JP5623540B2 - 生体情報取得解析装置 - Google Patents

Description

本発明は、２種類の波長の光源とフォトセンサアレーを用いて、非侵襲に生体情報を取得し、その解析を行う装置に関する。

日々の健康状態を簡便に把握したいとの社会的なニーズは高まっている。その中で、血糖値（血液内のグルコース濃度）は健康状態を知るバロメータのひとつであり、糖尿病を患う人に限らず、多くの人々が関心を持つところである。このため、近赤外分光を用いて体液中の血統値を知るための開発が以下のように進んでいる。近赤外分光を用いると非侵襲にてこのような生体情報を知ることができるからである。

特許文献１によれば、白色光を生体にスポットで入射し、通過した光をスポットで収集し（又は多点でのスポットを集め）、この光を短冊状の任意波長選択フィルタによって２次元的の広がった光にし、これを２次元イメージセンサによって一度にその強度情報を得ることが開示されている。２次元イメージセンサとしては、ＩｎＧａＡｓ―ＣＣＤ受光素子の例が示されている。任意波長選択フィルタ通過後の光を２つにミラーで分けて片方をＩｎＧａＡｓ―ＣＣＤ受光素子によって１２００ｎｍから１６００ｎｍの範囲の波長別の光信号の受光レベルと検出し、他方を別のＣＣＤ受光素子によって４００ｎｍから１１００ｎｍの範囲の波長別の光信号の受光レベルとして検出する。このように、任意波長選択フィルタと２次元イメージセンサを用いて、スポットで得られた生体情報を一気に解析する装置である。

特許文献２によれば、これは腫瘍を見つけることを目的とした装置であるが、グルコースが吸収する第１の波長と水が吸収する第２の波長を用いて、各々の波長で生体からの出射光を測定する１次元（又はスポット）のプローバが開示されている。これを生体上で動かし、グルコース濃度の高い領域と水の濃度が高い領域とが交互に現れる部分を特定する。

特許文献３によれば、グルコースによる吸収が大きな第１の波長と、水分子やヘモグロビンの吸収が小さい第２の波長を用い、第２の波長でのスペクトルを用いて、第１の波長でのデータのベースラインを補正する技術が述べられている。

特許文献４では、グルコース分子のＯＨ基、ＣＨ基、ＮＨ基のそれぞれに由来する吸収を対応する３つの波長で調べて、グルコースの濃度を調べる方法が開示されている。

特許文献５によれば、血液の中の成分を知るために、血管が表皮近くに集中する指関節の曲げの部分の内側に光を入射し、血管中を通ってきた部分が多いとした出射光の測定を、グルコースによる吸収が大きな第１の波長と、グルコースによる吸収が無い第２の波長の２つの波長で行い、両者の比からグルコースの濃度を調べる装置が開示されている。検出器はアレーであり、第１の波長での出力より最も吸収が大きいものを選び、これと同じ場所での第２の波長による出力との比を取ることによって、グルコースの濃度を調べることが開示されている。

特開２００４−２５２２１４号公報 特開２００７−２６７８４号公報 特開２００４−２５７８３５号公報 特開平１０−３２５７９４号公報 特開平１１−１３７５３８号公報

血糖値は血液内のグルコースの濃度であるため、血液中のグルコース濃度を測定しなければならない。しかしながら、近赤外分光を用いた測定では、グルコースの吸収波長領域と水の波長領域が重なっているため、血管部位に的を絞った近赤外分光測定及び解析を行うことができない。

本発明で示す代表的な手段は、第１波長の光を照射する第１の光源と、第２波長の光を照射する第２の光源と、第１の光源または第２の光源からの光を照射された生体からの出射光を検出するフォトセンサアレーと、フォトセンサアレーからのデータを解析する解析装置とを有し、解析装置は、第１波長の光を照射された生体からの出射光の強度が所定のしきい値を超える領域を血管部位として特定し、第２波長の光を照射された生体からの出射光の強度に基づくデータを特定された領域のデータとそれ以外の領域のデータとに分離して解析に供する。

生体としては、指の内側、掌、手の甲、唇などが適用できる。

フォトセンサアレーを実現するために、ＩｎＧａＡｓを用いたフォトダイオード以外に、Ｓｉ基板上にＧｅを成長させたＳｉＧｅを用いたフォトダイオードによってより安価にフォトセンサアレーを構成する。

血液の生体情報を高い精度で取得でき、グルコースの濃度などを正確に解析できる装置が実現できる。これにより、血糖値（血液内のグルコースの濃度）を非侵襲にて得ることができる。

図１（ａ）は指に対して波長Ａの光を照射したときの結像、図１（ｂ）は指に対して波長Ｂの光を照射したときの結像である。 フォトセンサセルの回路図である。 フォトセンサセルのデバイス構成例である。 フォトセンサアレーチップのブロック図である。 生体情報取得解析装置のブロック図である。 生体情報を取得するフローを示す図である。 図７（ａ）は波長Ａの光を照射したときの吸光度、図７（ｂ）は波長Ｂの光を照射したときの吸光度を示す図である。 図８（ａ）は波長Ａの光を照射して取得したデータ列、図８（ｂ）は波長Ｂの光を照射して取得したデータ列、図８（ｃ）は波長Ａのデータ列を用いて抽出した波長Ｂのデータ列である。 ヘモグロビンの波長に対する吸光度特性を示す図である。 図１０（ａ）はグルコースの近赤外スペクトルとその２次微分を示す図、図１０（ｂ）は水の近赤外スペクトルとその２次微分を示す図である。 フォトセンサアレーの別の構成例を示す図である。 図１１のフォトセンサアレーのデバイス構成例である。 フォトセンサの波長に対する感度特性を示す図である。 図１４（ａ）は生体情報取得解析装置のブロック図であり、図１４（ｂ）はその動作例を示す図である。 血管の太さとフォトセンサセルサイズの関係を説明するための図である。 物質の吸光度の波長依存性を示す図である。 図１７（ａ）は生体情報取得解析装置のブロック図であり、図１７（ｂ）はそのフィルタ板の平面図である。 フィルタを備えたフォトセンサアレーの模式図である。 生体情報取得解析装置の側面照射系の構成を示すブロック図である。 生体情報取得解析装置の側面照射系の構成を示すブロック図である。 図２１（ａ）は生体情報取得解析装置のブロック図であり、図２１（ｂ），（ｃ）はその動作原理を示す図である。 生体情報取得解析装置のブロック図である。 生体情報取得解析装置のアレーセンサが指をスキャンする様子を示す図である。

