３には、壁部材１３を貫通するように第１光通過孔１３ｂが形成されている。第１光通過孔１３ｂを通じて、中空の内部空間１２で生成した拡散反射光ＤＲを内部空間１２から外部へ出射させることができ、これにより、第１光通過孔１３ｂの外部を覆うように配置された被検体Ｓに対して、第１光通過孔１３ｂを通じて出射する拡散反射光ＤＲを照射光として照射できるようになっている。図示されている照明装置１０Ａでは、第１光通過孔１３ｂは、半球状の壁部材１３の天頂部近傍に形成されている。
　第１光通過孔１３ｂの開口径は特に限定されないが、被検体Ｓへ拡散反射光ＤＲを適切に照射できる大きさであることが好ましく、例えば被検者の掌で覆うことが可能な数ｃｍ程度の大きさとすることができる。
　板状部材１４は、例えば板厚の薄い部材で構成されており、板状部材１４の上向面により内部空間１２を画定する内壁１４ａが形成されている。内壁１４ａの形状は特に限定されず、平面であってもよく、滑らかに湾曲した曲面であってもよい。
　板状部材１４は、図４および図５に示すように、半球状の壁部材１３の開放端を塞ぐように配置されており、板状部材１４の外周は壁部材１３の開放端と連結されている。この構成により、照明装置１０Ａには、壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａにより囲まれた中空の内部空間１２が画定されている。なお、壁部材１３および板状部材１４は一体に成形されていてもよく、それぞれの部材が溶接またはネジ留め等により連結されてもよい。
　板状部材１４には、板状部材１４を貫通するように第２光通過孔１４ｂが形成されている。上述したように、第１光通過孔１３ｂを通じて、中空の内部空間１２で生成した拡散反射光ＤＲを照射光として被検体Ｓに照射した場合、照射光は被検体Ｓで反射および散乱して内部空間１２に反射光Ｒとして戻ってくる。第２光通過孔１４ｂを通じて、内部空間１２に戻ってくる被検体Ｓからの反射光Ｒを内部空間１２から外部へ通過させることができ、これにより、第２光通過孔１４ｂを通じて反射光Ｒが外部に出射され、センサ４０で受光できるようになっている。第２光通過孔１４ｂは、内部空間１２を挟んで壁部材１３の第１光通過孔１３ｂと対向する位置に形成することができ、図４に示すように、板状部材１４は、中心部に第２光通過孔１４ｂが形成されたドーナツ状とすることができる。
　第１実施形態では、第２光通過孔１４ｂにレンズユニット３０を挿入し、レンズユニット３０を通じて被検体Ｓからの反射光Ｒを外部へ導光できるようになっている。第２光通過孔１４ｂの開口径は、レンズユニット３０を挿入することが可能な数ｃｍ程度の大きさとすることができる。
　また、照明装置１０Ａの内部空間１２には、光源２０が配置されている。光源２０から発せられた光は、中空の内部空間１２を構成する壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａにおいて反射および散乱を繰り返し、その結果、均一化された拡散反射光ＤＲを生成することができる。特に、壁部材１３の内壁１３ａが球面等の滑らかに湾曲した曲面である場合には、積分球のように、光源２０から発せられた光が内壁１３ａで反射および散乱を繰り返して、空間的に積分された拡散反射光ＤＲを生成することができる。
　光源２０は、内部空間１２内であれば任意の位置に配置可能であるが、内部空間１２で拡散反射光ＤＲを生成して、当該拡散反射光ＤＲが第１光通過孔１３ｂを通じて外部に適切に出射されるように配置されることが好ましい。内部空間１２に配置される光源２０の個数は任意の個数であってもよいが、第１光通過孔１３ｂを通じて略均一な明るさを有する拡散反射光ＤＲが出射されるようにするため、複数の光源２０が配置されることが好ましい。
　光源２０は特に限定されないが、例えば、利便性に優れたＬＥＤ（発光ダイオード）を用いることができる。また、光源２０は、測定対象である生体情報の種類に応じて、生体情報の測定に適した波長を含む光を発するものを用いることが好ましい。例えば生体情報として血糖値を測定する場合には、光源２０から発せられる光の波長は、８００～１１００ｎｍの近赤外光波長帯域であることが好ましい。光源２０は、単一波長の光のみを発するものであってもよい。
　照明装置１０Ａでは、光源２０として複数のＬＥＤが用いられている。図４に示すように、半球状の壁部材１３の開放端の内周縁部全周にわたって、複数のＬＥＤが２列に配列されている。
