CN101305905B - 成分浓度测定装置 - Google Patents

Abstract

本发明通过跟踪光声信号检测器的灵敏度特性的变化，总以灵敏度高的频率测定，从而提供一种能正确地进行测定的无创伤成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法。本发明的成分浓度测定装置，其特征在于包括：产生不同波长的2个光的光发生部件；对该不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射强度调制了的该不同波长的2个光的光照射部件；检测由照射的光在被检测体内产生的声波的声波检测部件。

Description

成分浓度测定装置

本申请是申请日为2005年5月2日，申请号为“200580010237.7”，发明名称为“成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法”申请的分案申请。

技术领域

本发明涉及非侵袭的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法，特别是涉及非侵袭地把作为血液成分的葡萄糖作为测定对象，其浓度即血糖值的非侵袭的测定装置和测定方法。

背景技术

作为非侵袭的成分浓度的测定方法，到现在为止，试行了基于经过皮肤的电磁波的照射或辐射的观测的各种方法。这些都利用了在成为对象的血液成分，例如血糖值的情况下，葡萄糖分子具有的与特定波长的电磁波的相互作用、即吸收或散射。

可是，葡萄糖和电磁波的相互作用小，能对生物体安全照射的电磁波的强度也有限制，此外，生物体对于电磁波是散射体，所以在生物体的血糖值测定方面还达不到充分的效果。

在利用所述的葡萄糖和电磁波的相互作用的现有的技术中，对生物体照射电磁波，观测在生物体内产生的声波的光声法引人注目。

光声法是当对生物体照射某种量的电磁波时，电磁波被生物体中包含的分子吸收，把照射电磁波的部分局部加热而产生热膨胀从而产生声波，但由于该声波的压力依存于吸收电磁波的分子的量，所以是通过测定声波的压力来测定生物体内的分子的量的方法。此外，在光声法中，把在照射光的局部的区域中产生热、热不会扩散而是引起热膨胀、利用据此产生并传播的声波的方法称作直接光声法。

声波是在生物体内传播的压力波，具有比电磁波难以散射的特殊性质，所述光声法是在生物体的血液成分测定中应该瞩目的方法。

图49和图50是作为现有例、表示利用光声法的现有的成分浓度测定装置的构成例的图。

图49是把光脉冲作为电磁波使用的第一现有例(例如参照非专利文献1)。在本例子中，作为血液成分，把血糖即葡萄糖作为测定对象。在图49中，驱动电源604对脉冲光源616供给脉冲状的激励电流，脉冲光源616产生具有亚微秒的持续时间的光脉冲，所述光脉冲照射在生物体被检测部610上。所述光脉冲在生物体被检测部610内产生脉冲状的称作光声信号的声波，光声信号由超声波检测器613检测，将光声信号变换为与声压成比例的电信号。

所述电信号的波形由波形观测器620观测。波形观测器620由与所述激励电流同步的信号触发，所述与声压成比例的电信号在波形观测器620的显示面板上的一定位置显示，能对位于进行累加和/或平均地测定信号。

分析这样取得的所述与声压成比例的电信号，来测定生物体被检测部610内的血糖值即葡萄糖的量。在图49所示的例子的情况下，最大以1kHz地重复产生亚微秒的脉冲宽度的光脉冲，把1024个光脉冲平均，作为所述与声压成比例的电信号，但是无法取得充分的精度。

因此，为了进一步提高精度，提出了使用连续强度调制的光源的第二现有例。图50表示第二现有例的装置的结构(例如，参照专利文献2)。本例子也以血糖为主要测定对象，使用不同波长的多个光源，以提高精度。

为了避免说明的繁杂，根据图50说明光源的数量为2时的动作。在图50中，不同波长的光源、即第一光源601和第二光源605分别由驱动电源604和驱动电源605驱动，输出连续光。

第一光源601和第二光源605输出的光被用电机618驱动并且以一定转速旋转的断续板617变成断续的光。这里，断续板617由不透明的材料形成，在以电机618的轴为中心的圆周上，在第一光源601和第二光源605的光通过的圆周上，形成有互质的个数的开口部。

根据上述的结构，第一光源601和第二光源605分别输出的光由互质的调制频率f₁、调制频率f₂进行强度调制后，由合波器609合波，作为一个光束照射到生物体被检测部610。

在生物体被检测部610内，由第一光源601的光产生频率为f₁的光声信号，由第二光源605的光产生频率f₂的光声信号，这些光声信号由声音传感器619检测并变换为与声压成比例的电信号，利用频率分析器621观测其频谱。

在本例子中，多个光源的波长全部设定为葡萄糖的吸收波长，与各波长对应的光声信号的强度作为与血液中包含的葡萄糖的量对应的电信号而被测定。

这里，预先存储了光声信号的测定值强度和根据另外采集的血液而测定的葡萄糖含量的值的关系，来从所述光声信号的测定值测定葡萄糖的量。

而携带所述的成分浓度测定装置来连续测定在健康管理和治疗中是重要的，正在开发便携式成分浓度测定装置。作为便携式成分浓度测定装置，公开了以下表示的第三现有例和第四现有例。

图51所示的第三现有例是眼镜挂耳部的安装例(例如参照专利文献2)。在图51中，在仪器体540与生物体499的接触面上嵌入了光源500和声波检测器541。该例是由声波检测部541检测利用来自光源500的照射光而在生物体499内产生的声波中向后方传播的部分的结构。

此外，图52所示的第四现有例是安装在耳环上的例子(例如参照专利文献2)。在图52中，在从两侧接触生物体499的仪器体540的一侧的接触面中嵌入光源500，在另一侧的接触面中嵌入声波检测器541。该例是由声波检测部541检测利用来自光源500的照射光而在生物体499内产生的声波中向前方传播的部分的结构。

专利文献1：特开平10-189号公报

专利文献2：特开平08-224228号公报

非专利文献1：芬兰的University of Oulu的学位论文“Pulsephotoacoustic techniques and glucose determination in human bloodand tissue”(IBS 951-42-6690-0，http://herkules.oulu.fi/isbn9514266900/，2002年)

在上述的现有例中，存在以下的课题。在第一现有例中，因为使用脉冲光源反复测定，所以存在需要长时间测定的课题。

人和动物的身体的约2/3是水，水占血液成分的近80％，水分子在波长1μm的波长带表现显著的吸收特性。而葡萄糖分子在1.6μm附近和2.1μm附近的光的波长带表现吸收特性，但是在健康正常者的血糖值50～100mg/dl(2.8～5.6mM)的浓度下，水与葡萄糖相比具有1000倍以上的大的吸收。因此，为了测定血糖值，测定精度必须高于0.1％。通常，血糖值测定所要求的精度是5mg/dl(0.28mM)，为了该测定，必须0.003％左右的精度。对于如上所述的血液成分浓度的测定，特别是血糖值即葡萄糖量的测定，必须极高的测定精度。

在所述的现有例中，特定的血液成分表现吸收的波长在血液中的其他血液成分和非血液组织中的成分的两者中表现吸收时，把它们合计到产生的光声信号中来测定。由于在非血液组织中能产生的光声信号的误差也同样相加，所以容易受到外来干扰的影响。因此，为了以更高精度测定血液成分，把血液中产生的光声信号与其它光声信号分离成为课题。

此外，如果要通过反复测定脉冲光源的信号并取平均来实现所述的高精度，则所需的测定次数很多，测定时间变长。例如使用脉冲光源，以每一个脉冲1％的精度取得信号，为了通过平均把精度改善达到0.003％，需要110,000个脉冲的测定。当脉冲光源的重复周期为1kHz时，该测定需要110秒。

在所述血糖值的测定中，被检查者必须静止，把显著的苦痛强加给被检查者。此外，当被检查者为动物时，极难使其长时间静止。在光声法的测定中，对生物体被检测部610照射光，使其产生声波，由与生物体被检测部610接触的图49所示的超声波检测器613或图50所示的声音传感器619检测在生物体内传播的声波，但是为了提高声波的测定效率，必须在生物体被检测部610的皮肤与超声波检测器613或声音传感器619的接触面上涂敷包含很多水分的凝胶，以在声音上实现良好的耦合。这时，在凝胶中混入从生物体被检测部610发散的水蒸气引起的气泡状的空气成为误差的原因。

此外，如果在超声波检测器613或声音传感器619等检测器和生物体被检测部610之间产生相对位置的变化，那么声音的耦合状态就会变化，所以在测定中被检查者必须静止。

由超声波检测器613或声音传感器619测定的声压与在生物体被检测部610上的与超声波检测器613或声音传感器619接触的检测部和被光照射的照射部之间的距离成反比。可是，所述检测部和所述照射部的距离容易根据生物体被检测部610向超声波检测器613或声音传感器619的按压方式而变化。因此，为了把所述检测部和所述照射部之间的距离保持固定，生物体被检测部610必须以一定压力与超声波检测器613或声音传感器619接触并且静止。

此外，如后所述，生物体被检测部610的光声信号依存于比热、热膨胀系数、音速等而变化。这些是明显根据温度(体温)而变化的量(特别是热膨胀系数的变化大，达到约3％/℃)，此外音速根据声波的频率而变化，甚至还有这些全部依存于血糖值自身变化的报告。

因此，第一现有例中，有必要至少测定体温并对光声信号的测定值进行修正。用于该修正的高精度的基础数据的收集不容易，但是即使成功收集了修正数据，在由繁杂的修正结果取得的血糖值的可靠性的保证上需要长期的验证。

而第二现有例同时测定对于多个不同波长的光声信号，所以具有把声音的耦合条件、从所述照射部到所述检测部的距离、比热、热膨胀系数、音速等能变化的系数一起作为未知乘数消去的可能性，以下对此进行说明。

当背景(水)对于波长为λ₁和波长λ₂的各光的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)以及作为测定对象的血液成分(葡萄糖)的摩尔吸收系数α₁ ⁽⁰⁾、α₂ ⁽⁰⁾已知时，包含各波长的光声信号的测定值s₁和s₂的连立方程式表示如下。

[表达式1]

$C({\mathrm{\α}}_1^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\α}}_1^{\left(0\right)})=s_1$

$C({\mathrm{\α}}_2^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\α}}_2^{\left(0\right)})=s_2$

解表达式1，计算未知的血液成分浓度(血糖值)M。这里，C是包含所述的能变化的系数的未知乘数。

从表达式1，在C未知的状态下，能计算M。在进一步加上基于第三、第四波长的测定的情况下，与未知数的数量相比方程式的数量变得过多，但是这时，已知能取得作为最小二乘法的意思下的解的M。

可是，光声信号关于吸收系数不是严格的线性。结果，在对水的吸收系数不同的波长λ1和波长λ2进行的多个测定之间，未知乘数C不相等。

在第二现有例中，光声信号还依存于调制频率f。因此，在不同的调制频率下产生的光声信号的未知乘数不相等。

如上所述，在表达式1中第1行和第2行的C不相等，所以一般不可能解表达式1来求出M。如果完全知道未知乘数C的吸收系数α、对于调制频率f的函数形式，就有解开表达式1的可能性，但是如后所述，该函数形式自身会根据散射的多少而变化。

这样，光声信号关于吸收系数不是严格的线性的结果是，在第二现有例中，对于关于水的吸收系数不同的波长λ1和波长λ2进行的多个测定必须进行复杂的修正。

在第二现有例中，光声信号也依存于调制频率f，因此，对不同的调制频率下产生的光声信号的测定值需要更复杂的修正。

此外，在第二现有例中，声音传感器619的频率特性的频率f₁和f₂方面也存在不均匀的课题。

此外，频率特性的不均匀也可通过以下的现象来发现。由于生物体的被检测部和周边物质(这时为空气)的声阻抗的不匹配，声波的边界反射的发生是不可避免的。结果，检测的光声信号受到与生物体被检查部的形状相对应的边界反射的影响，光声信号的驻波的频率发生变动，所以难以在固体间均匀地从所检测的光声信号计算出成分浓度。

在光声法中，为了取得关于吸收系数α的信息，声波的波长必须比α^-1×2π短。在光的波长为1.6μm附近的葡萄糖分子的吸收带中，水的吸收系数大致是α＝0.6mm^-1，因此希望声波的波长为10mm以下。这里，水中的音速C大约是1.5km/s，所以至少可以使用150kHz以上的调制频率。在光的波长为2.1μm附近的葡萄糖吸收带中，水的吸收系数与葡萄糖相比变为约4倍，所以所需的声波的波长为2.5mm以下，调制频率为0.6MHz以上。

第二现有例所述的利用由电机旋转的断续板617而获得的上述高频率的强度调制的实用性也成为研究课题，但是对于波长为10mm或者2.5mm以下的超声波，因为该波长接近通常使用的超声波检测器的元件尺寸，所以非常难以实现容易产生驻波、频率特性平坦的检测器。市售有通过阻尼材料压抑共鸣现象的检测器，但是这时还残留有±2dB左右的灵敏度的不均匀。

所述检测器的灵敏度的频率依存性如果总是一定不变，则在第二现有例中能修正不同的调制频率间的灵敏度差，但是灵敏度的频率依存性随温度变化，也根据检测器和生物体的接触状态而变化。前者是由杨式模量等机械常数的变化和热膨胀导致的尺寸变化而引起的，后者的原因是弹性能量的散逸程度随接触而变化所引起的共鸣的Q值(Quality Factor)的变动。因此，对于不同调制频率的检测器的灵敏度的严密修正来说，除了温度计之外，还需要使声音的耦合状态固定的装置或者夹具，这种修正是非常困难的。

这里，图53表示光声信号检测器的共振特性的Q值的变化的例子。图53中，用实线表示的光声信号的检测灵敏度特性根据生物体被检查部和光声信号检测器之间的按压力的变化而变化为用虚线表示的检测灵敏度特性。在图3所示的例子中，用实线表示的光声信号的检测灵敏度特性的峰值在虚线表示的光声信号的检测灵敏度特性中减小到约1/2。

此外，图54表示光声信号检测器的频率特性的变化的例子。图54中，用实线表示的检测器灵敏度的频率特性是使生物体与光声信号检测器接触之后的状态，即光声信号检测器在外部气温例如20℃左右、生物体的体温为例如36℃左右、在光声信号检测器和生物体被检查部之间存在16℃左右的温差的状态。

图54中虚线表示的光声信号检测器灵敏度的频率特性是约经过10分钟之后的状态。图54中用实线和虚线表示的光声信号检测器的灵敏度的频率特性的峰值频率约变化了10kHz。

此外，虽然已知利用检测器的共振特性提高检测灵敏度的方法(例如，参照泽田嗣朗编著的“光声分光法及其应用-PAS”学会出版中心，1982年)，但是在第二现有例中，因为用多个调制频率测定，所以不可能利用共振特性提高灵敏度。

如上所述，在第一或第二现有例的非侵袭的血液成分浓度的测定方法中，存在以下应该解决的课题：(1)在测定中存在难以保持方固定的多个参数，所以无法以充分的准确度把光声信号换算为血液成分浓度；(2)通过对于多个波长的光的光声信号的测定，因为光声信号中存在的与吸收系数有关的非线性和调制频率依存性，所以无法把这些光声信号连立来换算为血液成分的浓度；(3)因为检测器灵敏度特性的修正的困难性，所以基于共鸣型的检测器的光声信号检测的高灵敏度化是困难的；(4)由于被检测体和它周围的边界反射、作用于超声波检测部的压力和振动、超声波检测部的集音状态和温度变化，造成检测的光声信号的精度下降。

而在第三现有例中，如图51所示，在仪器体540与生物体499接触的面上设置有光源500和声波检测器541，但是在这样的安装中，存在以下应该解决的问题。

即如后所述，在本发明的安装型的成分浓度测定装置中，作为对生物体照射的光，使用了波长比1μm长的光，但是占生物体的大部分的水分对于这样的波长的光表现强的吸收，所以通过光源500对图51的生物体499照射光时，葡萄糖分子吸收而产生的超声波在光源500的正下方的光照射部分的表面局部存在，超声波成球面波的状态而难以通过如图51所示的与光源500并列设置在同一面上的声波检测器541检测。

此外，在图52所示的第四现有例中，存在以下应该解决的问题。即在图52所示的结构中，当光源500和声波检测器541的间隔为r，葡萄糖水溶液的光吸收系数为α，产生的超声波的波长为λ时，为了测定葡萄糖浓度，以下的表达式2必须成立。

[表达式2]

r＞＞α^-1＞λ/(2π)

这里，作为例子，在把对生物体499照射的光的波长设定为1.6μm左右的葡萄糖的吸收带时，水的吸收系数大致为α＝0.6mm^-1，r为充分大于2mm的例如10mm以上，此外作为超声波的波长λ优选为10mm以下。

此外，在把对生物体499照射的光的波长设定为2.1μm左右的葡萄糖的吸收带时，水的吸收系数为上述情况的约4倍，r为例如2.5mm以上，此外作为超声波的波长λ优选为2.5mm以下。

按上述那样产生的超声波的波长λ有必要设定为比光源500和超声波检测器541的间隔即光源500和超声波检测器541之间的作为测定对象的生物体499的厚度短。

这里，在图52中，生物体499是柔软的，所以根据把光源500和超声波检测器541向生物体499按压的力的如何，光源500和超声波检测器541的间隔会变化。此外，在光源500的正下方产生的超声波的球面波成为直接到达超声波检测器541的部分和在生物体499和空气的界面反复反射并且到达超声波检测器541的部分的合计。

超声波的波长λ比生物体499的尺寸小，所以即使光源500和超声波检测器541的间隔固定，由于生物体和空气的界面的形状的变化，到达超声波检测器541的直接波和多个间接波的干涉条件会发生变化，从而由超声波检测器541检测的超声波的量会发生变化。

在第四现有例中，存在即使在测定中生物体499的形状发生微小变化，超声波检测器541检测的超声波的测定值也会产生误差的课题。

而在光声法中，还存在下述的课题。光声法检测的声波的频率依存于测定对象，但是如果以生物体内的血液为测定对象，则检测的声波的频率希望是数百kHz附近的超声波。可是，超声波在从某媒质1到达与某媒质2界面时，产生2个现象。一个是界面的透射。另一个是在界面的反射。如果各媒质的声阻抗非常不同，则大部分在界面反射而几乎不发生透射。如果媒质1的声阻抗为Z₁，媒质2的声阻抗为Z₂，则这时的反射率R按表达式3表示。

[表达式3]

$R=\frac{Z_2-Z_1}{Z_2+Z_1}$

考虑在把人体的手指作为被检测体时的反射率。图55是表示手指的结构的剖视图。如图55所示，人体的手指在骨头213的中心存在肌肉214，脂肪215包围在骨头213的周围，表皮216覆盖在脂肪215的周围。表1中表示各声阻抗。

[表1]

部位	音速(m/s)	声阻抗
			表皮	1470	1.58
脂肪	1490	1.6
			肌肉	1600	2.1
骨头	4000	7.8

通过表达式3根据声阻抗计算骨头213和脂肪215的界面的反射率为65％。因此，到达骨头213的声波大部分被反射而散射。

图56表示光声信号由骨头反射/散射的例子。图56是人体的手指的剖视图，(a)表示光声信号由骨头散射的情况，(b)表示光声信号由骨头衰减的情况。如(a)所示，当入射于手指的激励光219的光路的延长线完全被骨头213遮断时，光声信号被散射，用检测器220几乎无法检测。如(b)所示，当入射于手指的激励光219的光路的延长线附近存在骨头213时，光声信号的一部分被散射，所以由检测器220检测的强度减小。由于这样的反射/散射的影响，在现有的光声法中存在光声信号的强度在每次测定时变化的问题。

在光声法中，检测在被检测体中传播的声波，所以有必要使被检测体和检测器220紧密接触。被检测体和检测器220的界面上的声波损失随接触的压力而变化。由于这种按压的压力的变化，存在光声信号的强度在每次测定时发生变化的问题。

发明内容

因此，本发明的目的在于解决现有技术中的所述的课题，提供一种能正确测定血液成分浓度、并且能进行利用共鸣型的检测器的高灵敏度测定、能进行对被检查者不成为负担的短时间的测定、小型、能安装在生物体的被检查部的非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法。

本发明的目的还在于，提供一种非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于，包括：产生光的光发生部件；对调制所述光发生部件产生的光的调制频率进行扫描的频率扫描部件；通过来自所述频率扫描部件的信号，把由所述光发生部件产生的光进行电强度调制的光调制部件；向被测定物照射所述强度调制了的光的光照射部件；检测由所述照射的光在被测定物内产生的声波的声波检测部件；把所述声波检测部件检测的声波在被扫描的调制频率范围中累加的累加部件。

在本发明中，通过频率在给定范围中扫描的调制信号，把光进行电强度调制，把强度调制了的光对被测定物照射，检测由照射的光在被检测体内产生的声波即光声信号，把检测的光声信号累加后，计算被测定物内成为测定对象的成分浓度。据此，跟踪声波检测部件的灵敏度特性变化，总能以灵敏度高的频率测定成为测定对象的成分浓度。

此外，本发明的成分浓度测定装置包括产生光的光发生部件、把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件、向被测定物照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件、检测从被所述强度调制光照射了的被测定物发射的声波的声波检测部件，其特征在于：可在所述光照射部件和所述声波检测部件之间配置声阻抗与所述被测定物大致相等的声音匹配物质以及所述被测定物。

本发明的特征在于，在声阻抗与被测定物的声阻抗大致相等的环境下检测光声信号。把以一定频率进行了强度调制的强度调制光对被测定物照射，通过所述声音匹配物质用声波检测部件检测从被测定物产生的声波即光声信号来测定液体中包含的特定成分的浓度。声波检测部件通过所述声音匹配物质检测光声信号，据此能减少被测定物和它周围的边界反射以及由于被测定物和声波检测部件的接触而产生的声波即光声信号的反射所引起的信号损失。即可以在光照射部件和声波检测部件之间配置声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质以及被测定物，从而可以在被测定物和声波检测部件之间配置声音匹配物质，减小被测定物和它周围的边界的边界反射。

此外，本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被测定物照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；检测从被所述强度调制光照射了的被测定物所发射的声波的声波检测部件；用声阻抗与所述被测定物大致相等的声音匹配物质填充所述光照射部件和所述声波检测部件之间的容器。

通过设置用声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质填充的容器，可以在用声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质填充了的容器内配置被测定物，在用声音匹配物质包围着被测定物的周围的环境下检测来自被测定物的声波即光声信号。通过在用声音匹配物质包围被测定物的周围的环境下检测光声信号，能降低被测定物和它周围的边界反射以及由于被测定物和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

在上述成分浓度测定装置中，所述光发生部件产生不同波长的2个光，所述光调制部件把各个所述光进行强度调制为频率相同而彼此反相的强度调制光。

通过对强度调制光使用频率相同而彼此反相的2个强度调制光，能除去光声信号受到的来自水的影响。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被测定物照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；输出声波的声波发生器；检测从被所述强度调制光照射的被测定物发射的声波以及从所述声波发生器透过被测定物的所述声波的声波检测部件。

本发明的特征在于：在使用光声法测定成为被测定物的测定对象的成分浓度时，把从放在激励光的照射位置附近即光声信号的发生源附近的声波发生器产生的超声波(这里称作声波)作为参照信号进行检测，并检测出光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系变为最优的配置。通过以检测出的最优配置检测光声信号，可以在存在于被测定物内的散射体的影响少的传送路线上测定成分浓度。

如果用声波的衰减量变为一定的、检测出的声波的信号强度成为预先确定的值的配置来检测光声信号，以该检测出的配置检测光声信号，从而可以检测排除了包含由光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系的变化所引起的散射体对光声信号带来的影响的变化以及声波检测部件与被测定物的接触等不确定因素的影响的光声信号。据此，可以测定排除了随着成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的成分浓度。

根据本发明，能使用声波检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。据此，可以用最优的配置来检测光声信号。

在进行光声法的测定部分的被测定物与各元件的最优配置时，可以通过把调节各配置的部件机械化，使其与声波检测部件连动，从而使以最优配置进行的成分浓度测定自动化。须指出的是，在本发明中，作为所述的激励光，使用以一定频率调制的强度调制光。

根据本发明，可以使用声波来检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。据此，能用最优的配置检测光声信号。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生不同波长的2个光的光发生部件；把该不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制的光调制部件；把强度调制了的该不同波长的2个光对被测定物照射的光照射部件；检测由照射的光在被测定物内产生的声波的声波检测部件。

在本发明中，把不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制，所以可以不受声波检测部件的频率特性的影响地检测与不同波长的2个光分别对应的声波。

所述一个光产生与被测定物内的测定对象的成分和水的混合存在状态的全吸收相对应的压力的声波，而所述另一个光产生与只由占被测定物的大部分的水通过所述一个光产生的声波的压力相同的声波，因此根据两者的差，检测只由测定对象的成分产生的声波的压力。结果，能测定测定对象的成分的量。

所述一个光使被测定物内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的与仅由占被测定物的大部分的水的吸收对应的声波的压力的频率相等并且反相，在被测定物内，在声波的阶段相互重叠，以检测出声波压力的差。因此，与分别测定所述一个光在被测定物内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的与仅由占被测定物的大部分的水的吸收对应的声波的压力来计算差相比，能以更高精度地测定声波压力的差。这是现有技术中没有的全新的优点。

在本发明中，通过把对不同波长的2个光的每个进行电强度调制的调制频率以与关于被测定物内产生的声波检测的共鸣频率相同的频率进行调制，来测定考虑到光声信号的测定值中与吸收系数有关的非线性而选择的不同波长的2个光相对应的光声信号，可以从这些测定值排除难以保持一定的多个参数的影响，以高精度检测被测定物内产生的声波。

在所述的成分浓度测定装置中，还具有：将调制所述光发生部件产生的光的调制频率进行扫描的频率扫描部件；在扫描的调制频率范围中把所述声波检测部件检测到的声波累加的累加部件；所述光调制部件优选根据来自所述频率扫描部件的信号把所述不同的波长的2个光相互反相地进行电强度调制。

在本发明中，通过在扫描的调制信号范围中把所述被测定物内产生的所述光声信号累加，在所述声波检测部件的共振频率变化时，也能累加以与所述声波检测部件的共振频率一致的频率下的高灵敏度而检测出的光声信号的值，所以能以灵敏度高的共振频率进行测定。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，所述声波检测部件跟踪所述频率扫描部件扫描的调制频率，检测由照射的光在所述被测定物内产生的声波，所述累加部件在所述声波检测部件具有高的检测灵敏度的调制频率范围中累加所述声波检测部件检测的声波。

在本发明中，在被测定物内产生的声波检测部件的共振频率发生变化，而检测光声信号的调制频率发生变化时，从检测出的由频率扫描的调制频率调制并照射的光在被测定物内产生的光声信号的结果来判断检测灵敏度变为最大的声波检测部件的共振频率的变化并跟踪共振频率的变化，在共振频率的附近累计光声信号的检测值。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有从由所述累计部件累计的声波计算所述被测定物内的作为测定对象的液体成分的成分浓度的液体成分浓度计算部件。

在本发明中，存储预先准备好的表示在被测定物内产生的光声信号和作为测定对象的成分浓度的关系的理论值或者实验值，从检测出的被测定物内产生的光声信号的值计算测定对象的成分浓度。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有输出声波的声波发生器，所述声波检测部件在检测来自所述被测定物的声波的同时检测从所述声波发生器透过所述被测定物的所述声波。

根据本发明，可以使用声波来检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。据此，能用最优的配置检测光声信号。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个位置可变的驱动部件。

根据本发明，可以使声波的传播路线发生变化，按各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响，用检测出的最优配置来检测光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有控制所述驱动部件以使由所述声波检测部件检测的声波强度变为特定的值的控制部件。

根据本发明，可以使以检测出的最优配置的光声信号的检测自动化。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件优选把所述2个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光中一个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为溶剂呈与在所述一个光的波长上的吸收相等的吸收的波长。

本发明是在所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长的成分浓度测定装置控制方法中，使溶剂呈现的吸收的差为0的情况。据此，能除去溶剂的吸收引起的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置中，优选将所述2个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比其余的液体成分呈现的吸收的差还大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述光照射部件和所述被测定物之间还具有合成照射的光束的合成器。

因为能使光集中在测定部位，所以能高效产生光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有检测来自所述声波检测部件的声波的振幅的检波放大部件。

可以从检测出的光声信号中检测声波的振幅。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有从检测出的声波的压力计算所述被测定物内作为测定对象的液体成分的成分浓度的液体成分浓度计算部件。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有：与调制频率相对应地记录所述声波检测部件检测的声波的记录部件。

通过设置按扫描的各调制频率记录声波检测部件检测出的光声信号的值的部件，当被测定物内产生的声波检测部件的共振频率变化时，对被测定物照射的光的调制频率的扫描范围包含所述共振频率变化的范围，从检测的光声信号中选出以高精度测定的值并累计和平均，可以正确地测定成分浓度。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生光的光发生部件；将调制所述光发生部件产生的光调制的调制频率进行扫描的频率扫描部件；通过来自所述频率扫描部件的信号，把由所述光发生部件产生的光进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射所述强度调制的光的光照射部件；通过所述照射的光检测所述被测定物内产生的声波的声波检测部件；把所述声波检测部件检测的声波在被扫描的调制频率范围中累计的累计部件。

在本发明中，通过频率在给定范围中扫描的调制信号，把光进行电强度调制，把强度调制的光对被检测体照射，检测由照射的光在被检测体内产生的光声信号，把检测的光声信号累计后，计算被检测体内的成分浓度。这里把对被检测体照射的光的波长设定为作为测定对象的成分呈现吸收的波长。跟踪声波检测部件的灵敏度特性变化，总能以灵敏度高的频率来测定成为测定对象的成分浓度。

本发明的成分浓度测定装置包括产生光的光发生部件、把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件、向被检测体照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件、检测从被照射了所述强度调制光的所述被检测体发射的声波的声波检测部件，其特征在于：在所述光照射部件和所述声波检测部件之间可以配置声阻抗与所述被检测体大致相等的声音匹配物质以及所述被检测体。

本发明的特征在于，在声阻抗与被检测体的声阻抗大致相等的环境下检测光声信号。把以一定频率进行了强度调制的强度调制光对被检测体照射，隔着所述声音匹配物质用声波检测部件检测从被检测体产生的声波即光声信号来测定液体中包含的特定成分的浓度。声波检测部件通过所述声音匹配物质检测光声信号，据此可以减小被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射所引起的衰减导致的信号损失。即可以在光照射部件和声波检测部件之间配置声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质以及被检测体，从而可以在被检测体和声波检测部件之间配置声音匹配物质，减小被测定物和它周围的边界的边界反射。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；检测从被所述强度调制光照射了的被检测体发射的声波的声波检测部件；用声阻抗与所述被检测体大致相等的声音匹配物质填充所述光照射部件和所述声波检测部件之间的容器。

通过设置用声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质填充的容器，可以在用声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质填充了的容器内配置被检测体，在用声音匹配物质包围着被检测体的周围的环境下检测来自被检测体的光声信号。通过在用声音匹配物质包围被检测体的周围的环境下检测光声信号，能降低被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

在所述成分浓度测定装置中，所述容器优选用作为所述声音匹配物质的水填充。

被检测体的声阻抗非常接近水，所以在用水包围被检测体的周围的环境下检测光声信号，可以降低被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件产生不同波长的2个光，所述光调制部件把所述光进行强度调制为频率相同而彼此反相的强度调制光。

通过对强度调制光使用频率相同而彼此反相的2个强度调制光，能除去光声信号受到的来自水的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述容器的横截面形状优选为半圆形，在所述半圆形的圆的大致中心点的位置配置所述光照射部件。

通过使容器的内壁面的横截面形状为半圆并在圆的中心点配置光照射部件，可以使相当于所述半圆的圆弧部分的容器的侧面和光照射部件的距离固定。据此，如果使相当于半圆的圆弧部分的容器的侧面与光照射部件的距离为能把光声信号假定为平面波的程度的距离，并在所述侧面配置声波检测部件的话，就能高效地检测扩展为放射状的光声信号。这样，通过改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，优选在所述容器的所述半圆形的圆弧部分配置2个以上的所述声波检测部件。

