计测装置的制作方法

本公开涉及计测装置。

背景技术：

作为用来判断人的健康状态的基础性的参数，广泛地使用心跳数、血流量、血压及血中氧饱和度等。

为了取得生物体信息，广泛地使用近红外线，即从约700nm到约2500nm的波长范围的电磁波。其中，特别经常使用例如约950nm以下的波长比较短的近红外线。这样的短波长的近红外线具有以比较高的透射率透射肌肉、脂肪及骨骼等的生物体组织的性质。另一方面，这样的近红外线还具有容易被血液中的氧化血红蛋白(hbo2)及还原血红蛋白(hb)吸收的性质。作为使用这些性质的生物体信息的计测方法，已知有近红外分光法(nearinfraredspectroscopy，以下表述为nirs)。通过使用nirs，能够计测例如脑内的血流的变化量、或者血液中的氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化量。也可以基于血流的变化量或血红蛋白的氧状态等来推测脑的活动状态。

日本特开2007－260123号公报及特开2003－337102号公报公开了利用这样的nirs的装置。

技术实现要素：

有关本公开的一技术方案的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出分别包括多个光脉冲的多个光脉冲群；光检测器，检测从上述被检部返回的、分别包括多个反射光脉冲的多个反射光脉冲群的至少一部分；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述控制电路，使上述光源射出上述多个光脉冲群；使上述光检测器在从上述多个反射光脉冲群的各自中包含的上述多个反射光脉冲中的最后的反射光脉冲的光功率开始减小起到减小结束为止的期间即下降期间中，检测上述最后的反射光脉冲中包含的光的成分，并输出表示上述成分的电信号。

附图说明

图1a是用来说明本公开的实施方式1的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。

图1b是示意地表示本公开的实施方式1的光检测器的内部的结构和信号流的图。

图2a是表示作为射出光的单一的光脉冲的时间分布的例子的图。

图2b是表示光脉冲的全光功率(实线)、穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)及调制度(单点划线)的时间分布的图。

图3a是表示作为射出光的光脉冲群的时间分布的例子的图。

图3b是表示光脉冲群的全光功率(实线)、穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)及调制度(单点划线)的时间分布的一例的图。

图4是示意地表示光脉冲群的时间分布(上段)、由光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、以及电子快门的定时及储存的电荷(下段)的例子的图。

图5a是表示使用单一的光脉冲的情况下的调制度与该光脉冲的下降时间τ的关系(虚线)、以及使用光脉冲群的情况下的调制度与该光脉冲群的最后的光脉冲的下降时间τ的关系(实线)的例子的图。

图5b是表示使用单一的光脉冲的情况下的调制度与频率f的关系(虚线)、以及使用光脉冲群的情况下的调制度与频率f的关系(实线)的例子的图。

图6a是表示存在于被检部的内部中的血流的变化的正视图。

图6b是表示存在于被检部的内部中的血流的变化的yz平面的截面图。

图7a是示意地表示根据在各反射光脉冲群的最后的反射光脉冲的下降期间中检测出的电信号得到的被检部的内部的血流的变化的图。

图7b是示意地表示通过图像运算被图像修正后的被检部的内部的血流的变化的图。

图8a是表示f＝0.5ghz及a＝4的p(a)(f，t)的光脉冲群的时间分布的例子的图。

图8b是表示f＝0.5ghz及a＝0.2的p(a)(f，t)的光脉冲群的时间分布的例子的图。

图9是表示使用f＝0.25ghz的p(a)(f，t)的光脉冲群的情况下的各光脉冲的半峰全宽与调制度的关系的例子的图。

图10a是用来说明实施方式2的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。

图10b是示意地表示实施方式2的光检测器的内部的结构和电信号及控制信号流的图。

图11是示意地表示实施方式2的光脉冲群的时间分布(上段)、由光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。

图12是示意地表示实施方式2的变形例的光脉冲群的时间分布(上段)、由光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。

图13a是表示射出了多个光脉冲群时的ld的驱动电压的时间分布(上段)及光检测器的检测电压的时间分布(下段)的例子的图。

图13b是表示图13a的多个光脉冲群中的1个光脉冲群的时间分布的例子的图。

图13c是表示射出单一的光脉冲的情况下的ld的驱动电压的时间分布(上段)、及光检测器的检测电压的时间分布(下段)的例子的图。

图13d是将图13b中的下段的检测电压的随着时间的变化及图13c中的下段的检测电压的随着时间的变化放大表示的图。

具体实施方式

在说明本公开的实施方式之前，说明作为本公开的基础的认识。

日本特开2007－260123号公报公开了利用nirs的内视镜装置。在日本特开2007－260123号公报所公开的内视镜装置中，为了观察埋在被内脏脂肪覆盖的生物体组织之中的血管中的血流信息，在照明光中使用脉冲光。此时，通过使摄像定时比脉冲光入射的定时晚，回避了在时间上较早返回来的较强的噪声光的摄像。由此，改善了从生物体组织的较深处返回来的信号光的信噪比(s/n比)。

日本特开2003－337102号公报公开了使用nirs的生物体活动计测装置。该计测装置具备生成红外光的光源部、检测来自生物体的被检部的红外光的光检测部和控制装置。该计测装置非接触地计测脑功能。

根据在日本特开2003－337102号公报中公开的装置，能够利用nirs计测脑活动。但是，由于在由被检部反射的光中包含在时间上较早返回来的较强的噪声光，所以有检测的信号的s/n比较低的问题。

