【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、グルコース濃度測定装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、糖尿病の判断のために血中グルコース濃度測定が行われており、特に糖尿病患者のインシュリン投与量を決定する血糖値を検査するために、グルコース濃度の測定が行われている。グルコース濃度の測定は、一般に、指や腕から採取した血液を直接分析することにより行われている。患者の体内における血液中のグルコース濃度は、食事の前後や運動後などの測定条件によって変化するため、正確な血糖値を得るためには、頻繁なグルコース濃度測定が必要である。
しかしながら、採血した血液を直接分析する上記方法では、グルコース濃度の測定の度に注射針等を刺して採血しなければならず、患者にかかる負担が大きいという問題がある。
【０００３】
この問題を解決するために、指、腕、耳朶などの生体組織に対し、外部から近赤外光を照射して生体内で拡散させ、生体外に出射された光を検出する非侵襲的なグルコース濃度測定方法が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。この特許文献１の方法は、複数本の発光ファイバと複数本の受光ファイバとを束ねて構成した光ファイババンドルを用意し、該光ファイババンドルを構成する各光ファイバの先端面を生体表面に接触状態に配置する。そして、複数の発光ファイバの先端面から近赤外光を照射することにより、生体内に入射させ、生体内において拡散されて生体表面から生体外に戻る光を複数の受光ファイバにおいて受光するとともに、受光された光のスペクトルを分析することによりグルコースの濃度を算出するものである。
【０００４】
【特許文献１】
特開２０００−１３１３２２号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、特許文献１のような非侵襲的な方法では光ファイバにおいて受光される光にはグルコース濃度測定に寄与しない表皮組織等における散乱光も含まれＳ／Ｎ比が低下するという問題がある。この問題に対処するために多数の発光ファイバおよび受光ファイバを使用している。しかし、このような装置では、受光される光が受光ファイバを介して検出器まで導かれるため、光ファイバにおける光の減衰やＮＡ（開口数）の制限などにより、光検出効率が低いという問題がある。また多数の光ファイバを使用するため部品点数が多くコストが高くなるという不都合が生じる。
【０００６】
この発明は上述した事情に鑑みてなされたものであって、Ｓ／Ｎ比を上げ、測定精度を向上させるとともに、製品コストを低減し得るグルコース濃度測定装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、請求項１に係る発明は、生体表面に配置されて、近赤外光を生体内に照射する光照射部と、生体内で拡散あるいは透過した光を生体外部において検出する検出器を内部に配置した受光用開口部と、該検出器により検出された受光信号に基づいて生体内のグルコース濃度を求める演算装置とを備え、前記光照射部が前記開口部の周囲の周方向に沿って複数配置されるとともに、光照射部の光軸が検出器の中心軸上において相互に交差するように検出器の中心軸に対し傾斜して配置されているグルコース濃度測定装置を提供する。
【０００８】
この発明によれば、生体表面に配置された光照射部から照射された光が、生体内で透過あるいは拡散し、生体表面に配された前記開口部に戻った光が、その内部の検出器により検出される。そして、検出された光スペクトルに基づいて演算手段により演算が行われ、グルコース濃度が求められる。この場合において、検出器の周囲に複数の光照射部を傾斜して配置し、光照射部の光軸を検出器の中心軸上で相互に交差させているので、光照射部から照射された光が検出器の中心軸上の一定領域に集められることになる。したがって、その領域を血液の存在する真皮の領域に設定すれば、検出器において得られるグルコース濃度の情報を増加させることが可能になる。また、その結果、検出器が少なくて済むことにもなる。
【０００９】
さらに、光照射部の中心に検出器を配置したので、検出器には専ら光照射部から発せられる光が検出される。したがって、外部からの光によるノイズを抑え、Ｓ／Ｎ比を向上することが可能となる。
【００１０】
請求項２に係る発明は、請求項１に記載のグルコース濃度測定装置おいて、光照射部が、前記検出器の中心軸に対する傾斜角度を変化させる方向に、光照射部の先端を中心として揺動可能な角度調節機構を有するグルコース濃度測定装置を提供する。
【００１１】
この発明によれば、光照射部の先端を生体表面に接触させ、光照射部から光を照射させると、生体内への光の入射角度を変えることができる。したがって、測定部位の表皮の厚み等に応じて角度を調節することにより、測定部位に合わせて適正な測定を行うことが可能となる。
【００１２】
請求項３に係る発明は、請求項１または請求項２に記載のグルコース濃度測定装置おいて、複数の光照射部の光軸の交点と前記開口部の先端との距離が、０．３ｍｍ〜１．２ｍｍとなるように、光照射部の傾斜角度が設定されているグルコース濃度測定装置を提供する。
【００１３】
この発明によれば、前記開口部の先端および光照射部の先端を生体表面に接触させて、光照射部から光を照射すると、生体の表面から深さが０．３ｍｍ〜１．２ｍｍの領域近傍に光を集めることが可能となる。この領域は血液が存在する真皮の領域であり、検出器にはグルコース濃度情報を多く含んだ光が受光されることになる。
【００１４】
請求項４に係る発明は、請求項３に記載のグルコース濃度測定装置おいて、光照射部の先端から前記交点までの光路長と、該交点から前記開口部の先端までの光路長との和が、３．０ｍｍ以下となるように光照射部の半径方向の位置が設定されているグルコース濃度測定装置を提供する。
