[0001] 本发明涉及一种将光等检测波照射至生物体而能以非侵入方式获取生物体信息的信息获取装置。

[0002] 近年来，以健康意向的提高为背景而开发有如下信息获取装置：以非侵入方式对生物体内部的血管形状及血液成分等进行分析，由此用于作为健康状态的基准的利用以及对生活习惯病的建议。

[0003] 作为这样的信息获取装置，使用反射型(参照图9)和透射型(参照图10)作为将光等检测波照射至生物体而以非侵入方式测定生物体信息的方法，所述反射型是利用从生物体反射的检测波，所述透射型是利用从生物体的表面透射到其背面的检测波(例如参照专利文献1)。

[0004] 再者，在观察生物体内部的信息获取装置的检测波中，不仅使用可见光波长，还使用近红外波长(＞700nm)，以进一步获得生物体深处的信息。

[0005] 在图9所示的信息获取装置211以及图10所示的信息获取装置312中，除了在硅传感器等当中充分获得灵敏度的波段的观点以外，还根据生物体内的水的吸光度以及血液中处于红血球内的血红蛋白的吸光度的平衡来决定用作检测波的波段。

[0006] 关于所述近红外波长，例如在使用硅半导体的情况下，由于其材料物性，若输出源220、输出源320不对生物体内部射入相当于几瓦以上的强光，则无法获得生物体内部的例如血管信息。因而耗电增大，所以难以运用于便携式装置，目前被局限在相对处于表面的手掌静脉认证等应用。

[0007] 另一方面，最近各个厂商通过传感器件开发来谋求其灵敏度的提高和性能的提高，即便是在功能的集成化上较为有利的硅半导体也开始在更长波长的超850nm的波段内获得高灵敏度性能。

[0008] 现有技术文献

[0009] 专利文献

[0010] 专利文献1：日本专利特开2003‑331272号公报

[0043] 以下，一边参照附图，一边对本发明的技术的实施方式的一例进行说明。再者，各附图中，对同一或等价结构要素及部分标注同一参照符号。另外，附图的尺寸比率进行了夸大以方便说明，有时不同于实际比率。

[0044] (第一实施方式)

[0045] 使用图1～图6，对第一实施方式的信息获取装置10进行说明。

[0046] 图1为第一实施方式的信息获取装置10的概念图，图2为表示第一实施方式的信息获取装置10的测定状态的概略外观图，图3为表示由第一实施方式的信息获取装置10获取到的图像的一例的照片，图4为表示水和血红蛋白的吸收率的图表，图5为表示血红蛋白(氧合血红蛋白、去氧血红蛋白)的吸收谱的图表，图6为表示由第一实施方式的信息获取装置10获取到的图像的一例的照片。

[0047] 如图1所示，本实施方式的信息获取装置10包含输出源20和接收部30，所述输出源20包含向对象生物体(此处为人的手指)照射检测波的LED，所述接收部30可接收照射到对象生物体的检测波。

[0048] 虽未特别图示，但所述接收部30包含半导体装置和控制部，所述半导体装置包含像素，所述像素包含光检测用光电二极管，所述控制部以信号方式对检测到的光进行控制。

[0049] 再者，输出源20虽然包含LED，但也可使用激光二极管(LASER DIODE)等。

[0050] 输出源20及接收部30配置成从输出源20向对象生物体即人的手指照射检测波的方向与从对象生物体被照射到检测波的照射部位100去往接收部30的方向之间的角度(图1的角度A)呈钝角(大于90度且小于180度的角度)。

[0051] 在本实施方式中，相对于来自输出源20的检测波的发光方向而从拍摄对象物即生物体的手指的表面入射检测波即光，入射的检测波碰到照射部位而散射。散射后的检测波从生物体的手指出来，结果被接收部30拍摄。照射部位例如为手指的血管(血液)。检测波碰到血管及血液，被血液中的血红蛋白等吸收并散射而射出至生物体外。

[0052] 输出源20和接收部30配置成以照射部位100为顶点、从所述顶点分别延伸至输出源20及接收部30的半直线绕顶点所成的角度A呈钝角。

[0053] 由于输出源20与接收部30配置成钝角的位置关系，因此拍摄对象物即生物体的手指无须被输出源20及接收部30夹住。因此，例如像图2所示，只须将手指放在接收部30上，信息获取装置10便可测定生物体。

[0054] 另外，与以往的反射型装置相比，在生物体的表面反射后的检测波不会直接被接收部30接收，因此不易受到表面上的反射的影响，规定波长的检测波的光通过测定部位(照射部位)而光发生衰减的光量容易被反映为吸光度。