为了解决该问题，可以考虑对日本特开2003－337102号公报的装置组合日本特开2007－260123号公报的技术。即，可以考虑通过使光的检测的定时比脉冲光入射的定时晚，能够抑制在时间上较早地返回来的较强的噪声光的影响。

但是，根据本申请的发明者们的研究可知，即使进行这样的应对，也难以使s/n比充分变高。侵入到脑内的射出光一边在脑内散射一边传播。通过检测该光，能够取得脑内的血流的信息。但是，该光在从脑内向装置返回的光路、即归路中，必定穿过生物体的表面附近的血流即头皮血流分布的区域。因而，在该光中，不仅有脑血流的信息，还较大地叠加有头皮血流的信息。结果，返回来的该光的检测信号的s/n比劣化，难以得到正确的脑血流的信息。即，在组合了以往技术的方法中，不能使检测信号的s/n比充分变高。

本申请的发明者们发现了以上的问题，得到了新的计测装置。

本公开包括以下的项目中记载的计测装置。

[项目1]

有关本公开的项目1的计测装置具备：光源，对于对象物的被检部，射出分别包括多个光脉冲的多个光脉冲群；光检测器，检测从上述被检部返回的、分别包括多个反射光脉冲的多个反射光脉冲群的至少一部分；以及控制电路，控制上述光源及上述光检测器；上述控制电路，使上述光源射出上述多个光脉冲群；使上述光检测器在从上述多个反射光脉冲群的各自中包含的上述多个反射光脉冲中的最后的反射光脉冲的光功率开始减小起到减小结束为止的期间即下降期间中，检测上述最后的反射光脉冲中包含的光的成分，并输出表示上述成分的电信号。

作为对象物，例如可以举出生物体、食品等。

[项目2]

在项目1所记载的计测装置中，也可以是，上述多个光脉冲群包括第1光脉冲群、以及接着上述第1光脉冲群而从上述光源射出的第2光脉冲群；上述控制电路从使上述第1光脉冲群射出起，在经过了比从上述多个光脉冲群中包含的连续的2个光脉冲的射出的开始起到结束为止的时间长的时间后，使上述第2光脉冲群射出。

[项目3]

在项目1或2所记载的计测装置中，也可以是，上述控制电路使上述光源以频率f射出上述多个光脉冲，从而射出上述多个光脉冲群；f≥0.25ghz。

[项目4]

在项目3所记载的计测装置中，也可以是，当设上述多个光脉冲群的各自中包含的上述多个光脉冲的各自的光功率的半峰全宽为pw时，满足0.5/f≤pw<1/f。

[项目5]

在项目1～4中任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述光检测器是包括二维地排列的多个光检测单元的图像传感器；上述多个光检测单元分别将上述成分作为信号电荷储存；上述电信号表示所储存的上述信号电荷。

[项目6]

在项目1～5中任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述多个光脉冲群包括：包含650nm以上不到805nm的波长的多个光脉冲的第1光脉冲群、和包含比805nm长且950nm以下的波长的多个光脉冲的第2光脉冲群；上述控制电路使上述光源交替地射出上述第1光脉冲群和上述第2光脉冲群。

[项目7]

在项目1～5中任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述多个光脉冲群包括：包含650nm以上不到805nm的波长的多个光脉冲的第1光脉冲群、和包含比805nm长且950nm以下的波长的光脉冲的第2光脉冲群；上述控制电路，在第1期间内，使上述第1光脉冲群及上述第2光脉冲群中的一方的光脉冲群至少射出一次，在接着上述第1期间的第2期间内，使上述第1光脉冲群及上述第2光脉冲群中的另一方的光脉冲群至少射出一次。

[项目8]

在项目1～7中任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述光源是半导体激光器；上述控制电路通过对上述光源供给叠加了高频成分的驱动电流，从而射出上述多个光脉冲群。

[项目9]

在项目1～7中任一项所记载的计测装置中，也可以是，上述光源是自激振荡激光器。

在本公开中，电路、单元、装置、部件或部的全部或一部分、或框图的功能块的全部或一部分也可以由包括半导体装置、半导体集成电路(ic)或lsi(largescaleintegration)的一个或多个电子电路执行。lsi或ic既可以集成到一个芯片上，也可以将多个芯片组合而构成。例如，存储元件以外的功能块也可以集成到一个芯片上。这里，称作lsi或ic，但根据集成的程度而叫法变化，也有称作系统lsi、vlsi(verylargescaleintegration)或ulsi(ultralargescaleintegration)的情况。也可以以相同的目的使用在lsi的制造后编程的现场可编程门阵列(fpga)、或能够进行lsi内部的接合关系的再构成或lsi内部的电路划分的设置的可重构逻辑器件。

进而，电路、单元、装置、部件或部的全部或一部分的功能或操作也可以通过软件处理来执行。在此情况下，将软件记录到一个或多个rom、光盘、硬盘驱动器等的非暂时性记录介质中，当软件被处理装置(processor)执行时，通过处理装置(processor)及周边装置执行由该软件确定的功能。系统或装置也可以具备记录有软件的一个或多个非暂时性记录介质、处理装置(processor)及需要的硬件设备例如接口。

以下，更具体地说明本公开的实施方式。但是，有将所需以上详细的说明省略的情况。例如，有省略对于已经周知的事项的详细说明及对于实质上相同结构的重复说明的情况。这是为了避免以下的说明不必要地变得冗长，使本领域技术人员的理解变容易。另外，本申请的发明者们为了本领域技术人员充分地理解本公开而提供了附图及以下的说明，并不意味着由它们限定权利要求书所记载的主题。在以下的说明中，对相同或类似的构成要素赋予相同的标号。

