(57)【要約】【課題】皮下の構造を再現性よく高精度に測定することができる皮下構造計測装置を提供する。【解決手段】プローブ光を生成するプローブ光生成手段とプローブ光の戻り光を受光する受光手段とを含んで構成される計測部と、受光手段で受光した受光データを演算して、被検査物の構造の推定データを生成する演算処理部と、を備え、プローブ光生成手段および受光手段は、同一基板上に集積されて形成される光式皮下構造計測装置１００である。光式皮下構造計測装置１００は、推定データを出力する出力部を有している。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
プローブ光を生成するプローブ光生成手段と当該プローブ光の戻り光を受光する受光手段とを含んで構成される計測部と、
前記受光手段で受光した受光データを演算して、被検査物の構造の推定データを生成する演算処理部と、を備え、
前記プローブ光生成手段および前記受光手段は、同一基板上に集積されて形成されることを特徴とする皮下構造計測装置。
【請求項２】
前記プローブ光生成手段は、
発光素子と、光スイッチと、グレーティングカプラとを有することを特徴とする請求項１に記載の皮下構造計測装置。
【請求項３】
前記発光素子は、プローブ光としてパルス幅１０〜１００ｐｓの繰返しパルス光を出力することを特徴とする請求項２に記載の皮下構造計測装置。
【請求項４】
前記受光手段は、グレーティングカプラと、フォトディテクタとを有していることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の皮下構造計測装置。
【請求項５】
前記グレーティングカプラは、それぞれ放射角度が異なる２以上のグレーティングカプラであることを特徴とする請求項２〜４の何れか一項に記載の皮下構造計測装置。
【請求項６】
前記演算処理部は、シミュレーション結果に基づいて前記受光手段が得る受光量との比較にて、皮下構造を推定するモンテカルロシミュレーションを行うことを特徴とする請求項１〜５の何れか一項に記載の皮下構造計測装置。
【請求項７】
前記演算処理部は、皮膚に押し当てられる前記計測部と皮膚との間の空間を解析モデルに組込み、該空間の位置関係を推定する過程を有する請求項６に記載の皮下構造計測装置。
【請求項８】
前記演算処理部が生成した被検査物の構造の推定データを出力する出力部をさらに備えることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の皮下構造計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、皮下構造計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来の皮下構造計測装置では、生体表面に配置された光源から生体内部に入射した光のうち、生体内部で散乱、吸収されながら伝播して再び生体表面に表れた光を受光することで生体内部の組織の厚みを測定する方法が知られている（例えば、特許文献１〜３等参照）。
【０００３】
このようなものでは、光源から出射した光（以下、プローブ光と呼ぶ）は、生体表面より脂肪層、筋肉層に拡散し、光源から距離の異なる二つの受光部で検出される。筋肉層の光吸収は、脂肪層より一桁大きいので、脂肪層の厚さによって二つの受光部で検出される光量が異なる。
この二つの光量をあらかじめ組み込まれたデータベースと比較し、脂肪の厚さを決定することができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００３−３１０５７５号公報
【特許文献２】特許第４７１５９３０号公報
【特許文献３】特開２００７−４４５３２号公報
【非特許文献１】井出、上林、水内,“近赤外光を用いた皮下脂肪厚みの測定法”、パナソニック電工技報, Ｖｏｌ．５８ Ｎｏ．２,
【非特許文献２】：グレーティング素子を用いた導波路−自由空間の機能的光接続光学 第１９巻第１２号（１９９０年１２月）
【非特許文献３】ＴＡＯ Ｙｉｎ，ｅｔ．ａｌ，“３１ＧＨｚ Ｇｅ ｎ−ｉ−ｐ ｗａｖｅｇｕｉｄｅ ｐｈｏｔｏｄｅｔｅｃｔｏｒｓ ｏｎ Ｓｉｌｉｃｏｎｅ−ｏｎ−Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ ｓｕｂｓｔｒａｔｅ“,ＯＰＴＩＣＳ ＥＸＰＲＥＳＳ,Ｖｏｌ.１５,Ｎｏ.２１，２００７，ｐｐ.１３９６５−１３９７１
【非特許文献４】Ｐ．ＶＡＮ ＤＥＲ ＺＥＥ ａｎｄ Ｄ． Ｔ． Ｄｅｐｌｙ “Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｆｏｒ ぃｇｈｔ ｉｎ ｔｉｓｓｕｅ ｂｙ ａ Ｍｏｎｔｅ Ｃａｒｌｏ ｍｅｔｈｏｄ”、 ＡＤＶＡＮＣＥＳ ＩＮ ＥＸＰＥＲＩＭＥＮＴＡＬ ＭＥＤＩＣＩＮＥ ＡＮＤＢＩＯＬＯＧＹ Ｖ．２１５ １９８７，ｐｐ．１７９−１９１
