JP7186376B2

JP7186376B2 - 計測装置

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Publication number: JP7186376B2
Application number: JP2018080634A
Authority: JP
Inventors: 照弘塩野; 貴真安藤
Original assignee: Panasonic Intellectual Property Management Co Ltd
Current assignee: Panasonic Intellectual Property Management Co Ltd
Priority date: 2017-05-23
Filing date: 2018-04-19
Publication date: 2022-12-09
Anticipated expiration: 2038-04-19
Also published as: CN108926340B; JP2018196722A; CN108926340A; US20180338690A1

Description

本願は、計測装置に関する。

人間の健康状態を判断するための基礎的なパラメータとして、心拍数、血流量、血圧および血中酸素飽和度などが、広く用いられている。

生体情報を取得するためには、近赤外線、すなわち約７００ｎｍから約２５００ｎｍの波長範囲の電磁波がよく用いられる。その中でも、例えば約９５０ｎｍ以下の、波長の比較的短い近赤外線が特によく用いられる。そのような短波長の近赤外線は、筋肉、脂肪および骨などの生体組織を、比較的高い透過率で透過するという性質を有する。一方で、そのような近赤外線は、血液中の酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）および還元ヘモグロビン（Ｈｂ）に吸収されやすいという性質も有する。これらの性質を用いた生体情報の計測方法として、近赤外分光法（ＮｅａｒＩｎｆｒａｒｅｄＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ、以下、ＮＩＲＳと表記する）が知られている。ＮＩＲＳを用いることにより、例えば脳内における血流の変化量、または血液中の酸化ヘモグロビン濃度および還元ヘモグロビン濃度の変化量を計測することができる。血流の変化量、またはヘモグロビンの酸素状態などに基づき、脳の活動状態を推定することもできる。

特許文献１および２は、そのようなＮＩＲＳを利用した装置を開示している。

特開２００７－２６０１２３号公報特開２００３－３３７１０２号公報

本開示は、被検部の内部における血流の情報を、より正確に取得することができる計測装置を提供する。

本開示の一態様に係る計測装置は、対象物の被検部に対して、少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第１のパルス光と光パワが異なる、少なくとも１つの第２のパルス光を出射する光源と、前記被検部から戻った、少なくとも１つの第１の反射パルス光および少なくとも１つの第２の反射パルス光を検出する光検出器と、前記光源および前記光検出器を制御する制御回路と、を備える。前記制御回路は、前記光源に、前記少なくとも１つの第１のパルス光、および前記少なくとも１つの第２のパルス光のそれぞれを、異なるタイミングで出射させる。前記制御回路は、前記光検出器に、前記少なくとも１つの第１の反射パルス光に含まれる光の成分である第１成分を検出させ、検出された前記第１成分を示す第１の電気信号を出力させ、前記光検出器に、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光の光パワが減少を開始してから減少が終了するまでの期間である立ち下り期間における、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光に含まれる光の成分である第２成分を検出させ、検出された前記第２成分を示す第２の電気信号を出力させる。

本開示の他の一態様に係る計測装置は、対象物の被検部に対して、複数の第１のパルス光および複数の第２のパルス光を出射する光源と、前記被検部から戻った、複数の第１の反射パルス光および複数の第２の反射パルス光を検出する光検出器と、前記光源および前記光検出器を制御する制御回路と、を備える。前記複数の第２のパルス光の各々の光パワは、前記複数の第１のパルス光の各々の光パワよりも高い。前記制御回路は、前記光源に、前記複数の第１のパルス光の各々と、前記複数の第２のパルス光の各々とを交互に出射させ、前記光検出器に、前記複数の第１の反射パルス光に含まれる光の成分を検出させ、前記光検出器に、前記複数の第２の反射パルス光に含まれる光の成分を検出させる。

本開示の一態様によれば、被検部の内部における血流の情報を、より正確に取得することができる。

図１Ａは、本開示の実施の形態１における生体計測装置の構成と、生体計測の様子とを説明するための概略図である。図１Ｂは、本開示の実施の形態１における光検出器の内部の構成と、信号の流れとを模式的に示す図である。図２Ａは、出射光である単一パルス光の時間分布を示す図である。図２Ｂは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）の時間分布を示す図である。図２Ｃは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）の、立下り期間における時間分布を示す図である。図２Ｄは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）、および変調度（一点鎖線）の時間分布を示す図である。図３は、本開示の実施の形態１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器が検出する光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図４Ａは、被検部の表面および内部に存在する血流の変化を示す前面図である。図４Ｂは、被検部の表面および内部に存在する血流の変化を示す側面からの断面図である。図５Ａは、第１のパルス光により検出された、被検部における表面の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｂは、第２のパルス光により検出された、被検部における表面および内部の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｃは、画像演算により導出された、被検部における内部の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｄは、さらなる画像演算により画像補正された、被検部における内部の血流の変化を模式的に示す図である。図６は、本開示の実施の形態１の変形例１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図７は、本開示の実施の形態１の変形例２における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図８は、本開示の実施の形態１の変形例３における、第１および第２のパルスの光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図９Ａは、本開示の実施の形態２における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図９Ｂは、本開示の実施の形態２における、光検出器の内部の構成と、電気信号および制御信号の流れとを模式的に示す図である。図１０Ａは、本開示の実施の形態３における生体計測装置の構成と、生体計測の様子とを説明する概略図である。図１０Ｂは、本開示の実施の形態３における光検出器の内部の構成と、電気信号および制御信号の流れとを模式的に示す図である。図１１は、本開示の実施の形態３における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図１２は、本開示の実施の形態３の変形例１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図１３は、本開示の実施の形態３の変形例２における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

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。

特許文献１は、ＮＩＲＳを利用した内視鏡装置を開示している。特許文献１に開示された内視鏡装置では、内臓脂肪に覆われた生体組織の中に埋もれた血管における血流情報を観察するために、照明光にパルス光が用いられる。その際、撮像タイミングをパルス光が入射するタイミングよりも遅らせることにより、時間的に早く戻ってくる強いノイズ光の撮像が回避される。これにより、生体組織の深い所から戻ってきた信号光のＳ／Ｎが改善される。

特許文献２は、ＮＩＲＳを用いた生体活動計測装置を開示している。この計測装置は、赤外光を生成する光源部と、生体の被検部からの赤外光を検出する光検出部と、制御装置とを備える。この計測装置は、非接触で脳機能を計測する。

特許文献２に開示された装置によれば、ＮＩＲＳを利用して脳活動を計測することができる。しかし、被検部で反射された光には、時間的に早く戻ってくる強いノイズ光が含まれるため、検出される信号のＳ／Ｎが低いという課題がある。

この課題を解決するためには、特許文献２の装置に、特許文献１の技術を組み合わせることが考えられる。すなわち、光の検出のタイミングを、パルス光が入射するタイミングよりも遅らせることにより、時間的に早く戻ってくる強いノイズ光の影響を抑えることができると考えられる。

しかし、本発明者らの検討によれば、そのような対応を行っても、Ｓ／Ｎ比を十分に高くすることは困難であることがわかった。脳内まで侵入した出射光は、脳内で散乱しながら伝搬する。その光を検出することにより、脳内における血流の情報を取得することができる。しかし、当該光は、脳内から装置へ戻る光路、すなわち復路において、生体の表面近傍の血流、すなわち頭皮血流が分布している領域を必ず通過する。したがって、当該光には、脳血流の情報だけでなく、頭皮血流の情報も大きく重畳される。その結果、戻ってきた当該光を検出するだけでは、正確な脳血流の情報は得られない。つまり、従来技術を組み合わせた方法では、検出信号のＳ／Ｎ比を十分に高くすることはできない。

本発明者らは、以上の課題を見出し、新規な計測装置に想到した。

本開示は、以下の項目に記載の計測装置を含む。

［項目１］
本開示の項目１に係る計測装置は、対象物の被検部に対して、少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第１のパルス光と光パワが異なる、少なくとも１つの第２のパルス光を出射する光源と、前記被検部から戻った、少なくとも１つの第１の反射パルス光および少なくとも１つの第２の反射パルス光を検出する光検出器と、前記光源および前記光検出器を制御する制御回路と、を備える。前記制御回路は、前記光源に、前記少なくとも１つの第１のパルス光、および前記少なくとも１つの第２のパルス光のそれぞれを、異なるタイミングで出射させる。前記制御回路は、前記光検出器に、前記少なくとも１つの第１の反射パルス光に含まれる光の成分である第１成分を検出させ、検出された前記第１成分を示す第１の電気信号を出力させ、前記光検出器に、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光の光パワが減少を開始してから減少が終了するまでの期間である立ち下り期間における、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光に含まれる光の成分である第２成分を検出させ、検出された前記第２成分を示す第２の電気信号を出力させる。

