JP6860772B2 - Time-division spectroscopic imaging analysis system and time-division spectroscopic imaging analysis method - Google Patents

Description

本発明は、時分割分光イメージング分析システム及び時分割分光イメージング分析法に関するものである。 The present invention relates to a time-division spectroscopic imaging analysis system and a time-division spectroscopic imaging analysis method.

昨今の分光イメージング分析技術は、非破壊・非接触・迅速という特徴もあり、農産物や食品、生体関連物の評価技術として重要視され、食品製造・加工現場における成分分析や異物混入検査、農業生産における生育診断・収量調査、医療、時系列による成分変化のイメージング等への応用開発が盛んである。
その中で分光イメージング分析技術は、二次元の分光情報が得られるということで、観察対象を判別・特定しながら分光分析を行うことが出来る。そのため、より高度な分光分析が可能であり、用途拡大、市場拡大の目的から大いに期待されている。 Recent spectroscopic imaging analysis technology has the characteristics of non-destructive, non-contact, and rapid, and is regarded as important as an evaluation technology for agricultural products, foods, and biological substances. Ingredient analysis, foreign matter contamination inspection, and agricultural production at food manufacturing and processing sites. The application development to growth diagnosis / yield survey, medical treatment, imaging of component change with time series, etc. is active.
Among them, the spectroscopic imaging analysis technique can perform spectroscopic analysis while discriminating and specifying the observation target because two-dimensional spectroscopic information can be obtained. Therefore, more advanced spectroscopic analysis is possible, and it is highly expected for the purpose of expanding applications and expanding the market.

ところで、分光イメージングとは，ある範囲面上の各位置における分光情報を採取する技術をいい、スポット（一部位）のみの採取ではなく，画像としてデータを採取し，画像内のそれぞれの位置に対応した分光情報を解析可能にする技術である。
そのような分光イメージング技術を採用した装置として、ハイパースペクトル（Hyper Spectral Imaging）カメラ（イメージング／平面分光器）、所謂「ImSpector」といわれる装置は、ライン状エリアの同時多点分光が可能で、そのラインをスキャンすることで平面の各点の分光スペクトルを簡便に測定できるという点で注目されている（技術文献１）。 By the way, spectroscopic imaging refers to a technique for collecting spectral information at each position on a certain range plane, and not only collecting spots (partial positions) but also collecting data as an image and corresponding to each position in the image. This is a technology that enables analysis of the spectroscopic information.
As a device that employs such spectroscopic imaging technology, a Hyper Spectral Imaging camera (imaging / planar spectroscope), a so-called "ImSpector", is capable of simultaneous multipoint spectroscopy of line-shaped areas. Attention has been paid to the fact that the spectral spectrum of each point on the plane can be easily measured by scanning the line (Technical Document 1).

ImSpectorは、特殊なプリズムとグレーティング構造により、線状エリアの各点の光を波長帯に分光する。通常のレンズおよびモノクロの２次元カメラと組み合わせることで、ライン状エリアの波長分布を検知できるイメージング方式の分光計が実現されている。
その特徴は、プリズム・グレーティング・プリズム（PGP）方式で、スリットを通った直線状の光を平面に展開して分光し、直進光学系によるスペクトル解析を可能としたものである。
ハイパースペクトルカメラを使用した装置としては、既にケイエルブイ株式会社よりAOTF（光音響素子）によるリアルタイムな高速多波長分光測定装置「ハイパースペクトルカメラ HSi440C」として販売されてもいる。 ImSpector uses a special prism and grating structure to split the light at each point in the linear area into wavelength bands. By combining with a normal lens and a monochrome two-dimensional camera, an imaging spectroscope capable of detecting the wavelength distribution in a line-shaped area has been realized.
Its feature is the prism grating prism (PGP) method, which develops linear light that has passed through a slit on a plane and disperses it, enabling spectral analysis using a straight-ahead optical system.
As a device using a hyperspectral camera, KELV Co., Ltd. has already sold it as a real-time high-speed multi-wavelength spectroscopic measurement device "Hyperspectral camera HSi440C" using AOTF (photoacoustic element).

分光イメージングでは、その分光の仕方によって、前分光法と後分光法がある。
前分光法を用いるものには、試料（被検体）と撮影装置の間に分散光学系等が入らないため，結果的に画像情報を劣化させる要因が少なく、綺麗な画像採取が可能である。
後分光法を用いるものには、複数の干渉フィルターをターレット状に並べた円板を回転させ、それぞれのフィルターが光軸上にセットされた時に測定する方法やプリズムや回折格子等を使った分散方式のものがある。また液晶を用いて分光するタイプのものも1997年位から提案されてきている。 In spectroscopic imaging, there are pre-spectroscopic method and post-spectroscopic method depending on the method of spectroscopy.
In the case of using pre-spectroscopy, since a dispersed optical system or the like is not inserted between the sample (subject) and the photographing apparatus, there are few factors that deteriorate the image information as a result, and it is possible to acquire a beautiful image.
For those using post-spectroscopy, a method of rotating a disk in which multiple interference filters are arranged in a turret shape and measuring when each filter is set on the optical axis, or dispersion using a prism or a diffraction grating, etc. There is a method. In addition, a type that disperses using a liquid crystal has been proposed since around 1997.

ところで、分光イメージング装置の基本的構成要素は、被検体を介してくる光を受けて分光する分光手段と該分光手段を介してくる光を受けるイメージセンサと、該イメージセンサが出力する出力情報を計算処理して計算結果画像を生成する情報処理手段である。
特に、高性能な分光分析を行うには、例えば、特許文献１乃至３に記載されている高感度なイメージセンサが必要である。このようなイメージセンサの分光感度特性の一例が図１１に示される。
今日では、上述の技術背景を基に、食品の安全や農作物の成育状況、人体の健康状態のモニターなどのために簡便に分光分析を行うことのできる小型・ポータブル・低価格・高性能な分光イメージングシステムの創出が望まれている。 By the way, the basic components of the spectroscopic imaging apparatus are a spectroscopic means that receives and disperses light passing through a subject, an image sensor that receives light passing through the spectroscopic means, and output information output by the image sensor. It is an information processing means that performs calculation processing and generates a calculation result image.
In particular, in order to perform high-performance spectroscopic analysis, for example, a high-sensitivity image sensor described in Patent Documents 1 to 3 is required. An example of the spectral sensitivity characteristics of such an image sensor is shown in FIG.
Today, based on the above-mentioned technical background, small, portable, low-cost, high-performance spectroscopy that can easily perform spectroscopic analysis for monitoring food safety, crop growth status, human health status, etc. The creation of an imaging system is desired.