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１に記載の光式皮下脂肪圧測定装置(以下、光式測定装置とも記す)には、得られた値のばらつきが大きく、測定精度が良好ではないといった課題があった。
一例として、非特許文献１の図７に、二の腕、太もも、腹部における近赤外線測定装置の測定値と、より精密な超音波法による測定値との対応関係が示されている。それによると超音波法による測定値に対して、光式測定装置の測定値は、プラスマイナス５０％以上の範囲でばらつき、光式測定装置の測定値は目安程度にしかならないことがわかる。この精度の低さの原因として、以下の３つの要因があげられる。
【０００６】
ｉ）測定値のばらつき
従来技術においては主に８００ｎｍ付近の波長の近赤外光が用いられるが、発せられたプローブ光は、（ａ）そのまま発光部の位置の皮膚内の脂肪層や筋肉層に入光し受光部の位置の皮膚から放射して受光部に到達するだけでなく、（ｂ）直接発光部から受光部に到達する、あるいは（ｃ）皮膚や光式測定装置、体毛など様々な部分に当たって反射を繰り返し受光部に到達する、（ｄ）受光部から離れた場所の皮膚に入光し受光部に到達する、など様々な経路を通って受光部に到達する。
上記（ａ）以外、（ｂ）〜（ｄ）は迷光と呼ばれるが、真に受信したい光（ａ）に対する迷光の割合は、光式測定装置を皮膚に押し付ける押し付け方によって異なる。
このため、例えば非特許文献１においては光発生部を突起の中に埋め込み、測定時には該突起を生体に押し付けるようにして、受光部位近傍の皮膚内から照射される以外の光をカットするなどの工夫を行っている。
【０００７】
ところが生体に圧力を加えると、圧力によって皮膚下の血量が異なり光学パラメータが変化したり、あるいは脂肪厚など構造そのものが変化したり、することもある。そこで、光式測定装置を用い安定した測定値を得るためには、ある程度の熟練が必要となる。それでも、光式測定装置の生体に対する微妙な位置関係によって、測定結果にばらつきが生じるのは避けられないことである。
【０００８】
ｉｉ）測定により得られるデータの情報量
従来技術においては、プローブ光として連続波（Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｗａｖｅ：ＣＷ）の光源を用いるが、散乱した後のＣＷ光をフォトディテクタで観測しても得られる情報はその強度だけであり、そこには検出されたプローブ光の経路に関する情報、つまりどれだけの距離をプローブ光が伝播したか、は含まれない。
【０００９】
また、従来技術において用いられる受光器の数（図１のように受光器によって光源からの距離が異なる）は、最大で２個程度、光源は２個程度である。つまり従来例で得られるデータの情報量は、最大で２×２＝４個の光の強弱だけである。それに対して、皮膚下の構造のパラメータは、脂肪の厚さだけでなく、脂肪および筋肉の吸収係数、散乱係数、散乱関数など様々である。これらのパラメータは測定の対象となる人、身体の部位、他様々な条件で異なる。
これらの未知数に関して情報の量が少ないことが従来の光式測定装置の測定精度が低いことの原因のひとつであると考えられる。レーザ発振器、フォトディテクタなどそれぞれの部品を組み合わせて組み立てる従来の技術においては、それ以上の情報を得ることは困難である。
【００１０】
ｉｉｉ）解析モデルの精度
前項で述べたように皮膚下の構造のパラメータは脂肪の厚さだけでなく、様々であるのに、従来技術においては測定による得られる情報量は極めて少ない。そのことから、従来技術では、測定値から脂肪の厚さを導くとき、脂肪および筋肉の吸収係数、散乱係数、散乱関数など光学的パラメータを、個人差などを無視して、一定のものとみなした単純なモデルを採用している。
【００１１】
たとえば、製品化された非特許文献１の技術においては、身体の部位（二の腕、太も
も、腹部）ごとに光学的パラメータをあらかじめ定め、測定時いずれの箇所を測定するか選択してから測定を開始する仕組みを採用している。
ところが身体の場所を定めても光学的パラメータは個人によって差が大きく、結果として、非特許文献１の図７に見るように、様々な人で測定した場合、光式測定装置の測定値と実値に近いと考えられる超音波法による測定値のばらつきは、非常に大きなものとなっている。
【００１２】