　以上のように、照明装置１０Ａを構成する中空体の内部には、壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａにより囲まれた中空の内部空間１２が画定されており、内部空間１２は、壁部材１３に形成された第１光通過孔１３ｂおよび板状部材１４に形成された第２光通過孔１４ｂの２箇所で外部に開放されている。照明装置１０Ａの内部空間１２は、第１光通過孔１３ｂおよび第２光通過孔１４ｂの２箇所のみで開放されており、内部空間１２は、当該２箇所以外において外部から遮光されていることが好ましい。
　また、照明装置１０Ａを構成する壁部材１３および板状部材１４は、非透光性の材料で作られているか、あるいは、非透光性を有するように加工されていることが好ましい。さらに、壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａは、光源２０から発せられた光の波長に関して、光反射率の高い素材で覆われていてもよい。
　照明装置１０Ａには、フランジ１５０が一体に設けられていてもよい。例えば、フランジ１５０と支持板材１３０とをネジ留めまたは接着等により固定することで、支持板材１３０上に照明装置１０Ａを固定することができる。さらに、図２に示すように、照明装置１０Ａには、照明装置１０Ａ内の光源２０に電力を供給するための給電コード２１が設けられている。
　また、支持板材１３０の下方には、レンズユニット３０が配置されている。レンズユニット３０には、複数の光学レンズが配置された既存のレンズキットを用いることができる。レンズユニット３０の先端には、被検体Ｓからの反射光Ｒが入射され、レンズユニット３０の内部を通過して収束された反射光Ｒは、レンズユニット３０の基端からセンサ４０に向けて出射される。図４および図５に示すように、レンズユニット３０の先端は、支持板材１３０の開口部１３１および第２光通過孔１４ｂに挿入されて照明装置１０Ａの内部空間１２に配置され、照明装置１０Ａの第１光通過孔１３ｂの外部に配置される被検体Ｓを撮像できるように配向されている。また、レンズユニット３０の基端は、内部空間１２の外部に配置されている。
　光源２０から発せられる光がレンズユニット３０の先端に直接入射してしまうと、センサ４０が光源２０から発せられる光の影響を大きく受けてしまい、被検体Ｓからの反射光Ｒを適切に受光できず、生体情報を精度良く測定できなくなるおそれがある。このような問題の発生を回避するため、内部空間１２に配置されるレンズユニット３０の先端は、光源２０から発せられる光が直接入射しないように位置決めされることが好ましい。
　図示されている構成では、光源２０として複数のＬＥＤが用いられており、複数のＬＥＤが半球状の壁部材１３の開放端の内周縁部に沿って全周にわたって配列されている。例えば、複数のＬＥＤが配列された位置よりも奥側（複数のＬＥＤよりも上方）にレンズユニット３０の先端が配置されるように位置決めすることで、光源２０から発せられる光がレンズユニット３０の先端に直接入射しないようにすることができる。
　また、複数のＬＥＤが半球状の壁部材１３の開放端の内周縁部に沿って配列されているので、複数のＬＥＤから被検体Ｓに直接照射される光は、被検体Ｓの皮膚表面に対して角度のついた方向（所定の入射角の方向）から被検体Ｓに照射されるようになる。これにより、被検体Ｓの皮膚表面における直接反射光も角度のついた方向（所定の反射角の方向）へ反射し、第２光通過孔１４ｂやレンズユニット３０の先端へ向かう直接反射光の光量を低減させることができる。その結果、第２光通過孔１４ｂやレンズユニット３０を通じてセンサ４０に向かう反射光Ｒのうち、被検体Ｓの内部における散乱光の量を相対的に増加させることができ、被検体Ｓの生体情報を精度良く測定することができるようになる。
　下部筐体１２０の上面には、センサ４０を含むセンサ基板４１が載置されている。センサ４０は、レンズユニット３０の基端から出射される反射光Ｒを受光できる位置に配置されている。さらに、図２に示すように、センサ基板４１から出力される電気信号を伝送するためのケーブル１４０が設けられている。
　センサ基板４１の上面には、センサ４０を囲むようにレンズ台部３１が設けられている。レンズ台部３１の上部にはレンズユニット３０が載置されており、レンズユニット３０は、センサ４０と適切な焦点距離だけ離隔するようにセンサ４０の上方に固定されている。
