CN108926340B - 计测装置 - Google Patents

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Abstract

计测装置具备：光源，对于对象物的被检部射出至少1个第1脉冲光、以及光功率不同的至少1个第2脉冲光；光检测器，检测从被检部返回的至少1个第1反射脉冲光及至少1个第2反射脉冲光；控制电路。控制电路使光源以不同的定时分别射出第1脉冲光及第2脉冲光。控制电路使光检测器检测在第1反射脉冲光中包含的光的成分的第1成分，输出表示检测出的第1成分的第1电信号；使光检测器检测从至少1个第2反射脉冲光的光功率开始减小到减小结束的期间的下降期间中的在至少1个第2反射脉冲光中包含的光的成分即第2成分，输出表示检测出的第2成分的第2电信号。

Description

计测装置
技术领域
本发明涉及计测装置。
背景技术
作为用来判断人的健康状态的基础性的参数，广泛地使用心跳数、血流量、血压及血中氧饱和度等。
为了取得生物体信息，广泛地使用近红外线，即从约700nm到约2500nm的波长范围的电磁波。其中，特别经常使用例如约950nm以下的波长比较短的近红外线。这样的短波长的近红外线具有以比较高的透射率透射肌肉、脂肪及骨骼等的生物体组织的性质。另一方面，这样的近红外线还具有容易被血液中的氧化血红蛋白(HbO2)及还原血红蛋白(Hb)吸收的性质。作为使用这些性质的生物体信息的计测方法，已知有近红外分光法(NearInfrared Spectroscopy，以下表述为NIRS)。通过使用NIRS，能够计测例如脑内的血流的变化量、或者血液中的氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化量。也可以基于血流的变化量或血红蛋白的氧状态等来推测脑的活动状态。
日本特开2007－260123号公报及特开2003－337102号公报公开了利用这样的NIRS的装置。
发明内容
有关本发明的一技术方案的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出至少1个第1脉冲光、以及光功率与上述至少1个第1脉冲光不同的至少1个第2脉冲光；光检测器，检测从上述被检部返回的至少1个第1反射脉冲光及至少1个第2反射脉冲光；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述控制电路，使上述光源以不同的定时分别射出上述至少1个第1脉冲光及上述至少1个第2脉冲光；使上述光检测器检测作为在上述至少1个第1反射脉冲光中包含的光的成分的第1成分，并输出表示检测出的上述第1成分的第1电信号；并且使上述光检测器检测下降期间中的作为在上述至少1个第2反射脉冲光中包含的光的成分的第2成分，并输出表示检测出的上述第2成分的第2电信号，上述下降期间是从上述至少1个第2反射脉冲光的光功率开始减小到减小结束的期间。
有关本发明的另一技术方案的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出多个第1脉冲光及多个第2脉冲光；光检测器，检测从上述被检部返回的多个第1反射脉冲光及多个第2反射脉冲光；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光的光功率比上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光的光功率高；上述控制电路，使上述光源将上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光和上述多个第2脉冲光中的各第1脉冲光交替地射出；使上述光检测器检测在上述多个第1反射脉冲光中包含的光的成分；并且使上述光检测器检测在上述多个第2反射脉冲光中包含的光的成分。
附图说明
图1A是用来说明本发明的实施方式1的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。
图1B是示意地表示本发明的实施方式1的光检测器的内部的结构和信号流的图。
图2A是表示作为射出光的单一脉冲光的时间分布的图。
图2B是表示稳定状态下的全光功率(实线)及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)的时间分布的图。
图2C是表示稳定状态下的全光功率(实线)及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)的下降期间中的时间分布的图。
图2D是表示稳定状态下的全光功率(实线)、及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)、以及调制度(单点划线)的时间分布的图。
图3是示意地表示本发明的实施方式1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图4A是表示在被检部的表面及内部存在的血流的变化的前视图。
图4B是表示在被检部的表面及内部存在的血流的变化的从侧面的剖面图。
图5A是示意地表示通过第1脉冲光检测出的被检部的表面的血流的变化的图。
图5B是示意地表示通过第2脉冲光检测出的被检部的表面的血流的变化的图。
图5C是示意地表示通过图像运算导出的被检部的内部的血流的变化的图。
图5D是示意地表示通过进一步的图像运算进行了图像修正的、被检部的内部的血流的变化的图。
图6是示意地表示本发明的实施方式1的变形例1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图7是示意地表示本发明的实施方式1的变形例2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图8是示意地表示本发明的实施方式1的变形例3的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图9A是示意地表示本发明的实施方式2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图9B是示意地表示本发明的实施方式2的光检测器的内部的结构、和电信号及控制信号流的图。
图10A是说明本发明的实施方式3的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。
图10B是示意地表示本发明的实施方式3的光检测器的内部的结构、和电信号及控制信号流的图。
图11是示意地表示本发明的实施方式3的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图12是示意地表示本发明的实施方式3的变形例1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
图13是示意地表示本发明的实施方式3的变形例2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
具体实施方式
在说明本发明的实施方式之前，说明作为本发明的基础的认识。
日本特开2007－260123号公报公开了利用NIRS的内视镜装置。在日本特开2007－260123号公报所公开的内视镜装置中，为了观察埋在被内脏脂肪覆盖的生物体组织之中的血管中的血流信息，在照明光中使用脉冲光。此时，通过使摄像定时比脉冲光入射的定时晚，回避了在时间上较早返回来的较强的噪声光的摄像。由此，改善了从生物体组织的较深处返回来的信号光的S/N比。
日本特开2003－337102号公报公开了使用NIRS的生物体活动计测装置。该计测装置具备生成红外光的光源部、检测来自生物体的被检部的红外光的光检测部和控制装置。该计测装置非接触地计测脑功能。
根据在日本特开2003－337102号公报中公开的装置，能够利用NIRS计测脑活动。但是，由于在由被检部反射的光中包含在时间上较早返回来的较强的噪声光，所以有检测的信号的S/N比较低的问题。
为了解决该问题，可以考虑对日本特开2003－337102号公报的装置组合日本特开2007－260123号公报的技术。即，可以考虑通过使光的检测的定时比脉冲光入射的定时晚，能够抑制在时间上较早地返回来的较强的噪声光的影响。