そこで、本発明は、皮下の構造を再現性よく高精度に測定することができる皮下構造計測装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明の皮下構造計測装置は、プローブ光を生成するプローブ光生成手段とプローブ光の戻り光を受光する受光手段とを含んで構成される計測部と、受光手段で受光した受光データを演算して、被検査物の構造の推定データを生成する演算処理部と、を備え、プローブ光生成手段および受光手段は、同一基板上に集積されて形成されることを特徴としている。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、皮下の構造を再現性よく高精度に測定することができる皮下構造計測装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】実施の形態の皮下構造計測装置であって全体の構成を説明し、要部を拡大した模式的な縦断面図である。
【図２】皮下構造計測装置の裏面の構成を示す模式的な平面図である。
【図３】皮下構造計測装置の裏面を生体の表面に押当てる様子を示す模式的な断面図である。
【図４】筋肉層より皮膚表面の近傍にある脂肪層の厚みが薄く、筋肉での吸収の割合が大きくなる様子を説明する模式的な断面図である。
【図５】脂肪層の厚みが厚く、筋肉での吸収量の割合が少ない様子を説明する模式的な断面図である。
【図６】被験者の腹部の脂肪、筋肉について、８００ｎｍから１３００ｎｍまでの間の波長の吸収係数を比較するグラフである。
【図７】シミュレーションの結果の一例を示し、入射点より１０ｍｍおよび２０ｍｍ離れ、結合角がともに１２０度の条件で受光するパルスの広がりを表すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明を具体化した実施形態を図１〜図３に従って説明する。
［光式皮下構造計測装置の構成］
図１〜図３に示すように、光式皮下構造計測装置１００は、扁平縦長のスマートフォンの形状に近い板状の構造を有している。光式皮下構造計測装置１００は、計測部１１０、演算処理部１２０及び出力部１３０がこの順に配置されて構成される。計測部１１０と演算処理部１２０との界面に対向する計測部１１０の面を、被検査物である生体２２０の表面に押し当てて用いる。生体２２０は、その表面側から皮膚２２１、皮下脂肪２２２、筋肉２２３、骨格２２４などを有する。
【００１７】
図２に示す計測部１１０は、発光素子１０１、光スイッチ１１２及び出射用グレーティングカプラ１１３，１１４を含むプローブ光生成手段１６０と、入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８、波長分離フィルタとしてのＷＤＭ１１９及びフォトディテクタ１２５〜１３２を含む受光手段１７０とで構成される。プローブ光生成手段１６０及び受光手段１７０は、ＳＯＩ基板１１１上に集積されて形成される。
【００１８】
図１に示すように、演算処理部１２０は、データ変換回路１２１を含むデータ変換手段１２２と、ＣＰＵ１０３及び記憶素子１２４を含む演算手段１２３とで構成される。なお、データ変換手段１２２の構成要素として、後述するＴＩＡ（ＴＩＡ）を備えることもできる。
【００１９】
発光素子１０１は、パルス幅１０〜１００ｐｓ（ピコセカンド＝１０−１２秒）、中心波長が１０００〜１３００ｎｍ（ナノメートル）のパルス光を生成する。発光素子１０１によって生成されたパルス光がプローブ光である。パルスの繰り返し周波数は、１Ｇ（ギガ）Ｈｚよりも小さく設定されている。しかしながら、より小さいもの、たとえば数ｋＨｚとして消費電力や発熱量を抑えることが可能である。発光素子１０１は、パルス駆動のレーザ発振器であるが、これに限定されず、連続光を発振するレーザ発振器と該連続光を変調してパルス光を生成する変調器とを組合せて適用することもできる。
【００２０】
図２に示すプローブ光生成手段１６０は、発光素子１０１から放射されたパルス光がシリコン光導波路１１１ａを介して、図２に示す光スイッチ１１２に導光される。光スイッチ１１２で分配されたパルス光は、シリコン光導波路１１１ｂ，１１１ｃの何れかを通り、放射角度が異なる２以上の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４の何れかによって、自由空間１５０に放射される。
【００２１】
また、受光手段１７０は、入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８，シリコン光導波路１１１ｄ〜１１１ｇ，複数のＷＤＭ（Wavelength Division Multiplexing）１１９，フォトディテクタ１２５〜１３２を有している。
なお、この実施形態の光式皮下構造計測装置１００の計測部１１０には、フォトディテクタ１２５〜１３２にそれぞれ接続されるトランスインピーダンスアンプ（以下、ＴＩＡとも記す）１４１〜１４８を設けても構わない。これらのＴＩＡ１４１〜１４８は、フォトディテクタ１２５〜１３２が出力する電流信号を電圧信号に変換する。