通过在相当于半圆的圆弧部分的容器侧面配置2个以上的声波检测部件，声波检测部件可以更高效地检测扩展为放射状的光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述容器的横截面形状优选为椭圆形，在所述椭圆形的焦点的位置分别配置所述光照射部件和所述声波检测部件。

通过使横截面的内壁面的形状为椭圆形并在所述椭圆形的焦点的位置分别配置光照射部件和声波检测部件，可以使光声信号在容器的侧面散射并高效地汇集到声波检测部件。这样，通过改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述容器优选是底部在截面包含2个焦点的半椭圆球，分别在所述2个焦点配置所述光照射部件以及所述声波检测部件。

通过使容器的内壁面的底部为在截面包含2个焦点的半椭圆球并分别在所述2个焦点配置光照射部件以及声波检测部件，能使光声信号在容器的底部散射并高效地汇集到声波检测部件。通过这样改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，优选在所述容器的内壁面的至少一部分上包含反射材料。

通过在容器的内壁面的至少一部分上包含反射材料，能提高把光声信号汇集到声波检测部件的效率。据此，能进一步提高声波检测部件检测的光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述容器的内壁面的至少一部分上包含吸音材料。

通过在容器的内壁面的至少一部分上包含吸音材料，可以吸收并除去由被检测体的内部构造的不均一性所产生的多重反射的声波，所以能高效地检测从被检测体反射的光声信号。据此，能进一步提高声波检测部件检测的光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述容器的内壁面上还优选具有对于所述强度调制光透明的出射窗。

通过设置对于强度调制光透明的出射窗，能在容器之外配置光照射部件，所以光照射部件的配置变得容易。此外，能从容器的内壁面照射强度调制光，所以容器的内壁面没有起伏，所以可以减少光声信号的反射。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光照射部件优选包含把强度调制光向所述容器引导的光纤。

通过光照射部件包含光纤，能在远离光照射部件的地方配置光发生部件，把强度调制光引导到能对被检测体照射的位置。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有：测定所述声音匹配物质的温度的温度测量部件、按照该温度测量部件所测定的温度调节所述声音匹配物质的温度的温度调节部件。

通过设置按照温度测量部件测定的温度调节声音匹配物质的温度的温度调节部件，能使声音匹配物质以及被检测体表面的温度稳定。据此，能减小温度变化引起的光声信号的强度的干扰，提高光声信号的S/N比。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生光的光发生部件；把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；向被检测体照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；输出声波的声波发生器；检测从被所述强度调制光照射的被检测体发射的声波以及从所述声波发生器透过被检测体的所述声波的声波检测部件。

本发明的特征在于，在使用光声法测定作为测定对象的成分浓度时，把从放在激励光的照射位置附近即光声信号的发生源附近的声波发生器产生的超声波(这里称作声波)作为参照信号检测，并检测光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系变为最优的配置。通过以检测到的最优的配置检测光声信号，可以在存在于被检测体内的散射体的影响小的传送路线上测定成分浓度。

如果用声波的衰减量变为一定的、检测出的声波的信号强度成为预先确定的值的配置来检测光声信号，以用该检测出的配置检测光声信号，可以检测排除了包含由光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系的变化所引起的散射体对光声信号带来的影响的变化以及声波检测部件与被检测体的接触等不确定因素的影响的光声信号。据此，可以测定排除了随着成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的成分浓度。

在进行光声法的测定部分中的被检测体特别是生物体与各元件的最优配置时，可以通过把调节各配置的部件机械化，使其与声波检测部件连动，从而使以最优配置进行的成分浓度测定自动化。须指出的是，在本发明中，作为所述的激励光，使用以一定频率调制的强度调制光。

根据本发明，可以使用声波来检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。据此，能用最优的配置检测光声信号。

本发明的成分浓度测定装置的特征在于包括：产生不同波长的2个光的光发生部件；把该不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制的光调制部件；把强度调制了的该不同波长的2个光对被检测体照射的光照射部件；检测由照射的光在被检测体内产生的声波的声波检测部件。

在本发明中，把不同波长的2个光分别以频率相同、相位相反的信号进行电强度调制，所以可以不受声波检测部件的频率特性的影响地检测与不同波长的2个光分别对应的声波。

所述一个光产生与被检测体内的测定对象的成分和水的混合存在状态的全吸收相对应的压力的声波，而所述另一个光产生与只由占被测定物的大部分的水通过所述一个光产生的声波的压力相同的声波，所以根据两者的差，检测只由测定对象的成分产生的声波的压力。结果，能测定测定对象的成分的量。

所述一个光使被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的与仅由占被测定物的大部分的水的吸收对应的声波的压力的频率相等并且反相，在被检测体内在声波的阶段相互重叠，以检测出声波压力的差。因此，与分别测定所述一个光在被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的仅由占被检测体的大部分的水的吸收对应的声波的压力来计算差相比，能以更高精度测定声波压力的差。这是现有技术中没有的全新的优点。

在本发明中，通过把对不同波长的2个光的每个进行电强度调制的调制频率以与关于被检测体内产生的声波检测的共鸣频率相同的频率进行调制，来测定考虑到光声信号的测定值中与吸收系数有关的非线性而选择的不同波长的2个光相对应的光声信号，可以从这些测定值排除难以保持一定的多个参数的影响，以高精度检测被检测体内产生的声波。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有把以比所述相同频率的重复间隔还长的间隔断续地产生的光向所述被检测体照射的第二光照射部件。

根据本发明，能使被检测体特别是生物体的组织内的作为测定对象的成分的吸收引起的光声信号的发生量增加并能非侵袭并且正确地测定成分浓度。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，所述第二光照射部件的光的波长优选是呈现与成为测定对象的成分不同的成分的特征吸收的波长。

与非血液组织相比，能使血液组织的温度上升，只增大血液成分的光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述第二光照射部件的光的波长优选是呈现血液中的血红蛋白的特征吸收的波长。

据此能使血红蛋白的温度上升，只使来自包含血红蛋白的血液的光声信号增大。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述第二光照射部件的产生光的间隔是使所述被检测体产生2℃以下的温度上升的间隔。

据此可以把对被检测体的影响抑制在最小限度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述第二光照射部件的光的强度是使所述被检测体产生2℃以下的温度上升的强度。

据此可以把对被检测体的影响抑制在最小限度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有：将调制所述光发生部件产生的光的调制频率进行扫描的频率扫描部件；在扫描的调制频率范围中把所述声波检测部件检测到的声波累计的累计部件；所述光调制部件根据来自所述频率扫描部件的信号把所述不同的波长的2个光相互反相地进行电强度调制。

在本发明中，通过在扫描的调制信号范围中把所述被检测体内产生的所述光声信号累计，在所述声波检测部件的共振频率变化时，也能累计以与所述声波检测部件的共振频率一致的频率下的高灵敏度而检测出的光声信号的值，所以能以灵敏度高的共振频率进行测定。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，所述声波检测部件跟踪所述频率扫描部件扫描的调制频率，检测由照射的光在所述被检测体内产生的声波，所述累计部件在所述声波检测部件具有高的检测灵敏度的调制频率范围中累计所述声波检测部件检测的声波。

在本发明中，在被检测体内产生的声波检测部件的共振频率发生变化，而检测光声信号的调制频率变化时，从检测出的由频率扫描的调制频率调制并照射的光在被检测体内产生的光声信号的结果来判断检测灵敏度变为最大的声波检测部件的共振频率的变化，并跟踪共振频率的变化，在共振频率的附近累计光声信号的检测值。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有从由所述累计部件累计的声波计算所述被检测体内的作为测定对象的成分的成分浓度的成分浓度计算部件。

在本发明中，存储预先准备好的表示在被检测体内产生的光声信号和作为测定对象的成分浓度的关系的理论值或者实验值，从检测出的被检测体内产生的光声信号的值计算测定对象的成分浓度。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有输出声波的声波发生器，所述声波检测部件在检测来自所述被检测体的声波的同时检测从所述声波发生器透过所述被检测体的所述声波。

根据本发明，可以使用声波来检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。据此，能用最佳的配置检测光声信号。

此外，在所述的成分浓度测定装置中，还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个位置可变的驱动部件。

根据本发明，可以使声波的传播路线变化，按各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响，用检测的最佳配置来检测光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有控制所述驱动部件以使由所述声波检测部件检测的声波强度变为特定的值的控制部件。

根据本发明，可以使以检测出的最佳配置的光声信号的检测能自动化。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光照射部件固定在所述声波发生器上，从而与所述声波发生器连动。

根据本发明，光照射部件与声波发生器连动，所以能从最佳的声波发生器的位置自动移动激励用光源。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有用压力可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测部件按压在所述被检测体上的按压部件。

根据本发明，声波发生器和声波检测部件按压被检测体的压力可变，所以能把声波发生器和声波检测部件与被检测体接触的压力保持在规定的压力。据此，能减轻按压被检测体的压力的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述声波发生器配置为接近来自所述光照射部件的强度调制光的光束。

根据本发明，在接近强度调制光的光束的路线的位置输出声波，所以能更正确地检查在光声信号的传播路线上的反射/散射。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述声波发生器的一部分上还具有透过所述强度调制光的光束的透过窗。

根据本发明，能从声波发生器的上方对被检测体照射强度调制光。据此，能从最佳的声波发生器的位置对被检测体照射强度调制光。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述声波发生器输出的所述声波的频率和/或强度是可变的。

根据本发明，能用与声波检测部件检测的光声信号频率相等的声波检测散射体，所以能更正确地检查散射体对光声信号带来的影响。此外，可以按照由所述声波检测部件检测的声波的强度来改变从声波发生器输出的声波的强度，所以当由声波检测部件检测的强度小时，也能比较检测的强度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述声波发生器以及/或所述光照射部件与所述被检测体接触的面上还具有与所述被检测体的声阻抗大致相等的声耦合构件。

根据本发明，能减轻声波发生器或声波检测部件的至少任意一个与被检测体接触的面上的反射/散射。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光中一个光的波长设定为作为测定对象的成分呈特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为溶剂呈与所述一个光的波长上的吸收相等的吸收的波长。

本发明是在所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长的成分浓度测定装置控制方法中，使溶剂呈现的吸收的差为0的情况。据此，能除去溶剂的吸收引起的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的成分呈现的吸收的差比其余的成分呈现的吸收的差还大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光中一个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈与在所述一个光的波长上的吸收相等的吸收的波长。

本发明是在所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长的成分浓度测定装置控制方法中，使水呈现的吸收的差为0的情况。据此，能除去水的吸收引起的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比其余的血液成分呈现的吸收的差还大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述光照射部件和所述被检测体之间还具有合成照射的光束的合成器。

因为能使光集中在测定部位，所以能高效地产生光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有检测来自所述声波检测部件的声波的振幅的检波放大部件。

据此能从检测的光声信号检测声波的振幅。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述检波放大部件是同步检波放大器。

据此能从光声信号以高灵敏度检测声波的振幅。

所述光照射部件照射的2个光的光束直径大致相等。

据此能使测定部位一致，提高测定精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有从检测出的声波的压力计算在所述被检测体内作为测定对象的成分的成分浓度的成分浓度计算部件。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述成分浓度计算部件把对所述被检测体照射所述不同波长的2个光而产生的声波的压力除以所述2个光中的一个光为零时产生的声波的压力。

由所述不同波长的2个光照射被检测体而产生的声波的压力变为由所述一个光在被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波压力与所述另一个光只由占被检测体内的大部分的水产生的声波压力的差而被检测出来，所以按照后面描述的表达式5，用所述差值除以所述2个光中一个光为零时产生的声波压力即所述另一个光只由占被检测体内的大部分的水产生的声波压力，就可以测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光调制部件用与关于所述被检测体内产生的声波检测的共振频率相同的频率调制。

在本发明中，把不同波长的两个光分别进行电强度调制的调制频率用与关于被检测体内产生的声波检测的共振频率相同的频率进行调制，从而能以高精度检测被检测体内产生的声波。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件调整所述不同波长的两个光各自的相对强度，从而把强度调制的所述不同波长的两个光合波为1个光束并使对水照射而产生的声波的压力为零。

通过所述的校正，能校正波长不同的2个光的相对强度，从而各波长的光在占被检测体内的大部分的水中产生的光声信号的强度变为相等，所以可以在包含光声信号的测定部分全体的状态下，校正波长不同的2个光的相对强度，提高测定精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述声波检测部件与所述调制频率同步，通过同步检波检测声波。

通过与所述调制频率同步的同步检波来检测所述光声信号，能以高精度进行检测。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件以及所述光调制部件通过频率相同而彼此反相的矩形波信号，直接对2个半导体激光光源的每个进行调制。

在本发明中，通过频率相同而彼此反相的矩形波信号直接对2个半导体激光光源的每个进行调制，能在产生所述不同波长的2个光的同时进行调制，能简化装置结构。

此外，在所述成分浓度测定装置中，作为测定对象的血液成分是葡萄糖。

在测定葡萄糖或胆固醇的浓度时，通过照射呈特征吸收的波长，能以高精度进行测定。

此外，在所述成分浓度测定装置中，还具有与调制频率相对应地记录所述声波检测部件检测的声波的记录部件。

通过设置按扫描的各调制频率记录声波检测部件检测出的光声信号的值的部件，当被检测体内产生的声波检测部件的共振频率变化时，对被检测体照射的光的调制频率的扫描范围包含所述共振频率变化的范围，从检测的光声信号中选出以高精度测定的值并累计和平均，可以正确地测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光照射部件和所述声波检测部件配置在大致相对置的位置。

在光照射部件照射强度调制光的方向以最大的信号强度检测从被检测体放射的光声信号。通过将光照射部件和声波检测部件配置在大致相对置的位置，能进一步提高声波检测部件检测的光声信号的精度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述强度调制光的光路的至少一部分的周围还具有防止所述强度调制光向所述成分浓度测定装置的外部泄漏的遮光罩。

根据本发明，能防止强度调制光向检查的部分以外的被检测体的部分等成分浓度测定装置的外部泄漏。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在包围着所述被检测体的一部分安装着的环状部分的内侧与所述被检测体接触的部分还具有至少配置了所述光照射部件和所述声波检测部件的装饰部件。

如上所述，通过在具有包围着所述被检测体的一部分安装着的环状部分的所述装饰部的内侧至少配置所述光照射部件和所述声波检测部件，从而抑制在测定中所述被检测体的移动而引起的所述光照射部件和所述声波检测部件之间的距离、即所述光照射部件和所述声波检测部件之间的测定对象的所述被检测体的一部分厚度的变化，稳定所述被检测体内产生的声波的测定值，防止被检测体的测定部分的周边部分的变形，稳定来自所述被检测体的测定部分的周边部分的多重反射，从而能正确测定作为测定对象的成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光照射部件和所述声波检测部件配置在所述装饰部件的环状部分的大致彼此相对置的位置。

如上所述，通过在所述装饰部件的环状部分的大致相对置的位置配置所述光照射部件和所述声波检测部件，可以由所述光照射部件照射光并由所述声波检测部件高效地检测所述被检测体内产生的声波，从而可以正确地测定作为所述被检测体的测定对象的成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在包含所述声波检测部件的配置部位的所述装饰部件的环状部分的内侧与被检测体接触的部分的至少跨越半个圆周的部分上配置有具有近似于所述被检测体的声阻抗的缓冲材料的层。

如上所述，通过在包含所述声波检测部件的配置部位的所述装饰部件的环状部分的内侧与被检测体接触的部分的至少跨半个圆周的部分配置有具有近似于所述被检测体的声阻抗的缓冲材料的层，从而能高效地检测被检测体内产生的声波中直接到达所述声波检测部件的部分，并且减少被检测体内产生的声波中在所述被检测体和所述装饰部件的环状部分的内侧界面多重反射后、由所述声波检测部件接收而成为噪声的声波的量，可以更正确地测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，在所述缓冲材料的层和所述装饰部件的环状部分的内侧的面之间填充有吸音材料。

如上所述，通过在所述缓冲材料的层和所述装饰部件的环状部分的内侧的面之间填充有吸音材料，可以减少被检测体内产生的声波在所述缓冲材料的层和所述装饰部件的环状部分的内侧的面的界面反射后、由所述声波检测部件接收而成为噪声的声波的量，可以更加正确测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光发生部件通过多个半导体激光元件产生波长不同的2个光。

如上所述，所述光发生部件利用多个半导体激光元件产生波长不同的2个光，据此可以使本发明的成分浓度测定装置大幅度地小型化、轻型化。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述光照射部件具有把所述光发生部件产生的光的束径扩大的束径扩大器。

如上所述，所述光照射部件具有把所述光发生部件产生的光的束径扩大的束径扩大器，从而把对所述被检测体照射的光束扩大，可以对所述被检测体照射比较强的光而不带来不良影响，正确地测定成为所述被检测体的测定对象的成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述装饰部件是佩带在人体的手指上的戒指，并且所述光照射部件配置在所述手指的手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧。

如上所述，所述装饰部件是佩带在人体的手指上的戒指，并且所述光照射部件配置在所述手指的手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧，据此所述声波检测部件容易与所述手指的比较柔软的皮肤接触而能高效地测定所述手指内产生的声波，所以能更加正确地测定成分浓度。通过在戒指的内表面安装所述光照射部件和所述声波检测部件，对日常生活不会带来妨碍，能简易地连续测定该人体的成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置中，所述装饰部件是佩带在所述人体的胳膊上的手镯，并且所述光照射部件配置在手掌一侧，所述声波检测部件配置在所述手背一侧。

如上所述，所述装饰部件是佩带在所述人体的胳膊上的手镯，并且所述光照射部件配置在手掌一侧，所述声波检测部件配置在所述手背一侧，据此所述声波检测部件可以容易地与所述胳膊的比较柔软的皮肤接触而能高效地测定所述胳膊内产生的声波，所以能更加正确地测定成分浓度。在所述手镯的内表面安装所述光照射部件和所述声波检测部件，不会对日常生活造成妨碍，能简易地连续测定该人体的成分浓度。

本发明的成分浓度测定装置控制方法的特征在于，按顺序包含：光发生部件产生光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部件通过由所述频率扫描步骤扫描的信号，把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件向被测定物照射在所述光调制步骤中被强度调制的光的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光在被测定物内产生的声波的声波检测步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检测出的声波在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

在本发明中，通过频率在给定范围中扫描的调制信号，把光进行电强度调制，把强度调制了的光照射，检测由照射的光产生的光声信号，把检测的光声信号累计来计算被测定物内成为测定对象的成分浓度。这里，照射的光的波长设定为成为测定对象的成分呈现吸收的波长。跟踪声波检测部件的灵敏度特性变化，总能以灵敏度高的频率测定成为测定对象的成分浓度。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法包含光发生部件产生光的光发生步骤、光调制部件以一定频率把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤、光照射部件向被测定物照射在所述光调制步骤中强度调制了的光的光照射步骤、声波检测部件检测所述光照射步骤中由强度调制光在所述被测定物内产生的声波的声波检测步骤，其特征在于：在填充有声阻抗与所述被测定物大致相等的声音匹配物质的容器中进行所述光照射步骤以及所述声波检测步骤。

本发明的特征在于：在声阻抗与被测定物的声阻抗大致相等的环境下检测光声信号。把以一定频率进行了强度调制的强度调制光照射，通过所述声音匹配物质用声波检测部件检测由照射的光产生的声波即光声信号来测定被测定物中包含的特定成分的浓度。通过在填充有声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质的容器中进行光照射过程以及声波检测过程，能在用声音匹配物质包围着被测定物的周围的环境下检测光声信号。据此，能减少被测定物和它周围的边界反射以及由于被测定物和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

本发明的成分浓度测定装置控制方法的特征在于，按顺序包括：声波发生器从2处以上的不同位置对被测定物输出声波，声波检测部件检测所述声波强度变为特定值的位置的最佳位置检测步骤；光照射部件从透过所述被测定物的所述声波的强度变为特定值的位置对所述被测定物照射以一定频率进行了强度调制的强度调制光，所述声波检测部件检测从所述被测定物放射的声波的声波检测步骤。

本发明的特征在于，在使用光声法测定成为测定对象的成分浓度时，把从放在激励光的照射位置附近即光声信号的发生源附近的声波发生器产生的超声波(这里称作声波)作为参照信号检测，并检测出光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系变为最佳的配置。通过以检测出的最佳的配置检测光声信号，可以在受散射激励光的散射体的影响少的传送路线上测定成分浓度。

如果用声波的衰减量变为一定的、检测出的声波的信号强度成为预先确定的值的配置来检测光声信号，以该检测出的配置检测光声信号，从而可以检测排除了包含由光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系的变化引起的散射体对光声信号带来的影响的变化以及声波检测部件与被测定物的接触等不确定因素的影响的光声信号。据此，能测定排除了随着成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的成分浓度。

在进行光声法的测定部分的被测定物与各元件的最佳配置时，可以通过把调节各配置的部件机械化，使其与声波检测部件连动，从而使以最佳配置进行的成分浓度测定自动化。须指出的是，在本发明中，作为所述的激励光，使用以一定频率调制的强度调制光。

根据本发明，使声波的传播路线变化，按各传播路线检测出反射/散射的散射体对光声信号带来的影响后，照射强度调制光并检测光声信号，以使光声信号在由声波检测部件检测的声波强度变为特定值的传播路线上传播。据此，能用最佳的配置检测光声信号。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法的特征在于，按顺序包括：光发生部件产生不同波长的2个光的光发生步骤；光调制部件通过频率相同、相位相反的信号把在所述光发生步骤中产生的不同波长的2个光分别进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件把所述光调制步骤中进行了强度调制的不同波长的2个光对被测定物照射的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光在所述被测定物内产生的声波的声波检测步骤。

在本发明中，由频率相同、相位相反的信号把不同波长的2个光进行电强度调制，所以能不受声波检测部件的频率依存性的影响地检测与不同波长的2个光分别对应的声波。

所述一个光产生与被测定物内的测定对象的成分和水的混合存在状态的全吸收对应的压力的声波，而所述另一个光产生与只由占被测定物的大部分的水通过所述一个光产生的声波压力相同的声波，因此根据两者的差，检测只由测定对象的成分产生的声波的压力。结果，能测定测定对象的成分的量。

所述一个光使被测定物内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的与仅由占被测定物的大部分的水的吸收对应的声波的压力的频率相等并且相位相反，在被测定物内，在声波的阶段相互重叠，以检测出声波压力的差。因此，与分别测定所述一个光在被测定物内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的只与占被测定物的大部分的水的吸收对应的声波的压力来计算差相比，能以更高精度地测定声波压力的差。这是现有技术中没有的全新的优点。

在本发明中，通过把对不同波长的2个光的每个进行电强度调制的调制频率以与和被测定物内产生的声波检测相关的共鸣频率相同的频率进行调制，来测定考虑到光声信号的测定值中与吸收系数有关的非线性而选择的不同波长的2个光相对应的光声信号，能从这些测定值中排除难以保持一定的许多参数的影响，以高精度检测被测定物内产生的声波。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含：频率扫描部件对调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；累计部件把在所述声波检测步骤中检测出的声波在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

在本发明中，通过把在所述被测定物内产生的所述光声信号在扫描的调制信号范围中累计，在所述声波检测部件的共振频率变化时，也累计在与所述声波检测部件的共振频率一致的频率下以高灵敏度检测出的光声信号的值，所以能以灵敏度高的共振频率测定。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检测步骤跟踪所述频率扫描步骤中扫描的调制频率，检测由照射的光在所述被测定物内产生的声波；所述累计步骤是在所述声波检测步骤中声波的检测灵敏度高的调制频率范围中，把所述声波检测步骤中检测出的声波累计的步骤。

在本发明中，在被测定物内产生的声波检测部件的共振频率发生变化，检测光声信号的调制频率发生变化时，从检测由频率扫描的调制频率调制、照射的光产生的光声信号的结果来判断检测灵敏度变为最大的声波检测部件的共振频率的变化并跟踪共振频率的变化，在共振频率附近把光声信号的检测值累计。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含从在所述累计步骤中累计的声波计算成为测定对象的液体成分的成分浓度的液体成分浓度计算步骤。

在本发明中，存储预先准备好的表示在被测定物内产生的光声信号和作为测定对象的成分浓度的关系的理论值或者实验值，从检测出的被测定物内产生的光声信号的值计算测定对象的成分浓度。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，优选在填充有与所述被测定物的声阻抗大致相等的声音匹配物质的容器内进行所述光照射步骤和所述声波检测步骤。

通过设置用声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质填充的容器，可以在用声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质填充的容器内配置被测定物，在由声音匹配物质包围在被测定物的周围的环境下检测光声信号。通过在用声音匹配物质包围在被测量物周围的环境下检测来自被测量物的光声信号，能减少被测定物和它周围的边界反射以及由于被测定物和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述声波检测步骤中，隔着声阻抗与所述被测定物大致相等的声音匹配物质检测所述声波。

通过隔着声阻抗与被测定物大致相等的声音匹配物质检测光声信号，能防止被测定物和它周围的边界反射以及作用在声波检测部件上的压力和振动。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光照射步骤中，所述强度调制光通过配置在所述容器的内壁面并且对于所述强度调制光透明的出射窗对所述被测定物照射。

通过使容器具有对于强度调制光透明的出射窗，可以将光照射部件设置在容器外部，使光照射部件的配置变得容易。此外，能从容器的内壁面照射强度调制光，所以容器的内壁面的起伏消失，能减少光声信号的反射。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述被测定物由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质覆盖照射所述强度调制光的部分。

被测定物的照射强度调制光的部分由液状、溶胶状或凝胶状的声音匹配物质覆盖，从而能在由声音匹配物质包围着被测定物的周围的环境下检测来自被测定物的光声信号。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包括声波发生器从2处以上的不同位置对所述被测定物输出声波，声波检测部件检测透过所述被测定物的所述声波强度变为特定的值的位置的最佳位置检测步骤；在所述光照射步骤中，所述光照射部件从所述声波强度变为特定值的位置对所述被测定物照射光。

根据本发明，使声波的传播路线变化，按各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响后照射强度调制光并检测光声信号，以使光声信号在由声波检测部件检测的声波强度变为特定的值的传播路线上传播。据此，能用最佳的配置检测光声信号。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光的波长设定为成为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差还大的2个光的波长的步骤。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光中一个光的波长设定为成为测定对象的液体成分呈特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为溶剂呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长的步骤。

本发明是在所述光发生步骤把所述2个光的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长的成分浓度测定装置控制方法中，溶剂呈现的吸收的差为0的情况。据此，能除去溶剂的吸收引起的影响。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光的波长的双方的波长设定为作为测定对象的液体成分呈现的吸收的差比其余的液体成分呈现的吸收的差还大的2个光的波长。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，把来自所述光照射部件的2个光的光束合成并对所述被测定物照射。

由于能使光集中在测定部位，所以能高效地产生光声信号。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还把所述检测的声波进行检波放大来检测声波的振幅。

据此能从检测出的光声信号检测超声波的振幅。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含从由所述声波检测步骤检测的声波的压力计算成为测定对象的液体成分的成分浓度的液体成分浓度计算步骤。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述声波检测步骤之后，还包含与调制频率对应地记录由所述声波检测步骤检测的声波的记录步骤。

通过设置按扫描的各调制频率记录声波检测部件检测的光声信号的值的部件，在产生的声波检测部件的共振频率变化时，照射的光的调制频率的扫描范围包含所述共振频率变化的范围，从检测的光声信号中选出高精度测定的值并累计和平均，可以正确地测定成为测定对象的成分浓度。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光照射步骤中，被测定物与所述强度调制光的照射面接触地配置，所述强度调制光对所述被测定物直接照射。

通过将被测定物与强度调制光的照射面接触地配置并对被测定物直接照射强度调制光，能防止声音匹配物质的吸收引起的强度调制光的衰减。据此，能高效地对被测定物照射强度调制光，所以从被测定物发射的光声信号增加，能进一步提高声波检测部件检测的光声信号的精度。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法按顺序包含：光发生部件产生光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部件通过由所述频率扫描步骤扫描的信号，把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件照射在所述光调制步骤中强度调制了的光的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光产生的声波的声波检测步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检测的声波在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

在本发明中，通过频率在给定范围中扫描的调制信号，把光进行电强度调制，并把强度调制了的光照射，来检测由照射的光产生的光声信号并把检测的光声信号累计后，来计算被检测体内成为测定对象的成分浓度。这里，照射的光的波长设定为成为测定对象的成分呈现吸收的波长。跟踪声波检测部件的灵敏度特性变化，总能以灵敏度高的频率测定成为测定对象的成分浓度。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法包含光发生部件产生光的光发生步骤、光调制部件以一定频率把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤、光照射部件照射在所述光调制步骤中强度调制了的光的光照射步骤、声波检测部件检测在所述光照射步骤中由强度调制光产生的声波的声波检测步骤，其特征在于：在填充有声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质的容器中进行所述光照射步骤以及所述声波检测步骤。

本发明的特征在于，在声阻抗与被检测体大致相等的声阻抗的环境下检测光声信号。把以一定频率进行了强度调制的强度调制光照射，通过所述声音匹配物质用声波检测部件检测由照射的光产生的声波即光声信号，来测定液体中包含的特定成分的浓度。通过在填充有声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质的容器内进行所述光照射过程以及所述声波检测过程，能在用声音匹配物质包围着被检测体的周围的环境下检测光声信号。据此，能减少被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法的特征在于，按顺序包括：声波发生器从2处以上的不同位置输出声波，声波检测部件检测透过被检测体的所述声波强度变为特定的值的位置的最佳位置检测步骤；光照射部件从所述声波的强度变为特定的值的位置照射以一定频率进行了强度调制的强度调制光，所述声波检测部件检测由所述强度调制光产生的声波的声波检测步骤。

本发明的特征在于，在使用光声法测定成为测定对象的成分浓度时，把从放在激励光的照射位置附近即光声信号的发生源附近的声波发生器产生的超声波(这里称作声波)作为参照信号检测，检测光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系变为最佳的配置。通过在检测出的最佳的配置检测光声信号，能在受骨头等散射体的影响小的传送路线测定成分浓度。

如果用声波的衰减量变为一定的、检测出的声波的信号强度成为预先确定的值的配置来检测光声信号，以用该检测出的配置检测光声信号，可以检测排除了包含由光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系的变化引起的散射体对光声信号带来的影响的变化以及声波检测部件与被检测体的接触等不确定因素的影响的光声信号。据此，可以测定排除了随着成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的成分浓度。

在进行光声法的测定部分的被测定物特别是生物体与各元件的最佳配置时，可以通过把调节各配置的部件机械化，使其与声波检测部件连动，从而使以最佳配置的成分浓度测定自动化。须指出的是，在本发明中，作为所述的激励光，使用以一定频率调制的强度调制光。

根据本发明，使声波的传播路线变化，按各传播路线检测出反射/散射的散射体对光声信号带来的影响后，照射强度调制光并检测光声信号，以使光声信号在由声波检测部件检测的声波强度变为特定的值的传播路线上传播。据此，能用最佳的配置检测光声信号。

此外，本发明的成分浓度测定装置控制方法的特征在于，按顺序包括：光发生部件产生不同波长的2个光的光发生步骤；光调制部件通过频率相同、相位相反的信号把在所述光发生步骤中产生的不同波长的2个光分别进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件把所述光调制步骤中进行了强度调制的不同波长的2个光照射的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光产生的声波的声波检测步骤。

在本发明中，由频率相同、相位相反的信号把不同波长的2个光进行电强度调制，所以能不受声波检测部件的频率依存性的影响地检测与不同波长的2个光分别对应的声波。

所述一个光产生与被检测体内的测定对象的成分和水的混合存在状态的全吸收对应的压力的声波，而所述另一个光产生与只由占被检测体的大部分的水通过所述一个光产生的声波压力相同的声波，因此根据两者的差，检测只由测定对象的成分产生的声波的压力。结果，能测定测定对象的成分的量。