但是，根据本申请的发明者们的研究可知，即使进行这样的应对，也难以使S/N比充分变高。侵入到脑内的射出光一边在脑内散射一边传播。通过检测该光，能够取得脑内的血流的信息。但是，该光在从脑内向装置返回的光路、即归路中，必定穿过生物体的表面附近的血流即头皮血流分布的区域。因而，在该光中，不仅有脑血流的信息，还较大地叠加有头皮血流的信息。结果，仅通过检测返回来的该光，不能得到正确的脑血流的信息。即，在组合了以往技术的方法中，不能使检测信号的S/N比充分变高。
本申请的发明者们发现了以上的问题，得到了新的计测装置。
本发明包括以下的项目中记载的计测装置。
[项目1]
有关本发明的项目1的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出至少1个第1脉冲光、以及光功率与上述至少1个第1脉冲光不同的至少1个第2脉冲光；光检测器，检测从上述被检部返回的至少1个第1反射脉冲光及至少1个第2反射脉冲光；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述控制电路，使上述光源以不同的定时分别射出上述至少1个第1脉冲光及上述至少1个第2脉冲光；使上述光检测器检测作为在上述至少1个第1反射脉冲光中包含的光的成分的第1成分，并输出表示检测出的上述第1成分的第1电信号；并且使上述光检测器检测下降期间中的作为在上述至少1个第2反射脉冲光中包含的光的成分的第2成分，并输出表示检测出的上述第2成分的第2电信号，上述下降期间是从上述至少1个第2反射脉冲光的光功率开始减小到减小结束的期间。
[项目2]
在项目1所记载的计测装置中，也可以是，上述对象物是生物体；还具备通过使用上述第1电信号和上述第2电信号的运算生成上述被检部的血流信息的信号处理电路。
[项目3]
在项目2所记载的计测装置中，也可以是，上述第1电信号包括上述被检部的表面的血流信息；上述第2电信号包括上述被检部的上述表面及内部的血流信息；上述信号处理电路生成上述被检部的上述内部的血流信息。
[项目4]
在项目2或3所记载的计测装置中，也可以是，上述光检测器是具有二维地排列的多个光检测单元的图像传感器；上述多个光检测单元分别，储存上述第1成分作为第1信号电荷；储存上述第2成分作为第2信号电荷；输出表示储存的上述第1信号电荷的总量的电信号作为上述第1电信号；并且输出表示储存的上述第2信号电荷的总量的电信号作为上述第2电信号。
[项目5]
在项目4所记载的计测装置中，上述控制电路使上述图像传感器输出：第1图像信号，表示在第1期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第1信号电荷的上述总量的二维分布；第2图像信号，表示在与上述第1期间相同或不同的第2期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第2信号电荷的上述总量的二维分布；第3图像信号，表示在比上述第1期间靠前的第3期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第1信号电荷的上述总量的上述二维分布；以及第4图像信号，表示在比上述第2期间靠前的第4期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第2信号电荷的上述总量的上述二维分布；上述信号处理电路，从上述图像传感器接受上述第1至第4图像信号；生成表示上述第1图像信号与上述第3图像信号的差的第1差图像；并且生成表示上述第2图像信号与上述第4图像信号的差的第2差图像。
[项目6]
在项目5所记载的计测装置中，也可以是，上述第1差图像包含多个第1像素；将由上述多个第1像素中的具有超过第1阈值的像素值的多个第1像素形成的区域设为第1区域；上述第2差图像包含多个第2像素；将由上述多个第2像素中的具有超过第2阈值的像素值的多个第2像素形成的区域设为第2区域；当设在上述第1区域中的与上述第2区域重叠的部分中包含的多个第1像素的平均像素值为M1，设在上述第2区域的与上述第1区域重叠的部分中包含的多个第2像素的平均像素值为M2时，满足0.1≤M1/M2≤10。
[项目7]
在项目4至6的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第1脉冲光的脉冲宽度比上述光检测器储存上述第1信号电荷的时间短。
[项目8]
在项目4至6的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第1脉冲光的脉冲宽度比上述光检测器储存上述第1信号电荷的时间长。
[项目9]
在项目4至8的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第1脉冲光具备多个第1脉冲光；上述至少1个第2脉冲光具备多个第2脉冲光；上述控制电路，在第1帧期间中，使上述光源反复射出上述多个第1脉冲光，并且与上述多个第1脉冲光的各自的射出同步地，使上述光检测器储存上述第1信号电荷；在接着上述第1帧期间的第2帧期间中，使上述光源反复射出上述多个第2脉冲光，并且与上述多个第2脉冲光的各自的射出同步地，使上述光检测器储存上述第2信号电荷。
[项目10]
在项目1至8的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第1脉冲光具备多个第1脉冲光；上述至少1个第2脉冲光具备多个第2脉冲光；上述控制电路使上述光源将上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光及上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光交替地射出；从上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光的中心到在其之后紧接着被射出的第2脉冲光的中心的时间间隔，比从上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光的中心到在之后紧接着被射出的第1脉冲光的中心的时间间隔短。
[项目11]
在项目1至10的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第1脉冲光及上述至少1个第2脉冲光中的一方的波长是在650nm以上小于805nm，另一方的波长是大于805nm且在950nm以下。
[项目12]
在项目1至11的任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述至少1个第2脉冲光的光功率比上述至少1个第1脉冲光的光功率高。
[项目13]
有关本发明的项目13的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出多个第1脉冲光及多个第2脉冲光；光检测器，检测从上述被检部返回的多个第1反射脉冲光及多个第2反射脉冲光；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光的光功率比上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光的光功率高；上述控制电路，使上述光源将上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光和上述多个第2脉冲光中的各第1脉冲光交替地射出；使上述光检测器检测在上述多个第1反射脉冲光中包含的光的成分；并且使上述光检测器检测在上述多个第2反射脉冲光中包含的光的成分。
在本发明中，电路、单元、装置、部件或部的全部或一部分、或框图的功能块的全部或一部分也可以由包括半导体装置、半导体集成电路(IC)或LSI(large scaleintegration)的一个或多个电子电路执行。LSI或IC既可以集成到一个芯片上，也可以将多个芯片组合而构成。例如，存储元件以外的功能块也可以集成到一个芯片上。这里，称作LSI或IC，但根据集成的程度而叫法变化，也有称作***LSI、VLSI(very large scaleintegration)或ULSI(ultra large scale integration)的情况。也可以以相同的目的使用在LSI的制造后编程的现场可编程门阵列(FPGA)、或能够进行LSI内部的接合关系的再构成或LSI内部的电路划分的设置的可重构逻辑器件。
