JP2019045289A - Measurement device - Google Patents
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Abstract
Description
本開示は、計測装置に関する。 The present disclosure relates to a measurement device.
従来、生体などの散乱体の内部の情報を得る方法として、当該散乱体にコヒーレント光を出射し、戻ってくる散乱光を分析する方法が知られている（例えば、特許文献１〜３）。
Conventionally, as a method of obtaining information inside a scatterer such as a living body, a method of emitting coherent light to the scatterer and analyzing the returned scattered light is known (for example,
本開示は、生体計測に適したコヒーレンス長の光を出射して、散乱体内部の情報を取得する計測装置を提供する。 The present disclosure provides a measurement device that emits light having a coherence length suitable for biological measurement and acquires information inside the scatterer.
本開示の一態様に係る計測装置は、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する発光装置と、前記発光装置から出射され、対象物の内部で散乱されることにより発生する散乱光を検出する光検出器と、を備える。 A measurement device according to one embodiment of the present disclosure detects a light emitting device that emits light having a coherence length of 5 mm or more and 400 mm or less, and scattered light that is emitted from the light emitting device and scattered inside the object. A photodetector.
本開示の一態様によれば、生体計測に適したコヒーレンス長の光を出射して、散乱体内部の情報を取得できる。 According to one aspect of the present disclosure, it is possible to obtain information inside the scatterer by emitting light having a coherence length suitable for biological measurement.
本開示の実施形態を説明する前に、本開示の基礎となった知見を説明する。 Prior to describing the embodiments of the present disclosure, the knowledge underlying the present disclosure will be described.
本発明者らは、従来技術では、散乱体の内部の情報を正確に取得できないことを見出した。 The inventors of the present invention have found that the information inside the scatterer cannot be obtained accurately with the conventional technology.
従来技術において生体などの散乱体に光を出射する際、Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｅｄ Ｆｅｅｄｂａｃｋ（ＤＦＢ）レーザダイオードまたはＦａｂｒｙ−Ｐｅｒｏｔ（ＦＰ）レーザダイオードが用いられる。ＤＦＢレーザダイオードは、比較的長いコヒーレンス長（約１ｍ〜約１ｋｍ）の光を出射する。ＦＰレーザダイオードは、比較的短いコヒーレンス長（約１ｍｍ以下）の光を出射する。 In the prior art, when a light is emitted to a scatterer such as a living body, a distributed feedback (DFB) laser diode or a Fabry-Perot (FP) laser diode is used. The DFB laser diode emits light having a relatively long coherence length (about 1 m to about 1 km). The FP laser diode emits light having a relatively short coherence length (about 1 mm or less).
ＤＦＢレーザダイオードまたはＦＰレーザダイオードから出射される光のコヒーレンス長は、１ｍｍ以上の深さの散乱体内部において測定すべき光路長に対して、長すぎるか、または短すぎる。そのため、これらの光を用いた場合、後方散乱によって戻ってくる散乱光がノイズに埋もれるなどの問題が生じ、散乱体内部の情報を正確に得ることができない。そのため、生体計測に適したコヒーレンス長の光を出射する光源が求められていた。 The coherence length of the light emitted from the DFB laser diode or the FP laser diode is too long or too short with respect to the optical path length to be measured inside the scatterer having a depth of 1 mm or more. Therefore, when these lights are used, there arises a problem that scattered light returning by backscattering is buried in noise, and information inside the scatterer cannot be obtained accurately. Therefore, a light source that emits light having a coherence length suitable for biological measurement has been demanded.
本発明者らは、以上の課題を見出し、この課題を解決するための新規な計測装置に想到した。 The present inventors have found the above problems and have come up with a novel measuring apparatus for solving this problem.
本開示は、以下の項目に記載の計測装置を含む。 The present disclosure includes the measurement devices described in the following items.
［項目１］
５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する発光装置と、
前記発光装置から出射され、対象物の内部で散乱されることにより発生する散乱光を検出する光検出器と、
を備える計測装置。
[Item 1]
A light emitting device that emits light having a coherence length of 5 mm or more and 400 mm or less;
A photodetector that detects scattered light generated by being emitted from the light emitting device and scattered inside the object;
A measuring device comprising:
［項目２］
前記光検出器は、前記対象物の表面から１ｍｍ以上の前記対象物の内部において散乱された後、前記対象物の前記表面から出射される前記散乱光を検出する、
項目１に記載の計測装置。
[Item 2]
The light detector detects the scattered light emitted from the surface of the object after being scattered within the object of 1 mm or more from the surface of the object.
［項目３］
前記発光装置は、
１ＭＨｚ以上１００ＭＨｚ以下の周波数幅の光を出射するレーザ光源と、
５０ＭＨｚ以上５００ＭＨｚ以下の周波数で前記レーザ光源を駆動することにより、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を前記レーザ光源に出射させる制御回路と、
を備える、
項目１に記載の計測装置。
[Item 3]
The light emitting device
A laser light source that emits light having a frequency width of 1 MHz to 100 MHz;
A control circuit for causing the laser light source to emit light having a coherence length of 5 mm to 400 mm by driving the laser light source at a frequency of 50 MHz to 500 MHz;
Comprising
［項目４］
前記光検出器は、
複数の透光領域および複数の遮光領域が少なくとも第１の方向に交互に配置されている遮光膜と、
前記遮光膜に対向して配置され、撮像面に配列された複数の第１の受光セルおよび複数の第２の受光セルを有する受光素子であって、前記複数の第１の受光セルの各々は、前記複数の透光領域の１つに対向し、前記複数の第２の受光セルの各々は、前記複数の遮光領域の１つに対向する、受光素子と、
前記遮光膜および前記受光素子の間に配置された光結合層であって、前記複数の透光領域に所定の波長の光が入射したときに、前記光の一部を前記第１の方向に伝搬させるグレーティングを含み、前記複数の透光領域に入射した光の他の一部を透過させる光結合層と、
前記複数の第１の受光セルから得られた信号と、前記複数の第２の受光セルから得られた信号とを用いた演算により、各第１および第２の受光セルの位置に入射した光の位相差のばらつきを示す信号を出力する信号処理回路と、
を有する、
項目１から３のいずれかに記載の計測装置。
[Item 4]
The photodetector is
A light-shielding film in which a plurality of light-transmitting regions and a plurality of light-shielding regions are alternately arranged in at least the first direction;
A light-receiving element that is arranged opposite to the light-shielding film and has a plurality of first light-receiving cells and a plurality of second light-receiving cells arranged on the imaging surface, wherein each of the plurality of first light-receiving cells is A light receiving element facing one of the plurality of light transmitting regions, and each of the plurality of second light receiving cells is opposed to one of the plurality of light shielding regions;
An optical coupling layer disposed between the light-shielding film and the light-receiving element, and when light having a predetermined wavelength is incident on the plurality of light-transmitting regions, a part of the light is directed in the first direction. An optical coupling layer that includes a propagating grating and transmits another part of the light incident on the plurality of light-transmitting regions;
Light incident on the position of each of the first and second light receiving cells by calculation using signals obtained from the plurality of first light receiving cells and signals obtained from the plurality of second light receiving cells. A signal processing circuit that outputs a signal indicating variation in the phase difference of
Having
［項目５］
前記光検出器は、２次元的に配列された複数の受光セルを有するイメージセンサであり、
各受光セルは、受けた光の強度に応じた信号を出力する、
項目１から３のいずれかに記載の計測装置。
[Item 5]
The photodetector is an image sensor having a plurality of light receiving cells arranged two-dimensionally,
Each light receiving cell outputs a signal corresponding to the intensity of the received light.
［項目６］
前記対象物は、生体、食品、またはコンクリートである、
項目１から５のいずれかに記載の計測装置。
[Item 6]
The object is a living body, food, or concrete.
6. The measuring device according to any one of
以下に、光の干渉性および位相を測定する従来の方法と、脈波の伝搬速度（以下、「脈波伝搬速度」と称する。）から血圧を測定する従来の方法とについて、詳細に検討した結果を説明する。 Below, a conventional method for measuring the coherence and phase of light and a conventional method for measuring blood pressure from the propagation speed of pulse waves (hereinafter referred to as “pulse wave propagation speed”) were examined in detail. The results will be explained.
まず、従来の光の干渉性および位相を測定する方法について説明する。 First, a conventional method for measuring the coherence and phase of light will be described.
図２５Ａは、非特許文献１に示される第１の従来例であるマイケルソンの干渉計２００の構成を模式的に示す図である。図２５Ａに示すように、光源３０から出射された光３１は、第１のレンズ光学系３５ａによって集光され平行光３２になる。図では光軸のみを表している。この平行光３２の一部である光３２ａは、ハーフミラー３３を透過して第１の反射ミラー３４ａに向かう。反射ミラー３４ａで反射された光３２ｂは、ハーフミラー３３でさらに反射されて第２のレンズ光学系３５ｂに向かう（光３２ｃ）。光３２ｃは、第２のレンズ光学系３５ｂを通過し、レンズ光学系３５ｂの焦平面に位置する受光素子３６に入射する（光３２ｄ）。一方、平行光３２の他の一部は、ハーフミラー３３で反射されて第２の反射ミラー３４Ａに向かう（光３２Ａ）。反射ミラー３４Ａで反射された光３２Ｂは、ハーフミラー３３に向かい、ハーフミラー３３を透過してレンズ光学系３５ｂに向かう（光３２Ｃ）。光３２Ｃは、レンズ光学系３５ｂを通過し、光３２ｄと重なる形で受光素子３６に入射する（光３２Ｄ）。受光素子３６は、光３２ｄと光３２Ｄとが干渉して生じる光を検出する。第２の反射ミラー３４Ａは、反射面の法線方向（矢印Ａ）に沿って位置が変化するように構成されている。第２の反射ミラー３４Ａの変位に伴って、光３２ｄに対する光３２Ｄの相対的な位相が変化する。
FIG. 25A is a diagram schematically showing a configuration of a
図２５Ｂは、受光素子３６によって検出される光の強度を示す電気信号の時間変化の例を模式的に示す図である。図２５Ｂは、マイケルソンの干渉計２００による光の干渉性および位相の評価方法を示している。図２５Ｂにおける縦軸は、受光素子３６から出力される信号の強度を示し、横軸は時間を示している。反射ミラー３４Ａの位置を時間的に変化させると、図２５Ｂに示すように、信号強度はａからｂの範囲で変化する。ここで、（ｂ−ａ）／（ｂ＋ａ）の値を干渉におけるコントラストと呼ぶ。コントラストの値によって光３１の干渉性（コヒーレンス）の度合いが定義される。
FIG. 25B is a diagram schematically illustrating an example of a time change of an electric signal indicating the intensity of light detected by the
反射ミラー３４Ａを固定し、ハーフミラー３３と反射ミラー３４ａとの間に透明な被写体３７を配置した場合でも、反射ミラー３４Ａの位置を変化させた場合と同じ原理が成立する。すなわち、イメージセンサなどの受光素子３６から出力される信号の強度には被写体の形状に応じた強度差が空間的な分布として表れ、いわゆる干渉縞を形成する。その干渉縞の形状または間隔を測定することにより、被写体の形状（または位相情報）を計測することができる。
Even when the reflecting
干渉縞の空間的な分布を一度に測定するために、受光素子３６を複数の受光セルの集合体として、受光セルごとに入射する光の量を検出する場合もある。複数の受光セルの集合体を構成する個々の受光セルは、画素とも呼ばれる。
In order to measure the spatial distribution of interference fringes at one time, the amount of light incident on each light receiving cell may be detected using the
図２６は、光の干渉現象を説明する図である。図２６は、光源３０から出射されＺ方向に伝搬する光の、ある時刻ｔ０における様子を模式的に示している。図２６に示すように、光源３０からは、波連３７ａ、３７ｂなどの複数の波連が次々に出射する。波連の長さσ０はコヒーレンス長と呼ばれる。１つの波連内では波は連続しており、波長も均一である。波連が異なると、位相の相関性は無くなる（波連３７ａでは位相δ０、波連３７ｂでは位相δ１、δ０≠δ１）。波連が異なると波長も異なる場合がある（波連３８ａでは波長λ０、波連３７ｂでは波長λ１、λ０≠λ１）。
FIG. 26 is a diagram for explaining the light interference phenomenon. FIG. 26 schematically shows a state at a certain time t 0 of light emitted from the
まず、図２５Ａに示される構成において第２の反射ミラー３４Ａの位置を調整して、図２６における波連３７ａのうちの部分３７Ａ’と部分３７Ａとを干渉させる場合を説明する。部分３７Ａ内の波と部分３７Ａ’内の波とは波長が等しく、波の位相差も時間的に安定している（ある値で変わらない）。したがって、干渉後の光の明暗（干渉光の振幅の大小）も時間的に安定する（ある明るさを維持する）。つまり、図２６の左下図に示すように、干渉光３９ａは、位相差の量（反射ミラー３４Ａの変位）に応じて明るく見えたり（左下図の上段）、暗く見えたりする（左下図の下段）。この状態はコヒーレントと呼ばれる。
First, a case will be described in which the position of the second reflecting
次に、波連３７ａの部分３７Ａと波連３７ｂの部分３７Ｂとを干渉させる場合を説明する。この場合、部分３７Ａ内の波と部分３Ｂ内の波との波長が等しくなる保証はなく、これら２つの波の位相差も時間的にランダムに変化する。その結果、干渉後の光の明暗（干渉光の振幅の大小）は時間的にランダムに変化する。この変化は、例えばフェムト秒単位の速さである。したがって、図２６の右下図に示すように、干渉光３９ｂは高速で明暗が繰り返され、人間の目には平均的な明るさにしか見えない。この状態はインコヒーレントと呼ばれる。レーザ光は、波連が長く、コヒーレンス長が数ｍから数百ｍ程であり、コヒーレント光の典型的な例である。一方、太陽光は、波連が短く、コヒーレンス長が１μｍ程度であり、インコヒーレントな光の典型的な例である。図２５Ａのような構成で光を干渉させる場合、レーザ光のようにコヒーレンス長が長い光を使うと、同じ波連内で干渉する確率が高くなる。その結果、コントラストは向上し、１に近くなる。一方、太陽光のようにコヒーレンス長が短い光を使うと、異なる波連間で干渉する確率が高くなる。すなわち、同じ波連間で干渉する確率が低くなる。その結果、コントラストは低下し、０に近くなる。
Next, a case where the
図２７Ａから図２７Ｅを用いて、中心波長λ０の光の、波長幅（縦モード幅）とコヒーレンス長との関係を説明する。 The relationship between the wavelength width (longitudinal mode width) and the coherence length of the light having the center wavelength λ 0 will be described with reference to FIGS. 27A to 27E.