本発明では、生体に対して光（特定波長または白色光）を照射し、生体内部を透過した光をフォトセンサアレーに結像させて生体情報を非侵襲に取得する。図１（ａ）に指に対して波長Ａの光を照射したときの結像、図１（ｂ）に指に対して波長Ｂの光を照射したときの結像を示す。

マトリックス（破線）は、フォトセンサのセルが２次元に敷き詰められたフォトセンサアレーを模式的に示しており、マトリックスの一つの区画がそれぞれフォトセンサセルである。各々のセルはマトリックスに付した水平方向番号（Ｘアドレス）と垂直方向番号（Ｙアドレス）で特定することができる。波長Ａとして８１０〜９４０ｎｍの波長、例えば８６０ｎｍを使うと、図１（ａ）に示すように、マトリックスの右上に影をつけた領域１０１が表れる（領域１０１はその周囲よりも暗くなる）。これは、指の内側にある静脈の像である。波長８６０ｎｍ近傍の光は、ヘモグロビンが強く吸収するので、その周囲よりも暗くなる。各フォトセンサセルから光強度データ（または光の吸収の強さを示すデータ）を収集する。ヘモグロビンは、血管にのみ存在するため、血管部分とそれ以外の部分とで吸収強度が著しく異なる。このため、フォトセンサセルの出力に適切のしきい値を設定することにより、暗いセル（血管部を示す）と明るいセル（血管部以外を示す）とを明確に区別できるのである。

次に、同じ測定部位に対して、波長Ｂとして１５００〜１７００ｎｍの範囲の光を照射し、フォトセンサアレーに結像させたものが図１（ｂ）である。この波長は、グルコースによって吸収される波長ではあるが、同様に水によっても吸収される。しかしながら、水は体内全体にほぼ均一に分布しているのに対して、グルコースは主に血管に存在している。そのため、波長Ｂによる結像は、グルコースの存在に起因して図１（ａ）と同様に、マトリックスの右上に影をつけた領域１０１が表れる。しかし、領域１０１とその他の領域とのコントラストは図１（ａ）と比較して著しく小さいものとなる。そのため、図１（ｂ）のみの測定では、実際の測定では避けられないノイズ等の影響もあり、血管の部分の特定が困難である。これに対して、本発明では、波長Ａで測定することによって、血管の位置（領域１０１）をフォトセンサアレーのＸアドレスとＹアドレスによって特定することができる。波長Ａでの測定により特定した領域１０１のアドレスを用いて、波長Ｂで測定したフォトセンサセルのデータを血管部分でのデータとそれ以外の部分でのデータとを分離することができる。すなわち、測定部位のうち、血管部分のデータのみを選び出すことが可能となるのである。

このように血管部位が特定できることにより、血管部位における水とグルコースの割合の経時的変化を当該部位における吸収度の変化から得ることができる。また、血管部位における水とグルコースの割合を算出するにあたっては、血管部位以外の吸収度を基準として算出することで精度を高めることができる。すなわち、光の吸収度は生体の体温の影響を受けるため、同じ血糖値であってもその日の体温によって光の吸収度は異なる値になる。しかしながら、主に水とグルコースに起因する血管部位での吸収度も、主に水に起因する血管以外の部位での吸収度も、同じ体温のもとでの測定となるので、血管部位でのデータと血管以外の部位でのデータとの差をとることで、血液内のグルコースの濃度をより高精度に求めることができるのである。

なお、指の上側または側面から光を当てて、指の内側からの出射光を測定する場合、指の深部を透過する光は体内で拡散し有意な情報としては表れない。皮膚の表面に近い浅い部分で透過、拡散した光のみがフォトセンサアレー上に有意な情報として検出される。このため、検出される血管部位としては、指の皮膚に近い部分にある静脈のみとなる。これにより、指の表面付近の静脈からの出射光とそれ以外の部分からの出射光との状態を比較するにより、血糖値に関する情報を得ることができる。

図２はフォトセンサアレーを構成するフォトセンサセルの回路図である。セルは行信号線Ｖｉと列信号線Ｈｊの交差点に設けられ、アノードが基準（接地）電位に接続されたフォトダイオードＰＤと、フォトダイオードＰＤのカソードと列信号線Ｈｊとの間にソース・ドレイン経路を有し、ゲートが行信号線Ｖｉによって制御されるアクセストランジスタＡＴとを有する。アクセストランジスタＡＴは限定されないが、ＭＯＳトランジスタで構成される。最も単純な例として、例えば、フォトダイオードＰＤはｐ型の半導体基板（アノード）にｎ^＋型の不純物領域（カソード）を設けることで形成される逆方向のｐｎ接合ダイオードで構成することができる。この場合、フォトダイオードＰＤでは、入射した光（光子）により、Ｓｉのバンドギャップを飛び越えるだけのエネルギーを持った電子・正孔対が発生する。これによる電流又は蓄積された電圧をアクセストランジスタＡＴのゲート電圧を制御して取り出す。なお、セルの構造は上述のような単純な構造には限られない。ｎ⁺領域の電位をＭＯＳトランジスタのゲートで受けて増幅作用を持たせる種々の公知のフォトダイオードの構造を適用することが可能である。