特許5692880号公報Patent No. 5692880 特許5958980号公報Japanese Patent No. 5958980 特許4317115Patent 4317115

JFE技報 No.15（2007年2月）、pp59-61JFE Technical Report No.15 (February 2007), pp59-61

しかしながら、上記した分光イメージング技術を採用した装置には、下記の課題が存在していた。
（１）プリズム、グレーティング、AOTF（光音響素子）、分散光学系などの光学素子の収差をなくす光学設計が難しい。
（２）従来の複数の液晶セルを組み合わせた液晶リオフィルターを用いる場合は、半値幅を小さくしようとすると液晶セルの個数を増やす必要があり、小型化が困難である。また動作温度によって中心波長、半値幅が変動する。又、液晶に加える電圧を変化させて時分割で中心波長を切り替える際に中心波長の変動が起こりやすい。また、液晶セルの個数が多いと選択波長の透過率が低くなるという問題がある。
（３）前分光法を用いるものは、外光の影響を直接受ける為，暗箱等による対策が必要。
（４）RGBフィルター方式は、面の解析は可能だが、データはR（赤）G（緑）B（青）の強度（データ数：3個）だけなので微妙な色の違いの識別が困難。
（５）ImSpectorは線状エリアを同時多点分光するので、面状イメージの各点を分光解析するには、対象物（被検体）または分光カメラを相対的に移動させる必要がある。
（６）複数のバンドパスフィルターを機械的に回転するなどして時分割で切り替える分光フィルターを使用する分光分析装置では、機械駆動部分が存在するため信頼性を高めることに難点があると共に小型化するのが困難である。また、バンドパスフィルターを切り替えに要する時間が長く、動画対応が困難である。
（７）従来のイメージセンサオンチップのバンドパスフィルターを用いる場合は、イメージセンサの複数画素を複数のバンドパスフィルターで分割するため、解像度が低下する。また、一度作成したイメージセンサについて光波長の組み合わせを代えることができず、用途毎によって中心波長を適宜切り替えることができない。
（８）発光波長の異なる複数のLED光源などを用いる時分割光源切換型の分光手段では、明るい環境では用いることが出来ず、例えばドローンを用いた空撮等には向かない。また、半値幅を小さくすることが困難であり、分光分析の精度を高めるのが困難。 However, the device adopting the above-mentioned spectroscopic imaging technique has the following problems.
(1) It is difficult to design an optical device that eliminates aberrations in optical elements such as prisms, gratings, AOTFs (photoacoustic elements), and dispersed optical systems.
(2) When using a conventional liquid crystal riofilter in which a plurality of liquid crystal cells are combined, it is necessary to increase the number of liquid crystal cells in order to reduce the half width, which makes miniaturization difficult. In addition, the center wavelength and full width at half maximum fluctuate depending on the operating temperature. Further, when the voltage applied to the liquid crystal is changed and the center wavelength is switched by time division, the center wavelength is liable to fluctuate. Further, if the number of liquid crystal cells is large, there is a problem that the transmittance of the selected wavelength becomes low.
(3) Those using pre-spectroscopy are directly affected by external light, so measures such as a dark box are required.
(4) The RGB filter method can analyze the surface, but it is difficult to distinguish subtle color differences because the data is only the intensity of R (red) G (green) B (blue) (number of data: 3).
(5) Since ImSpector simultaneously disperses linear areas at multiple points, it is necessary to relatively move the object (subject) or the spectroscopic camera in order to spectroscopically analyze each point of the planar image.
(6) A spectroscopic analyzer that uses a spectroscopic filter that switches in time division by mechanically rotating a plurality of bandpass filters has a difficulty in improving reliability and miniaturization due to the presence of a mechanically driven portion. Difficult to do. In addition, it takes a long time to switch the bandpass filter, and it is difficult to support moving images.
(7) When a conventional image sensor-on-chip bandpass filter is used, the resolution is lowered because a plurality of pixels of the image sensor are divided by the plurality of bandpass filters. In addition, the combination of light wavelengths cannot be changed for the image sensor once created, and the center wavelength cannot be appropriately switched depending on the application.
(8) A time-division light source switching type spectroscopic means using a plurality of LED light sources having different emission wavelengths cannot be used in a bright environment, and is not suitable for aerial photography using a drone, for example. In addition, it is difficult to reduce the half-value width, and it is difficult to improve the accuracy of spectroscopic analysis.

本発明は、上記点に鑑み鋭意なされたものであって、その目的の一つは、小型・軽量・低価格・動画対応・高性能な分光イメージング分析システムまたは装置を提供することである。
本発明のもう一つの目的は、非破壊・非接触・迅速に分光分析を行うことが出来る分光イメージングシステムまたは装置を提供することである。
本発明の更にもう一つの目的は、食品の安全や農作物の成育状況、人体の健康状態のモニターのために簡便に分光分析を行うことのできる小型・ポータブル・低価格な分光イメージングシステムまたは装置を提供することである。
本発明の更に別の目的は、空間的に二次元の分光情報を容易に取得することができる分光イメージングシステムまたは装置を提供することである。
本発明の更にもう一つ別の目的は、人体の血糖値を検出するセンサ用途では、血管の特定と、血液中に含まれる白血球等の血糖値の分析を阻害する因子を排除しながら分析を行うことが出来る分光イメージングシステムまたは装置を提供することである。 The present invention has been made diligently in view of the above points, and one of the objects thereof is to provide a compact, lightweight, low-priced, moving image-compatible, high-performance spectroscopic imaging analysis system or apparatus.
Another object of the present invention is to provide a spectroscopic imaging system or apparatus capable of performing non-destructive, non-contact, and rapid spectroscopic analysis.
Yet another object of the present invention is to provide a compact, portable, low-cost spectroscopic imaging system or device capable of easily performing spectroscopic analysis for monitoring food safety, crop growth status, and human health status. To provide.
Yet another object of the present invention is to provide a spectroscopic imaging system or apparatus capable of easily acquiring two-dimensional spectroscopic information spatially.
Yet another object of the present invention is that in a sensor application for detecting the blood glucose level of the human body, analysis is performed while eliminating factors that hinder the identification of blood vessels and the analysis of the blood glucose level such as leukocytes contained in the blood. It is to provide a spectroscopic imaging system or apparatus that can be performed.

本発明の一つの側面は、
N（２以上の整数）個の光波長に透過率ピークを有するバンドパスフィルターと「N-1」個の液晶セルから構成される時分割分光手段と、
イメージセンサと、
を備えた分光イメージングシステムであり、
前記イメージセンサの全画素の蓄積期間と同期させて前記「N-1」個の液晶セルに印加する電圧の組み合わせを変化させて各液晶セルの透過特性を調整し、入射光に含まれる光波長成分について、前記バンドパスフィルターのN個の透過光波長から時分割で１波長ずつ選択して前記イメージセンサでN回の信号を取得することで前記入射光に含まれるN個の波長成分の光情報を時分割で取得することを特徴とする時分割分光イメージング分析システムにある。 One aspect of the present invention is
A time-division spectroscopic means composed of a bandpass filter having transmittance peaks at N (integer of 2 or more) light wavelengths and "N-1" liquid crystal cells,
Image sensor and
It is a spectroscopic imaging system equipped with
The transmission characteristics of each liquid crystal cell are adjusted by changing the combination of voltages applied to the "N-1" liquid crystal cells in synchronization with the accumulation period of all the pixels of the image sensor, and the light wavelength included in the incident light. With respect to the components, the light of the N wavelength components contained in the incident light is obtained by selecting one wavelength at a time from the N transmitted light wavelengths of the bandpass filter and acquiring N signals with the image sensor. It is in a time-division spectroscopic imaging analysis system characterized by acquiring information in time division.

本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。 Other features and advantages of the present invention will become apparent in the following description with reference to the accompanying drawings. In the attached drawings, the same or similar configurations are designated by the same reference numbers.

本発明によれば、一つには、小型・軽量・低価格・高性能な分光イメージング分析システムまたは装置を提供することができる。
もう一つは、非破壊・非接触・迅速に分光分析を行うことが出来る分光イメージングシステムまたは装置を提供することができる。
更にもう一つは、食品の安全や農作物の成育状況、人体の健康状態のモニターのために簡便に分光分析を行うことのできる小型・ポータブル・低価格な分光イメージングシステムまたは装置を提供することができる。
上記の他にも後述されるように従来に比べ優位性と進歩性のある多くの分光イメージングシステムまたは装置を提供することができる。 According to the present invention, one can provide a compact, lightweight, low-cost, high-performance spectroscopic imaging analysis system or apparatus.
The other can provide a spectroscopic imaging system or apparatus capable of performing non-destructive, non-contact, and rapid spectroscopic analysis.
Yet another is to provide a compact, portable, low-cost spectroscopic imaging system or device that can easily perform spectroscopic analysis for monitoring food safety, crop growth, and human health. it can.
In addition to the above, as will be described later, many spectroscopic imaging systems or devices having superiority and inventive step as compared with the conventional ones can be provided.