図２７Ａは、波長λ０を中心に波長の広がりがゼロである光を模式的に示す図である。図２７Ｂは、図２７Ａの場合において、コヒーレンス長が無限大であることを模式的に示す図である。図２７Ｃは、波長λ０を中心に波長の広がり（半値全幅）がΔλである光を模式的に示す図である。図２７Ｄは、図２７Ｃの場合において、コヒーレンス長σ０がλ０ ２／Δλであることを模式的に示す図である。縦モード幅とコヒーレンス長とはフーリエ変換の関係にある。これはウイナーヒンチンの定理と呼ばれる。この定理は次のように説明できる。 FIG. 27A is a diagram schematically showing light having a wavelength spread of zero around the wavelength λ 0 . FIG. 27B is a diagram schematically showing that the coherence length is infinite in the case of FIG. 27A. FIG. 27C is a diagram schematically showing light having a wavelength spread (full width at half maximum) of Δλ centered on the wavelength λ 0 . FIG. 27D is a diagram schematically showing that the coherence length σ 0 is λ 0 2 / Δλ in the case of FIG. 27C. The longitudinal mode width and the coherence length are in a Fourier transform relationship. This is called the Wiener Hinchin theorem. This theorem can be explained as follows.
図２７Ｅは、中心波長λ０および波長の広がりΔλの光を、波長λ０−Δλ／２およびλ０＋Δλ／２の２つの光２７、２８に置き換えて表せることを模式的に示す図である。光２７と光２８とが干渉することで発生する唸りの周期はλ０ ２／Δλである。搬送波の波長は光２７と光２８との波長の平均値λ０である。唸りの周期内では光の振動波形は均一で連続する。一方、周期を跨ぐと、異なる周期の光の振動波形は連続性が失われ、位相の相関性もなくなる。つまり、唸りの周期λ０ ２／Δλがコヒーレンス長に相当する。太陽光がインコヒーレントであるのは、波長幅（縦モード幅）Δλが大きいためである。中心波長λ０を５５０ｎｍ、波長幅Δλを３００ｎｍとすると、コヒーレンス長σ０はλ０ ２／Δλ＝１．０μｍである。
FIG. 27E is a diagram schematically showing that the light having the center wavelength λ 0 and the wavelength spread Δλ can be replaced with the two
次に、非特許文献２に開示されている光検出システムを、第２の従来例として説明する。非特許文献２に開示されている光検出システムは、光の強度分布を光の伝搬距離ごとに測定する。
Next, a light detection system disclosed in
図２８Ａは、第２の従来例における光検出システム３００を模式的に示す断面図である。光源４２はレーザ光を出射する。図２８Ａに示すように、光源４２から出射された波長λ０の光４３は被写体４４に照射される。その結果、被写体４４の表面または内部で発生した散乱光４５ａ、４５ｂ、４５ｃは、レンズ光学系４７によって集光され、レンズ光学系４７の像面位置に像４８ｂとして結像される。像４８ｂに対応してレンズの物側には実質的な物体（物点の集まり）４８ａが存在する。像面位置には受光素子５０が配置されている。受光素子５０は複数の受光セル（すなわち画素）の集合体であり、画素ごとに入射する光の光量が検出される。光源４２からの発光は、コントローラ４１によって制御される。受光素子５０によって検出された光量は検出信号として信号処理回路５１で処理される。コントローラ４１および信号処理回路５１は、コンピュータ５２によって一括して制御される。
FIG. 28A is a cross-sectional view schematically showing a
図２８Ｂは、図２８Ａに示される光検出システム３００における光源４２の発振と受光素子５０からの検出信号との関係を示す説明図である。図２８Ｂにおける縦軸は光源４２の発振強度または受光素子５０の検出強度を表し、横軸は、経過時間を表している。光源４２がコントローラ４１の制御の下でパルス４３ａを発振する。このパルス４３ａによる光４３が被写体４４の内部で散乱されて受光素子５０で受光され、信号５３として検出される。検出信号５３の時間幅は、散乱による光路長のばらつきの影響で、元のパルス４３ａの時間幅に比べて広がる。検出信号５３のうち先頭の出力５３ａは、被写体４４の表面で反射された光４５ａによる信号成分である。出力５３ａの後の時間ｔ０〜ｔ１の間の出力５３ｂは、被写体４４の内部を散乱し散乱距離の短い光４５ｂによる信号成分である。出力５３ｂの後の時間ｔ１〜ｔ２の間の出力５３ｃは、散乱距離の長い光４５ｃによる信号成分である。コンピュータ５２による制御によって、信号処理回路５１は検出信号５３を時間分割し、信号５３ａ、５３ｂ、５３ｃの出力を分離して検出できる。光は出力５３ａ、５３ｂ、５３ｃの順に被写体の浅い側から深い側を通過している。したがって、深さの異なる情報を分離して分析できる。
FIG. 28B is an explanatory diagram showing the relationship between the oscillation of the
本願発明者の検討によれば、第１の従来例であるマイケルソンの干渉計２００を用いて干渉性（コヒーレンス）の度合いまたは位相を測定するためには、反射ミラー３４Ａからの参照光３２Ｂ、３２Ｃが必要である。このため、構成が複雑になる。また、干渉光路が所定の空間中に存在することから、周囲環境の変化（例えば空気対流または振動）の影響を受けやすい。
According to the inventor's investigation, in order to measure the degree or phase of coherence (coherence) using the
一方、本願発明者の検討によれば、第２の従来例である光検出システムでは、時間分割幅に限界がある。したがって、測定（診断）の際に深さ方向の分解能を充分に確保できない。例えば、時間分割幅を３００ｐｓとすると、深さ分解能は９０ｍｍ程度になる。このため、第２の従来例における光検出システムは、生体のような比較的小さな構造をもつ対象の診断または検査には向かない。 On the other hand, according to the study by the inventor of the present application, the light detection system as the second conventional example has a limit in the time division width. Therefore, sufficient resolution in the depth direction cannot be ensured during measurement (diagnosis). For example, when the time division width is 300 ps, the depth resolution is about 90 mm. For this reason, the light detection system in the second conventional example is not suitable for diagnosis or examination of an object having a relatively small structure such as a living body.
次に、本開示の実施の形態について述べる前に、従来例の課題を解決するために本発明者らが検討した形態（検討例）を説明する。 Next, before describing the embodiment of the present disclosure, a mode (study example) studied by the present inventors in order to solve the problems of the conventional example will be described.