　図示されている構成では、第１光通過孔１３ｂ、第２光通過孔１４ｂ、レンズユニット３０、センサ４０を略一直線上に配置して、被検体Ｓからセンサ４０に至る光軸を略直線することで、位置合わせや角度および焦点距離等の調整を容易に行うことができるようになっている。ただし、第１光通過孔１３ｂ、第２光通過孔１４ｂ、レンズユニット３０、センサ４０は必ずしも略一直線上に配置される必要はなく、反射鏡等を用いて光の経路方向を適切に変更してもよい。
　図示されているレンズ台部３１は、４つの支柱材３１ａおよび４つの側面材３１ｂが一体に連結された角筒状の構造体を有し、矩形状のセンサ４０を囲むようにセンサ基板４１に立設されている。このように、レンズユニット３０の基端とセンサ４０との間をレンズ台部３１によって囲むことで、センサ４０に外部からの光（反射光Ｒ以外の光）が入らないように遮光することができる。また、角筒状の構造体の上面には平板状の台座材３１ｃがネジ留めされており、台座材３１ｃの上面にレンズユニット３０が固定されている。レンズユニット３０の基端からセンサ４０に向けて反射光Ｒが導光されるように、台座材３１ｃの中央部には不図示の貫通孔が形成されている。ただし、レンズ台部３１はこの構成に限定されるものではない。
　次に、図６を参照しながら、光源２０から発せられた光がセンサ４０により受光されるまでの経路について説明する。図６は、図５の断面図における光の経路を模式的に示す図である。
　光源２０から発せられた光は、内部空間１２を伝搬し、壁部材１３の内壁１３ａや板状部材１４の内壁１４ａに当たると反射または散乱して、その伝搬方向を変更する。伝搬方向を変更した光は、内部空間１２を再び伝搬し、壁部材１３の内壁１３ａや板状部材１４の内壁１４ａに当たると反射または散乱して、その伝搬方向を再び変更する。このように、光源２０から発せられた光は、壁部材１３の内壁１３ａおよび板状部材１４の内壁１４ａによる反射および散乱を繰り返して内部空間１２では光が均一となって、均一化された拡散反射光ＤＲが内部空間１２に生成される。その結果、第１光通過孔１３ｂを通じて、面均一性の高い拡散反射光ＤＲが内部空間１２から外部に出射されるようになる。
　第１実施形態では、レンズユニット３０は第２光通過孔１４ｂに挿入されている。上述したように、レンズユニット３０の先端は光源２０（複数のＬＥＤ）が配列された位置よりも上方に配置され、これにより、光源２０から発せられる光がレンズユニット３０の先端に直接入射しないようになっている。
　生体情報を測定する際には、照明装置１０Ａの第１光通過孔１３ｂの外部を覆うように被検体Ｓ（図６では被検者の掌）が配置され、第１光通過孔１３ｂを通じて、面均一性の高い拡散反射光ＤＲが照射光として被検体Ｓに照射される。面均一性の高い拡散反射光ＤＲを被検体Ｓに照射することで、入射方向による明暗の影響を無くし、均一な明るさの光を被検体Ｓに照射することができる。
　拡散反射光ＤＲは、被検体Ｓにおいて反射、散乱、吸収等の様々な作用を受けるが、その主要な作用は、被検体Ｓの皮膚表面における反射、被検体Ｓの内部における反射および散乱、被検体Ｓにおける吸収または透過に大別することができる。
　被検体Ｓの皮膚で反射した光には、皮膚表面（表皮および真皮等）に関する情報が含まれ、被検体Ｓの内部で反射および散乱した光には、被検体Ｓの内部の組織や骨、流体およびその成分等に関する情報が含まれる。被検体Ｓからの反射光Ｒ（被検体Ｓの表面で反射した反射光に加えて、被検体Ｓの内部で反射および散乱した散乱光を含む）は内部空間１２に戻り、第２光通過孔１４ｂに挿入されているレンズユニット３０の先端に入射される。そして、反射光Ｒは、レンズユニット３０の内部を通過しながら収束されてセンサ４０により受光される。センサ４０により受光した反射光Ｒには、被検体Ｓに関する様々な情報が光量（明暗の情報）として含まれており、センサ４０の各画素における受光量を解析することで生体情報を測定することができる。例えば、血糖値を測定する場合には、血管部位に対応する画素を特定して、その画素における受光量から血糖値を測定することができる。
　なお、第１光通過孔１３ｂに、生体の屈折率による影響を抑えるための平板が設けられてもよい。第１光通過孔１３ｂに平板を設けることで、生体の屈折率による影響を抑えることができ、生体に対する適切な拡散反射光ＤＲの照射およびセンサ４０による適切な反射光Ｒの受光が可能となる。