添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
図１は、本発明において使用される時分割分光手段の好適な実施態様の一つの構成を説明するための模式的構成説明図である。 図２は、液晶セル１０４の構成を説明するための模式的構成説明図である。 図３は、図１に示す時分割分光手段を備えた分光イメージングシステムの構成例を説明するためのブロック図である。 図４は、図３に示す分光イメージングシステムを使用して時分割分光分析する際の測定フローチャートである。 図５は、バンドパスフィルターの透過特性と波長１０５０nmの光を選択した際の液晶セルの透過特性と分光手段の透過特性の好適な例を説明するためのグラフである。 図６Ａは各波長を選択する際の液晶セルに印加する電圧の組み合わせ例を示す表である。 図６Ｂは各波長を選択している際の透過特性の測定結果の一例を示すグラフである。 図７は、時分割分光のタイミングの一例を示すタイミングチャートである。 図８は、本発明をグルコースの分光分析に適用させた場合の分光イメージングシステムの構成の模式的説明図である。 図９は、本発明を血糖値の分光分析に適用させた場合の分光イメージングシステムの構成の模式的説明図である。 図１０は、図９に示すシステムで血糖値を測定した例の画像を説明するための模式的説明図である。 図１１は、本発明に係るイメージセンサの分好感度特性の一例を示す図である。 The accompanying drawings are included in the specification and are used to form a part thereof, show embodiments of the present invention, and explain the principles of the present invention together with the description thereof.
FIG. 1 is a schematic configuration explanatory diagram for explaining one configuration of a preferred embodiment of the time division spectroscopic means used in the present invention. FIG. 2 is a schematic configuration explanatory diagram for explaining the configuration of the liquid crystal cell 104. FIG. 3 is a block diagram for explaining a configuration example of a spectroscopic imaging system including the time-division spectroscopic means shown in FIG. FIG. 4 is a measurement flowchart for time-division spectroscopic analysis using the spectroscopic imaging system shown in FIG. FIG. 5 is a graph for explaining a preferable example of the transmission characteristics of the bandpass filter, the transmission characteristics of the liquid crystal cell when light having a wavelength of 1050 nm is selected, and the transmission characteristics of the spectroscopic means. FIG. 6A is a table showing an example of a combination of voltages applied to the liquid crystal cell when each wavelength is selected. FIG. 6B is a graph showing an example of the measurement result of the transmission characteristic when each wavelength is selected. FIG. 7 is a timing chart showing an example of the timing of time division spectroscopy. FIG. 8 is a schematic explanatory view of the configuration of a spectroscopic imaging system when the present invention is applied to spectroscopic analysis of glucose. FIG. 9 is a schematic explanatory view of the configuration of a spectroscopic imaging system when the present invention is applied to spectroscopic analysis of blood glucose level. FIG. 10 is a schematic explanatory view for explaining an image of an example in which the blood glucose level is measured by the system shown in FIG. FIG. 11 is a diagram showing an example of the sensitivity characteristics of the image sensor according to the present invention.

図１は、本発明において使用される時分割分光手段の好適な実施態様の一つの構成を説明するための模式的構成説明図である。
時分割分光手段１００は、バンドパスフィルター１０１と、４つの偏光板１０２（１０２ａ，１０２ｂ，１０２ｃ，１０２ｄ）と、３つの波長板１０３（１０３ａ，１０３ｂ，１０３ｃ）と、３つの液晶セル１０４（１０４ａ，１０４ｂ，１０４ｃ）と、３つの電圧印加手段１０５（１０５ａ，１０５ｂ，１０５ｃ）と、を備えている。
バンドパスフィルター１０１は、誘電体多層膜により特定の波長のみを透過する機能を備えた光学素子である。
以後の説明においては、図１に示されるバンドパスフィルター１０１は４つの光波長に透過率ピークを有するものとしているが、本発明においてはこれに限定されるものではなく、２つ以上の波長に透過率ピークを有する複数波長（あるいは多波長）のバンドパスフィルターであればよい。また、図１に示される時分割分光手段１００では、液晶セルは３つであるが、これは４つの光波長を時分割で切り替えるための構成であり、本発明において液晶セルの個数はこれに限定されるものではなく、N個の透過させる波長数の場合にはN-1個あれば良い。
バンドパスフィルター１０１を透過する光は、半値幅が出来るだけ狭帯域にある選択されたピーク波長の光である。出来るだけ狭帯域の半値幅を有する所定のピーク波長の光を使用することは、分析精度をより高めることが出来るので望ましい。 FIG. 1 is a schematic configuration explanatory diagram for explaining one configuration of a preferred embodiment of the time division spectroscopic means used in the present invention.
The time-divided spectroscopic means 100 includes a bandpass filter 101, four polarizing plates 102 (102a, 102b, 102c, 102d), three wave plates 103 (103a, 103b, 103c), and three liquid crystal cells 104 (104a). , 104b, 104c) and three voltage applying means 105 (105a, 105b, 105c).
The bandpass filter 101 is an optical element having a function of transmitting only a specific wavelength through a dielectric multilayer film.
In the following description, it is assumed that the bandpass filter 101 shown in FIG. 1 has transmittance peaks at four light wavelengths, but the present invention is not limited to this, and the bandpass filter 101 is limited to two or more wavelengths. A bandpass filter having a plurality of wavelengths (or multiple wavelengths) having a transmittance peak may be used. Further, in the time-division spectroscopic means 100 shown in FIG. 1, there are three liquid crystal cells, but this is a configuration for switching four light wavelengths by time division, and the number of liquid crystal cells in the present invention is this. The number of wavelengths to be transmitted is not limited to N, and N-1 may be sufficient.
The light transmitted through the bandpass filter 101 is light having a selected peak wavelength whose half width is as narrow as possible. It is desirable to use light having a predetermined peak wavelength having a half width as narrow as possible because the analysis accuracy can be further improved.

偏光板１０２ａの偏光方向と偏光板１０２ｂの偏光方向とは垂直の関係にある。偏光板１０２ｂの偏光方向と偏光板１０２ｃの偏光方向とは平行の関係にある。偏光板１０２ｃの偏光方向と偏光板１０２ｄの偏光方向とは垂直の関係にある。 The polarization direction of the polarizing plate 102a and the polarization direction of the polarizing plate 102b are in a vertical relationship. The polarization direction of the polarizing plate 102b and the polarization direction of the polarizing plate 102c are in a parallel relationship. The polarization direction of the polarizing plate 102c and the polarization direction of the polarizing plate 102d are in a vertical relationship.

波長板１０３は、直線偏光（Linear Polarized Light）の光に所定の位相差（Retardation）を与える光学機能素子であり、本発明においては、波長板１０３の光学軸方位は偏光板１０２を透過した光が45°の方位角で入射するように制御されている。波長板１０３の位相差は、波長板１０３と液晶セル１０４とが形成する位相差によって、波長板１０３と液晶セル１０４を透過して次の偏光板１０２に入射する光に対して、透過させる波長に対しては偏光板１０２を透過すると共に、遮断させたい波長に対しては遮断されるように設計されている。ここでは、波長板１０２ａ、１０２ｂ、１０３ｃには水晶を用いている。 The wave plate 103 is an optical functional element that imparts a predetermined phase difference (Retardation) to linearly polarized light. In the present invention, the optical axis orientation of the wave plate 103 is the light transmitted through the polarizing plate 102. Is controlled to be incident at an azimuth angle of 45 °. The phase difference of the wave plate 103 is the wavelength that is transmitted to the light that passes through the wave plate 103 and the liquid crystal cell 104 and is incident on the next polarizing plate 102 due to the phase difference formed by the wavelength plate 103 and the liquid crystal cell 104. It is designed to transmit the polarizing plate 102 and to block the wavelength to be blocked. Here, quartz is used for the wave plates 102a, 102b, and 103c.