（検討例）
図１Ａは、本検討例に係る光検出システム１００の模式図である。光検出システム１００は、光源２と、集光レンズ７と、光検出器１３と、制御回路１と、信号処理回路１４と、を備える。信号処理回路１４は、光検出器１３に含まれていてもよい。
(Examination example)
FIG. 1A is a schematic diagram of a
光源２は、一定のコヒーレンス長の光で被写体４を照射する。例えば、光源２は、コヒーレント光の代表であるレーザ光を発するレーザ光源であり得る。光源２は、一定の強度の光を連続的に発光してもよいし、単一のパルス光を発してもよい。光源２が発光する光の波長は任意である。しかし、被写体４が生体の場合、光源２の波長は、例えば略６５０ｎｍ以上略９５０ｎｍ以下に設定され得る。この波長範囲は、赤色〜近赤外線の波長範囲に含まれる。本明細書では、可視光のみならず赤外線および紫外線についても「光」の概念に含まれる。
The
集光レンズ７は、光源２が被写体４に光を照射して被写体４の表面または内部で発生した散乱光５ａ、５Ａを集光する。集光された光は、レンズ光学系７の像面位置に像８ｂとして結像される。像８ｂに対応してレンズの物側には実質的な物体（物点の集まり）８ａが存在する。図１Ａに示す例ではレンズ光学系７は、１つのレンズを備えている。レンズ光学系７は複数のレンズの集合体であってもよい。
The condensing
光検出器１３は、集光レンズ７の像面位置に配置される。光検出器１３は、集光レンズ７が集光した散乱光５ａ、５Ａを検出する。光検出器１３の詳細な構造は後述する。
The
信号処理回路１４は、光検出器１３が検出した信号の演算処理を行う。信号処理回路１４は、例えばデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）などの画像処理回路であり得る。
The
制御回路１は、例えばメモリに記録されたプログラムを実行することにより、光検出器１３による光の検出、信号処理回路１４による演算処理、光源２の発光光量、点灯タイミング、連続点灯時間、発光波長、コヒーレンス長などの少なくとも１つを制御する。制御回路１は、例えば中央演算処理装置（ＣＰＵ）またはマイクロコンピュータ（マイコン）などの集積回路であり得る。制御回路１および信号処理回路１４は、統合された１つの回路によって実現されていてもよい。
The
なお、光検出システム１００は、信号処理回路１４が演算処理した結果を表示する不図示のディスプレイを備えていてもよい。
The
図１Ｂは、光検出器１３が備える一つの開口９ａ（後述する「透光領域９ａ」）に入射する散乱光５の様子を示している。被写体４は散乱体である。被写体４の内部を伝搬する光線は、減衰係数μａで減衰し、散乱係数μｓで散乱を繰り返す。
FIG. 1B shows a state of the
図２Ａは、光が入射する方向に沿った面における光検出器１３の断面図である。図２Ｂは、光検出器１３を光の入射する側から眺めた平面図である。図２Ａは、後述する遮光膜９を含むＸＹ面における平面図である。図２Ａは、図２Ｂの破線で囲まれた領域を含むＸＺ面に平行な断面を示している。図２Ｂに示すように、図２Ａに示す断面構造を一つの単位構造として、当該単位構造がＸＹ面内で周期的に並んでいる。なお、図２Ａおよび２Ｂには、説明の便宜上、直交する３つの軸（Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸）が示されている。他の図についても同様の座標軸を用いる。
FIG. 2A is a cross-sectional view of the
光検出器１３は、受光素子１０と、光結合層１２と、遮光膜９と、をこの順に有する。図２Ａの例ではこれらがＺ方向に積層されている。図２Ａの例では、遮光膜９上に透明基板９ｂとバンドパスフィルタ９ｐとをこの順に積層されている。光検出器１３において、複数の画素が配列された面を「撮像面」とする。
The
受光素子１０は、受光素子１０の面内方向（ＸＹ面内）に複数の画素（すなわち受光セル）１０ａ、１０Ａを備える。受光素子１０は、光が入射する側から、マイクロレンズ１１ａ、１１Ａと、透明膜１０ｃと、配線などの金属膜１０ｄと、Ｓｉまたは有機膜などで形成される感光部とを備えている。金属膜１０ｄの間にある感光部が画素１０ａ、１０Ａに相当する。複数のマイクロレンズ（１１ａ、１１Ａ）は、１つのマイクロレンズが１つの画素（１０ａ、１０Ａ）に対向するように配置される。マイクロレンズ１１ａ、１１Ａで集光され金属膜１０ｄの隙間に入射する光が画素１０ａ、１０Ａで検出される。
The
光結合層１２は、受光素子１０上に配置され、受光素子１０の面直方向（Ｚ軸方向）において、第１の透明層１２ｃ、第２の透明層１２ｂ、および第３の透明層１２ａをこの順に備える。第１の透明層１２ｃ、および第３の透明層１２ａは、例えばＳｉＯ２などによって形成され得る。第２の透明層１２ｂは、例えばＴａ２Ｏ５などによって形成され得る。第２の透明層１２ｂのＺ方向の厚さｔ１は、例えば０．３４μｍである。第１の透明層１２ｃのＺ方向の厚さｔ２は、例えば０．２２μｍである。
The
第２の透明層１２ｂは、第１の透明層１２ｃおよび第３の透明層１２ａよりも屈折率が高い。光結合層１２は、高屈折率透明層１２ｂと低屈折率透明層１２ｃとをこの順にさらに繰り返した構造を備えてもよい。図２Ａでは合計６回繰り返した構造が示されている。高屈折率透明層１２ｂは低屈折率透明層１２ｃ、１２ａで挟まれている。したがって、高屈折率透明層１２ｂは導波層として機能する。高屈折率透明層１２ｂと、低屈折率透明層１２ｃ、１２ａとの界面に全面に渡ってピッチΛの直線グレーティング１２ｄが形成される。グレーティングの格子ベクトルは光結合層１２の面内方向（ＸＹ面）におけるＸ軸に平行である。グレーティング１２ｄのＸＺ断面形状は積層される高屈折率透明層１２ｂ、および低屈折率透明層１２ｃにも順次転写される。透明層１２ｂ、１２ｃの成膜が積層方向に高い指向性を有している場合には、グレーティングのＸＺ断面をＳ字またはＶ字状にすることによって形状の転写性を維持しやすい。
The second transparent layer 12b has a higher refractive index than the first transparent layer 12c and the third
なお、グレーティング１２ｄは、少なくとも高屈折率透明層１２ｂの一部に備えられていればよい。高屈折率透明層１２ｂがグレーティング１２ｄを備えることにより、入射光が高屈折率透明層１２ｂを伝搬する光（導波光）に結合できる。 The grating 12d may be provided at least in part of the high refractive index transparent layer 12b. Since the high refractive index transparent layer 12b includes the grating 12d, incident light can be coupled to light propagating through the high refractive index transparent layer 12b (waveguide light).
光結合層１２と受光素子１０との間の隙間はできるだけ狭い方がよい。光結合層１２と受光素子１０とは密着していてもよい。光結合層１２と受光素子１０との間の隙間（マイクロレンズ１１ａ、１１Ａが配列された空間を含む）に接着剤などの透明媒質を充填してもよい。透明媒質を充填する場合、マイクロレンズ１１ａ、１１Ａによるレンズ効果を得るために、マイクロレンズ１１ａ、１１Ａの構成材料には、充填される透明媒質よりも充分大きな屈折率をもつ材料が使用される。
The gap between the
図２Ａにおける透光領域９ａは、図２Ｂにおける透光領域９ａ１、９ａ２、９ａ３、９ａ４などに対応する。図２Ａにおける遮光領域９Ａは、図２Ｂにおける遮光領域９Ａ１、９Ａ２、９Ａ３、９Ａ４などに対応する。つまり、遮光膜９は、遮光膜９の面内方向（ＸＹ面内）に配列された複数の遮光領域９Ａと複数の透光領域９ａとを有する。複数の遮光領域９Ａは、複数の第２の画素１０Ａにそれぞれ対向する。複数の透光領域９ａは、複数の第１の画素１０ａにそれぞれ対向する。本明細書において、第１の画素１０ａの集合体を「第１の画素群」、第２の画素１０Ａの集合体を「第２の画素群」と呼ぶことがある。
The
本開示では、複数の第１の画素１０ａの各々は、複数の透光領域９ａの１つに対向している。同様に、複数の第２の画素１０Ａの各々は、複数の遮光領域９Ａの１つに対向している。
In the present disclosure, each of the plurality of
なお、１つの透光領域に２つ以上の第１の画素１０ａが対向していてもよい。同様に、１つの遮光領域に２つ以上の第２の画素１０Ａが対向していてもよい。本開示は、そのような形態も含む。
Note that two or more
図２Ｂに示す例では、複数の遮光領域９Ａ（９Ａ１〜９Ａ４）は、チェッカーパターンを形成する。これらの遮光領域９Ａ（９Ａ１〜９Ａ４）はチェッカーパターン以外のパターンを形成してもよい。
In the example shown in FIG. 2B, the plurality of
透明基板９ｂは遮光膜９の光入射側に配置されている。透明基板９ｂは、例えばＳｉＯ２などの材料によって形成され得る。バンドパスフィルタ９ｐは、透明基板９ｂの光入射側に配置されている。バンドパスフィルタ９ｐは、入射する光５のうち、波長λ０近傍の光のみを選択的に透過させる。
The
光検出器１３に入射する光５は、バンドパスフィルタ９ｐおよび透明基板９ｂを経て、光６Ａ、６ａとして反射膜の形成された遮光領域９Ａおよび反射膜の除去された透光領域９ａに至る。光６Ａは遮光領域９Ａで遮光される。光６ａは透光領域９ａを透過し、光結合層１２に入射する。光結合層１２に入射した光６ａは、低屈折率透明層１２ａを経て、高屈折率透明層１２ｂに入射する。高屈折率透明層１２ｂの上下の界面にはグレーティングが形成されている。以下の式（１）を満たせば、導波光６ｂが発生する。
ここで、Ｎは導波光６ｂの実効屈折率である。θは入射面（ＸＹ面）の法線に対する入射角度である。図２Ａでは光が入射面に垂直に入射している（θ＝０°）。この場合、導波光６ｂはＸＹ面内をＸ方向に伝搬する。すなわち、透光領域９ａを経て光結合層１２に入射した光は、Ｘ方向に隣接する遮光領域９Ａの方向に導波される。
Here, N is the effective refractive index of the guided
高屈折率透明層１２ｂを透過して下層に入射する光の成分は、下層側にある全ての高屈折率透明層１２ｂに入射する。これによって、式（１）と同じ条件で導波光６ｃが発生する。導波光は、全ての高屈折率透明層１２ｂで発生するが、図２Ａには、２つの層で発生する導波光のみを代表して示している。下層側で発生する導波光６ｃも同様にＸＹ面内をＸ方向に伝搬する。導波光６ｂ、６ｃは、導波面（ＸＹ面）の法線に対して角度θ（図２Ａの例ではθ＝０ｏ）で上下方向に光を放射しながら伝搬する。その放射光６Ｂ１、６Ｃ１は、遮光領域９Ａの直下では上方（反射膜側）に向かう成分が遮光領域９Ａで反射し、反射面（ＸＹ面）の法線に沿って下方に向かう光６Ｂ２となる。光６Ｂ１、６Ｃ１、６Ｂ２は、高屈折率透明層１２ｂに対し式（１）を満たしている。したがって、その一部が再び導波光６ｂ、６ｃとなる。この導波光６ｂ、６ｃも新たな放射光６Ｂ１、６Ｃ１を生成する。これらの過程が繰り返される。全体として、透光領域９ａの直下では、導波光にならなかった成分が光結合層１２を透過し、透過光６ｄとしてマイクロレンズ１１ａに入射する。その結果、導波光にならなかった成分は第１の画素１０ａで検出される。実際には、導波の後に最終的に放射された成分も、導波光にならなかった成分に加わる。しかし、本明細書では、そのような成分も、導波光にならなかった成分として扱う。領域９Ａの直下では、導波光になった成分が放射され、放射光６Ｄとしてマイクロレンズ１１Ａに入射する。その結果、導波光になった成分は第２の画素１０Ａによって検出される。
The light component that passes through the high refractive index transparent layer 12b and enters the lower layer is incident on all the high refractive index transparent layers 12b on the lower layer side. As a result, the guided light 6c is generated under the same conditions as in the expression (1). Although guided light is generated in all the high refractive index transparent layers 12b, FIG. 2A shows only guided light generated in two layers as a representative. Similarly, the guided light 6c generated on the lower layer side propagates in the X direction in the XY plane. The guided
透光領域９ａは図１Ｂで示した開口に相当する。透光領域９ａを通じて、光は直下の検出器と左右の（すなわちＸ方向に隣接する）検出器に分岐し、それぞれ検出される。
The
図２Ｂに示される透光領域９ａ１、９ａ２、９ａ３、９ａ４に対向する第１の画素での各検出光量をそれぞれｑ１、ｑ２、ｑ３、ｑ４とする。図２Ｂに示される遮光領域９Ａ１、９Ａ２、９Ａ３、９Ａ４に対向する第２の画素での各検出光量をそれぞれＱ１、Ｑ２、Ｑ３、Ｑ４とする。ｑ１〜ｑ４は、導波光にならなかった光の検出光量を表している。Ｑ１〜Ｑ４は、導波光になった光の検出光量を表している。透光領域９ａ１の直下の第１の画素１０ａでは導波光になった光の光量が検出されない。一方、遮光領域９Ａ２の直下の第２の画素１０Ａでは導波光にならなかった光の光量が検出されない。ここで、透光領域９ａ１の直下の検出位置で、導波光になった光の検出光量Ｑ０＝（Ｑ１＋Ｑ２）／２を定義する。これに代えてＱ０＝（Ｑ１＋Ｑ２＋Ｑ３＋Ｑ４）／４を定義してもよい。同様に、遮光領域９Ａ２の直下の検出位置で、導波光にならなかった光の検出光量ｑ０＝（ｑ１＋ｑ２）／２を定義する。これに代えてｑ０＝（ｑ１＋ｑ２＋ｑ３＋ｑ４）／４を定義してもよい。すなわち、ある領域（遮光領域または透光領域）において、当該領域を中心としてＸ方向および／またはＹ方向に隣接する領域（画素）の直下の検出位置で検出される光量の平均値を定義する。
Assume that the detected light amounts at the first pixels facing the translucent regions 9a1, 9a2, 9a3, and 9a4 shown in FIG. 2B are q1, q2, q3, and q4, respectively. The detected light amounts at the second pixels facing the light shielding regions 9A1, 9A2, 9A3, and 9A4 shown in FIG. 2B are Q1, Q2, Q3, and Q4, respectively. q1 to q4 represent the detected light amounts of light that has not become guided light. Q1 to Q4 represent the detected light amount of the light that has become the guided light. In the
この定義を全ての領域に適用することで、受光素子１０を構成する全ての検出領域（すなわち、全ての画素）で、導波光にならなかった光の検出光量と導波光になった光の検出光量とを定義できる。