［項目２］
項目１に記載の計測装置において、
前記対象物は生体であってもよく、
項目１に記載の計測装置は、
前記第１の電気信号と、前記第２の電気信号とを用いた演算によって、前記被検部の血流情報を生成する信号処理回路をさらに備えていてもよい。

［項目３］
項目２に記載の計測装置において、
前記第１の電気信号は、前記被検部における表面の血流情報を含み、
前記第２の電気信号は、前記被検部における前記表面および内部の血流情報を含み、
前記信号処理回路は、前記被検部の前記内部の血流情報を生成してもよい。

［項目４］
項目２または３に記載の計測装置において、
前記光検出器は、２次元的に配列された複数の光検出セルを有するイメージセンサであり、
前記複数の光検出セルの各々は、
前記第１成分を第１の信号電荷として蓄積し、
前記第２成分を第２の信号電荷として蓄積し、
蓄積された前記第１の信号電荷の総量を示す電気信号を、前記第１の電気信号として出力し、
蓄積された前記第２の信号電荷の総量を示す電気信号を、前記第２の電気信号として出力してもよい。

［項目５］
項目４に記載の計測装置において、
前記制御回路は、前記イメージセンサに、
第１の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第１の信号電荷の前記総量の２次元分布を示す第１の画像信号と、
前記第１の期間と同一のまたは異なる第２の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第２の信号電荷の前記総量の２次元分布を示す第２の画像信号と、
前記第１の期間よりも前の第３の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第１の信号電荷の前記総量の前記２次元分布を示す第３の画像信号と、
前記第２の期間よりも前の第４の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第２の信号電荷の前記総量の前記２次元分布を示す第４の画像信号と、
を出力させてもよく、
前記信号処理回路は、
前記第１から第４の画像信号を前記イメージセンサから受け取り、
前記第１の画像信号と、前記第３の画像信号との差分を示す第１の差分画像を生成し、
前記第２の画像信号と、前記第４の画像信号との差分を示す第２の差分画像を生成してもよい。

［項目６］
項目５に記載の計測装置において、
前記第１の差分画像は複数の第１の画素を含み、
前記複数の第１の画素のうち、第１の閾値を超える画素値を有する複数の第１の画素によって形成される領域を第１の領域とし、
前記第２の差分画像は複数の第２の画素を含み、
前記複数の第２の画素のうち、第２の閾値を超える画素値を有する複数の第２の画素によって形成される領域を第２の領域とし、
前記第１の領域のうち、前記第２の領域と重なる部分に含まれる複数の第１の画素の平均画素値をＭ_１とし、
前記第２の領域のうち、前記第１の領域と重なる部分に含まれる複数の第２の画素の平均画素値をＭ_２とするとき、
０．１≦Ｍ_１／Ｍ_２≦１０を満たしてもよい。

［項目７］
項目４から６のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第１のパルス光のパルス幅は、前記光検出器が前記第１の信号電荷を蓄積する時間よりも短くてもよい。

［項目８］
項目４から６のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第１のパルス光のパルス幅は、前記光検出器が前記第１の信号電荷を蓄積する時間よりも長くてもよい。

［項目９］
項目４から８のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第１のパルス光は複数の第１のパルス光を備え、
前記少なくとも１つの第２のパルス光は複数の第２のパルス光を備え、
前記制御回路は、
第１のフレーム期間において、前記光源に、前記複数の第１のパルス光を繰り返し出射させ、
前記複数の第１のパルス光の各々の出射に同期して、前記光検出器に、前記第１の信号電荷を蓄積させ、
前記第１のフレーム期間に続く第２のフレーム期間において、前記光源に、前記複数の第２のパルス光を繰り返し出射させ、
前記複数の第２のパルス光の各々の出射に同期して、前記光検出器に、前記第２の信号電荷を蓄積させてもよい。

［項目１０］
項目１から８のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第１のパルス光は複数の第１のパルス光を備え、
前記少なくとも１つの第２のパルス光は複数の第２のパルス光を備え、
前記制御回路は、前記光源に、前記複数の第１のパルス光の各々および前記複数の第２のパルス光の各々を交互に出射させ、
前記複数の第１のパルス光の各々の中心から、その直後に出射される第２のパルス光の中心までの時間間隔は、前記複数の第２のパルス光の各々の中心から、その直後に出射される第１のパルス光の中心までの時間間隔よりも短くてもよい。

［項目１１］
項目１から１０のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第２のパルス光のうち、一方の波長は、６５０ｎｍ以上８０５ｎｍ未満であり、他方の波長は、８０５ｎｍより長く９５０ｎｍ以下であってもよい。

［項目１２］
項目１から１１のいずれかに記載の計測装置において、
前記少なくとも１つの第２のパルス光の光パワは、前記少なくとも１つの第１のパルス光の光パワよりも高くてもよい。

［項目１３］
本開示の項目１３に係る計測装置は、
対象物の被検部に対して、複数の第１のパルス光および複数の第２のパルス光を出射する光源と、
前記被検部から戻った、複数の第１の反射パルス光および複数の第２の反射パルス光を検出する光検出器と、
前記光源および前記光検出器を制御する制御回路と、
を備える。

前記複数の第２のパルス光の各々の光パワは、前記複数の第１のパルス光の各々の光パワよりも高い。

前記制御回路は、
前記光源に、前記複数の第１のパルス光の各々と、前記複数の第２のパルス光の各々とを交互に出射させ、
前記光検出器に、前記複数の第１の反射パルス光に含まれる光の成分を検出させ、
前記光検出器に、前記複数の第２の反射パルス光に含まれる光の成分を検出させる。

本開示において、回路、ユニット、装置、部材又は部の全部又は一部、又はブロック図の機能ブロックの全部又は一部は、半導体装置、半導体集積回路（ＩＣ）、又はＬＳＩ（ｌａｒｇｅｓｃａｌｅｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）を含む一つ又は複数の電子回路によって実行されてもよい。ＬＳＩ又はＩＣは、一つのチップに集積されてもよいし、複数のチップを組み合わせて構成されてもよい。例えば、記憶素子以外の機能ブロックは、一つのチップに集積されてもよい。ここでは、ＬＳＩまたはＩＣと呼んでいるが、集積の度合いによって呼び方が変わり、システムＬＳＩ、ＶＬＳＩ（ｖｅｒｙｌａｒｇｅｓｃａｌｅｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）、若しくはＵＬＳＩ（ｕｌｔｒａｌａｒｇｅｓｃａｌｅｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）と呼ばれるものであってもよい。ＬＳＩの製造後にプログラムされる、ＦｉｅｌｄＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＧａｔｅＡｒｒａｙ（ＦＰＧＡ）、又はＬＳＩ内部の接合関係の再構成又はＬＳＩ内部の回路区画のセットアップができるｒｅｃｏｎｆｉｇｕｒａｂｌｅｌｏｇｉｃｄｅｖｉｃｅも同じ目的で使うことができる。

さらに、回路、ユニット、装置、部材又は部の全部又は一部の機能又は操作は、ソフトウエア処理によって実行することが可能である。この場合、ソフトウエアは一つ又は複数のＲＯＭ、光学ディスク、ハードディスクドライブなどの非一時的記録媒体に記録され、ソフトウエアが処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）によって実行されたときに、そのソフトウエアで特定された機能が処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）および周辺装置によって実行される。システム又は装置は、ソフトウエアが記録されている一つ又は複数の非一時的記録媒体、処理装置（ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、及び必要とされるハードウエアデバイス、例えばインターフェース、を備えていても良い。

以下、本開示の実施形態をより具体的に説明する。ただし、必要以上に詳細な説明は省略する場合がある。例えば、既によく知られた事項の詳細説明および実質的に同一の構成に対する重複する説明を省略することがある。これは、以下の説明が不必要に冗長になることを避け、当業者の理解を容易にするためである。なお、発明者らは、当業者が本開示を十分に理解するために添付図面および以下の説明を提供するのであって、これらによって特許請求の範囲に記載の主題を限定することを意図するものではない。以下の説明において、同一または類似する構成要素については、同じ参照符号を付している。