进而，电路、单元、装置、部件或部的全部或一部分的功能或操作也可以通过软件处理来执行。在此情况下，将软件记录到一个或多个ROM、光盘、硬盘驱动器等的非暂时性记录媒体中，当软件被处理装置(processor)执行时，通过处理装置(processor)及周边装置执行由该软件确定的功能。***或装置也可以具备记录有软件的一个或多个非暂时性记录媒体、处理装置(processor)及需要的硬件设备例如接口。
以下，更具体地说明本发明的实施方式。但是，有将所需以上详细的说明省略的情况。例如，有省略对于已经周知的事项的详细说明及对于实质上相同结构的重复说明的情况。这是为了避免以下的说明不必要地变得冗长，使本领域技术人员的理解变容易。另外，本申请的发明者们为了本领域技术人员充分地理解本发明而提供了附图及以下的说明，并不意味着由它们限定权利要求书所记载的主题。在以下的说明中，对相同或类似的构成要素赋予相同的标号。
以下，参照附图对实施方式进行说明。
(实施方式1)
首先，说明本发明的实施方式1的生物体计测装置。
图1A是用来说明本发明的实施方式1的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。图1B是示意地表示本发明的实施方式1的光检测器的内部的结构和信号流的图。
实施方式1的生物体计测装置17具备光源1、光检测器2、和控制光源1及光检测器2的控制电路7。
光源1及光检测器2并列配置。光源1朝向被检者5的被检部6射出光。光检测器2检测从光源1射出、由被检部6反射的光。控制电路7控制由光源1进行的光的射出和由光检测器2进行的光的检测。本实施方式的生物体计测装置17包括处理从光检测器2输出的电信号(以下，简称作信号)的信号处理电路30。信号处理电路30通过进行使用从光检测器2输出的多个信号的运算，生成关于被检部6的内部的血流的信息。
本实施方式的被检部6是被检者5的额头部。通过向额头部照射光并检测其散射光，能够取得脑血流的信息。“散射光”包括反射散射光和透射散射光。在以下的说明中，有将反射散射光简称作“反射光”的情况。
在作为被检部6的额头的内部，从表面起依次存在头皮(厚度：约3到6mm)、头盖骨(厚度：约5到10mm)、脑脊髄液层(厚度：约2mm)及脑组织。括弧内的厚度的范围表示有个人差异。血管存在于头皮内及脑组织内。因而，将头皮内的血流称作头皮血流，将脑组织内的血流称作脑血流。在脑功能计测中，在头皮的表面附近及内部的两者中存在血流分布的被检部是计测对象。
生物体是散射体。朝向被检部6射出的光8中的一部分的光作为直接反射光10a向生物体计测装置17返回。其他的光入射到被检部6的内部中而被扩散，一部分被吸收。侵入到被检部6的内部中的光，成为包含存在于距表面深度3到6mm左右的表皮内的表面附近的血流、即头皮血流的信息的内部散射光9a，或者包含存在于距表面为深度10到18mm左右的范围中的血流、即脑血流的信息的内部散射光9b等。内部散射光9a、9b分别作为来自表面附近的反射散射光10b及来自内部的反射散射光11向生物体计测装置17返回。上述的直接反射光10a、来自表面附近的反射散射光10b及来自内部的反射散射光11被光检测器2检测。
从光源1射出到到达光检测器2的时间，直接反射光10a最短，其次是来自表面附近的反射散射光10b较短，来自内部的反射散射光11最长。其中，被要求以较高的S/N比检测的成分，是具有脑血流的信息的来自内部的反射散射光11。
另外，在进行脑血流以外的生物体计测的情况下，也有不仅使用反射散射光、还使用透射散射光的情况。在取得脑血流以外的血液的信息的情况下，也可以将额头以外的部位(例如前臂或脚等)作为被检部。在以下的说明中，只要没有特别否定，就假设被检部6是额头。被检者5是人，但也可以是人以外的具有皮肤且有不长毛的部分的动物。本说明书中的被检者的用语意味着普遍包含这样的动物的被检体。
光源1例如射出650nm以上950nm以下的光。该波长范围包含在红色到近红外线的波长范围中。上述的波长范围被称作生物体的窗，公知为在体内的吸收率较低。假设本实施方式的光源1射出上述波长范围的光而进行说明，但也可以使用其他波长范围的光。在本说明书中，不仅是可视光，关于红外线也使用“光”的用语。
在不到650nm的可视光区域中，由血液中的血红蛋白(HbO2及Hb)带来的吸收较大，在超过950nm的波长域中，由水带来的吸收较大。另一方面，在650nm以上950nm以下的波长范围内，血红蛋白及水的吸收系数比较低，血红蛋白及水的散射系数比较大。因而，650nm以上950nm以下的波长范围内的光在向体内侵入后，受到较强的散射而返回到体表面。因此，能够有效率地取得体内的信息。所以，在本实施方式中，主要使用650nm以上950nm以下的波长范围内的光。
光源1是例如可以是反复射出脉冲光的激光二极管(Laser Diode(LD))等的激光源。在如本实施方式那样被检者5是人的情况下，考虑光8对眼睛的视网膜的影响。在作为光源1而使用激光源的情况下，例如可以选择由各国制定的激光安全基准的等级1的激光源。在满足等级1的情况下，向被检者5的被检部6射出辐射释放极限(AEL)低于1mW的低照度的光。由于是低照度的光，所以光检测器2的灵敏度不够的情况较多。在此情况下，将脉冲光反复射出。另外，光源1自身也可以不满足等级1。例如，通过将扩散板或ND滤光器等的元件配置在光源1及被检部6之间，将光扩散或衰减。由此，来满足激光安全基准的等级1。
也可以在光源1的射出面设置透镜等的光学元件，来调整光8的发散程度。进而，也可以在光检测器2的受光面侧设置透镜等的光学元件，来调整受光的反射散射光的取入率。
光源1并不限于激光源，也可以是发光二极管(Light Emitted Diode(LED))等的其他种类的光源。在光源1中，例如可以广泛地使用半导体激光器、固体激光器、纤维激光器、超发光二极管及LED等。
光源1可以根据来自控制电路7的指示，进行脉冲光的射出的开始及停止、以及光功率的变更。由此，能够从光源1产生大致任意的脉冲光。
本申请的发明者们为了将由光检测器2检测的直接反射光10a、反射散射光10b、11的光量定量化，作为被检部6而设想模拟典型的日本人的头的体模，进行脉冲光响应的模拟。具体而言，在将脉冲光射出到从光源1离开例如15cm的被检部6上的情况下，通过蒙特卡洛解析计算出由光检测器2检测的光功率的时间分布即脉冲光响应。
图2A是表示作为射出光的单一脉冲光的时间分布的图。该例中的脉冲光的波长是λ＝850nm，半值全宽是11ns。该单一脉冲光的形状是上升及下降时间为1ns的典型的梯形。假设在时刻t＝0开始该单一脉冲光的射出，在t＝12ns完全停止。
由于光速c＝30万km/s，从光源1到被检部6的距离是15cm，所以光8到达被检部6表面的时刻为t＝0.5ns。光8在被检部6表面中被直接反射，成为直接反射光10a，到达光检测器2上的时刻为t＝1ns。因而，在光检测器2上检测到光的时刻Td为Td≧1ns。
生物体计测装置17基于脑血流中的氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化，计测来自被检部6的内部的反射散射光11的光量的变化量。在脑组织内，存在吸收系数及散射系数对应于脑血流的变化而变化的吸收体。在稳定状态下，将脑内模型化为均匀的脑组织，可以执行蒙特卡洛解析。在本说明书中，所谓血流的变化，是指血流的时间变化。
图2B是表示稳定状态下的全光功率(实线)及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)的时间分布的图。图2C是表示稳定状态下的全光功率(实线)及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)的时间分布的图。图2C是表示稳定状态下的全光功率(实线)及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)的下降期间中的时间分布的图。所谓下降期间，是指从光功率开始减小到减小结束的期间。图2D是表示稳定状态下的全光功率(实线)、及穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)、以及调制度(单点划线)的时间分布的图。所谓调制度，是指将穿过了脑血流变化的区域的光的量用稳定状态下的全光量除的值。各图的纵轴在图2B及图2C中用线性显示表示，在图2D中用对数显示表示。