By applying this definition to all regions, the detection amount of light that has not become waveguide light and the detection of light that has become waveguide light in all detection regions (that is, all pixels) constituting the
信号処理回路１４は、上記のような定義のもとに、補間された、導波光にならなかった光の検出光量と導波光になった光の検出光量とを用いて、コヒーレンスの度合いの分布を示す光学的分布画像を生成するなどの演算処理を行う。信号処理回路１４は、これら２つの検出光量の比の値、またはこれらの光量和に対する各光量の比の値を画素ごとに算出した値を各画素に割り当てることにより、光学的分布画像を生成する。
The
図３は、光検出器１３の信号処理の方法を示す図である。図３では、グレーティングの格子ベクトルに沿って、８つの受光セル（１０Ａ、１０ａなど）が並んでいる。受光セル１０Ａ、１０ａはそれぞれ遮光領域９Ａ、透光領域９ａに対向している。８つの検出器で検出される信号をｐ０，ｋ−４、ｐ１，ｋ−３、ｐ０，ｋ−２、ｐ１，ｋ−１、ｐ０，ｋ、ｐ１，ｋ＋１、ｐ０，ｋ＋２、ｐ１，ｋ＋３とする。例えば、ｐ０，ｋの左右にある信号（ｐ１，ｋ−１とｐ１，ｋ＋１）からその平均値（ｐ１，ｋ−１＋ｐ１，ｋ＋１）／２を補間値ｐ１，ｋとして定義する（図３の補間式参照）。同様に、ｐ１，ｋ−１の左右にある信号（ｐ０，ｋ−２とｐ０，ｋ）からその平均値（ｐ０，ｋ−２＋ｐ０，ｋ）／２を補間値ｐ０，ｋ−１として定義する。検出値ｐ０，ｋおよび補間値ｐ１，ｋから、Ｐ０変調度ｐ０，ｋ／（ｐ０，ｋ＋ｐ１，ｋ）またはＰ１変調度ｐ１，ｋ／（ｐ０，ｋ＋ｐ１，ｋ）が算出される。検討例ではこれらの変調度を検出信号として利用する。
FIG. 3 is a diagram illustrating a signal processing method of the
図４Ａは、検討例における４つの開口での入射光とその下にある３つの受光素子の位置関係を示す断面図である。４つの開口には位相がランダムに異なる光が入射している。ただし、ωを光の角周波数（ω＝２πｃ／λ０，ｃは光速）、ｔを時間、ｒ１，ｒ２，ｒ３，ｒ４をランダム関数（０から１の間でランダムな値をとる関数）、ａをランダム係数（ランダム値の振幅）としている。 FIG. 4A is a cross-sectional view illustrating a positional relationship between incident light at four openings and three light receiving elements below the incident light in the study example. Lights having different phases are incident on the four openings. Where ω is the angular frequency of light (ω = 2πc / λ 0 , c is the speed of light), t is time, r1, r2, r3, r4 are random functions (functions that take random values between 0 and 1), a is a random coefficient (amplitude of a random value).
図４Ｂは、入射光の位相ランダム係数ａおよび検出信号の関係を示す解析結果である。４つの開口の中間にある遮光部直下の受光セルを１０Ａ、その両隣にある透光部直下の受光セルを１０ａ，１０ａ’とする。それらの検出光量をそれぞれＰ１、Ｐ０，Ｐ０’とする。検出信号は２Ｐ１／（Ｐ０＋Ｐ０’）で定義している。菱形マークはＴＥモード入射（Ｓ偏光）、四角マークはＴＭモード入射（Ｐ偏光）、三角マークはＴＥＭモード入射（ランダム偏光、または円偏光、または４５度方向の偏光）を表している。ＴＥモード入射およびＴＥＭモード入射に注目すると、係数ａの増大にしたがって、検出信号が低下する。ａ＝０はコヒーレントで位相が揃っている場合に相当する。ａ＝１はインコヒーレントに相当する。したがって、検出信号の大きさから入射光のコヒーレンスの度合い、または入射光の位相差のばらつきを知ることができる。同様に、入射した光の位相の差異も計測できる。 FIG. 4B is an analysis result showing the relationship between the phase random coefficient a of the incident light and the detection signal. The light receiving cell immediately below the light shielding part in the middle of the four openings is 10A, and the light receiving cells immediately below the light transmitting part on both sides are 10a and 10a '. The detected light amounts are P1, P0, and P0 ', respectively. The detection signal is defined by 2P1 / (P0 + P0 '). A rhombus mark represents TE mode incidence (S-polarized light), a square mark represents TM mode incidence (P-polarized light), and a triangular mark represents TEM mode incidence (random polarized light, circularly polarized light, or polarized light in a 45 degree direction). When attention is focused on TE mode incidence and TEM mode incidence, the detection signal decreases as the coefficient a increases. a = 0 corresponds to the case where the phases are coherent and aligned. a = 1 corresponds to incoherent. Therefore, the degree of coherence of incident light or the variation in phase difference of incident light can be known from the magnitude of the detection signal. Similarly, the phase difference of incident light can be measured.
信号処理回路１４は光検出器１３に含まれていてもよい。その場合、光検出器１３は、遮光膜９と、受光素子１０と、光結合層１２と、信号処理回路１４とを備える。遮光膜９は、複数の透光領域９ａおよび複数の遮光領域９Ａが少なくともＸ方向に交互に配置される。受光素子１０は、遮光膜９に対向して配置され、撮像面に配列された複数の受光セル１０ａおよび複数の受光セル１０Ａを含む。複数の受光セル１０ａの各々は、複数の透光領域の１つに対向する。複数の受光セル１０Ａの各々は、複数の遮光領域の１つに対向する。光結合層１２は、遮光膜９および受光素子１０の間に配置され、複数の透光領域９ａに所定の波長の光が入射したときに、光の一部をＸ方向に伝搬させるグレーティングを含み、複数の透光領域９Ａに入射した光の他の一部を透過させる。信号処理回路１４は、複数の受光セル１０ａから得られた信号と、複数の受光セル１０Ａから得られた信号とを用いた演算により、各受光セル１０ａ、１０Ａの位置に入射した光の位相差のばらつきを示す信号を出力する。
The
光検出器１３についての詳細な説明は、米国特許出願公開第２０１６／３６０９６７号明細書および米国特許出願公開第２０１７／０２３４１０号明細書に開示されている。米国特許出願公開第２０１６／３６０９６７号明細書および米国特許出願公開第２０１７／０２３４１０号明細書の開示内容の全体を本願明細書に援用する。
A detailed description of the
次に、非特許文献３を主に参照して、従来の脈波伝搬速度から血圧を測定する方法を説明する。
Next, a conventional method for measuring blood pressure from pulse wave propagation speed will be described with reference mainly to
まず、脈波を説明する。脈波とは、血管の膨らみのことであり、また、当該膨らみの進行および、ある位置における当該膨らみの時間的な変動のことである。当該膨らみの時間的な変動を脈拍という。成人の安静時における通常の脈拍は、毎分６０〜１００回程度である。 First, the pulse wave will be described. A pulse wave is a bulge of a blood vessel, and is a progression of the bulge and a temporal variation of the bulge at a certain position. The temporal fluctuation of the bulge is called a pulse. The normal pulse at rest of an adult is about 60 to 100 times per minute.
心電測定機および脈波測定機を用いた脈波伝搬速度の測定方法を説明する。 A method for measuring a pulse wave velocity using an electrocardiograph and a pulse wave measuring machine will be described.
図２９は、心電（上図）および脈波（下図）の時間変化を示す図である。心電は心電測定機により測定される。脈波は、例えば腕または足において脈波測定機により測定される。心電図のＲ波のピーク値から脈波の最小値までの時間が、脈波伝搬時間（Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｔｒａｎｓｉｔ Ｔｉｍｅ（ＰＷＴＴ））に相当する。心臓から上記の腕または足までの距離を脈波伝搬時間で除算することにより、脈波伝搬速度（Ｐｕｌｓｅ Ｗａｖｅ Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（ＰＷＶ））を得ることができる。心臓の動きを用いない場合には、腕および足において脈波を測定することによって脈波伝搬速度を得ることができる。脈波伝搬速度は、脈波の進行速度に相当し、ほとんどの場合、５〜１５ｍ／秒である。脈波の伝搬は、血液の伝搬とは異なる。 FIG. 29 is a diagram showing temporal changes in the electrocardiogram (upper diagram) and the pulse wave (lower diagram). The electrocardiogram is measured by an electrocardiograph. The pulse wave is measured by a pulse wave measuring device, for example, on an arm or a leg. The time from the peak value of the R wave of the electrocardiogram to the minimum value of the pulse wave corresponds to the pulse wave transit time (PWTT). A pulse wave velocity (PWV) can be obtained by dividing the distance from the heart to the arm or leg by the pulse wave propagation time. When the heart motion is not used, the pulse wave velocity can be obtained by measuring the pulse wave at the arm and the leg. The pulse wave propagation speed corresponds to the traveling speed of the pulse wave, and in most cases is 5 to 15 m / second. Pulse wave propagation is different from blood propagation.
次に、脈波伝搬速度と血圧との関係を説明する。血圧は血管内圧とも呼ばれる。 Next, the relationship between pulse wave propagation speed and blood pressure will be described. Blood pressure is also called intravascular pressure.
以下の式（２）は、脈波伝搬速度と血管の硬さとの関係を表す。
以下の式（３）は、血管の硬さと血圧との関係を表す。
図３０は、血圧Ｐとヤング率Ｅとの関係の測定結果を示す図である。丸印は正常な場合を示し、三角印は高血圧の場合を示す。いずれの場合も、ヤング率Ｅは、血圧Ｐの指数関数として近似できることがわかる。 FIG. 30 is a diagram showing a measurement result of the relationship between blood pressure P and Young's modulus E. A circle indicates a normal case, and a triangle indicates a case of hypertension. In any case, the Young's modulus E can be approximated as an exponential function of the blood pressure P.
以下の式（４）は、血圧Ｐとヤング率Ｅとの近似的な関係式を表す。
式（４）を式（２）に代入することにより、以下の式（５）が得られる。
上記の近似は一例にすぎず、他の論文などに示されるように、様々な近似が存在する。ただし、ＰＷＶから血圧Ｐを得るためには、個人に依存するパラメータα、βを測定前に知る必要がある。 The above approximation is only an example, and various approximations exist as shown in other papers. However, in order to obtain the blood pressure P from PWV, it is necessary to know parameters α and β depending on the individual before measurement.
以下に、本開示の例示的な実施形態を説明する。 In the following, exemplary embodiments of the present disclosure will be described.