[0055] 另外，检测波在生物体内部前进的距离比透射型短，相应地可减少衰减。

[0056] 由此，根据本实施方式，与透射型及反射型相比容易准确地获得生物体内部的信息。

[0057] 另外，在本实施方式中，在测定中只须如图2所示放置手指即可，因此测定中无须像透射型那样将生物体的手指等深深地插入至深而暗的测定用孔中。在透射型中，插入的手指也并非一定会实际上被物理性地夹住而受到压力或热等而感觉到疼痛等，也不会扎刺注射针。但是，在透射型的测定时，对于没有要进行什么的经验及知识的受试者而言，将手指深深地插入至测定用孔会给他们带来不安感及束缚感等心理上的负担。

[0058] 在本实施方式中，如图2所示，只须将自己的手指放在自己能看见的地方即可，因此不会带来透射型那样的心理上的负担，使得受试者能安心地实施测定。

[0059] 根据本实施方式，可获得反射型和透射型两者的优点。

[0060] 实际上，在本实施方式中，对生物体(人的手指)内部的血管160进行拍摄得到的照片示于图3。所述照片示出如下内容：输出源20的LED使用7mW的相对低功率的检测波，另一方面，血管160的部分因血红蛋白120发生的吸光而照出来较黑(较暗)，可充分识别出来。

[0061] 再者，本实施方式不限定于图1所示的结构。具体而言，例如也可在图1所示的生物体的手指的照射部位100与接收部30之间配置凸透镜。通过配置这样的凸透镜，可放大拍摄血管160。

[0062] 另外，也可配置能测定生物体的手指的表面这样的非接触式温度计。通过测定手指的温度，可对吸光度进行修正(校准)。

[0063] 进而，为了进行校准，也可另行追加对从输出源20输出的光量进行测定的校正用的光传感器。

[0064] 另外，本实施方式的信息获取装置10使用800nm左右的波长的检测波来同时测定受试者的脉搏，由此能测定动脉血的氧饱和度，从而还具有作为脉搏血氧计的功能。

[0065] (第二实施方式)

[0066] 本实施方式是将第一实施方式中从输出源输出的检测波的波长限定在特定波长来使用。

[0067] 以下，对所述内容进一步进行详细说明。

[0068] 图4分别示出了水110和血红蛋白120的吸收率。

[0069] 本实施方式的检测波是可透过生物体的波长而且是血红蛋白120的吸光度比水110高的波长的光。

[0070] 此处，所谓可透过生物体的波长，包括容易透过生物体的波段也就是被称为所谓“生物体之窗130”的波段(650nm～950nm)。

[0071] 存在于生物体内的主要吸光物质为水110和存在于血液中的氧输送介质即血红蛋白120，它们的吸收谱如图4所示强烈依赖于波长。

[0072] 可见光(300nm～700nm)在血红蛋白120中的吸收率大，在生物体内能前进的距离很短。

[0073] 另外，波长比1400nm长的光在水中的吸收率大，在生物体内能前进的距离很短。

[0074] 对于被称为“生物体之窗130”的波段(650nm～950nm)的近红外光而言，血红蛋白120及水110的吸收弱，因此这样的波段的近红外光能深深地渗透至生物体内部。因此，在使用光的生物体诊察中，大多使用这样的波段的近红外光，所述波段被称为“生物体之窗
130”。

[0075] 图5表示血红蛋白120(氧合血红蛋白121、去氧血红蛋白122)的吸收谱。

[0076] 氧合血红蛋白121(图5中以虚线表示)也称为氧化血红蛋白、含氧血红蛋白HbO2，是与氧相结合的血红蛋白120，表示动脉血中的血红蛋白120的状态。

[0077] 去氧血红蛋白122(图5中以实线表示)也称为还原血红蛋白、脱氧血红蛋白Hb，是未与氧结合的血红蛋白120，表示静脉血中的血红蛋白120的状态。

[0078] 再者，图5中的纵轴的“分子消光系数”是测定对象相同、光路长度相同的情况下与吸光度成比例的数值。

[0079] 另外，此处所谓“吸光度”，是根据朗伯‑比尔定律算出的光衰减系数(光随着物质中的光路长度而减弱的程度)，被用作以光学方式非侵入地推断作为生物体内的重要信息的血液成分量(氧合血红蛋白121、去氧血红蛋白122、血糖值等)的方法。

[0080] 在本实施方式中，在动脉为检测对象的情况下，氧合血红蛋白121的吸光度高于去氧血红蛋白122的波长的光适合作为检测波。

[0081] 另外，在静脉为检测对象的情况下，去氧血红蛋白122的吸光度高于氧合血红蛋白121的波长的光适合作为检测波。

[0082] 利用图5的图表以另一种方式对所述内容进行说明。

[0083] 检测波的波长设定在成为交点的检测波的波长(805nm)与被称为生物体之窗的容易透过生物体的检测波的波段即最大波长(950nm)或最小波长(650nm)之间，所述交点是表示动脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的氧合血红蛋白121的图表(图5中以虚线表示)与表示静脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的去氧血红蛋白122的图表(图5中以实线表示)的交点。