以下，参照附图对实施方式进行说明。

(实施方式1)

图1a是用来说明本公开的实施方式1的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。图1b是示意地表示本公开的实施方式1的光检测器的内部的结构和信号流的图。

实施方式1的生物体计测装置17具备光源1、光检测器2、和控制光源1及光检测器2的控制电路7。

光源1及光检测器2并列配置。光源1朝向被检者5的被检部6射出光。光检测器2检测从光源1射出、由被检部6反射的光。控制电路7控制由光源1进行的光的射出和由光检测器2进行的光的检测。本实施方式的生物体计测装置17包括处理从光检测器2输出的电信号(以下，简称作信号)的信号处理电路30。信号处理电路30通过进行使用从光检测器2输出的多个信号的运算，生成关于被检部6的内部的血流的信息。

本实施方式的被检部6是被检者5的额头部。通过向额头部照射光并检测其散射光，能够取得脑血流的信息。“散射光”包括反射散射光和透射散射光。在以下的说明中，有时将反射散射光简称作“反射光”。

在作为被检部6的额头的内部，从表面起依次存在头皮(厚度：约3到6mm)、头盖骨(厚度：约5到10mm)、脑脊髄液层(厚度：约2mm)及脑组织。括弧内的厚度的范围表示有个人差异。血管存在于头皮内及脑组织内。因而，将头皮内的血流称作头皮血流，将脑组织内的血流称作脑血流。在脑功能计测中，在头皮的表面附近及内部的两者中存在血流分布的被检部是计测对象。

生物体是散射体。朝向被检部6射出的光8中的一部分的光作为直接反射光10向生物体计测装置17返回。其他的光入射到被检部6的内部中而被扩散，一部分被吸收。侵入到被检部6的内部中的光的一部分，成为包含存在于距表面为深度10到18mm左右的范围中的血流、即脑血流的信息的内部散射光9。内部散射光9作为来自内部的反射散射光11向生物体计测装置17返回。上述的直接反射光10、来自内部的反射散射光11被光检测器2检测。

从光源1射出到到达光检测器2的时间，直接反射光10相对较短，来自内部的反射散射光11相对较长。其中，被要求以较高的s/n比检测的成分，是具有脑血流的信息的来自内部的反射散射光11。

另外，在进行脑血流以外的生物体计测的情况下，有时不仅使用反射散射光、还使用透射散射光。在取得脑血流以外的血液的信息的情况下，也可以将额头以外的部位(例如前臂或脚等)作为被检部。在以下的说明中，只要没有特别否定，就假设被检部6是额头。被检者5是人，但也可以是人以外的具有皮肤且有不长毛的部分的动物。本说明书中的被检者的用语意味着普遍包含这样的动物的被检体。

光源1例如射出650nm以上950nm以下的光。该波长范围包含在红色到近红外线的波长范围中。上述的波长范围被称作生物体的窗，公知为在体内的吸收率较低。假设本实施方式的光源1射出上述波长范围的光而进行说明，但也可以使用其他波长范围的光。在本说明书中，不仅是可视光，关于红外线也使用“光”的用语。

在不到650nm的可视光区域中，由血液中的血红蛋白带来的吸收较大，在超过950nm的波长域中，由水带来的吸收较大。另一方面，在650nm以上950nm以下的波长范围内，血红蛋白及水的吸收系数比较低，血红蛋白及水的散射系数比较大。因而，650nm以上950nm以下的波长范围内的光在向体内侵入后，受到较强的散射而返回到体表面。因此，能够有效率地取得体内的信息。所以，在本实施方式中，主要使用650nm以上950nm以下的波长范围内的光。

光源1是例如可以是反复射出脉冲光的激光二极管(laserdiode(ld))等的激光源。在如本实施方式那样被检者5是人的情况下，考虑光8对眼睛的视网膜的影响。在作为光源1而使用激光源的情况下，例如可以选择由各国制定的激光安全基准的等级1的激光源。在满足等级1的情况下，向被检者5的被检部6射出辐射释放极限ael低于1mw程度的低照度的光。由于是低照度的光，所以光检测器2的灵敏度不够的情况较多。在此情况下，将脉冲光反复射出。另外，光源1自身也可以不满足等级1。例如，通过将扩散板或nd滤光器等的元件配置在光源1及被检部6之间，将光扩散或衰减。由此，来满足激光安全基准的等级1。

也可以在光源1的射出面设置透镜等的光学元件，来调整光8的发散程度。进而，也可以在光检测器2的受光面侧设置透镜等的光学元件，来调整受光的反射散射光的取入率。

光源1并不限于激光源，也可以是发光二极管(lightemitteddiode(led))等的其他种类的光源。在光源1中，例如可以广泛地使用半导体激光器、固体激光器、纤维激光器、超发光二极管及led等。

光源1可以根据来自控制电路7的指示，进行脉冲光的射出的开始及停止、以及光功率的变更。由此，能够从光源1产生大致任意的脉冲光。

光检测器2检测来自被检部6的返回光。光检测器2既可以具有单一的光检测元件，也可以具有一维或二维地排列的多个光检测元件。图1b示意地表示光检测器2中的1个光检测元件的概略性的结构。该例的光检测器2的光检测元件具备产生与受光量对应的信号电荷的光电变换元件3、储存信号电荷的储存部4、和将信号电荷排出的漏极12。光电变换元件3例如可以包括光敏二极管。由光电变换元件3产生的信号电荷被储存到储存部4中，或经由漏极12被排出。该信号储存及排出的时机由控制电路7及光检测器2内的电路控制。在本说明书中，有时也将关于该控制的光检测器2内的电路称作电子快门。