（実施形態１）
本実施形態における計測装置は、発光装置と、光検出器とを備える。発光装置は、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する。光検出器は、発光装置から出射され、対象物によって反射された光を検出する。対象物は、例えば生体などの散乱体である。
(Embodiment 1)
The measuring device in the present embodiment includes a light emitting device and a photodetector. The light emitting device emits light having a coherence length of 5 mm to 400 mm. The photodetector detects light emitted from the light emitting device and reflected by the object. The object is, for example, a scatterer such as a living body.
図５は、コヒーレンス長が可変な発光装置２０の構成例を模式的に示す図である。発光装置２０は、レーザ光源２と、制御回路１とを有する。レーザ光源２は、１ＭＨｚ以上１００ＭＨｚ以下の周波数幅の光を出射する。発光装置２０は、制御回路１により５０ＭＨｚ以上５００ＭＨｚ以下の周波数でレーザ光源２を駆動することによって、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する。制御回路１は、高周波駆動電源１６を用いてレーザ光源２を駆動してもよい。レーザ光源２は、例えば、ＤＦＢレーザダイオードである。発光装置２０から出射された光の一部は、散乱体４の表面から１ｍｍ以上の深さに侵入し、散乱体４の内部において散乱された後、散乱体４の表面から出射される。
FIG. 5 is a diagram schematically illustrating a configuration example of the
図６は、レーザの光出力と駆動電流との一般的な関係を模式的に示す図である。駆動電流が発振閾値を超えると、レーザ光が出力される。図６の例では、高周波の駆動電流に対応した光出力が、時間的に変化して出射される。駆動電流の波形は正弦波である。当該波形は、矩形、三角波または鋸歯状波などでもよいし、それらを組み合わせた波形でもよい。 FIG. 6 is a diagram schematically showing a general relationship between laser light output and drive current. When the drive current exceeds the oscillation threshold, laser light is output. In the example of FIG. 6, the optical output corresponding to the high-frequency driving current is emitted with temporal changes. The waveform of the drive current is a sine wave. The waveform may be a rectangular wave, a triangular wave, a sawtooth wave, or a combination thereof.
図７は、レーザ光源２に入力される駆動電流の時間変化を模式的に示す図である。高周波駆動電源１６により、矩形電流の上限電流値Ｉｍａｘおよび下限電流値Ｉｍｉｎと、上限電流および下限電流のデューティー比とを設定することができる。例えば、１００ＭＨｚの周波数およびデューティー比１：１の矩形電流によってレーザ光源２を駆動する場合、上限電流の駆動時間をｔｍａｘ＝５ｎｓとし、下限電流の駆動時間をｔｍｉｎ＝５ｎｓとすればよい。そのとき、周期はＴＭ＝ｔｍａｘ＋ｔｍｉｎ＝１０ｎｓであり、周波数はｆＭ＝１／ＴＭ＝１００ＭＨｚである。
FIG. 7 is a diagram schematically showing a change over time of the drive current input to the
次に、駆動電流によるコヒーレンス長の調整の原理を説明する。 Next, the principle of adjusting the coherence length by the drive current will be described.
レーザ光源２から出力される光の電界は、例えば、Ｅ（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｃｏｓ（２πｆ０ｔ＋θ０）によって表される。Ａ（ｔ）（＞０）は電界の振幅である。ｆ０は、一定の駆動電流によってレーザ光源２から出射される光の周波数である。レーザ光源２から出射される光出力は、Ａ（ｔ）の２乗に比例する。レーザ光源２から出射される光出力のスペクトルは、Ｅ（ｔ）のフーリエ変換の絶対値の２乗に比例する。
The electric field of the light output from the
Ａ（ｔ）が一定の場合、Ｅ（ｔ）から得られる光出力のスペクトルは、ｆ＝ｆ０の周波数のみにおいてピークを有する。すなわち、光出力が一定の場合、レーザ光源２から出力される光の周波数幅はゼロである。実際には、一定の駆動電流であっても、レーザ光源２から出射される光は、狭い周波数幅を有する。
When A (t) is constant, the light output spectrum obtained from E (t) has a peak only at the frequency of f = f 0 . That is, when the light output is constant, the frequency width of the light output from the
一方、Ａ（ｔ）が周期ＴＭおよびデューティー比１：１の矩形波である場合を想定する。この場合、フーリエ級数展開により、Ａ（ｔ）＝Ａ０＋Ａ１ｃｏｓ（２πｆＭｔ＋θＭ）＋Ａ３ｃｏｓ（６πｆＭｔ＋θＭ）＋Ａ５ｃｏｓ（１０πｆＭｔ＋θＭ）＋・・・と表される。Ａ（ｔ）は、２ｆＭ、４ｆＭおよび６ｆＭなどのｆＭの偶数倍の周波数成分を有さない。 Meanwhile, A (t) is the period T M and duty ratio of 1: it is assumed that a square wave of 1. In this case, A (t) = A 0 + A 1 cos (2πf M t + θ M ) + A 3 cos (6πf M t + θ M ) + A 5 cos (10πf M t + θ M ) +... . A (t) has no 2f M, an even multiple of the frequency component of f M such 4f M and 6f M.
例えば、ｃｏｓ（２πｆＭｔ＋θＭ）ｃｏｓ（２πｆ０ｔ＋θ０）＝（１／２）［ｃｏｓ｛２π（ｆ０＋ｆＭ）ｔ＋（θ０＋θＭ）｝＋ｃｏｓ｛２π（ｆ０−ｆＭ）ｔ＋（θ０−θＭ）｝］からわかるように、ｃｏｓ（２πｆＭｔ＋θＭ）により、周波数ｆ＝ｆ０はｆ＝ｆ０±ｆＭに変化する。
For example, cos (2πf M t + θ M) cos (2πf 0 t + θ 0) = (1/2) [cos {2π (
したがって、Ａ（ｔ）が上記の矩形波である場合、Ｅ（ｔ）から得られる光出力のスペクトルは、ｆ＝ｆ０、ｆ０±ｆＭ、ｆ０±３ｆＭおよびｆ０±５ｆＭなどの周波数において複数のピークを有する。当該複数のピークは、ｆ＝ｆ０から離れるにつれ減少する。各ピークの頂点を滑らかに結ぶ曲線を描けば、光出力のスペクトルがｆ＝ｆ０を中心として広がることがわかる。当該曲線から得られる半値全幅を周波数幅Δｆとする。当該周波数幅Δｆは、上記の矩形波の上限および下限の差が大きくなるにつれて増加する。 Therefore, when A (t) is the above-described rectangular wave, the spectrum of the optical output obtained from E (t) is f = f 0 , f 0 ± f M , f 0 ± 3 f M and f 0 ± 5 f M Have multiple peaks at such frequencies. The plurality of peaks decrease with distance from f = f 0 . If a curve smoothly connecting the vertices of the peaks is drawn, it can be seen that the spectrum of the light output spreads around f = f 0 . The full width at half maximum obtained from the curve is defined as a frequency width Δf. The frequency width Δf increases as the difference between the upper limit and the lower limit of the rectangular wave increases.
中心周波数ｆ０および周波数幅Δｆは、それぞれ図２７Ｃにおけるλ０およびΔλに対応する（λ０＝ｃ／ｆ０、Δλ〜ｃΔｆ／ｆ０ ２）。したがって、駆動電流によってレーザ光源２から出射される光出力を変調することにより、コヒーレンス長σ０＝λ０ ２／Δλを調整することができる。
The center frequency f 0 and the frequency width Δf correspond to λ 0 and Δλ in FIG. 27C, respectively (λ 0 = c / f 0 , Δλ to cΔf / f 0 2 ). Therefore, the coherence length σ 0 = λ 0 2 / Δλ can be adjusted by modulating the light output emitted from the
図８は、図７の例に示す駆動電流によるコヒーレンス長σ０の変化の測定結果の例を示す図である。横軸は下限電流値Ｉｍｉｎを示し、縦軸はコヒーレンス長σ０を示す。上限電流値はＩｍａｘ＝１５０ｍＡであり、デューティー比は１：１であり、周波数は１００ＭＨｚである。レーザ光源２として、周波数幅が最大１０ＭＨｚのＤＦＢレーザダイオードが用いられる。図８の例では、下限電流値Ｉｍｉｎが０ｍＡから１００ｍＡまで変化すると、コヒーレンス長σ０は４０ｍｍから６８０ｍｍまで幅広く変化する。
FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a measurement result of a change in the coherence length σ 0 due to the drive current illustrated in the example of FIG. The horizontal axis represents the lower limit current value I min , and the vertical axis represents the coherence length σ 0 . The upper limit current value is I max = 150 mA, the duty ratio is 1: 1, and the frequency is 100 MHz. As the
上記の光源の連続波発振でのコヒーレンス長σ０は１５０ｍであり非常に長い。当該光源に入力する駆動電流の上限電流値および下限電流値、周波数、およびデューティー比を制御することにより、５〜４００ｍｍのコヒーレンス長σ０をカバーすることができる。 The coherence length σ 0 in continuous wave oscillation of the light source is 150 m, which is very long. A coherence length σ 0 of 5 to 400 mm can be covered by controlling the upper limit current value and lower limit current value, frequency, and duty ratio of the drive current input to the light source.
図５の構成例では、散乱体４の内部の情報は、散乱光の光路長のばらつきとして表される。当該ばらつきを位相差のばらつきとして光検出器によって検出することができる。検出した位相差のばらつきを、事前に予想したシミュレーションと比較することにより、散乱光が当該シミュレーションと同様の動きをしたかがわかる。ただし、光源のコヒーレンス長は適切に設定した方がよい。コヒーレンス長が長すぎると、すべての光路長の位相情報が検出される。そのような位相情報は、所望の深さにおける位相情報を得る際にノイズ情報になる。一方、コヒーレンス長が短すぎると、当該コヒーレンス長さ以上の光路長における位相情報は得られなくなる。そのため、光源のコヒーレンス長を適切に調整することが望ましい。
In the configuration example of FIG. 5, the information inside the
具体的に位相差のばらつきを得る方法としては、図２Ａの例に示す光検出器１３によって検出された画像から位相差を算出し、当該位相差のばらつきを得る方法がある。なお、スペックルから位相差のばらつきを得る場合には、光検出器の代わりに、２次元的に配列された複数の受光セルを有する一般的なイメージセンサを用いてもよい。各受光セルは、受けた光の量に応じた信号を出力する。当該イメージセンサから出力された当該信号のコントラストから、位相差のばらつきを得ることができる。例えば、ある領域に含まれる複数の受光セルから出力された信号の標準偏差を、位相差のばらつきとしてもよい。
As a specific method of obtaining the phase difference variation, there is a method of calculating the phase difference from the image detected by the
図９は、散乱体４の内部（図５参照）に吸収体が存在する場合における、コヒーレンス長と位相差のばらつきとの関係の測定結果を示す図である。位相差のばらつきは、画像のコントラストから算出した。散乱体の吸収係数および散乱係数は、それぞれ生体の吸収係数および散乱係数とほとんど同じである。コヒーレンス長を走査することにより、検出された位相差のばらつきが変化することがわかる。位相差のばらつきが０．００１以上であれば、位相差のばらつきを得る際の誤差を無視することができる。この条件から、コヒーレンス長の最適範囲は５ｍｍ以上４００ｍｍ以下であることが分かる。その他の実験からも、他の生体部分において、当該範囲のコヒーレンス長であれば測定可能であることが分かった。当該範囲は、従来言われている生体内部の測定に適したコヒーレンス長の範囲（０．１ｍｍ〜１ｍｍ）とは大きく異なる。なお、散乱体としての対象物は、生体に限らず、食品、またはコンクリートなどでもよい。食品の場合、食品中の異物などを検出することができ、建物の材質であるコンクリートの場合、当該コンクリートの劣化などを検査することができる。 FIG. 9 is a diagram showing a measurement result of the relationship between the coherence length and the variation in phase difference when an absorber is present inside the scatterer 4 (see FIG. 5). The variation in the phase difference was calculated from the contrast of the image. The absorption coefficient and scattering coefficient of the scatterer are almost the same as the absorption coefficient and scattering coefficient of the living body, respectively. It can be seen that the variation in the detected phase difference changes by scanning the coherence length. If the phase difference variation is 0.001 or more, an error in obtaining the phase difference variation can be ignored. From this condition, it can be seen that the optimum range of the coherence length is 5 mm or more and 400 mm or less. From other experiments, it was found that measurement can be performed in other living body parts if the coherence length is within the range. This range is greatly different from the range of coherence length (0.1 mm to 1 mm) suitable for the measurement inside the living body, which is conventionally known. The target object as the scatterer is not limited to a living body, and may be food, concrete, or the like. In the case of food, foreign matter in the food can be detected, and in the case of concrete, which is the material of the building, deterioration of the concrete can be inspected.