以下、実施の形態について、図面を参照しながら説明する。

（実施の形態１）
まず、本開示の実施の形態１における生体計測装置を説明する。

図１Ａは、本開示の実施の形態１における生体計測装置の構成と、生体計測の様子とを説明するための概略図である。図１Ｂは、本開示の実施の形態１における光検出器の内部の構成と、信号の流れとを模式的に示す図である。

実施の形態１の生体計測装置１７は、光源１と、光検出器２と、光源１および光検出器２を制御する制御回路７とを備える。

光源１および光検出器２は、並んで配置される。光源１は、被検者５の被検部６に向けて光を出射する。光検出器２は、光源１から出射され、被検部６で反射された光を検出する。制御回路７は、光源１による光の出射と、光検出器２による光の検出とを制御する。本実施形態における生体計測装置１７は、光検出器２から出力される電気信号（以下、単に信号と称する。）を処理する信号処理回路３０を含む。信号処理回路３０は、光検出器２から出力された複数の信号を用いた演算を行うことにより、被検部６の内部の血流に関する情報を生成する。

本実施形態における被検部６は、被検者５の額部である。額部に光を照射し、その散乱光を検出することにより、脳血流の情報を取得することができる。「散乱光」は、反射散乱光と透過散乱光とを含む。以下の説明では、反射散乱光を単に「反射光」と称することがある。

被検部６である額の内部には、表面から順に、頭皮（厚さ：約３から６ｍｍ）、頭蓋骨（厚さ：約５から１０ｍｍ）、脳脊髄液層（厚さ：約２ｍｍ）および脳組織が存在する。括弧内の厚さの範囲は個人差があることを表している。血管は、頭皮内および脳組織内に存在する。したがって、頭皮内の血流を頭皮血流と呼び、脳組織内の血流を脳血流と呼ぶ。脳機能計測においては、頭皮の表面近傍および内部の両方に血流分布が存在する被検部が計測対象である。

生体は、散乱体である。被検部６に向けて出射された光８のうち、一部の光は、直接反射光１０ａとして、生体計測装置１７に戻る。他の光は、被検部６の内部に入射し拡散されて、一部は吸収される。被検部６の内部に侵入した光は、表面から深さ３から６ｍｍ程度の表皮内に存在する表面近傍の血流、すなわち頭皮血流の情報を含んだ内部散乱光９ａ、または表面から深さ１０から１８ｍｍ程度の範囲に存在する血流、すなわち脳血流の情報を含んだ内部散乱光９ｂなどになる。内部散乱光９ａ、９ｂは、それぞれ、表面近傍からの反射散乱光１０ｂ、および内部からの反射散乱光１１として生体計測装置１７に戻る。上記の直接反射光１０ａ、表面近傍からの反射散乱光１０ｂ、および内部からの反射散乱光１１は、光検出器２によって検出される。

光源１から出射されてから光検出器２に到達するまでの時間は、直接反射光１０ａが最も短く、次に表面近傍からの反射散乱光１０ｂが短く、内部からの反射散乱光１１が最も長い。このうち、高いＳ／Ｎ比で検出することが求められる成分は、脳血流の情報を有する内部からの反射散乱光１１である。

なお、脳血流以外の生体計測を行う場合には、反射散乱光だけでなく透過散乱光を用いる場合もある。脳血流以外の血液の情報を取得する場合には、額以外の部位（例えば腕または脚など）を被検部としてもよい。以下の説明では、特に断りがない限り、被検部６は、額であるとする。被検者５は、人間であるとするが、人間以外の皮膚を有し、毛の生えていない部分を有する動物であってもよい。本明細書における被検者の用語は、そのような動物を含む被検体一般を意味する。

光源１は、例えば６５０ｎｍ以上９５０ｎｍ以下の光を出射する。この波長範囲は、赤色から近赤外線の波長範囲に含まれる。上記の波長範囲は、生体の窓と呼ばれ、体内での吸収率が低いことで知られている。本実施形態における光源１は、上記の波長範囲の光を出射するものとして説明するが、他の波長範囲の光を用いてもよい。本明細書では、可視光のみならず赤外線についても、「光」の用語を用いる。

６５０ｎｍ未満の可視光領域では、血液中のヘモグロビン（ＨｂＯ_２およびＨｂ）による吸収が大きく、９５０ｎｍを超える波長域では、水による吸収が大きい。一方、６５０ｎｍ以上９５０ｎｍ以下の波長範囲内では、ヘモグロビンおよび水の吸収係数は比較的低く、ヘモグロビンおよび水の散乱係数は比較的大きい。したがって、６５０ｎｍ以上９５０ｎｍ以下の波長範囲内の光は、体内への侵入後、強い散乱を受けて体表面に戻ってくる。このため、効率的に体内の情報を取得することができる。そこで、本実施形態では、６５０ｎｍ以上９５０ｎｍ以下の波長範囲内の光が、主に用いられる。

光源１は、例えば、パルス光を繰り返し出射するレーザダイオード（ＬａｓｅｒＤｉｏｄｅ（ＬＤ））等のレーザ光源であり得る。本実施形態のように被検者５が人である場合、光８の眼の網膜への影響を考慮する。光源１としてレーザ光源を用いる場合、例えば、各国で策定されるレーザ安全基準のクラス１を満足するレーザ光源が選択される。クラス１が満足されている場合、被爆放出限界ＡＥＬが１ｍＷを下回るほどの低照度の光を、被検者５の被検部６に出射する。低照度の光のため、光検出器２の感度が足らない場合が多い。その場合は、パルス光を繰り返し出射する。なお、光源１自体は、クラス１を満たしていなくてもよい。例えば、拡散板またはＮＤフィルタなどの素子が、光源１および被検部６の間に配置されることにより、光は、拡散または減衰される。これにより、レーザ安全基準のクラス１が満たされてもよい。

光源１の出射面に、レンズ等の光学素子を設けて、光８の発散度合いを調整してもよい。さらに、光検出器２の受光面側に、レンズ等の光学素子を設けて、受光する反射散乱光の取り込み率を調整してもよい。

光源１は、レーザ光源に限らず、発光ダイオード（ＬｉｇｈｔＥｍｉｔｔｅｄＤｉｏｄｅ（ＬＥＤ））などの他の種類の光源であってもよい。光源１には、例えば、半導体レーザ、固体レーザ、ファイバレーザ、スーパールミネッセントダイオード、およびＬＥＤなどが、広く用いられ得る。

光源１は、制御回路７からの指示に応じて、パルス光の出射の開始および停止、ならびに光パワの変更を行うことができる。これにより、概ね任意のパルス光を光源１から発生させることができる。

本発明者らは、光検出器２によって検出される直接反射光１０ａ、反射散乱光１０ｂ、１１の光量を定量化するために、被検部６として、典型的な日本人の頭を模したファントムを想定してパルス光応答のシミュレーションを行った。具体的には、光源１から例えば１５ｃｍ離れた被検部６にパルス光を出射した場合に、光検出器２によって検出される光パワの時間分布、すなわちパルス光応答を、モンテカルロ解析により計算した。

図２Ａは、出射光である単一パルス光の時間分布の例を示す図である。この例におけるパルス光の波長はλ＝８５０ｎｍであり、半値全幅は１１ｎｓである。この単一パルス光の形状は、立ち上がりおよび立ち下がり時間が１ｎｓである典型的な台形である。時刻ｔ＝０で、当該単一パルス光の出射を開始し、ｔ＝１２ｎｓで完全に停止したとする。

光８が被検部６表面に到達する時刻は、光速ｃ＝３０万ｋｍ／ｓであり、光源１から被検部６までの距離が１５ｃｍであることから、ｔ＝０．５ｎｓになる。光８が、被検部６表面において直接反射され、直接反射光１０ａになり、光検出器２上に到着する時刻は、ｔ＝１ｎｓになる。したがって、光検出器２上において光を検出する時刻Ｔ_ｄは、Ｔ_ｄ≧１ｎｓになる。

生体計測装置１７は、脳血流に含まれる酸化ヘモグロビン濃度および還元ヘモグロビン濃度の変化に基づき、被検部６の内部からの反射散乱光１１の光量の変化量を計測する。脳組織内には、脳血流の変化に応じて吸収係数および散乱係数が変化する吸収体が存在する。定常状態では、脳内を均一な脳組織としてモデル化し、モンテカルロ解析を実行することができる。本明細書において、血流の変化とは、血流の時間変化を意味する。