光检测器2也可以是对于包括从光源1射出的光的波长的波长域的光具有灵敏度的图像传感器。这样的图像传感器例如可以是ccd或cmos图像传感器。通过使用图像传感器，能够取得光的二维的强度分布的信息。在光检测器2是图像传感器的情况下，光检测器2具有二维地排列的多个光检测单元。各光检测单元例如如图1b所示，具备光电变换元件3及储存部4等的构成要素。

如后述那样，通过使用图像传感器那样的光检测器2，能够生成表示脑血流的状态的图像。也可以通过在1个帧期间内反复进行多次光的射出及信号电荷的储存来生成1个图像。通过将这样的图像的生成按照每个规定的帧期间反复执行，能够生成运动图像。

本申请的发明者们为了将由光检测器2检测的直接反射光10及反射散射光11的光量定量化，作为被检部6而设想模拟了典型的日本人的头的体模而进行了光脉冲响应的模拟。具体而言，在将光脉冲向从光源1离开了例如15cm的被检部6射出的情况下，通过蒙特卡洛解析计算由光检测器2检测的光功率的时间分布即光脉冲响应。

图2a是表示作为射出光的单一的光脉冲的时间分布的例子的图。该例中的光脉冲的波长是λ＝850nm，半峰全宽是11ns。该光脉冲的形状是上升及下降时间为1ns的典型的梯形。在本说明书中，所谓“上升时间”，是指光功率从峰值的0％增加到100％的时间，将该期间称作“上升期间”。所谓“下降时间”，是指光功率从峰值减小到零的时间，将该期间称作“下降期间”。在图2a的例子中，假设在时间t＝0，开始光脉冲的射出，在t＝12ns完全停止。

由于光速c是30万km/s，从光源1到被检部6的距离是15cm，所以从光8射出到达到被检部6表面的时间t为t＝0.5ns。光8在被检部6表面上被直接反射，成为直接反射光10，到达光检测器2的时间为t＝1ns。因而，光检测器2检测到光的期间是t＝1ns以后。

生物体计测装置17基于脑血流中包含的氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化，计测来自被检部6的内部的反射散射光11的光量的变化量。在脑组织内，存在吸收系数及散射系数对应于脑血流的变化而变化的吸收体。在稳定状态下，将脑内模型化为均匀的脑组织，能够执行蒙特卡洛解析。在本说明书中，所谓血流的变化，是指血流的随着时间的变化。这里所谓的“稳定状态”，是指被检者的脑活动比较稳定、没有急剧的随着时间的变动的状态。

图2b是表示光脉冲的全光功率(实线)、穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)及调制度(单点划线)的时间分布的图。所谓调制度，是指将穿过了脑血流变化的区域的光的量除以全光量的值。在图2b中，将纵轴以对数表示来表示。在光检测器2中检测出的全光量中包含的穿过了脑血流变化的区域的光的量仅有2×10^－5左右。

在光检测器2中，设光功率开始减小的时间为tbs，设光功率完全下降到噪声水平的时间为tbe。在图2b的例子中，下降时间是tf＝tbe－tbs。tf比从光源射出的光脉冲的下降时间τ长(tf>τ)。如图2b所示，可知在光的下降期间13(tbs≤t≤tbe)中，表示脑血流的变化的信号的比例变高。越是成为下降期间13的后半则光量越减少，相应地噪声越增加。但是，调制度变大。下降期间13中的例如t＝13.5ns以后的光的量是全检测光量的约1/100。在使用光检测器2的电子快门的功能检测到在下降期间13中到达的光的情况下，穿过了脑血流变化的区域的光的比例增加到t＝13.5ns以后的全检测光量的7％。由此，能够充分地取得表示脑血流的变化的信号。如果不使用电子快门，则脑血流的变化的比例是2×10^－5左右。

因而，如果射出光8，由光检测器2将来自被检部6的光的下降期间13中包含的反射散射光11的成分接收，并检测出其光量变化，则能够检测表示脑血流的变化的信号。

本申请的发明者们想到了代替图2a及2b所示那样的单一的光脉冲使用多个光脉冲连续地排列的光脉冲群取得血流信息。通过由光检测器检测光脉冲群的后端部分，与使用单一的光脉冲的情况相比，能够使s/n比提高地来检测被检部的脑血流的随着时间的变化。进而，通过检测光脉冲群的前端部分，使用前端部分的信号对后端部分的信号进行修正，能够使表示脑血流的状态的信号的品质提高。通过如后述那样使用光脉冲群，还能得到能够降低信号中包含的散斑噪声的效果。

图3a是表示作为射出光的光脉冲群的时间分布的例子的图。在图3a的例子中，光脉冲群具有6个光脉冲，各脉冲的半峰全宽是1纳秒。1个光脉冲群中包含的光脉冲的个数不需要是6，没有特别限制。本实施方式的光脉冲群中的多个光脉冲的功率以频率f周期性地变动。在图3a的例子中，由于各脉冲的上升时间及下降时间分别是τ＝1ns，光脉冲的重复周期是λ＝2τ＝2ns，所以频率是f＝1/λ＝0.5/τ＝0.5ghz。并不限定于该例，光脉冲的频率可以设定为任意的值。光脉冲的频率例如可以是f≥0.25ghz。该例中的光脉冲群的标准化的光功率用p(f，t)＝0.5{1－cos(2πft)}表示。在图3a所示的例子中，光脉冲群的射出在时间t＝0开始，在时间t＝12ns完全停止。