コヒーレンス長が可変な発光装置２０として、図５の例の他に、以下の構成を用いてもよい。
In addition to the example of FIG. 5, the following configuration may be used as the
図１０は、コヒーレンス長が可変な発光装置２０の他の構成例を模式的に示す図である。
FIG. 10 is a diagram schematically illustrating another configuration example of the
発光装置２０は、レーザ光源２と、プリズム１７または回折格子と、絞り１８とを有する。レーザ光源２は、例えばＦＰレーザダイオードであり、１ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する。発光装置２０は、絞り１８を用いて、レーザ光源２から出射され、プリズム１７または回折格子によって空間的に分散された光の一部を通過させることにより、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する。
The
図１０の例では、レーザ光源２から出射した光のコヒーレンス長が、より長いコヒーレンス長に変換される。プリズム１７の屈折率は周波数によって異なる。そのため、プリズム１７に入射した光の屈折角は、各周波数によって異なる。その結果、プリズム１７から出射した光は空間的に分散される。分散された当該光は、当該光の空間的な幅方向において、異なる周波数を有する。分散された当該光の一部を絞り１８を用いて通過させると、レーザ光源２から出射された光が有する周波数幅の一部が得られる。すなわち、絞り１８を通過した光の周波数幅は、レーザ光源２から出射された光の周波数幅よりも狭くなる。これにより、コヒーレンス長が長くなる。
In the example of FIG. 10, the coherence length of the light emitted from the
図１１は、コヒーレンス長が可変な発光装置２０のさらに他の構成例を模式的に示す図である。
FIG. 11 is a diagram schematically illustrating still another configuration example of the
発光装置２０は、レーザ光源２と、強度変調器１９とを有する。レーザ光源２は、例えばＤＦＢレーザダイオードであり、１ｍ以上のコヒーレンス長の光を出射する。強度変調器１９は、レーザ光源２から出射された光の強度を変調する。発光装置２０は、強度変調器１９を用いてレーザ光源２から出射された光の強度を１〜４０ＧＨｚの周波数で変調することにより、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を出射する。
The
図１１の例では、レーザ光源２から出射した光のコヒーレンス長が、より短いコヒーレンス長に変換される。レーザ光源２から出射した光は、狭い周波数幅を有する。出射した当該光の強度、すなわち光出力は、強度変調器１９により、例えば一定（左下図）から矩形（右下図）へ変調される。その結果、変調された光の周波数幅は、レーザ光源２から出射された光の周波数幅よりも広くなる。これにより、コヒーレンス長が短くなる。図５の例では、レーザ光源２から直接変調された光が出射され、図１１の例では、レーザ光源２から出射された光が強度変調器１９により変調される。
In the example of FIG. 11, the coherence length of the light emitted from the
（実施形態２）
図１２は、本実施形態における血圧測定装置１０００の構成例と、血圧測定装置１０００を用いた血圧測定方法とを模式的に示す図である。
(Embodiment 2)
FIG. 12 is a diagram schematically illustrating a configuration example of the blood
本実施形態における血圧測定装置１０００は、被検部４における血圧を測定する装置であって、発光装置２０ａと、発光装置２０ｂと、光検出器１３と、不図示の記憶装置と、不図示の演算回路とを備える。
The blood
光検出器１３は、発光装置２０ａから出射され、被検部４における位置Ａから反射された反射光を検出し、当該反射光の量に応じた信号を出力する。同様に、光検出器１３は、発光装置２０ｂから出射され、被検部４における位置Ｂから反射された反射光を検出し、当該反射光の量に応じた信号を出力する。
The
記憶装置は、血圧の算出に必要なパラメータを格納する。 The storage device stores parameters necessary for calculating blood pressure.
演算回路は、上記２つの信号の時間変化の比較から、位置Ａおよび位置Ｂの間を伝搬する脈波の伝搬時間を算出する。演算回路は、さらに、上記パラメータと、伝搬時間と、位置Ａおよび位置Ｂの間の距離とを用いた演算により、被検部４における血圧を算出する。
The arithmetic circuit calculates the propagation time of the pulse wave propagating between the position A and the position B from the comparison of the time changes of the two signals. The arithmetic circuit further calculates the blood pressure in the
上記２つの信号の各々は、反射光の位相差のばらつきを示す。 Each of the two signals indicates a variation in the phase difference of the reflected light.
図１２の例では、血圧測定装置１０００はウェアラブル端末である。ウェアラブル端末を腕時計型とする場合は、被検部４として橈骨動脈を用いてもよいし、その他の動脈・静脈を用いてもよい。光検出器１３またはイメージセンサのフレーム速度は、１０００ｆｐｓ以上であればよく、２０００ｆｐｓ以上あることが望ましい。また、グローバルシャッター機能が内蔵されている方が望ましい。本実施例では、光検出器１３のフレーム速度は、２０００ｆｐｓである。
In the example of FIG. 12, the blood
図１３は、図１２の構成例の断面図である。２つの発光装置２０ａ、２０ｂの間隔は、２３ｍｍである。橈骨動脈は、表面から深さ４ｍｍの場所に位置する。橈骨動脈の幅は２ｍｍである。脈波の伝搬により、橈骨動脈は数％膨らむ。これにより、検出された光の位相差のばらつきが変化する。
13 is a cross-sectional view of the configuration example of FIG. The interval between the two light emitting
コヒーレンス長が可変な２つの発光装置２０ａ、２０ｂと光検出器１３とを備えたウェアラブル端末が腕に装着された場合を想定する。この場合、ウェアラブル端末の下面と腕の表面とは、直接接触しなくてもよい。
A case is assumed in which a wearable terminal including two light emitting
発光装置２０ａは、適切なコヒーレンス長の光を出射する。光検出器１３は、光検出器１３が有する受光面のうち発光装置２０ａに近い領域において、位置Ａから反射された光を検出する。同様に、発光装置２０ｂは、適切なコヒーレンス長の光を出射する。光検出器１３は、光検出器１３が有する受光面のうち発光装置２０ｂに近い領域において、位置Ｂから反射された光を検出する。ここでは、１０ｍｍのコヒーレンス長が設定されている。
The
光検出器１３によって得られた位相差のばらつきから脈波を測定することができる。脈波は、動脈が表面から深さが１ｍｍ以上の場所にあっても測定することができる。
The pulse wave can be measured from the phase difference variation obtained by the
図１４は、脈波による位相差のばらつきの測定結果を示す図である。横軸は時間であり、縦軸は位相差のばらつきである。毎秒１回程度の脈波が来ることが分かる。脈波による位相差のばらつきは、例えば、２０００ｆｐｓ以上、すなわち０．５ｍ秒以下の間隔で測定される。以下、脈波による位相のばらつきを「脈波データ」と称することがある。 FIG. 14 is a diagram illustrating a measurement result of a variation in phase difference due to a pulse wave. The horizontal axis is time, and the vertical axis is variation in phase difference. It can be seen that the pulse wave is about once per second. The variation in the phase difference due to the pulse wave is measured, for example, at an interval of 2000 fps or more, that is, 0.5 ms or less. Hereinafter, the phase variation due to the pulse wave may be referred to as “pulse wave data”.
図１５は、位置Ａ（上図）と位置Ｂ（下図）とにおける脈波による位相差のばらつきを模式的に示す図である。比較を容易にするために、測定点（丸印）の間隔および脈波のずれは、実際よりも大きい。発光装置２０ａから光を出射し、位置Ａからの反射光を検出するタイミングと、発光装置２０ｂから光を出射し、位置Ｂからの反射光を検出するタイミングとは同じではない。そのため、２つの脈波の検出時間はずれている。これは、発光装置２０ａと発光装置２０ｂとから同時に光を出射し、位置Ａおよび位置Ｂからの反射光を同時に検出する場合、位置Ａからの反射光と位置Ｂからの反射光とを区別することが難しいからである。
FIG. 15 is a diagram schematically showing the variation in the phase difference due to the pulse wave at position A (upper figure) and position B (lower figure). In order to facilitate the comparison, the interval between the measurement points (circles) and the deviation of the pulse wave are larger than actual. The timing at which light is emitted from the
２つの発光装置２０ａ、２０ｂの間隔と、脈波が測定される位置Ａ、位置Ｂの間隔との違いは、例えばＦＤＴＤ等のシミュレーションにより計算できる。本実施形態では、位置Ａおよび位置Ｂの間の直線距離は、２０ｍｍ程度であった。
The difference between the interval between the two light emitting
位置Ａおよび位置Ｂにおいて、ほぼ同じ２つの脈波が得られる。位置Ａおよび位置Ｂの間の直線距離は、１０ｃｍ以下であればよい。当該２つの脈波は、脈波伝搬時間ＰＷＴＴだけずれる。２位置間の距離を脈波伝搬時間ＰＷＴＴで除算することにより、脈波伝搬速度ＰＷＶが算出される。 At position A and position B, almost the same two pulse waves are obtained. The linear distance between the position A and the position B may be 10 cm or less. The two pulse waves are shifted by the pulse wave propagation time PWTT. The pulse wave propagation velocity PWV is calculated by dividing the distance between the two positions by the pulse wave propagation time PWTT.
以下の式（６）は、脈波伝搬速度ＰＷＶの算出方法を表す。
ただし、脈波伝搬速度から血圧を得るためには、血圧測定前に式（５）におけるパラメータα、βを知る必要がある。 However, in order to obtain the blood pressure from the pulse wave velocity, it is necessary to know the parameters α and β in the equation (5) before measuring the blood pressure.