所述一个光使被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的与仅由占被检测体的大部分的水的吸收对应的声波的压力频率相等并且反相，在被检测体内，在声波的阶段相互重叠，以检测出声波压力的差。因此，与分别测定所述一个光在被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波的压力、和所述另一个光产生的只与占被检测体的大部分的水的吸收对应的声波的压力来计算差相比，能以更高精度地测定声波压力的差。这是现有技术中没有的全新的优点。

在本发明中，通过把对不同波长的2个光的每个进行电强度调制的调制频率以与关于被检测体内产生的声波检测的共鸣频率相同的频率进行调制，来测定与考虑到光声信号的测定值中与吸收系数有关的非线性而选择的不同波长的2个光相对应的光声信号，能从这些测定值中排除难以保持一定的许多参数的影响，以高精度检测被检测体内产生的声波。

在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含第二光照射部件以比所述相同频率的重复间隔还长的间隔断续地照射所述光的第二光照射步骤，在所述声波检测步骤中，所述声波检测部件检测由所述光照射步骤以及所述第二光照射步骤中照射的光所产生的声波。

根据本发明，使被检测体，特别是生物体组织内的成分的吸收引起的光声信号的发生量增加，并能非侵袭并且正确地测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述第二光照射部件照射呈现与成为测定对象的成分不同成分的特征吸收的波长的光。

与非血液组织相比，使血液组织的温度上升，只增大血液成分的光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述第二光照射部件照射血液中的血红蛋白呈现特征吸收的波长的光。

据此可以使血红蛋白的温度上升，只增大来自包含血红蛋白的血液的光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述第二光照射部件以使被检测体产生2℃以下的温度上升的间隔照射光。

据此可以把对被检测体的影响抑制在最小限度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述第二光照射部件以使所述被检测体产生2℃以下的温度上升的强度照射光。

据此可以把对被检测体的影响抑制在最小限度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含：频率扫描部件将调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检测的声波在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

在本发明中，在通过把所述被检测体内产生的所述光声信号在扫描的调制信号范围中累计，在所述声波检测部件的共振频率变化时，也累计在与所述声波检测部件的共振频率一致的频率下的高灵敏度而检测出的光声信号的值，所以能以灵敏度高的共振频率进行测定。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检测步骤跟踪所述频率扫描步骤中扫描的调制频率，检测由照射的光产生的声波；所述累计步骤在所述声波检测步骤中声波的检测灵敏度高的调制频率范围中，把所述声波检测步骤中检测的声波累计。

在本发明中，在被检测体内产生的声波检测部件的共振频率发生变化，而检测光声信号的调制频率变化时，从检测出的由频率扫描的调制频率调制、照射的光产生的光声信号的结果来判断检测灵敏度变为最大的声波检测部件的共振频率的变化，并跟踪共振频率的变化，在共振频率附近把光声信号的检测值累计。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含从所述累计步骤中累计的声波计算成为测定对象的成分的成分浓度的成分浓度计算步骤。

在本发明中，存储预先准备好的表示在被检测体内产生的光声信号和作为测定对象的成分浓度的关系的理论值或者实验值，从检测出的被检测体内产生的光声信号的值计算测定对象的成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，优选在填充有与被检测体的声阻抗大致相等的声音匹配物质的容器内进行所述光照射步骤和所述声波检测步骤。

通过在用声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质填充的容器内进行所述光照射步骤和所述声波检测步骤，能在由声音匹配物质包围着被检测体的周围的环境下检测光声信号。据此，能减少被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的恶化。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述声波检测步骤中，隔着声阻抗与所述被检测体大致相等的声音匹配物质检测所述声波。

通过隔着声阻抗与被检测体大致相等的声音匹配物质检测光声信号，能防止被检测体和它周围的边界反射以及作用在声波检测部件上的压力和振动。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光照射步骤中，所述强度调制光通过配置在所述容器的内壁面并且对于所述强度调制光透明的出射窗照射。

通过使容器具有对于强度调制光透明的出射窗，可以在容器的外部配置光照射部件，所以光照射部件的配置变得容易。此外，能从容器的内壁面照射强度调制光，所以容器的内壁面的起伏消失，能减少光声信号的反射。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述被检测体由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质覆盖照射所述强度调制光的部分。

被检测体的照射强度调制光的部分由液状、溶胶状或凝胶状的声音匹配物质覆盖，从而能在由声音匹配物质包围着被检测体的周围的环境下检测来自被检测体的光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述容器由作为所述声音匹配物质的水填充。

被检测体的声阻抗非常接近水，所以在用水包围着被检测体的周围的环境下检测光声信号，能降低被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的恶化。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包括：光照射部件从2处以上的不同位置输出声波，声波检测部件检测透过所述被检测体的所述声波强度变为特定的值的位置的最佳位置检测步骤。

根据本发明，能使声波的传播路线变化，按各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光照射步骤中，所述光照射部件从所述声波的强度变为特定值的位置照射光。

以使光声信号在由声波检测部件检测的声波的强度变为特定值的路线上传播的方式照射强度调制光并检测光声信号，可以以最佳的配置检测光声信号。此外，使最佳位置检测部件和光照射部件连动，总能以最佳的配置检测光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述声波检测步骤中，所述光照射部件通过设置在所述声波发生器的一部分上的对于所述强度调制光透明的透过窗照射。

根据本发明，能从声波发生器的上方对被检测体照射强度调制光。据此，能从与最佳的声波发生器的位置大致相同的位置对被检测体照射强度调制光。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述最佳位置检测步骤中，所述声波发生器输出与所述强度调制光的频率大致相等的频率的所述声波，或者按照由所述声波检测部件检测出的声波的强度，增减输出的所述声波的强度。

根据本发明，能用与声波检测部件检测的光声信号的频率相等的声波检查散射体对光声信号带来的影响。此外，按照由所述声波检测部件检测的声波的强度来增减从声波发生器输出的声波的强度，所以由声波检测部件检测的强度小时，也能比较检测的强度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述最佳位置检测步骤中，所述声波发生器和所述声波检测部件以可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测部件按压在所述被检测体上，来检测所述声波。

根据本发明，声波发生器和声波检测部件按压被检测体的压力可变，所以能把声波发生器和声波检测部件与被检测体接触的压力保持在规定的压力。据此，能减轻按压被检测体的压力的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤把所述2个光的波长设定为作为测定对象的成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光中一个光的波长设定为作为测定对象的成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为溶剂呈现与对所述一方的光的波长的吸收相等的波长的步骤。

本发明是在具有设定为作为测定对象的成分呈现的吸收的差比溶剂呈现的吸收的差大的2个光的波长的步骤的成分浓度测定装置控制方法中，溶剂呈现的吸收的差为零的情况。据此，能除去溶剂的吸收引起的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光的波长设定为作为测定对象的成分呈现的吸收的差比其余的液体成分呈现的吸收的差还大的2个光的波长的步骤。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差还大的2个光的波长的步骤。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光中一个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长的步骤。

本发明是在所述光发生步骤把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长的成分浓度测定装置控制方法中，水呈现的吸收的差为零的情况。据此，能除去水的吸收引起的影响。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤是把所述2个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比其余的血液成分呈现的吸收的差大的2个光的波长的步骤。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，把来自所述光照射部件的2个光束合成并照射。

据此能使光集中在测定部位，所以能高效地产生光声信号。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，还把所述检测出的声波进行检波放大并检测声波的振幅。

据此能从检测出的光声信号检测超声波的振幅。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述检波放大是同步检波放大。

据此能从光声信号以高灵敏度检测超声波的振幅。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，使来自所述光照射部件的2个光的束径大致相等。

据此能使测定部位一致，提高测定精度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，还包含从由所述声波检测步骤检测的声波的压力计算作为测定对象的成分的成分浓度的成分浓度计算步骤。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述成分浓度计算步骤是测定由所述不同波长的2个光产生的声波的压力，测定当所述2个光中1个光为零时产生的声波的压力，把由2个光产生的声波的压力除以所述2个光中1个光为零时产生的声波的压力的步骤。

照射所述不同波长的2个光而产生的声波的压力变为所述一个光在被检测体内产生的与测定对象的成分和水混合存在的状态的全吸收对应的声波压力与所述另一个光只由占被检测体内的大部分的水产生的声波压力的差并被检测出来，所以按照后面描述的表达式5，将所述差值除以根据所述2个光中一个光为0时产生的声波压力即所述另一个光只由占被检测体内的大部分的水产生的声波压力，就可以测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光调制步骤是用与和产生的声波的检测相关的共振频率相同的频率进行调制的步骤。

在本发明中，把不同波长的两个光分别进行电强度调制的调制频率以与和被检测体内产生的声波检测相关的共振频率相同的频率进行调制，从而能以高精度检测被检测体内产生的声波。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光调制步骤和所述光照射步骤之间还包含以把所述强度调制了的不同波长的2个光合波为一个光束并对水照射所产生的声波的压力变为零的方式调整所述2个光各自的相对强度的强度调整步骤。

根据所述的校正，能把不同波长的2个光的相对强度校正为使各波长的光在占被检测体内的大部分的水中产生的光声信号的强度变为相等，所以可以在包含光声信号的测定部分全体的状态下，校正波长不同的2个光的相对强度，提高测定精度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检测步骤是与所述调制频率同步地由同步检波检测声波的步骤。

通过与所述调制频率同步的同步检波来检测所述光声信号，能高精度地进行检测。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤和所述光调制步骤是通过频率相同而彼此反相的矩形波信号把2个半导体激光光源分别直接调制的步骤。

在本发明中，通过频率相同而彼此反相的矩形波信号直接把2个半导体激光光源分别调制，能在产生所述不同波长的2个光的同时进行调制，简化装置结构。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，作为测定对象的血液成分是葡萄糖或胆固醇。

在测定葡萄糖或胆固醇的浓度时，通过照射表现特征吸收的波长，能以高精度进行测定。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述声波检测步骤之后，还包含与调制频率对应地记录由所述声波检测步骤检测的声波的记录步骤。

通过设置按扫描的各调制频率记录声波检测部件检测出的光声信号的值的部件，在被检测体内产生的声波检测部件的共振频率变化时，对被检测体照射的光的调制频率的扫描范围包含所述共振频率变化的范围，从检测出的光声信号中选出以高精度测定的值并累计和平均，可以正确地测定成分浓度。

此外，在所述成分浓度测定装置控制方法中，在所述光照射步骤中，被检测体与所述强度调制光的照射面接触地配置。

通过与强度调制光的照射面接触地配置被检测体并对被检测体直接照射强度调制光，能防止声音匹配物质的吸收引起的强度调制光的衰减。据此，能高效地对被检测体照射强度调制光，所以可以增大从被检测体发射的光声信号，进一步提高声波检测部件检测的光声信号的精度。

本发明的非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法在对液体或者被检测体照射强度调制光并测定产生的光声信号来测定成分浓度时，在所述声波检测部件的灵敏度高的共振频率变化的频率范围中，扫描把所述光进行强度调制的调制频率，以所述调制频率与所述声波检测部件的共振频率一致的频率来测定光声信号，从而可以正确地测定作为测定对象的成分浓度。

由于本发明的非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法通过相同频率的信号对不同波长的2个光进行强度调制并对液体或者被检测体照射，来测定液体或者被检测体内产生的光声信号，所以不受声波检测部件的频率特性的不均匀性的影响。在包含可变的所述声波检测部件的共振频率的范围中，扫描把所述光进行强度调制的调制频率，通过与所述声波检测部件的共振频率一致的频率测定光声信号，所以检测器难以受到外部影响，能进行正确的测定。

此外，本发明的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法在声阻抗与被测定物或被检测体的声阻抗大致相等的环境下检测光声信号，所以能防止被检测体和它周围的边界反射以及由于被检测体和声波检测部件的接触而产生的光声信号的反射引起的衰减。还可以防止声波检测部件的集音状态和温度变化引起的光声信号的精度下降。

根据本发明，通过检测光声信号的发生源和声波检测部件的位置关系变为最佳的配置，可以在受骨头等散射体影响小的最佳配置检测光声信号，测定成分浓度。

用检测出的声波的信号强度成为预先确定的值的配置检测光声信号，能测定排除了随着成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的成分浓度。

通过以一定压力把声波检测部件按压在被检测体上，能减轻按压被检测体的压力的影响。

因此，在光声法中，减轻反射/散射的影响或按压被检测体的压力的影响，提高光声信号的测定精度。

本发明的非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法考虑与光声信号的吸收系数有关的非线性来选择不同波长的2个光，测定对于这些光的光声信号，排除难以保持一定的许多参数的影响，能正确计算作为测定对象的成分浓度。

本发明的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法考虑与光声信号的吸收系数有关的非线性来选择不同波长的2个光，测定对于这些光的光声信号，排除难以保持一定的许多参数的影响，能正确计算成分浓度。本发明的非侵袭式的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法由相同频率的信号对不同波长的2个光进行强度调制并对被检测体照射，测定被检测体内产生的光声信号，所以可以不受声波检测部件的频率特性的不均一性的影响，并可以应用对声波检测灵敏度的提高有效的共鸣类型的检测器，对于病弱的人和来回移动的动物也能短时间地进行测定。本发明的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法可以是检测在照射光方向传播的声波的前方传播类型或者检测在向着照射光的逆行的方向传播的声波的后方传播类型的任意结构，尤其是后者能小型化。

此外，本发明的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法能非侵袭并且正确地测定液体中包含的成分。

本发明的成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法通过对被检测体照射3种光并测定来自被检测体的光声信号，能非侵袭并且正确地测定被检测体中包含的成分浓度。如果第三个光的波长设定为只有血液呈现吸收的波长，就能除去来自非血液组织的背景信号。

本发明的成分浓度测定装置可以非侵袭地测定被检测体的成分浓度。此外，包含侧面部分的被检测体的尺寸保持一定，能进一步抑制来自被检测体侧面的反射波，所以能稳定并且正确地进行成分浓度的测定。本发明的成分浓度测定装置为戒指型或手镯型，从而能构成小型、紧贴的装置，能便携佩带。

附图说明

下面简要说明附图。

图1是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构的说明图。

图2是生物体内的音源分布的说明图。

图3是生物体内的音源分布的形状函数的说明图。

图4是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的光声信号的说明图。

图5是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的光声信号的说明图。

图6是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的光声信号的说明图。

图7是表示水以及葡萄糖的光吸收特性和使用的光波长的说明图。

图8是表示水以及葡萄糖的光吸收特性的说明图。

图9是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构例的说明图。

图10是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构例的说明图。

图11是表示水的光吸收特性的说明图。

图12是表示胆固醇的光吸收特性的说明图。

图13是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构例的说明图。

图14是表示一个实施形态的血液成分浓度测定的实施形态的说明图。

图15是表示一个实施形态的血液成分浓度测定的实施形态的说明图。

图16是表示一个实施形态的光声信号的说明图。

图17是表示一个实施形态的光声信号的说明图。

图18是表示一个实施形态的血液成分浓度测定的实施例的说明图。

图19是表示一个实施形态的血液成分浓度测定的实施例的说明图。

图20是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构的说明图。

图21是一个实施形态的超声波检测器的灵敏度特性的说明图。

图22是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构的说明图。

图23是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的一例的示意图。

图24是图23的D-D’横剖视图，表示血液成分浓度测定装置的第一方式。

图25是图23的D-D’横剖视图，表示血液成分浓度测定装置的第二方式。

图26是表示血液成分浓度测定装置的第四方式的纵剖视图。

图27是表示血液成分浓度测定装置的第五方式的纵剖视图。

图28是图27的F-F’横剖视图。

图29是表示血液成分浓度测定装置的一例的电路图。

图30是血液成分浓度测定装置的纵剖视图，表示对人体的指尖应用血液成分浓度测定装置的例子。

图31是图30的H-H’横剖视图。

图32是血液成分浓度测定装置的纵剖视图，表示对人体的指尖应用血液成分浓度测定装置的例子。

图33是图33的N-N’横剖视图。

图34是一个实施形态的血液成分浓度测定装置的电路图。

图35是表示声波发生器和声波检测部件的一例的示意图，(a)是外观图，(b)是声波发生器的俯视图，(c)是声波发生器的立体图，(d)是声波发生器的仰视图。

图36是一个实施例的血液成分浓度测定装置的电路图。

图37是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构的说明图。

图38是一个实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部的构造的说明图。

图39是一个实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部的构造的说明图。

图40是一个实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部的构造的说明图。

图41是一个实施形态的戒指型装饰部的说明图。

图42是一个实施形态的戒指型装饰部的细节构造的说明图。

图43是一个实施形态的戒指型装饰部的截面的说明图。

图44是一个实施形态的戒指型的光发生部的说明图。

图45是一个实施形态的戒指型装饰部的截面的说明图。

图46是一个实施形态的戒指型装饰部的说明图。

图47是一个实施形态的戒指型装饰部的说明图。

图48是一个实施形态的戒指型装饰部的截面的说明图。

图49是表示现有的血液成分浓度测定装置的结构例的说明图。

图50是表示现有的血液成分浓度测定装置的结构例的说明图。

图51是现有的血液成分浓度测定装置的说明图。

图52是现有的血液成分浓度测定装置的安装构造的说明图。

图53是超声波检测器的灵敏度特性的说明图。

图54是超声波检测器的灵敏度特性的说明图。

图55是表示手指的结构例的剖视图。

图56是人体的手指的剖视图，(a)表示光声信号由骨头散射情况，(b)表示光声信号由骨头衰减的情况。

图57是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的结构的说明图。

图58是一个实施形态的血液成分浓度的计算原理的说明图。

图59是一个实施形态的血液成分浓度的计算原理的说明图。

图60是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的实施例的图。

图61是表示一个实施形态的血液成分浓度测定装置的实施例的图。

具体实施方式

下面说明本发明的实施形态。本发明并不局限于以下的实施形态。须指出的是，在以下的实施形态中，把成分浓度测定装置和成分浓度测定装置控制方法作为血液成分浓度测定装置或血液成分浓度测定装置控制方法进行说明，但是如果把作为被检测体的生物体置换为作为被测定物的液体，把作为被检测体的血液置换为作为被测定物的液体，把水置换为液体的溶剂，就能作为液体成分浓度测定装置或液体成分浓度测定装置控制方法来实施。此外，被检测体并不局限于生物体或血液，例如也包含“淋巴液”或“眼泪”等。此外，应用生物体作为被检测体时，作为测定对象的成分并不局限于血液成分，例如也包含“淋巴液成分”或“眼泪成分”等成分。按照测定对象，能测定各种成分。

(实施形态1)

本实施形态的血液成分浓度测定装置包括：产生不同波长的2个光的光发生部件；由频率相同、相位相反的信号把该不同波长的2个光进行电强度调制的光调制部件；把强度调制了的该不同波长的2个光合波为1个光束并向生物体照射的光照射部件；检测由照射的光在生物体内产生的声波的声波检测部件；从检测出的声波的压力计算生物体内的血液成分浓度的血液成分浓度计算部件。本实施形态的血液成分浓度测定装置除了在本实施形态中应用，还能在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件把一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长。

参照图1，说明本实施形态的结构。图1表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的基本结构。在图1中，作为光发生部件的一部分的第一光源101通过作为光调制部件的一部分的驱动电路104与作为光调制部件的一部分的振荡器103同步地进行强度调制。

而作为光发生部件的一部分的第二光源105通过作为光调制部件的一部分的驱动电路108同样与所述振荡器103同步地进行强度调制。可是，振荡器103的输出经过作为光调制部件的一部分的180°移相器107对驱动电路108供电，结果，以对于所述第一光源101变化了180°相位的信号进行强度调制的方式来构成第二光源105。

这里，把图1所示的第一光源101和第二光源105中的一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长。

第一光源101和第二光源105分别输出不同波长的光，分别输出的光由作为光照射部件的合波器109合波，作为一个光束对作为被检测体的生物体被检查部110照射。由所照射的由第一光源101和第二光源105分别输出的光在生物体被检查部110内产生的声波即光声信号被作为声波检测部件的一部分的超声波检测器113所检测，变换为与光声信号的声压成比例的电信号。所述电信号由与所述振荡器103同步的作为声波检测部件的一部分的相位检波放大器114同步检波，向输出端子115输出与声压成比例的电信号。

这里，对输出端子115输出的信号的强度与第一光源101和第二光源105分别输出的光由生物体被检查部110内的成分吸收的量成比例，所以所述信号的强度与生物体被检查部110内的成分的量成比例。因此，血液成分浓度计算部件(未图示)从向输出端子115输出的所述信号的强度的测定值计算生物体被检查部110内的血液中的测定对象的成分量。

本实施形态的血液成分浓度测定装置用相同周期即相同频率的信号对第一光源101和第二光源105输出的波长不同的2个光进行强度调制，所以具有不受超声波检测器113的频率特性的不均一性的影响的特点，这一点优于现有技术。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置能高精度地测定血液成分。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包括：光发生部件产生不同波长的2个光的光发生步骤；光调制部件由频率相同、相位相反的信号把所述光发生步骤中产生的不同波长的2个光进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件把所述光调制步骤中强度调制的不同波长的2个光合波为1个光束并向生物体照射的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光在生物体内产生的声波的声波检测步骤；从检测出的声波的压力计算生物体内的血液成分浓度的血液成分浓度计算步骤。须指出的是，本实施形态的血液成分浓度计算步骤除了在本实施形态中应用，还能在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤把一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长，来产生不同波长的2个光。

这里，作为对不同波长的2个光进行电强度调制的方法，可以是产生不同波长的2个光，然后通过频率相同而相位相差180°的信号，使用调制器把不同波长的2个光分别进行电强度调制的方法，也可以是如图1所示的例子的情况，驱动电路104和驱动电路108在分别使第一光源101和第二光源105发光的同时进行强度调制的直接调制法。

由所述的步骤进行强度调制的所述不同波长的2个光分别由图1所示的合波器109合波为一个光束并对生物体照射，利用图1所示的超声波检测器113检测由照射的所述不同波长的2个光分别在生物体内产生的声波即光声信号并变换为电信号，所述电信号再由图1所示的相位检波放大器114同步检波，并向输出端子115输出与光声信号成比例的电信号。接着，在血液成分浓度计算步骤中，从由声波检测步骤检测的声波的压力计算生物体内的血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法用相同周期即相同频率的信号把第一光源101和第二光源105输出的不同波长的2个光进行强度调制，所以具有不受检测声波的测定部分的频率特性的不均一的影响的特点，该点优于现有技术。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法能以高精度测定血液成分。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光调制部件也可以是用与关于生物体内产生的声波检测的共鸣频率相同的频率进行调制的部件。须指出的是，本实施形态中说明的光调制部件在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也同样。

通过用与和生物体内产生的声波检测相关的共鸣频率相同的频率调制不同波长的2个光，能以高灵敏度检测生物体内产生的声波。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述光调制步骤也可以是用与和生物体内产生的声波检测相关的共鸣频率相同的频率调制的步骤。

通过用与关于生物体内产生的声波检测的共鸣频率相同的频率调制不同波长的2个光，能以高灵敏度检测生物体内产生的声波。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述血液成分浓度计算部件也可以是把所述不同波长的2个光对生物体照射产生的声波的压力除以所述2个光中一个光为零时产生的声波的压力的部件。

通过这样的除法，能以高精度测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述血液成分浓度计算步骤也可以是把所述2个光对生物体照射产生的声波的压力除以所述2个光中一个光为零时产生的声波的压力的步骤。

通过这样的除法，能以高精度测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件也可以是调整所述不同波长的2个光各自的相对强度，以使把强度调制了的所述不同波长的2个光合波为1光束并对水照射而产生的声波压力为零的部件。须指出的是，本实施形态的光发生部件在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也同样。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，例如在图1中，代替生物体被检查部110，对校正用的水，与所述的血液成分浓度测定同样地照射把第一光源101和第二光源105输出的光合波为1个光束的光并调节第一光源101和第二光源105输出的光的相对强度，以使超声波检测器113检测出的光声信号变为零。

如上所述，在调节第一光源101和第二光源105的光的强度时，能容易地把第一光源101和第二光源105的光的相对强度调整为相等，所以能容易地以高精度测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，在所述光调制步骤和所述光照射步骤之间还包含调整所述2个光各自的相对强度以使把所述强度调制的不同波长的2个光合波为1光束并对水照射而产生的声波的压力变为零的强度调整步骤。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法例如在把强度调制了的不同波长的2个光合波为1光束的步骤后，调整所述2个光各自的相对强度以使把不同波长的2个光合波为1光束并对水照射而产生的声波的压力变为零，据此可以容易地把第一光源101和第二光源105输出的光的相对强度调整为相等，所以能容易地以高精度测定血液成分。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述声波检测部件也可以是与所述调制频率同步并通过同步检波进行检测的部件。须指出的是，本本实施形态中说明的声波检测部件在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也同样。

本实施形态的血液成分浓度测定装置中，例如，把与第一光源101和第二光源105输出的光分别对应的光声信号由超声波检测器113检测并变换为电信号的信号在相位检波放大器114中与把第一光源101和第二光源105输出的光进行强度调制的信号同步，通过同步检波检测。

据此，在相位检波放大器114中，可以提高与第一光源101和第二光源105输出的光分别对应的光声信号的检测精度，进一步以高精度测定光声信号。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检测步骤也可以是与所述调制频率同步地通过同步检波检测的步骤。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，例如把与不同波长的2个光分别对应的光声信号与把所述不同波长的2个光进行强度调制的信号同步，通过同步检波检测。

据此可以提高与第一光源101和第二光源105输出的光分别对应的光声信号的检测精度，进一步以高精度测定光声信号。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件以及所述光调制部件可以是利用相同频率而彼此反相的矩形波信号把2半导体激光光源直接调制的部件。须指出的是，本实施形态中说明的光发生部件在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也同样。

采用通过频率相同而彼此反相的矩形波信号把2半导体激光光源直接调制的装置结构，能简化装置结构。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述光发生步骤以及所述光调制步骤可是通过频率相同而彼此反相的矩形波信号把2半导体激光光源直接调制的步骤。

采用通过频率相同而彼此反相的矩形波信号把2半导体激光光源直接调制的步骤，能简化步骤。

下面，说明成为本实施形态的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法的基本的技术细节。

参照图1说明本实施形态的血液成分浓度测定装置。图1所示的本实施形态的血液成分浓度测定装置由第一光源101、第二光源105、驱动电路104、驱动电路108、180°移相器107、合波器109、超声波检测器113、相位检波放大器114、输出端子115、振荡器103构成。

振荡器103通过信号线分别与驱动电路104、180°移相器107、相位检波放大器114连接，分别向驱动电路104、180°移相器107、相位检波放大器114分别发送信号。

驱动电路104接收从振荡器103发送的信号，向由信号线连接的第一光源101供给驱动电力，使第一光源101发光。

180°移相器107接收从振荡器103发送的信号，把对所述接收的信号施加了180°的相位变化的信号向由信号线连接的驱动电路108发送。

驱动电路108接收从180°移相器107发送的信号，向由信号线连接的第二光源105供给驱动电力，使第二光源105发光。

第一光源101和第二光源105分别输出波长互不相同的光，由光传送部件将分别输出的光导向合波器109。

第一光源101和第二光源105输出的光输入合波器109并被合波，作为1光束对生物体被检查部110的规定位置照射，在生物体被检查部110内产生声波即光声信号。

超声波检测器113检测生物体被检测部110的光声信号并变换为电信号，向由信号线连接的相位检波放大器114发送。

相位检波放大器114在接收从振荡器103发送的同步检波所需的同步信号的同时，接收从超声波检测器113送来的与光声信号成比例的电信号，进行同步检波和放大、滤波，并向输出端子115输出与光声信号成比例的电信号。

第一光源101输出与振荡器103的振荡频率同步地进行了强度调制的光。而第二光源105输出由频率为振荡器103的振荡频率并且由180°移相器107施加了180°的相位变化的信号进行强度调制的光。

如上所述，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，第一光源101和第二光源105输出的光由相同频率的信号进行强度调制，所以不存在现有的技术中在由多个频率的信号进行强度调制时成为问题的频率特性的不均一性的影响。

以下说明在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，通过使用提供相等的吸收系数的多个波长的光进行测定来解决现有的技术中成为问题的光声信号的测定值中存在的非线性的吸收系数依存性。

对于波长λ₁和λ₂的各光，当背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)以及作为测定对象的血液成分的摩尔吸收α₁ ⁽⁰⁾、α₂ ⁽⁰⁾已知时，包含各波长的光声信号的测定值s₁和s₂的连立方程式由所述表达式1表示。

解表达式1，计算未知的血液成分浓度M。这里，C是变化而难以控制或预测的系数，即依存于声的耦合状态、超声波检测器的灵敏度、所述照射部和所述检测部之间的距离(以下定义为r)、比热、热膨胀系数、音速、调制频率、甚至吸收系数的未知乘数。

如果在表达式1的第1行和第2行的C中产生差异，则它应该是由于与照射光有关的量即吸收系数造成的差异。这里，如果使表达式1的各行的括弧中即吸收系数变为彼此相等地选择波长λ₁和波长λ₂的组合，则吸收系数变为相等，第1行和第2行的C相等。可是，如果严格地进行的话，波长λ₁和波长λ₂的组合由于依存于未知的血液成分浓度M，所以不便于选择。

这里，关于在表达式1的吸收系数(各行的括弧中)中占的比率，背景(α_i ^(b)、i＝1、2)显著大于包含血液成分浓度M的项(Mα_i ⁽⁰⁾)。因此，如果代替使各行的吸收系数正确地相等地使背景、α_i ^(b)的吸收系数相等就足够了。即，可以选择不同的波长λ₁和波长λ₂的2个光，以使各自的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)彼此相等。如果能如此使第1行和第2行的C相等，则把它作为未知常数消去，测定对象的血液成分浓度M由表达式4表示。

[表达式4]

$M=\frac{(s_1-s_2){\mathrm{\α}}_1^{\left(b\right)}}{s_2{\mathrm{\α}}_1^{\left(0\right)}-s_1{\mathrm{\α}}_2^{\left(0\right)}}\≅\frac{{\mathrm{\α}}_1^{\left(b\right)}}{{\mathrm{\α}}_1^{\left(0\right)}-{\mathrm{\α}}_2^{\left(0\right)}}\frac{s_1-s_2}{s_2}$

在表达式4的后段的变形中使用的性质。

这里，如果观察表达式4，则在分母中出现波长λ₁和波长λ₂的测定对象的血液成分的吸收系数的差。该差大的时候光声信号的差信号s₁-s₂大，容易对其测定。为了使该差最大，把测定对象的成分的吸收系数α₁ ⁽⁰⁾变为极大的波长选择为波长λ₁，并且把波长λ₂选择为α₂ ⁽⁰⁾＝0即测定对象的成分不表现吸收特性的波长。这里，根据以前的条件，第二波长λ₂必须为α₂ ^(b)＝α₁ ^(b)，即背景的吸收系数等于第一波长λ₁的吸收系数。

在表达式4中，光声信号s₁以与光声信号s₂的差s₁-s₂的形式出现。如果以作为测定对象的成分的葡萄糖为例，则如上所述，在2个光声信号s₁和光声信号s₂中只存在0.1％以下的差异。

可是，如果在表达式4的分母的光声信号s₂中的精度为5％左右就足够了。因此，与逐次分别测定2个光声信号s₁和光声信号s₂相比，测定它们的差s₁-s₂并把该测定值除以单独测量的光声信号s₂时特别容易保持精度。因此，本实施形态的血液成分浓度测定装置中，把2个波长λ₁和波长λ₂的光彼此反相地进行强度调制并照射，测定在生物体内光声信号s₁和光声信号s₂相互重叠产生的光声信号的差信号s₁-s₂。