在光源1是半导体激光源的情况下，控制电路7通过对光源1供给叠加了高频成分的驱动电流，能够射出1个以上的光脉冲群。在此情况下，控制电路7可以另外具备用来供给高频电流的驱动电路。光源1也可以是自激振荡激光源。在此情况下，控制电路7也可以向光源1供给直流的驱动电流。

图3b是表示光脉冲群的全光功率(实线)、穿过了脑血流变化的区域的光的功率(虚线)及调制度(单点划线)的时间分布的一例的图。如在下文中将叙述的，本申请的发明者们发现，在图3b的例子中，能够得到比图2b的例子更优的调制度。进而，在光脉冲群中，与单一的光脉冲相比还有以下的优点。如果以单一的光脉冲照射被检部6，则在照射范围中出现明暗的斑点图案。这被称作散斑噪声，使计测精度恶化。另一方面，如果以光脉冲群将被检部6照射，则能够减少这样的散斑噪声。

以下，说明基于上述头皮血流及脑血流的变化的计测原理的生物体计测方法的例子。

图4是示意地表示光脉冲群8b的时间分布(上段)、由光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、以及电子快门的定时及储存的电荷(下段)的例子的图。

在该例中，控制电路7在1个帧期间内使光源1射出多个光脉冲群8b。控制电路7在1个帧期间内使光检测器2检测由被检部6反射的各光脉冲群8b的最后的光脉冲的下降期间13中包含的光的成分，输出表示该光的成分的电信号。该电信号表示在1个帧期间内被储存的光的成分的总量。

如图4的上段所示，光源1在1帧期间内将光脉冲群8b多次射出。在连续的2个光脉冲群8b之间有空白期间tn。各光脉冲群8b中的开头的光脉冲8a具有脉冲宽度t1及最大光功率值p1。各光脉冲群8b具有脉冲宽度t2。在本说明书中，所谓脉冲宽度，是指脉冲波形的半峰全宽。该例中的各光脉冲群8b具有5个光脉冲。

如图4的中段所示，起因于开头的光脉冲8a而从被检部6返回来的反射光脉冲19a具有与t1大致相同的脉冲宽度td1。同样，起因于光脉冲群8b而从被检部6返回来的反射光脉冲群19b具有与t2大致相同的脉冲宽度td2。反射光脉冲19a如图4的中段所示，因内部散射的影响而发生时间延迟，在下部具有稍稍变宽的形状。

光检测器2将反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分用光检测器2的光电变换元件3进行光电变换，由储存部4储存信号电荷18。

在被检部6是人的额头的情况下，光脉冲群8b有可能进入到眼睛中。因此，能够将光脉冲群8b以例如满足等级1的程度的低功率射出。为了确保光检测器2能够检测的程度的充分的光量，可将光脉冲群8b反复射出。设从开头的光脉冲8a的射出的开始到结束的时间为λ1，设从光脉冲群8b的射出的开始到结束的时间为ta，设从某个光脉冲群8b的射出的结束到下个光脉冲群8b的射出的开始的时间为tn。在图4的例子中，是ta＝5λ1。在某个例子中，光脉冲群8b可以以从55ns到110ns左右的时间周期λ2＝ta+tn，被反复射出1万次到100万次左右。

本实施方式的控制电路7在从使光源1射出一个光脉冲群起、经过比到该光脉冲群的连续的2个光脉冲的从射出的开始到结束的时间(即2λ1)长的时间后，使下个光脉冲群射出。即，在连续的2个光脉冲群之间，有比2次光脉冲长的休止期间。在图4的例子中，控制电路7使光源1通过以频率f射出多个光脉冲而射出各光脉冲群，以f/4以下的频率射出多个光脉冲群。光脉冲群8b也可以包含5个以外的数量的光脉冲。例如，各光脉冲群8b也可以包含2个光脉冲。在此情况下，ta＝2λ1，λ2可以设定为λ1的4倍以上。这样，通过在连续的2个光脉冲群之间确保充分的休止期间，在由图4的中段表示的光检测器上的光功率的时间分布中，能够避免一个光脉冲群的最后的光脉冲的下降期间与下个光脉冲群的最初的光脉冲的上升期间重叠。

该例中的光检测器2是能够计测光功率的二维分布的图像传感器。光检测器2按照每一定的帧期间生成帧。由储存在光检测器2的各光检测元件的储存部4中的电荷构成1个帧。帧是表示被检部中的脑血流的状态的图像数据。通过将多个帧以时间序列排列，能够构成表示脑血流的状态的随着时间的变化的运动图像。

也可以不施以等级1的限制，而使用较高的光功率计测脑血流以外的生物体信息，或使用雪崩光敏二极管那样的灵敏度较好的光检测器来计测生物体信息。在此情况下，不需要在1个帧期间内将光脉冲群8b的射出一定反复进行多次。也可以在1个帧期间内用光脉冲群8b将被检部6仅照射1次而检测生物体信息。

本实施方式的光检测器2具有切换是否储存信号电荷的电子快门和储存部4。电子快门是控制由光电变换元件3生成的信号电荷的储存和排出的电路。

再次参照图1b，说明光检测器2的动作的一例。光电变换元件3将包含起因于光脉冲群8b而从被检部6返回来的反射光脉冲19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分进行光电变换。然后，接受控制信号16a、16c，光检测器2将信号电荷18向储存部4储存。例如在一定的时间ts中储存信号电荷18。ts例如可以是11ns以上22ns以下。在经过时间ts后，接受来自控制电路7的控制信号16a、16c，光检测器2选择漏极12，将来自光电变换元件3的电荷释放。