次に、血圧測定装置１０００の構成をより具体的に説明する。
Next, the configuration of the blood
図１６は、血圧測定装置１０００の構成例のブロック図である。
FIG. 16 is a block diagram of a configuration example of the blood
血圧測定装置１０００は、画像取得部１１００と、演算回路１２００と、記憶装置１３００と、表示装置１４００とを備える。
The blood
画像取得部１１００は、照明機能と撮像機能とを有する。
The
演算回路１２００は、得られた画像群を記憶装置１３００に転送し、記憶装置１３００から血圧を演算する。記憶装置１３００は、初期値のパラメータデータ１３１、位置Ａの脈波データ１３２、位置Ｂの脈波データ１３３、および、画像データ１３４などを記憶する。表示装置１４００は、血圧データを出力する。
The
画像取得部１１００は、照明装置１１１と、画像取得部１１２とを有する。
The
照明装置１１１は、コヒーレンス長が固定された２つの発光装置２０ａ、２０ｂを含む。画像取得部１１２は、位相差のばらつきを検出する光検出器１３またはイメージセンサを含む。
The illumination device 111 includes two light emitting
演算回路１２００は、照明条件調整部１２１と、画像情報取得部１２２と、血管厚さ演算部１２３と、脈波データ比較部１２４と、入力インタフェース１２５と、パラメータ演算部１２６と、血圧値演算部１２７と、出力インタフェース１２８とを有する。
The
照明条件調整部１２１は、照明装置１１１のコヒーレンス長を制御してレーザを発振させる。画像情報取得部１２２は、光検出器１３またはイメージセンサを制御して画像を取得し、画像データ１３４として記憶装置１３００に保存する。血管厚さ演算部１２３は、画像データ１３４から血管の厚さの演算を行い、脈波データを記憶装置に保存する。血管の厚さは、検出した光の位相差のばらつきに依存する。血管の厚さが増大すれば、位相差のばらつきも増大し、血管の厚さが減少すれば、位相差のばらつきも減少する。脈波データ比較部１２４は、記憶装置１３００の２つの位置の脈波データを比較して脈波伝搬時間を演算する。入力インタフェース１２５は、初期化時に血圧データを入力する。パラメータ演算部１２６は、入力された血圧と脈波伝搬時間からパラメータを演算して記憶装置１３００のパラメータデータ１３１を保存する。血圧値演算部１２７は、脈波伝搬時間とパラメータデータ１３１とから血圧を演算して出力インタフェース１２８に出力する。出力インタフェース１２８は、データを表示装置１４００に出力する。
The illumination
記憶装置１３００は、パラメータデータ１３１と、位置Ａの脈波データ１３２と、位置Ｂの脈波データ１３３と、画像データ１３４とを有する。
The
パラメータデータ１３１は、血圧の算出に必要なパラメータを収める。位置Ａの脈波データ１３２は、位置Ａで測定された脈波データを収める。位置Ｂの脈波データは、位置Ｂで測定された脈波データを収める。画像データ１３４は、得られた画像を保存する。
The
表示装置１４００は、出力された血圧値などを表示する。なお、表示装置１４００は、血圧測定装置１０００内部に配置される必要はなく、スマートフォンなどの外部表示機能を有してもよい。
The
次に、上記の実施形態における血圧測定装置１０００の初期化および画像取得の動作を説明する。血圧測定装置１０００における血圧測定方法は、初期化ステップと血圧測定ステップとに分けられる。
Next, initialization and image acquisition operations of the blood
＜初期化ステップ＞
演算回路１２００は、以下の初期化ステップを実行する。
<Initialization step>
The
図１７は、血圧測定装置１０００における血圧測定方法の初期化ステップを示すフローチャートである。
FIG. 17 is a flowchart showing initialization steps of the blood pressure measurement method in blood
初期化ステップでは、血圧測定に必要なパラメータα、βの初期化を実行するため、一方の腕に一般の血圧測定装置が装着され、他方の腕に本実施形態の血圧測定装置１０００が装着される。
In the initialization step, in order to execute initialization of parameters α and β necessary for blood pressure measurement, a general blood pressure measurement device is attached to one arm, and the blood
演算回路１２００は、一般の血圧測定装置により血圧を測定する（ステップＳ１０１）。演算回路１２００は、入力インタフェース１２５により、一般の血圧測定装置に表示される最高血圧を本実施形態の血圧測定装置１０００に入力する（ステップＳ１０２）。演算回路１２００は、最高血圧が入力された前後３０秒間などの脈波伝搬速度を測定する（ステップＳ１０３）。脈波伝搬速度は、例えば測定値の中央値である。演算回路１２００は、最高血圧が安定しているかどうかを判断する（ステップＳ１０４）。演算回路１２００は、最高血圧が安定するまで、例えば一分間隔でステップＳ１０１〜ステップＳ１０３を繰り返す。ステップＳ１０１〜ステップＳ１０３の繰り返しにより、最高血圧と脈波伝搬速度との複数のペアが得られる。演算回路１２００は、パラメータ演算部１２６により、最小２乗法を用いて当該複数のペアからパラメータα、βを算出する（ステップＳ１０５）。演算回路１２００は、算出したパラメータα、βを記憶装置１３００に格納する（ステップＳ１０６）。以上により、初期化が完了する。
The
以上をまとめると、演算回路１２００は、血圧の測定前に、他の血圧測定装置によって得られた血圧と、脈波伝搬速度とを用いた演算により、パラメータα、βを算出する。脈波伝搬速度は、上述したように、位置Ａおよび位置Ｂの間の距離を脈波伝搬時間で除算することにより得られる。
In summary, the
初期化ステップは、できるだけ活発な運動などによって被検者自身の出せる最高血圧を取得し、当該最高血圧が安定するまで実行することが望ましい。初期化ステップは定期的に行われることが望ましく、例えば、一ヶ月に一度などがよい。 It is desirable to execute the initialization step until the subject's own highest blood pressure is obtained by exercise as active as possible, and until the highest blood pressure is stabilized. The initialization step is preferably performed periodically, for example, once a month.
＜血圧測定ステップ＞
演算回路１２００は、以下の血圧測定ステップを実行する。
<Blood pressure measurement step>
The
図１８は、血圧測定装置１０００における血圧測定方法の血圧測定ステップを示すフローチャートである。
FIG. 18 is a flowchart showing blood pressure measurement steps of the blood pressure measurement method in blood
演算回路１２００は血圧測定を指示する（ステップＳ２０１）。演算回路１２００は、照明条件調整部１２１により、所定のコヒーレンス長の光を発振するように発光装置２０ａ、２０ｂを調整し、発光装置２０ａ、２０ｂにレーザ発振させる（ステップＳ２０２）。演算回路１２００は、画像情報取得部１２２により、戻ってきた散乱光の画像を取得し、取得した当該画像を記憶装置１３００に格納する（ステップＳ２０３）。演算回路１２００は、血管厚さ演算部１２３により、位置Ａおよび位置Ｂにおける２つの脈波データを算出し、算出した当該２つの脈波データを記憶装置１３００に格納する（ステップＳ２０４）。演算回路１２００は、脈波データ比較部１２４により、当該２つの脈波データを比較する（ステップＳ２０５）。演算回路１２００は、血圧値演算部１２７により、血圧を算出および出力する（ステップＳ２０６）。
The
血圧測定ステップは、本実施形態の血圧測定装置１０００を装着している限り、任意のタイミングで測定することができる。本実施形態の血圧測定装置１０００を常時装着していれば、常時血圧測定を行うことができる。
The blood pressure measurement step can be measured at an arbitrary timing as long as the blood
（変形例１）
次に、変形例として、コヒーレンス長の初期化を説明する。以下に、上記の構成と異なる点に言及する。
(Modification 1)
Next, initialization of the coherence length will be described as a modification. Hereinafter, differences from the above-described configuration will be described.
図１９は、血圧測定装置１０００の他の構成例のブロック図である。図１６のブロック図と異なる点を説明する。
FIG. 19 is a block diagram of another configuration example of the blood
画像取得部１１００において、照明装置１１１は、コヒーレンス長が可変な２つの発光装置２０ａ、２０ｂを含む。演算回路１２００は、照明条件調整部１２１により、照明装置１１１のコヒーレンス長を調整してレーザを発振させる。演算回路１２００は、照明条件調整部１２１と脈波データ比較部１２４との間でデータをやり取りすることにより、最適のコヒーレンス長を決定する。
In the
血圧測定に適切なコヒーレンス長を調整することにより、図１４の例に示す位相差のばらつきを精度よく測定することができる。そのため、コヒーレンス長の初期化が望ましい。 By adjusting the coherence length appropriate for blood pressure measurement, it is possible to accurately measure the variation in the phase difference shown in the example of FIG. Therefore, it is desirable to initialize the coherence length.
コヒーレンス長の初期化ステップは、測定条件を考慮して血圧測定を最適化するためのステップである。当該測定条件は、個人による皮膚および血管の厚さなどの違い、ならびに、本実施形態の血圧測定装置１０００の装着状態などに依存する。
The step of initializing the coherence length is a step for optimizing blood pressure measurement in consideration of measurement conditions. The measurement conditions depend on differences in individual skin and blood vessel thickness, as well as the wearing state of the blood
演算回路１２００は、コヒーレンス長を走査して最適なコヒーレンス長を設定する。脈波データの最小と最大の差を脈波ピークとする。演算回路１２００は、当該脈波ピークが最大になることように、コヒーレンス長を調整する。
The
次に、初期化ステップおよび血圧測定ステップを説明する。 Next, the initialization step and the blood pressure measurement step will be described.
＜初期化ステップ＞
演算回路１２００は、図１７の例に示す初期化ステップの他に、以下のコヒーレンス長の初期化ステップを実行する。
<Initialization step>
The
図２０は、血圧測定装置１０００における血圧測定方法のコヒーレンス長の初期化ステップを示すフローチャートである。
FIG. 20 is a flowchart showing the coherence length initialization step of the blood pressure measurement method in blood
演算回路１２００は、照明条件調整部１２１により、２つの発光装置２０ａ、２０ｂの少なくとも一方のコヒーレンス長をＬ０＝５ｍｍに設定し、位置Ａおよび位置Ｂの少なくとも一方の脈波データを測定し、コヒーレンス長をＬ１＝Ｌ０＋ΔＬとする（ステップＳ３０１）。ΔＬは走査ステップであり、任意に設定することができる。ここでは、ΔＬ＝５ｍｍとする。演算回路１２００は、コヒーレンス長をＬ１（＝１０ｍｍ）に設定し、脈波データを測定する（ステップＳ３０２）。演算回路１２００は、Ｌ０およびＬ１の２つの脈波ピークを比較し、Ｌ１の脈波ピークがＬ０の脈波ピークよりも低いかどうかを判断する（ステップＳ３０３）。演算回路１２００は、Ｌ１の脈波ピークがＬ０の脈波ピークより高ければ、Ｌ０をＬ１に、Ｌ１をＬ１＋ΔＬに更新する（ステップＳ３０４）。その後、演算回路１２００は、ステップＳ３０２およびＳ３０３を実行する。演算回路１２００は、Ｌ１の脈波ピークがＬ０の脈波ピークよりも低くなるまで、ステップＳ３０４、Ｓ３０２およびＳ３０３を繰り返す。演算回路１２００は、Ｌ１の脈波ピークがＬ０の脈波ピークよりも低いとき、脈波データ比較部１２４により、Ｌ０を最適なコヒーレンス長として算出する（ステップＳ３０５）。演算回路１２００は、パラメータデータ１３１として最適なコヒーレンス長を記憶装置１３００に格納する（ステップＳ３０６）。
The
以上をまとめると、演算回路１２００は、血圧の測定前に発光装置２０ａ、２０ｂの少なくとも一方が出射する光のコヒーレンス長を順次変化させ、位置Ａおよび位置Ｂの脈波データの少なくとも一方の時間変化のピークが最大になるコヒーレンス長の光を決定する。その後、演算回路１２００は、血圧を測定する際、決定したコヒーレンス長の光を２つの発光装置２０ａ、２０ｂに出射させる。
In summary, the
＜血圧測定ステップ＞
演算回路１２００は、図１８の例に示す血圧測定ステップを実行する。
<Blood pressure measurement step>
The
（変形例２）
次に、変形例として、２つの脈波の検出時間のずれを説明する。以下に、上記の構成と異なる点に言及する。
(Modification 2)
Next, as a modification, a difference in detection time between two pulse waves will be described. Hereinafter, differences from the above-described configuration will be described.
２つの脈波の検出時間のずれを調整することにより、脈波伝搬時間を精度よく得ることができる。その結果、血圧の測定精度は改善される。 By adjusting the difference between the detection times of the two pulse waves, the pulse wave propagation time can be obtained with high accuracy. As a result, blood pressure measurement accuracy is improved.