在光检测器2中检测出的全光量中包含的、穿过了脑血流变化的区域的光的量仅为2×10－5左右。即，在射出作为脉冲光的光8，由光检测器2检测全光量，并且检测出其变化量的情况下，由于在检测出的光量中包含的表示脑血流的变化的成分是微小的，所以能够忽略。另一方面，直接反射光10a的光量是一定的，反射率例如是约4％。因此，能够检测来自表面附近的反射散射光10b的光量变化，即头皮血流的变化。
在光检测器2上，设光功率开始减小的时刻为tbs，设光功率完全下降到噪声水平的时刻为tbe。如图2D所示，可知在tbs≤t≤tbe的光的下降期间13中表示脑血流的变化的信号的比例变高。越是成为光的下降期间13的后半，光量越减少，相应地噪声增加。但是，调制度变大。tbs≤t≤tbe的下降期间13中的例如t＝13.5ns以后的光的量是脉冲光的全检测光量的约1/100。在使用光检测器2的电子快门的功能检测出到达下降期间13的光的情况下，穿过了脑血流变化的区域的光的比例，增加到t＝13.5ns以后的全检测光量的7％。由此，能够充分地取得表示脑血流的变化的信号。如果不使用电子快门，则脑血流的变化的比例是2×10－5左右。
因而，如果射出光8，由光检测器2接收来自被检部6的光的下降期间13中包含的光11的成分，只要检测其光量变化，就能够检测表示脑血流的变化的信号。
使用上述头皮血流及脑血流的变化的计测原理，说明本实施方式的生物体计测装置17中的脉冲光的射出及光检测。
图3是示意地表示本发明的实施方式1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在实施方式1的生物体计测装置17中，控制电路7使光源1将至少1个第1脉冲光及至少1个第2脉冲光分别以不同的定时射出。控制电路7使光检测器2检测从被检部6回来的、作为至少1个第1反射脉冲光中包含的光的成分的第1成分，输出表示检测出的第1成分的第1电信号。控制电路7使光检测器检测从被检部6返回来的、作为至少1个第2反射脉冲光的下降期间中包含的作为光的成分的第2成分，使表示检测出的第2成分的第2电信号输出。
如图3的上段所示，光源1依次射出第1脉冲光8a、第2脉冲光8b。第1脉冲光8a具有脉冲宽度T1及最大光功率值P1，第2脉冲光8b具有脉冲宽度T2及最大光功率值P2。在本说明书中，所谓脉冲宽度，是指脉冲波形的半值全宽。从第1脉冲光8a的中心到第2脉冲光8b的中心的时间间隔是d。
如图3的中段所示，与第1脉冲光8a对应的、从被检部6返回来的光19a具有与T1大致相同的脉冲宽度Td1。同样，与第2脉冲光8b对应的、从被检部6返回来的光19b具有与T2大致相同的脉冲宽度Td2。从被检部返回来的光19a、19b如图3的中段所示，因内部散射的影响而发生时间延迟，有在下摆处稍稍扩大的形状。
光检测器2将与第1脉冲光8a对应的从被检部6返回来的光19a的成分和与第2脉冲光8b对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的光的成分分别用光检测器2中的光电变换部3进行光电变换，由电荷储存部(以下称作储存部)储存第1信号电荷18a、第2信号电荷18b。
在本实施方式中，第1脉冲光8a的脉冲宽度T1比第2脉冲光8b的脉冲宽度T2短(T1<T2)，例如T1＝1至3ns及T2＝11至22ns。第1脉冲光8a的最大光功率值P1比第2脉冲光8b的最大光功率值P2低(P1<P2)，例如P1/P2＝0.01至0.1。此外，也可以是第1脉冲光8a和第2脉冲光8b的最大光功率相同，第1脉冲光8a的脉冲宽度比第2脉冲光8b的脉冲宽度小。
在被检部6是人的额头的情况下，有可能各脉冲光会进入眼睛。因此，能够将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b以例如满足等级1的程度的低功率射出。为了满足光检测器2的灵敏度，可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b反复射出。例如，可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的对以55ns至110ns左右的时间周期Λ、以1万次至100万次左右反复射出。由此，构成1帧。通过将帧排列，能够构成运动图像。另外，第1脉冲光8a及第2脉冲光8b只要包含在同一帧期间内就可以，也可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的顺序替换。
此外，也可以使比从第1脉冲光8a的中心到在其之后立即射出的第2脉冲光8b的中心的时间间隔d比从第2脉冲光8b的中心到在其之后立即射出的第1脉冲光8a的中心的时间间隔(Λ－d)短。通过适当地设定时间间隔d，能够使用后述的电子快门，使向2个储存部4a、4b存储电荷的时间大致均等。在此情况下，能得到容易控制的效果。
也可以不课以等级1的限制，而使用较高的光功率计测脑血流以外的生物体信息，或使用雪崩光电二极管那样的灵敏度较好的光检测器来计测生物体信息。在此情况下，并不一定需要将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的各自的射出反复多次。例如，也可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b分别各1次照射被检部6来检测生物体信息。
在本实施方式的生物体计测装置17中，光检测器2具有切换是否储存信号电荷的电子快门和多个储存部4a、4b。电子快门是控制由光电变换部3生成的信号电荷的储存和排出的电路。
射出第1脉冲光8a，将从被检部6返回来的光19a在光电变换部3中进行光电变换。然后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16e，选择储存部4a，即将电子快门设为open(开)，以例如11至22ns的时间TS1储存第1信号电荷18a。在经过时间TS1后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16e选择漏极12，即将电子快门设为close(关)，将来自光电变换部3的电荷释放。
同样，将作为与第2脉冲光8b对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的光的反射散射光11的成分在光电变换部3中进行光电变换。然后，使用控制信号16a、16b、16e选择别的储存部4b，以例如11至22ns的时间TS2将第2信号电荷18b储存。在经过时间TS2后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16e选择漏极12，将来自光电变换部3的电荷释放。
因而，在储存部4a中，将与第1脉冲光8a的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19a的成分通过光电变换作为1帧的第1信号电荷18a储存。在1帧的结束后，将第1信号电荷18a作为第1电信号15a向控制电路输出。第1电信号15a包含头皮血流的信息。
在储存部4b中，将作为与第2脉冲光8b的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的光的反射散射光11的成分进行光电变换，由此作为1帧的第2信号电荷18b储存。在1帧的结束后，将第2信号电荷18b作为第2电信号15b向控制电路输出。第2电信号15b不仅包括脑血流的信息，也包括头皮血流的信息。
也可以在第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的射出后没有光射出的状态下，以相同的时间及相同的次数将电子快门设为open及close，来测量环境噪声。通过将环境噪声的值从信号值中分别减去，能够使信号的S/N比提高。TS1及TS2既可以相同也可以不同。如果是TS1＝TS2，则仅在TS1的期间中将电子快门设为open、测量一次环境噪声就可以。由此，将仅在TS2的期间中将电子快门设为open的第2次的环境噪声的测量省略。