因而，在1个帧期间内，在储存部4a中储存各反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分，作为1帧的信号电荷18。在1帧期间的结束后，将信号电荷18作为电信号15向控制电路7输出。电信号15包含脑血流的信息。

也可以是，在多个光脉冲群8b的射出后，在没有光射出的状态下，以相同的时间及相同的次数，将电子快门设为开(open)及关(close)，来测量环境噪声。通过将环境噪声的值从信号值中分别减去，能够使信号的s/n比提高。

本实施方式的光检测器2如上述那样，可以是按照每个像素而具备光电变换元件3、储存部4、和切换是否在储存部4a中储存信号电荷的电子快门的图像传感器。在此情况下，图像传感器具有二维地排列的多个光检测单元。各光检测单元将各反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分作为信号电荷18储存。进而，各光检测单元将表示在第1期间内储存的信号电荷的总量的电信号作为电信号15输出。由此，能够将关于被检部6的血流的生物体信息作为包含多个帧的运动图像取得。

接着，说明本实施方式的调制度。这里，将使用单一的光脉冲的情况下的调制度(参照图2b)与如本实施方式那样使用光脉冲群的情况下的调制度(参照图3b)比较。

图5a是表示使用单一的光脉冲的情况下的调制度与该光脉冲的下降时间τ的关系(虚线)、以及使用光脉冲群的情况下的调制度与该光脉冲群的最后的光脉冲的下降时间τ的关系(实线)的例子的图。在图5a所示的例子中可知，当τ＝2ns以下时，使用光脉冲群的情况下的调制度比使用单一的光脉冲的情况下的调制度大。例如当τ＝0.25ns时，通过使用光脉冲群，能得到约10％的调制度。当τ＝2ns时，两者的调制度成为大致相同的值。当τ＝2ns以上时，使用单一的光脉冲的调制度比使用光脉冲群的调制度大。

图5b是表示使用单一的光脉冲的情况下的调制度与频率f的关系(虚线)、以及使用光脉冲群的情况下的调制度与频率f的关系(实线)的例子的图。图5b是将图5a的横轴的下降时间τ变换为光脉冲的反复频率f＝0.5/τ的图。可知当频率f为0.25ghz以上时，与使用单一的光脉冲的调制度相比，使用光脉冲群的调制度较大。

本申请的发明者们发现，如图5a及5b所示，为了得到较高的调制度，使用具有较短的下降期间τ即较高的频率f的光脉冲群是有利的。通过使用这样的光脉冲群，能够使在来自被检部6的光中包含的包含脑血流的信息的光的成分的比例增加。

接着，参照图6a及图6b，说明在电信号15中叠加脑血流的信息。

图6a是表示存在于被检部的内部中的血流的变化的正视图。图6b是表示存在于被检部的内部中的血流的变化的yz平面的截面图。在图6a及6b中，表示了在距作为额头的被检部6的表面为10至18mm左右的内部中脑血流变化的区域14a、14b。着眼于光8向被检部6入射并且作为来自内部的内部散射光9而在光检测器2中被检测到的光路。虽然也取决于血流分布，但内部散射光9被散射或吸收而穿过区域14a、14b，进而反复散射或吸收，从被检部6出来。由此，在起因于各光脉冲群8b而从被检部6返回来的反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中，叠加脑血流的信息。

接着，说明表示被检部6中的血流的变化的信息的取得方法的例子。

首先，控制电路7使作为图像传感器的光检测器2输出以下的第1及第2图像信号。第1图像信号表示在第1期间中被储存到多个光检测单元中的信号电荷18的总量的二维分布。第2图像信号表示在比第1期间靠前的第2期间中被储存到多个光检测单元中的信号电荷18的总量的二维分布。

接着，信号处理电路30从光检测器2接受第1及第2电信号。然后，信号处理电路30生成表示第1图像信号所示的图像与第2图像信号所示的图像的差的差图像。

该差图像相当于表示被检部6中的脑血流的变化的分布。在本说明书中，差图像为以第2图像信号为基准而表示第1图像信号与该基准值相比的增减的图像。信号处理电路30如果仅接受1次第2图像信号、按照每1帧周期反复接受第1图像信号，则能得到表示被检部6中的血流的变化的分布的运动图像。

接着，说明改善脑血流的信息的s/n比的方法的例子。

图7a是示意地表示根据在各反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中检测出的电信号得到的被检部6的内部的血流的变化的图。图7b是示意地表示通过图像运算被图像修正后的被检部的内部的血流的变化的图。

信号处理电路30使用表示信号电荷18的量的电信号15，生成被检部6的内部的血流信息。信号电荷18包含被检部6的内部的血流信息。

图7a中的二维图像表示脑血流变化的区域14c的分布。脑血流变化的区域14c处于内部的脑血流被散射而变宽的状态。所以，信号处理电路30通过扩散方程式或蒙特卡洛解析等，推测其散射状态，进行图像修正。由此，信号处理电路30生成图7b所示那样的、表示脑血流变化的区域14d的分布的二维图像。该二维图像是表示希望的脑血流的变化的图像。

接着，参照图8a、图8b及图9，说明使用光脉冲群的情况下的各光脉冲的半峰全宽与调制度的关系。在以下的说明中，假设控制电路7作为一例而使光源1射出标准化的光功率用p^(a)(f，t)＝[0.5{1－cos(2πft)}]^a表示的光脉冲群。这里，a是比0大的实数。通过使参数a变化，能够使各光脉冲的半峰全宽变化。