　次に、センサ４０について説明する。本発明に適用可能なセンサ４０は特に限定されるものではないが、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７～図９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７は、本発明に適用可能な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７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７に示すＣＭＯＳイメージセンサの光センサ部は、画素アレイ部４０１と、サンプルホールドアナログメモリＭ１、Ｍ２を含む読出部４０２とにより構成されている。画素アレイ部４０１に含まれる画素４０５と読出部４０２とは、画素列出力信号線４０３を介して電気的に接続されている。画素列出力信号線４０３には、例えばＭＯＳトランジスタで構成される電流源４０４が接続されている。
　画素４０５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４０５が２次元面内にアレイ状に配置されている。画素４０５がアレイ状に配列された画素アレイ部４０１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４０３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７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８は、本発明に適用可能な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９は、図８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８および図９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９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８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９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８および図９の下側）に負の電位（例えば最小－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。
　以下、上述した生体情報測定装置１を用いた実施例について説明する。
　本発明に係る実施例では、光源２０として近赤外光波長帯域の光を発するＬＥＤを備えるとともに、センサ４０として上述したＣＭＯＳイメージセンサを備えた生体情報測定装置１を準備した。この生体情報測定装置１を用いて被検体Ｓである被験者の掌の動画を所定のフレームレートで撮像し、その撮像画像に含まれる血管部位の明るさ（受光量）を表すといえるＣＭＯＳイメージセンサによって検出される信号電荷数に基づいて血液中の血糖値の測定を行った。この測定は、異なる日時にわたって複数回実施された。
　一方、本発明に係る比較例では、透過光測定方式を利用して生体情報を測定する装置を準備した。比較例における装置は、図１０に模式的に示す構成を有しており、被検体Ｓである被験者の手の甲側に近赤外光波長帯域の光を発する光源（ＬＥＤ）２０が配置され、被検者の掌側にレンズユニット３０およびセンサ４０（上述したＣＭＯＳイメージセンサ）が配置されており、被験者の手の甲に光を照射して、被験者の手を透過した透過光をＣＭＯＳイメージセンサによって受光できるようになっている。その他の構成は、実施例の生体情報測定装置１と同様である。この比較例における装置を用いて被検体Ｓである被験者の掌の動画を所定のフレームレートで撮像し、その撮像画像に含まれる血管部位の明るさ（受光量）を表すといえるＣＭＯＳイメージセンサによって検出される信号電荷数に基づいて血液中の血糖値の測定を行った。この測定は、異なる日時にわたって複数回実施された。
　１枚の撮像画像（所定のフレームレートで撮像された動画を構成する各画像）に取り込まれる画素辺りの信号電荷数は、フレームレートを変更することで調整することができる。フレームレートは１秒間の動画を構成する画像の枚数であり、その単位はｆｐｓ（毎秒フレーム数）によって表される。
　血管部位における受光量がＣＭＯＳイメージセンサの信号電荷数検出レンジの下限を下回って撮影画像が暗くなってしまう場合には、フレームレートを下げて１枚の撮像画像に取り込まれる信号電荷数を大きくすることで、撮影画像を明るくすることができる。反対に、血管部位における受光量がＣＭＯＳイメージセンサの信号電荷数検出レンジの上限を上回って撮影画像が明るくなってしまう場合には、フレームレートを上げて１枚の撮像画像に取り込まれる信号電荷数を小さくすることで、撮影画像を暗くすることができる。撮像画像から血液中の血糖値を得るためには、上記のようなフレームレートの調整を行って適切な明るさの撮像画像を得るための最適フレームレートを設定する必要がある。