在本实施方式中，第1脉冲光8a的脉冲宽度T1比储存第1信号电荷18a的时间TS1短(T1<Ts1)。在此情况下，也可以在第1脉冲光8a的射出定时或电子快门成为open或close的时间中有摆动(抖动)。进而，从被检部6到生物体计测装置17的距离也可以稍稍变动。通过使T1比TS1短，能够将上述变动量大致消除或减小，能够将储存电荷量维持为一定。即，能够提高抖动容限，在表面附近的血流的检测中，能得到能够减小由被检部的运动带来的影响的效果。
图1B所示的光检测器2的结构相当于1像素。由此，能够取得关于被检部6内的平均化的血流的生物体信息。
此外，作为光检测器2，也可以使用按照每个像素具备光电变换部3、储存部、和切换是否在储存部中储存信号电荷的电子快门的图像传感器。在此情况下，光检测器2是具有二维地排列的多个光检测单元的图像传感器。各个光检测单元将第1脉冲光中包含的光的成分作为第1信号电荷18a储存，将第2脉冲光的下降期间中包含的光的成分作为第2信号电荷18b储存。进而，各个光检测单元将表示储存的第1信号电荷的总量的电信号作为第1电信号15a输出，将表示储存的第2信号电荷的总量的电信号作为第2电信号15b输出。由此，能够将关于被检部6的血流的生物体信息作为包含多个帧的运动图像取得。
接着，参照图4A及图4B，对在第2电信号15b中叠加脑血流的信息及头皮血流的信息的情况进行说明。
图4A是表示在被检部的表面及内部存在的血流的变化的前视图。图4B是表示在被检部的表面及内部存在的血流的变化的YZ平面的剖面图。在图4A及图4B中，表示了处于距作为额头的被检部6的表面为例如深度3至6mm左右的表皮内的表面附近的血流(即头皮血流)变化的区域，即头皮血流区域14a，和距表面为10至18mm左右的内部的血流(即脑血流)变化的区域即脑血流区域14b。着眼于光8入射到被检部6中、作为内部散射光9b在光检测器2中被检测到的光路。虽然也取决于血流分布，但首先，内部散射光9b穿过头皮血流区域14a，然后被散射或吸收，穿过脑血流区域14b，再反复散射或吸收，再次穿过头皮血流区域14a，从被检部6出来。即，在与第2脉冲光8b的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的脑血流的信息中，叠加有头皮血流的信息。由此，脑血流的信息的S/N比劣化。脑血流的信息受到在去路中被叠加的头皮血流区域14a的影响。但是，通过生物体内的往返的光路中的散射或吸收，其影响变小。因而，脑血流的信息较大地受到在归路中被叠加的头皮血流区域14a的影响。
接着，说明表示被检部6中的血流的变化的分布的取得方法。
首先，控制电路7使作为图像传感器的光检测器2输出以下的第1至第4图像信号。第1图像信号表示在第1期间中被储存在多个光检测单元中的第1信号电荷18a的总量的二维分布。第2图像信号表示在与第1期间相同或不同的第2期间中被储存在多个光检测单元中的第2信号电荷18b的总量的二维分布。第3图像信号表示在比第1期间靠前的第3期间中被储存在多个光检测单元中的第1信号电荷18a的总量的二维分布。第4图像信号表示在比第2期间靠前的第4期间中被储存在多个光检测单元中的上述第2信号电荷的总量的二维分布。
接着，信号处理电路30从作为图像传感器的光检测器2接受第1至第4电信号。然后，信号处理电路30生成表示第1图像信号所表示的图像与第3图像信号所表示的图像的差的第1差图像，生成表示第2图像信号所表示的图像与第4图像信号所表示的图像的差的第2差图像。
第1差图像相当于表示被检部6中的头皮血流的变化的分布，第2差图像相当于表示被检部6中的头皮血流及脑血流的变化的分布。在本说明书中，设第1及第2差图像为表示差的绝对值的图像。如果信号处理电路30仅接受到1次第3及第4图像信号，按照每1帧周期反复接受到第1及第2图像信号，则能得到表示被检部6中的血流的变化的分布的运动图像。
如图3的例子所示，也可以是第1及第2期间相同，第3及第4期间相同。如后述那样，也可以第2期间是接着第1期间的帧期间，第4期间是接着第3期间的帧期间。
接着，说明改善脑血流的信息的S/N比的方法。
图5A是示意地表示通过第1脉冲光检测出的被检部6的表面的血流的变化的图。图5B是示意地表示通过第2脉冲光检测出的被检部6的表面的血流的变化的图。图5C是示意地表示通过图像运算导出的被检部6的内部的血流的变化的图。图5D是示意地表示通过进一步的图像运算进行了图像修正的、被检部6的内部的血流的变化的图。
基于通过第1脉冲光8a的脉冲列的照射发生的第1电信号15a，信号处理电路30如图5A所示，生成相当于表示头皮血流的变化的分布14c的第1差图像。接着，通过第2脉冲光8b的脉冲列的照射，基于来自使用电子快门延迟了时间而储存的电荷的第2电信号15b，信号处理电路30生成图5B所示那样的叠加了头皮血流及脑血流的信息的、相当于表示血流的变化的分布14c的第2差图像。在图5B中的分布14c中，存在包含头皮血流的信息而不包含脑血流的信息的区域R1、包含头皮血流及脑血流的两者的信息的区域R2、和包含脑血流的信息而不包含头皮血流的信息的区域R3。
信号处理电路30通过使用表示第1信号电荷18a的量的第1电信号15a和表示第2信号电荷18b的量的第2电信号15b的运算，生成被检部6的内部的血流信息。第1信号电荷18a包含被检部6的表面的血流信息，第2信号电荷18b包含被检部6的表面及内部的血流信息。
信号处理电路30基于图5A及图5B中的2个二维图像，通过包括减法或除法等的图像运算，生成图5C中的表示脑血流的变化的分布14d的二维图像。例如，进行修正，以使得在图5B的区域R1和图5A的与区域R1相当的区域中，2个分布的强度相同。然后，只要从图5B中的表示表面及内部的血流信息的分布减去图5A中的表示表面的血流信息的分布就可以。由此，能得到表示内部的血流信息的分布。
图5C中的二维图像显示表示脑血流的变化的分布14d。表示脑血流的变化的分布14d处于内部的脑血流被散射而扩大的状态。所以，信号处理电路30通过扩散方程式或蒙特卡洛解析等推测其散射状态，进行图像修正。由此，信号处理电路30表示图5D中的生成脑血流的变化的分布14e的二维图像。该二维图像是表示希望的脑血流的变化的分布。
在上述的方法中，为了以较高的S/N比进行运算，也可以在图5A及图5B中的2个图像中，使表示被检部6的表面的血流变化的区域中的亮度例如相同。
在图5A的图像中，将由具有超过第1阈值的像素值的多个像素形成的区域14c设为第1区域。同样，在图5B的图像中，将由具有超过第2阈值的像素值的多个像素形成的区域14c设为第2区域。第1阈值与第2阈值既可以相同也可以不同。将图5A的图像的第1区域中的、与第2区域重叠的部分的平均像素值设为M1。同样，将图5B的图像的第2区域中的、与第1区域重叠的部分的平均像素值设为M2。在此情况下，例如也可以是M1＝M2。由于能够通过图像修正来调整，所以M1和M2例如也可以满足0.1≤M1/M2≤10。通过调整脉冲宽度T1、T2、最大光功率值P1、P2及将第2储存部4b的电子快门设为open的定时中的至少1个，能够达成上述条件。
图5A的例子中的第1区域中的、与图5B的例子中的第2区域重叠的部分包含头皮血流的信息而不包含脑血流的信息。另一方面，图5B的例子中的第2区域中的与图5A的例子中的第1区域重叠的部分，不仅包含头皮血流的信息，也包含脑血流的信息的一部分。在此情况下，也如上述那样，在M1及M2的比中有1个数量级左右的余量。因而，即使在M2中包含脑血流的信息的一部分也没有问题。
此外，光源1也可以包括2个发光元件。例如，也可以是一方的发光元件射出第1脉冲光8a，然后另一方的发光元件射出第2脉冲光8b。在该结构中，各个发光元件的最大光功率值可以一定。由此，光源的输出控制变得容易。
接着，说明本发明的实施方式1的变形例的生物体计测装置。
图6是示意地表示本发明的实施方式1的变形例1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在该例中，光源1在1帧期间的前半t<Tf中，如在上述中说明那样，作为光8而交替地射出第1脉冲光8a及第2脉冲光8b。光源1在1帧期间的后半t>Tf中，仅反复射出第2脉冲光8b。在1帧期间的前半，当由第1脉冲光8a得到的上述平均像素值M1超过由第2脉冲光8b得到的上述平均像素值M2(M1>M2)时，在1帧期间的后半，也可以使由第2脉冲光8b得到的上述平均像素值M2增加，进行调整以使M1及M2成为同等的平均像素值。该变形例1在各脉冲光的强度及脉冲宽度的至少1个调整幅度较小、由每1脉冲的第1脉冲光8a带来的储存电荷量比由每1脉冲的第2脉冲光8b带来的储存电荷量大时是有效的。