图8a是表示f＝0.5ghz及a＝4的p^(a)(f，t)的光脉冲群的时间分布的例子的图。图8b是表示f＝0.5ghz及a＝0.2的p^(a)(f，t)的光脉冲群的时间分布的例子的图。在a＝1的情况下，射出图3a所示那样的光脉冲群。在图8a的例子中，各光脉冲的半峰全宽是0.52ns。在图8b的例子中，各光脉冲的半峰全宽是1.78ns。如图8a及图8b的例子所示，a越大则各光脉冲的半峰全宽越小，a越小则各光脉冲的半峰全宽越大。当a＝1时，各光脉冲的半峰全宽是(0.5/f)秒。当a>1时，各光脉冲的半峰全宽比(0.5/f)秒小，当a<1时，各光脉冲的半峰全宽比(0.5/f)秒大。各光脉冲的半峰全宽不论a的值如何，都比光脉冲的反复周期(1/f)短。

图9是表示使用f＝0.25ghz的p^(a)(f，t)的光脉冲群的情况下的各光脉冲的半峰全宽与调制度的关系的例子的图。如上述那样，光脉冲的半峰全宽可以通过参数a而变化。在a＝1的情况下，各光脉冲的半峰全宽是(0.5/f)＝2.0ns。如图9所示，各光脉冲的半峰全宽越大，调制度越增加。即，可知为了在将光脉冲的反复频率固定的情况下得到较高的调制度，各光脉冲的半峰全宽较大是有利的。即，通过使各光脉冲的半峰全宽变大，能够使来自被检部6的光中包含的包含脑血流的信息的光的成分增加。当设各脉冲的半峰全宽为pw时，只要满足0.5/f≤pw<1/f，就能够得到比a＝1的情况高的调制度。在本实施方式中，如果是a>1，则满足该条件。

(实施方式2)

接着，参照图10a、图10b及图11，以与实施方式1的生物体计测装置不同的点为中心说明本公开的实施方式2的生物体计测装置。

图10a是用来说明本实施方式的生物体计测装置的结构和生物体计测的状况的概略图。图10b是示意地表示本实施方式的光检测器的内部的结构和电信号及控制信号流的图。

图11是示意地表示本实施方式的光脉冲群8b、8d的时间分布(上段)、由光检测器检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。

本实施方式的生物体计测装置与实施方式1的生物体计测装置不同的点在于，光源1是射出至少2个波长的光的多波长光源，依次射出波长不同的光脉冲群8b、8d。

光源1将多个发光元件1a、1b在y方向上排列而构成。发光元件1a射出第1波长域的光，发光元件1b射出与第1波长域不同的第2波长域的光。发光元件1a、1b例如是激光芯片。

氧化血红蛋白及还原血红蛋白的吸收率例如在λ1＝750nm及λ2＝850nm的波长下不同。因此，只要运算使用这2个波长分别得到的2个电信号，就能够测量被检部6中的氧化血红蛋白及还原血红蛋白的比例。

当被检部6是生物体的头部的额头区域时，能够测量额叶中的脑血流的变化量、或氧化血红蛋白浓度及还原血红蛋白浓度的变化量等，能够进行感情等的信息的感测。例如，在注意力集中状态下，发生脑血流量的增加及氧化血红蛋白量的增加等。

能够进行各种各样的波长的组合。在波长为805nm下，氧化血红蛋白及还原血红蛋白的吸收量相等。因而，如果也考虑上述生物体的窗，则例如可以使用650nm以上不到805nm的波长和比805nm长且950nm以下的波长的组合。在此情况下，控制电路7通过使650nm以上不到805nm的波长的光脉冲群8b和比805nm长且950nm以下的波长的光脉冲群8d交替地反复射出，使光源1射出光脉冲群8b、8d。

也可以除了上述的2个波长以外还使用805nm的波长的光。在使用3个波长的光的情况下，虽然需要3个激光芯片，但由于还能得到第3个波长的信息，所以通过利用该信息，运算能够变得容易。

本实施方式的生物体计测装置17的光检测器2具有切换是否储存信号电荷的电子快门和2个储存部4a、4b。发光元件1a射出波长λ1的光脉冲群8b。光电变换元件3对起因于波长λ1的光脉冲群8b而从被检部6返回来的反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分进行光电变换。然后，光检测器2接受控制信号16a、16b、16c，选择储存部4a，例如以11至22ns的时间ts1储存第1信号电荷18a。在经过时间ts1后，光检测器2接受来自控制电路7的控制信号16a、16b、16c，选择漏极12，将来自光电变换元件3的电荷释放。

然后，生物体计测装置17将发光元件1a改变为发光元件1b，同样射出波长λ2的光脉冲群8b。光电变换元件3对起因于波长λ2的光脉冲群8d而从被检部6返回来的反射光脉冲群19d的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分进行光电变换。然后，使用控制信号16a、16b、16c，选择其他的储存部4b，以规定的时间ts2将第2信号电荷18c储存。时间ts2例如可以是11ns以上22ns以下。在经过时间ts2后，通过来自控制电路7的控制信号16a、16b、16c，选择漏极12，将来自光电变换元件3的电荷释放。

这样，在1个帧期间中，在储存部4a中，将起因于波长λ1的各光脉冲群8b而从被检部6返回来的反射光脉冲群19b的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分作为第1信号电荷18a储存。在该帧期间的结束后，将第1信号电荷18a作为第1电信号15a向控制电路输出。第1电信号15a包含波长λ1的脑血流的信息。