図２Ｂは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）の時間分布を示す図である。図２Ｃは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）の時間分布を示す図である。図２Ｃは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）の、立下り期間における時間分布を示す図である。立下り期間とは、光パワが減少を開始してから減少が終了するまでの期間を意味する。図２Ｄは、定常状態における全光パワ（実線）、および脳血流が変化する領域を通過した光のパワ（破線）、および変調度（一点鎖線）の時間分布を示す図である。変調度とは、脳血流が変化する領域を通過した光の量を、定常状態における全光量で割った値を意味する。各図の縦軸は、図２Ｂおよび２Ｃにおいては、リニア表示で表され、図２Ｄにおいては、対数表示で表されている。

光検出器２において検出される全光量に含まれる脳血流が変化する領域を通過した光の量は２×１０^－５程度しかない。すなわち、パルス光である光８を出射し、光検出器２によって全光量を検出し、その変化分を検出した場合、検出された光量に含まれる脳血流の変化を示す成分は微小であるため無視することができる。他方、直接反射光１０ａの光量は一定であり、反射率は例えば約４％である。そのため、表面近傍からの反射散乱光１０ｂの光量変化、すなわち頭皮血流の変化を検出することができる。

光検出器２上において、光パワが減り始める時刻をｔ_ｂｓとし、光パワが完全にノイズレベルまで低下する時刻をｔ_ｂｅとする。図２Ｄに示すように、ｔ_ｂｓ≦ｔ≦ｔ_ｂｅの光の立ち下がり期間１３において、脳血流の変化を示す信号の割合が高くなることがわかる。光の立ち下がり期間１３の後半になるほど光量は減り、その分ノイズが増える。しかし、変調度は大きくなる。ｔ_ｂｓ≦ｔ≦ｔ_ｂｅの立ち下がり期間１３のうち、例えばｔ＝１３．５ｎｓ以降の光の量は、パルス光の全検出光量の約１／１００である。立ち下がり期間１３に到達する光を、光検出器２の電子シャッタの機能を用いて検出した場合、脳血流が変化する領域を通過した光の割合は、ｔ＝１３．５ｎｓ以降の全検出光量の７％に増加する。これにより、脳血流の変化を示す信号を、十分に取得することが可能である。電子シャッタを使わなければ、脳血流の変化の割合は２×１０^－５程度である。

したがって、光８を出射して、光検出器２により、被検部６からの光の立ち下がり期間１３に含まれる光１１の成分を受光し、その光量変化を検出すれば、脳血流の変化を示す信号を検出することができる。

上述した頭皮血流および脳血流の変化の計測原理を用いて、本実施形態の生体計測装置１７における、パルス光の出射および光検出を説明する。

図３は、本開示の実施の形態１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

実施の形態１の生体計測装置１７において、制御回路７は、光源１に、少なくとも１つの第１のパルス光、および少なくとも１つの第２のパルス光のそれぞれを、異なるタイミングで出射させる。制御回路７は、光検出器２に、被検部６から戻った、少なくとも１つの第１の反射パルス光に含まれる光の成分である第１成分を検出させ、検出された第１成分を示す第１の電気信号を出力させる。制御回路７は、光検出器に、被検部６から戻った、少なくとも１つの第２の反射パルス光の立ち下り期間に含まれる光の成分である第２成分を検出させ、検出された第２成分を示す第２の電気信号を出力させる。

図３の上段に示すように、光源１は、第１のパルス光８ａ、第２のパルス光８ｂを順に出射する。第１のパルス光８ａは、パルス幅Ｔ_１および最大光パワ値Ｐ_１を有し、第２のパルス光８ｂは、パルス幅Ｔ_２および最大光パワ値Ｐ_２を有する。本明細書において、パルス幅とは、パルス波形の半値全幅を意味する。第１のパルス光８ａの中心から第２のパルス光８ｂの中心までの時間間隔は、ｄである。

図３の中段に示すように、第１のパルス光８ａに対応する、被検部６から戻った光１９ａは、Ｔ_１とほぼ同じパルス幅Ｔ_ｄ１を有する。同様に、第２のパルス光８ｂに対応する、被検部６から戻った光１９ｂは、Ｔ_２とほぼ同じパルス幅Ｔ_ｄ２を有する。被検部から戻った光１９ａ、１９ｂは、図３の中段で示すように、内部散乱の影響で時間遅れが生じて、裾野において、少し広がった形状を有する。

光検出器２は、第１のパルス光８ａに対応する被検部６から戻った光１９ａの成分と、第２のパルス光８ｂに対応する被検部６から戻った光１９ｂの、立ち下がり期間１３に含まれる光の成分とを、それぞれ光検出器２における光電変換部３によって光電変換し、電荷蓄積部（以下、蓄積部と称する）によって第１の信号電荷１８ａ、第２の信号電荷１８ｂを蓄積する。

本実施形態では、第１のパルス光８ａのパルス幅Ｔ_１は、第２のパルス光８ｂのパルス幅Ｔ_２よりも短く（Ｔ_１＜Ｔ_２）、例えば、Ｔ_１＝１から３ｎｓおよびＴ_２＝１１から２２ｎｓである。第１のパルス光８ａの最大光パワ値Ｐ_１は、第２のパルス光８ｂの最大光パワ値Ｐ_２より低く（Ｐ_１＜Ｐ_２）、例えば、Ｐ_１／Ｐ_２＝０．０１から０．１である。また、第１のパルス光８ａと第２のパルス光８ｂの最大光パワが同じで、第１のパルス光８ａのパルス幅が第２のパルス光８ｂのパルス幅より小さくてもよい。

被検部６が人の額である場合、各パルス光が眼に入る恐れがある。このため、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂは、例えばクラス１を満足する程度の低パワで出射され得る。光検出器２の感度を満たすために、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂは、繰り返し出射され得る。例えば、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの対は、５５ｎｓから１１０ｎｓ程度の時間周期Λで、１万回から１００万回程度繰り返し出射され得る。これにより、１フレームが構成される。フレームを並べることにより、動画を構成することができる。なお、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂは、同一のフレーム期間内に含まれていればよく、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの順序を入れ替えてもよい。

また、第１のパルス光８ａの中心から、その直後に出射される第２のパルス光８ｂの中心までの時間間隔ｄを、第２のパルス光８ｂの中心から、その直後に出射される第１のパルス光８ａの中心までの時間間隔（Λ－ｄ）よりも短くしてもよい。時間間隔ｄを適切に設定することにより、後述する電子シャッタを用いて、２つの蓄積部４ａ、４ｂに電荷を蓄積させる時間を、ほぼ均等にすることができる。その場合、制御しやすいという効果が得られる。

クラス１の制限を課さず、高い光パワを用いて脳血流以外の生体情報を計測したり、アバランシェホトダイオードのような感度のよい光検出器を用いて生体情報を計測したりしてもよい。その場合には、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの各々の出射を、必ずしも複数回繰り返す必要は無い。例えば、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを、それぞれ１回ずつ被検部６を照射して生体情報を検出してもよい。

本実施の形態の生体計測装置１７において、光検出器２は、信号電荷を蓄積するか否かを切り替える電子シャッタと、複数の蓄積部４ａ、４ｂとを有する。電子シャッタは、光電変換部３によって生成された信号電荷の蓄積と排出とを制御する回路である。

第１のパルス光８ａを出射して、被検部６から戻った光１９ａを光電変換部３において光電変換する。その後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｅにより、蓄積部４ａを選択、すなわち、電子シャッタをｏｐｅｎにし、例えば１１から２２ｎｓの時間Ｔ_Ｓ１だけ第１の信号電荷１８ａを蓄積する。時間Ｔ_Ｓ１経過後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｅにより、ドレイン１２を選択、すなわち、電子シャッタをｃｌｏｓｅにして、光電変換部３からの電荷を放出する。

同様に、第２のパルス光８ｂに対応する被検部６から戻った光１９ｂの立ち下がり期間１３に含まれる光である反射散乱光１１の成分を、光電変換部３において光電変換する。その後、制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｅを用いて別の蓄積部４ｂを選択し、例えば１１から２２ｎｓの時間Ｔ_Ｓ２だけ第２の信号電荷１８ｂを蓄積する。時間Ｔ_Ｓ２経過後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｅにより、ドレイン１２を選択して、光電変換部３からの電荷を放出する。