[0084] 根据本实施方式，例如在测定动脉血管的生物体信息的情况下，成为交点的检测波的波长(805nm)以上适合作为检测波的波长，所述交点是表示动脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的图表(图5的虚线)与表示静脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的图表(图5的实线)的交点。进而，检测波的波长设定为未满容易透过生物体的检测波的波段即“生物体之窗”的最大波长(950nm)。由此，在所述范围内，可使动脉血管的吸收度大于静脉血管。

[0085] 结果，在测定图像中可使动脉血管比静脉血管黑(浓)，能使其更显眼，从而能更准确地获得动脉血管的生物体信息。

[0086] 另外，根据本实施方式，例如在测定静脉血管的生物体信息的情况下，未满成为交点的检测波的波长(805nm)适合作为检测波的波长，所述交点是表示动脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的图表(图5的虚线)与表示静脉血管中的检测波的波长与所述检测波的分子消光系数的关系的图表(图5的实线)的交点。进而，检测波的波长设定为容易透过生物体的检测波的波段即“生物体之窗”的最小波长(650nm)以上。由此，在所述范围内，可使静脉血管的吸收度大于动脉血管。

[0087] 结果，在根据接收到的检测波而获得的图像中可使静脉血管比动脉血管黑(浓)，能使其更显眼，从而能更准确地获得静脉血管的生物体信息。

[0088] 因而，在动脉为检测对象的情况下，805nm以上且未满950nm的波长的光适合作为检测波。

[0089] 另外，在静脉为检测对象的情况下，650nm以上且未满805nm的波长的光适合作为检测波。

[0090] 根据本实施方式，通过将检测波的波长设定为805nm以上且未满950nm，可在所述范围内使动脉血管的分子消光系数大于静脉血管(参照图5)。

[0091] 由此，在根据接收到的检测波而获得的图像中可使动脉血管比静脉血管黑(浓)，能使其更显眼，从而能更准确地获得动脉血管的生物体信息。

[0092] 根据本实施方式，通过将检测波的波长设定为未满805nm而且是650nm以上，可在所述范围内使静脉血管的分子消光系数大于动脉血管(参照图5)。

[0093] 由此，在根据接收到的检测波而获得的图像中可使静脉血管比动脉血管黑(浓)，能使其更显眼，从而能更准确地获得静脉血管的生物体信息。

[0094] 图6为表示由本实施方式的信息获取装置10获取到的图像的一例的照片。图6的(A)为在波长850nm下拍摄到的例子，图6的(B)为在波长940nm下拍摄到的例子。

[0095] 两个例子中，氧合血红蛋白121的分子消光系数都比去氧血红蛋白122的分子消光系数高，因此能进一步判别动脉血成分，能获得详细的生物体内部的血管160的吸光图像。

[0096] (第三实施方式)

[0097] 图7的(A)为表示由第三实施方式的信息获取装置10获得的图像的一例的照片，图7的(B)为表示图7的(A)的图像的部位的概念图。

[0098] 本实施方式中，接收部30以图像方式接收检测波，在接收到的图像内提取以像素值的差比周围大阈值以上的像素为轮廓的对象部的轮廓线150，仅算出轮廓线150内部的吸光度。此处，在血管160的周围形成有肌肉和脂肪。

[0099] 再者，关于轮廓线150的制作，是通过预先嵌入在接收部30内部的控制部件中的程序、以将像素值的差比周围大预先规定的阈值以上的像素的外缘彼此连结的方式形成的。

[0100] 根据本实施方式，在提取所关注的对象部的轮廓线150而将其内部判别为对象部、之后仅算出其内部的吸光度、由此来定量地算出吸光度时，与以往的例如将有血红蛋白的血管160以外的部位的信息也纳入来进行测量这样的情况相比，可获得仅所述对象部(例如仅血管160)的更准确的值。

[0101] (第四实施方式)

[0102] 图8的(A)为表示由第四实施方式的信息获取装置10获得的图像的一例的照片，图8的(B)为表示由从图8的(A)选出的小部分像素群170获得的图像的一例的照片。

[0103] 本实施方式的接收部30将图8的(A)的图像分割为多个像素群170，在分割后的各像素群170中，从小部分像素群170整体的像素的像素值减去不包含对象部(例如血管160)的部分的像素的像素值的平均值，之后算出轮廓线150内部的吸光度。

[0104] 再者，此处，不包含对象部(例如血管160)的部分包括肌肉和脂肪162。

[0105] 根据本实施方式，即便在输出检测波的输出源20(例如照明装置)对拍摄部位的照射不均匀的情况下，也能抑制背景(背景部)的亮度的不均匀的影响，从而能以更准确的定量值来测定吸光度。

[0106] 在所述第一实施方式～第四实施方式中，检测波均采用光，但并非一定限定于光，只要是具有波状性质的物质，例如声音也会在物质内传播时被吸收，因此同样也可利用规定振动频带的超声波等。