如上所述，在测定血液成分浓度时，与使用不同的特定波长的2个光，分别测定所述不同的特定波长的2个光在生物体内产生的光声信号相比，测定所述光声信号的差信号，并使规定的一个光声信号为零地测定另一个光声信号，并将其由表达式4计算，能容易地测定血液成分浓度。

参照图2，说明由光照射产生的声压。图2是成为本实施形态的基础的直接光声法的说明图，在图2中表示了直接光声法的观测点的配置和音源分布的模型。在图2中，照射光201对生物体垂直入射，结果如上所述，在光照射的部分的表面附近生成音源202。

关于从音源202发出并在生物体内(为了简单也称为声波)传播的声波，在位于照射光的延长线上，从离开音源距离为r的观测点203观测它的声压p(r)。

对于本实施形态的血液成分浓度测定装置中使用的波长为1μm以上的光，生物体受到基于背景(水)的强吸收，所以音源202在光照射的部分的表面局部存在，结果产生的声波可视为球面波。

记述图2所示的声波传播的波动方程式可从流体力学的方程式求出。即连续的表达式和Navier Stokes方程式在密度变化、压力变化、流速变化为微小时分别为线性，将它们与表示流体(水)的压力和密度的关系的状态方程式并求解来求出它们。这里，所述状态方程式把温度作为参数包含，热源Q存在时的温度变化通过所述状态方程式取入。

当忽略热传导时，微小的压力变化p由以下的非齐次的Helmholtz方程式记述。

[表达式5]

$(\frac{1}{c^2}\frac{{\∂}^2}{\∂t^2}-{\▿}^2)p=\frac{\mathrm{\β}}{C_p}\frac{\∂Q}{\∂t}$

这里，c为音速，β为热膨胀系数，C_p为定压比热。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置的情况下，照射以一定周期T进行了强度调制的光，检测与该一定周期T同步的声压变化，所以当调制频率为f＝1/T，调制角频率为ω＝2πf时，关于全部量，可以只关注具有时间依存性exp(-iωt)的量。其结果，时间微分成为与-iω的积。

此外，热源Q起因于照射光吸收后续的非发光缓和，所以与吸收系数α成比例，其分布等于介质中的照射光(如果产生散射光也包含散射光)的空间分布。即如果各点的光强度为I，则Q＝αI。据此，与稳定的直接光声法有关的基本方程式由以下的表达式6表示。

[表达式6]

$({\▿}^2+k^2)p=i\frac{\mathrm{\β}}{C_p}\mathrm{\α\ωI}$

这里，导入了声波的波数k＝ω/c＝2πλ(λ为声波的波长)。

表达式6的p(r→∞)→0的边界条件下的解在充分远方(r)α^-1，由以下的表达式7表示。

[表达式7]

$p\left(r\right)=\frac{1}{4\mathrm{\πi}}\frac{\mathrm{\β}}{C_p}\mathrm{\α\ω}{\∫}_{V^{\′}}\frac{I\left(\stackrel{\→}{r^{\′}}\right)\exp \left[\mathrm{ik}\right|\stackrel{\→}{r}-\stackrel{\→}{r^{\′}}\left|\right]}{|\stackrel{\→}{r}-\stackrel{\→}{r^{\′}}|}d\stackrel{\→}{r^{\′}}$

关于若干的光分布，根据表达式7，计算观测的声压。首先，作为光分布的模型A204，考虑强度对于矢径r’以e^-αr′衰减的半球状的分布。这与散射显著地大，无论照射光入射与否都全方位散射的情况对应。

而当散射为零时，是图2的模型B205和模型C206，分别相当于半径为w₀的高斯型的光束和同样的圆形光束入射的情况。各模型的光强度分布在图2中表示。

除了已经使用的条件r＞＞α^-1之外，当r＞＞w₀、N≡w₀ ²/(rλ)＜＜1(关于模型A的N使用α^-1来定义以代替w₀)成立时，基于表达式7的计算结果如下。

[表达式8]

$p\left(r\right)=\frac{\mathrm{\βc}}{4\mathrm{\π}{C}_p}\mathrm{\αF}\left(k{\mathrm{\α}}^{-1}\right)P_0\frac{e^{\mathrm{ikr}}}{\mathrm{ir}}$

这里P₀是照射光的全部功率，F(ξ)由表达式9计算。

[表达式9]

$F\left(\mathrm{\ξ}\right)=\left\{\begin{array}{cc}\arctan \left(\mathrm{\ξ}\right)-(i/2)\log (1+{\mathrm{\ξ}}^2)& \mathrm{forA}\\ \mathrm{\ξ}/(1+\mathrm{i\ξ})& \mathrm{forB},C\end{array}\right.$

音源的分布的信息集中到形状函数F(kα^-1)。图3表示所述的形状函数的曲线图。

如果根据以上的结果，则当ξ＝kα^-1小时，即声波的波长与吸收长度相比非常长时(λ)α^-1)，光声信号不包含任何吸收系数的信息。其理由是由于ξ＜＜1，故

因此

因此，声波的波长与吸收长度相比非常长时、即调制频率过低时，通过光声法无法测定血液成分浓度。

因此，在对生物体进行的直接光声法中，应该将调制频率设定为

即

以上，当照射光的波长为1.6μm附近时，调制频率有必要为150kHz以上，或者照射光的波长为2.1μm附近时，调制频率有必要为0.6MHz以上。

因为在模型B205、模型C206的结果中没有差异，所以在垂直于光轴的方向的光强度分布不影响信号。可是，该简单化只限于所述N≡w₀ ²/(rλ)＜＜1成立的情况。该N是称作菲涅耳数的量，表示当从观测点观察音源时，由于垂直于视线方向的音源的扩展，来自音源的各点的声波的贡献所产生的相位的变化宽度。菲涅耳数N如果充分小于1的话，就等价于在垂直于视线方向上音源没有扩展。

其结果，产生照射光的束径w₀对光声信号不带来影响的极好的性质。理由是以下的2个理由。

其一是生物体散射影响的抑制。所述模型204A假定了散射大的极限的情况，但是生物体的散射实际上到不了这种程度。一般，散射现象由散射系数μ_s和各向异性g表征。这里，后者是散射角θ的余弦的平均值<cosθ>，作为生物体、特别是皮肤的值，有报告约为0.9(例如，参照Applied Optics杂志，32卷，1993年，435-437页)。即实际的生物体的散射主要是小角度散射

在单位长度的传播中，入射光束由于散射导致的光减少的比例由还原散射系数μ’_s＝μ_s(1-g)提供，该值对于光的波长为1μm以上的情况，实测为1mm^-1(参照非专利文献3)。该值是与在单位长度的传播中，入射光束由于吸收而导致的光减少的比例即吸收系数α的值(光的波长为1.6μm左右时为0.61mm^-1，2.1μm左右时，为2.4mm^-1)相同程度的大小。

即在生物体中，照射光在吸收长度α^-1之间至多只受2次散射，而且散射角小。结果，生物体内部的光分布(入射光束和散射光的和)随着深度其束径渐渐扩展，变为如同钉头的形状。还报告了这样的光分布的实测例(参照Applied Optics杂志，40卷，2001年，5770-5777页)。这时，期待深度z的面内的光分布的总量依然按照exp(-αz)衰减。这是因为次数少的散射是小散射角引起的。

因此，当光声信号完全与照射光的束径无关时，各深度的光分布的束径自身不成问题，只有各深度面内的总量能影响形状函数F(ξ)。如果是exp(-αz)，则与没有散射的模型B205、模型C206时没有不同，因此，预想对形状函数的散射没有影响。

在2个波长λ₁和波长λ₂的光照射中，使该形状函数等值是本实施形态的方法的要点。因此，非常不希望该2个波长λ₁和波长λ₂的散射中存在不同。现实中，对于光的波长为1.3μm以上，还没有皮肤的散射的波长依存性的实测报告，但是关于血液，报告了一定的还原散射系数μ’_s(参照Journal of Biomedical Optics杂志，4卷，1999年，36-46页)。

因此，即使有对形状函数的若干散射的影响，波长依存性小，有可能不造成实际危害。如这里所示，如果把菲涅耳数设定得小，就能抑制对形状函数的散射影响的本身。因此，无论与散射的波长依存性如何，如果能证明形状函数的等值是正当的，则本实施形态的方法具有高可靠性。

其二是调制频率的最佳化成为可能。在对人体的光的照射中，光强度有依存于照射部位和波长、以及照射时间的允许限度。在菲涅耳数小的范围中，如果扩大束径w₀，就可以提高照射光的全功率P₀，增大光声信号，而不超越光强度的限度。

这里，如果照射强度的限度为I_max，则P₀＝πw₀ ²I_max，菲涅耳数N由全功率P₀表示为N＝f/(πcr)(P₀/I_max)。如果考虑距离r是由生物体被检查部110的厚度决定的量(例如，在指头为10mm，在手腕为40mm左右)，则当N保持一定，而提高k、即调制频率f(∝k)时，必须减小全功率P₀。可是，形状函数的大小|F(kα^-1)|不与k成比例增加，所以检测的声波减小。因此，也不希望过高的调制频率。

如果使用N和I_max重写表达式8提供的声压振幅P_a，则变为如下。

[表达式10]

$\mathrm{Pa}=\mathrm{Psup}\frac{\left|F\left(k{\mathrm{\&alpha;}}^{-1}\right)\right|}{k{\mathrm{\&alpha;}}^{-1}}N$

这里，声压上界P_sup变为以下的表达式11。

[表达式11]

$\mathrm{Psup}=\frac{\mathrm{\&pi;\&beta;c}}{2\mathrm{Cp}}I\max$

在表达式10中，|F(ξ)|/ξ是关于ξ单调减少的函数，只在信号振幅的观点下，低的调制频率变得有利。

这时，使关于表达式10的α的变化率、 $\&PartialD;p_a/\&PartialD;\mathrm{\&alpha;}=-(p_{\sup }N/\mathrm{\&alpha;})\mathrm{\&xi;d}\left(\right|F\left(\mathrm{\&xi;}\right)|/\mathrm{\&xi;})/\mathrm{d\&xi;}$ 为最大的ξ＝kα^-1提供最佳的调制频率。这样的ξ在模型A204中为2.49，在模型B205和模型C206中为2^1/2，这样的ξ的|F(ξ)|/ξ的值分别计算为0.620、1/3^1/2。即作为信号的强度和对吸收系数α的灵敏度相反的要求的折衷点，存在最佳的调制频率。

如上所述，认为现实的生物体中的光分布接近模型B205、模型C206，所以最佳的调制频率是2πf＝1.41cα，这时，对于f→0的最大值p_supN，期待57.7％的信号振幅。

下面参照图3，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的原理。将图1所示的第一光源101与振荡器103同步地进行强度调制，第一光源101输出的光为示于图4的上段的表示为第一光源(λ₁)的光211的波形。

而图1所示的第二光源105同样与振荡器103同步地被强度调制。这里，振荡器103发送的信号由180°移相器107提供180°的相位推移，所以第二光源105输出的光由对于第一光源101输出的光反相的信号进行了强度调制，在图5的下段为表示为第二光源(λ₂)的光212的波形。

这里，在图3中，表示了把第一光源101和第二光源105进行强度调制的信号是周期为1μ秒，即调制频率f为1MHz，并且占空比为50％的信号的情形。

这里，表示了在表达式6中，假定照射光为正弦波的变化、在图3中照射矩形波的光的情况，但是根据以下的理由，这不矛盾。

即表达式5是线性的，不同频率的成分被作为彼此独立的对待。此外，如果声波的振幅增大，则受到Navier Stokes方程式自身具有的非线性的影响，但是在本实施形态的血液成分浓度测定装置的光声信号的情况下，产生的声波微弱，能应用线性的表达式5。此外，矩形波包含奇数次的高次谐波成分，但是可以把其中的基本周期的正弦波成分的振幅替换为表达式的I。光源是矩形形状时，比正弦波形状容易进行强度调制，并且矩形波与同振幅的正弦波相比，包含4/π＝1.27倍的基本周期正弦波成分，效率好一些。

第一光源101和第二光源105分别输出的不同波长的2个光由合波器109合波，对生物体被检查部110照射。这里，能认为所述不同波长的2个光分别能独立产生表达式8表示的声压。

这里，声波的线性叠加从表达式5的线性已经变得清楚。所述不同波长的2个光没有强到吸收饱和的程度，所以基于所述不同波长的2个光的发热Q也线性叠加。这里，即使吸收饱和时，吸收也具有不均一的扩展，所述不同波长的2个光的波长的间隔如果比均一宽度宽，则发热的线性叠加依然成立。这里，对于对所述不同波长的2个光产生相同吸收的水，也满足这样的条件。

如上所述，通过所述不同波长的2个光，分别相互独立地产生表达式8表示的声压的光声信号，把它们叠加的声压由超声波检测器113检测。因此，按所述那样叠加的声压由以下的表达式表示。

[表达式12]

$p\left(r\right)=s_1-s_2$

$=\frac{\mathrm{\&beta;c}}{4\mathrm{\&pi;Cp}}\{{\mathrm{\&alpha;}}_{1}F\left(k{\mathrm{\&alpha;}}_1^{-1}\right)-{\mathrm{\&alpha;}}_{2}F\left(k{\mathrm{\&alpha;}}_2^{-1}\right)\}{P}_0\frac{e^{\mathrm{ikr}}}{\mathrm{ir}}$

这里，α_iF(kα_i ^-1)(i＝1，2)以差的形式叠加是所述不同波长的2个光各自的入射光被彼此以反相进行了强度调制的结果。图6中用实线表示由超声波检测器113检测并变换取得的电信号中的基本周期的正弦波成分的波形。图6中用实线表示的信号的振幅(rms值)由与振荡器103同步的相位检波放大器114测定，并作为图6中表示为V_d的信号向输出端子115输出。

通过表达式12和表达式1，所述未知常数C由以下的表达式表示。

[表达式13]

$C=\frac{\mathrm{\&beta;c}}{4\mathrm{\&pi;Cp}}F\left(k{\mathrm{\&alpha;}}^{-1}\right)P_0\frac{1}{r}$

下面，根据表达式4，说明作为测定对象的血液成分浓度测定的原理。由于已经取得了与第一光源101和第二光源105分别输出的光对应的光声信号的差信号s₁-s₂，所以如果接着测定光声信号s₂，则从表达式4就能计算测定对象的血液成分浓度M。

因此，在只照射图5所示的第二光源(λ₂)的光212的状态下，测定光声信号。如图5所示，在保持第二光源105输出的光的波形的状态下，使第一光源101的输出为零。通过用机械快门遮挡，或使驱动电路104的输出下降到第一光源101的振荡阈值以下的部件，可以实现图1所示的第一光源101所输出的光。

如果由超声波检测器113检测上述状态下测定的光声信号的值并变换为电信号，可以作为基本周期正弦波成分，取得图6中虚线所示的波形。此外，图6中虚线所示的波形的rms振幅值与所述的方法同样地由相位检波放大器114测定，并作为图6中表示为V_r的信号向输出端子115输出。

这里，光声信号s₂对于光声信号的差信号s₁-s₂为反相。此外，光声信号s₂远大于光声信号的差信号s₁-s₂。例如测定健康正常者的血糖值时，为1000倍以上。因此，在光声信号s₂与光声信号的差信号s₁-s₂的测定之间，进行相位检波放大器114的灵敏度和时间常数的切换。

如果根据上述的测定取得2个测定值V_d、V_r，就把它们分别代入表达式4中的s₁-s₂和s₂中，计算成为测定对象的血液成分浓度M。

这里，在从测定值的比V_d/V_r向血液成分浓度M的变换中，必须吸光度比α₁ ⁽⁰⁾/α₁ ^(b)(当α₂ ⁽⁰⁾非0时还必须α₂ ⁽⁰⁾/α₁ ^(b))。

图7表示所述比吸光度的值、和如上所述使背景的吸收系数相等的2个测定的波长λ₁和波长λ₂的选定方法。

图7是表示在血糖值的测定时，本实施形态的血液成分浓度测定装置的第一光源101和第二光源105各自的波长的选择法的图。

图7表示光波长从1.2μm到2.5μm，水和葡萄糖水溶液(浓度为1.0M)的吸光度(OD)。吸光度OD与吸收系数α之间存在α＝ODln10的关系。图7的右侧的纵轴表示吸收系数α的刻度。

在图7中，只看到基于葡萄糖分子的吸收仅在1.6μm附近和2.1μm附近，但是基于葡萄糖分子的吸收与水相比非常小。

图8的上侧表示水和葡萄糖的吸光度的差，图8的下侧表示把它再除以水的吸光度的比吸光度。

根据图8所示的比吸光度，可以认为基于葡萄糖分子的吸收的明显的极大值在1608nm和2126nm。这里，作为一个例子，作为基于葡萄糖分子的吸收波长，把第一光源101的波长λ₁设定为1608nm(比吸光度为0.114M^-1)。用图8中带○的纵实线表示。

这里，波长为1608nm的背景(水)的吸收系数α₁ ^(b)从图7读取为0.608mm^-1。因此，变为α₂ ^(b)＝α₁ ^(b)的波长λ₂同样根据图7的水的吸收频谱为波长1381nm或波长1743nm。关于第二光源105的波长λ₂的候选波长，根据图8的比吸光度的频谱，检查α₂ ⁽⁰⁾的值。结果，波长为1381nm的比吸光度为零，但是波长为1743nm则位于葡萄糖分子的吸收带，比吸光度为0.0601M^-1。吸光度差α₁ ⁽⁰⁾-α₂ ⁽⁰⁾尽可能大时容易测定，所以上述的情况下，作为第二光源105的波长λ₂，选定1381nm。

在长波长一侧的吸收带，把2126nm设定为第一光源101的波长λ₁(比吸光度为0.0890M^-1)时，通过与所述同样的方法，作为水分子表现与波长2126nm的吸收系数α₁ ^(b)＝2.261mm^-1相等的吸收系数的波长，有1837nm或2294nm，它们都偏离葡萄糖的吸收(如图8中纵虚线所示)，所以作为第二光源105的波长λ₂，可以选定1837nm或2294nm的任意一个。

(实施例)

这里，说明实施形态1的具体实施例。

(实施例1(其一))

在图1所示的实施形态的血液成分浓度测定装置中，作为第一光源101和第二光源105，使用激光光源也有效。在选择激光光源时，首先需要估计必要的输出功率水平。

在对人体的光的照射中存在光强度的允许限度，一般在JISC6802中规定了以对50％的个体产生伤害的强度的1/10作为最大允许量，如果根据JIS C6802，则在对皮肤的非可见红外光(波长为0.8μm以上)的连续照射中，最大允许量为1mW/1mm²。

在实施例1中，测定对象的血液成分为血糖，照射的光的波长为1.6μm，根据所述的原理，调制频率f为150kHz以上。这里，生物体被检查部110内产生的光声信号的波长λ＝c/f变为10mm以下。如果生物体被检查部110为指头，则光照射的照射部到超声波检测器113接触生物体被检查部110的检测部的距离r变为10mm，菲涅耳数N＝w₀ ²/(rλ)为0.1的束径w₀计算为w₀ ²≤10mm²。如果把它乘以π计算照射光的光束面积并乘以所述最大允许量来计算能照射的最大光功率，则为31mW。

这里，当照射的光为1.6μm波段时，同样计算，最大光功率变为8mW，该光输出可以由半导体激光器充分供给。

半导体激光器是小型、长寿命的装置，通过把注入电流调制，还具有能容易地进行强度调制的优点，所以在本实施例中，作为第一光源101和第二光源105使用半导体激光器。

图9表示实施例1的血液成分浓度测定装置的结构例。图9所示的本实施例的血液成分浓度测定装置的实施例1的结构是在照射光方向检测传递的声波的前方传递型，是与图1所示的血液成分浓度测定装置的基本结构类似的结构，图1所示的第一光源101、第二光源105、驱动电路104、驱动电路108、180°移相器107、合波器109、超声波检测器113、相位检波放大器114、输出端子115、振荡器103分别与图9所示的第一半导体激光光源501以及透镜502、第二半导体激光光源505以及透镜506、驱动电源504、驱动电流源508、180°移相器507、合波器509、超声波检测器513以及声耦合器512、相位检波放大器514、输出端子515、振荡器503对应，分别具有同样的功能。

图9所示的第一半导体激光光源501以及第二半导体激光光源505输出的光分别由透镜502和透镜506会聚为平行光束，各平行光束由合波器509合波，作为1个光束对生物体被检查部510照射。此外，图9所示的声耦合器512设置在超声波检测器513和生物体被检查部510之间，具有提高超声波检测器513和生物体被检查部510之间的光声信号的传递效率的功能。

此外，图9中也表示了校正用检测体511，但是校正用检测体511的功能后面描述。

第一半导体激光光源501通过驱动电源504与振荡器503同步地被强度调制，其输出光由透镜502会聚为平行光束并向合波器509输入，此外，第二半导体激光光源505通过驱动电源508与振荡器503同步地被强度调制，其输出光由透镜506会聚为平行光束并向合波器509输入。这里，振荡器503的输出经由180°移相器507发送给驱动电源508，所以第二半导体激光光源505输出的光由对于第一半导体激光光源501输出的光的反相的信号进行强度调制。

对合波器509输入的由第一半导体激光光源501以及第二半导体激光光源505分别输出的光被合波作为1个光束对生物体被检查部510照射。

对生物体被检查部510照射的光在生物体被检查部510内产生光声信号，产生的光声信号经由声耦合器512，由超声波检测器513检测，并被变换为与光声信号的声压成比例的电信号。

由超声波检测器513检测并且被变换为与光声信号的声压成比例的电信号由与振荡器503同步的相位检波放大器514同步检波、放大、滤波，对输出端子515输出。

这里，如上所述，第一半导体激光光源501的波长设定为1608nm，第二半导体激光光源505的波长设定为1381nm。此外，振荡器503的振荡频率即调制频率f设定为207kHz，以使ξ＝kα₁ ^(b)＝2^1/2。

此外，第一半导体激光光源501的光输出是5.0mW，第二半导体激光光源505的光输出也是5.0mW。

对生物体被检查部510照射的光的束径设定为w₀＝2.7mm，以使从所述照射部到所述检测部的距离r为10mm，菲涅耳数N变为0.1。

在上述的状态下，第一半导体激光光源501和第二半导体激光光源505的输出被合波的光对生物体被检查部510的皮肤的照射强度是0.44mW/mm²，是低于最大允许值2倍以上的安全水平。可是，这是对眼睛危险的水平，所以为了在测定中或者不放置生物体被检查部510时，从声耦合器512反射或散射的光不直接进入眼睛中，必须在合波器509和生物体被检查部510设置遮光罩(图9中未表示)。

超声波检测器513是内置FET(场效应晶体管)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)，此外，声耦合器512是声匹配用凝胶。

在所述的结构中，首先使第一半导体激光光源501的光输出为零，如图9所示，只照射第二半导体激光光源505输出的光时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器514的输出端子515取得作为与光声信号s₂对应的电信号的V_r＝20μV的电压。

这里，相位检波放大器514上来自振荡器503的同步信号和光声信号由超声波检测器513检测并且变换为电信号的信号的相位差θ根据生物体被检查部510被光照射的所述照射部和与声耦合器512接触的所述接触部之间的距离r和调制频率f而变化，所以在测定时必须搜索最佳相位差，但是相位差的搜索通过信号振幅大的光声信号s₂的测定来实施是有效的。

这里，当2相位类型的相位检波放大器时，总具有自动求出相位差θ的能力，没必要人工进行相位差的搜索。即通过可以测定未知的相位和振幅的R-θ模式来测定光声信号s₂并求出相位和振幅，使用相位的测定值，通过可以在相位已知的情况下以噪声抑制比改善3dB的状态测定振幅的X测定模式，进行所述的光声信号的差信号s₁-s₂的测定。

其次，如果使第一半导体激光光源501发光，则在输出端子515得到作为与光声信号的差信号s₁-s₂对应的电信号的V_d＝7.7nV(相位倒相，所以直接的测定值为-7.7nV)。接着，再度使第一半导体激光光源501的光输出为零，使相位检波放大器514的灵敏度和时间常数回到原来的值，进行光声信号s₂的测定，取得V_r＝22μV。通过前后2次的V_r的平均，V_r的值变为21μV。

如上所述，在光声信号的差信号s₁-s₂的测定的前后，希望进行2次与光声信号s₂对应的信号即V_r的测定。

根据所述的步骤，在差信号s₁-s₂的测定中，能修正因被检验者的指尖的按压力变化引起的所述距离r的变化、以及光照射引起的局部温度变化等导致的所述未知乘数C的漂移。

通过所述测定值、波长为1608nm的比吸光度值0.114M^-1和表达式4，求出了葡萄糖浓度M为3.2mM(58mg/dl)。

如果使用关于水的值、C_p＝1(cal/g·deg)＝4.18×10³(J/kg·K)、β＝300pm/deg、c＝1.51×10³(m/s)，则对于I_max＝1mw/mm²，作为声压上限p_sup，取得0.17Pa。把它乘以菲涅耳数N＝0.1、和伴随着ξ＝2^1/2的衰减1/3^1/2、以及实际照射功率比0.22，预想的声压振幅为2.1mPa。

而超声波检测器513的公称灵敏度为66mV/Pa，虽然输出端子515的输出电压预测为140μV，但实测的光声信号s₂的值停留在其1/7，其理由被认为是声耦合器512的不完全性所致。

(实施例1(其二))

在本实施例中，以声的耦合状态的改良为目的，将使声耦合器512为共鸣型的厚度为6.6mm的丙烯酸板成形为与超声波检测器513相同的直径10mmФ。声耦合器512的一侧的表面隔着真空润滑油安装到超声波检测器513，另一表面通过声匹配用凝胶与生物体被检查部510接触。

通过所述的结构，用和所述同样的步骤测定2次的结果，光声信号s₂的测定值为150μV和153μV，而光声信号的差信号s₁-s₂的测定值为59nV。在所述测定中，相位检波放大器514的时间常数为3秒。从这些测定值，求出葡萄糖浓度M为3.4mM(61mg/dl)。

(实施例1(其三))

在所述的实施例1(其二)中，声耦合器512的共鸣频率和调制频率f不完全一致。因此，在本实施例中，在前段的光声信号s₂的测定时，通过首先在数％的范围中扫描振荡器503的频率，在所述R-θ模式下使2相位型的相位检波放大器514工作，设定调制频率f以使输出端子515的输出变为最大，从而使声耦合器512的共鸣频率和调制频率f完全一致。

除上述以外，通过与所述的实施例同样的步骤，作为基于2次测定的光声信号s₂，取得了600μV和604μV。此外，光声信号的差信号s₁-s₂的测定值是0.25μV。这时，相位检波放大器514的时间常数为1秒。

从以上的测定值求出葡萄糖浓度M为3.6mM(65mg/dl)。

在所述的实施例1(其一)、实施例1(其二)、实施例1(其三)中，使用频率平坦型的电致伸缩元件(PZT)作为超声波检测器513，但是，即使是通常类型的电致伸缩元件(PZT)时，通过搜索在输出端子515取得的信号的振幅变为最大的调制频率，也能实施利用了共鸣特性的增加灵敏度测定，对小型化、低价格化是有效的。

(实施例1(其四))

本实施例是引入校正用检测体511作为把第一半导体激光光源501和第二半导体激光光源505输出的光的功率调整为相等的部件的情形。

作为校正用检测体511的结构，为封入水的玻璃容器，或者封入分散了模拟生物体内的散射的例如乳胶粒子等散射体的水。

这里，为了确保校正用检测体511的照射光的表面(图9中上表面)的玻璃的对于波长λ₁和波长λ₂的透过率的均等性，在校正用检测体511上表面设置有照射光束通过的直径的管状的边缘，防止直接接触表面，或在校正用检测体511的使用之前，进行利用规定的用品和步骤的清理是有效的。

把所述校正用检测体511代替生物体被检查部510来进行的校正步骤如下所述。

首先，使第一半导体激光光源501的光输出为零，如图9所示，只照射第二半导体激光光源505输出的光。这里，在所述R-θ模式使2相位型的相位检波放大器514工作，求出这时的相位θ并固定。在利用共鸣型的超声波检测的情况下，在该阶段与上述同样，为了使声耦合器512的共鸣频率与调制频率f一致，进行最佳的调制频率f的搜索。

然后，一边使第一半导体激光光源501输出的光增加，一边观察相位检波放大器514的输出端子515输出的信号，按照输出端子515输出信号的减小，切换相位检波放大器514的灵敏度和时间常数，在输出端子515取得的输出变为零的时刻，固定第一半导体激光光源501的光输出。

通过所述的步骤，使用校正用检测体511，能校正为使第一半导体激光光源501输出的光和第二半导体激光光源505输出的光的相对强度彼此相等、并且通过反相的信号进行了强度调制的状态。

在代替生物体被检查部510地安装了校正用检测体511的状态下，制定接通本实施例的血液成分浓度测定器的电源的使用法，把以上的序列作为电源接通时的POST(Power On Self Test，上电自检测)执行。

(实施例2(其一))

实施例2是检测在向着照射光的逆行的方向传播的声波的后方传播类型。实施例2的结构如图10所示，在图9所示的血液成分浓度测定装置的实施例1的结构中，变更为声耦合器512设置在合波器509和生物体被检查部510之间，声耦合器512的一侧的表面与生物体被检查部510接触，从声耦合器512的另一侧的表面由合波器509合波的光入射，入射光通过声耦合器512，照射到生物体被检查部510。这里，超声波检测器513设置在所述合波光向声耦合器512入射的一侧。

此外，实施例2的血液成分浓度测定装置的动作与所述实施例1的不同点在于，如图10所示，从合波器509输出的光通过声耦合器512对生物体被检查部510照射，在生物体被检查部510内产生的光声信号再次在声耦合器512中传播，由超声波检测器513检测。

在上述的结构中，因为照射光通过声耦合器512，所以希望其光吸收少，并且声阻抗接近于生物体(水)。

在本实施例中，由光吸收少的石英玻璃形成声耦合器512。石英玻璃的声阻抗是水的8倍，产生的声压仅有约1/5成为在石英玻璃中的传播波，由超声波检测器513观测。因此，在灵敏度上变为不利，所以必须使声耦合器512自身具有共鸣特性，以增加灵敏度。即，把石英玻璃的厚度(图中，相当于玻璃中的光束的传播长度)设定为对于200kHz的调制频率f的声波波长λ＝27.85mm的大致半波长的值的14mm。

石英玻璃中的声波在离开生物体被检查部的远方可视为球面波，所以这里，超声波检测器513设置为与入射光束成150°的方向(如果使用具有入射光束通过的孔的超声波检测器，就可以放在完全后方的180°方向)。

在本实施例的结构中，生物体被检查部510被光照射的照射部和声耦合器512中由超声波检测器513检测光声信号的检测部之间的距离r固定为由声耦合器512的尺寸决定的一定值(本情况下，为r＝14mm)。

这里，第一半导体激光光源501、第二半导体激光光源505和超声波检测器513与所述的实施例1同样。为了安全起见，配备检测体感知开关(在图10中省略)，从而在声耦合器512上什么也未放置时，不进行光的照射。

与所述的实施例1同样，在前段的光声信号s₂的测定时，扫描振荡器503的频率，搜索与声耦合器512的共鸣频率一致的调制频率f。通过与所述的实施例1同样的步骤，通过2次的测定，作为光声信号s₂取得200μV和206μV。此外，作为声信号的差信号s₁-s₂，使相位检波放大器514的时间常数为1秒，测定了79nV。从这些测定值，求出葡萄糖浓度M为3.4mM(61mg/dl)。

(实施例2(其二))

在本实施例中，声耦合器512由低密度聚乙烯形成。低密度聚乙烯的声阻抗对于水只相差18％，在声波的耦合上非常优异(压力损失低于9％)。可是，存在若干的光吸收，此外过于柔软也是难点。可是，由于柔软，与生物体的紧贴好，在不需要声匹配用凝胶等辅助剂这一点上优异。这里，更富于刚性的高密度聚乙烯因不透光而不适用。