【００２２】
光式皮下構造計測装置１００は、演算処理部１２０としてのデータ変換手段１２２および演算手段１２３と、出力部１３０としての表示装置１０４とを有する。演算手段１２３は、ＣＰＵ１０３と記憶素子１２４とを含む。
そして、ＣＰＵ１０３は、被検査物である皮下の構造を受光データから推定して推定データとして生成する。これにより、表示装置１０４の表示面には、生成された推定データに基づいて、被検査物の皮下構造が数字または視覚的に出力表示される。なお、出力部１３０として、表示装置１０４と共に、あるいは単独で出力端子を設けたものであってもよい。
【００２３】
光式皮下構造計測装置１００のうち、生体２２０に押し当てられる面を構成するＳＯＩ基板１１１は、シリコンの多層体（ＳＩＬＩＣＯＮ ＯＮ ＩＮＳＵＬＡＴＯＲ シリコン基板１０９上に、２−３μｍ（マイクロメートル）の酸化シリコン絶縁膜、さらに２００−３００ｎｍの薄膜シリコンを形成したもの）であり、ＳＯＩ基板１１１の表面の保護膜としてのオーバクラッドを直接、皮膚２２１に接触させることができる構造になっている。
しかしながら、多くの場合、生体２２０とＳＯＩ基板１１１の接触は部分的である。たとえば、図１に示すように間に空気からなる自由空間１５０を形成している。
【００２４】
図２は、ＳＯＩ基板１１１の裏面側の平面を示している。ＳＯＩ基板１１１の裏面側の平面は、自由空間１５０に臨み、生体２２０と対向するように構成されている。ＳＯＩ基板１１１は、シリコンより構成される支持基板としてのシリコン基板１０９に設けられ、いわゆるシリコンフォトニクス技術により、酸化シリコン層（ＳｉＯ2）によるクラッドを有し、クラッドは光導波路コアの外周面を包含している。
ここで、シリコンフォトニクス技術とは、半導体の半導体製造技術等を用いて、薄膜シリコンを適切な形状にエッチングすることにより、これらの光導波路コアを含むクラッド等を作成する技術である。
【００２５】
この実施形態の光導波路コアは、ＳＯＩ基板１１１の裏面側の表面にシリコン光導波路１１１ａ〜１１１ｃ、光スイッチ１１２、出射用グレーティングカプラ１１３，１１４、受光部として発光素子１０１から放出されたプローブ光を受光する入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８、フォトディテクタ１２５〜１３２等を有する。なお、この実施形態の図２は、各要素の接続関係を示すもので、演算処理部１２０としてのＴＩＡ（ＴＩＡ）１４１〜１４８は、各フォトディテクタ１２５〜１３２に接続されている。しかしながら、ＳＯＩ基板１１１の裏面側の表面に設けられていなくてもよく、演算処理部１２０として、データ変換手段１２２とともにＴＩＡ（ＴＩＡ）１４１〜１４８が設けられていても構わない。
また、計測部１１０として光スイッチ１１２、出射，入射用グレーティングカプラ１１３〜１１８、ＷＤＭ１１９，フォトディテクタ１２５〜１３２に加えて、ＴＩＡ１４１〜１４８を含めても構わない。
【００２６】
なお、本実施形態１の記述においては、本発明における機能から、出射，入射用グレーティングカプラ１１３，１１５等を動作上、出射（送信）用、入射用に分けている。しかしながら、出射，入射用グレーティングカプラ１１３，１１５等の動作としては、同一の素子で、ＳＯＩ基板１１１→自由空間１５０、自由空間１５０→ＳＯＩ基板１１１、とどちらの方向の結合も可能である。
【００２７】
発光素子１０１で生成されたパルス光は、シリコン光導波路１１１ａを介して光スイッチ１１２に導光される。シリコン光導波路１１１ａは、横幅が５００ｎｍ、厚みが２００ｎｍほどのシリコンの短冊状の構造で、外周面が酸化シリコン絶縁膜に包まれている。シリコンは、酸化シリコン絶縁膜より屈折率が大きいため、シリコン光導波路１１１ａに導入された光はシリコン光導波路１１１ａ内に閉じ込められて伝播する。
【００２８】
伝播した光は、さらに、図２に示すように、１×２の光スイッチ１１２を介して、近接して設置された第一の出射用グレーティングカプラ１１３、または、第二の出射用グレーティングカプラ１１４に導かれる。
光スイッチ１１２は、光の行路を切り替える素子であり、特にマッハツェンダー型の光スイッチは、可動構造が一切無い構造である。このため、デバイスを身体に直接押し付けるこの実施形態の光式皮下構造計測装置１００に採用するのが好ましい。
光スイッチ１１２は、図示しない電極を有し、電極に電気信号を加える電圧によって光が分岐したシリコン光導波路１１１ｂ，１１１ｃを介して、どちらを行くかが定まる。
【００２９】
第一，第二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４は、導波路内に閉じこまれた光を自由空間１５０の光ビームに変換するための素子のひとつであり、たとえば、非特許文献２に解説されている。