　図１１は、実施例および比較例における最適フレームレートをそれぞれ示す１次元散布図である。図１１の縦軸は、最適フレームレートを表しており、図１１の横軸に配置された実施例および比較例のそれぞれの位置に、血糖値の測定時に設定された最適フレームレートがプロットされている。
　比較例では、図１１中の箱ひげによって示すように、最適フレームレートは大きくばらついている。これは、測定毎に測定条件が変わってしまい、測定環境が不安定であることを意味している。被検体Ｓの状態（指の開き具合等による手の厚みや骨の位置）は測定毎に異なる可能性があるが、比較例はこうした被検体Ｓの状態に大きく影響を受け、その結果、測定環境が不安定になってしまうものと推察される。また、測定毎にフレームレートを細かく調整する必要があるため、フレームレート調整の手間がかかってしまうという問題がある。
　一方、実施例では、図１１中の箱ひげによって示すように、最適フレームレートはほとんどばらつきなく一定の値を維持している。これは、測定毎に測定条件が変わらず、測定環境が安定していることを意味している。被検体Ｓの状態は測定毎に異なる可能性があるが、実施例ではこのような被検体Ｓの状態に影響を受けることなく、常に安定した測定環境が実現されるものと推察される。また、面均一性の高い拡散反射光ＤＲを被検体Ｓに照射するので被検体Ｓに明暗のムラが生じず、この点も安定した測定環境の実現に寄与していると推察される。さらに、フレームレートの調整を行う必要がほとんどないことから、測定毎にフレームレートの調整を行う手間が大きく軽減されるという点で有利である。
　図１２Ａは比較例における信号電荷数と血糖値との相関回帰直線を示す図であり、図１２Ｂは、実施例における信号電荷数と血糖値との相関回帰直線を示す図である。図１２Ａおよび図１２Ｂの縦軸は、ＣＭＯＳイメージセンサによる血管部位の信号電荷数（受光量）を表しており、図１２Ａおよび図１２Ｂの横軸は、採血により実際に測定した血糖値（実測値）を表している。なお、実施例および比較例ともに、血糖値の実測値が変動するように、同一測定日の異なる時刻（例えば食前および食後等）に測定を行っている。
　図１２Ａおよび図１２Ｂには、実施例および比較例に係る装置によってそれぞれ得られた信号電荷数と、そのときに測定した血糖値の実測値との関係について、各測定日における相関回帰直線が示されている。基礎原理に基づくと、血糖によって光吸収が生じる光波長においては、血糖値が高いほど光吸収によってＣＭＯＳイメージセンサにおける受光量（信号電荷数）は小さくなり、理想的な回帰直線は負の傾きを有するものとなる。
　比較例では、同一測定日であっても信号電荷数のばらつきが大きく、図１２Ａに示すように、基礎原理に反して負の傾きを有する理想的な回帰直線が得られなかった。比較例で得られた受光量と実際の血糖値との間の相関は必ずしも高いものではなく、比較例に係る装置では精度の高いデータが得られない可能性があると考えられる。
　一方、実施例では、同一測定日における信号電荷数のばらつきが小さく、図１２Ｂに示すように、基礎原理通りに負の傾きを有する理想的な回帰直線が得られた。比較例で得られた受光量と比べて、実施例で得られた受光量と実際の血糖値との間には高い相関があり、実施例に係る生体情報測定装置１によれば、生体情報を高精度に測定することができると考えられる。
（第２実施形態）
　次に、本発明の第２実施形態について説明する。図１３は、本発明の第２実施形態における生体情報測定装置１が備える照明装置１０Ｂ（図１に示す照明装置１０に相当）の近傍を示す断面図であり、光の経路を模式的に示す図である。第２実施形態における生体情報測定装置１は、上述した第１実施形態に対して、照明装置１０Ｂの構成が異なっている。なお、その他の構成は上述した第１実施形態と同様である。第２実施形態では、上述した第１実施形態と同様の構成要素については同一の符号を付すとともに、その説明を簡素化または省略することがある。
　第２実施形態における照明装置１０Ｂは、中空の内部空間１２を有する中空体により構成されている。より詳細には、上述した照明装置１０Ａと同様、照明装置１０Ｂは、半球状（ドーム状）の湾曲部材からなる壁部材１３と、壁部材１３の半球底部に位置する開放端を塞ぐように配置されたドーナツ状の板状部材１４とにより構成されている。