在本实施例中，声耦合器512的厚度是与对于200kHz的调制频率f的声波波长大致相等的10mm，所述照射部和所述检测部的距离r也变为10mm的固定值。

与实施例2(其一)同样，通过2次的测定，作为光声信号s₂取得300μV和289μV。此外，作为声信号的差信号s₁-s₂，使相位检波放大器514的时间常数为1秒，测定了117nV。从这些测定值，求出葡萄糖浓度M为3.5mM(63mg/dl)。

这里，尽管低密度聚乙烯的压力损失低，测定信号之所以不增大是因为由于生物体被检查部510的按压使声耦合器512变形，尺寸变为不稳定，基于共鸣的灵敏度提高不充分的缘固。

(实施例2(其三))

本实施例是在(实施例2(其二))中，引入了基于所述的校正用检测体511的校正部件的情形。这时，校正用检测体511中，封入水或包含散射体的水的容器的材料与声耦合器512的材料相同。

这里，被光照射的表面是校正用检测体511的与图10所示的声耦合器512接触的面，为了确保长期的清洁性，在校正用检测体511的使用前，实施利用规定的用品和步骤的清理。

代替生物体被检查部510来安装所述的校正用检测体511，进行的校正步骤与所述(实施例1(其四))同样。

(实施例3)

在实施例1、实施例2中，表示了关于血中葡萄糖浓度即血糖值的例子。可是，作为构成血液的成分，除了葡萄糖外还包含以胆固醇为首的脂质、蛋白质、无机成分等多种成分。在实施例3中，表示对胆固醇应用实施形态1的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法的例子。须指出的是，本实施例的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法在后面说明的实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也同样能应用。

图11表示波长从1200nm到2500nm的水的吸光度。图12表示从1600nm到2600nm的胆固醇的吸光度。根据图12所示的频谱，胆固醇分子的吸收的明显的极大值在2310nm。

这里，波长为2310nm的背景(水)的吸收系数α₁ ^(b)从图11读取为1.19mm^-1。因此，变为α₂ ^(b)＝α₁ ^(b)的波长λ₂同样从图11的水的吸收频谱可知是波长2120nm或波长1880nm。关于第二光源105的波长λ₂的各候选波长，根据图12的吸收频谱来确认α₂ ^(b)的值。结果，与在波长为2120nm的吸收相比，胆固醇在波长1880nm的吸收大。由于吸光度差α₁ ⁽⁰⁾-α₂ ⁽⁰⁾尽可能大时容易测定，所以在上述的情况，作为第二光源105的波长λ₂，选定2120nm。以上的结果，使第一光源101的波长为2310nm、第二光源的波长为2120nm来进行测定。

图13表示实施例3的血液成分浓度测定装置的结构。图13所示的血液成分浓度测定装置的实施例3的结构是检测在照射光的方向传播的光声信号的前方传播型，是与图1所示的血液成分浓度测定装置的基本结构类似的结构。

即图13所示的第一半导体激光光源801以及透镜802、第二半导体激光光源805以及透镜806、驱动电流源804、驱动电流源808、180°移相器807、合波器809、超声波检测器813以及声耦合器812、相位检波放大器814、输出端子815以及振荡器803分别与图1所示的第一光源101、第二光源105、驱动电路104、驱动电路108、180°移相器107、合波器109、超声波检测器113、相位检波放大器114、输出端子115、振荡器103具有同样的功能。

第一半导体激光光源801由驱动电流源804与振荡器803同步并进行强度调制，输出光由透镜802会聚为平行光束，对合波器809输入。第二半导体激光光源805输出的光也由驱动电流源808与振荡器803同步并进行强度调制，其输出光由透镜806会聚为平行光束，对合波器809输入。

在此，由于振荡器803的输出经180°移相器807向驱动电流源808传送，所以第二半导体激光光源805所输出的光是被对于第一半导体激光光源801所输出的光的反相信号所进行了强度调制的。

对合波器809输入的第一半导体激光光源801以及第二半导体激光光源805所分别输出的光进行合波，作为1光束对生物体被检查部810照射。

对生物体被检查部810照射的光在生物体被检查部810内产生光声信号。产生的光声信号经由声耦合器812由超声波检测器813检测。在超声波检测器813，被变换为与光声信号的声压成比例的电信号。

被变换为电信号的信号由与振荡器803同步的相位检波放大器814同步检波、放大、滤波后，对输出端子815输出。

第一半导体激光光源801的波长设定为2310nm，第二半导体激光光源805的波长设定为2120nm。此外，振荡器803的振荡频率即调制频率f设定为207kHz，以使ξ＝kα₁ ^(b)＝2^1/2。

第一半导体激光光源801的光输出是5mW，第二半导体激光光源805的光输出也是5mW。

对生物体被检查部810照射的光的束径设定为w₀＝2.7mm，以使从生物体被检查部810的照射部到检测部的距离r为10mm，菲涅耳数N变为0.1。

在所述的状态下，将第一半导体激光光源801和第二半导体激光光源805的输出合波后的光对生物体被检查部810的皮肤的照射强度是0.44mW/mm²，是低于最大允许值1/2以下的安全水平。可是，考虑对外部的泄漏，优选设置覆盖合波器809和生物体被检查部810的遮光罩(未图示)。

超声波检测器813是内置场效应晶体管(FET)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)。此外，声耦合器812是声匹配用凝胶。

在所述结构的图13中，首先，在使第一半导体激光光源801的光输出为零，只照射第二半导体激光光源805的输出光时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器814的输出端子815取得作为与光声信号s₂对应的电信号的V_r＝40μV的电压。

对相位检波放大器814输入的来自振荡器803的同步信号和由超声波检测器813检测并且变换为电信号的信号的相位差θ根据光照射的生物体被检查部810的照射部和与声耦合器812接触的接触部之间的距离r和调制频率f而变化，所以测定时必须进行最佳相位调整。对于这样的相位调整，通过把信号振幅大的光声信号s₂作为相位基准来测定的实施是有效的。

在2相位类型的相位检波放大器的情况下，总具有自动跟踪相位差θ的功能，如果利用该功能，就能自动调整相位差。即如果变为测定未知的相位和振幅的R-θ模式，通过测定光声信号s₂的相位和振幅，使用该相位，在相位已知的情况下以噪声压抑比改善3dB的状态可以测定振幅的X测定模式，进行所述的光声信号的差信号s₁-s₂的测定。

其次，如果使第一半导体激光光源801发光，则在输出端子815得到作为与光声信号的差信号s₁-s₂对应的电信号的约10nV的输出。接着，再度使第一半导体激光光源801的光输出为零，使相位检波放大器814的灵敏度和时间常数回到原来的值，进行光声信号s₂的测定，取得Vr＝42μV的输出。通过前后2次的Vr的平均，Vr的值变为41μV。

如上所述，在光声信号的差信号s₁-s₂的测定的前后，希望进行2次与光声信号s₂对应的信号即Vr的测定。根据上述的步骤，在差信号s₁-s₂的测定中，能修正因被检验者的指尖的按压力变化引起的距离r的变化、和光照射引起的局部温度变化等导致的未知乘数C的漂移。

使用所述的测定部分，利用超声波检测器测定生物体被检查部的胆固醇引起的光声信号，可以得到作为光声信号的差信号s₁-s₂的数百nV的输出值。

这里，说明了生物体的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法，但是在代替生物体而以液体为对象时也同样。即从上述成为本实施形态的基础的直接光声法的说明和表达式4所示的成分浓度计算方法容易知道的那样，本实施例的液体成分浓度测定装置和液体成分浓度测定装置控制方法对生物体以外的测定对象也能实施。这时，如果使用一般对液体具有相等的吸收系数，而对于对象物质吸收系数不同的2个波长，就能不被液体的吸收遮蔽，进行液体中的成分的检测。在所述的实施形态或实施例的结构中，如果代替生物体被检查部而放置水果，就作为果实糖度计工作。这是因为果实的甜成分即蔗糖或果糖在与血糖成分的葡萄糖类似的波长具有吸收，当然在不脱离本实施形态的精神的范围中，能对各种对象应用本实施形态的测定装置和测定装置控制方法。

(实施例4)

图58表示实施例4的血液成分浓度测定装置的结构。实施例4是在实施例1(其一)到(其四)所述的血液成分浓度测定装置中引入了接触温度计138的情形。

图58中表示的结构中，第一光源101的波长设定为1608nm，第二光源105的波长设定为1381nm，这些波长值是根据图7所示的水温为39℃的水的吸光度的波长值。基准温度39℃作为体温是比正常温度高的值，此外，有必要严密按照被检验者的体温、即生物体被检查部110的温度来改变所述激光光源的波长的设定。这是因为水的光吸收特性依存于水温变化。

图58表示依存于水温变化的水的吸光度。图58表示以水温为参数，关于从25℃到55℃以5℃刻度的水温，在波长1450nm附近具有极大值的水的吸收带的吸光度。根据图58，水的吸收带伴随着水温的上升而向短波长方向移动，伴随着此，短波长一侧的吸收增大，而长波长一侧的吸收减少。

为了详细观察上述性质，如果表示一定波长的水的吸光度的温度变化，就取得图59。在长波长一侧的所述第一光源101的波长1608nm处，水的吸光度对于温度以1.366×10^-3mm^-1/℃的比例减少。而在短波长一侧的所述第二光源105的波长1381nm处，水的吸光度以1.596×10^-3mm^-1/℃的比例增加。

结果，所述2个波长之间的吸光度的差为2.962×10^-3mm^-1/℃，比吸光度以1.001×10^-2/℃的比例关于温度减小。如果对该变化率使用1608nm的葡萄糖的比吸光度的值0.114M^-1，则体温从所述基准温度的偏差每1/℃，作为葡萄糖浓度M，产生87.78mM(1581mg/dl)的过小评价。

作为对该误差的对策，在生物体被检查部110的光照射一侧设置接触温度计138，测量光照射部附近的局部的体温，把该测温值减去所述基准温度的温度差再乘以所述修正系数1581mg/dl/℃的值与基于所述表达式4的葡萄糖浓度M的计算值相加。在光照射一侧设置接触温度计138的理由是参与所述修正的是产生光吸收的生物体被检查部的照射一侧表面的温度。如果用与超声波检测器113接触一侧的生物体表面的温度代替它，则变为使用因与超声波检测器113的不可避免的热接触而产生变化的体表温度，有可能引起大的误差。

此外，在图57所示的血液成分浓度测定装置中使用校正用检测体时，基于所述表面体温测量的修正可以按以下进行。图60表示对图57所示的血液成分浓度测定装置应用校正用检测体的实施例。

把测量该校正用检测体141内的液体温度的温度计143安装在校正用检测体141上。在所述步骤中，把来自输出端子115的光声信号输出变为零、固定了驱动电路104的输出的时刻的该温度计的读数作为校正温度记录。在此后的对生物体被检查部110的测定中，使用该校正温度代替所述实施例中表示的修正算法的基准温度来进行修正。即可以通过接触温度计138测量光照射部附近的局部的体温，把从测温值减去所述校正温度的温度差乘以所述修正系数1581mg/dl/℃的值与基于表达式4的葡萄糖浓度M的计算值相加。

在该校正用检测体141上设置把液体温度保持一定的恒温部件(图60中省略)的情况下，在对生物体被检查部110的测定时，同时使校正用检测体141上设置的温度计143和生物体被检查部110的接触温度计138工作，从读数差也能求出所述温度差。这时，如果温度计143和接触温度计138为同种的温度计，就可以例如使用桥电路，实现以高精度读取两者的输出值的差的平衡结构。在所述平衡结构中，对温度计143和接触温度计138不要求绝对温度的准确度，所以能使用热敏电阻那样的简易的测温体来实施。

(实施例5)

图61表示实施例5的血液成分浓度测定装置的结构。实施例5是在实施例2(其一)～(其三)中说明的血液成分浓度测定装置中引入了接触温度计138的情况。

在本实施例中，用于基于所述表面体温测量的修正的接触温度计138可以嵌入所述声耦合器142与生物体被检查部110接触的面中。这时，可以使用具有与所述声耦合器142的声阻抗近似的声阻抗的接触温度计138。这可以抑制因该接触温度计138所导致的声耦合器142内的超声波的传播紊乱。然后，基于由该接触温度计138测量的表面体温值的修正由与所述实施例4相同的算法进行。此外，安装校正用检测体141以代替生物体被检查部110来进行校正的步骤、以及基于使用接触温度计138的表面体温测量的修正也可以按照所述的实施例4进行。

(实施形态2)

图14、图15表示实施形态2的血液成分浓度测定装置。在图14、图15中，100是振荡器，101是第一光源，102是驱动电路，103是振荡器，105是第二光源，116是驱动电路，106是第三光源，117是驱动电路，118是分频器，119是180°移相器，120是合成器，111是生物体被检查部，121是超声波检测器，122是滤波器，123是同步检波放大器，124是光声信号输出端子。由振荡器103、驱动电路102和第一光源101构成作为光照射部件的第一照射部，由振荡器103、180°移相器119、驱动电路116和第二光源105构成作为光照射部件的第二照射部，由振荡器100、驱动电路117和第三光源106构成作为第二光照射部件的第三照射部。超声波检测器121和滤波器122构成声测检测装置。

在图14中，振荡器103以一定频率振荡，用于确定把第一光源101和第二光源105进行强度调制的频率。振荡器100是断续振荡的振荡器，用于确定把第三光源106进行强度调制的周期。振荡可以以一定频率振荡，可以是不定期的振荡，只要是以比所述的振荡器103的一定频率的重复间隔还长的间隔断续振荡就可以。结果，第三光源106是以相对于第一光源101、第二光源105其发光的重复间隔长、调制为不产生光声信号的程度的方式构成的。

第一光源101、第二光源105以及第三光源106可以采用以相同振荡器进行强度调制的结构。例如在图15中，振荡器103以一定频率振荡，用于确定把第一光源101、第二光源105以及第三光源106进行强度调制的频率。来自振荡器103的信号由分频器118分频，第三光源106以比强度调制第一光源101、第二光源105的一定频率的重复间隔还长的间隔周期地进行振荡。

除了第三光源的振荡频率的确定之外，在图14和图15中产生相同的功能、作用，所以使用图14说明。在图14中，来自振荡器103的信号输入于驱动电路102，驱动电路102驱动第一光源101。此外，来自振荡器103的信号输入于180°移相器119并被倒相。倒相了的信号输入于驱动电路116，驱动电路116驱动第二光源105。第一光源101和第二光源105以调制频率相同、彼此反相地进行强度调制。

第一光源101、第二光源105以及第三光源106分别由驱动电路102、驱动电路116、驱动电路117驱动，分别输出规定的波长并被调制了的光。合成器120合成来自第一光源101的光束和来自第二光源105的光束，对作为被检测体的生物体被检查部111照射。如果采用也合成来自第三光源106的光束的结构，就能把光集中到生物体被检查部111，所以能高效地产生光声信号。须指出的是，合成来自第一光源101的光束、来自第二光源105的光束和成来自第三光源106的光束除了在本实施形态中应用，在实施形态1、以及以后说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。

超声波检测器121与对于生物体被检查部111照射来自合成器120的合波光以及第三光源106的输出光的面相反一侧的面相接触地设置。超声波检测器121接收由生物体被检查部111产生的声波即光声信号，并变换为与声压成比例的电信号并输出。滤波器122使与振荡器103的振荡频率相同频率的信号通过，同步检波放大器123利用从同步信号输入端子输入的同步信号把从滤波器122输入的信号进行同步检波，把同步检波了的超声波的振幅向光声信号输出端子124输出。通过同步检波放大，能从光声信号以高灵敏度检测超声波的振幅。须指出的是，通过同步检波放大器123进行同步检波放大除了在本实施形态中应用，在实施形态1、和以后说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。

这里，把第一光源101输出的光的波长定义为λ₁，把第二光源105输出的光的波长定义为λ₂，把第三光源106输出的光的波长定义为λ₃。通过波长λ₃的光对生物体的照射，只在血液密度大的部位产生吸收，通过光-热变换，温度上升。例如在光CT法中，使用了波长为800nm左右的光，但是在测定中，生物体内的温度变化0.1℃左右，此外，已知道该程度的温度上升对人体无害。那么，由断续的光照射产生的声压表示如下。

[表达式14]

$P=\frac{\mathrm{\&pi;\&beta;c}}{2\mathrm{Cp}}I$

这里，I是照射光强度，β是热膨胀系数，c是音速，Cp是比热。在所述参数中，只有β、c依存于温度。热膨胀系数β每1℃变化3％，所以由于0.1℃的温度变化，根据表达式14，光声信号约变化0.3％。由于因葡萄糖的变化量5mg/dL而产生的光声信号的变化为0.017％，所以与它相比，能产生20倍的信号的变化。因波长为λ₃的光的同时照射所致的温度上升引起血液密度高的部位产生的光声信号的增加。

下面使用表达式描述本实施形态的血液成分浓度计算方法。对于波长λ₁和λ₂，主要基于水的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)以及血液成分的摩尔吸收系数α₁ ⁽⁰⁾、α₂ ⁽⁰⁾已知时，解包含各波长的光声信号的测定值s₁和s₂的连立方程式、表达式1，求出浓度M。

这里，C是变化的而难以控制或预测的系数，即是依存于声耦合、超声波检测器的灵敏度、照射部和检测部之间的距离r、比热、热膨胀系数、音速、以及调制频率、甚至吸收系数的未知乘数。在表达式1中，如果消去C，就变为表达式4，能从光声信号s和已知的吸收系数α求出浓度M。可是，表达式1以对于波长λ₁、λ₂的主要基于水的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)几乎相等为前提。此外，使用了

的性质。

在本实施形态的方法中，在血液部分和表皮、细胞、脂肪等组织部分的水的声发生量上存在差异，所以把表达式1按如下改写。

[表达式15]

$C_b({\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(0\right)})+C_t{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}=s_1$

$C_b({\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(0\right)})+C_t{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(b\right)}=s_2$

这里，C_b是关于血液的未知系数，C_t是关于皮、细胞、脂肪等组织的未知系数。将由于波长为λ₃的光的同时照射引起的温度变化而在血液密度高的部位产生的光声信号放大。如果放大率为A，则表达式15改写为表达式16。

[表达式16]

${\mathrm{AC}}_b({\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(0\right)})+C_t{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}=s_{1+}$

$A{C}_b({\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(0\right)})+C_t{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(b\right)}=s_{2+}$

如果从表达式16取表达式15的差，就变为：

[表达式17]

$(A-1)({\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(0\right)})=s_{1+}-s_1=\mathrm{\&Delta;}{s}_1$

$(A-1)({\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(b\right)}+M{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(0\right)})=s_{2+}-s_2=\mathrm{\&Delta;}{s}_2$

来自非血液部位的组织的水的光声信号被除去。

这里，在表达式17中，如果消去(A-1)，就变为：

[表达式18]

$M=\frac{(\mathrm{\&Delta;}{s}_1-\mathrm{\&Delta;}{s}_2){\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}}{\mathrm{\&Delta;}{s}_2{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(0\right)}-\mathrm{\&Delta;}{s}_1{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(0\right)}}=\frac{{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(b\right)}}{{\mathrm{\&alpha;}}_1^{\left(0\right)}-{\mathrm{\&alpha;}}_2^{\left(0\right)}}\frac{\mathrm{\&Delta;}{s}_1-\mathrm{\&Delta;}{s}_2}{\mathrm{\&Delta;}{s}_2}$

与表达式4同样，能从差分光声信号Δs、和已知的吸收系数α求出浓度M。可是，表达式18以分别对于波长λ₁、λ₂的主要基于水的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)几乎相等为前提。此外，使用了

的性质。

这里，不仅可以提高基于血液成分的分离的成分浓度计算的精度，并且原来的葡萄糖的存在少到能忽略的程度，可以除去来自占全体中光声信号的发生量大的非血液组织的背景信号。因此，与现有的方法相比，具有预测组织内温度变化等的背景噪声在本方式中不会对测定结果带来影响的优点。

图16是表示本实施形态的血液成分计算方法的图。参照图15，详细描述本实施形态的测定步骤。所述第一光源101从振荡器103通过驱动电路102被强度调制，输出图16的上段所示的波长λ₁的第一光源的输出波形194。第二光源105与第一光源101同步地被强度调制。第二光源105通过所述180°移相器119被相对于第一光源101反相地调制，从而输出图16的中段所示的波长λ₂的第二光源的输出波形195。所述第三光源106用由分频器118把振荡器103的振荡频率分频的频率、并且与振荡器103同步地进行强度调制，输出图16的下段所示的波长λ₃的第三光源的输出波形196。

图17是表示由本实施形态测定的光声信号的图。参照图15，说明由本实施形态测定的光声信号。波长不同的2个光的光束由合成器120合成，对生物体被检查部111照射。这里，认为各光是独立产生声波的。这是因为关于声波的线性叠加由已由Helmholtz方程式的线性保证。因此，产生如图17第一段所示的第一光源(波长λ₁)的光声信号197和如图17第二段所示的第二光源(波长λ₂)的光声信号198。由于还产生如图17第三段所示的第三光源(波长λ₃)的温度变化199，所以由超声波检测器121作为声压检测并通过了滤波器122的光声信号的总和200受到如图17第四段所示的调制。

从检测出的光声信号的总和200的第一峰值和第二峰值的差取得Δs₁：208。此外，从第一谷值和第二谷值的差取得Δs₂：209，可以从表达式17计算成分浓度M。或者，温度上升时的信号振幅与As₁1-As₂对应，温度下降时的信号振幅与s₁-s₂对应，所以通过取两者的差，能取得Δs₁-Δs₂。或者为了取得信号Δs₁、Δs₂，还有在只有波长λ₁或λ₂的光的照射下，测定光声信号的方法。这时，保持第一光源101的波形，使第二光源105的输出为零。这可以在合成器120的输入部之前用机械快门遮挡第一光源101或第二光源105的输出光，或者使驱动电路102或驱动电路116的输出下降到第一光源101或第二光源105的振荡阈值以下来实现。

如上所述，如果对于第一光源以及第二光源追加具有作为血液成分只在血液中存在的血红蛋白呈现特征吸收的波长的第三光源，并且使用不产生光声信号程度的调制频率来测量的话，因血液的吸收导致血液密度高的区域的温度上升。从音速变化产生的光声信号增大。结果，光声信号的变化可以与血液的温度变化对应地使血液部位中产生的光声信号增大。因此，对生物体不直接作用压力，并且能使血液部位单独产生温度变化，所以能有效地判别血液部位。本实施形态是能非侵袭地再现血液部位和非血液部位的分离的手段。

这里，说明了生物体的血液成分浓度测定装置和生物体的血液成分浓度测定装置控制方法，但是以液体代替生物体作为对象时也同样。即本实施形态的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法对生物体以外的测定对象也能实施。这时，如果使用对液体具有相等的吸收系数而对于对象物质的吸收系数不同的2个波长，就能不被液体的吸收遮蔽地进行液体中的成分的检测。在所述的实施形态或实施例的结构中，如果代替生物体被检查部而放置水果，就作为果实糖度计工作。这是因为果实的甜成分即蔗糖或果糖在与血糖成分的葡萄糖类似的波长具有吸收，在不脱离本实施形态的精神的范围中，能对各种对象应用本实施形态的测定装置和测定装置控制方法。

(实施例)

这里，说明实施形态2的具体的实施例。

(实施例1)

图18表示实施例1的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装置控制方法的结构。在图18中，523是第一半导体激光光源，524是驱动电流源，525是振荡器，526是透镜，527是第二半导体激光光源，528是驱动电流源，529是180°移相器，530是透镜，531是合成器，532是第三半导体激光光源，533是驱动电流源，534是分频器，535是透镜，536是合成器，537是生物体被检查部，516是声透镜，517是声匹配器，518是超声波检测器，519是高通滤波器，520是同步检波放大器，521是光声信号输出端子，522是温度测量器。

在图18中，振荡器525以一定频率振荡，确定把第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527进行强度调制的频率。通过用分频器534把来自振荡器525的信号分频，第三半导体激光光源532以比把第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527强度调制的一定频率的重复间隔还长的间隔周期地振荡。

来自振荡器525的信号输入于驱动电流源524，驱动电流源524驱动第一半导体激光光源523。此外，来自振荡器525的信号输入于180°移相器529并被倒相。倒相的信号输入于驱动电流源528，驱动电流源528驱动第二导体激光光源527。第一半导体激光光源523和第二导体激光光源527以调制频率相同、彼此反相地进行强度调制。

第一半导体激光光源523、第二半导体激光光源527、第三半导体激光光源532分别由驱动电流源524、驱动电流源528、驱动电流源533驱动，分别输出给定波长并且被调制了的光。来自第一半导体激光光源523的光由透镜526变换为光束，来自第二半导体激光光源527的光由透镜530变换为光束，并由合成器531合成为一个光束。来自第三半导体激光光源532的光由透镜535变换为光束，由合成器536与来自合成器531的光束合成。合成的光束对作为被检测体的生物体被检查部537照射。须指出的是，如上所述，合成来自第一光源523的光束、来自第二光源527的光束和来自第三半导体激光光源532的光束除了在本实施例中应用，在实施形态1、和以后说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。

在被合成器536的输出光照射的生物体被检查部537的附近设置有温度测量器522，检测由第三半导体激光光源532的光产生的生物体被检查部537的温度变化，把温度测量器522的输出向驱动电流源533的控制端子输入来调整驱动电流源533的驱动电流，以使生物体被检查部537的温度变化变为所需的值。

与被合成器536的输出光照射的生物体被检查部537表面的相反一侧的表面接触地配置有声透镜516、声匹配器517和超声波检测器518。声透镜516把生物体被检查部537中产生的声波即光声信号会聚并通过声匹配器517高效地向超声波检测器518传递。声匹配器517提高了声透镜516和超声波检测器518之间的光声信号的传递效率。超声波检测器518接收由生物体被检查部537产生的光声信号，变换为与声压成比例的电信号并输出。高通滤波器519使与振荡器525的振荡频率相同的信号通过，同步检波放大器520利用从同步信号输入端子输入的同步信号把从高通滤波器519输入的信号进行同步检波，把同步检波了的光声信号的振幅向光声信号输出端子521输出。

在所述的结构中，第一半导体激光光源523的波长为1380nm，第二半导体激光光源527的波长为1608nm，第三半导体激光光源532的波长为800nm。此外，第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527被以200kHz的调制频率进行了强度调制。温度上升是对人体不带来危害的2℃以下。因此，当初始温度为37℃时的最大允许温度为39℃。例如，考虑生物体组织的热扩散常数来设定分频器的分频率，使第三半导体激光光源532的调制频率为100Hz以下，以使生物体内产生0.1～0.2℃的温度调制，但是，产生所需的温度变化的调制频率依存于光源的波长和束径，所以有必要一边观察温度测量器和光声信号的强度，一边进行包含光源输出的调整。可是，为了使测定时间最短，有效的是调整、选择透镜535，从而使第三半导体激光光源532的输出光与第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527同轴，并使束径也变为同程度。考虑以上，各光源输出设定为5mW。调整透镜526、透镜530、透镜535，分别把束径设定为3mm。须指出的是，使第一半导体激光光源523和第二半导体激光光源527的束径为同程度除了在本实施形态中应用，在实施形态1、和以后说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中也能应用。

通过对生物体被检查部537照射光而产生的来自生物体的光声信号通过配置声透镜516、声匹配器517到达超声波检测器518。使用与生物体组织声阻抗近似的构件，例如使用硅制作使超声波汇集到超声波检测器518的中央部的声透镜516。此外，使用具有声透镜516的构件和超声波检测器518的构件的几乎中间的声阻抗的构件，例如丙烯酸树脂，制作声匹配器517的构件。超声波检测器518是设计为具有与第一半导体激光光源523、第二半导体激光光源527的调制频率同程度的固有频率的压电元件或电容传声器。光声信号由超声波检测器518变换为电信号，由同步检波放大器520检测超声波的振幅。

在遮挡了第一半导体激光光源523时，即只有第二半导体激光光源527时，同步检波放大器520的输出电平为20μV左右。在遮挡了第三半导体激光光源532，同时照射第一半导体激光光源523、第二半导体激光光源527时，同步检波放大器520的输出电平为5nV左右。再追加第三半导体激光光源532，一边进行温度调制，一边检测信号。温度上升时取得的同步检波放大器520的输出电平为5.37nV。此外，温度下降时取得的同步检波放大器520的输出电平为5.33nV。

从两者的差，表达式18的Δs₁-Δs₂变为42.1pV。此外，通过示波器读出温度上升时的谷值和温度下降时的谷值的差，求出Δs₂为60.3nV。据此，使用表达式18，使用已知的1608nm的比吸光值0.114M^-1，求出了葡萄糖浓度M为3mM(50mg/dL)。

在以上的实施例中说明的血液成分浓度测定装置中，是在与对生物体被检查部537照射光的表面相反的表面测定光声信号的前方传播型。而也可以是在与对生物体被检查部537照射光的表面相同的表面测定光声信号的后方传播型。

这里，说明了生物体的血液成分浓度测定装置和生物体的血液成分浓度测定装置控制方法，但是以液体来代替生物体作为对象时也同样。即本实施形态的血液成分浓度测定装置和血液成分浓度测定装置控制方法对生物体以外的测定对象也能实施。这时，如果使用对溶剂具有相等的吸收系数而对于液体成分的吸收系数不同的2个波长，就能不被溶剂的吸收遮蔽地进行液体成分的检测。

(实施例2)

图19表示在液体成分分析中使用本实施形态的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装置控制方法的发明的实施例。液体试料的例子可以举出添加糖类的液态食品或饮料。在图19中，701是第一半导体激光光源，702是驱动电流源，703是振荡器，704是透镜，705是第二半导体激光光源，706是驱动电流源，707是180°移相器，708是透镜，709是合成器，710是第三半导体激光光源，711是驱动电流源，712是分频器，713是透镜，714是合成器，715是液体试料，716是试料单元，717是声匹配器，718是超声波检测器，719是高通滤波器，720是同步检波放大器，721是光声信号输出端子，722是温度测量器。

为了避免重复，以与图18所示的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装置控制方法的实施例不同的部分为中心进行说明。

由合成器714合成的合成光对液体试料715照射。在合成器714的输出光照射的部分的附近的试料单元716设置温度测量器722，温度测量器722的输出端子由信号线连接在驱动电流源711的控制端子上。温度测量器722具有测量液体试料715的温度并把测定结果作为电信号向输出端子输出的功能。

与合成器714的输出光照射的试料单元716的表面的相反一侧的表面相接触地设置声匹配器717。隔着声匹配器717，设置超声波检测器718。声匹配器717具有提高试料单元716和超声波检测器718之间的光声信号的传递效率的功能。

在本实施例中，测定对象是混合有脂肪成分和水分的食品溶液中所包含的糖分浓度。为了只测定只在2种混合溶液的脂肪成分中包含的糖分浓度，在图19中，使第一半导体激光光源701的波长为1380nm，第二半导体激光光源705的波长为1608nm，第三半导体激光光源710的波长为脂肪成分呈现显著吸收的1710nm。

第一半导体激光光源701和第二半导体激光光源705的调制频率为200kHz。考虑液体的热扩散常数，来设定分频器712的分频比，使第三半导体激光光源710的调制频率为100Hz以下，以使液体内产生0.1～0.2℃的温度调制。实际上，产生所需的温度变化的调制频率依存于光源的波长和束径，所以有必要一边观察温度测量器722测定的温度和光声信号的强度，一边进行包含光源输出的调整。

为了缩短测定时间，有效的是调整、选择透镜713，从而使第三半导体激光光源710的输出光与第一半导体激光光源701和第二半导体激光光源705同轴，束径也变为同程度。