次に図１に示す分光手段１００の機能を説明する。図１に示す分光手段１００は、４つの光波長を時分割で選択する時分割分光手段である。
入射光が通過する順番に、バンドパスフィルター１０１、偏光板１０２ａ、波長板１０３ａ、液晶セル１０４ａ、偏光板１０２ｂ、波長板１０３ｂ、液晶セル１０４ｂ、偏光板１０２ｃ、波長板１０３ｃ、液晶セル１０４ｃ、偏光板１０２ｄが配置されている。本発明においてバンドパスフィルター１０１の配置の位置はこれに限定されるものではなく、例えば偏光板１０４ｃの次に配置しても良い。
液晶セル１０４ａ、１０５ｂ、１０５ｃにはそれぞれ電圧印加手段１０５ａ、１０５ｂ、１０５ｃにより時分割で所定の交流電圧が印加される。
ここでは、バンドパスフィルター１０１は、例えば、４つのピーク波長（630nm、800nm、960nm、1050nm）の光を透過する光学素子である。
また、偏光板１０２ａと偏光板１０２ｂとの偏光方向は直交であり、偏光板１０２ｂと偏光板１０２ｃとの偏光方向は平行であり、偏光板１０２ｃと偏光板１０２ｄとの偏光方向は直交である。
また、液晶セル１０４（１０４ａ，１０４ｂ，１０４ｃ）中の液晶分子は配向膜２０３の配向方向に平行に配向しており、その配向の方向は、偏光板１０２（１０２ａ，１０２ｂ，１０２ｃ，１０２ｄ）の偏光方向と「45°」の関係にある。
これらは、上記の４つの波長を時分割分光するための構成の１例であり、偏光板１０２間の偏光方向の関係等は、波長板１０３や液晶２０４の厚み等の設計値との組み合わせで変更することが出来る。 Next, the function of the spectroscopic means 100 shown in FIG. 1 will be described. The spectroscopic means 100 shown in FIG. 1 is a time-division spectroscopic means that selects four light wavelengths in a time-division manner.
Bandpass filter 101, polarizing plate 102a, wave plate 103a, liquid crystal cell 104a, polarizing plate 102b, wavelength plate 103b, liquid crystal cell 104b, polarizing plate 102c, wave plate 103c, liquid crystal cell 104c, polarization in the order in which incident light passes. The plate 102d is arranged. In the present invention, the position of the bandpass filter 101 is not limited to this, and may be placed next to the polarizing plate 104c, for example.
A predetermined AC voltage is applied to the liquid crystal cells 104a, 105b, 105c in a time-division manner by the voltage applying means 105a, 105b, 105c, respectively.
Here, the bandpass filter 101 is, for example, an optical element that transmits light having four peak wavelengths (630 nm, 800 nm, 960 nm, and 1050 nm).
Further, the polarization directions of the polarizing plate 102a and the polarizing plate 102b are orthogonal, the polarization directions of the polarizing plate 102b and the polarizing plate 102c are parallel, and the polarization directions of the polarizing plate 102c and the polarizing plate 102d are orthogonal.
Further, the liquid crystal molecules in the liquid crystal cell 104 (104a, 104b, 104c) are oriented parallel to the orientation direction of the alignment film 203, and the orientation direction is that of the polarizing plate 102 (102a, 102b, 102c, 102d). There is a "45 °" relationship with the polarization direction.
These are examples of configurations for time-division spectroscopy of the above four wavelengths, and the relationship of the polarization directions between the polarizing plates 102 is a combination with design values such as the thickness of the wave plate 103 and the liquid crystal 204. It can be changed.

次に、入射光１０７が透過光１０８に至るまでの分光手段１００の各光学素子の作用を説明する。
（１）入射光１０７は、バンドパスフィルター１０１で、所定の複数の波長の光とされる。図１の構成では４波長の光とされる。ここで、以降の説明では、バンドパスフィルター１０１で透過した複数の波長のうち、ある時刻に選択的に透過させる光波長を選択波長、その他の波長を遮断波長と呼ぶ。
（２）バンドパスフィルター１０１を透過した４つの波長の光は、偏光板１０２ａで、直線偏向される。
（３）直線偏向された４つの波長の光は、波長板１０３ａで、所定の位相差があてられる。
（４）次に、電圧印加手段１０５ａにより所定の交流電圧が印加されている液晶セル１０４ａを介して、選択波長が偏光板１０２ｂで透過するとともに、第１の遮断波長が偏光板１０２ｂで遮断されるように所定の位相差があてられる。
（５）偏光板１０２ｂで選択波長が透過すると共に第１の遮断波長が遮断される。ここで、第２、第３の遮断波長の光の一部は透過する。
（６）偏光板１０２ｂを透過した光は、波長板１０３ｂで、所定の位相差があてられる。
（７）次に、電圧印加手段１０５ｂにより所定の交流電圧が印加されている液晶セル１０４ｂを介して、選択波長が偏光板１０２ｃで透過するとともに、第２の遮断波長が偏光板１０２ｃで遮断されるように所定の位相差があてられる。
（８）偏光板１０２ｃで選択波長が透過すると共に第２の遮断波長が遮断される。ここで、第３の遮断波長の光の一部は透過する。
（９）偏光板１０２ｃを透過した光は、波長板１０３ｃで、所定の位相差があてられる。
（１０）次に、電圧印加手段１０５ｃにより所定の交流電圧が印加されている液晶セル１０４ｃを介して、選択波長が偏光板１０２ｄで透過するとともに、第３の遮断波長が偏光板１０２ｄで遮断されるように所定の位相差があてられる。
（１１）偏光板１０２ｄで選択波長が透過すると共に第３の遮断波長が遮断される。
（１２）偏光板１０２ｄを透過した光１０８に含まれる光量は、選択波長の光が主成分であり、遮断波長の光量は低く抑えられる。 Next, the action of each optical element of the spectroscopic means 100 until the incident light 107 reaches the transmitted light 108 will be described.
(1) The incident light 107 is a bandpass filter 101 and is set to light having a plurality of predetermined wavelengths. In the configuration of FIG. 1, light having four wavelengths is used. Here, in the following description, among the plurality of wavelengths transmitted by the bandpass filter 101, the light wavelength selectively transmitted at a certain time is referred to as a selective wavelength, and the other wavelengths are referred to as a cutoff wavelength.
(2) Light of four wavelengths transmitted through the bandpass filter 101 is linearly polarized by the polarizing plate 102a.
(3) The linearly deflected four wavelengths of light are subjected to a predetermined phase difference on the wave plate 103a.
(4) Next, the selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102b and the first blocking wavelength is blocked by the polarizing plate 102b through the liquid crystal cell 104a to which a predetermined AC voltage is applied by the voltage applying means 105a. A predetermined phase difference is applied so as to.
(5) The selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102b, and the first blocking wavelength is blocked. Here, a part of the light having the second and third cutoff wavelengths is transmitted.
(6) The light transmitted through the polarizing plate 102b has a predetermined phase difference on the wavelength plate 103b.
(7) Next, the selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102c through the liquid crystal cell 104b to which a predetermined AC voltage is applied by the voltage applying means 105b, and the second blocking wavelength is blocked by the polarizing plate 102c. A predetermined phase difference is applied so as to.
(8) The selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102c, and the second blocking wavelength is blocked. Here, a part of the light having the third cutoff wavelength is transmitted.
(9) The light transmitted through the polarizing plate 102c has a predetermined phase difference on the wave plate 103c.
(10) Next, the selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102d through the liquid crystal cell 104c to which a predetermined AC voltage is applied by the voltage applying means 105c, and the third blocking wavelength is blocked by the polarizing plate 102d. A predetermined phase difference is applied so as to.
(11) The selected wavelength is transmitted by the polarizing plate 102d, and the third blocking wavelength is blocked.
(12) The amount of light contained in the light 108 transmitted through the polarizing plate 102d is mainly the light of the selected wavelength, and the amount of light of the blocking wavelength is suppressed to a low level.