此外，在相同的帧期间中，在储存部4b中，储存起因于波长λ2的各光脉冲群8d而从被检部6返回来的反射光脉冲群19d的最后的反射光脉冲的下降期间13中包含的光的成分作为第2信号电荷18c。在该帧期间的结束后，将第2信号电荷18b作为第2电信号15b向控制电路输出。第2电信号15b包含波长λ2的脑血流的信息。

基于第1及第2电信号中的各个电信号，信号处理电路30生成2个图像信息。并且，信号处理电路30根据这2个图像信息，作为表示脑血流的变化的图像，例如生成氧化血红蛋白及还原血红蛋白的2个二维浓度分布的图像。

接着，说明本实施方式的变形例的生物体计测装置。

图12是示意地表示实施方式2的变形例的光脉冲群8b、8d的时间分布(上段)、由光检测器2检测的光功率的时间分布(中段)、和电子快门的定时及电荷储存(下段)的图。

控制电路7在650nm以上不到805nm的波长及比805nm长且950nm以下的波长中，通过在第1期间内使一方的波长的光脉冲群8b至少射出一次、在接着第1期间的第2期间内使另一方的波长的光脉冲群8d至少射出一次，使光源射出1个以上的光脉冲群。

在该例中，在不同的帧期间中进行基于波长λ1的光的血流信息的取得、和基于波长λ2的光的血流信息的取得。在该例中，使用2个储存部中的一方。

在第1帧期间中，将具有第1波长λ1的光脉冲群8b反复射出。在2个储存部的一方中，储存相当于各光脉冲群8b的后端部分的光的成分的电荷。在第1帧期间结束后，控制电路7从上述一方的储存部将第1电信号读出。

在第2帧期间中，将具有第2波长λ2的光脉冲群8d反复射出。在上述一方的储存部中，储存相当于各光脉冲群8d的后端部分的光的成分的电荷。在第2帧期间结束后，控制电路7从上述一方的储存部将第2电信号读出。

接着，以评价包括从光源1射出的光脉冲群的下降时间的实验性的信号的品质为目的，说明向光源1供给叠加了高频成分的驱动电流而使其射出光脉冲群、不向被检部照射而直接由光检测器2检测该光脉冲群的实验的结果。在该实验中，作为光源1而使用波长785nm的ld，作为光检测器2而使用pin光敏二极管。

图13a是表示射出了多个光脉冲群时的ld的驱动电压的时间分布(上段)及光检测器的检测电压的时间分布(下段)的例子的图。ld的驱动电压的波形与射出的光脉冲群的波形对应。在图13a的例子中，脉冲群的射出周期是64ns，各脉冲群中的各脉冲的半峰全宽是1ns，各脉冲的射出周期是2ns，各脉冲的频率是0.5ghz，各脉冲的下降时间是1ns。

图13b是表示图13a的多个光脉冲群中的1个光脉冲群的时间分布的例子的图。测量图13b的下段的光检测电压的脉冲群的最后的脉冲的下降时间，为tf1＝1.7ns。

图13c是表示射出单一的光脉冲的情况下的ld的驱动电压的时间分布(上段)、及光检测器的检测电压的时间分布(下段)的例子的图。图13c的上段的单一的光脉冲的半峰全宽及下降时间分别与图13b的上段的光脉冲群的半峰全宽及下降时间相同。测量图13c的下段的检测电压的脉冲群的最后的脉冲的下降时间，为tf2＝2.2ns。

图13d是将图13b中的下段的检测电压的随着时间的变化及图13c中的下段的检测电压的随着时间的变化放大表示的图。可知在使用光脉冲群的情况下，最后的脉冲的下降的倾斜θ1比使用单一的光脉冲的情况下的脉冲的下降的倾斜θ2更陡峭。结果，下降时间tf1变得比下降时间tf2短。

作为其理由，在现状下虽然不能做出详细的阐释，但想象大概是起因于ld内部的电荷的状态，以高速调制时ld内部的注入电流量的变化为高速，相应地射出光的消失速度也变快，下降时间会缩短。

在上述的图5a中表示的，是光脉冲群和单一脉冲群具有相同的脉冲宽度、相同的下降时间的情况下的调制度的比较。另一方面，实验的结果如图13b至图13d所示，可知即使射出的单一的光脉冲和光脉冲群具有相同的脉冲宽度，与使用单一的光脉冲的情况相比，使用光脉冲群时下降时间也会更短。

进而，根据图5a，有如果射出光的下降时间变小则调制度提高的趋势。如果考虑以上的结果，则推测图5a中表示的调制度实际上光脉冲群更为有利。即，当光脉冲的下降时间τ较小(例如2ns以下)时，与单一的光脉冲相比，使用光脉冲群时调制度进一步增加，能够更正确地取得被检部的内部中的血流的信息。

以上，说明了实施方式1至3的生物体计测装置，但本公开并不限定于这些实施方式。将各个实施方式的生物体计测装置的结构组合的生物体计测装置也包含在本公开中，能够起到同样的效果。

标号说明

1光源

2光检测器

3光电变换元件

4、4a、4b储存部

5被检者

6被检部

7控制电路

8光

8a、8c开头的光脉冲

8b、8d光脉冲群

9内部散射光

10直接反射光

11反射散射光

12漏极

13下降期间

14a、14b、14c、14d区域

15a、15b电信号

16a、16b、16c控制信号

17生物体计测装置

18信号电荷

19a、19c开头的反射光脉冲

19b、19d反射光脉冲群