考虑以上，第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705、第三半导体激光光源710的光源输出分别为12mW。此外，调整透镜704、透镜708和透镜713，分别把第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705、第三半导体激光光源710的束径设定为4mm。

如果来自第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705、第三半导体激光光源710的照射光照射到液体试料715，则液体试料715中产生的声波即光声信号通过试料单元716、声匹配器717到达超声波检测器718。使用具有试料单元716的构件例如玻璃和超声波检测器718的构件例如陶瓷的中间的声阻抗的构件例如铝，制作声匹配器717。

在试料单元716和声匹配器717之间、以及声匹配器717和超声波检测器718之间涂敷声匹配剂，降低了因隔着空气层而引起的反射的影响。超声波检测器718是设计为具有与第一半导体激光光源701以及第二半导体激光光源705的调制频率同程度的固有频率的压电元件或电容传声器。光声信号由超声波检测器718变换为电信号，并通过高通滤波器719。这时，设定截止频率，从而在200kHz附近不衰减，而在1kHz衰减20dB以上。

从高通滤波器719输出的电信号由同步检波放大器720检测。在遮挡第一半导体激光光源701的输出时、即只有第二半导体激光光源705时的同步检波放大器720的输出是120μV左右。在遮挡第三半导体激光光源710的输出、同时照射第一半导体激光光源701、第二半导体激光光源705时，取得的同步检波放大器720的输出是12nVp-p左右。进而追加第三半导体激光光源710，进行温度调制。当温度上升时取得的同步检波放大器720的输出为4.33μVp-p。此外，当温度下降时取得的同步检波放大器720的输出为4.36μVp-p。从两者的差，表达式18中的Δs₁-Δs₂为30nV。

通过例如示波器等读出温度上升时的谷值和温度下降时的谷值的差，求出Δs₂。在本实施例中是5.4μV。

结果，使用表达式18，使用已知的1608nm的波长的比吸光度值0.114M^-1，就求出葡萄糖浓度M为45mM(750mg/dL)。

在以上的实施例中说明的液体成分浓度测定中，是在与对液体试料715照射光的表面相反一侧的表面测定光声信号的前方传播型。而也可以是在与对液体试料715照射光的表面相同一侧的表面测定光声信号的后方传播型，动作与所述的前方传播型同样。

在所述的实施形态和实施例的结构中，如果代替液体试料而放置水果，就作为果实糖度计工作。这是因为果实的甜成分即蔗糖或果糖在与血糖成分的葡萄糖类似的波长具有吸收。

(实施形态3)

本实施形态的血液成分浓度测定装置包括：产生光的光发生部件；将调制所述光发生部件产生的光的调制频率进行扫描的频率扫描部件；通过来自所述频率扫描部件的信号，把由所述光发生部件产生的光进行电强度调制的光调制部件；向活体照射所述强度调制了的光的光照射部件；检测由所述照射的光在活体内产生的声波即光声信号的声波检测部件；把所述声波检测部件检测的声波在扫描的调制频率范围中累计的累计部件。

参照图20，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置。图20所示的本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构例包含：作为光发生部件的光源112、作为光照射部件的透镜99、作为调制部件的驱动电路104和振荡器103、作为频率扫描部件的控制电路125、作为声波检测部件的声耦合器126、超声波检测器127和相位检波放大器128、作为累计部件的计算机129。

振荡器103通过信号线分别与驱动电路104、相位检波放大器128、控制电路125连接，振荡器103的振荡信号分别发送给驱动电路104、相位检波放大器128，同时从控制电路125接收控制振荡频率的扫描的信号。

驱动电路104接收从振荡器103发送的信号，向由信号线连接的光源112供给驱动电力，使光源112发光，并把光源112输出的光与振荡器103的振荡频率同步地进行强度调制。这里，光源112输出的光的波长设定为生物体内的测定对象的血液成分呈现吸收的波长。

光源112输出的光通过透镜99向生物体被检查部110的规定位置照射，使生物体被检查部110的内部产生光声信号。

超声波检测器127隔着声耦合器126检测生物体被检查部110中产生的所述声波并变换为与检测的所述声波的大小成比例的电信号，向由信号线连接的相位检波放大器128发送。这里，声耦合器126的一侧的面接与生物体被检查部110相接触，而另一侧的面与超声波检测器127接触，具有把生物体被检查部110中产生的所述光声信号高效地向超声波检测器127传递的功能。

相位检波放大器128接收从振荡器103发送来的信号作为用于同步检波的同步信号，并接收从超声波检测器127传来的与所述光声信号的大小成比例的电信号，进行同步检波、放大、滤波，向由信号线连接的计算机129发送。

计算机129接收从相位检波放大器128发来的所述信号，把接收的所述信号在从控制电路125接收的对振荡器103进行扫描的振荡频率范围中累计，从累计的所述光声信号的检测结果，选择超声波检测器127的检测灵敏度增加的共振频率的检测值，并累计选择的值。这里，通过计算机129或未图示的外部装置，能从累计的检测值计算测定对象的血液成分浓度。

计算机129接收从相位检波放大器128发来的所述信号，从接收到的所述信号和用于根据从控制电路125接收的振荡器103扫描的振荡频率来控制振荡器103以使振荡器103的振荡频率即调制频率的扫描范围包含超声波检测器127的共振频率的变化范围的控制信号向由信号线连接的控制电路125发送。

这里，计算机129可以把控制振荡器103的振荡频率的扫描的信号向控制电路125发送，以在光源112的所述调制频率在图21所示的超声波检测器的灵敏度特性的例子中，例如扫描比共振特性的半值宽度的频率还宽的范围。此外，可以把控制振荡器103的振荡频率的扫描的信号向控制电路125发送，以在从共振特性的峰值变为几分之一例如1/2的频率范围中扫描。控制电路125根据从计算机129发送的控制信号来控制振荡器103的振荡频率。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置在超声波检测器127的共振特性变化的情况下，在通过扫描对生物体照射的光的调制频率来检测生物体内的光声信号，可以在与超声波检测器127的共振频率一致的状态下，从光声信号的检测值中选择以高灵敏度检测出的值并累计，正确地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包含：光发生部件产生光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部件通过由所述频率扫描步骤扫描的信号，把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤；声波检测部件向活体照射在所述光调制步骤中被强度调制的光的光照射步骤；累加部件检测由照射的光在活体内产生的声波即光声信号的声波检测步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检测的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法例如将频率被图20所示的控制电路125所控制的振荡频率所扫描的振荡器103的输出向驱动电路104发送，通过收到扫描频率的驱动电路104驱动由半导体激光器构成的光源112来产生光，并进行强度调制。这时，光源112发光，通过所述扫描的频率把产生的光进行强度调制。这里，光源112产生的光的波长设定为成为测定对象的血液成分呈现吸收的波长。

如上所述，把所述强度调制的光对生物体照射，通过例如图20所示的声耦合器126，由超声波检测器127检测由照射的所述强度调制的光在生物体内产生的光声信号，变换为与光声信号的大小成比例的电信号，由相位检波放大器128进行同步检波、放大、滤波，并跨给定的时间累计和平均，向计算机129发送。

如上所述，检测出的所述光声信号作为与压力成比例的电信号，在由例如图20所示的计算机129扫描的调制频率范围中累计，从累计的所述与光声信号的大小成比例的电信号中选择检测灵敏度增加的共振频率的检测值或频率并在选择的频率范围中累计，来计算所述血液成分浓度。

根据所述的方法，即使检测生物体内的光声信号的超声波检测器127的共振频率变化时，也能选定与超声波检测器127的共振频率一致的频率的光声信号的检测值并累计，计算血液成分浓度，所以能正确地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置包括：产生不同波长的2个光的光发生部件；将调制所述光发生部件产生的光的频率进行扫描的频率扫描部件；通过来自所述频率扫描部件的信号，把不同波长的2个光分别以反相进行电强度调制的光调制部件；把所述强度调制了的不同波长的2个光合波为1光束，向活体照射的光照射部件；检测由所述照射的光在活体内产生的声波即光声信号的声波检测部件；把所述声波检测部件检测出的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累计部件。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件把一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。

参照图22说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构。图22所示的本实施形态的血液成分浓度测定装置包含：作为光发生部件的第一光源301和第二光源302；作为光照射部件的合波器308；作为调制部件的振荡器298、驱动电路303、驱动电路297和180°移相器299；作为频率扫描部件的控制电路300；作为声波检测部件的声耦合器327和超声波检测器328和相位检波放大器329；以及作为累计部件的计算机330。

振荡器298由信号线分别与驱动电路303、180°移相器299、相位检波放大器329、以及控制电路300相连接，此外，振荡器298把振荡信号分别发送给驱动电路303、180°移相器299、相位检波放大器329，并且从控制电路300接收控制振荡频率的扫描的信号。

驱动电路303接收从振荡器298发送来的信号，对由信号线连接的第一光源301供给驱动电力，使第一光源301发光，并与振荡器298的振荡频率同步地把第一光源301输出的光进行强度调制。

180°移相器299接收从振荡器298发送的信号，把对接收的信号提供了180°的相位变化的信号对由信号线连接的驱动电路297发送。

驱动电路297接收从180°移相器299发送的信号，对由信号线连接的第二光源302供给驱动电力，使第二光源302发光，把第二光源302输出的光与对振荡器298的振荡频率提供了180°的相位变化的信号同步地进行强度调制。因此，第一光源301和第二光源302分别输出的光由彼此反相的信号调制。

这里，把图22所示的第一光源301和第二光源302各波长的一个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。

第一光源301和第二光源302分别输出如上所述的波长彼此不同的光，各输出的光向通过光波传送部件与第一光源301和第二光源302连接的合波器308输入。

第一光源301输出的光和第二光源302输出的光对合波器308输入并被合波，作为1光束向作为被检测体的生物体被检查部309的规定位置照射，在生物体被检查部309内产生声波即光声信号。

超声波检测器328通过声耦合器327检测生物体被检查部309中产生的所述光声信号，变换为与检测出的所述光声信号的大小成比例的电信号，向由信号线连接的相位检波放大器329发送。

这里，第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长。另一方面，可以使所述水呈现的吸收的差为零，把一个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比此外的血液成分呈现的吸收的差大的2个光的波长。须指出的是，把第一光源301和第二光源302各自的波长设定为所述的值除了在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、和后面说明的实施形态3、实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

另外，由于第一光源301和第二光源302分别输出的光被彼此反相地调制，所以由对生物体被检查部309照射的把第一光源301和第二光源302分别输出的光合波的光在生物体被检查部309内产生的光声信号中，对生物体被检查部309照射的合波光由成为测定对象的血液成分和水吸收而产生的光声信号与只有水吸收而产生的光声信号在光声信号的阶段相互叠加而作为光声信号的大小的差而被超声波检测器328所检测。

声耦合器327的一侧的表面与生物体被检查部309接触，而另一侧的表面与超声波检测器328接触，具有把生物体被检查部309中产生的所述光声信号高效地向超声波检测器328传递的功能。

相位检波放大器329接收从超声波检测器328发来的信号作为用于同步检波的同步信号，并接收从超声波检测器328传来的与所述光声信号的大小成比例的电信号，进行同步检波、放大、滤波，向由信号线连接的计算机330发送。

计算机330接收从相位检波放大器329发来的所述信号并把接收的所述信号在从控制电路300接收的对振荡器298进行扫描的振荡频率范围中累计，从累计的所述光声信号的检测结果中选择超声波检测器328的检测灵敏度增加的共振频率的检测值或频率，在选择出的范围中累计，计算所述血液成分浓度。这里，通过计算机330或未图示的外部装置，能从累计的检测值计算测定对象的血液成分浓度。

计算机330接收从相位检波放大器329发来的所述信号，从接收到的所述信号和用于根据从控制电路300接收的振荡器298扫描的振荡频率来控制振荡器298以使振荡器298的振荡频率即调制频率的扫描范围包含超声波检测器328的共振频率的变化范围的控制信号向由信号线连接的控制电路300发送。

这里，计算机330可以把控制振荡器298的振荡频率的扫描的信号向控制电路300发送，以在第一光源301和第二光源302的调制频率在图21所示的超声波检测器的灵敏度特性的例子中，例如扫描比共振特性的半值宽度的频率还宽的范围。可以把控制振荡器298的振荡频率的扫描的信号向控制电路300发送，以在扫描从共振特性的峰值到变为几分之一例如1/2的频率范围。控制电路300根据从计算机330发送的控制信号来控制振荡器298的振荡频率。

如上所述，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，第一光源301输出的光和第二光源302输出的光由同一频率的信号进行强度调制，所以不存在在现有技术中的由多个频率的信号进行强度调制时成为问题的测定部分的频率特性的不均一性的影响。

此外，如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置在超声波检测器328变化的情况下，在通过扫描调制频率来检测生物体内的光声信号，可以在与超声波检测器328的共振频率一致的状态下，从光声信号的检测值中选择出以高灵敏度检测的值来累计，正确地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包括：光发生部件产生不同波长的2个光的光发生步骤；频率扫描部件将调制所述光发生步骤中产生的光的频率进行扫描的频率扫描步骤；光调制部件通过所述频率扫描步骤中扫描的信号，把所述不同波长的2个光分别以反相进行电强度调制的光调制步骤；光照射部件把所述光调制步骤中进行了强度调制的不同波长的2个光合波为1光束，对活体照射的光照射步骤；声波检测部件检测由所述光照射步骤中照射的光在活体内产生的声波即光声信号的声波检测步骤；累计部件把所述声波检测步骤中检测的光声信号在扫描的调制频率范围中累计的累计步骤。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法例如将频率被图22所示的控制电路300所控制的振荡频率所扫描的振荡器298的输出分别向驱动电路303、以及通过180°移相器299向驱动电路297发送，通过收到扫描频率的驱动电路303和驱动电路297驱动例如由半导体激光器构成的第一光源301和第二光源302来产生光，并进行强度调制。这时，第一光源301和第二光源302分别发光，通过所述扫描频率把分别产生的光进行强度调制。

这里，把第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比水呈现的吸收的差大的2个光的波长。另一方面，可以使所述水呈现的吸收的差为零，把第一光源301和第二光源302各自的波长中的一个光的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的吸收的波长。第一光源301和第二光源302各自的波长设定为作为测定对象的血液成分呈现的吸收的差比其余的血液成分呈现的吸收的差大的2个光的波长。须指出的是，把第一光源301和第二光源302各自的波长设定为所述的值除了在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、以及后面说明的实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

然后，第一光源301产生的光和第二光源302产生的光向图22所示的合波器308输入并被合波，作为1个光束向作为被检测体的生物体被检查部309的规定位置照射，在生物体被检查部309内产生声波即光声信号。

如上所述，把所述强度调制了的光对生物体照射，通过例如图22所示的声耦合器327由超声波检测器328检测由照射的所述强度调制的光在生物体内产生的光声信号，变换为与光声信号的大小成比例的电信号，由相位检波放大器329进行同步检波、放大、滤波，并跨给定的时间累计和平均，向计算机330发送。

如上所述，检测出的所述光声信号作为与压力成比例的电信号，在由例如图22所示的计算机330扫描的调制频率范围中累计，从累计的所述与光声信号的大小成比例的电信号中选择检测灵敏度增加的共振频率的检测值或频率，在选择的范围中累计，来计算所述血液成分浓度。

根据所述的方法，即使在检测生物体内的光声信号的超声波检测器328的共振频率变化时，也能选定与超声波检测器328的共振频率一致的频率的光声信号的检测值并累计来计算血液成分浓度，所以能正确地测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述声波检测部件跟踪所述频率扫描部件扫描的调制频率，检测由照射的光在活体内产生的声波即光声信号，所述累计部件在所述声波检测部件具有高的检测灵敏度的调制频率范围中，累计所述声波检测部件检测的光声信号。

本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构与参照图20以及图22说明的所述的血液成分浓度测定装置同样。

本实施形态的血液成分浓度测定装置是如下情况：在参照图20以及图22说明的所述的血液成分浓度测定装置中，计算机129或计算机330把与调制频率的扫描对应地由超声波检测器127或超声波检测器328检测到的光声信号的大小作为相位检波放大器128或相位检波放大器329的输出来跟踪并监视，搜索超声波检测器127或超声波检测器328的灵敏度增加的调制频率，从相位检波放大器128或相位检波放大器329的输出取得在超声波检测器127或超声波检测器328的灵敏度增加的调制频率的范围中检测的光声信号的大小并累计。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置可以从相位检波放大器128或相位检波放大器329的输出取得在超声波检测器127或超声波检测器328的灵敏度变为最大的调制频率附近检测的光声信号的大小并累计，从而正确地测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法中，所述声波检测步骤跟踪所述频率扫描步骤中扫描的调制频率，检测由照射的光在液体内产生的声波，所述累计步骤在所述声波检测步骤中光声信号的检测灵敏度的调制频率范围中，累计所述声波检测步骤中检测的光声信号。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是如下情况：在所述的血液成分浓度测定装置控制方法中，在声波检测步骤中，例如在参照图20以及图22说明的所述的血液成分浓度测定装置中，超声波检测器127或超声波检测器328与调制频率的扫描对应地进行检测，在所述累计步骤中，由计算机129或330把超声波检测器127或超声波检测器328检测的光声信号的大小作为相位检波放大器128或相位检波放大器329的输出来跟踪并监视，搜索超声波检测器127或超声波检测器328的灵敏度增加的调制频率的点，从相位检波放大器128或相位检波放大器329的输出取得在超声波检测器127或超声波检测器328具有高检测灵敏度的调制频率范围中检测的光声信号的大小并累计。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法检测由强度调制频率扫描的光声信号对生物体照射而在生物体内产生的声波即光声信号，从检测出的值搜索与超声波检测器的灵敏度增加的共振频率一致的调制频率，在与超声波检测器的灵敏度变为最大的共振频率一致的调制频率附近检测光声信号，从而能正确地测定血液成分。

本实施形态的血液成分浓度测定装置还具有：从所述检测的光声信号的大小计算生物体内的血液成分浓度的血液成分浓度计算部件。

本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构采用与参照图20以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置同样的结构，是使计算机129或计算机330具有作为血液成分浓度计算部件的功能的情形。

即，本实施形态的血液成分浓度测定装置是在图20以及图22所示的所述血液成分浓度测定装置中，计算机129或计算机330具有在把从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的信号累计并平均后，按照规定的计算方法计算血液成分浓度的作为血液成分浓度计算部件的功能的情形。

这里，作为所述规定的计算方法，可以是从表示生物体内的测定对象的血液成分的量和测定对象的血液成分呈现吸收的波长的光对生物体照射而产生的光声信号的大小关系的数值数据或理论公式来计算。

如上所述，通过设有血液成分浓度计算部件，本实施形态的血液成分浓度测定装置能容易地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法还包含：从所述声波检测步骤中检测的光声信号的大小来计算生物体内的血液成分浓度的血液成分浓度计算步骤。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是所述的血液成分浓度测定装置控制方法的所述声波检测步骤还包含例如参照图20以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置的计算机129或计算机330把从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的信号累计并平均后，按照规定的计算方法，计算血液成分浓度的作为血液成分浓度计算步骤的情形。

这里，作为所述规定的计算方法，可以是从表示生物体内的测定对象的血液成分的量和测定对象的血液成分呈现吸收的波长的光对生物体照射而产生的声波即光声信号的大小关系的数值数据或理论公式来计算。

如上所述，通过包含血液成分浓度计算步骤，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法能容易地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置还包含：与扫描的调制频率对应地记录所述声波检测部件检测的光声信号的记录部件。

本实施形态的血液成分浓度测定装置的结构是在例如参照图20以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置中，在计算机129或计算机330上连接作为记录部件的记录器(不图示)的结构的情形。

所述记录器与所述扫描的调制频率对应地记录计算机129或计算机330从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的与生物体被检查部110或生物体被检查部309内产生的光声信号的大小成比例的信号。

通过所述记录器的记录，当超声波检测器127或超声波检测器328的共振频率变化时，也能确认对生物体被检查部110或生物体被检查部309照射的光的调制频率的扫描范围是否包含所述共振频率变化的范围，或者是否从超声波检测器127或超声波检测器328检测到的光声信号的大小的值中选定了由与所述共振频率一致的调制频率以高精度测定的值。须指出的是，所述记录部件除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、以及后面说明的实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

如上所述，通过设置记录部件，本实施形态的血液成分浓度测定装置能可靠地测定血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法在所述声波检测步骤之后，还包含：与扫描的调制频率对应地记录所述声波检测步骤中检测的光声信号的记录步骤。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法是在所述血液成分浓度测定装置控制方法的所述声波检测步骤之后，在例如参照图20以及图22说明的所述血液成分浓度测定装置控制方法中包含与计算机129或计算机330相连接的记录器(未图示)与扫描的振荡频率对应地记录计算机129或计算机330从相位检波放大器128或相位检波放大器329接收的信号的记录步骤的情形。

通过所述记录步骤，在超声波检测器127或超声波检测器328的共振频率变化时，也能确任对生物体被检查部110或生物体被检查部309照射的光的调制频率的扫描范围是否包含所述共振频率变化的范围，或者是否从超声波检测器127或超声波检测器328检测的光声信号的大小的值中选定了由与所述共振频率一致的调制频率以高精度测定的值。

如上所述，通过包含所述记录步骤，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法能准确地血液成分浓度。须指出的是，所述记录步骤除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、以及后面说明的实施形态4、实施形态5、实施形态6中应用。

(实施形态4)

图23是表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的一例的模式图。图23所示的血液成分浓度测定装置包括：作为产生光的光发生部件的光发生部11、把光发生部11产生的光以一定频率进行电强度调制的作为光调制部件的光调制部12、向作为被检测体的生物体被检查部97照射由光调制部12进行了强度调制的强度调制光1的作为光照射部件的光照射部13、检测从照射强度调制光1的生物体被检查部97发射的声波即光声信号3的作为声波检测部件的超声波检测部14，在光照射部13和超声波检测部14之间的内部22可以配置声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质以及生物体被检查部97。

图22所示的血液成分浓度测定装置包含：用声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质填充光照射部13和超声波检测部14之间的内部22的容器21、配置在容器21的内壁面的吸音材料15、测定配置容器21内的声音匹配物质的温度的作为温度测量部件的温度测量部16、配置在容器21的内壁面的对于强度调制光1透明的出射窗17。图23表示在容器21的内部22配置了声音匹配物质以及生物体被检查部97的样子，在填充有声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质的内部22，光照射部13和超声波检测部14夹着生物体被检查部97而配置，出射窗17、超声波检测部14的表面分别与声音匹配物质接触着。

须指出的是，在图23中表示了光照射部13和超声波检测部14配置在大致相对置的位置的例子。从生物体被检查部97发射的光声信号3在光照射部13照射强度调制光1的方向以最大的信号强度被检测。通过把光照射部13和超声波检测部14配置在大致相对置的位置，能进一步提高超声波检测部14检测的光声信号的精度。须指出的是，如上所述，把光照射部13和超声波检测部14配置在大致相对置的位置除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、实施形态3、以及后面说明的实施形态5、实施形态6中应用。

光发生部11是产生光的装置，例如能列举出荧光灯、卤素灯、包含半导体激光器的激光器、包含发光二极管的发光元件。希望光发生部11产生由测定浓度的成分所吸收的波长的光，例如优选激光器或发光元件等具有波长选择性的装置。

光调制部12是把光发生部11产生的光以一定频率进行电强度调制的装置。可以列举出包含振荡器、驱动电路、180°移相器的装置。

须指出的是，光发生部11产生不同波长λ₁、λ₂的2个光，光调制部12把波长λ₁、λ₂的光分别强度调制为频率相同并且彼此反相的强度调制光1。例如，在以葡萄糖的血中浓度作为血糖值的指标，声音匹配物质为水的情况下，由于葡萄糖在1600nm处呈现吸收，所以选择1600nm附近的波长作为波长λ₁，选择水的吸收系数变为相等的波长1400nm附近作为波长λ₂。

以下，说明波长λ₁为血液成分吸收的波长，波长λ₂为水呈现与对λ₁的吸收相等的吸收的波长时测定的浓度。对于波长λ₁、λ₂，当已知水的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)以及血液成分的摩尔吸收系数α₁ ⁽⁰⁾、α₂ ⁽⁰⁾时，解包含各波长的光声信号的测定值s₁和s₂的连立方程式、表达式1，求出浓度M。这里，C是系数，是依存于声耦合、超声波检测部的灵敏度、从光照射部到生物体检测部之间的距离、比热、热膨胀系数、音速、调制频率、吸收系数的未知常数。如果从表达式1消去C，就变为表达式4，能从光声信号s₁、s₂以及已知的各吸收系数求出浓度M。可是，表达式4以对于波长λ₁、λ₂，基于水的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)几乎相等为前提。此外，还使用了

的性质。通过对强度调制光1使用频率相同并且彼此反相的不同波长的2个强度调制光，能除去光声信号的受到的来自水的影响。

光照射部13是照射由光调制部12强度调制了的强度调制光1的装置。其配置在照射强度调制光1的部分的构件，优选是对于强度调制光1透明的材料。作为透明的材料，能列举出玻璃、塑料。在与声音匹配物质接触时，优选是与声音匹配物质不反应的材料，例如石英板、光学玻璃板、蓝宝石板。光照射部13可以包含能引导强度调制光1的光纤。通过包含光纤，能在远离光照射部13的地方配置光发生部11和光调制部12，并把强度调制光引导到能照射生物体被检查部97的位置。

超声波检测部14检测声波即光声信号3。例如能列举出晶体传声器、陶瓷传声器、陶瓷超声波传感器等使用压电效应和/或电致伸缩效应的元件、动态传声器、带状传声器等使用电磁感应的元件、电容传声器等使用静电效应的元件、磁致伸缩振子等使用磁致伸缩的元件。具有压电效应的元件能列举出包含PZT或PVDF等结晶的元件。由于检测在声音匹配物质中传递的声波，所以优选是水听器等水中传声器。优选在表面形成用于与声音匹配物质的声阻抗匹配的层(例如硅胶)。

温度测量部16是测定声音匹配物质的温度的温度计。声音匹配物质是液体、溶胶或凝胶，所以温度测量部16能使用接触式的温度计。还可以使用非接触式的辐射温度计。

图23所示的血液成分浓度测定装置可以具有按照温度测量部16所测定的温度来调节声音匹配物质的温度的温度调节部(未图示)。作为温度调节部，能列举出加热器。通过按照温度测量部16测定的温度来调节声音匹配物质的温度，能使声音匹配物质以及光声信号表面的温度稳定。例如，能在温度上升的同时，调节声音匹配物质的温度。通过使声音匹配物质以及光声信号表面的温度稳定，能使温度变化引起的光声信号3的变化稳定，提高血液成分浓度的计算精度。

图23所示的容器21是可以在内部22中填充声音匹配物质的装置。

在图23中，表示了在容器21的内壁面包含吸音材料15的例子。吸音材料15吸收光声信号3。例如，能使用在环氧树脂中包含金属氧化物粉末(氧化钛或氧化钨)的材料。通过在容器21的内壁面的至少一部分包含吸音材料15，能吸收、除去由生物体被检查部97的内部构造的不均一性产生的多重反射的声波。据此，超声波检测部14能高效地检测从生物体被检查部97发射的光声信号3。

此外，在图23中，表示了容器21具有出射窗17的例子。出射窗17对于强度调制光1是透明的。例如，有透明的玻璃或塑料。出射窗17优选是难以损伤的，例如能列举出石英板、光学玻璃板、蓝宝石板。此外，优选不吸收强度调制光1的材料。通过设置出射窗17，能在容器21的内部22之外配置光照射部13，所以光照射部13的配置变得容易。此外，可以从容器21的内壁面照射强度调制光1，所以容器21的内壁面的凹凸消失，能降低光声信号3的反射。

声音匹配物质具有与生物体被检查部97大致相等的声阻抗。例如有橡胶、树脂等有柔软性的固体、液体、溶胶或凝胶。声音匹配物质也可以是水。即容器21可以以作为声匹配物质的水填充。因为生物体的声阻抗非常接近水，所以在由水包围生物体被检查部97的周围的环境下检测光声信号，能降低生物体被检查部97和其周围即内部22的边界反射以及生物体被检查部97和超声波检测部14的接触引起的光声信号3的恶化。

图24是图23所示的D-D’横剖视图，表示血液成分浓度测定装置的第一形态。容器21的横截面的形状成为圆形。在容器21的侧面，光照射部13和超声波检测部14被配置在大致相对置的位置。

图25是图23所示的D-D’横剖视图，表示血液成分浓度测定装置的第二形态。图25所示的容器21的横截面的形状成为半圆形，在所述半圆形的圆的大致中心点的位置配置有光照射部13。在图25中，表示在容器21的所述半圆形的圆弧部分配置有超声波检测部14a、14b、14c、14d、14e的例子。超声波检测部14a配置在与光照射部13相对置的位置，超声波检测部14b～14e分散配置在所述圆弧的部分。

如图25所示，容器21的横截面的形状成为半圆，通过在圆的中心点配置光照射部13，能使相当于所述半圆的圆弧部分的容器的侧面和光照射部13的距离均一。据此，如果生物体被检查部97被设置在包含半圆的中心的平面上，则光声信号在半圆的中心产生并扩展为放射状。这里，超声波检测部14a～14e和光声信号3的发生源的距离一定，所以超声波检测部14a～14e能检测同相位的光声信号3。如果把由超声波检测部14a～14e检测的光声信号3合波，就能高效地检测光声信号3。如果比较同时刻的检测信号，就能修正由物体被检查部97内构造引起的影响。通过改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号的精度。另外，通过在相当于半圆的圆弧部分的容器的侧面配置2个以上的声波检测部件，声波检测部件能高效地检测扩展为放射状的光声信号。

图26是表示血液成分浓度测定装置的第四形态的纵剖视图。图26所示的血液成分浓度测定装置中，容器21的内部底面变为半球。本形态的血液成分浓度测定装置可以在E-E’截面是图25所示的横截面时使用。在图26中，在底面表示超声波检测部14f，超声波检测部14f配置为离光照射部13的距离与该照射部13离超声波检测部14a的距离大致相等。这样，可以使用超声波检测部14a～14e加上超声波检测部14f，更高效地检测从生物体被检查部97发射为放射状的光声信号3。须指出的是，E-E’截面并不局限于所述的图25，横截面的形状也可以是45度、90度、135度等任意的角度的扇形。

使用图27和图28说明血液成分浓度测定装置的第五形态。图27是表示血液成分浓度测定装置的第五形态的纵剖视图。图28是图27的F-F’横剖视图。在图27和图28所示的血液成分浓度测定装置中，容器21的底部是截面中包含2个焦点的半椭圆球，光照射部13以及超声波检测部14分别配置在2个焦点的附近。通过使容器21的底部为在截面中包含2个焦点的半椭圆球，并将光照射部13和超声波检测部14分配配置在2个焦点附近，能使光声信号3在容器的底部散射并高效地集中到超声波检测部14。由于光声信号3到达超声波检测部14的距离不变，所以光声信号3难以受到多重反射的声波的影响。通过改善声波检测部件的集音状态，能进一步提高光声信号3的精度。另外，容器21如图27所示，在底部的内壁面包含反射材料18。反射材料18反射光声信号3。优选与声音匹配物质不反应的材料，例如如果声音匹配物质是水，就能列举出不锈钢或铝等稳定的金属。通过在容器21的内壁面的至少一部分包含反射材料18，能提高把光声信号3集中到声波检测部件的效率。据此，能进一步提高超声波检测部14检测的光声信号3的精度。

须指出的是，在血液成分浓度测定装置的第五形态中说明了底面，但是如图28所示，容器21的横截面的形状也可以为椭圆形，光照射部13以及超声波检测部14被配置在椭圆形的焦点的位置。通过使横截面的内壁面形状为椭圆形，并在所述椭圆形的焦点的位置分别配置光照射部13以及超声波检测部14，能使光声信号3在容器21的内壁面的侧面散射并高效集中到超声波检测部14。通过改善超声波检测部14的集音状态，能进一步提高光声信号3的精度。