したがって、蓄積部４ａには、第１のパルス光８ａの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ａの成分が、光電変換により、１フレーム分の第１の信号電荷１８ａとして蓄積される。１フレームの終了後に、第１の信号電荷１８ａは、第１の電気信号１５ａとして制御回路に出力される。第１の電気信号１５ａは、頭皮血流の情報を含む。

蓄積部４ｂには、第２のパルス光８ｂの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ｂの立ち下がり期間１３に含まれる光である反射散乱光１１の成分が、光電変換により、１フレーム分の第２の信号電荷１８ｂとして蓄積される。１フレームの終了後に、第２の信号電荷１８ｂは、第２の電気信号１５ｂとして制御回路に出力される。第２の電気信号１５ｂは、脳血流の情報だけでなく、頭皮血流の情報も含む。

第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの出射後に、光出射が無い状態で、同じ時間および同じ回数だけ、電子シャッタをｏｐｅｎおよびｃｌｏｓｅにして、環境ノイズを測定してもよい。環境ノイズの値を信号値からそれぞれ減算することにより、信号のＳ／Ｎ比を向上させることができる。Ｔ_Ｓ１およびＴ_Ｓ２は、同じであっても、異なっていてもよい。Ｔ_Ｓ１＝Ｔ_Ｓ２であれば、Ｔ_Ｓ１の間だけ電子シャッタをｏｐｅｎにして、環境ノイズを一回測定するだけでよい。これにより、Ｔ_Ｓ２の間だけ電子シャッタをｏｐｅｎにした２回目の環境ノイズの測定を省略することができる。

本実施形態では、第１のパルス光８ａのパルス幅Ｔ_１は、第１の信号電荷１８ａを蓄積する時間Ｔ_Ｓ１よりも短い（Ｔ_１＜Ｔ_ｓ１）。この場合、第１のパルス光８ａの出射タイミング、または、電子シャッタがｏｐｅｎまたはｃｌｏｓｅになる時間に揺らぎ（ジッター）があってもよい。さらには、被検部６から生体計測装置１７までの距離が多少変動してもよい。Ｔ_１をＴ_Ｓ１より短くすることにより、上記変動分をほぼキャンセル、または低減することができ、蓄積電荷量を一定に維持することができる。すなわち、ジッターマージンを向上することができ、表面近傍における血流の検出において、被検部の動きによる影響を低減することができるという効果が得られる。

図１Ｂに示した光検出器２の構成は、１画素に相当する。これにより、被検部６内の平均化した血流に関する生体情報を取得することができる。

また、光検出器２として、画素ごとに、光電変換部３と、蓄積部と、蓄積部において信号電荷を蓄積するか否かを切り替える電子シャッタとを備えたイメージセンサを用いてもよい。この場合、光検出器２は、２次元的に配列された複数の光検出セルを有するイメージセンサである。各々の光検出セルは、第１のパルス光に含まれる光の成分を第１の信号電荷１８ａとして蓄積し、第２のパルス光の立下り期間に含まれる光の成分を第２の信号電荷１８ｂとして蓄積する。さらに、各々の光検出セルは、蓄積された第１の信号電荷の総量を示す電気信号を、第１の電気信号１５ａとして出力し、蓄積された第２の信号電荷の総量を示す電気信号を、第２の電気信号１５ｂとして出力する。これにより、被検部６の血流に関する生体情報を、複数のフレームを含む動画として取得することができる。

次に、図４Ａおよび４Ｂを参照して、第２の電気信号１５ｂに、脳血流の情報および頭皮血流の情報が重畳されることを説明する。

図４Ａは、被検部の表面および内部に存在する血流の変化を示す前面図である。図４Ｂは、被検部の表面および内部に存在する血流の変化を示す、ＹＺ平面における断面図である。図４Ａおよび４Ｂには、額である被検部６の表面から、例えば深さ３から６ｍｍ程度の表皮内にある表面近傍の血流（すなわち頭皮血流）が変化している領域である頭皮血流領域１４ａと、表面から１０から１８ｍｍ程度の内部の血流（すなわち脳血流）が変化している領域である脳血流領域１４ｂとが示されている。光８が、被検部６に入射し、内部散乱光９ｂとして、光検出器２において検出される光路に注目する。血流分布にもよるが、まず、内部散乱光９ｂは、頭皮血流領域１４ａを通過し、その後、散乱または吸収されて脳血流領域１４ｂを通過し、さらに散乱または吸収を繰り返し、再び頭皮血流領域１４ａを通過して被検部６から出てくる。すなわち、第２のパルス光８ｂの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ｂの立ち下がり期間１３に含まれる脳血流の情報には、頭皮血流の情報が重畳される。これにより、脳血流の情報のＳ／Ｎ比が劣化する。脳血流の情報は、往路において重畳される頭皮血流領域１４ａの影響を受ける。しかし、生体内の往復の光路における散乱または吸収により、その影響は小さくなる。したがって、脳血流の情報は、復路において重畳される頭皮血流領域１４ａの影響を大きく受ける。

次に、被検部６における血流の変化を示す分布の取得方法を説明する。

まず、制御回路７は、イメージセンサである光検出器２に、以下の第１から第４の画像信号を出力させる。第１の画像信号は、第１の期間に複数の光検出セルに蓄積された第１の信号電荷１８ａの総量の２次元分布を示す。第２の画像信号は、第１の期間と同一のまたは異なる第２の期間に複数の光検出セルに蓄積された第２の信号電荷１８ｂの総量の２次元分布を示す。第３の画像信号は、第１の期間よりも前の第３の期間に複数の光検出セルに蓄積された第１の信号電荷１８ａの総量の２次元分布を示す。第４の画像信号は、第２の期間よりも前の第４の期間に複数の光検出セルに蓄積された前記第２の信号電荷の総量の２次元分布を示す。

次に、信号処理回路３０は、第１から第４の電気信号を、イメージセンサである光検出器２から受け取る。その後、信号処理回路３０は、第１の画像信号が示す画像と、第３の画像信号が示す画像との差分を示す第１の差分画像を生成し、第２の画像信号が示す画像と、第４の画像信号が示す画像との差分を示す第２の差分画像を生成する。

第１の差分画像は、被検部６における頭皮血流の変化を示す分布に相当し、第２の差分画像は、被検部６における頭皮血流および脳血流の変化を示す分布に相当する。本明細書では、第１および第２の差分画像は、差分の絶対値を示す画像とする。信号処理回路３０が、第３および第４の画像信号を１回だけ受け取り、第１および第２の画像信号を１フレーム周期ごとに繰り返し受け取れば、被検部６における血流の変化を示す分布の動画が得られる。

図３の例に示すように、第１および第２の期間は同じであり、第３および第４の期間は同じであってもよい。後述するように、第２の期間は、第１の期間に続くフレーム期間であり、第４の期間は第３の期間に続くフレーム期間であってもよい。

次に、脳血流の情報のＳ／Ｎ比を改善する方法を説明する。

図５Ａは、第１のパルス光により検出された、被検部６における表面の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｂは、第２のパルス光により検出された、被検部６における表面および内部の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｃは、画像演算により導出された、被検部６における内部の血流の変化を模式的に示す図である。図５Ｄは、さらなる画像演算により画像補正された、被検部６における内部の血流の変化を模式的に示す図である。

第１のパルス光８ａのパルス列の照射により発生した第１の電気信号１５ａに基づいて、信号処理回路３０は、図５Ａに示すように、頭皮血流の変化を示す分布１４ｃに相当する第１の差分画像を生成する。次に、第２のパルス光８ｂのパルス列の照射により、電子シャッタを用いて時間遅れで蓄積した電荷からの第２の電気信号１５ｂに基づいて、信号処理回路３０は、図５Ｂに示すような頭皮血流および脳血流の情報が重畳された、血流の変化を示す分布１４ｃに相当する第２の差分画像を生成する。図５Ｂにおける分布１４ｃには、頭皮血流の情報を含み、脳血流の情報を含まない領域Ｒ_１と、頭皮血流および脳血流の両方の情報を含む領域Ｒ_２と、脳血流の情報を含み、頭皮血流の情報を含まない領域Ｒ_３とが、存在する。

信号処理回路３０は、第１の信号電荷１８ａの量を示す第１の電気信号１５ａと、第２の信号電荷１８ｂの量を示す第２の電気信号１５ｂとを用いた演算によって、被検部６の内部の血流情報を生成する。第１の信号電荷１８ａは、被検部６における表面の血流情報を含み、第２の信号電荷１８ｂは、被検部６における表面および内部の血流情報を含む。