前述のように、本発明では、波長Ｂとして例えば１５００〜１７００ｎｍのような比較的長波長の赤外光を使う。このような長波長の光のエネルギーでは、Ｓｉのバンドギャップを飛び越えるだけのエネルギーを持った電子・正孔対を発生することが困難である。そのため、よりバンドギャップの小さな半導体でフォトダイオードＰＤを構成することが望ましい。バンドギャップの小さな半導体としては、化合物半導体、例えばＩｎＧａＡｓが適用できる。一方、日常の健康ケアを目的とする非侵襲での血糖値の把握をフォトセンサセルが低コストに作製できることが望ましい。図３は低コスト化に好適なフォトセンサセルのデバイス断面を模式的に示したものである。Ｓｉ基板の上に、酸化膜ＢＯＸが形成されており、その上に更にＳｉ層が成長される、いわゆるＳＯＩ構造である。ここでフォトダイオードＰＤの部分（破線枠内）は、Ｓｉｎ⁺層の上に、ドープされていないＧｅ ｉ層とｐ型にドープされたＧｅ ｐ⁺層とが順に積み上げられており、Ｇｅ ｐ⁺層は図示しないが接地されている。また、フォトダイオードＰＤのＳｉｎ⁺層と列信号線Ｈｉとの間のチャネル層の上にゲート絶縁膜を介してゲートＧＴ（行信号線Ｖｉに相当する）が形成され、アクセストランジスタＡＴが形成される。この構造であれば１５００〜１７００ｎｍのような比較的長波長の光のエネルギーでも電子・正孔対は発生でき、低コストに光の検出が可能になる。さらに、フォトダイオードＰＤの開口部の上層に集光レンズＬＳを作りこんでいる。これはＳｉＯ_２の構造を利用してフォトセンサ毎に作成することが可能である。これによりフォトダイオードＰＤの開口部よりも広い面積からの光を集めることができる。また、この例ではその上にカラーフィルタＣＦをその上部に配置している。光源のみで所望の波長の光が得られない場合でも、カラーフィルタＣＦを用いることにより必要な波長の光でのデータを取り出すことができる。さらに、カラーフィルタＣＦとしてフォトセンサセル毎に異なる波長を通過させるものを搭載してもよい。これによって、一度の測定で複数の波長でのデータを得ることができる。これにより、測定したいターゲットとしている物質の吸光度の周波数依存性が特徴的であった場合には、高精度な濃度を計算できるデータを得ることができる。

図４は本発明のフォトセンサアレーチップＣＰの構成を示した実施例である。チップＣＰ上に２次元的に広がったフォトセンサアレーと、これを選択的に制御するための水平方向走査回路４０１、垂直方向走査回路４０２、フォトセンサアレーからの信号を増幅する増幅回路ＡＭＰ、出力バッファＤＯＢとこれらのコントロール回路４０３が配置されている。チップＣＰを起動し制御する信号をここでは起動制御信号ＣＥで代表させて示している。Ｄｏは出力端子である（複数個ある場合が多い）。フォトセンサセルＰＳＣは図２で説明したようにフォトダイオードＰＤ（ここではレイアウトイメージで示している）とアクセストランジスタＡＴで構成されている。４隅の素子にのみ記号をつけたが、フォトダイオードＰＤ１１〜ＰＤ５４、アクセストランジスタＡＴ１１〜ＡＴ５４とは２次元のアレー状に広がっており、その場所ごとの光の強度を電気信号に変換する。

アクセストランジスタＡＴ１１〜ＡＴ５４のゲートは行信号線Ｖ１〜Ｖ４に接続され、これは垂直方向走査回路４０２によって制御される。これによって、行信号線Ｖ１〜Ｖ４の内、所望の信号線を選択することによって、アクセストランジスタＡＴがオンする。これによって、フォトダイオードＰＤで検出された信号が列信号線Ｈ１〜Ｈ５に出力される。列信号線Ｈ１〜Ｈ５は、増幅回路ＡＭＰの入力線と、列方向選択トランジスタＭ１〜Ｍ５で選択的に接続される。この選択的な接続を制御しているのが水平方向走査回路４０１である。水平方向走査回路４０１によって、例えば選択トランジスタＭ１が選択されると列信号線Ｈ１の信号が増幅回路ＡＭＰへ送られ、増幅された信号が出力バッファＤＯＢを介してチップの出力Ｄｏへ出力される。

図５にフォトセンサアレーチップＣＰに接続する装置を示す。チップＣＰは図４と同等であり、フォトセンサアレー５０１と周辺回路５０２（図４のセンサアレー以外の回路部分をさす）を有する。制御装置５０３は、起動制御信号ＣＥに代表させる制御信号によって、フォトセンサアレーチップＣＰの起動やデータの走査、出力端子Ｄｏへのデータの払い出しなどを行う。なお、図示していないが、制御装置５０３は生体に照射する光源の制御も行う。また、データ保存・解析装置５０４は、フォトセンサアレーチップＣＰからのデータの保存、解析を行う。装置５０４も制御装置からの制御信号ＸＣによって制御され、図１に関連して説明したように、２波長で測定したデータを蓄え、第１の波長で特定したフォトセンサアレー上の有意な情報が含まれている場所において第２の波長での測定データを取り出したり、あるいは予め用意されたデータとの比較によりグルコースの濃度を決定したりする。一例としては、直接血液を採取して血液中のグルコースの濃度を測定したデータと同時に測定したフォトセンサのデータとの相関をテーブルとしてデータ保存・解析装置５０４にあらかじめ蓄えておく。フォトセンサアレーチップＣＰで測定したデータからこの相関データを参照することによりグルコースの濃度を算出する。制御装置５０３とデータ保存・解析装置５０４とは専用の装置として準備する場合もあるし、その一部をコンピュータ（ＰＣ）に行わせることもできる。例えば、データ保存・解析装置５０４はその全体がＰＣ及びこれにインストールしたソフトで実現することができる。この場合、制御信号などのやり取りは例えばＵＳＢ端子を経由して行われることができる。

図６に、血管にあたる部分の領域からの出射光のデータを得るためのフローを示す。第１の波長Ａで特定したフォトセンサアレー上の有意な情報が含まれている場所において第２の波長Ｂでの測定データを取り出すための手順である。