此外，也可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的排列的前半及后半替换。即，光源1也可以在1帧期间的前半反复射出第2脉冲光，而在1帧期间的后半交替地反复射出第1脉冲光8a及第2脉冲光8b。
进而，可能发生各脉冲光的强度及脉冲宽度的至少1个调整幅度较大、由每1脉冲的第1脉冲光8a带来的储存电荷量比由每1脉冲的第2脉冲光8b带来的储存电荷量小的情况。在此情况下，也可以在1帧期间的前半交替地反复射出第1脉冲光8a及第2脉冲光8b，在1帧期间的后半反复射出第1脉冲光8a。
图7是示意地表示本发明的实施方式1的变形例2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
与上述实施方式1的变形例1不同的点是，第1脉冲光8a的脉冲宽度T1比电子快门为open的时间TS1长(T1>TS1)。在此情况下，也可以在第1脉冲光8a的射出定时或电子快门成为open及close的时间中有摆动(抖动)。进而，被检部6及生物体计测装置17的间隔也可以稍稍变动。通过使T1比TS1长，能够将上述变动量大致消除或减少，能够将储存电荷量维持为一定。即，能得到能提高抖动容限、进而在表面附近的血流的检测中能够减小由被检部的运动带来的影响的效果。
在此情况下，也可以在与电子快门open的全部时间幅度TS1相同的时间中储存电荷。由此，与上述实施方式1的变形例1相比，能够增加由第1脉冲光8a得到的上述平均像素值M1。因此，在1帧期间的后半，仅反复射出第2脉冲光8b、使由第2脉冲光8b得到的上述平均像素值M2增加是有效的。
在该例中，也可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的排列的前半及后半调换。即，光源1也可以在1帧期间的前半将第2脉冲光8b反复射出，在1帧期间的后半将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b交替地反复射出。
图8是示意地表示本发明的实施方式1的变形例3的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在该例中，光源1在1帧期间的前半t<Tf中将第1脉冲光8a反复射出，在后半t>Tf中将第2脉冲光8b反复射出。也可以控制第1脉冲光8a及第2脉冲光8b各自的反复次数，进行调整以使1帧期间的由第1脉冲光8a及第2脉冲光8b得到的上述平均像素值M1、M2成为M1＝M2或0.1≤M1/M2≤10。由此，1帧期间的储存部4a、4b的切换在前半及后半分别仅为1次，控制变得容易。
此外，也可以将第1脉冲光8a及第2脉冲光8b的排列的前半及后半替换。即，光源1也可以在1帧期间的前半将第2脉冲光8b反复射出，在1帧期间的后半将第1脉冲光8a反复射出。
(实施方式2)
接着，使用图9A及图9B，将本发明的实施方式2的生物体计测装置以与上述实施方式1的生物体计测装置不同的点为中心进行说明。
图9A是示意地表示本发明的实施方式2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。图9B是示意地表示本发明的实施方式2的光检测器的内部的结构、和电信号及控制信号流的图。
在实施方式2的生物体计测装置17中，控制电路7在第1帧期间中使光源1反复射出第1脉冲光，同步于第1脉冲光的射出，使光检测器2将与上述第1脉冲光的至少一部分对应的第1信号电荷反复储存。控制电路7在接着第1期间的第2帧期间中，使光源1反复射出第2脉冲光，同步于第2脉冲光的射出，使光检测器2将与从被检部6返回来的第2反射脉冲光的下降期间的至少一部分对应的第2信号电荷反复储存。
实施方式2的生物体计测装置与实施方式1的生物体计测装置不同的点是，在光检测器2中，储存部4a是仅1个，进而，第1脉冲光8a及第2脉冲光8b分别被包含在不同的帧期间中。光源1在第1帧期间中将第1脉冲光8a反复射出，在接着第1帧期间的第2帧期间中将第2脉冲光8b反复射出。
在实施方式2中执行上述的表示被检部6中的血流的变化的分布的取得方法的情况下，第1期间相当于上述第1帧期间，第2期间相当于上述第2帧期间，第4期间相当于接着第3期间的帧期间。如上述那样，根据第1至第4电信号，能够得到表示被检部6中的头皮血流的变化的分布、和表示被检部6中的头皮血流及脑血流的变化的分布。也可以反复进行该动作而取得运动图像。也可以将第1及第2帧替换，在第1帧期间中将第2脉冲光8b反复射出，在第2帧期间中将第1脉冲光8a反复射出。
在光检测器2中，储存部是仅1个，不需要储存部的切换。由此，能得到结构变得简单、控制变得容易的效果。另外，在光检测器2具有多个储存部的情况下，只要使用其中的1个就可以。
(实施方式3)
接着，使用图10A、图10B及图11，将本发明的实施方式3的生物体计测装置以与上述实施方式1的生物体计测装置不同的点为中心进行说明。
图10A是说明本发明的实施方式3的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。图10B是示意地表示本发明的实施方式3的光检测器的内部的结构、和电信号及控制信号流的图。
图11是示意地表示本发明的实施方式3的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在实施方式3的生物体计测装置中，与实施方式1的生物体计测装置不同的点是，光源1是至少射出2个波长的光的多波长光源，按照每个波长依次射出第1脉冲光8a、8c和第2脉冲光8b、8d。
光源1将多个发光元件1a、1b在Y方向上排列而构成。发光元件1a、1b例如是激光芯片。氧化血红蛋白及还原血红蛋白的吸收率例如在λ1＝750nm及λ2＝850nm的波长下不同。因此，通过运算使用这2个波长分别得到的2个电信号，能够测量被检部6的氧化血红蛋白及还原血红蛋白的比例。
当被检部6是生物体的头部的额头区域时，能够测量额叶的脑血流的变化量、或氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化量等，能够进行感情等的信息的感测。例如，在注意力集中状态下，发生脑血流量的增加及氧化血红蛋白量的增加等。
能够进行各种各样的波长的组合。在波长为805nm中，氧化血红蛋白及还原血红蛋白的吸收量相等。因而，如果也考虑上述生物体的窗，则例如也可以是650nm以上不到805nm的波长与比805nm长且950nm以下的波长的组合。进而，也可以除了该2个波长以外还使用805nm的波长的3个波长。在使用3个波长的光的情况下，需要3个激光芯片，但由于也能得到第3个波长的信息，所以通过利用该信息，运算能够变得容易。
本实施方式的生物体计测装置17的光检测器2具有切换是否储存信号电荷的电子快门和4个储存部4a、4b、4c、4d。通过发光元件1a，射出波长λ1的第1脉冲光8a，将从被检部6返回来的光19a在光电变换部3中进行光电变换。然后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16c、16d、16e选择储存部4a，仅以例如11至22ns的时间TS1储存第1信号电荷18a。在经过时间TS1后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16c、16d、16e选择漏极12，将来自光电变换部3的电荷释放。
同样，将与波长λ1的第2脉冲光8b对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的光11的成分在光电变换部3中进行光电变换。然后，使用控制信号16a、16b、16c、16d、16e选择别的储存部4b，以例如11至22ns的时间TS2储存第2信号电荷18b。在经过时间TS2后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16e选择漏极12，将来自光电变换部3的电荷释放。