図２は、液晶セル１０４の構成を説明するための模式的構成説明図である。
液晶セル１０４は、表面に透明電極２０２（２０２ａ、２０２ｂ）、配向膜２０３（２０３ａ、２０３ｂ）を設けた２枚のガラス基板２０１（２０１ａ、２０１ｂ）に液晶層２０４が図示の如く挟持され封止されている構造を有している。
液晶層２０４を構成するのはネマチック液晶であり、配向膜２０３によって液晶分子が所定の方向に配向されている。ただし、要求される性能によっては液晶層２０４を構成するのはスメクティック、コレステリック液晶でもよい。また周波数により誘電異方性の極性が変化する二周波液晶でもよい。
液晶セル１０４は、電圧印加手段１０５によって液晶層２０４に印加する電圧を調整することで、液晶セル１０４を透過する光に所望の位相差をあてることが出来る。 FIG. 2 is a schematic configuration explanatory diagram for explaining the configuration of the liquid crystal cell 104.
In the liquid crystal cell 104, the liquid crystal layer 204 is sandwiched and sealed on two glass substrates 201 (201a, 201b) provided with transparent electrodes 202 (202a, 202b) and alignment films 203 (203a, 203b) on the surface as shown in the drawing. It has a structure that is used.
The liquid crystal layer 204 is composed of a nematic liquid crystal, and the liquid crystal molecules are oriented in a predetermined direction by the alignment film 203. However, depending on the required performance, the liquid crystal layer 204 may be a smectic or cholesteric liquid crystal. Further, a dual-frequency liquid crystal in which the polarity of dielectric anisotropy changes depending on the frequency may be used.
The liquid crystal cell 104 can apply a desired phase difference to the light transmitted through the liquid crystal cell 104 by adjusting the voltage applied to the liquid crystal layer 204 by the voltage applying means 105.

図３には、図１に示す時分割分光手段１００を備えた分光イメージングシステム３００が示される。
分光イメージングシステム３００は、分光手段１００の他に、光学レンズ３０１、イメージセンサ３０３、信号格納／処理部３０４、表示部３０５、制御部３０７、操作部３０８を備えている。
光学レンズ３０１、分光手段１００、イメージセンサ３０３は光軸３０６上に図示の如く配されている。
図３においては、リンゴ、梨などの果物を被検体３０９として分光分析（あるいは測定）する様子を示してある。被検体３０９には、太陽などを光源３１０として、その光（照射光３１１）を被検体３０９の表面に向けて照射し、その反射光３１２を光学レンズ３０１に入射させる。 FIG. 3 shows a spectroscopic imaging system 300 including the time division spectroscopic means 100 shown in FIG.
In addition to the spectroscopic means 100, the spectroscopic imaging system 300 includes an optical lens 301, an image sensor 303, a signal storage / processing unit 304, a display unit 305, a control unit 307, and an operation unit 308.
The optical lens 301, the spectroscopic means 100, and the image sensor 303 are arranged on the optical axis 306 as shown in the drawing.
FIG. 3 shows a state in which fruits such as apples and pears are spectroscopically analyzed (or measured) as a subject 309. The subject 309 is irradiated with the light (irradiation light 311) of the subject 309 using the sun or the like as a light source 310 toward the surface of the subject 309, and the reflected light 312 is incident on the optical lens 301.

分光イメージングシステム３００を使用して時分割分光分析する際の測定フローチャートを図４に示す。
分光イメージング分析の準備が開始される（ステップ４０１）と、被検体３０９が新規であるか否かが判断される（ステップ４０２）。被検体３０９が新規である場合（YES）は、ステップ４０３に進む。
被検体３０９が新規でない場合（NO）は、測定開始か否かの判断のステップ４０７に進む。 FIG. 4 shows a measurement flowchart for time-division spectroscopic analysis using the spectroscopic imaging system 300.
When the preparation for spectroscopic imaging analysis is started (step 401), it is determined whether or not the subject 309 is novel (step 402). If the subject 309 is new (YES), the process proceeds to step 403.
If the subject 309 is not new (NO), the process proceeds to step 407 of determining whether or not the measurement has started.

ステップ４０３においては、被検体３０９の分析に必要な光の波長（中心波長）を複数選択する。選択される波長とその数（N）は、分析対象の被検体３０９の種類・特性と求める分析精度に依存して決められる。ステップ４０３で複数の波長（中心波長）が選択されると、次のステップ４０４に進む。
ステップ４０４では、選択された複数の波長が、システムにセットされているバンドパスフィルター１０１を透過する光の波長に含まれるか否かが判断される。含まれていれば（YES）、測定開始か否かの判断のステップ４０７に進む。含まれていなければ（NO）、含まれているバンドパスフィルターを用意し、システムに既設されているバンドパスフィルターと交換する。 In step 403, a plurality of wavelengths (center wavelengths) of light required for analysis of the subject 309 are selected. The wavelength to be selected and its number (N) are determined depending on the type and characteristics of the subject 309 to be analyzed and the required analysis accuracy. If a plurality of wavelengths (center wavelengths) are selected in step 403, the process proceeds to the next step 404.
In step 404, it is determined whether or not the plurality of selected wavelengths are included in the wavelengths of the light passing through the bandpass filter 101 set in the system. If it is included (YES), the process proceeds to step 407 of determining whether or not to start measurement. If it is not included (NO), prepare an included bandpass filter and replace it with an existing bandpass filter in the system.

システムにバンドパスフィルター１０１を予めセットしておかない場合は、ステップ４０３で、被検体３０９の分析に必要な光の波長（中心波長）を複数選択した段階で、該選択された複数の波長の光を透過するバンドパスフィルターをシステムの所定位置にセットする。該選択された複数の波長の光を透過するバンドパスフィルターが手元にない場合は、該選択された複数の波長の光を透過するバンドパスフィルターを新たに作成する（ステップ４０５）か、他から求めてシステムにセットする。
適切なバンドパスフィルターがセットされていることを確認した後、ステップ４０６に進む。 If the bandpass filter 101 is not set in the system in advance, a plurality of wavelengths (center wavelengths) of light required for analysis of the subject 309 are selected in step 403, and the selected multiple wavelengths are selected. Set a bandpass filter that transmits light in place on the system. If the bandpass filter that transmits the selected multiple wavelengths of light is not available, a new bandpass filter that transmits the selected multiple wavelengths of light is created (step 405), or another method is used. Ask and set in the system.
After confirming that an appropriate bandpass filter is set, the process proceeds to step 406.

ステップ４０６においては、選択された複数の波長（中心波長）の光が分光手段１００を透過するために各液晶セルの駆動電圧を設定する（液晶セル１０４ａ〜１０４ｃの駆動電圧を設定）。
各液晶セルの駆動電圧が設定され終わると、分光分析の測定開始の判断ステップ４０７に進む。 In step 406, the drive voltage of each liquid crystal cell is set so that light of a plurality of selected wavelengths (center wavelengths) passes through the spectroscopic means 100 (the drive voltage of the liquid crystal cells 104a to 104c is set).
When the drive voltage of each liquid crystal cell has been set, the process proceeds to step 407 of determining the start of measurement of spectroscopic analysis.