まず、波長Ａを用いて生体内からの出射光の強度ＩＡをフォトセンサアレーにより測定する。Ｘアドレスがｉ、ＹアドレスがｊであるフォトセンサセルＰＳＣｉｊから出力される光の強度データをＩＡｉｊと記す。フォトセンサアレーを構成する全フォトセンサセルについて強度データＩＡｉｊを取得する（Ｓ６０１）。次に、強度データＩＡｉｊと予め定めたしきい値ＩＡｔとの大小関係を比較する。しきい値ＩＡｔより大きな値を持つＩＡｉｊを出力したフォトセンサセルの集合が得られる。このようなフォトセンサセルの集合をＰＳＣＡとし、アドレス（ｉ，ｊ）で特定する（Ｓ６０２）。次に、波長Ｂにて測定を行い、このときの強度データＩＢｉｊを取得する（Ｓ６０３）。最後に、ＰＳＣＡに属するフォトセンサセルのＩＢｉｊを取り出す（Ｓ６０４）。波長Ａとして血液に特有な成分であるヘモグロビンに対して吸収の大きな波長を用い、波長Ｂとしてグルコースに対して吸収の大きな波長を用いることで、血管部分のみからのグルコースの強度データを含んだデータを得ることができる。

図７は、場所ごとに表れる吸光度を模式的に示したものであり、横軸は共にある方向に沿った場所を示し、縦軸に吸光度の大きさを示す。図７（ａ）は波長Ａによる像の模式図である。波長Ａは血液に特有な成分であるヘモグロビンに対して吸収の大きな波長であるので、血管部位とそうでない部位とで吸光度の差異が顕著に表れる（波形７０１）。このため、吸光度の大きな場所の特定が容易である。したがって、予め定めたしきい値ＩＡｔを用い、この値よりも大きな値を取る場所であるＸ１からＸ２に血管があると判定できる。一方、図７（ｂ）は波長Ｂによる像の模式図である。波長Ｂはグルコースに対して吸収の大きな波長であるが同時に水に対しても吸収の大きな波長である。かつ、水は体内の至る所にほぼ均等に存在するので、グルコースの検出を目的とすると、水の存在がいわば大きな背景雑音となって表れる。このため、本発明では、波長Ａによる測定でＸ１からＸ２の部分が血管であることを知ることができるため、波長Ｂによる像（波形７０２）を血管部位（Ｘ１〜Ｘ２）とその他の部位（〜Ｘ１及びＸ２〜）とを分離することができる。このことは波長Ｂによる測定から生体情報をより精密に取り出すことに寄与する。上述のように、血管部位とそれ以外の部位との差の日々の変動を観察することで、血管部位とそれ以外とで共通する、例えばその日の体温の影響などを取り除くことができる。また、血管部分のみとそれ以外の部位のみとをそれぞれ分離して日々の変動を観察することで、その微小な変化を捉えることが容易になる。

図８はフォトセンサアレーのデータをアドレス空間で示した例である。波長Ａによるデータを図８（ａ）に示す。予め定めたしきい値ＩＡｔよりも大きなデータをもつアドレス領域を特定する。すなわち、図８（ａ）において影をつけた１Ｆ０００００１〜１Ｆ００１１０１（アドレス領域８０１）、１Ｆ０１００１１〜１Ｆ０１０１００（アドレス領域８０２）、１Ｆ１０００１１〜１Ｆ１０１１１１（アドレス領域８０３）、１Ｆ１１００１０〜１Ｆ１１１１００（アドレス領域８０４）の部分である。ここで、波長Ａによるフォトセンサアレーへの像も、波長Ｂによるフォトセンサアレーへの像も同一のアドレス空間に変形される。したがって、図８（ｂ）が波長Ｂによるデータであるが、波長Ａによるデータについて特定したアドレス領域の波長Ｂによるデータを特定し、抽出する（図８（ｃ））。このように、波長Ａによるデータも、波長Ｂによるデータも、共通のアドレス空間で表されることにより、複数の測定結果と測定部位との結び付けが容易になっている。

これまで説明してきたように、波長Ａとしては血液に特有な成分であるヘモグロビンに対して吸収の大きな波長を用いる。図９は、ヘモグロビンによる吸光度を波長の関数として示した図である（生体医工学第４３巻（2005）小澤利行他著、「近赤外分光画像計測法による血中ヘモグロビン濃度の無侵襲測定」）。Ｈｂが酸素と結合していないヘモグロビンのデータを示す波形であり、ＨｂＯ_２は酸素と結合したヘモグロビンのデータを示す波形である。波長Ａとしては、血管部位の同定を容易にするため、水による吸光度が比較的低く、ヘモグロビンの吸光度が比較的高い８００ｎｍから９００ｎｍの波長を用いる。

一方、波長Ｂとしてはグルコースに対して吸収の大きな波長を用いる。しかしながらこの波長域は水の吸収も大きな領域である。図１０に、尾崎幸洋・河田聡編、「近赤外分光法」、学会出版センターの１９３ページ及び２１１ページに記載されているグルコースの吸光度（図１０（ａ）の波形１００１）と水の吸光度（図１０（ｂ）の波形１００２）を示す図である。これらの図から、１６００ｎｍ付近では水の吸収が比較的小さく、かつグルコースの吸収が大きな領域であることがわかる。この領域の波長を用いてグルコースによる吸収を測定する。さらに１６００ｎｍより少し波長が短い領域での、グルコースと水のそれぞれの吸光度の波長依存性に着目すると、例えば１５００ｎｍ〜１６００ｎｍの波長帯において、水は波長が長くなるとともにその吸光度が大きく減少しているのに対し、グルコースはこの波長帯で吸光度のなだらかな山を作っている。よって、この波長帯で３点ほどの波長を選び、それぞれで吸光度を測定すればその吸光度の変化の差から、水による吸収の影響を取り除いたグルコースによる吸収のデータを取得できる。