如上所述，通过设置容器21，在由声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质填充了的容器21的内部22配置生物体被检查部97，能在用声音匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部22的环境下检测来自生物体被检查部97的光声信号3。通过在用声音匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部22的环境下检测光声信号3，能减少生物体被检查部97和其周围即内部22的边界反射以及生物体被检查部97和超声波检测部14的接触引起的光声信号3的恶化。

须指出的是，生物体被检查部是人的生物体。在图23～图28的例子中表示了手指的例子，但是可以是生物体的任意部分。例如可以是手或胳膊。

生物体被检查部97可以是动物、鸟或者果实或蔬菜等植物中的任意被测定物。被测定物包含流体流动的管子、内置液体、溶胶或凝胶的瓶子或罐等容器。例如如果被测定物是果实，就能非侵袭地测定果实的糖度。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法包括光发生部件产生光的光发生步骤、以一定频率把由所述光发生步骤产生的光进行电强度调制的光调制步骤、光调制部件向生物体被检查部97照射所述光调制步骤中强度调制了的强度调制光1的光照射步骤、声波检测部件检测被所述光照射步骤所强度调制了的强度调制光1照射的生物体被检查部97所发射的声波即光声信号3的声波检测步骤，其特征在于：在填充有声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质的容器21内进行所述光照射步骤以及所述声波检测步骤。

这样，通过能在光照射部13和超声波检测部14之间配置与生物体被检查部97的声阻抗大致相等的声音匹配物质和生物体被检查部97，在生物体被检查部97和超声波检测部14之间配置声音匹配物质，能降低生物体被检查部97和其周围即内部22的边界上的边界反射。

此外，在所述光照射步骤中，如上所述，光发生部11产生不同波长λ₁、λ₂的2个光，在所述光调制步骤中，光调制部12把波长λ₁、λ₂的光分别强度调制为频率相同并且彼此反相的强度调制光1。

如所述中说明的图23～图28所示，在所述光照射步骤中，生物体被检查部97优选与强度调制光1的照射面接触地配置，而强度调制光1对生物体被检查部97直接照射。照射面在图23～图28中变为出射窗17，但是在不包含出射窗17的情况下，光照射面13变为照射面。通过与强度调制光1的照射面接触地配置生物体被检查部97，并对生物体被检查部97直接照射强度调制光1，从而可以能防止声音匹配物质的吸收引起的强度调制光1的恶化。据此，由于可以对生物体被检查部97高效地照射强度调制光1，所以可以提高从生物体被检查部97发射的光声信号3的强度，进一步提高超声波检测部14检测的光声信号3的精度。须指出的是，如上所述，与强度调制光1的照射面接触地配置生物体被检查部97除了能在本实施形态中应用，还能在实施形态1、实施形态2、实施形态3、以及后面说明的实施形态5、实施形态6中应用。

如所述中说明的图23～图28所示，在所述声波检测步骤中，优选隔着声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质检测光声信号3。在图23～图28中，表示了隔着填充在容器21的内部22中的声音匹配物质检测的例子，但是也可以是配置在生物体被检查部97和超声波检测部14之间的硅胶等固体。隔着声阻抗与生物体被检查部97大致相等的声音匹配物质检测光声信号3，能防止生物体被检查部97和其周围即内部22的边界反射以及作用在超声波检测部14上的压力和振动。

如所述中说明的图23～图28所示，在所述光照射步骤中，强度调制光1通过配置在容器21的内壁面并且对强度调制光1透明的出射窗17对生物体被检查部97照射。通过使容器21具有对强度调制光1透明的出射窗17，能在容器21之外配置光照射部13，所以光照射部13的配置变得容易。此外，能从容器21的内壁面照射强度调制光1，所以容器21的内壁面的凹凸消失，能降低光声信号3的反射。

如上述图23～图28所示，生物体被检查部97的被照射了所述强度调制光1的部分优选由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质覆盖。通过使生物体被检查部97的被照射了所述强度调制光1的部分由液状、溶胶状或凝胶状的所述声音匹配物质覆盖，从而能在用声音匹配物质包围生物体被检查部97的周围即内部22的环境下检测来自生物体被检查部97的光声信号3。

(实施例)

这里，说明实施形态4的具体的实施例。

(实施例1)

使用图29说明光发生部件产生不同波长的2个光，光调制部件将所述2个光分别强度调制为频率相同而彼此反相的强度调制光时的实施例。图29是表示血液成分浓度测定装置的一例的电路图。振荡器51以一定频率驱动驱动电路53a和53b。在振荡器51和驱动电路53b之间配置有180°移相器52，驱动电路53b被与驱动电路53a反相地驱动。光发生部11a和11b产生不同波长的光。驱动电路53a把光发生部11a产生的光进行强度调制，输出强度调制光1a。驱动电路53b把光发生部11b产生的光进行强度调制，输出强度调制光1b。据此，能产生波长不同，频率相同并且彼此反相的强度调制光1a和1b。在本例子中，振荡器51、驱动电路53a、53b以及180°移相器52相当于图23所示的光调制部12。

由合波器55把强度调制光1a和1b合波，作为强度调制光1从光照射部13输出。从光照射部13输出的强度调制光1对生物体被检查部97照射，用超声波检测部14检测由生物体被检查部97发射的光声信号3。由超声波检测部14检测出的光声信号3由滤波器57提取出光声信号3并由相位检波放大器58放大后，从光声信号输出端子59输出。

(实施例2)

使用图30和图31说明所述的图25以及图26所示的第四形态的血液成分浓度测定装置的实施例。图30是血液成分浓度测定装置的纵剖视图，表示把血液成分浓度测定装置对人体的指尖应用的例子。图31是H-H’横剖视图。在图30和图31中，插入生物体被检查部97的筒型的容器21的内部22由水充满，在容器21的内壁内置有出射窗17和超声波检测部14，在容器的底座内装备有对光源芯片39B和超声波检测部14供给电力的电源31、把超声波检测部14的输出信号放大的相位检波放大器32、计算血液成分浓度的信号处理器33、用于在底座外部设置的显示装置(未图示)上显示的显示处理器部34。超声波检测部14和信号处理器33由连接电缆35连接。在容器21的内壁设置有温度调整部36，与容器21的内部22接触地在容器21中设置有加热器37和温度测量部16。

筒型的容器21的底部为半径5cm的分割为4份的球状。在容器21的内壁中内置的超声波检测部14上设置有把超声波检测部14检测的光声信号3放大的前置放大器38。对超声波检测部14使用应用具有压电效应的结晶的PZT或PVDF。为了与水进行声阻抗匹配，超声波检测部14的表面形成了匹配层。对超声波检测部14的匹配层使用接触皮肤的医疗器具中常用的硅胶，从而能把表面的反射减少到9％。

此外，对于充满水的容器21的内壁，为了减少匹配层和容器21的材料的边界的反射，在超声波检测部14的表面以外的容器21的内壁填充吸音材料15。作为防止这样的反射的吸音材料15，使用在环氧树脂中包含金属氧化物粉末(氧化钛或氧化钨)的材料是有效的。在图23所示的光照射部13中，使用光源芯片39a、39b和透镜40a以及40b，产生2个波长的光，使用偏振分光镜41把2个波长的光合波，通过出射窗17对指尖部照射准直射束。对光源芯片39a、39b使用半导体激光器在价格、尺寸、芯片寿命方面是有效的。2个波长为光源芯片39a为1380nm，光源芯片39b为1608nm。

使用透镜40a和40b，把来自光源芯片39a、39b的强度调制光1a、1b准直，通过调整光源芯片39a和透镜40a的距离以及透镜材料和曲率、调整光源芯片39b和透镜40b的距离以及透镜材料和曲率，能把强度调制光1a、1b调整为适合于光声测量的束径。在本例子的情况下，2个光束的直径为5.0mm。出射窗17优选使用对2个波长不呈现吸收、不易损伤的材料，例如使用石英板、光学玻璃板、蓝宝石板。在与生物体被检查部97接触的出射窗17的边缘部内置有使用压电材料的感压元件，以感知作用于出射窗17的压力并开始对光源芯片39a、39b供电。

在温度调整部36，加热器37内置在容器21的内壁中，一边监视由温度测量部16测定的温度与容器21的内部22的声音匹配物质的温度的设定值的不同，一边调整加热器37的电流。声音匹配物质的温度的设定值为接近生物体的体温的温度36℃。在容器21的内壁设置有热传导率高的金属(铜、铝)的金属层(未图示)，通过使加热器37和金属层接触，能高效控制声音匹配物质的温度。

(实施例3)

使用图32和图33说明所述的图27以及图28所示的第五形态的血液成分浓度测定装置的实施例。图32是血液成分浓度测定装置的纵剖视图，表示把血液成分浓度测定装置对人体的指尖应用的例子。图32是N-N’横剖视图。筒状的容器的底部成为长轴为100mm、短轴为50mm的半椭圆球形。把来自光源芯片39a、39b的强度调制光1a、1b通过透镜40a或40b、和分光镜41向光纤42引导。入射于光纤42的强度调制光1在光纤42内通过并被引导到出射窗17，照射到容器21的内部22。从出射窗17照射的强度调制光1照射生物体被检查部97。

在光纤42的端面放置透镜40a或40b，通过两者的距离调整强度调制光1a、1b的照射束径，将2个强度调制光1的直径调整为5.0mm。此外，调整光源芯片39a、39b的驱动电流以使照射的强度调制光的功率变为4mW，并通过振荡器(未图示)强度调制为200kHz。设置出射窗17的位置以使出射窗17和作为声音匹配物质的水的界面处于椭圆的焦点的位置，即在测定时使出射窗17和生物体被检查部97的界面为椭圆的焦点的位置。对超声波检测部14使用与水声匹配的市售的水中听音器，设置在与生物体被检查部97的照射部不同的椭圆的焦点的位置。超声波检测部14采用针式水中听音器并微调位置，设置在光声信号变为最大的位置。

在出射窗17和水平面上的内壁面和其下方的底面上，为了高效进行光声信号3的反射，填充有反射材料18。对反射材料18使用与水不起化学反应的稳定的金属(不锈钢、铝)。在其余的内壁面上填充有吸音材料15，减少了多重反射的影响。

(实施形态5)

图34是本实施形态的血液成分浓度测定装置的电路图。图34所示的血液成分浓度测定装置包括：照射以一定频率进行了强度调制的强度调制光1的作为光发生部件、光调制部件以及光照射部件的激励用光源23；输出声波2的声波发生器24；检测从照射了强度调制光1的作为被检测体的生物体被检查部97发射的声波即光声信号3、和从声波发生器24透过生物体被检查部97的声波2的作为声波检测部件的声波检测器25。在图34中，还包括：根据由声波检测器25检测出的声波2的输出信号4比较声波2的信号强度并输出控制信号5来控制驱动部27以使声波2的强度变为给定的值的控制部26；通过控制信号5，使激励用光源23、声波发生器24以及声波检测器25的位置可变的驱动部27；在声波发生器24以及声波检测器25的与生物体被检查部97接触的面上的与生物体被检查部97的声阻抗大致相等的声耦合构件28。

另外，在图34中，表示了在声波发生器24的中央部具有使来自激励用光源23的强度调制光1通过的透过窗29，通过透过窗29使强度调制光1透过的例子。声波发生器24优选接近来自激励用光源23的强度调制光1的光束地配置。通过接近来自激励用光源23的强度调制光1的光束地配置声波发生器24，能进一步正确地检查光声信号3的传播路线上的反射/散射。此外，优选在接近生物体被检查部97的位置，对生物体被检查部97产生声波2。由于光声信号3在入射强度调制光1的生物体被检查部97的表皮附近发生，所以能进一步正确地检查光声信号3的传播路线上的反射/散射。此外，通过在接近生物体被检查部97的位置产生声波2，能更高效地把声波2传递到生物体被检查部97。

图34所示的激励用光源23把以一定频率进行强度调制的强度调制光1照射。激励用光源23以测定浓度的测定对象的吸收波长照射，例如测定对象为葡萄糖时为1608nm。也可以使用振荡器、驱动电路、180°移相器，以一定频率把来自以特定波长发光的光源元件的光进行强度调制。作为以特定波长发光的光源元件，例如有包含气体激光器、固体激光器、半导体激光器的各种激光器、以及发光二极管。在强度调制光1的光路的至少一部分的周围还可以设置防止强度调制光1向血液成分浓度测定装置的外部泄漏的遮光罩。通过设置遮光罩，能防止强度调制光1向包含检查的部分以外的生物体被检查部97的部分的、血液成分浓度测定装置的外部泄漏。须指出的是，所述遮光罩除了能在本实施形态中应用，同样能在实施形态1、实施形态2、实施形态3、实施形态4、后面说明的实施形态6中应用。

这里，激励用光源23可以与声波发生器24连动地固定在声波发生器上。例如激励用光源23可以与声波发生器24一体化。因为激励用光源23可以与声波发生器24连动，所以激励用光源23能自动移动到适合于测定的位置。另外在本实施形态中，表示了激励用光源23照射一个光的形态，但是也能产生不同波长λ₁和λ₂的2个光并照射频率相同并且彼此反相的强度调制光。如实施形态1～实施形态4中说明的那样，作为强度调制光1，使用频率相同并且相互反相的不同波长的2个强度调制光，能除去光声信号受到的来自水的影响。

图34所示的声波发生器24产生超声波即声波2并输出。声波发生器24产生的超声波的频率是产生由生物体被检查部97产生的光声信号3的频率。例如可以是产生频率为200kHz的声波的频率。

另外，声波发生器24输出的声波2的频率和/或强度优选是可变的。如果输出的声波2的频率可变，就能从声波发生器24输出因生物体被检查部97变化而产生了频率变化的光声信号3的频率。此外，如果输出的声波2的强度可变，就能按照由声波检测器25检测的声波2的强度来增减从声波发生器24输出的声波2的强度，所以即使由声波检测器25检测到的强度小时，也能比较检测到的强度。

图35是表示声波发生器24以及声波检测器25的一例的示意图，(a)是外观图，(b)是声波发生器的俯视图，(c)是声波发生器的立体图，(d)是声波发生器的仰视图。在(a)中，表示了由配置有声耦合构件28的声波发生器24和配置有声耦合构件28的声波检测器25夹着生物体被检查部97的样子。还可以如(b)、(c)以及(d)所示，在声波发生器24的一部分上设置强度调制光透过的透过窗29。透过窗29可以是贯通的孔。此外，可以在与生物体被检查部97接触的面上配置对强度调制光透明的构件。透明的构件可以是声耦合构件28。通过设置透过窗29，可以在激励用光源和生物体被检查部97之间配置声波发生器24，从声波发生器24上对生物体被检查部97照射强度调制光。据此，对与适合于测定的输出声波的位置相同的位置照射强度调制光，所以能对生物体被检查部97照射强度调制光，从而使光声信号在由声波确定了的适合于测定的传送路线中传播。

图34所示的声波检测器25是检测超声波的声波2和光声信号3的装置。包含检测光声信号3并把与声波2以及光声信号3的声压成比例的电信号作为输出信号4输出的装置。声波检测器25例如能列举出晶体传声器、陶瓷传声器、陶瓷超声波传感器等使用压电效应和/或电致伸缩效应的元件、动态传声器、带状传声器等使用电磁感应的元件、电容传声器等使用静电效应的元件、磁致伸缩振子等使用磁致伸缩的元件。具有压电效应的元件能列举出包含PZT或PVDF(聚偏1，1二氟乙烯)等的结晶的元件。声波检测器25可以使用内置FET(场效应晶体管)放大器的PZT。

图34所示的声耦合构件28是与生物体被检查部97的声阻抗大致相等的构件。例如，有橡胶、树脂等有柔软性的固体、液体、溶胶或凝胶。优选在所述声波发生器24或声波检测器25的至少任意一个的与生物体被检查部97接触的面上配置，通过配置声耦合构件28，能减轻与生物体被检查部接触的面上的反射/散射。

图34所示的驱动部27是使声波发生器24或声波检测器25的至少任意一个的位置可变的装置。例如，激励用光源23和声波发生器24由结构体固定为使激励用光源23的光轴和声波发生器24的透过窗29一致，使两者一边保持彼此的位置，一边在生物体被检查部97的周围旋转。也可以是可在这样的圆周上移动的结构。所述圆周的距离可以是可变的。此外，可以是在与生物体被检查部97接触的面上移动。此外，也可以是在三维方向移动的。须指出的是，在图34中，省略了驱动部27的具体驱动机构。

驱动部27可以是声波检测器25固定而声波发生器24可移动的结构。此外，也可以是声波发生器24固定而声波检测器25可移动的结构。此外，也可以是声波发生器24和声波检测器25都可移动的结构。驱动部27可以是激励用光源23可移动的结构。此外，还可以使激励用光源23与声波发生器24连动地移动的结构。由于激励用光源23与声波发生器24连动，所以能把激励用光源23自动移动到适合于测定的位置。另外，驱动部27也可以根据来自控制部26的指示工作。

通过设置驱动部27，用驱动部27使声波发生器24移动，使用声波2检查生物体被检查部97内每个部位的散射体的影响。据此，能推测光声信号3的传播路线上的光声信号3的透过性。通过使激励用光源23与声波发生器24连动移动，从而改变对生物体被检查部97的强度调制光的照射角或照射位置的至少任意一个，并进行监视以使每次到达声波检测器25的来自声波发生器24的声波2变为特定的值，按各传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响，用检测出的最佳配置检测光声信号。

图34所示的控制部26控制驱动部27，以使由声波检测器25检测的声波2的强度变为特定的值。例如，从由声波检测器25输出并且具有与声波2的声压成比例的信号强度的输出信号4的信号强度来判断声波2的强度变为特定的值的位置，把控制信号5对驱动部27输出。特定的值例如是由声波检测器25检测出的声波2中最大的值。通过采用最大的值，能用反射/散射最少的配置来检测光声信号3。此外，特定的值可以是预先确定的值。如果通过采用预先确定的值，输出一定强度的声波2，扫描传播路线以用预先确定的强度检测声波2，并在该传播路线检测光声信号3，就能检测出反射/散射的影响大致相等的光声信号3。据此，可以使在检测的最佳位置的光声信号的检测自动化。

信号强度的比较能使用例如比较2个以上的信号强度的比较电路。比较的输出信号4可以是使用平滑化电路变换为直流信号的电信号。还可以使用比较连续检测的2个信号强度，向信号强度更大的方向移动的微小振动法来控制驱动部。

另外，，控制信号5可以是使激励用光源23、声波检测器25中的任意一个移动的信号。当激励用光源23和声波发生器24一体化时，控制信号5可以使声波发生器24移动。此外，还可以是使激励用光源23、声波发生器24、声波检测器25移动的信号。通过控制驱动部27以使由声波检测器25检测的声波2的强度变为特定的值，能自动地在最佳的传播路线检测光声信号3。

使用图34说明血液成分浓度测定装置的动作。首先，在把手指等生物体被检查部97插入到声波发生器24、声波检测器25之间后，由驱动部27使声波发生器24、声波检测器25与生物体被检查部97接触。接着，从声波发生器24产生声波2并输出。输出的声波2透过配置在声波发生器24上的声耦合构件28、生物体被检查部97、和配置在声波检测器25上的声耦合构件28，由声波检测器25检测。检测到的声波2作为与声压成比例的电信号，由声波检测器25中包含的相位检波放大器(未图示)进行信号的累计、平均化处理，并输出输出信号4。控制部26取得该输出信号4作为由驱动部27设定的第一状态的参考信号。接着用控制部26设定由驱动部27所改变的对生物体被检查部97的输出位置的第二状态，进行与第一状态同样的测定。这样，控制部26取得每个输出位置的参考信号。当检出了规定次数或范围的声波2时，停止声波发生器24的动作。

控制部26在每次检测参照信号时比较强度，确定取得特定值的强度的位置。这里，特定的值为由声波检测器25检测出的声波2中最大的值。控制部26对驱动部27输出可以在取得特定值的强度的位置进行检测的控制信号5。驱动部27使激励用光源23、声波发生器24和声波检测器25移动到能在取得特定值的强度的位置进行检测的位置。激励用光源23从移动了的位置照射强度调制光1。强度调制光1透过透过窗29，对生物体被检查部97照射。声波检测器25检测由生物体被检查部97中产生的光声信号3。检测出的光声信号3与所述的声波2同样从声波检测器25作为输出信号4输出。须指出的是，驱动部27也可以使对生物体被检查部97的输出角度可变而不改变从声波发生器24输出的声波2的输出位置。通过所述的动作检测光声信号3，能在反射/散射的影响最少的配置检测光声信号3。

使用图34说明本血液成分浓度测定装置的其他动作。首先，在声波发生器24和声波检测器25之间插入手指等生物体被检查部97后，由驱动部27使声波发生器24、声波检测器25与生物体被检查部97接触。接着，从声波发生器24产生声波2。声波2透过配置在声波发生器24上的声耦合构件28、生物体被检查部97、和配置在声波检测器25上的声耦合构件28，由声波检测器25检测。检测到的声波2作为与声压成比例的电信号，由声波检测器25中包含的相位检波放大器(未图示)进行信号的累计、平均化处理，并输出输出信号4。控制部26取得该输出信号4作为由驱动部27设定的第一状态的参考信号。

接着停止声波发生器24的动作，把从激励用光源23照射并透过透过窗29的强度调制光1对生物体被检查部97照射。由声波检测器25检测出的光声信号3与所述的声波2同样从声波检测器25作为输出信号4输出。来自光声信号3的输出信号4成为第一状态下的实际信号。这里，在声波发生器24和声波检测器25对生物体被检查部97的设定结束后的参照信号和实际信号的取得是在瞬间电子地进行的，所以几乎不发生因身体移动引起的生物体被检查部97的位置变化。

用控制部26设定由驱动部27改变的对生物体被检查部97的照射角度、照射位置的第二状态，进行与第一状态同样的测定。须指出的是，虽然只表示了第一和第二状态，但是可以用3以上的状态进行所述测定。这样逐次测定，能把参照信号变为特定的值的状态所对应的实际信号作为测定值来利用。这里，特定的值也可以是测定前预先确定的值。通过把检测到预先确定的信号强度的声波2的状态所对应的实际信号作为测定值利用，能检测反射/散射的影响几乎相等的光声信号3。因此，能测定排除了随着血液成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的血液成分浓度。

本实施形态的血液成分浓度测定装置控制方法按顺序包含：声波发生器24从2处以上的不同位置对作为被检测体的生物体被检查部97输出声波2，作为声波检测部件的声波检测器25检测透过生物体被检查部97的声波2的强度变为特定值的位置的最佳位置检测步骤；作为光发生部件、光调制部件以及光照射部件的激励用光源23从声波2的强度变为特定值的位置把以一定频率进行了强度调制的强度调制光对生物体被检查部97入射，声波检测器25检测从生物体被检查部97发射的光声信号3的光声信号检测步骤。

在使声波2的传播路线变化，对每个传播路线检测反射/散射的散射体对光声信号带来的影响后，把强度调制光1对生物体被检查部97照射并检测光声信号3，以使光声信号3在由声波检测器25检测的声波2的强度变为特定值的路线上传播。据此，能在最佳的配置检测光声信号。

在所述最佳位置检测步骤中，优选声波发生器24对生物体被检查部97的表面输出声波2。据此，能高效地把产生的声波2向生物体被检查部97传递。

在所述光声信号检测步骤中，激励用光源23优选通过设置在声波发生器24的一部分上的对于强度调制光1透明的透过窗照射生物体被检查部97。激励用光源23能从声波发生器24之上对生物体被检查部97照射强度调制光1。据此，能从与检测到最佳的声波2的、声波发生器24的位置大致相同的位置对生物体被检查部97照射强度调制光1。

此外，在所述光照射步骤中，如上所述，激励用光源23优选产生不同波长λ₁、λ₂的2个光，并把波长λ₁、λ₂的光分别调制为频率相同并且彼此反相的强度调制光1并照射。

在所述最佳位置检测步骤中，声波发生器24输出与强度调制光1的频率大致相等频率的声波2。可以用与检测的光声信号3的频率相等的声波2检测散射体，所以能更正确地检查散射体对光声信号3带来的影响。

在所述最佳位置检测步骤中，声波发生器24优选按照由声波检测器25检测的声波2的强度来增减输出的声波2的强度。由于可以按照由声波检测器25检测的声波2的强度来增减从声波发生器24输出的声波2的强度，所以即使由声波检测器25检测的强度小时，也能比较检测的强度。

在所述最佳位置检测步骤中，优选以压力可控制的按压力把声波发生器24和声波检测器25按压在生物体被检查部97上，并检测声波2。由于声波发生器24和声波检测器25按压生物体被检查部97的压力可变，所以能把声波发生器24和声波检测器25与生物体被检查部97接触的压力保持为给定的压力。据此，能减轻按压生物体被检查部97的压力的影响。

须指出的是，图34所示的血液成分浓度测定装置的电路图可以包含以压力可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测器按压在生物体被检查部上的按压部件(未图示)。按压部件例如可以使用把所述声波发生器和所述声波检测器固定在两端的“コ”字形的臂。臂可以使所述声波发生器和所述声波检测器的距离可变，并使声波发生器和声波检测器按压生物体被检查部的压力可变。据此，能把声波发生器和声波检测器与生物体被检查部接触的压力保持为规定的压力。

此外，生物体被检查部97在图34中为人体的手指，但是也可以是动物、鸟或者果实或蔬菜等植物中的任意被测定物。被测定物包含流体流动的管子、或内置液体、溶胶或凝胶的瓶子或罐等容器。例如如果被测定物是果实，就能非侵袭地测定果实的糖度。

如上所述，本实施形态的血液成分浓度测定装置通过检测光声信号的发生源和声波检测器的位置关系变为最佳的配置，能以受骨头等散射体的影响小的最佳配置检测光声信号，来测定血液成分浓度。通过以检测的声波的信号强度变为预先确定的值的配置检测光声信号，能测定排除了随着血液成分浓度测定装置的配置变化的许多参数的影响的血液成分浓度。

(实施例)

这里，说明实施形态5的具体的实施例。

(实施例1)

参照图36说明本发明的血液成分浓度测定装置的实施例。图36是本实施例的血液成分浓度测定装置的电路图。声波发生器404连接在振荡器403上。在声波发生器404上设置有其尺寸足以从被检测体405的上部照射强度调制光1的孔410作为出射窗。声波发生器404根据振荡器403的振荡频率产生声波2。声波2通过被检测体405，经过声耦合构件406，由声波检测器407检测并变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408观测，并向输出端子409输出。该相位检波放大器408由与振荡器403的频率同步的信号触发，输出信号4由相位检波放大器408累计、平均来测定。一边改变声波检测器407的配置、与被检测体405的按压压力，一边进行从声波发生器404产生的声波2的检测。逐次测定这样检测的声波2的信号强度，把声波检测器407固定在信号强度成为特定值的位置。实现各元件避开了生物体内的反射/散射的影响的最佳配置。

而振荡器403还与驱动电源402连接。驱动电源402对半导体激光器元件401供给根据振荡器403的振荡频率的矩形的激励电流。

在进行了各元件的配置的校正后，对半导体激光器元件401以振荡器403的频率进行强度调制以产生强度调制光1。强度调制光1从在声波发生器404的中心开的孔410照射被检测体405。强度调制光1使被检测体405内产生光声信号3。光声信号3经过声耦合构件406由声波检测器407检测，变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408观测。相位检波放大器408由与振荡器403的频率同步的信号触发，与声压成比例的输出信号4可以由相位检波放大器408累计、平均来测定。测定的信号从输出端子409向外部输出。

在所述的结构中，声波发生器404的直径为30mm左右，在中心具有半径为10mm的孔。声波发生器隔着超声波凝胶与被检测体405紧贴。产生的声波2是200kHz，由振荡器403控制。

声波检测器407是内置FET(场效应晶体管)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)，此外，声耦合构件406是超声波凝胶。在所述的结构中，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了Vr＝1～15mV的信号强度作为与声波2对应的输出信号4。因此，作为最佳的位置，固定在检测到Vr＝15mV的位置。

而半导体激光器元件401的波长被设定为1608nm。该波长与葡萄糖的吸收波长对应。把强度调制光1进行强度调制的调制频率设定为200kHz，输出为5.0mW。

对被检测体405照射的光的束径设定为2.7mm，从而使从光束照射的被检测体405的位置到声波检测器407的距离为10mm，菲涅耳数变为0.1。

在所述的状态下，半导体激光器元件401的输出光对皮肤的照射强度为0.22mW/mm²，是低于最大允许值2倍以上的安全水平。也可以在配置被检测体405的位置设置遮光罩(未图示)，从而在测定中或未放置被检测体405时，从声耦合构件406反射或散射的光不泄漏到外部。

声波检测器407是内置FET(场效应晶体管)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)，此外，对声耦合构件406使用超声波凝胶。在所述的结构中，在只照射半导体激光器元件401输出的强度调制光1时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了Vr＝20μV的信号强度作为与光声信号3对应的输出信号4。

在如上所述进行光声测定之前，把由声波发生器404产生的声波2作为参考信号使用来进行配置的校正，然后测定由半导体激光器元件401产生的与光声信号3的声压成比例的输出信号4，进行与被检测体405内的葡萄糖的吸收对应的光声信号3的测定。

(实施例2)

参照图36进行说明。声波发生器与振荡器连接。在声波发生器404，在中心设有其尺寸足以从被检测体405的上部照射强度调制光1的孔。

声波发生器404伴随着振荡器403的振荡频率，产生声波2。声波2通过被检测体405，经过声耦合构件406，由声波检测器407检测，变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408累计、平均来测定信号。这里，一边改变声波检测器407的配置、与被检测体405的按压压力，一边进行从声波发生器404产生的声波2的检测。这样逐次测定检测输出强度，把声波检测器407固定在强度成为特定值的位置。实现各元件避开了生物体内的反射/散射的影响的最佳配置。

而振荡器403还与驱动电源402连接。驱动电源402对半导体激光器元件401供给矩形的激励电流。

在进行了各元件的配置的校正后，对半导体激光器元件401以振荡器403的频率进行强度调制，产生强度调制光1。强度调制光1从声波发生器404的中心开的孔410照射被检测体405。强度调制光1使被检测体405内产生光声信号3。光声信号3经过声耦合构件406由声波检测器407检测，变换为与声压成比例的输出信号4。输出信号4的波形由相位检波放大器408观测。相位检波放大器408由与振荡器403的频率同步的信号触发，与声压成比例的输出信号4由相位检波放大器408累计、平均来测定。测定的输出信号4从输出端子409向外部输出。

在所述的结构中，声波发生器404直径为30mm左右，在中心具有半径为10mm的孔410。声波发生器404隔着超声波凝胶与被检测体405紧贴。产生的声波2是200kHz，由振荡器403控制。

声波检测器407是内置FET(场效应晶体管)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)，此外，声耦合构件406使用超声波凝胶。在所述的结构中，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了Vr＝1～15mV的信号强度作为与声波2对应的输出信号4。因此，作为最佳的位置，固定在检测到Vr＝15mV的位置。

半导体激光器元件401的波长设定为1608nm。该波长与葡萄糖的吸收波长对应。把强度调制频率设定为200kHz，输出为5.0mW。

对被检测体405照射的强度调制光1的束径被设定为2.7mm，从而以使从被光束照射的被检测体405的位置到声波检测器407的距离为10mm，菲涅耳数变为0.1。

在所述的状态下，半导体激光器元件401的输出光对皮肤的照射强度为0.22mW/mm²，是低于最大允许值2倍以上的安全水平。也可以在配置被检测体405设置遮光罩(未图示)，从而在测定中或未放置被检测体405时，从声耦合构件406反射或散射的光不泄漏到外部。