第一，第二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４は、導波路の進行方向に屈折率を周期的に変調した構造であり、波長がある条件を満たすと導波路外すなわち自由空間１５０に光ビームを放出する。光ビームが自由空間１５０に放出される角度、すなわち結合角は波長によっても異なるが、出射用グレーティングカプラ１１３，１１４の設計において屈折率変調の周期やその他の構造を変えることによって制御できる。
【００３０】
図３に示すように、本実施形態においては、発光素子１０１の発振波長１０６０ｎｍでの第一の出射用グレーティングカプラ１１３の結合角α１は６０度、第二の出射用グレーティングカプラ１１４の結合角α２は１５度である。
第一の出射用グレーティングカプラ１１３または第二の出射用グレーティングカプラ１１４から自由空間に放出した光ビームは、図４，図５に示すように、生体２２０内に入射され、吸収、拡散する。
拡散した一部の光は、生体２２０から自由空間１５０に放出し、戻り光として、再び図１に示す光式皮下構造計測装置１００上に到達する。
【００３１】
到達した光の一部は、図２に示す第一，第二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４から１０ｍｍ（ミリメートル）離れた場所に形成された第一，第二の入射用グレーティングカプラ１１５，１１６および２０ｍｍ（ミリメートル）離れた場所に形成された第三，第四の入射用グレーティングカプラ１１７，１１８の周辺まで届き、それぞれの入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８に結合される。
プローブ光生成手段から放出された光を受光する受光部としての第一および第三の入射用グレーティングカプラ１１５，１１７の結合角α３は１２０度、第二および第四の入射用グレーティングカプラ１１６，１１８の結合角α４は１７５度で、いずれも第一、第二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４の方向を向いている（図３参照）。
そして、これら全ての入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８（図３参照）に結合された光は、各ＷＤＭ１１９を介して、それぞれ導波路型のフォトディテクタ１２５〜１２８のいずれかに導かれるように設計されている。
【００３２】
ＳＯＩ基板１１１に導波路型のフォトディテクタ１２５〜１２８を集積する技術は、たとえば、非特許文献３に開示されている。導波路型のフォトディテクタ１２５〜１２８は、導波路に入射した光量に応じて、電流を発生させる。発生した電流は、演算処理部１２０のＴＩＡ（ＴＩＡ）１４１〜１４８により電圧に変換される。
ＴＩＡ１４１〜１４８は、電流が生じる回路を仮想接地することにより、電流を電圧に変換する電気回路である。
【００３３】
電圧に変換された複数の信号は、図１に示すデータ変換回路１２１にある高速ＡＤ変換器１０５〜１０８に伝わり、サンプリング周波数２０Ｇ（ギガ）サンプル／秒、８ビットの分解能でデジタル信号に変換される。変換されたデジタル信号は、演算部としてのＣＰＵ１０３に送られ、皮膚下構造の推定が行われる。そして、ＣＰＵ１０３で推定の結果として生成された推定データは、出力部１３０の表示装置１０４によって皮膚下構造の状態が認識できる形で出力表示される。
【００３４】
［皮膚下構造の推定の方法］
次に、皮膚下構造の推定の方法を以下に述べる。生体組織は光を吸収又は散乱する。吸収された光は、熱となり消滅する。しかしながら、散乱された光は、方向を変えるだけでエネルギの減衰はない。それぞれの生体組織、例えば脂肪、筋肉などの光学的特性は単位長さあたりの吸収割合である吸収係数、単位長さあたりの散乱割合である散乱係数、および散乱光の方向を示す散乱関数（散乱の角度と強度の関係で表される）で表される。それらの特性は全て波長依存性を持つ。
【００３５】
図６は、一例としてある被験者の腹部の脂肪、筋肉の波長は８００ｎｍから１３００ｎｍまでの間の吸収係数を示すものである。この波長範囲での光吸収は、主に水分によるものである。脂肪の水分量は１０％以下、典型的に８％であり、水分が５０％、典型的には７５％である。そのため、この波長帯の筋肉の光吸収は、脂肪のそれより一桁大きくなる。
したがって、近似的には筋肉は吸収体、脂肪は散乱体とみなすことができる。
皮膚の表面から近赤外光を入射すると、その光は組織内で散乱しながら様々な経路を辿り、一部は皮膚表面で観察することができる。
【００３６】