信号処理回路３０は、図５Ａおよび５Ｂにおける２つの２次元画像に基づいて、減算または除算などを含む画像演算により、図５Ｃにおける、脳血流の変化を示す分布１４ｄの２次元画像を生成する。例えば、図５Ｂにおける領域Ｒ_１と、図５Ａにおける領域Ｒ_１に相当する領域とにおいて、２つの分布の強度が同じになるように補正する。その後、図５Ｂにおける、表面および内部の血流情報を示す分布から、図５Ａにおける、表面の血流情報を示す分布を引けばよい。これにより、内部の血流情報を示す分布が得られる。

図５Ｃにおける２次元画像は、脳血流の変化を示す分布１４ｄを表す。脳血流の変化を示す分布１４ｄは、内部の脳血流が散乱されて広がった状態にある。そこで、信号処理回路３０は、拡散方程式またはモンテカルロ解析などにより、その散乱状態を推測して画像補正する。これにより、信号処理回路３０は、図５Ｄにおける、脳血流の変化を示す分布１４ｅの２次元画像を生成する。この２次元画像が、所望の脳血流の変化を示す分布である。

上記の方法において、高いＳ／Ｎ比で演算するために、図５Ａおよび５Ｂにおける２つの画像において、被検部６の表面の血流変化を示す領域における輝度を、例えば、同等にしてもよい。

図５Ａの画像において、第１の閾値を超える画素値を有する複数の画素によって形成される領域１４ｃを第１の領域とする。同様に、図５Ｂの画像において、第２の閾値を超える画素値を有する複数の画素によって形成される領域１４ｃを第２の領域とする。第１の閾値は、第２の閾値と等しくてもよく、異なっていてもよい。図５Ａの画像における第１の領域のうち、第２の領域と重なる部分における平均画素値をＭ_１とする。同様に、図５Ｂの画像における第２の領域のうち、第１の領域と重なる部分における平均画素値をＭ_２とする。この場合、例えば、Ｍ_１＝Ｍ_２としてもよい。画像補正により調整が可能であるため、Ｍ_１と、Ｍ_２とは、例えば、０．１≦Ｍ_１／Ｍ_２≦１０を満たしてもよい。パルス幅Ｔ_１、Ｔ_２、最大光パワ値Ｐ_１、Ｐ_２、および第２の蓄積部４ｂにおける電子シャッタをｏｐｅｎにするタイミングのうち、少なくとも１つを調整することにより、上記の条件を達成することができる。

図５Ａの例における第１の領域のうち、図５Ｂの例における第２の領域と重なる部分は、頭皮血流の情報を含み、脳血流の情報を含まない。一方、図５Ｂの例における第２の領域のうち、図５Ａの例における第１の領域と重なる部分は、頭皮血流の情報だけでなく、脳血流の情報の一部も含む。この場合でも、上述したように、Ｍ_１およびＭ_２の比には、１桁程度の余裕がある。したがって、Ｍ_２に脳血流の情報の一部が含まれていても問題ない。

また、光源１は、２つの発光素子を含んでもよい。例えば、一方の発光素子が、第１のパルス光８ａを出射し、その後、他方の発光素子が、第２のパルス光８ｂを出射してもよい。この構成では、各々の発光素子の最大光パワ値は、一定でよい。これにより、光源の出力制御が容易になる。

次に、本開示の実施の形態１の変形例における生体計測装置を説明する。

図６は、本開示の実施の形態１の変形例１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

この例では、光源１は、１フレーム期間の前半ｔ＜Ｔ_ｆにおいて、上記で説明したように、光８として、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを交互に出射する。光源１は、１フレーム期間の後半ｔ＞Ｔ_ｆにおいて、第２のパルス光８ｂのみを繰り返し出射する。１フレーム期間の前半において、第１のパルス光８ａによって得られる上記の平均画素値Ｍ_１が、第２のパルス光８ｂによって得られる上記の平均画素値Ｍ_２を超える（Ｍ_１＞Ｍ_２）ときに、１フレーム期間の後半において、第２のパルス光８ｂによって得られる上記の平均画素値Ｍ_２を増加させ、Ｍ_１およびＭ_２が同等の平均画素値になるように調整してもよい。当該変形例１は、各パルス光の強度およびパルス幅の少なくとも１つの調整幅が小さく、１パルスあたりの第１のパルス光８ａによる蓄積電荷量が、１パルスあたりの第２のパルス光８ｂによる蓄積電荷量よりも大きいときに有効である。

また、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの配列の前半および後半を入れ換えてもよい。すなわち、光源１は、１フレーム期間の前半において、第２のパルス光を繰り返し出射し、１フレーム期間の後半において、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを交互に繰り返し出射してもよい。

さらに、各パルス光の強度およびパルス幅の少なくとも１つの調整幅が大きく、１パルスあたりの第１のパルス光８ａによる蓄積電荷量が、１パルスあたりの第２のパルス光８ｂによる蓄積電荷量よりも小さい場合が起こり得る。その場合は、１フレーム期間の前半において、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを交互に繰り返し出射し、１フレーム期間の後半において第１のパルス光８ａを繰り返し出射してもよい。

図７は、本開示の実施の形態１の変形例２における、出射光である第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

上記実施の形態１の変形例１と異なる点は、第１のパルス光８ａのパルス幅Ｔ_１が、電子シャッタがｏｐｅｎになる時間Ｔ_Ｓ１より長い（Ｔ_１＞Ｔ_Ｓ１）ことである。この場合、第１のパルス光８ａの出射タイミング、または、電子シャッタがｏｐｅｎおよびｃｌｏｓｅになる時間に揺らぎ（ジッター）があってもよい。さらには、被検部６および生体計測装置１７の間隔が多少変動してもよい。Ｔ_１をＴ_Ｓ１より長くすることにより、上記変動分をほぼキャンセル、または低減することができ、蓄積電荷量を一定に維持することができる。すなわち、ジッターマージンを向上することができ、さらに、表面近傍の血流の検出において、被検部の動きによる影響を低減することができるという効果が得られる。

この場合、電子シャッタｏｐｅｎの全時間幅Ｔ_Ｓ１と同じ時間において電荷を蓄積してもよい。これにより、上記実施の形態１の変形例１よりも、第１のパルス光８ａによって得られる上記の平均画素値Ｍ_１を、増やすことができる。そのため、１フレーム期間の後半において、第２のパルス光８ｂのみを繰り返し出射して、第２のパルス光８ｂによって得られる上記の平均画素値Ｍ_２を増加させることは効果的である。

この例では、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの配列の前半および後半を入れ換えてもよい。すなわち、光源１は、１フレーム期間の前半において、第２のパルス光８ｂを繰り返し出射し、１フレーム期間の後半において、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを交互に繰り返し出射してもよい。

図８は、本開示の実施の形態１の変形例３における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

この例では、光源１は、１フレーム期間の前半ｔ＜Ｔ_ｆにおいて、第１のパルス光８ａを繰り返し出射し、後半ｔ＞Ｔ_ｆにおいて、第２のパルス光８ｂを繰り返し出射する。第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂのそれぞれの繰り返し回数を制御して、１フレーム期間の、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂによって得られる上記の平均画素値Ｍ_１、Ｍ_２が、Ｍ_１＝Ｍ_２、または０．１≦Ｍ_１／Ｍ_２≦１０になるように調整してもよい。これにより、１フレーム期間の蓄積部４ａ、４ｂの切り替えが、前半および後半において、それぞれ１回のみになり、制御が容易になる。

また、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂの配列の前半および後半を入れ換えてもよい。すなわち、光源１は、１フレーム期間の前半において、第２のパルス光８ｂを繰り返し出射し、１フレーム期間の後半において、第１のパルス光８ａを繰り返し出射してもよい。

（実施の形態２）
次に、本開示の実施の形態２の生体計測装置を、図９Ａおよび９Ｂを用いて、上記実施の形態１の生体計測装置と異なる点を中心に、説明する。

図９Ａは、本開示の実施の形態２における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。図９Ｂは、本開示の実施の形態２における、光検出器の内部の構成と、電気信号および制御信号の流れとを模式的に示す図である。