声波检测器407是内置FET(场效应晶体管)放大器的频率平坦型电致伸缩元件(PZT)，此外，对声耦合构件406使用超声波凝胶。在所述的结构中，在只照射半导体激光器元件401输出的强度调制光1时，在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了Vr＝20μV的信号强度作为与光声信号3对应的输出信号4。

在进行了所述的测定之后，将测定装置拆下一次，并再次进行同样的测定。首先，一边改变声波检测器407的配置、与被检测体405的按压压力，一边进行从声波发生器404产生的声波2的检测。在时间常数设定为0.1秒的相位检波放大器408的输出端子409取得了Vr＝1～15mV的信号强度作为与声波2对应的输出信号4。因此，作为最佳的位置，固定在检测到Vr＝15mV的位置。

接着在所述的固定的位置，由相位检波放大器408测定由半导体激光器元件401产生的光声信号3，从而得到Vr＝20μV的信号强度。

如上所述，通过当再次进行测定时，把由声波发生器404产生的声波2作为参考信号使用来进行配置的校正，从而对于光声信号3的测定，可以再现性好地进行测定。

(实施形态6)

本实施形态的血液成分浓度测定装置包括产生不同波长的2个光的光发生部件；由频率相同、相位相反的信号把所述不同波长的2个光进行电强度调制的光调制部件；把所述强度调制了的不同波长的2个光合波为1个光束，向生物体照射的光照射部件；检测由所述照射的光在生物体内产生的声波的声波检测部件；至少搭载所述光照射部件以及所述声波检测部件，具有包围生物体的一部分安装的环状部分的装饰部件；其特征在于：所述光照射部件以及所述声波检测部件分别配置在所述装饰部件的环状部分内侧的与生物体接触的部分上。本实施形态的装饰部件能在所述的实施形态1、实施形态2、实施形态3、实施形态4、实施形态5中应用。

特别地，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件把一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长是有效的。

参照图37，说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的测定部分的基本结构。图37表示本实施形态的所述血液成分浓度测定装置的测定部分的基本结构。这里，图37中未表示与后面描述的安装有关的部分、以及电源等可由通常的技术实现的部分。

在图37中，作为光发生部件的一部分的第一电源101通过作为光调制部件的一部分的驱动电路104，与作为光调制部件一部分的振荡器103同步地进行强度调制。

而作为光发生部件的一部分的第二光源105通过作为光调制部件的一部分的驱动电路108，同样与所述振荡器103同步地进行强度调制。而振荡器103的输出经过作为光调制部件的一部分的180°移相器107对驱动电路108供电，其结果，第二光源105通过对于所述第一光源101变化了180°相位的信号而被强度调制。

这里，把图37所示的第一光源101和第二光源105各自的波长中的一个光的波长设定为血液成分呈现特征吸收的波长，把另一个光的波长设定为水呈现与对所述一个光的波长的吸收相等的波长。

这里，作为一例，在作为测定对象的血液成分为葡萄糖即血糖值的测定的情况下，把第一光源101的波长λ₁设定为1608nm，把第二光源105的波长λ₂设定为1381nm是有效的。在长波长的波长带的情况下，把第一光源101的波长λ₁设定为2126nm，把第二光源105的波长λ₂设定为1837nm或2294nm也是有效的。图7表示第一光源101的波长λ₁和第二光源105的波长λ₂的关系。

第一光源101和第二光源105分别输出不同波长的光，分别输出的光由作为光照射部件的合波器109合波，作为一个光束对生物体被检查部110照射。由照射的第一光源101和第二光源105分别输出的光在生物体被检查部110内产生的声波即光声信号由作为声波检测部件的一部分的超声波检测器113检测，变换为与光声信号的声压成比例的电信号。所述电信号由与所述振荡器103同步的作为声波检测部件的一部分的相位检波放大器114同步检波，向输出端子115输出与声压成比例的电信号。

这里，对输出端子115输出的信号的强度与第一光源101和第二光源105分别输出的光由生物体被检查部110内的成分吸收的量成比例，所以所述信号的强度与生物体被检查部110内的成分的量成比例。因此，血液成分浓度计算部件(未图示)根据对输出端子115输出的所述信号的强度的测定值计算生物体被检查部110内的血液中的测定对象的成分量。

本实施形态的血液成分浓度测定装置用同一周期即同一频率的信号把第一光源101和第二光源105输出的不同波长的2个光进行强度调制，所以具有不受超声波检测器113的频率特性的不均一性的影响的特点，该点是比已经存在的技术优异的点。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光调制部件作为用与有关生物体内产生的声波的检测的共鸣频率相同的频率调制的光调制部件是有效的。

如上所述，通过用与关于生物体内产生的声波的检测的共鸣频率相同的频率来调制不同波长的2个光，能以高灵敏度检测生物体内产生的声波。

以下说明通过在本实施形态的血液成分浓度测定装置中使用提供相等的吸收系数的多个波长的光来测定，能解决在现有的技术中成为问题的光声信号的测定值中存在的非线性的吸收系数依存性。

当对于波长λ₁和λ₂的各光的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)以及作为测定对象的血液成分的摩尔吸收α₁ ⁽⁰⁾、α₂ ⁽⁰⁾已知时，包含各波长的光声信号的测定值s₁和s₂的连立方程式由所述表达式1表示。

解表达式1，求出未知的血液成分浓度M。这里，C是变化而难以控制或预测的系数，即依存于声的耦合状态、超声波检测器的灵敏度、所述照射装置和所述声检测装置之间的距离(以下定义为r)、比热、热膨胀系数、音速、调制频率、甚至吸收系数的未知乘数。

如果在表达式1的第1行和第2行的C中产生差异，则它应该是与照射光有关的量即基于吸收系数的差异。这里，如果使表达式1的各行的括弧中即吸收系数变为彼此相等地来选择波长λ₁和波长λ₂的组合，则吸收系数变为相等，第1行和第2行的C相等。可是，如果严格进行它，波长λ₁和波长λ₂的组合依存于未知的血液成分浓度M，所以不便。

这里，表达式1的吸收系数(各行的括弧中)中占的比率中，背景(α_i ^(b)、i＝1、2)显著大于包含血液成分浓度M的项(Mα_i ⁽⁰⁾)。因此，如果代替使各行的吸收系数正确地相等而使背景、α_i ^(b)的吸收系数相等就足够了。即，选择不同的波长λ₁和波长λ₂的2个光，以使各自的背景的吸收系数α₁ ^(b)、α₂ ^(b)彼此相等。如果能使第1行和第2行的C相等，则把它作为未知常数消去，测定对象的血液成分浓度M由表达式4表示。在表达式4的后段的变形中使用了

性质。

这里，如果观察表达式4，则在分母中出现了波长λ₁和波长λ₂的测定对象的血液成分的吸收系数的差。该差大的时候光声信号的差信号s₁-s₂大，测定变得容易。为了使该差最大，把测定对象的成分的吸收系数α₁ ⁽⁰⁾变为极大的波长选择为波长λ₁，并且把波长λ₂选择为α₂ ⁽⁰⁾＝0即测定对象的成分不表现吸收特性的波长。这里，根据以前的条件，第二波长λ₂必须为α₂ ^(b)＝α₁ ^(b)，即背景的吸收系数必须等于第一波长λ₁的吸收系数。

在表达式4中，光声信号s₁以与光声信号s₂的差s₁-s₂的形式出现。现在，如果作为测定对象的成分，以葡萄糖为例，则如上所述，在2个光声信号s₁和光声信号s₂的强度上只存在0.1％以下的差异。

可是，如果在表达式4的分母的光声信号s₂中存在5％左右的精度，就足够了。因此，与逐次分别测定2个光声信号s₁和光声信号s₂相比，测定它们的差s₁-s₂，把该测定值除以光声信号s₂时非常容易保持精度。因此，本实施形态的血液成分浓度测定装置中，把2个波长λ₁和波长λ₂的光彼此反相地进行强度调制并照射，测定在生物体内光声信号s₁和光声信号s₂相互叠加产生的光声信号的差信号s₁-s₂。

如上所述，在测定血液成分浓度时，与使用不同的特定波长的2个光，分别测定所述不同的特定波长的2个光在生物体内产生的光声信号相比，测定所述光声信号的差信号，进而使给定的一个光声信号为零而测定另一方光声信号，并由表达式4计算，能容易地测定血液成分浓度。

下面说明本实施形态的血液成分浓度测定装置的安装构造。图38表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部件的结构。在图38所示的作为装饰部件的装饰部130中，在具有包围着作为被检测体的生物体131的环状形状的环状支撑体132的内侧至少安装有作为光照射部件的光照射部133和作为声波检测部件的超声波检测部135。在图38中，光照射部133和超声波检测部135安装在环状支撑体132内侧的与生物体131接触的面上，光照射部133的光照射部分和超声波检测部135的超声波接收部分夹着生物体131安装在相对置的位置。

所述的构造的装饰部130具有可靠地保持生物体131，把生物体131的移动和形状变化限于最小限度的效果，把光照射部133和超声波检测部135之间的厚度保持一定，并且抑制超声波检测部135的周边的生物体131的形状变化，减少来自超声波检测部135的周边的生物体131的超声波的反射的变化，所以能正确地测定血液成分浓度。

如上所述，通过把光照射部133和超声波检测部135配置在装饰部130的环状部分的大致相对置的位置，能由超声波检测部135高效地检测由光照射部133照射的光在生物体131内产生的超声波。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，优选在包含所述声波检测部件的配置部位的所述装饰部件的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分上配置具有近似于该生物体的声阻抗的缓冲材料的层。本实施形态的血液成分浓度测定装置的装饰部件的结构如图39所示，在包含超声波检测部135的配置部位的装饰部130的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分上配置具有近似于该生物体的声阻抗的缓冲材料136的层。

这里，当假设声波入射具有Z₁和Z₂的声阻抗的媒质的界面时，一般入射的声波划分为透过波和反射波来传播。后者的声压对于入射波的声压的比率称作压力反射率，当声波垂直入射界面时，已知由表达式4表示。

由于生物体131的声阻抗Z₁已知。近似于水，所以是1.48Mrays(1Mrays＝10⁶kg/m²·s)。而生物体131的表面通常接触的空气的声阻抗为4.08×104Mrays，对于生物体131相差超过3个数量级。结果，在生物体131的表面，当声波垂直入射时，压力反射率超过99.9％，而斜着入射时的反射率更大。

使用具有近似于生物体131的声阻抗的缓冲材料136来取得声音匹配，能减少这样的反射。在对生物体131无害、也可用于体内嵌入类型的医疗器具中的硅胶时，其典型的声阻抗为1.24MR，通过把硅胶作为缓冲材料136使用，能把与生物体131的界面上的压力反射率减小到9％左右。

此外，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，照射波长1μm以上的光，但是这时，为了占生物体131的大部分的水呈现强的吸收，在由来自光照射部133的光所照射的部分的生物体131的正下方的皮肤附近局部形成音源，产生的超声波能视为球面波。

如后所述，由于照射部133照射的光的束径扩大到直径5mm而照射，所以由照射光形成的音源呈现圆盘状，该圆盘的厚度由生物体131的吸收长度α^-1决定，在上述的波长约1.6μm的光照射中为约1.6mm，在波长约2.1μm的光照射中为约0.4mm。

因为音源呈现这样薄的圆盘上，所以产生的超声波中产生指向性，生物体131中产生的超声波向超声波检测部135的方向集中传播。因此，将缓冲材料136设置在包含超声波检测部135的配置部位的装饰部130的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分是有效的。

如上所述，通过在包含超声波检测部135的配置部位的装饰部130的环状部分内侧的与生物体接触的部分的跨至少半周的部分配置具有近似于生物体131的声阻抗的缓冲材料136的层，由光照射部133照射的光在生物体131内产生的超声波中直接到达超声波检测部135的部分由超声波检测部135高效地检测，并且能减少由生物体131内产生的超声波在生物体131和装饰部130的环状支撑体132的内侧的界面多重反射后而被超声波检测部135接收而成为噪声的超声波的量，从而能更正确地测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，可以在所述缓冲材料的层和所述装饰部件的环状部分内侧的面之间填充吸音材料。本实施形态的血液成分浓度测定装置的所述装饰部件的结构如图40所示，在缓冲材料136和装饰部130的环状部分的环状支撑体132的内侧的面之间填充吸音材料137。这里，吸音材料137使用良好吸收超声波的材料。例如使用硅胶作为缓冲材料136时，考虑假设不填充吸音材料137时，在缓冲材料136中前进的超声波如果到达由金属制作的环状支撑体132，硅胶和金属之间就呈现约60％的压力反射率，所以超声波由环状支撑体132的表面反射，在缓冲材料136的硅胶中逆行，再次到达生物体131。

作为用于防止上述反射的吸音材料137，使用在环氧树脂中包含金属氧化物粉末(氧化钛或氧化钨)的材料是有效的。

如上所述，通过在缓冲材料136和装饰部130的环状部分的环状支撑体132的内侧的面之间填充吸音材料137，能减少由光照射部133照射的光在生物体131内产生的超声波由缓冲材料136和环状支撑体132的界面反射后、被超声波检测部135接收而成为噪声的超声波的量，从而能更正地确测定血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光发生部件可以是由多个半导体激光元件产生不同波长的2个光的所述光发生部件。

如上所述，所述光发生部件由多个半导体激光元件产生不同波长的2个光，从而本实施形态的血液成分浓度测定装置能实现装置的大幅度小型化、轻型化。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述光照射部件优选具有扩大所述光发生部件产生的光的束径的束径扩大器。

如上所述，所述光照射部件具有把所述光发生部件产生的光的束径扩大的束径扩大器，从而把对所述生物体照射的光束扩大，可以对所述生物体不带来不良影响地照射比较强的光，正确地测定生物体的血液成分浓度。

此外，在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述装饰部件是人体的手指上佩带的戒指，并且所述光照射部件配置在所述手指的手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧。

如上所述，所述装饰部件是人体的手指上佩带的戒指，并且所述光照射部件配置在所述手指的手背一侧，所述声波检测部件配置在所述手指的手掌一侧，从而所述声波检测部件容易与所述手指的比较柔软的皮肤接触，所述声波检测装置能高效地测定所述手指内产生的超声波，所以能更加正确地测定成分浓度。通过在戒指的内表面安装所述光照射部件和所述声波检测部件，对日常生活不带来障碍，能简易而连续地测定该人体的血液成分浓度。

在本实施形态的血液成分浓度测定装置中，所述装饰部件是所述人体的胳膊上佩带的手镯，并且，所述光照射部件配置在手掌一侧，所述声波检测部件配置在所述手背一侧。

如上所述，所述装饰部件是所述人体的胳膊上佩带的手镯，并且，所述光照射部件配置在手掌一侧，所述声波检测部件配置在所述手背一侧，从而所述声波检测部件容易与所述胳膊的比较柔软的皮肤接触，所述声波检测部件能高效测定所述胳膊内产生的声波，所以能更加正确地测定成分浓度。在所述手镯的内表面安装所述光照射部件和所述声波检测部件，对日常生活不带来障碍，能简易而连续地测定该人体的血液成分浓度。

(实施例)

这里，说明实施形态6的具体实施例。

(实施例1)

图41表示把本实施形态的血液成分浓度测定装置对人体应用，所述装饰部件为戒指实施的实施例。

图41表示本实施形态的血液成分浓度测定装置的实施例1安装在手上的状态。在图41中，在作为被检测体的生物体193上佩带的戒指型的、作为所述装饰部件的装饰部207中内置有所述光照射部件和所述声波检测部件，在手表型的显示部221内装备有对所述光照射部件和所述声波检测部件供给电力的电源、把作为所述声波检测部件的一部分的所述超声波检测器的输出电信号放大的作为所述声波检测部件的一部分的相位检波放大器和血液成分浓度的检测部件。装饰部207和显示部221之间由连接电缆210连接。

在显示部221的外侧设置有测定的血液成分浓度的显示器，此外至少装备有一个用于指示测定开始的按钮。手表功能、测定浓度数据的存储和调用功能、存储的数据向外部设备的通信功能的装备也是有效的。

所述连接电缆210优选具有伸缩性而不妨碍手的移动，另外优选沿着手背的手指伸展肌的肌腱之间。装饰部207在图41中佩带在左手第二指上，但是当然能形成为可以佩带在任意手、任意手指上。

图42是表示从手指取下戒指型的装饰部207的状态的图，表示手指穿过的戒指的框222中的连接电缆210的设置状况。为了在手指的肌腱之间保持所述连接电缆210，连接电缆210的装饰部207的引出部避开戒指的宝石座的顶部而设置。图43表示沿着框222的宽度的中央即图42中所示的a-a虚线的截面。

在图43的表示装饰部207的截面的图中，在安装时位于手指的手背一侧(图的上方)的相当于戒指的宝石座的部分设置有作为所述光发生部件的一部分的光源芯片314以及构成所述光照射部件的出射窗313、反射镜316、凹面镜317等，而在位于手指的手掌一侧(图的下方)的部分设置有作为所述声波检测部件的一部分的超声波检测器305。

超声波检测器305的输出阻抗一般是高阻抗，所以把输出直接由连接电缆310引导到图41所示的显示部221的做法从噪声的观点上不是好办法。因此，在超声波检测器305的附近设置变换阻抗的前置放大器312并与超声波检测器305的输出端子连接，把超声波检测器305的的输出阻抗变低，前置放大器312的输出信号经过图41所示的连接电缆210提供给显示部221。

如图43所示，在超声波检测器305的两侧，实施所述超声波的反射对策。即跨越包含装饰部的内侧面的超声波检测器305的正上方的大致半周地设置作为缓冲材料306的硅胶，缓冲材料306和框311之间由吸音材料307填充。

作为所述光发生部件的光源芯片314，可以使用半导体激光器元件。这是因为半导体激光器不仅小型、长寿命，而且还具有通过把注入电流调制而直接对元件进行所述光声法所必须的强度调制动作的优点。

作为光源芯片314，使用半导体激光器元件时的照射光束315通常是扩散光束，照射之后的束径比适合于光声法的束径小很多。因此，有必要把束径扩大后，取得对生物体的照射光304。在本实施例中，用于扩大束径的光学系统由反射镜316和凹面镜317构成。即对于具有照射全角46°(数值孔径NA＝0.39)的照射光束315，在离光源芯片314的照射端面1.2mm的距离设置反射镜316，把照射光束315向上方的凹面镜317反射。凹面镜317从反射镜316离开4.7mm并保持，把来自反射镜316的入射光束变换为平行光束，向图下方的出射窗313方向反射。

在本实施例中，凹面镜317的焦距即曲率半径的1/2设定为等于从光源芯片314的照射端到反射镜316的光路与从该反射镜316到凹面镜317的光路的和，所以经过出射窗313取得了具有5.0mm的直径的照射光304。

出射窗313兼用作对光源芯片314、反射镜316以及凹面镜317的保护和以高的尺寸精度安装光源芯片314以及反射镜316的底板。作为出射窗313的材料，要求对于照射光304透明并且难以损伤的性质，所以在本实施例中，使用了蓝宝石板。

凹面镜317的背侧位于装饰部207中相当于戒指的宝石座的顶的部分，在作为戒指的装饰品的通常用途中，是担负中心任务的地方。在本实施例中，凹面镜317的背侧可以用作装饰的目的。

出射窗313和凹面镜317有必要保持相对位置地固定在框311上。因此，在框311上设置有用于出射窗313和凹面镜317的位置对准的板墙。框311具有用于电布线的中空部分(布线腔)和用于吸音材料307和缓冲材料306的粘贴的沟。具有这样的构造的框311可以通过首饰业的铸模(铸造)手段，与通常的戒指的圈同样地制成。

图44表示光源芯片314的安装形态。在本实施例中，使用波长不同的2个半导体激光器元件。具体而言，是在图44所示的衬底321上用MEMS技术形成的。图44所示的光源芯片314的大致尺寸是1mm×1.5mm×(厚度)0.6mm，是作为戒指类型的所述装饰部件容易安装的尺寸。

在图44中，第一半导体激光器318设置在基于氟化聚酰亚胺的光波导路322的主分支的端面上，激光器振荡光对光波导路322的主分支输出。而第二半导体激光器319同样设置在基于氟化聚酰亚胺的光波导路322的侧分支的端面上，激光器振荡光对光波导路322的侧分支输出。对这2个半导体激光元件通过各自的电极焊盘320供给驱动电流。

在光波导路322的主分支和侧分支的交点处形成有作为所述光照射部件的合波器323。合波器323是除去了氟化聚酰亚胺的间隙而制成的，以便通过多重干涉效应、所谓的标准具(etalon)效应，对于第一半导体激光器318的振荡波长透明，对于第二半导体激光器319的振荡波长呈现反射。

通过所述的结构，波长彼此不同的2个半导体激光元件的输出光被合波并在光波导路322中传播后，从光波导路322的不设置半导体激光元件的一侧的端面把照射光束315照射。

图45表示戒指型的所述装饰部件的沿图42所示的a-a的剖视图。在图45中，放大表示了嵌入设置有超声波检测器305的周边。作为超声波检测器305，能使用PZT或PVDF(聚偏1，1二氟乙烯)等公知的压电超声波检测元件。可是，PZT的声阻抗高，有必要附加阻抗匹配层，而PVDF在声阻抗的匹配上有利，但是输出电压即灵敏度低。在本实施例中，代替PZT或PVDF而使用了由MEMS技术形成的MEMS型超声波检测元件。

在图45中，超声波检测器305由振动膜324和固定电极325构成。

上述的声音匹配用的缓冲材料306与超声波检测器305中的振动膜324接触。为了避开这种MEMS型超声波检测器305的固定电极325一侧的背压，设置了经过设置在固定电极325的背后的框311上的细孔通向大气压的流道。超声波检测器305根据由振动膜324和固定电极325形成的平板电容(电容器)中的振动膜324的变位引起的电容变化，来检测超声波。因此，连接在超声波检测器305上的前置放大器312除了所述的阻抗变换功能外，还附加有对超声波检测器305的平板电容供给一定电荷的功能。

前置放大器312与用于到达图43所示的连接电缆310的布线的布线腔326一起设置在吸音材料307的背后的框311上。这样的结构是考虑到防止由于前置放大器312和布线腔326而使超声波被反射。

在图41中，关于戒指型的装饰部207和显示部22中分别内置的元件或电路、它们之间的连接方法，除了本实施例表示的以外，在不脱离本实施形态的宗旨的范围中，可以有各种方案。例如，可以在所述连接电缆中包含光纤(为了保持电缆的伸缩性，优选弯曲半径较小的)，在显示部221设置光源芯片314，作为戒指型的装饰部207的所述光照射部件只剩下用于光束扩大的光学系统。

而在戒指型的装饰部207中内置电池，能把甚至包含光源的驱动电源以及相位检波放大器的涉及便携式非侵袭式血液成分浓度测定装置的全部要素安装在戒指型的装饰部207中。这时，戒指型的装饰部207和显示部221之间的血液成分浓度测量值的通信不用电缆而通过无线进行。

(实施例2)

图46表示把本实施形态的血液成分浓度测定装置对人体应用，作为佩带在手腕上的手镯型的所述装饰部件实施的结构。

图46表示本实施形态的血液成分浓度测定装置作为手镯型的所述装饰部件安装在手腕上的状态。在图46所示的所述血液成分浓度测定装置的手镯型的所述装饰部件向手腕的安装形态中，作为被检测体的生物体400上佩带的手镯型的显示部419是将实施例1中说明的手表型的显示部221和戒指型的装饰部207一体化了的结构。

显示部419是内置有作为声波检测部件的超声波检测器、还内置有所述光发生部件、所述光调制部件、所述光照射部件的情况，在显示部419的外侧设置有血液成分浓度的测定结果的显示器，此外至少装备有一个用于指示测定开始的按钮。另外，对显示部419附加的功能与所述的实施例1同样。

图47是表示手镯型的所述装饰部件从手腕摘下的状态的图，由围着手腕的显示部419、侧带428以及作为所述光照射部件的光照射部421构成。手镯型的所述装饰部件具有与通常的手表类似的外观，但是在安装方法上不同。在通常的手表上一般装备有用于拆装的带扣的两侧带(在手表中，称作表带)的重叠部分在手镯型的所述装饰部件上由光照射部421占据。因此，在这样的手镯型的所述装饰部件中，必须有其他的拆装机构成为必要。

在本实施例中，作为手镯型的所述装饰部件的拆装机构，装备有由图47所示的插入片429、开口430、和装卸按钮431构成的类似于座椅安全带的拆装机构。

在本实施例中，作为声波检测部件的超声波检测器嵌入设置在显示部419的后盖中。作为所述超声波检测器，与所述的实施例1同样，能使用PZT、PVDF或MEMS等超声波检测元件。

在所述超声波检测器、及其两侧的与生物体的接触面上设置有缓冲材料418，在缓冲材料418的内侧填充有所述吸音材料。

在本实施例中，所述手镯型的所述装饰部件安装为使所述超声波检测器与手背一侧接触并使光照射部421挨着手掌一侧。其理由是在手腕的手掌一侧有长掌筋的腱、尺侧皮(正中)静脉等形成的起伏，在手腕的手掌一侧，难以使所述超声波检测器与皮肤紧贴，难以期待良好的声耦合。

图48表示光照射部421沿着向侧带428的方向的中央线的截面。图48是表示图47所示的手镯型的所述装饰部件的光照射部421的截面的图，在把与所述实施例1同样的作为所述光发生部件一部分的光源芯片414的照射光束415的束径扩大后，取得对生物体的照射光417。

在本实施例中，用于束径扩大的光学系统由反射镜416和透镜432构成。即对于具有照射全角46°(数值孔径NA＝0.39)的照射光束415，在离光源芯片414的照射端2.7mm的距离设置反射镜416，把照射光束315向透镜432的方向反射。透镜432从反射镜416离开3.2mm并保持，把来自反射镜416的入射光束变换为平行光束，向图的上方的出射窗413方向照射。

在本实施例中，透镜432的焦距设定为正好等于从光源芯片414的照射端到反射镜416的光路与从该反射镜416到透镜432的光路的和，所以经过出射窗413取得具有5.0mm的直径的照射光417。出射窗413为了保护光照射部421的内部零件而设置，要求具有对照射光417透明并且难损伤的性质。光源芯片414和反射镜416以高的尺寸精度安装到光源底板433上。

作为本实施形态的手镯型的所述装饰部件，除了以上的实施例中表示的之外，在不脱离本实施形态的精神的范围中，当然还可以选择佩带在上臂的臂环(臂圈)、佩带在脚踝上的脚镯、佩带在脖子上的项圈(作为后二者，是紧贴性好的形态)实施。

产业上的可利用性

本实施形态的液体成分浓度测定装置以及液体成分浓度测定装置控制方法能应用于测定液体中的成分浓度的领域，例如果实的糖度测定。

本实施形态的血液成分浓度测定装置以及血液成分浓度测定装置控制方法能在日常的健康管理或美容上的检查中使用。此外，不仅可以用于人体，也可以用于动物生物体的健康管理中。

Claims (25)

1.一种成分浓度测定装置，其特征在于包括：

产生光的光发生部件；

把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；

向被测定物照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；

输出声波的声波发生器；

检测从被照射了所述强度调制光的被测定物发射的声波以及从所述声波发生器透过被测定物的所述声波的声波检测部件，

所述光发生部件产生不同波长的2个光；

所述光调制部件把所述光的每个进行强度调制为频率相同且彼此反相的强度调制光。

2.根据权利要求1所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个位置可变的驱动部件。

3.根据权利要求2所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有控制所述驱动部件以使由所述声波检测部件检测到的声波强度变为特定的值的控制部件。

4.根据权利要求1所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有与调制频率对应地记录所述声波检测部件检测到的声波的记录部件。

5.一种成分浓度测定装置，其特征在于，包括：

产生光的光发生部件；

把该光发生部件产生的光以一定频率进行电强度调制的光调制部件；

向被检测体照射由该光调制部件进行了强度调制的强度调制光的光照射部件；

输出声波的声波发生器；

检测从被照射了所述强度调制光的被检测体发射的声波以及从所述声波发生器透过被检测体的所述声波的声波检测部件，

所述光发生部件产生不同波长的2个光；

所述光调制部件把所述光的每个进行强度调制为频率相同且彼此反相的强度调制光。

6.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有使所述声波发生器或所述声波检测部件的至少任意一个的位置可变的驱动部件。

7.根据权利要求6所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有控制所述驱动部件以使由所述声波检测部件检测到的声波强度变为特定的值的控制部件。

8.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

所述光照射部件固定在所述声波发生器上，以与所述声波发生器连动。

9.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

还具有用压力可控制的按压力把所述声波发生器和所述声波检测部件按压在所述被检测体上的按压部件。

10.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

靠近来自所述光照射部件的强度调制光的光束地配置所述声波发生器。

11.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

在所述声波发生器的一部分上还具有透过所述强度调制光的光束的透过窗。

12.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

所述声波发生器输出的所述声波的频率和/或强度是可变的。

13.根据权利要求5所述的成分浓度测定装置，其特征在于：

在所述声波发生器和/或所述光照射部件的与所述被检测体接触的面上还具有声阻抗与所述被检测体大致相等的声耦合构件。

14.一种成分浓度测定装置控制方法，其特征在于，按顺序包括：

声波发生器从2处或2处以上的不同位置对被测定物输出声波，声波检测部件检测透过所述被测定物的所述声波的强度变为特定的值的位置的最佳位置检测步骤；

光照射部件从所述声波的强度变为特定的值的位置对所述被测定物照射以一定频率进行了强度调制的强度调制光，所述声波检测部件检测从所述被测定物发射的声波的声波检测步骤，

在所述声波检测步骤中，所述光照射部件照射出强度调制光，该强度调制光是将由光发生部件产生的不同波长的2个光的每个通过光调制部件进行强度调制为频率相同且彼此反相的强度调制光。

15.根据权利要求14所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

对所述检测到的声波再进行检波放大后检测声波的振幅。

16.根据权利要求14所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

还包含从由所述声波检测步骤检测到的声波的压力计算成为测定对象的液体成分的成分浓度的液体成分浓度计算步骤。

17.根据权利要求14所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

在所述声波检测步骤之后，还包含与调制频率对应地记录由所述声波检测步骤检测到的声波的记录步骤。

18.根据权利要求14所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

所述被测定物与所述强度调制光的照射面接触配置，在所述声波检测步骤中，所述强度调制光直接照射所述被测定物。

19.一种成分浓度测定装置控制方法，其特征在于，按顺序包括：

声波发生器从2处或2处以上的不同位置输出声波，声波检测部件检测透过被检测体的所述声波强度变为特定的值的位置的最佳位置检测步骤；

光照射部件从所述声波的强度变为特定的值的位置照射以一定频率进行了强度调制的强度调制光，所述声波检测部件检测由所述强度调制光产生的声波的声波检测步骤，

在所述声波检测步骤中，所述光照射部件照射出强度调制光，该强度调制光是将由光发生部件产生的不同波长的2个光的每个通过光调制部件进行强度调制为频率相同且彼此反相的强度调制光。

20.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

在所述声波检测步骤中，所述光照射部件通过设置在所述声波发生器的一部分上的对于所述强度调制光透明的透过窗照射。

21.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

在所述最佳位置检测步骤中，所述声波发生器输出与所述强度调制光的频率大致相等的频率的所述声波，或者按照由所述声波检测部件检测的声波的强度来增减输出的所述声波的强度。

22.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

在所述最佳位置检测步骤中，所述声波发生器和所述声波检测部件以能控制压力的按压力把所述声波发生器和所述声波检测部件按压在所述被检测体上，来检测所述声波。

23.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

作为测定对象的血液成分是葡萄糖或胆固醇。

24.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

在所述声波检测步骤之后，还包含与调制频率对应地记录由所述声波检测步骤检测到的声波的记录步骤。

25.根据权利要求19所述的成分浓度测定装置控制方法，其特征在于：

被检测体与所述强度调制光的照射面接触地配置。

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