然后，将发光元件1a改变为发光元件1b，同样依次射出波长λ2的第1及第2脉冲光8c、8d。储存部4c对应于第1脉冲光8c，储存部4d对应于第2脉冲光8d。
因而，在储存部4a中，将与波长λ1的第1脉冲光8a的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19a的成分通过光电变换，作为1帧的第1信号电荷18a储存。在1帧的结束后，将第1信号电荷18a作为第1电信号15a向控制电路7输出。第1电信号15a包括波长λ1的头皮血流的信息。
在储存部4b中，将与波长λ1的第2脉冲光8b的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19b的下降期间13中包含的反射散射光11的成分通过光电变换作为1帧的第2信号电荷18b储存。在1帧的结束后，将第2信号电荷18b作为第2电信号15b向控制电路输出。第2电信号15b不仅包括波长λ1的脑血流的信息，还包括波长λ1的头皮血流的信息。
在储存部4c中，将与波长λ2的第1脉冲光8c的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19c的成分通过光电变换作为1帧的第3信号电荷18c储存。在1帧的结束后，将第3信号电荷18c作为第3电信号15c向控制电路7输出。第3电信号15c包括波长λ2的头皮血流的信息。
在储存部4d中，将在与波长λ2的第2脉冲光8d的反复脉冲列对应的从被检部6返回来的光19d的下降期间13中包含的反射散射光11的成分通过光电变换作为1帧的第4信号电荷18d储存。在1帧的结束后，将第4信号电荷18d作为第4电信号15d向控制电路输出。第4电信号15d不仅包括波长λ2的脑血流的信息，也包括波长λ2的头皮血流的信息。
根据所取得的4个图像信息，作为表示脑血流的变化的图像，能够生成氧化血红蛋白及还原血红蛋白的2个二维浓度分布的图像。
接着，说明本发明的实施方式3的变形例的生物体计测装置。
图12是示意地表示本发明的实施方式3的变形例1的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在该例中，使用2个储存部。在第1帧期间中，在前半将具有第1波长λ1的第1脉冲光8a及第2脉冲光8b反复射出，在后半将具有第1波长λ1的第2脉冲光8b反复射出。在第2帧期间中，在前半将具有第2波长λ2的第1及第2脉冲光8c、8d反复射出，在后半将具有第2波长λ2的第2脉冲光8d反复射出。
图13是示意地表示本发明的实施方式3的变形例2的第1及第2脉冲光的时间分布(上段)、射出了第1及第2脉冲光的情况下的光检测器上的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。
在该例中，使用1个储存部。在第1帧期间中，将具有第1波长λ1的第1脉冲光8a反复射出，在第2帧期间中，将具有第2波长λ2的第1脉冲光8c反复射出，在第3帧期间中，将具有第1波长λ1的第2脉冲光8b反复射出，在第4帧期间中，将具有第2波长λ2的第2脉冲光8d反复射出。在光检测器2中，储存部可以是仅1个。因而，不需要储存部的切换，结构变得简单。
以上，说明了实施方式1至3的生物体计测装置，但本发明并不限定于这些实施方式。将各个实施方式的生物体计测装置的结构组合的生物体计测装置也包含在本发明中，能够起到同样的效果。
标号说明
1 光源
2 光检测器
3 光电变换部
4a、4b 储存部
5 被检者
6 被检部
7 控制电路
8 光
8a、8c 第1脉冲光
8b、8d 第2脉冲光
9a、9b 内部散射光
10a 直接反射光
10b、11 反射散射光
12 漏极
13 下降期间
14a 头皮血流区域
14b 脑血流区域
14c 分布
15a 第1电信号
15b 第2电信号
15c 第3电信号
15d 第4电信号
16a、16b、16c、16d、16e 控制信号
17 生物体计测装置
18a 第1信号电荷
18b 第2信号电荷
18c 第3信号电荷
18d 第4信号电荷
19a、19b、19c、19d 从被检部返回来的光

Claims (10)

1.一种计测装置，其特征在于，
具备：
光源，对于对象物的被检部，射出至少1个第1脉冲光、以及光功率比上述至少1个第1脉冲光高的至少1个第2脉冲光；
光检测器，检测从上述被检部返回的至少1个第1反射脉冲光及至少1个第2反射脉冲光；以及
控制电路，控制上述光源及上述光检测器；
上述控制电路，
使上述光源以不同的定时分别射出上述至少1个第1脉冲光及上述至少1个第2脉冲光；
使上述光检测器检测作为在上述至少1个第1反射脉冲光中包含的光的成分的第1成分，并输出表示检测出的上述第1成分的第1电信号；并且
使上述光检测器检测下降期间中的作为在上述至少1个第2反射脉冲光中包含的光的成分的第2成分，并输出表示检测出的上述第2成分的第2电信号，上述下降期间是从上述至少1个第2反射脉冲光的光功率开始减小到减小结束的期间；
上述至少1个第1脉冲光的波长及上述至少1个第2脉冲光的波长为650nm以上且950nm以下；
上述对象物是生物体；
上述计测装置还具备通过使用上述第1电信号和上述第2电信号的运算生成上述被检部的血流信息的信号处理电路；
上述第1电信号包括上述被检部的表面的血流信息；
上述第2电信号包括上述被检部的上述表面及内部的血流信息；
上述信号处理电路生成上述被检部的上述内部的血流信息。
2.如权利要求1所述的计测装置，其特征在于，
上述光检测器是具有二维地排列的多个光检测单元的图像传感器；
上述多个光检测单元分别，
储存上述第1成分作为第1信号电荷；
储存上述第2成分作为第2信号电荷；
输出表示储存的上述第1信号电荷的总量的电信号作为上述第1电信号；并且
输出表示储存的上述第2信号电荷的总量的电信号作为上述第2电信号。
3.如权利要求2所述的计测装置，其特征在于，
上述控制电路使上述图像传感器输出：
第1图像信号，表示在第1期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第1信号电荷的上述总量的二维分布；
第2图像信号，表示在与上述第1期间相同或不同的第2期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第2信号电荷的上述总量的二维分布；
第3图像信号，表示在比上述第1期间靠前的第3期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第1信号电荷的上述总量的上述二维分布；以及
第4图像信号，表示在比上述第2期间靠前的第4期间中被储存到上述多个光检测单元中的各光检测单元中的上述第2信号电荷的上述总量的上述二维分布；
上述信号处理电路，
从上述图像传感器接受上述第1图像信号至上述第4图像信号；
生成表示上述第1图像信号与上述第3图像信号的差的第1差图像；并且
生成表示上述第2图像信号与上述第4图像信号的差的第2差图像。
4.如权利要求3所述的计测装置，其特征在于，
上述第1差图像包含多个第1像素；
将由上述多个第1像素中的具有超过第1阈值的像素值的多个第1像素形成的区域设为第1区域；
上述第2差图像包含多个第2像素；
将由上述多个第2像素中的具有超过第2阈值的像素值的多个第2像素形成的区域设为第2区域；
当设在上述第1区域中的与上述第2区域重叠的部分中包含的多个第1像素的平均像素值为M1，
设在上述第2区域的与上述第1区域重叠的部分中包含的多个第2像素的平均像素值为M2时，
满足0.1≤M1/M2≤10。
5.如权利要求2所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光的脉冲宽度比上述光检测器储存上述第1信号电荷的时间短。
6.如权利要求2所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光的脉冲宽度比上述光检测器储存上述第1信号电荷的时间长。
7.如权利要求2所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光具备多个第1脉冲光；
上述至少1个第2脉冲光具备多个第2脉冲光；
上述控制电路，
在第1帧期间中，使上述光源反复射出上述多个第1脉冲光，并且与上述多个第1脉冲光的各自的射出同步地，使上述光检测器储存上述第1信号电荷；