実施の形態２の生体計測装置１７において、制御回路７は、第１のフレーム期間において、光源１に、第１のパルス光を繰り返し出射させ、第１のパルス光の出射に同期して、光検出器２に、前記第１のパルス光の少なくとも一部に応じた第１の信号電荷を繰り返し蓄積させる。制御回路７は、第１のフレーム期間に続く第２のフレーム期間において、光源１に、第２のパルス光を繰り返し出射させ、第２のパルス光の出射に同期して、光検出器２に、被検部６から戻った第２の反射パルス光の立下り期間の少なくとも一部に応じた第２の信号電荷を繰り返し蓄積させる。

実施の形態２の生体計測装置が、実施の形態１の生体計測装置と異なる点は、光検出器２において、蓄積部４ａが１つだけであり、さらに、第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂは、それぞれ異なるフレーム期間に含まれることである。光源１は、第１のフレーム期間では第１のパルス光８ａを繰り返し出射し、第１のフレーム期間に続く第２のフレーム期間では第２のパルス光８ｂを繰り返し出射する。

実施の形態２において上述した被検部６における血流の変化を示す分布の取得方法を実行する場合、第１の期間は、上記の第１のフレーム期間に相当し、第２の期間は、上記の第２のフレーム期間に相当し、第４の期間は、第３の期間に続くフレーム期間に相当する。上述したように、第１から第４の電気信号から、被検部６における頭皮血流の変化を示す分布と、被検部６における頭皮血流および脳血流の変化を示す分布とを得ることができる。この動作を繰り返して、動画を取得してもよい。第１および第２のフレーム期間を入れ換えて、第１のフレーム期間では第２のパルス光８ｂを繰り返し出射し、第２のフレーム期間では第１のパルス光８ａを繰り返し出射してもよい。

光検出器２において、蓄積部が１つだけであり、蓄積部の切り替えが不要である。これにより、構成が簡単になり、制御が容易になるという効果が得られる。なお、光検出器２が、複数の蓄積部を有する場合、そのうちの１つを用いればよい。

（実施の形態３）
次に、本開示の実施の形態３の生体計測装置を、図１０Ａ、１０Ｂおよび１１を用いて、上記実施の形態１の生体計測装置と異なる点を中心に、説明する。

図１０Ａは、本開示の実施の形態３における生体計測装置の構成と、生体計測の様子とを説明するための概略図である。図１０Ｂは、本開示の実施の形態３における光検出器の内部の構成と、電気信号および制御信号の流れとを模式的に示す図である。

図１１は、本開示の実施の形態３における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

実施の形態３の生体計測装置において、実施の形態１の生体計測装置と異なる点は、光源１は、少なくとも２つの波長の光を出射する多波長光源であり、波長ごとに、第１のパルス光８ａ、８ｃと、第２のパルス光８ｂ、８ｄとを順に出射することである。

光源１は、複数の発光素子１ａ、１ｂをＹ方向に並べて構成されている。発光素子１ａ、１ｂは、例えば、レーザチップである。酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収率は、例えば、λ_１＝７５０ｎｍおよびλ_２＝８５０ｎｍの波長において異なる。そのため、これらの２波長を用いてそれぞれ得られた２つの電気信号を演算することにより、被検部６おける、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの割合を測定することができる。

被検部６が生体の頭部の額領域であるとき、前頭葉における脳血流の変化量、または酸化ヘモグロビン濃度および還元ヘモグロビン濃度の変化量などを測定することができ、感情などの情報のセンシングが可能である。例えば、集中状態では、脳血流量の増加、および酸化ヘモグロビン量の増加などが生じる。

様々な波長の組み合わせが、可能である。波長が８０５ｎｍにおいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸収量が、等しくなる。したがって、上記の生体の窓も考慮すると、例えば、６５０ｎｍ以上８０５ｎｍ未満の波長と、８０５ｎｍより長く９５０ｎｍ以下の波長との組み合わせであってもよい。さらに、その２波長に加えて、８０５ｎｍの波長の３波長を用いることもできる。３波長の光が用いられる場合、レーザチップが３つ必要になるが、３つ目の波長の情報も得られるため、その情報を利用することにより、演算が容易になり得る。

本実施の形態の生体計測装置１７における光検出器２は、信号電荷を蓄積するか否かを切り替える電子シャッタと、４つの蓄積部４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄとを有する。発光素子１ａにより、波長λ_１の第１のパルス光８ａを出射して、被検部６から戻った光１９ａを光電変換部３において光電変換する。その後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、１６ｅにより蓄積部４ａを選択し、例えば１１から２２ｎｓの時間Ｔ_Ｓ１だけ第１の信号電荷１８ａを蓄積する。時間Ｔ_Ｓ１経過後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、１６ｅにより、ドレイン１２を選択して、光電変換部３からの電荷を放出する。

同様に、波長λ_１の第２のパルス光８ｂに対応する被検部６から戻った光１９ｂの立ち下がり期間１３に含まれる光１１の成分を、光電変換部３において光電変換する。その後、制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、１６ｅを用いて別の蓄積部４ｂを選択して、例えば１１から２２ｎｓの時間Ｔ_Ｓ２だけ第２の信号電荷１８ｂを蓄積する。時間Ｔ_Ｓ２経過後、制御回路７からの制御信号１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、１６ｅにより、ドレイン１２を選択して、光電変換部３からの電荷を放出する。

この後、発光素子１ａを発光素子１ｂに変えて、同様に波長λ_２の第１のパルス光８ｃおよび第２のパルス光８ｄを順に出射する。蓄積部４ｃは、第１のパルス光８ｃに対応し、蓄積部４ｄは、第２のパルス光８ｄに対応する。

したがって、蓄積部４ａには、波長λ_１の第１のパルス光８ａの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ａの成分が、光電変換により、１フレーム分の第１の信号電荷１８ａとして蓄積される。１フレームの終了後に、第１の信号電荷１８ａは、第１の電気信号１５ａとして制御回路７に出力される。第１の電気信号１５ａは、波長λ_１の頭皮血流の情報を含む。

蓄積部４ｂには、波長λ_１の第２のパルス光８ｂの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ｂの立ち下がり期間１３に含まれる反射散乱光１１の成分が、光電変換により、１フレーム分の第２の信号電荷１８ｂとして蓄積される。１フレームの終了後に、第２の信号電荷１８ｂは、第２の電気信号１５ｂとして制御回路に出力される。第２の電気信号１５ｂは、波長λ_１の脳血流の情報だけでなく、波長λ_１の頭皮血流の情報も含む。

蓄積部４ｃには、波長λ_２の第１のパルス光８ｃの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ｃの成分が、光電変換により、１フレーム分の第３の信号電荷１８ｃとして蓄積される。１フレームの終了後に、第３の信号電荷１８ｃは、第３の電気信号１５ｃとして制御回路７に出力される。第３の電気信号１５ｃは、波長λ_２の頭皮血流の情報を含む。

蓄積部４ｄには、波長λ_２の第２のパルス光８ｄの繰り返しパルス列に対応する被検部６から戻った光１９ｄの立ち下がり期間１３に含まれる反射散乱光１１の成分が、光電変換により、１フレーム分の第４の信号電荷１８ｄとして蓄積される。１フレームの終了後に、第４の信号電荷１８ｄは、第４の電気信号１５ｄとして制御回路に出力される。第４の電気信号１５ｄは、波長λ_２の脳血流の情報だけでなく、波長λ_２の頭皮血流の情報も含む。

取得された４つの画像情報から、脳血流の変化を示す画像として、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの２つの２次元濃度分布の画像を生成することができる。

次に、本開示の実施の形態３の変形例における生体計測装置を説明する。

図１２は、本開示の実施の形態３の変形例１における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

この例では、２つの蓄積部が用いられる。第１のフレーム期間では、前半において第１の波長λ_１を有する第１のパルス光８ａおよび第２のパルス光８ｂを繰り返し出射し、後半において第１の波長λ_１を有する第２のパルス光８ｂを繰り返し出射する。第２のフレーム期間では、前半において第２の波長λ_２を有する第１のパルス光８ｃおよび第２のパルス光８ｄを繰り返し出射し、後半において第２の波長λ_２を有する第２のパルス光８ｄを繰り返し出射する。

図１３は、本開示の実施の形態３の変形例２における、第１および第２のパルス光の時間分布（上段）と、第１および第２のパルス光を出射した場合の光検出器上の光パワの時間分布（中段）と、電子シャッタのタイミングおよび電荷蓄積（下段）とを模式的に示す図である。