ステップ４０７で測定開始OK（YES）の判断がされると次のステップ４０８に進む。
ステップ４０７で測定開始が（NO）と判断されると、システムの測定（分光分析）終了のステップ４１２に進む。 When it is determined in step 407 that the measurement start is OK (YES), the process proceeds to the next step 408.
If it is determined in step 407 that the start of measurement is (NO), the process proceeds to step 412 of ending the measurement (spectral analysis) of the system.

ステップ４０８では、イメージセンサ３０３のフレームレート、分光手段３０２を選択された波長の光が透過する期間（透過期間）の設定（調整）がされる。この設定が終了すると次のステップ４０９に進む。 In step 408, the frame rate of the image sensor 303 and the period (transmission period) through which light of the selected wavelength is transmitted through the spectroscopic means 302 are set (adjusted). When this setting is completed, the process proceeds to the next step 409.

ステップ４０９では、選択された各波長の光の分光フレームの取得がなされる。この分光フレームの取得のすべてが終わると次のステップ４１０に進む。 In step 409, a spectral frame of light of each selected wavelength is acquired. When all the acquisition of this spectroscopic frame is completed, the process proceeds to the next step 410.

ステップ４１０では、画素ごとの分光データを表示部３０５に表示するとともに分光データの解析を行う。表示部３０５への分光データの表示は必ずしも行う必要はなく、分光データの解析は行うようにしてもいい。
画素ごとの分光データの（表示）・解析の全てが終わると、測定終了の可否判断のステップ４１１に進む。 In step 410, the spectral data for each pixel is displayed on the display unit 305, and the spectral data is analyzed. It is not always necessary to display the spectroscopic data on the display unit 305, and the spectroscopic data may be analyzed.
When all of the (display) and analysis of the spectral data for each pixel is completed, the process proceeds to step 411 of determining whether or not the measurement can be completed.

ステップ４１１で測定終了OK（YES）の判断がされると、システムの測定作業終了のステップ４１２に進み、測定が終了される。ステップ４１１で測定終了（NO）の判断がされると、ステップ４０９に戻り、ステップ４０９、４１０、４１１の順でステップが進められる。 If it is determined in step 411 that the measurement end is OK (YES), the process proceeds to step 412 of the end of the measurement work of the system, and the measurement is completed. When the measurement end (NO) is determined in step 411, the process returns to step 409, and the steps are advanced in the order of steps 409, 410, and 411.

図５には、バンドパスフィルター１０１の透過特性と波長１０５０nmの光を選択した際の偏光板１０２、波長板１０３、液晶セル１０４の透過特性と分光手段１００の透過特性の好適な例が示される。
図５の（ａ）にはバンドパスフィルター１０１の透過率の測定結果が示してある。
各中心波長の半値幅は10nmであった。
次に液晶セル１０４ａ、１０４ｂ、１０４ｃに印加する交流電圧の組み合わせを設定した。ここで、波長1050nmの光のみを透過させるためには630nm、800nm、960nmの波長の光を液晶セル１０４で遮断する電圧の組み合わせを設定した。この時の偏光板１０２、波長板１０３、液晶セル１０４の透過特性を図５の（ｂ）に、分光手段全体の透過特性を図５の（ｃ）に示す。
同様に、波長630nm、800nm、960nmの光のみをそれぞれ透過させるためには、630nm、800nm、960nm、1050nmの４波長のうち選択対象以外の３波長の光を遮断する電圧の組み合わせを設定した。 FIG. 5 shows suitable examples of the transmission characteristics of the bandpass filter 101, the transmission characteristics of the polarizing plate 102, the wave plate 103, and the liquid crystal cell 104 when light having a wavelength of 1050 nm is selected, and the transmission characteristics of the spectroscopic means 100. ..
FIG. 5A shows the measurement result of the transmittance of the bandpass filter 101.
The half width of each center wavelength was 10 nm.
Next, a combination of AC voltages applied to the liquid crystal cells 104a, 104b, and 104c was set. Here, in order to transmit only light having a wavelength of 1050 nm, a combination of voltages for blocking light having wavelengths of 630 nm, 800 nm, and 960 nm by the liquid crystal cell 104 was set. The transmission characteristics of the polarizing plate 102, the wave plate 103, and the liquid crystal cell 104 at this time are shown in FIG. 5 (b), and the transmission characteristics of the entire spectroscopic means are shown in FIG. 5 (c).
Similarly, in order to transmit only light having wavelengths of 630 nm, 800 nm, and 960 nm, a combination of voltages for blocking light of three wavelengths other than the selection target among the four wavelengths of 630 nm, 800 nm, 960 nm, and 1050 nm was set.

図６Ａは各波長を選択する際の液晶セル１０４に印加する電圧の組み合わせを示す。
図６Ｂは各波長を選択している際の透過特性の測定結果である。選択波長以外のノイズ成分が低く抑制出来ていることが確認できた。
ここで、透過波長を切り替える際の液晶セル１０４の応答性能を向上させるためには、図４Ｂに示す順番のように液晶セル１０４の位相差が、単調に増加ないし減少するように設定することが望ましい。さらに、応答性能を向上させるためには、切り替える際に目的の電圧値よりも大きい、または小さい電圧であるオーバードライブ電圧を印加し、光学応答が安定する前に目的の電圧を印加する駆動方法を用いることが好適である。 FIG. 6A shows a combination of voltages applied to the liquid crystal cell 104 when selecting each wavelength.
FIG. 6B shows the measurement results of the transmission characteristics when each wavelength is selected. It was confirmed that the noise components other than the selected wavelength could be suppressed low.
Here, in order to improve the response performance of the liquid crystal cell 104 when switching the transmission wavelength, it is possible to set the phase difference of the liquid crystal cell 104 to monotonically increase or decrease as shown in the order shown in FIG. 4B. desirable. Further, in order to improve the response performance, a driving method is used in which an overdrive voltage, which is a voltage larger or smaller than the target voltage value, is applied at the time of switching, and the target voltage is applied before the optical response stabilizes. It is preferable to use it.

次に、イメージセンサの出力範囲内に各波長の信号が入るようにイメージセンサのフレームレート及び各波長の透過期間を調整する。
ここで、図７に示すように、イメージセンサ３０３の全画素が蓄積期間中に各波長の透過期間が設けられるように液晶セル１０４のスイッチングタイミングをイメージセンサ３０３の駆動タイミングと同期させた。 Next, the frame rate of the image sensor and the transmission period of each wavelength are adjusted so that the signal of each wavelength falls within the output range of the image sensor.
Here, as shown in FIG. 7, the switching timing of the liquid crystal cell 104 is synchronized with the drive timing of the image sensor 303 so that all the pixels of the image sensor 303 are provided with transmission periods of each wavelength during the accumulation period.

図８は、本発明をグルコースの分光分析に適用させた場合の分光イメージングシステムの構成の模式的説明図である。
図８に示される分光イメージングシステムでは、ＬＥＤなどの光源８０４、拡散板８０５、被検体セル８０６、分光イメージングデバイス８００が光軸上に配されている。
被検体セル８０６には生理食塩水８０８を所定量注入して置き、スポット８０７からグルコース溶液を所定量滴下する。
分光イメージングデバイス８００は、レンズ８０１、本発明に係る分光手段８０２、本発明に係るイメージセンサ８０３を備えたカメラ構造を有する。
光源８０４から出射された入射光８０９は、拡散板８０５で拡散されて後、被検体セル８０６中のグルコース溶液８０８に向かって照射される。グルコース溶液８０８を透過してくる透過光８１１は分光イメージングデバイス８００内に投光される。
このようにしてグルコース溶液８０８の吸光像を撮像する。 FIG. 8 is a schematic explanatory view of the configuration of a spectroscopic imaging system when the present invention is applied to spectroscopic analysis of glucose.
In the spectroscopic imaging system shown in FIG. 8, a light source 804 such as an LED, a diffuser plate 805, a subject cell 806, and a spectroscopic imaging device 800 are arranged on the optical axis.
A predetermined amount of physiological saline 808 is injected into the subject cell 806 and placed, and a predetermined amount of glucose solution is dropped from the spot 807.
The spectroscopic imaging device 800 has a camera structure including a lens 801, a spectroscopic means 802 according to the present invention, and an image sensor 803 according to the present invention.
The incident light 809 emitted from the light source 804 is diffused by the diffuser plate 805 and then irradiated toward the glucose solution 808 in the subject cell 806. The transmitted light 811 transmitted through the glucose solution 808 is projected into the spectroscopic imaging device 800.
In this way, the absorption image of the glucose solution 808 is imaged.