　ただし、照明装置１０Ｂは、照明装置１０Ａとは上下が逆になるように配置される点で異なっている。すなわち、照明装置１０Ｂは、板状部材１４が上方側（被検体Ｓが配置される側）を向き、壁部材１３が下方側（センサ４０が配置される側）を向くように配置される。
　平板状の板状部材１４の中心部には、第１光通過孔１４ｃが形成されている。第１光通過孔１４ｃを通じて、中空の内部空間１２で生成した拡散反射光ＤＲを内部空間１２から外部へ出射させることができるようになっている。生体情報の測定時には、第１光通過孔１４ｃの外部を覆うように配置された被検体Ｓに対して、第１光通過孔１４ｃを通じて出射する拡散反射光ＤＲを照射光として照射できるようになっている。
　半球状の壁部材１３の天頂部近傍には、第２光通過孔１３ｃが形成されている。第２光通過孔１３ｃを通じて、内部空間１２に戻ってくる被検体Ｓからの反射光Ｒを内部空間１２から外部へ通過させることができるようになっている。第２光通過孔１３ｃの下方には、レンズユニット３０およびセンサ４０が配置され、第２光通過孔１３ｃを通じて出射された反射光Ｒをセンサ４０で受光できるようになっている。
　レンズユニット３０の先端は、光源２０から発せられる光が直接入射しないように位置決めされることが好ましい。図示されている構成では、光源２０として複数のＬＥＤが用いられており、複数のＬＥＤが半球状の壁部材１３の開放端の内周縁部に沿って全周にわたって配列されている。レンズユニット３０の先端は、第１実施形態では内部空間１２に挿入されるように配置されるのに対し、第２実施形態では照明装置１０の内部空間１２の外部に配置されることが好ましく、第２光通過孔１３ｃを通じて複数のＬＥＤを臨むことができない位置（図１３の網掛け領域Ｄ）に配置されることがさらに好ましい。例えば、第２光通過孔１３ｃとレンズユニット３０の先端との間の離隔距離Ｌを十分に大きくして、照明装置１０から十分に離れた位置にレンズユニット３０を配置してもよい。
　なお、上述した第１および第２実施形態では、センサ４０を中空の内部空間１２の外部に配置しているが、センサ４０が光源２０から発せられる光を直接受光しないように構成することで、センサ４０を中空の内部空間１２の内部に配置してもよい。例えば、上述した第１および第２の実施形態のそれぞれにおいて、中空の内部空間１２の内部に収容可能な小型のレンズユニット３０およびセンサ４０を第２光通過孔１４ｂ、１３ｃより上方に配置してもよい。これにより、照明装置１０Ａ、１０Ｂをより小型化することができるようになる。
　以下、本発明の作用について説明する。
　上述した第１および第２実施形態によれば、測定対象である生体の生体情報を測定する生体情報測定装置１が実現される。生体情報測定装置１は、光を発する光源２０、中空の内部空間１２を画定する内壁１３ａ、１４ａを有するとともに内部空間１２に上記の光源２０を備えた中空体、生体からの反射光を受光するセンサ４０、センサ４０で得られた情報に基づいて生体情報を測定する生体情報測定部５０により構成されている。
　第１および第２実施形態における照明装置１０Ａ、１０Ｂは、壁部材１３および平板部材１４により構成された中空体の一例であり、光源２０から発せられた光が内壁１３ａ、１４ａに反射および散乱することで生成される拡散反射光ＤＲを照射光として内部空間１２から外部へ通過させる第１光通過孔１３ｂ、１４ｃが、壁部材１３および平板部材１４の内壁１３ａ、１４ａを貫通するように形成されている。
　この構成により、照明装置１０Ａ、１０Ｂを構成する中空体で拡散反射光ＤＲを生成して面均一性の高い照射光を生体に照射することができるので、生体に照射される照射光に明暗のムラが生じることがなく、また、測定毎に明暗調整（フレームレートの調整等）を行う手間が大きく軽減されるため、生体情報の測定環境の安定化を実現し、生体情報を簡易な構成で精度良く測定することができるようになる。さらに、中空体の壁部材１３を半球状の湾曲部材とすることで、面均一性のより高い拡散反射光ＤＲを生成して生体に照射することができる。
　以上説明したように、本発明は、中空の内部空間１２を画定する内壁１３ａ、１４ａを有するとともに内部空間１２に光源２０を備えた中空体を利用して、光源２０から発せられた光を内部空間１２で反射および散乱させて生成した拡散反射光ＤＲを生体に照射するとともに、生体からの反射光Ｒをセンサ４０で受光し、その受光量に基づいて生体情報を測定するものであり、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。