この例では、１つの蓄積部が用いられる。第１のフレーム期間では、第１の波長λ_１を有する第１のパルス光８ａを繰り返し出射し、第２のフレーム期間では、第２の波長λ_２を有する第１のパルス光８ｃを繰り返し出射し、第３のフレーム期間では、第１の波長λ_１を有する第２のパルス光８ｂを繰り返し出射し、第４のフレーム期間では、第２の波長λ_２を有する第２のパルス光８ｄを繰り返し出射する。光検出器２において、蓄積部は、１つだけでよい。したがって、蓄積部の切り替えが不要であり、構成が簡単になる。

以上、実施の形態１から３の生体計測装置を説明してきたが、本開示は、これらの実施の形態に限定されるものではない。それぞれの実施の形態の生体計測装置の構成を組み合わせた生体計測装置も本開示に含まれ、同様の効果を奏することができる。

本開示は、生体情報を非接触で計測する用途、例えば、生体または医療センシングなどに利用できる。

１光源
２光検出器
３光電変換部
４ａ、４ｂ蓄積部
５被検者
６被検部
７制御回路
８光
８ａ、８ｃ第１のパルス光
８ｂ、８ｄ第２のパルス光
９ａ、９ｂ内部散乱光
１０ａ直接反射光
１０ｂ、１１反射散乱光
１２ドレイン
１３立ち下がり期間
１４ａ頭皮血流領域
１４ｂ脳血流領域
１４ｃ分布
１５ａ第１の電気信号
１５ｂ第２の電気信号
１５ｃ第３の電気信号
１５ｄ第４の電気信号
１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、１６ｅ制御信号
１７生体計測装置
１８ａ第１の信号電荷
１８ｂ第２の信号電荷
１８ｃ第３の信号電荷
１８ｄ第４の信号電荷
１９ａ、１９ｂ、１９ｃ、１９ｄ被検部から戻った光

Claims

生体の被検部に対して、少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第１のパルス光と光パワが異なる、少なくとも１つの第２のパルス光を出射する光源と、
前記被検部から戻った、少なくとも１つの第１の反射パルス光および少なくとも１つの第２の反射パルス光を検出する光検出器と、
前記光源および前記光検出器を制御する制御回路と、
信号処理回路と、
を備え、
前記制御回路は、
前記光源に、前記少なくとも１つの第１のパルス光、および前記少なくとも１つの第２のパルス光のそれぞれを、異なるタイミングで出射させ、
前記光検出器に、前記少なくとも１つの第１の反射パルス光に含まれる光の成分である第１成分を検出させ、検出された前記第１成分を示す第１の電気信号を出力させ、
前記光検出器に、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光の光パワが減少を開始してから減少が終了するまでの期間である立ち下り期間における、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光に含まれる光の成分である第２成分を検出させ、検出された前記第２成分を示す第２の電気信号を出力させ、
前記信号処理回路は、前記第１の電気信号と、前記第２の電気信号とを用いた演算によって、前記被検部の内部の血流情報を生成し、
前記第１の電気信号は、前記被検部における表面の血流情報を含み、
前記第２の電気信号は、前記被検部における前記表面および内部の血流情報を含む、
計測装置。
前記光検出器は、２次元的に配列された複数の光検出セルを有するイメージセンサであり、
前記複数の光検出セルの各々は、
前記第１成分を第１の信号電荷として蓄積し、
前記第２成分を第２の信号電荷として蓄積し、
蓄積された前記第１の信号電荷の総量を示す電気信号を、前記第１の電気信号として出力し、
蓄積された前記第２の信号電荷の総量を示す電気信号を、前記第２の電気信号として出力する、
請求項１に記載の計測装置。
前記制御回路は、前記イメージセンサに、
第１の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第１の信号電荷の前記総量の２次元分布を示す第１の画像信号と、
前記第１の期間と同一のまたは異なる第２の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第２の信号電荷の前記総量の２次元分布を示す第２の画像信号と、
前記第１の期間よりも前の第３の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第１の信号電荷の前記総量の前記２次元分布を示す第３の画像信号と、
前記第２の期間よりも前の第４の期間に前記複数の光検出セルの各々に蓄積された前記第２の信号電荷の前記総量の前記２次元分布を示す第４の画像信号と、
を出力させ、
前記信号処理回路は、
前記第１から第４の画像信号を前記イメージセンサから受け取り、
前記第１の画像信号と、前記第３の画像信号との差分を示す第１の差分画像を生成し、
前記第２の画像信号と、前記第４の画像信号との差分を示す第２の差分画像を生成する、
請求項２に記載の計測装置。
前記第１の差分画像は複数の第１の画素を含み、
前記複数の第１の画素のうち、第１の閾値を超える画素値を有する複数の第１の画素によって形成される領域を第１の領域とし、
前記第２の差分画像は複数の第２の画素を含み、
前記複数の第２の画素のうち、第２の閾値を超える画素値を有する複数の第２の画素によって形成される領域を第２の領域とし、
前記第１の領域のうち、前記第２の領域と重なる部分に含まれる複数の第１の画素の平均画素値をＭ_１とし、
前記第２の領域のうち、前記第１の領域と重なる部分に含まれる複数の第２の画素の平均画素値をＭ_２とするとき、
０．１≦Ｍ_１／Ｍ_２≦１０を満たす、
請求項３に記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第１のパルス光のパルス幅は、前記光検出器が前記第１の信号電荷を蓄積する時間よりも短い、
請求項２から４のいずれかに記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第１のパルス光のパルス幅は、前記光検出器が前記第１の信号電荷を蓄積する時間よりも長い、
請求項２から４のいずれかに記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第１のパルス光は複数の第１のパルス光を備え、
前記少なくとも１つの第２のパルス光は複数の第２のパルス光を備え、
前記制御回路は、
第１のフレーム期間において、前記光源に、前記複数の第１のパルス光を繰り返し出射させ、
前記複数の第１のパルス光の各々の出射に同期して、前記光検出器に、前記第１の信号電荷を蓄積させ、
前記第１のフレーム期間に続く第２のフレーム期間において、前記光源に、前記複数の第２のパルス光を繰り返し出射させ、
前記複数の第２のパルス光の各々の出射に同期して、前記光検出器に、前記第２の信号電荷を蓄積させる、
請求項２から６のいずれかに記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第１のパルス光は複数の第１のパルス光を備え、
前記少なくとも１つの第２のパルス光は複数の第２のパルス光を備え、
前記制御回路は、前記光源に、前記複数の第１のパルス光の各々および前記複数の第２のパルス光の各々を交互に出射させ、
前記複数の第１のパルス光の各々の中心から、その直後に出射される第２のパルス光の中心までの時間間隔は、前記複数の第２のパルス光の各々の中心から、その直後に出射される第１のパルス光の中心までの時間間隔よりも短い、
請求項１から６のいずれかに記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第２のパルス光のうち、一方の波長は、６５０ｎｍ以上８０５ｎｍ未満であり、他方の波長は、８０５ｎｍより長く９５０ｎｍ以下である、
請求項１から８のいずれかに記載の計測装置。
前記少なくとも１つの第２のパルス光の光パワは、前記少なくとも１つの第１のパルス光の光パワよりも高い、
請求項１から９のいずれかに記載の計測装置。
生体の被検部に対して、少なくとも１つの第１のパルス光および前記少なくとも１つの第１のパルス光と光パワが異なる、少なくとも１つの第２のパルス光を出射する光源と、
前記被検部から戻った、少なくとも１つの第１の反射パルス光および少なくとも１つの第２の反射パルス光を検出する光検出器と、を含む計測装置を制御するコンピュータによって実行される制御方法であって、
前記光源に、前記少なくとも１つの第１のパルス光、および前記少なくとも１つの第２のパルス光のそれぞれを、異なるタイミングで出射させることと、
前記光検出器に、前記少なくとも１つの第１の反射パルス光に含まれる光の成分である第１成分を検出させ、検出された前記第１成分を示す第１の電気信号を出力させることと、
前記光検出器に、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光の光パワが減少を開始してから減少が終了するまでの期間である立ち下り期間における、前記少なくとも１つの第２の反射パルス光に含まれる光の成分である第２成分を検出させ、検出された前記第２成分を示す第２の電気信号を出力させることと、
前記第１の電気信号と、前記第２の電気信号とを用いた演算によって、前記被検部の内部の血流情報を生成することと、を含み、
前記第１の電気信号は、前記被検部における表面の血流情報を含み、
前記第２の電気信号は、前記被検部における前記表面および内部の血流情報を含む、
制御方法。