図１１は、第１の波長と第２の波長にそれぞれ専用のフォトダイオードを備えたフォトセンサアレーの別の構成例である。例えば、フォトダイオードＰＤＡで行い、第２の波長を検出するのにはフォトダイオードＰＤＢで行う。少なくとも、第１の波長に対してフォトダイオードＰＤＡの感度はフォトダイオードＰＤＢよりも高く、一方、第２の波長に対してフォトダイオードＰＤＢの感度はフォトダイオードＰＤＡよりも高くなっている。それぞれの波長において、フォトダイオードＰＤＡとフォトダイオードＰＤＢの感度の差が大きいほど望ましい。ここではアレー部分のみ図示しているが、図４のような周辺回路により制御される。波長Ａの光は、フォトダイオードＰＤＡに電子正孔対を発生させ、これを行信号線Ｖｉでアクセストランジスタを制御してその信号を列信号線Ｈ１に取り出す。また、波長Ｂの光はフォトダイオードＰＤＢに電子正孔対を発生させ、これを行信号線Ｖｉでアクセストランジスタを制御してその信号を列信号線Ｈ２に取り出す。このフォトセンサアレーによれば、それぞれの波長用のフォトダイオードを備えるため、それぞれの波長に対して高感度な測定ができる。また、このように近接した場所で２つの波長でのデータを得ることができる。よって、２種類のフォトダイオードＰＤＡとＰＤＢの面積が測定領域に対して充分に小さければ、近傍のダイオードを合わせてひとつの場所の情報と見ることができる。よって、波長Ａで得られたデータでデータの検査領域を指定し、この領域に対する波長Ｂで得られるデータを特定することができる。なお、図１１の例では、列方向に同一波長用のフォトダイオードを配置しているが、行方向に同一波長用のフォトダイオードを配置するようにすることも可能である。

図１２は、フォトダイオードＰＤＡとフォトダイオードＰＤＢの構成例を示す図である。フォトダイオードＰＤＢではｐ型Ｓｉ層の上にｐ型Ｇｅ層を成長させているのに対し、フォトダイオードＰＤＡでは（フォトダイオードＰＤＢのｐ型Ｓｉ層と同時形成される）ｐ型Ｓｉ層の上には、Ｇｅ層を成長させていない。これにより、フォトダイオードＰＤＡではＳｉでの光による電子正孔対生成を用いるが、フォトダイオードＰＤＢではＧｅでの光による電子正孔対生成を用いる。Ｓｉのバンドギャップは、Ｇｅよりも大きい。よって、Ｓｉのフォトダイオードでは、Ｇｅのフォトダイオードよりも波長が短い光で反応する。この波長に対する電子正孔対生成の大きさを感度として、図１３に示す（神保孝志著 「 光エレクトロニクス」 1997 オーム社）。Ｓｉはおよそ５００〜１０００ｎｍの光に感度が高く、Ｇｅはおよそ１５５０ｎｍまでの光に感度が高い。よって、フォトダイオードＰＤＡでは、図９で示したヘモグロビンによる光の吸収を感度良く検出することができ、フォトダイオードＰＤＢでは、図１０で示したグルコースによる光の吸収を感度良く検出することができる。なお、図では示さないが、フォトダイオードＰＤＢは、他の材料を混載して作成してもよい。

図１４（ａ）は本発明を実現する装置と人体の一部である指の関係を示した模式図である。指の上部に２つの光源がある。光源１４０１Ａは波長Ａの光を発し、光源１４０１Ｂは波長Ｂの光を発する。これによって照射される指１４０２の断面が示されている。指１４０２の下にはレンズ１４０４があり、レンズ１４０４による結像が得られるところにフォトセンサアレー１４０５が置かれる。光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂとは、制御装置１４０６からの制御信号ＬＡ，ＬＢによって制御される。図５の制御装置と同様に、制御装置１４０６は、フォトセンサアレー１４０５やデータ保存・制御装置１４０７も制御する。光源１４０１から指１４０２へ照射された光は、指の内を多数回散乱されて広がる。外部に出ていくのは指の比較的表面を通過した光である。散乱が比較的少ない分、光の減衰が小さく抑えられるためである。したがって、指の表面近くの静脈１４０３の像がフォトセンサアレー１４０５に結像される。図１４（ｂ）に図１４（ａ）の装置の動作例を示す。制御装置１４０６から、光源１４０１Ａを点灯させる信号ＬＡと光源１４０１Ｂを点灯させる信号ＬＢとが図に示したように交互にでる。光源１４０１Ａより光が出ているときは、光源１４０１Ｂからは光は出ていない。この状態で、制御装置１４０６はそれぞれの光源から光が出ているときに信号ＣＥを用いてフォトセンサアレー１４０５を活性化する。フォトセンサアレー１４０５からは、像の光強度を電気信号としてＤｏに出力する。光源１４０１Ａが光っているときは波長Ａによるデータ１４０８Ａが、光源１４０１Ｂが光っているときは波長Ｂによるデータ１４０８Ｂが得られる。データ１４０８は、データ保存・解析装置１４０７に送られ、記録されると共に、解析によってグルコースの濃度が得られる。

なお、２つの光源から交互に光を出す際に、一回の発光の度にフォトセンサアレーの２次元アレーのすべてのセルからデータを得る必要はない。例えば、アドレス空間、又は実空間で１０分割し、一回の発光では１０分の１ずつのデータを得ても良い。また、一回の一連の測定で、一度のみ全空間のデータを得ることもあれば、複数回のデータを得て、これを用いてより精密な解析を行うこともできる。

図１５は、フォトセンサアレーのセルの大きさと血管の太さの関係を説明する図である。この図では、フォトセンサアレーをセルサイズＣＳＺのマトリックス１５０１として表記し、この上に血管１５０２が結像している様子を示している。血管の太さをＬとする。フォトセンサアレーのセルは指の幅に対して少なくとも１０個以上含まれるような大きさ（ＣＳＺ＜Ｌ／１０）であることが望ましい。この理由は以下による。波長Ａによるデータからしきい値以上の強度である領域として血管部位を特定するが、その境の両側１〜２セルの情報は使わない場合が多い。また、ひとつのフォトセンサセルの強度の分解能は８ビット程度である。一方、グルコースの変化はその検出すべき濃度変化による吸光度の変化は０．１％に過ぎない。よって、最低でも１０ビットの分解能（１／２^１０）が必要である。複数のセルからのデータで補間することで１０ビットの分解能を得ることが可能である。また、測定に用いる血管の太さも０．３ｍｍ以上の血管を特定し、そこからの情報を用いることが望ましい。０．３ｍｍ以上の血管は形状、深さなどが安定して存在するために、測定の状態が日々ほぼ同じとなり、測定したいグルコースのより正確なデータを得ることができるためである。