　なお、上述した実施形態は、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。
　１　生体情報測定装置
　１０、１０Ａ、１０Ｂ　照明装置（中空体）
　１２　内部空間
　１３　壁部材
　１３ａ、１４ａ　内壁
　１３ｂ、１４ｃ　第１光通過孔
　１３ｃ、１４ｂ　第２光通過孔
　１４　板状部材
　２０　光源
　２１　給電コード
　３０　レンズユニット
　３１　レンズ台部
　３１ａ　支柱材
　３１ｂ　側面材
　３１ｃ　台座材
　４０　センサ
　４１　センサ基板
　５０　生体情報測定部
　５１　画像情報処理部
　５２　生体情報算出部
　６０　表示部
　７０　データ格納部
　８０　操作部
　９０　制御部
　１００　筐体
　１１０　上部筐体
　１１１、１３１　開口部
　１２０　下部筐体
　１３０　支持板材
　１４０　ケーブル
　１５０　フランジ
　４０１　画素アレイ部
　４０２　読出部
　４０３　画素列出力信号線
　４０４　電流源
　４０５　画素
　ＤＲ　拡散反射光
　Ｒ　反射光
　Ｓ　被検体（生体）

Claims (11)

  1. 　測定対象である生体の生体情報を測定する生体情報測定装置であって、
    　光を発する光源と、
    　中空の内部空間を画定する内壁を有するとともに前記内部空間に前記光源を備えた中空体であって、前記光源から発せられた光が前記内壁に反射および散乱することで生成される拡散反射光を照射光として前記内部空間から外部へ通過させる第１光通過孔が前記内壁を貫通するように形成されている中空体と、
    　前記第１光通過孔を通過する前記照射光が前記第１光通過孔の外部を覆うように配置される前記生体で反射および散乱して前記内部空間に戻る反射光を受光して、受光した光の量に応じた情報を出力するセンサと、
    　前記センサで得られた情報に基づいて前記生体情報を測定する生体情報測定部と、
    　を有することを特徴とする生体情報測定装置。
  2. 　前記中空体が、前記内壁を貫通するように形成され、前記反射光を前記内部空間から外部に通過させる第２光通過孔をさらに有し、前記センサが、当該第２光通過孔を通過した前記反射光を受光す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. 　前記中空体の前記内壁が、前記内部空間に対して凹形状に湾曲する面を有す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. 　前記中空体が、半球状の湾曲部材を有す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. 　複数の前記光源が、前記湾曲部材の開放端の内周縁部に沿って配列されていることを特徴とする請求項４に記載の生体情報測定装置。
  6. 　前記第１光通過孔が前記湾曲部材の天頂部に形成されていることを特徴とする請求項４または５に記載の生体情報測定装置。
  7. 　前記第１光通過孔が前記湾曲部材の開放端を塞ぐ平板部材の中心部に形成されていることを特徴とする請求項４または５に記載の生体情報測定装置。
  8. 　前記反射光を収束させるレンズユニットをさらに有し、前記センサが、当該レンズユニットにより収束された前記反射光を受光することを特徴とする請求項１～７のいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
  9. 　前記光源から発せられる光の波長が８００～１１００ｎｍの近赤外光波長帯域であ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. 　前記センサが、２次元面内にアレイ状に配置された複数の画素を有するイメージセンサ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. 　前記第１光通過孔に、前記生体の屈折率の影響を抑える平板が設けられてい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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JPH05307007A (ja) * 1992-04-30 1993-11-19 Matsushita Electric Ind Co Ltd 表面検査方法
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