図２１は、血圧測定装置１０００の下面を模式的に示した図である。図２１の例におけるＣ１−Ｃ２は、図１３におけるＣ１−Ｃ２に対応している。図２１の例において、光検出器１３は、２つの発光装置２０ａ、２０ｂの中間に配置され、脈波による位相差のばらつきを測定する。光検出器１３の受光面は、２つの領域１３ａ、１３ｂに分割される。光検出器１３は、２つの領域１３ａ、１３ｂの各々に入射する光を、グローバルシャッターを用いて時間を分割して検出する。２つの領域１３ａ、１３ｂの各々におけるフレーム速度は、１０００ｆｐｓ程度以上が望ましい。本実施例では、フレーム速度は１０００ｆｐｓである。
FIG. 21 is a diagram schematically showing the lower surface of the blood
２つの領域１３ａ、１３ｂの各々に入射する光を同じタイミングで検出すると仮定すると、位置Ａと位置Ｂとにおいて、２つの脈波データは異なる。そのため、脈波伝搬時間を算出する場合、２つの脈波データがどの程度一致するかを調べる必要がある。例えば、一方の脈波データの時間をずらして、各データ点における２つの脈波データの誤差の合計が最小になる時間を探す方法、または、２つの脈波データの相関関数が最大になる時間を探す方法などがある。しかし、そのような方法の分解能はデータ点の間隔に依存する。分解能を上げるには高速なフレーム速度が必要である。しかし、そのような高精度な測定は一般に難しい。
Assuming that light incident on each of the two
そこで、２つの領域１３ａ、１３ｂの各々に入射する光の検出時間のずれを調整すればよい。検出時間のずれを調整することにより、２つの位置で測定された脈波データを精度よく一致させることができる。
Therefore, it suffices to adjust a shift in detection time of light incident on each of the two
図２２は、位置Ｂにおいて測定された脈波による位相差のばらつき（図１４の下図）を脈波伝搬時間だけシフトして、位置Ａにおいて測定された脈波による位相差のばらつき（図１４の上図）に一致させたことを模式的に示す図である。２つの脈波データを一致させることにより、当該２つの脈波データの両出力値の時間差が得られる。 FIG. 22 shows a phase difference variation due to the pulse wave measured at the position B (lower diagram in FIG. 14) shifted by the pulse wave propagation time, and a phase difference variation due to the pulse wave measured at the position A (FIG. 14). It is a figure which shows typically having made it match | combine. By matching the two pulse wave data, a time difference between both output values of the two pulse wave data is obtained.
図２３は、光検出器１３における検出時間のずれの調整方法を示す図である。図２３の上図に示すように、脈波データが一致する場合の両出力値の時間差は、検出時間のずれから脈波伝搬時間を減算することによって表される。検出時間のずれを調整することにより、両出力の時間差をゼロにすることができる。図２３の下図に示すように、検出時間のずれが脈波伝搬時間と一致すれば、精度よく脈波伝搬時間を測定することができる。
FIG. 23 is a diagram illustrating a method for adjusting a detection time shift in the
さらに、図２２における円で囲まれた領域に示すように、脈波のピークを測定するときのみ１０００ｆｐｓ、すなわち１ｍ秒の間隔で測定することにより、光検出器の稼働時間を減らすことができる。これにより、低消費化することができる。低消費化は、ウェアラブル端末などのモバイル機器において重要な要素である。 Further, as shown in the region surrounded by a circle in FIG. 22, the operation time of the photodetector can be reduced by measuring at 1000 fps, that is, at an interval of 1 ms only when measuring the peak of the pulse wave. Thereby, the consumption can be reduced. Low consumption is an important factor in mobile devices such as wearable terminals.
次に、初期化ステップおよび血圧測定ステップを説明する。 Next, the initialization step and the blood pressure measurement step will be described.
＜初期化ステップ＞
演算回路１２００は、図１７の例における初期ステップ、または、図１７および２０の例における初期化ステップを実行する。
<Initialization step>
The
＜血圧測定ステップ＞
演算回路１２００は、以下の血圧測定ステップを実行する。
<Blood pressure measurement step>
The
図２４は、血圧測定装置１０００における血圧測定方法の血圧測定ステップを示す他のフローチャートである。
FIG. 24 is another flowchart showing the blood pressure measurement steps of the blood pressure measurement method in blood
演算回路１２００は血圧測定を指示する（ステップＳ４０１）。演算回路１２００は、照明条件調整部１２１により、脈波データ比較部１２４によって定められたコヒーレンス長の光を発振するように発光装置２０ａ、２０ｂを調整し、発光装置２０ａ、２０ｂにレーザ発振させる（ステップＳ４０２）。演算回路１２００は、画像情報取得部１２２により、戻ってきた２つの散乱光の画像を、与えられた検出時間のずれで取得し、取得した当該画像を記憶装置１３００に格納する（ステップＳ４０３）。演算回路１２００は、血管厚さ演算部１２３により、位置Ａおよび位置Ｂにおける２つの脈波データを算出し、算出した当該２つの脈波データを記憶装置１３００に格納する（ステップＳ４０４）。演算回路１２００は、脈波データ比較部１２４により、当該２つの脈波データを一致させて比較する（ステップＳ４０５）。演算回路１２００は、当該２つの脈波データの出力値が一致するかを判断する（ステップＳ４０６）。演算回路１２００は、当該出力値が一致しなければ、検出時間のずれを変化させる（ステップＳ４０７）。演算回路１２００は、当該出力値が一致するまで、ステップＳ４０７およびＳ４０３〜４０６を繰り返す。演算回路１２００は、当該出力値が一致した場合の検出時間のずれを脈波伝搬時間として、血圧値演算部１２７により、血圧を算出および出力する（ステップＳ４０６）。
The
以上をまとめると、演算回路１２００は、光検出器１３における位置Ａからの反射光と位置Ｂからの反射光との検出時間のずれを順次変化させることにより、位置Ａの脈波データの時間変化と、位置Ｂの脈波データの時間変化とが一致する検出時間のずれを決定する。演算回路１２００は、決定した検出時間のずれを脈波伝搬時間とする。
In summary, the
血圧測定ステップは、本実施形態の血圧測定装置１０００を装着している限り、任意のタイミングで測定することができる。本実施形態の血圧測定装置１０００を常時装着していれば、常時血圧測定を行うことができる。なお、初期状態では、与えられた検出時間のずれは０ｍ秒でもよいし、前回の測定におけるずれでもよい。
The blood pressure measurement step can be measured at an arbitrary timing as long as the blood
本開示は、演算回路１２００が実行する動作を規定するコンピュータプログラムも含む。そのようなコンピュータプログラムは、血圧測定装置１０００内のメモリなどの記録媒体に格納され、演算回路１２００に前述の動作を実行させる。
The present disclosure also includes a computer program that defines the operation executed by the
簡便に常時血圧測定を行うことができ、心筋および脳梗塞などの予防や高血圧などを測定することができる。 Blood pressure can be easily measured at all times, and prevention of myocardium and cerebral infarction and hypertension can be measured.
１００ 光検出システム
１ 制御回路
２ 光源
３ 出射光
４ 被写体、被検部
５、５ａ、５Ａ 散乱光
７ 集光レンズ
８ａ 実質的な物体（物点の集まり）
８ｂ 像面位置の像
９ 遮光膜
９ａ 開口、透光領域
９Ａ 遮光領域
１０ 光検出層
１０ａ、１０Ａ 受光セル
１１ａ、１１Ａ マイクロレンズ
１３ 光検出器
１３ａ、１３ｂ 領域
１４ 信号処理回路
１６ 高周波駆動電源
１７ プリズム
１８ 絞り
１９ 強度変調器
２０、２０ａ、２０ｂ 発光装置
１０００ 血圧測定装置
１１００ 画像取得部
１２００ 演算回路
１３００ 記憶装置
１４００ 表示装置
DESCRIPTION OF
8b Image
Claims (6)
前記発光装置から出射され、対象物の内部で散乱されることにより発生する散乱光を検出する光検出器と、
を備える計測装置。 A light emitting device that emits light having a coherence length of 5 mm or more and 400 mm or less;
A photodetector that detects scattered light generated by being emitted from the light emitting device and scattered inside the object;
A measuring device comprising:
請求項１に記載の計測装置。 The light detector detects the scattered light emitted from the surface of the object after being scattered within the object of 1 mm or more from the surface of the object.
The measuring device according to claim 1.
１ＭＨｚ以上１００ＭＨｚ以下の周波数幅の光を出射するレーザ光源と、
５０ＭＨｚ以上５００ＭＨｚ以下の周波数で前記レーザ光源を駆動することにより、５ｍｍ以上４００ｍｍ以下のコヒーレンス長の光を前記レーザ光源に出射させる制御回路と、
を備える、
請求項１または２に記載の計測装置。 The light emitting device
A laser light source that emits light having a frequency width of 1 MHz to 100 MHz;
A control circuit for causing the laser light source to emit light having a coherence length of 5 mm to 400 mm by driving the laser light source at a frequency of 50 MHz to 500 MHz;
Comprising
The measuring device according to claim 1 or 2.
複数の透光領域および複数の遮光領域が少なくとも第１の方向に交互に配置されている遮光膜と、
前記遮光膜に対向して配置され、撮像面に配列された複数の第１の受光セルおよび複数の第２の受光セルを有する受光素子であって、前記複数の第１の受光セルの各々は、前記複数の透光領域の１つに対向し、前記複数の第２の受光セルの各々は、前記複数の遮光領域の１つに対向する、受光素子と、
前記遮光膜および前記受光素子の間に配置された光結合層であって、前記複数の透光領域に所定の波長の光が入射したときに、前記光の一部を前記第１の方向に伝搬させるグレーティングを含み、前記複数の透光領域に入射した光の他の一部を透過させる光結合層と、
前記複数の第１の受光セルから得られた信号と、前記複数の第２の受光セルから得られた信号とを用いた演算により、各第１および第２の受光セルの位置に入射した光の位相差のばらつきを示す信号を出力する信号処理回路と、
を有する、
請求項１から３のいずれかに記載の計測装置。 The photodetector is
A light-shielding film in which a plurality of light-transmitting regions and a plurality of light-shielding regions are alternately arranged in at least the first direction;
A light-receiving element that is arranged opposite to the light-shielding film and has a plurality of first light-receiving cells and a plurality of second light-receiving cells arranged on the imaging surface, wherein each of the plurality of first light-receiving cells is A light receiving element facing one of the plurality of light transmitting regions, and each of the plurality of second light receiving cells is opposed to one of the plurality of light shielding regions;
An optical coupling layer disposed between the light-shielding film and the light-receiving element, and when light having a predetermined wavelength is incident on the plurality of light-transmitting regions, a part of the light is directed in the first direction. An optical coupling layer that includes a propagating grating and transmits another part of the light incident on the plurality of light-transmitting regions;
Light incident on the position of each of the first and second light receiving cells by calculation using signals obtained from the plurality of first light receiving cells and signals obtained from the plurality of second light receiving cells. A signal processing circuit that outputs a signal indicating variation in the phase difference of
Having
The measuring device according to claim 1.
各受光セルは、受けた光の強度に応じた信号を出力する、
請求項１から３のいずれかに記載の計測装置。 The photodetector is an image sensor having a plurality of light receiving cells arranged two-dimensionally,
Each light receiving cell outputs a signal corresponding to the intensity of the received light.
The measuring device according to claim 1.
請求項１から５のいずれかに記載の計測装置。 The object is a living body, food, or concrete.
The measuring device according to claim 1.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JP2017168369A JP2019045289A (en) | 2017-09-01 | 2017-09-01 | Measurement device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JP2017168369A JP2019045289A (en) | 2017-09-01 | 2017-09-01 | Measurement device |
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ID=65812678
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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| JP2017168369A Pending JP2019045289A (en) | 2017-09-01 | 2017-09-01 | Measurement device |
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-
2017
- 2017-09-01 JP JP2017168369A patent/JP2019045289A/en active Pending
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