測定の精度を上げるための変形例について説明する。図１６に物質（例えば水）の吸光度の波長依存性を示している。この例では波長ｈｔで最大の吸光度を示し、そこからｈｐの波長へ向けて吸光度は急激に減少している。例えば、図１０（ｂ）に示されるように、水の場合では１５００ｎｍ〜１６００ｎｍの波長帯がこのような部分に相当する。そこで、この２つの波長の間の波長である、ｈａ，ｈｂ，ｈｃのそれぞれで吸光度を測定すれば明確に依存性を確認することができる。特に、この領域の波長に依存をもたない、あるいは異なる傾向の依存性を有する物質（例えばグルコース）が混ざっていた場合、その物質の濃度を吸光度の波長依存性を利用して分離することで求めることができる。波長ｈａ，ｈｂ，ｈｃの光はその波長を選択的に通すフィルタを準備するか、または可変波長レーザを用いることにより実現できる。なお、既知である水及びグルコースそれぞれの依存性と測定された水とグルコースの混合物の依存性から水とグルコースの量を推定するため、データとしては少なくとも波長として３点が必要とするものであって、測定する波長は３つに限定されるものではない。また、フィルタを用いる場合は光源１４０１Ｂの一部の波長帯を取り出すことになるが、可変波長レーザを用いる場合であっても、その波長ｈａ，ｈｂ，ｈｃは、波長Ｂとして許容される範囲を中心とする波長帯から選択すればよい。

図１７（ａ）にそのようなフィルタを用いた装置構成を示している。図１４と同様の機能を有するブロックには同じ符号を付してある。光源１４０１Ａが測定部位の範囲を特定するための光源であり、光源１４０１Ｂが目的物質の吸光度を測定するための光源であるため、光源１４０１Ｂの前にフィルタ板１７０１を取り付ける。ここで光源１４０１Ｂは単色光を発する光源ではあるが、その出てくる波長には広がりがある。これの広がりの中で、ｈａ，ｈｂ，ｈｃを中心とする波長帯を互いに重ならないように選ぶことで、ちょうど図１６に示したような波長の光を得ることができる。フィルタ板１７０１は、図１７（ｂ）に示すように円板にそれぞれ透過波長の異なる３つのフィルタ（フィルタ１７０４Ａ、フィルタ１７０４Ｂ、フィルタ１７０４Ｃ）が装着されたものである。これが図１７（ａ）に示すようにモータ１７０２で回転できるように配置される。モータ１７０２の制御は、制御装置１７０３が信号ＸＭを用いて行う。その他は、図１４での説明と同様である。この装置を用いた測定も図６に示したフローと同様である。図６のステップＳ６０３、Ｓ６０４が波長Ｂによる測定として、図１６の波長ｈａ，ｈｂ，ｈｃによる３回の測定が行われることに基づき変化する。すなわち、光源１４０１Ｂの点灯時、フィルタ板１７０１を回転させて、まずフィルタ１７０４Ａを通した光（波長＝ｈａ）を指１４０２に照射する。この状態で得られたデータをＩＢＦＡｉｊとする。さらにフィルタ板１７０１を回転させ、次にフィルタ１７０４Ｂを通した光（波長＝ｈｂ）を指１４０２に照射する。この状態で得られたデータをＩＢＦＢｉｊとする。さらにフィルタ板１７０１を回転させ、フィルタ１７０４Ｃを通した光（波長＝ｈｃ）を指１４０２に照射する。この状態で得られたデータをＩＢＦＣｉｊとする。このうち既にわかっているフォトセンサセル集合ＰＳＣＡに属するデータを取り出せばよい。これによって、特定部位における近接した３波長でのデータを得ることができる。

なお、実際の測定では、制御信号ＸＭで制御されるフィルタ板の回転速を十分に早くし、かつその速度での限られた時間だけ照射された時にフォトセンサアレーを動作させてデータを取得してもよい。

図１８は近接した３波長のデータを取得するための別の構成例である。この例ではフォトセンサセルにフィルタを設け、特定波長帯の光のみがフォトセンサセルに検知されるように構成している。図の例では、フィルタなしのセル１８０１Ｘが波長Ａ用、フィルタＡを設けたセル１８０１Ａが波長ｈａ用、フィルタＢを設けたセル１８０１Ｂが波長ｈｂ用、フィルタＣを設けたセル１８０１Ｃが波長ｈｃ用であり、この４つのフィルタ配置のセルの組が上下左右に繰り返されている。フォトセンサセルの受光領域の大きさが測定する血管の大きさよりも十分に小さい場合このような構成が可能となる。一般に素子の微細化は進展するが、人間の血管の大きさは平均して一定であるため、一度に近接した３波長のデータを取得することができる。点線で囲ったセル群１８０１の場所は、波長Ａ用のセル１８０１Ｘで代表させ、４つのセルは同じ位置として扱えばよい。

図１９は光源から指への光の当て方の変形例である。この例では、指が光源とフォトセンサアレーに挟まれないため、使用者の心理的なバリアを下げることができる。２つの光源１４０１は遮光板１９０１を介して、装置の下部などに置かれる。光源からの光は２本の光ファイバ１９０２を介して、指１４０２の両方の脇から照射される。指の下部が遮光板１９０１Ａと遮光板１９０１Ｂの間からのぞき、ここに指の中を通って漏れ出た光がレンズ１４０４によってフォトサセンサアレー１４０５上に結像する。光ファイバ１９０２は一次元的に並んだもの、あるいはもっと多くが束になったものが使用され、指の両側から光を照射する。この光ファイバの光路は鏡やプリズムで構成しても良い。また、図２０のように、指１４０２の両脇に直接光源を配置しても良い。遮光板２００１を光源からの光がレンズ１４０４に漏れないように配置しておく。この例によれば、より簡便な構成で指の側面からの照射が可能となる。なお、本図では光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂとが両側に一個ずつ配置されているが、指に沿った方向に光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂとを交互に配置したものを指の両側に配置しても良い。