図４に示すように、筋肉層より皮膚表面の近傍にある脂肪層が薄いと筋肉での吸収の割合が大きくなり、皮膚表面に再び還り観察できる光の受光量は少なくなる。
図５に示すように、逆に脂肪層の厚みが厚いと筋肉での吸収量が少なく、皮膚表面に還ってくる光の受光量は多くなる。
より精密に皮膚の下の構造、すなわち皮下脂肪、筋肉の厚み、分布を推定するためには、皮膚化構造のより精密なモデルを用いシミュレーションを行うこと必要である。モデルのパラメータは、脂肪、筋肉の深さ方向の厚さ、それぞれの吸収係数のほかに、脂肪、筋肉それぞれの散乱係数である。シミュレーションの手法としてはモンテカルロシミュレーションがその精密性から適当である。
【００３７】
［モンテカルロシミュレーション］
本実施例の光式皮下構造計測装置１００においては、ＣＰＵ１０３においてモンテカルロシミュレーションが行われる。
このシミュレーションにおいては、前述した各種のパラメータつまり、脂肪、筋肉の厚み、それぞれの吸収係数、散乱係数を様々に設定しながら出射点である第一または第二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４から特定の結合角で自由空間に放射する。
そして、生体２２０内に入射し、吸収、拡散させて、第１〜第４の入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８に結合される過程をシミュレーションする。
【００３８】
実施形態の光式皮下構造計測装置１００の動作としては、図示しない光スイッチ１１２の電極に信号を加えることによって、光が第１の出射用グレーティングカプラ１１３又は第２の出射用グレーティングカプラ１１４から放射されるかを切り替える。
ＣＰＵ１０３は、現実に得られた第１〜第４の入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８の受光量と、シミュレーションの結果を比較して、現実の受光量をもっとも精度良く説明できるモデルのパラメータを決定する。
結果として、決定されたパラメータ、特にもっとも興味ある情報として、脂肪の厚さなどが表示装置１０４に表示される。この実施形態では、表示装置１０４が光式皮下構造計測装置１００に一体に設けられている。このため、さらに装置全体を小型化できる。
【００３９】
ここで、モンテカルロシミュレーションの光伝播アルゴリズムについて詳細に説明する。モンテカルロシミュレーションでは、多数の光子（１０８個程度）がそれぞれある確率過程によってランダムに散乱又は吸収されると仮定する。一個一個の光子は距離Ｌｉ進む度に方向を変え、その距離Ｌｉは式（１）で表される。
Ｌｉ＝−ｌｎ（Ｒ１／μｓ） 式（１）
ここで、Ｒ１は０〜１の一様乱数であり、擬似乱数生成プログラムによって与えられる。μｓは、光子がいる場所の散乱係数である。ただし、別に生成させた０〜１の一様乱数Ｒ２の値が式（２）を満たすとき、この光子はＬｉの距離を進む間に消滅するものとする。
Ｒ２＜ｅｘｐ（−μａ・Ｌｉ） 式（２）
μａは光子がいる場所の吸収係数である。光子が方向を変える向きは、やはり別の乱数Ｒ３と粒子がいる場所の散乱関数によって決定する。散乱関数（ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｆ
ｕｎｃｔｉｏｎ）に関して詳細は、非特許文献４などに詳しい。
【００４０】
シミュレーションの結果の一例を図７に示す。図７は、中心波長は１０６０ｎｍ、パルス幅５０ｐｓのパルスを第一の出射用グレーティングカプラ１１３、すなわち結合角６０度で生体２２０に入光させる。
そして、生体２２０にて拡散した光は、第一および第三の入射用グレーティングカプラ１１５，１１７、すなわち入射点より１０ｍｍおよび２０ｍｍ離れ、かつ結合角がともに１２０度の条件で受光している。
【００４１】
どちらの条件においても、皮膚内を拡散し様々な経路をたどることによりパルスの幅は最初の５０ｐｓより大きく広がることが見て取れる。特に、入射点より１０ｍｍ離れた第１の入射用グレーティングカプラ１１５より、２０ｍｍ離れた第３の入射用グレーティングカプラ１１７の方がパルスの裾が広がっている。
【００４２】
同様な光量の変化は、フォトディテクタ１２５〜１３２、ＴＩＡ（ＴＩＡ）１４１〜１４８、高速ＡＤ変換器１０５〜１０８を介した入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８に結合する光量の時間変化から得ることができる。
高速ＡＤ変換器１０５〜１０８のサンプリング周波数は２０Ｇ（ギガ）サンプル／秒、分解能は８ビットであり、また発光素子１０１が生成するパルスは一回限りの現象ではなく少なくとも数ｋＨｚ以上の繰り返しパルスであるので、測定時間を十分長く取り、（例えば一秒間、）それらの測定の積算値あるいは平均値をとれば、シミュレーションと比較できるほど高精度な測定値を得ることが可能である。