実験では、被検体セル８０６内の生理食塩水８０８中に5mg/dlの濃度のグルコース溶液を６０μl滴下して生理食塩水８０８中のグルコースの吸光像を時分割撮像した。撮像した一連のグルコースの吸光像からグルコースが生理食塩水中に拡散する様子が確認できた。
尚、光源８０４として用いたのは630nm、800nm、960nm、1050nmのいずれの波長の光も含まれる白色光源であった。 In the experiment, 60 μl of a glucose solution having a concentration of 5 mg / dl was dropped into the physiological saline solution 808 in the subject cell 806, and the absorption image of glucose in the physiological saline solution 808 was imaged in a time-division manner. From the series of glucose absorption images taken, it was confirmed that glucose diffused into physiological saline.
The light source 804 was a white light source containing light having any wavelength of 630 nm, 800 nm, 960 nm, or 1050 nm.

図９は、本発明を血糖値の分光分析に適用させた場合の分光イメージングシステムの構成の模式的説明図である。
図９に示される分光イメージングシステムでは、LEDなどの光源９０４、被検体９０５である人指し指、分光イメージングデバイス９００が光軸上に配されている。
分光イメージングデバイス９００は、レンズ９０１、本発明に係る時分割分光手段９０２、本発明に係るイメージセンサ９０３を備えている。
時分割分光手段９０２を構成するバンドパスフィルターとしては、630nm、800nm、960nm、1050nmの中心波長を有する干渉フィルターを用意した。
光源９０４からの照射光９０６には、630nm、800nm、960nm、1050nmの波長の光が含まれている。ここで、LED等の光源の光強度を測定期間中に一定に保つために、照射光９０６の一部ないしは透過光９０７のうち被検体９０５で吸収が起こらない波長の光強度をモニターし、光源の駆動条件にフィードバックを掛けて制御することが望ましい。
被検体（人指し指）９０５を透過してくる透過光９０７は、レンズ９０１、時分割分光手段９０２を介してイメージセンサ９０３で受光される。 FIG. 9 is a schematic explanatory view of the configuration of a spectroscopic imaging system when the present invention is applied to spectroscopic analysis of blood glucose level.
In the spectroscopic imaging system shown in FIG. 9, a light source 904 such as an LED, a pointing finger as a subject 905, and a spectroscopic imaging device 900 are arranged on the optical axis.
The spectroscopic imaging device 900 includes a lens 901, a time division spectroscopic means 902 according to the present invention, and an image sensor 903 according to the present invention.
As a bandpass filter constituting the time division spectroscopic means 902, an interference filter having center wavelengths of 630 nm, 800 nm, 960 nm, and 1050 nm was prepared.
The irradiation light 906 from the light source 904 includes light having wavelengths of 630 nm, 800 nm, 960 nm, and 1050 nm. Here, in order to keep the light intensity of a light source such as an LED constant during the measurement period, the light intensity of a part of the irradiation light 906 or the transmitted light 907 at a wavelength that is not absorbed by the subject 905 is monitored, and the light source is used. It is desirable to control by applying feedback to the driving conditions of.
The transmitted light 907 transmitted through the subject (index finger) 905 is received by the image sensor 903 via the lens 901 and the time division spectroscopic means 902.

測定を開始して、630nm、800nm、960nm、1050nmの波長の光の夫々における画像を取得して画像演算を行うことにより血糖値のイメージングを得た。その際の画像を模式的に示したのが図１０である。
取得画像１０００には、血糖値測定対象領域１００１、周辺領域１００２、血管壁１００３、血糖値分析疎外因子１００４がクリアーに写し出されていた。
血糖値は、血糖値測定対象領域１００１の濃淡度によって数値化して示される。 The measurement was started, and images of light having wavelengths of 630 nm, 800 nm, 960 nm, and 1050 nm were acquired and image calculations were performed to obtain imaging of the blood glucose level. FIG. 10 schematically shows the image at that time.
In the acquired image 1000, the blood glucose measurement target region 1001, the peripheral region 1002, the blood vessel wall 1003, and the blood glucose analysis alienation factor 1004 were clearly projected.
The blood glucose level is quantified and shown by the density of the blood glucose level measurement target region 1001.

図８，９の説明で使用したイメージセンサ（８０３、９０３）は、光波長帯域200〜1100nmに感度を有する画素数128H×128Vのローリングシャッタ型CMOSイメージセンサである。
本発明においては、使用するイメージセンサは、求める分光分析に要求される分解能に依存して最適なものが選択される。分解能の高い分光分析の場合は、例えば、特許文献１乃至３に記載されているイメージセンサが採用される。該イメージセンサの分好感度特性の一例は、図１１に示される。 The image sensors (803 and 903) used in the explanations of FIGS. 8 and 9 are rolling shutter type CMOS image sensors having a sensitivity in the optical wavelength band of 200 to 1100 nm and having a pixel count of 128 H × 128 V.
In the present invention, the optimum image sensor to be used is selected depending on the resolution required for the desired spectroscopic analysis. In the case of spectroscopic analysis with high resolution, for example, the image sensors described in Patent Documents 1 to 3 are adopted. An example of the sensitivity characteristic of the image sensor is shown in FIG.

図１１の光波長に対する量子効率のビートは、イメージセンサを構成する要素の一つであるフォトダイオード上に形成されている配線層間絶縁膜によってもたらされる光の干渉によるものである。この量子効率のビートの特性であるビートの周期、量子効率が波長に対して山状に高まるピーク波長、谷状に低くなるバレー波長は配線層間絶縁膜の光学定数と膜厚によって変わる特徴を有している。配線層間絶縁膜は具体的には酸化膜を主体とする絶縁膜で構成されている。この場合、量子効率のピーク波長が分析波長の中心波長となるように当配線層間絶縁膜の総膜厚を選択することが好ましい。 The beat of the quantum efficiency with respect to the optical wavelength of FIG. 11 is due to the interference of light caused by the wiring interlayer insulating film formed on the photodiode, which is one of the elements constituting the image sensor. The beat period, which is the characteristic of this quantum efficiency beat, the peak wavelength at which the quantum efficiency increases in a mountain shape with respect to the wavelength, and the valley wavelength in which the quantum efficiency decreases in a valley shape have the characteristics of changing depending on the optical constant and film thickness of the wiring interlayer insulating film. doing. The wiring interlayer insulating film is specifically composed of an insulating film mainly composed of an oxide film. In this case, it is preferable to select the total film thickness of the wiring interlayer insulating film so that the peak wavelength of the quantum efficiency becomes the center wavelength of the analysis wavelength.