図２１（ａ）は装置のさらなる変形例であり安価なＳｉフォトセンサアレー２１０１を用いる構成例である。これまでの実施例との差は、光源２１０２を用いていることであり、この光源２１０２がＳｉフォトセンサアレーを照らしている。光源２１０２は制御装置２１０３からの制御信号ＬＣで制御され、光源１４０１Ｂの点灯と同期して点灯する。光源２１０２からの光２１０５波長の波長は、その等価なエネルギーと、光源１４０１Ｂからの光による結像光２１０４の波長と等価なエネルギーとの和が、Ｓｉのバンドギャップである１．２ｅＶよりも大きくなるように設定する。この構成によれば、安価なＳｉフォトセンサアレー２１０２を用いても１６００ｎｍの波長のようなグルコースの吸光度を測定するに必要な波長の光を検出することが可能になる。この光源２１０２の役割を図２１（ｂ），（ｃ）を用いて説明する。図２１（ｂ）に示すようにＳｉには価電子帯と伝導帯があり、両者の間にはバンドギャップと呼ばれるエネルギー差Ｅｇが存在する。光源１４０１Ｂからの光が指を通り、レンズでＳｉフォトセンサアレー面に結像される。しかし、結像光２１０４が入射されても、元の光源１４０１Ｂに由来するこの結像光がもっている価電子帯の電子を誘起させるエネルギーではＳｉのバンドギャップを超えることができない。よって、電子正孔対は作られず、電流は流れない。このことは結像光２１０４を検知することができないことを意味する。図２１（ａ）の装置は、光源２１０２からこの足りないエネルギーを与えられる長波長の光２１０５を照射する。この場合は、元々の結像光２１０４とこの光源２１０２からの光２１０５とが合わさって、Ｓｉのバンドギャップを超える現象が起きる（図２１（ｃ））。この現象を利用して、安価なＳｉフォトセンサアレーを用いても、波長１６００ｎｍのようなグルコースの吸光度を測定することができる。

図２２（ａ）は、本発明の生体情報収集装置の別の構成例であり、１次元フォトセンサアレーを用いる。複数の１次元フォトセンサアレーで同時に生体組織のある面積をスキャンすることにより、等価的に２次元データを取得する。複数の波長帯の光を照射し、第１の波長で血管部位を特定し、その領域での第２の波長でのデータを解析する。

光源１４０１Ａは波長Ａの光を発し、光源１４０１Ｂは波長Ｂの光を発する。これによって照射される指の断面が示されているが、本装置ではｘ方向に指を伸ばした状態で載せる。本図では、指の縦（指差し）方向での断面を筐体２２０１の上部に模式的に示している。光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂの光は、指１４０２の中で散乱され、筐体２２０１側に近い部分の皮膚の吸収情報（図に示した静脈１４０３を含む）を主に保ちながら、出射した光は、スリットＳＬから筐体２２０１内へ入る。

筐体２２０１はｘ方向に移動が可能であり、筐体２２０１の内部には、少なくとも、レンズに代表させる光学系２２０２と、光を２つの方向に分けるハーフミラーＨＭと、第１の１次元アレーセンサ２２０３と第２の１次元アレーセンサ２２０４とが、このハーフミラーＨＭによる２つの光路の先に配置されている。第１の１次元アレーセンサ２２０３は、例えば８６０ｎｍ付近の光を検知できるＳｉフォトダイオードによって構成される１次元アレーセンサである。例えば、５０μｍ間隔のＳｉフォトダイオードが一列に１０２４個並んでいる。図２２（ｂ）はアレーセンサ２２０３を上から見た模式図である。図２２（ｂ）の座標軸２２１１は、図２２（ａ）の座標軸２２１０との対応関係を示すためのものである。支持基板／パッケージＰＫＡの上に１次元アレーセンサＳＡＡが配置されている。一方、第２の１次元アレーセンサ２２０４は、例えば１６００ｎｍ付近の光を検知できるＩｎＧａＡｓを用いたフォトダイオードによって構成された１次元アレーセンサである。例えば、５０μｍ間隔のＩｎＧａＡｓフォトダイオードが一列に１０２４個並んでいる。図２２（ｃ）はアレーセンサ２２０４を上から見た模式図である。図２２（ｃ）の座標軸２２１２は、図２２（ａ）の座標軸２２１０との対応関係を示すためのものである。支持基板／パッケージＰＫＢの上に１次元アレーセンサＳＡＢが配置されている。

筐体２２０１は、機械的な手段でｘ方向に移動ができる。この制御は、制御装置２２０５からの信号ＰＭで行う。制御装置２２０５は、信号ＬＡによって光源１４０１Ａを信号ＬＢによって光源１４０１Ｂの制御を行い、信号ＣＥによって、１次元アレーセンサ２２０３と１次元アレーセンサ２２０４の制御を行い、また、ＸＣによってデータ保存・解析装置の制御を行う。１次元アレーセンサ２２０３と１次元アレーセンサ２２０４のデータはＤｏとして、データ保存・解析装置１４０７へ送られる。これによって、制御信号ＰＭにより、スリットＳＬの穴の大きさ単位で筐体２２０１を動かしながら、その場所で、光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂによるデータを１次元アレーセンサ２２０３と１次元アレーセンサ２２０４にて取得することが可能となる。

ひとつの１次元アレーセンサについて図２３を用いて説明する。図２３は、指１４０２を１次元アレーセンサによりスキャンする様子を示す図である。座標軸２３０１は、図２２（ａ）の座標軸２２１０との対応関係を示すためのものである。指は掌側から見た模式図であり、爪の裏側から、手の平へむけて関節２つ分程度を示している。また、指先から２番目の間接のあたりに、肉眼でも透けてみえ容易に確認できる静脈の部分を示している。この血管のパターンは、各々ひとりひとりで異なっており、個人認証にも応用されている。指の置かれた方向と直交する方向（ｙ方向）に、小さなフォトダイオードが１次元に並んでいる。これをｘ方向に、少し動かしては、図２２の光源を用いた散乱光のデータを取得し、また、少し動かしては同様にデータを取得するといったスキャンを行うことによって、等価的に２次元のデータを取得する。１回のスキャンの大きさ（筐体２２０１の移動の大きさ）はスリットＳＬの大きさとする。