【００４３】
さらに、受信側の結合角が異なる例えば、入射用グレーティングカプラ１１５，１１７又は１１６，１１８での測定値を得ること、さらに光スイッチ１１２の分岐を切り替えることにより、第二の出射用グレーティングカプラ１１４、すなわち浅い角度で出射されたパルス光を入射させること、それらの変化の組み合わせ、等々様々な条件で光の入出力を測定することが可能である。
【００４４】
［被検査物としての生体の特異性］
特に生体２２０に入射させる光の角度を制御することの意義を述べる。皮膚の表面において浅い角度から近赤外光を入射すると、光は主に皮下脂肪２２２の層を多く通ることになり、その入出力特性は主に脂肪の光学的特性（吸収係数、散乱係数、散乱関数）に依存する。
これに対し、深い角度から入射させると、光は吸収の大きい筋肉層を通り、その入出力特性は、主に筋肉の光学的特性をより多く反映したものとなる。
このため、光の生体２２０への入射角、また、この生体２２０を拡散した後の受け側の入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８の結合角を複数採用して、モンテカルロシミュレーションと比較することによって、より精密な皮膚下の光学パラメータを得ることが可能となる。
【００４５】
［迷光の処理］
出射，入射用グレーティングカプラ１１３〜１１８の結合角を制御することの他の重要な利点を述べる。
特許文献１，２、および非特許文献３に示される皮下脂肪測定装置においては、入射した光の迷光の処理が課題であった。すなわち、入射した光は、生体２２０内に結合するだけでなく、一部は生体２２０に触れず一部は生体に反射され、など様々な経路をたどって、迷光として受側のフォトディテクタに到達する。
そのような迷光をカットするためには、例えば特許文献１、非特許文献３においては、光発生部を突起の中に埋め込み、測定時にはこの突起を生体に押し付けるようにして、皮膚内から照射される以外の光をカットするなどの工夫が行われている。
しかしながら、それらでは、装置の生体の押し付け方によって、測定される値が大きくばらつき正確な脂肪厚が測定できないという問題があった。これは押し付け方によって迷光のカットのされかたが違うというだけでなく、装置を押しつけ圧力を加えることによって、測定する生体そのものの構造、光学的性質（例えば血流を止めることによって）まで影響を与えるためでもある。
【００４６】
本実施形態においては、光式皮下構造計測装置１００の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４から出射する光、また入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８が結合する光の結合角、指向性を厳密に制御できる。このため、迷光を完全にカットすることができ、より精密な皮膚構造の決定が可能となる。
例えば、図４に示すように、それぞれ放射角度が異なる２以上の第一，二の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４を結合角α１＝６０度、α２＝１５度とすると、対向する位置に設けられる入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８を第一および第三の入射用グレーティングカプラ１１５，１１７の結合角α３は１２０度、第二および第四の入射用グレーティングカプラ１１６，１１８の結合角α４は１７５度で良好な結合とすることができる。
このため、さらに、送信スポット、受信スポットの数を増加させても、測定精度が低下するおそれが少なく、測定により得られるデータの情報量を増加させることが可能となる。
【００４７】
また、本実施形態の光式皮下構造計測装置１００においては、装置を生体２２０に強く押し付ける必要がなく、生体２２０とそれに対するＳＯＩ基板１１１との間の空間を、吸収係数０、拡散係数０の自由空間１５０としてモデル化する。
すなわち，ＳＯＩ基板１１１と皮膚との間の空間を解析モデルに組み込み、この空間の位置関係を推定する。
この推定する過程を有することにより、生体２２０とＳＯＩ基板１１１とを密着させず、測定を実行させることが可能である。
したがって、本実施形態の光式皮下構造計測装置１００では、測定により皮下の形状的、光学的構造を変化させず、しかも、測定者の測定時の力の入れ具合などのくせによるばらつきが生じない測定が実現できる。
【００４８】
また、本実施形態の光式皮下構造計測装置１００は、一側面に表示装置１０４を、他側面にＳＯＩ基板１１１を形成している。このＳＯＩ基板１１１の生体２２０への接触面に設けられたオーバクラッドからなる保護膜に、出射光、入射光を通過させる開口を形成する。これにより、生体２２０の皮膚に直接、ＳＯＩ基板１１１を接触させる部分を小型化することができる。