本発明の用途分野は実に多くあり、その代表例は、食品製造・加工現場における成分分析、異物混入検査、農業生産における生育診断、収量調査への応用、医療、時系列による成分変化のイメージング等の分野、平面分光測定機、ランドスケープ分光測定機、顕微鏡用平面分光測定機への応用分野である。
以上、図１乃至図１１を用いて本発明を説明したが、本発明の本質を逸脱しない範囲で本発明はこれらに限定されるものではない。 There are many fields of application of the present invention, and typical examples thereof include component analysis at food manufacturing / processing sites, foreign matter contamination inspection, growth diagnosis in agricultural production, application to yield survey, medical treatment, imaging of component changes over time, etc. Field, plane spectroscopic measuring machine, landscape spectroscopic measuring machine, application field to plane spectroscopic measuring machine for microscope.
Although the present invention has been described above with reference to FIGS. 1 to 11, the present invention is not limited thereto as long as the essence of the present invention is not deviated.

本発明は以上の記載に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、別記の請求項を添付する。 The present invention is not limited to the above description, and various modifications and modifications can be made without departing from the spirit and scope of the present invention. Therefore, in order to make the scope of the present invention public, a separate claim is attached.

１００・・・分光手段
１０１・・・バンドフィルター
１０２（１０２ａ〜１０２ｄ）・・・偏光板
１０３（１０３ａ〜１０３ｃ）・・・波長板
１０４（１０４ａ〜１０４ｃ）・・・液晶セル
１０５（１０５ａ〜１０５ｃ）・・・電圧印加手段
１０６・・・透過光
１０７・・・入射光
１０８・・・透過光
２０１（２０１ａ、２０１ｂ）・・・ガラス板
２０２（２０２ａ，２０２ｂ）・・・透明電極
２０３（２０３ａ，２０３ｂ）・・・配向膜
２０４・・・液晶
３００・・・分光イメージングシステム
３０１・・・光学レンズ
３０２・・・時分割分光手段
３０３・・・イメージセンサ
３０４・・・信号格納／処理部
３０５・・・表示部
３０６・・・光軸
３０７・・・制御部
３０８・・・操作部
３０９・・・被検体
３１０・・・光源
３１１・・・照射光
３１２・・・入射光
４０１〜４１２・・・ステップ
８００、９００・・・時分割分光イメージングデバイス
８０１、９０１・・・（光学）レンズ
８０２、９０２・・・分光手段
８０３、９０３・・・イメージセンサ
８０４、９０４・・・光源
８０５・・・拡散板
８０６・・・（被検体）セル
８０７・・・スポット
８０８・・・生理食塩水
８０９、９０６・・・照射光
８１０・・・拡散工
８１１、９０７・・・透過光
９０５・・・被検体
１０００・・・取得画像
１００１・・・測定対象領域
１００２・・・周辺領域
１００３・・・血管壁
１００４・・・血糖値分析疎外因子

100 ... Spectral means 101 ... Band filter 102 (102a to 102d) ... Plate plate 103 (103a to 103c) ... Wavelength plate 104 (104a to 104c) ... Liquid crystal cell 105 (105a to 105c) ) ... Voltage applying means 106 ... Transmitted light 107 ... Incident light 108 ... Transmitted light 201 (201a, 201b) ... Glass plate 202 (202a, 202b) ... Transparent electrode 203 (203a) , 203b) ... Alignment film 204 ... Liquid crystal 300 ... Spectral imaging system 301 ... Optical lens 302 ... Time-division spectroscopic means 303 ... Image sensor 304 ... Signal storage / processing unit 305 ... Display unit 306 ... Optical axis 307 ... Control unit 308 ... Operation unit 309 ... Subject 310 ... Light source 311 ... Irradiation light 312 ... Incident light 401 to 412. Step 800, 900 ... Time-divided spectroscopic imaging device 801, 901 ... (Optical) lens 802, 902 ... Spectral means 803, 903 ... Image sensor 804, 904 ... Light source 805 ... Diffusing plate 806 ... (subject) cell 807 ... spot 808 ... physiological saline 809, 906 ... irradiation light 810 ... diffuser 811, 907 ... transmitted light 905 ... Subject 1000 ... Acquired image 1001 ... Measurement target area 1002 ... Peripheral area 1003 ... Blood vessel wall 1004 ... Blood glucose level analysis alienation factor

Claims (3)

N（２以上の整数）個の光波長に透過率ピークを有するバンドパスフィルターと「N-1」個の液晶セルを含む時分割分光手段と、
イメージセンサと、
を備えた分光イメージングシステムであり、
前記イメージセンサの全画素の蓄積期間と同期させて前記「N-1」個の液晶セルに印加する電圧の組み合わせを変化させて各液晶セルの透過特性を調整し、入射光に含まれる光波長成分について、前記バンドパスフィルターのN個の透過光波長から時分割で1波長ずつ選択した選択波長を前記「N-1」個の液晶セルを透過させつつ残りの「N-1」個の遮断波長を前記「N-1」個の液晶セルを用いて遮断して前記イメージセンサでN回の信号を取得することで前記入射光に含まれるN個の波長成分の光情報を時分割で取得することを特徴とする時分割分光イメージング分析システム。 A time-division spectroscopic means including a bandpass filter having transmittance peaks at N (integer of 2 or more) light wavelengths and "N-1" liquid crystal cells,
Image sensor and
It is a spectroscopic imaging system equipped with
The transmission characteristics of each liquid crystal cell are adjusted by changing the combination of voltages applied to the "N-1" liquid crystal cells in synchronization with the accumulation period of all the pixels of the image sensor, and the light wavelength included in the incident light. Regarding the components, the selected wavelengths selected one by one from the N transmitted light wavelengths of the bandpass filter in time division are transmitted through the "N-1" liquid crystal cells and the remaining "N-1" are blocked. By blocking wavelengths using the "N-1" liquid crystal cells and acquiring signals N times with the image sensor, optical information of N wavelength components contained in the incident light is acquired in a time-divided manner. A time-division spectroscopic imaging analysis system characterized by 前記時分割分光手段は、前記「N-1」個の液晶セルと協働して、前記N個の透過光波長の選択的な透過および遮断を行う複数の偏光板を含む、請求項１に記載の時分割分光イメージング分析システム。 The time-divided spectroscopic means according to claim 1, further comprising a plurality of polarizing plates that selectively transmit and block the N transmitted light wavelengths in cooperation with the "N-1" liquid crystal cells. The time-division spectroscopic imaging analysis system described. 被検体からの入射光をN（２以上の整数）個の光波長に透過率ピークを有するバンドパスフィルターと「N-1」個の液晶セルを含む時分割分光手段で受光し、
イメージセンサの全画素の蓄積期間と同期させて前記「N-1」個の液晶セルに印加する電圧の組み合わせを変化させて各液晶セルの透過特性を調整し、入射光に含まれる光波長成分について、前記バンドパスフィルターのN個の透過光波長から時分割で1波長ずつ選択した選択波長を前記「N-1」個の液晶セルを透過させつつ残りの「N-1」個の遮断波長を前記「N-1」個の液晶セルを用いて遮断して前記イメージセンサでN回の信号を取得することで前記入射光に含まれるN個の波長成分の光情報を時分割で取得し、
取得したN個の波長成分の光情報を解析する、時分割分光イメージング分析方法。 The incident light from the subject is received by a time-division spectroscopic means including a bandpass filter having a transmittance peak at N (integer of 2 or more) light wavelengths and "N-1" liquid crystal cells.
The transmission characteristics of each liquid crystal cell are adjusted by changing the combination of voltages applied to the "N-1" liquid crystal cells in synchronization with the accumulation period of all pixels of the image sensor, and the light wavelength component contained in the incident light. The remaining "N-1" cutoff wavelengths are transmitted through the "N-1" liquid crystal cells by selecting one wavelength at a time from the N transmitted light wavelengths of the bandpass filter. Is blocked using the "N-1" liquid crystal cells, and the image sensor acquires signals N times to acquire optical information of N wavelength components contained in the incident light in a time-divided manner. ,
A time-division spectroscopic imaging analysis method that analyzes the acquired optical information of N wavelength components.

Images