図２２の装置では、ハーフミラーＨＭにより１次元アレーセンサ２２０３と１次元アレーセンサ２２０４とでデータを取得して行く。例えば、１度のスキャンにおいて光源１４０１Ａと光源１４０１Ｂを交互に点滅させ、光源１４０１Ａの光が指を透過した光をアレーセンサ２２０３で、光源１４０１Ｂの光が指を透過した光をアレーセンサ２２０４で取り込む。この所望の面積分のデータの取得は数秒で終わる。使用者は単に指を、筐体２２０１を含む装置の上に載せ、この装置のスキャン起動スイッチを入れればよい。スキャン起動スイッチを入れても、スキャンは一度だけである必要はなく、測定精度を上げるために複数回のスキャンを行うことができる。

以上、本発明を複数の実施例、変形例を含めて説明してきた。これらの実施例、変形例は、互いに矛盾しない限り、組み合わせて適用することが可能であることはいうまでもない。

ＰＤ：フォトダイオード、ＡＴ：アクセストランジスタ、ＢＯＸ：埋め込み酸化膜、Ｇｅ ｉ：非ドープゲルマニウム層、Ｇｅ ｐ+：ｐ型ドープゲルマニウム層、Ｓｉ：シリコン基板、ｎ+：ｎ型半導体領域、ＡＭＰ：増幅回路、ＤＯＢ：出力バッファ、ＣＥ：チップ制御信号、Ｄｏ：チップ出力、ＸＣ：データ保存・解析装置制御信号、Ｈｂ：ヘモグロビン、ＨｂＯ_２：酸化ヘモグロビン、ＬＡ：光源Ａ制御信号、ＬＢ：光源Ｂ制御信号、ＬＣ：光源Ｃ制御信号、ｈｔ，ｈｐ，ｈａ，ｈｂ，ｈｃ：波長。

Claims (10)

1. 第１波長の光を照射する第１の光源と、
   第２波長の光を照射する第２の光源と、
   上記第１の光源または上記第２の光源からの光を照射された生体からの出射光を検出するフォトセンサアレーと、
   上記フォトセンサアレーからのデータを解析する解析部とを有し、
   上記解析部は、上記第１波長の光を照射された生体からの出射光の強度が所定のしきい値を超える領域を血管部位として特定し、上記第２波長の光を照射された生体からの出射光の強度に基づくデータから、上記血管部位として特定された領域のデータと対応するデータを分離させることを特徴とする生体情報取得解析装置。
2. 請求項１において、
   上記第１波長及び上記第２波長の光は近赤外線であり、
   上記第１波長はヘモグロビンに対して吸収が相対的に大きい波長帯にあり、上記第２波長はグルコースに対して吸収が相対的に大きい波長帯にあることを特徴とする生体情報取得解析装置。
3. 請求項１において、
   上記第２波長の光を照射された生体からの出射光の強度は少なくとも第１物質と第２物質の量に依存し、
   上記装置は、上記第２波長として許容される範囲を中心とする波長帯から複数の波長の光を照射する機構を有し、
   上記解析部は、複数の波長の光を照射された生体からの出射光の強度データから出射光の強度と照射した波長との依存性を求め、上記依存性に基づき血管部位に含まれる第１物質と第２物質とを分離することを特徴とする生体情報取得解析装置。
4. 請求項３において、
   上記機構として、上記第２の光源から所定の波長帯の光を通過させる複数のフィルタを有することを特徴とする生体情報取得解析装置。
5. 請求項１において、
   上記フォトセンサアレーは、フォトセンサセルが２次元マトリックス状に配置されており、
   上記フォトセンサセルは第１のフォトダイオードを有する第１のフォトセンサセルと第２のフォトダイオードを有する第２のフォトセンサセルとを有し、
   上記第１のフォトセンサセルと上記第２のフォトセンサセルとは上記フォトセンサアレーにおいて隣接して配置され、
   上記第１波長に対して、上記第１のフォトダイオードの感度は上記第２のフォトダイオードよりも高く、
   上記第２波長に対して、上記第２のフォトダイオードの感度は上記第１のフォトダイオードよりも高いことを特徴とする生体情報取得解析装置。
6. 請求項５において、
   上記第１のフォトダイオードはＳｉでの光による電子正孔対生成を用い、上記第２のフォトダイオードはＧｅでの光による電子正孔対生成を用いることを特徴とする生体情報取得解析装置。
7. 請求項１において、
   上記光源の光を上記生体の側面から照射する機構を有することを特徴とする生体情報取得解析装置。
8. 請求項１において、
   第３波長の光を照射する第３の光源をさらに有し、
   上記フォトセンサアレーは、Ｓｉでの光による電子正孔対生成を用いるフォトダイオードを有するフォトセンサセルで構成されており、
   上記第３の光源は上記第２の光源と同期して発光することを特徴とする生体情報取得解析装置。
9. 請求項１において、
   上記フォトセンサアレーは、フォトセンサセルが１次元に配置された第１のフォトセンサアレーと第２のフォトセンサアレーとを有し、
   上記第１のフォトセンサアレーは、第１のフォトダイオードを有する第１のフォトセンサセルを有し、
   上記第２のフォトセンサアレーは、第２のフォトダイオードを有する第２のフォトセンサセルを有し、
   上記第１波長に対して、上記第１のフォトダイオードの感度は上記第２のフォトダイオードよりも高く、
   上記第２波長に対して、上記第２のフォトダイオードの感度は上記第１のフォトダイオードよりも高く、
   上記第１及び第２のフォトセンサアレーを生体の所定範囲に対してスキャンさせることを特徴とする生体情報取得解析装置。
10. 請求項９において、
    ハーフミラーを有し、
    上記ハーフミラーにより、上記第１波長の光を上記第１のフォトセンサアレーに受光させ、上記第２波長の光を上記第２のフォトセンサアレーに受光させることを特徴とする生体情報取得解析装置。