在接着上述第1帧期间的第2帧期间中，使上述光源反复射出上述多个第2脉冲光，并且与上述多个第2脉冲光的各自的射出同步地，使上述光检测器储存上述第2信号电荷。
8.如权利要求1所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光具备多个第1脉冲光；
上述至少1个第2脉冲光具备多个第2脉冲光；
上述控制电路使上述光源将上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光及上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光交替地射出；
从上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光的中心到在其之后紧接着被射出的第2脉冲光的中心的时间间隔，比从上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光的中心到在之后紧接着被射出的第1脉冲光的中心的时间间隔短。
9.如权利要求1所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光及上述至少1个第2脉冲光中的一方的波长是在650nm以上小于805nm，另一方的波长是大于805nm且在950nm以下。
10.如权利要求1所述的计测装置，其特征在于，
上述至少1个第1脉冲光具备多个第1脉冲光，上述至少1个第2脉冲光具备多个第2脉冲光；
上述光检测器检测从上述被检部返回的多个第1反射脉冲光及多个第2反射脉冲光；
上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光的光功率比上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光的光功率高；
上述控制电路，
使上述光源将上述多个第1脉冲光中的各第1脉冲光和上述多个第2脉冲光中的各第2脉冲光交替地射出；
使上述光检测器检测在上述多个第1反射脉冲光中包含的光的成分；并且
使上述光检测器检测在上述多个第2反射脉冲光中包含的光的成分。
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Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109247945A (zh) * 2017-07-12 2019-01-22 松下知识产权经营株式会社 计测装置
WO2020121704A1 (ja) * 2018-12-10 2020-06-18 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 光計測装置
JP2022037256A (ja) * 2018-12-27 2022-03-09 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 撮像装置
JP7282238B2 (ja) * 2020-06-23 2023-05-26 Ｓｅｍｉｔｅｃ株式会社 熱伝導率測定装置及び熱伝導率測定方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5803909A (en) * 1994-10-06 1998-09-08 Hitachi, Ltd. Optical system for measuring metabolism in a body and imaging method
JP3711385B2 (ja) * 2002-05-20 2005-11-02 独立行政法人情報通信研究機構 生体活動計測装置
JP3760920B2 (ja) * 2003-02-28 2006-03-29 株式会社デンソー センサ
JP4633423B2 (ja) * 2004-09-15 2011-02-16 株式会社トプコン 光画像計測装置
EP1994874A4 (en) * 2006-03-13 2011-11-30 Olympus Medical Systems Corp DEVICE FOR OBSERVING THE INTERIOR OF A BROADCAST MEDIUM, SYSTEM AND METHOD FOR IMAGE PROCESSING, AND ENDOSCOPE
JP2007260123A (ja) * 2006-03-28 2007-10-11 Olympus Medical Systems Corp 撮像システムおよび撮像方法
DE102006029025A1 (de) * 2006-06-14 2007-12-27 Iris-Gmbh Infrared & Intelligent Sensors Vorrichtung und Verfahren zur Abstandsbestimmung
WO2010056973A1 (en) * 2008-11-14 2010-05-20 Nonin Medical, Inc. Optical sensor path selection
JP5195589B2 (ja) * 2009-03-31 2013-05-08 コニカミノルタオプティクス株式会社 パルスオキシメータ
US8401608B2 (en) * 2009-09-30 2013-03-19 Covidien Lp Method of analyzing photon density waves in a medical monitor
JP5879747B2 (ja) * 2011-05-26 2016-03-08 オムロン株式会社 光増幅装置およびレーザ加工装置
US9814394B2 (en) * 2011-11-02 2017-11-14 Seno Medical Instruments, Inc. Noise suppression in an optoacoustic system
CN103169478A (zh) * 2011-12-26 2013-06-26 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种血氧测量装置
JP6284047B2 (ja) * 2013-05-29 2018-02-28 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 撮像装置および撮像方法
JP6594620B2 (ja) * 2013-12-20 2019-10-23 パナソニック インテレクチュアル プロパティ コーポレーション オブ アメリカ 光脳機能計測装置
NZ773834A (en) * 2015-03-16 2022-07-01 Magic Leap Inc Methods and systems for diagnosing and treating health ailments
CN107613850A (zh) * 2015-04-09 2018-01-19 通用医疗公司 用于时间分辨漫射相关谱的***和方法
US9970955B1 (en) * 2015-05-26 2018-05-15 Verily Life Sciences Llc Methods for depth estimation in laser speckle imaging
CN112969030B (zh) * 2015-06-17 2023-04-28 松下知识产权经营株式会社 摄像装置
JP6814967B2 (ja) * 2016-06-17 2021-01-20 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 撮像装置
US10542921B2 (en) * 2017-04-03 2020-01-28 Medtronic, Inc. Hermetically-sealed package and method of forming same

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