【００４９】
また、シリコンフォトニクス技術によりシリコン光導波路１１１ａ〜１１１ｃ等を形成する同じ製造工程でＳＯＩ基板１１１に、光スイッチ１１２、それぞれ放射角度が異なる複数の出射用グレーティングカプラ１１３，１１４、入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８，複数のＷＤＭ（Wavelength Division Multiplexing）１１９，フォトディテクタ１２５〜１３２等を作成できる。
したがって、この実施形態の光式皮下構造計測装置１００は、光式の皮下構造の計測に必要とされるプローブ光生成手段１６０および受光手段１７０を形成する光導波路コアの外周面を包含するクラッドを単一のＳＯＩ基板１１１に集積することができる。
このため、光式皮下構造計測装置１００のうち、直接、皮膚２２１に接触する計測部１１０としてのＳＯＩ基板１１１の面積が小型化される。したがって、正確な測定が可能となる測定部位の自由度を増大させて、測定者の練度を必要とせず、測定結果のばらつきを減少させて皮下の構造、すなわち皮下脂肪、筋肉の厚み、分布を再現性よく高精度に測定することができる。
【００５０】
以上、実施形態に係る入力装置について詳述してきたが、本発明はこの実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能であることは言うまでない。
【００５１】
例えば、実施形態では、脂肪の厚さなどｃｍ単位での探索を想定しているが非特許参考文献５のように皮下のより詳細な構造（病変、炎症、染みなど、皮膚ｍｍ以下の部分）をプローブするような皮膚医学的な需要もあり、本発明の適用が可能である。
【００５２】
さらに実施形態においては、光結合部分に出射，入射用グレーティングカプラ１１３〜１１８を用いたが、例えばフォトニッククリスタル構造の空間結合を作成し、動的に結合角を動かし、皮膚下をスキャンすることも可能である。また、ＷＤＭ１１９，ＴＩＡ１４１〜１４８は、ＳＯＩ基板１１１に設けられていなくてもよい。
そして、出射用グレーティングカプラ１１３，１１４、入射用グレーティングカプラ１１５〜１１８の結合角度は、構造的な造形の相違、光の波長の変更、または加熱等により適宜、異なる角度に設定されていてもよい。
【００５３】
また、実施形態においては、発光素子１０１及びＴＩＡ１４１等を計測部１１０に含めて説明してきたが特にこれに限らず、例えば、発光素子１０１及びＴＩＡ１４１等を演算処理部１２０に含めてもよい。
【００５４】
以上、本実施形態によれば、シリコン光導波路１１１ａ〜１１１ｃ、光スイッチ１１２、出射，入射用グレーティングカプラ１１３〜１１８、フォトディテクタ１２５〜１２８、必要に応じてＴＩＡ１４１〜１４８などを単一のＳＯＩ基板１１１に精度良く作成できる。このため、
ｉ）シリコンフォトニクス作製における精密性から、プローブ光生成手段、受光手段を高い密度および複数の異なる角度で配置できる。よって、生体２２０の表面に押し当てられるＳＯＩ基板１１１の面積が限られていても、複数のプローブ光生成手段および受光手段による結合が可能となり、迷光を減少させることができる。したがって、従来の光式皮下脂肪圧測定装置で課題であった測定値のばらつきが問題とならない。また、
ｉｉ）シリコンフォトニクス作製における集積性から、従来の光式皮下脂肪圧測定装置で課題であった測定により得られるデータの情報量の増加が可能となった。実施形態においては単一の波長を用いたが、複数の波長を集積すればさらなる情報量の増加が可能である。そして、送信スポット、受信スポットの数をさらに集積し、より精密な測定を行うことが可能である。さらに、
ｉｉｉ）プローブ光として、従来の連続光に代えてパルス幅１０〜１００ｐｓの繰り返しパルス光を用い、受光部においてこのパルスの時間形状の変化を観察することができる。
このため、皮下の構造、すなわち皮下脂肪、筋肉の厚み、分布に介してより精密な情報を得て、皮膚下の吸収係数、散乱係数、散乱関数など詳細なパラメータを含むシミュレーションと比較して、それらの値を推定し正確な皮下構造の可視化が可能になった。
【符号の説明】
【００５５】
１００  光式皮下構造計測装置
１１０  計測部
１１１  ＳＯＩ基板
１２０  演算処理部
１６０  プローブ光生成手段
１７０  受光手段
２２０  生体（被検査物）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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