【００１５】
この発明によれば、光照射部の先端を生体表面に接触させた時、光照射部から照射された光は、血液が存在する真皮において透過あるいは拡散し、前記開口部に到達する。したがって、生体内での光路長を３．０ｍｍ以下に抑え、検出される光の劣化を低減することができる。
【００１６】
請求項５に係る発明は、請求項３または請求項４に記載のグルコース濃度測定装置おいて、光照射部が、前記開口部の半径方向に沿って位置調整可能に設けられているグルコース濃度測定装置を提供する。
【００１７】
この発明によれば、光照射部の先端を生体表面に接触させ、光照射部の位置を半径方向に移動させることにより、生体の表面から光照射部の光軸の交点までの深さ、および生体内における光路長を調整することができる。
【００１８】
請求項６に係る発明は、請求項１から請求項６いずれか１項に記載のグルコース濃度測定装置において、開口部内の検出器が中央に配置された主検出器とその周囲に配置された副検出器とを備え、これらの検出器において検出された光スペクトルの差分を算出する差分算出手段を備えるグルコース濃度測定装置を提供する。
【００１９】
この発明によれば、光照射部から照射され、生体表面から斜めに入射された光のうち、比較的深部にまで到達した光は、生体表面から該表面に直交する方向に出射して、主検出器に検出される。一方、比較的浅部において拡散された光は、光の直進性により入射方向とは反対方向に生体表面に角度をなして出射され、副検出器に検出される。深部から戻った光は表皮と真皮の情報を含み、浅部から戻った光は表皮の情報のみを含む。したがって、差分演算手段の作動により真皮の情報のみが抽出され、グルコース濃度を高いＳ／Ｎ比で得ることが可能となる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００について図面を参照して説明する。
本実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００は、図１に示すように、測定ヘッド１と、測定ヘッド１に接続された制御部２と、制御部２に接続された表示部３とを備えている。
【００２１】
前記測定ヘッド１は、測定端面１１に開口する受光用開口部１２と、その内部に配置されたＰｂＳセンサ（検出器）１３と、該ＰｂＳセンサ１３の周囲に配置された光ファイバ（光照射部）１４とを備えている。前記ＰｂＳセンサ１３としては、例えば、Ｐ２５３２−０１（浜松ホトニクス社製）が使用される。図１中において、符号１５は前記測定端面１１に接した光ファイバの先端面、符号１６は受光用開口部１２から入る外部からの光をカットするための可視光カットフィルタを示している。
【００２２】
前記受光用開口部１２は、前記測定ヘッド１の中央に、測定端面１１に向かって次第に細くなるロート状の貫通穴１７として形成されている。また、前記ＰｂＳセンサ１３は、例えば、円形横断面を有する円筒状のセンサであって、その中心軸を貫通穴１７の中心軸に一致させた状態に配されている。
【００２３】
前記光ファイバ１４は、例えば、図１に示す例においては、受光用開口部１２の周囲に、周方向に間隔をあけて８本配置されている。各光ファイバ１４の光軸はＰｂＳセンサ１３の中心軸に対して４５°傾斜させられているとともに、ＰｂＳセンサ１３の中心軸に交差するように配置されている。また、受光用開口部１２との中心間距離ａが約１ｍｍとなるように配されている。これにより、８本の光ファイバ１４の光軸は、受光用開口部１２の端面からの距離ｂが約１ｍｍの点で交差させられている。
【００２４】
前記制御部２は、光源２０と、該光源２０から発せられた光をコリメートするコリメートレンズ２１と、コリメートされた光を一定の偏光方向に偏光するポラライザ２２と、入力された高周波の周波数に応じて、ポラライザ２２において偏光された光を分光して特定の波長の光（近赤外光）のみをさらに偏光して出射する音響光学可変波長フィルタ（ＡＯＴＦ：Ａｃｏｕｓｔｏ−Ｏｐｔｉｃ Ｔｕｎａｂｌｅ Ｆｉｌｔｅｒ）２３と、該音響光学可変波長フィルタ２３に高周波を供給して制御するフィルタ制御部２４と、該音響光学可変波長フィルタ２３において偏光された特定の波長の光のみを通過させるアナライザ２５と、該アナライザ２５を通過させられた光を集光して前記光ファイバ１４に入射させる集光レンズ２６と、光を分岐させる光カプラ２７と、ＰｂＳセンサ１３により検出された受光信号を増幅するアンプ２８と、該アンプ２８により増幅された受光信号に基づいてグルコース濃度を演算する演算装置２９とを備えている。図中、符号ＡはＰｂＳセンサ１３からアンプ２８に接続される配線である。
【００２５】
前記フィルタ制御部２４は、音響光学可変波長フィルタ２３に対して特定の周波数の高周波を供給するのと同期して、その周波数に応じて音響光学可変波長フィルタ２３から出射されている光の波長信号を演算装置２９に供給するようになっている。また、フィルタ制御部２４は、音響光学可変波長フィルタ２３に供給する高周波の周波数を順次変更するようになっている。
【００２６】
演算装置２９は、アンプ２８から得られた複数の受光信号と、フィルタ制御部２４から得られた各受光信号に対応する波長信号とから得られる受光信号のスペクトル分布に基づいて、特定の波長領域、例えば、波長１．５μｍ近傍の領域における出力信号値からグルコース濃度を演算するようになっている。前記光源２０は、例えば、ハロゲンランプである。また、前記表示部３は、前記演算装置２９から出力されたグルコース濃度値を表示するようになっている。
【００２７】
このように構成された本実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００の作用について、以下に説明する。
本実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００を用いて生体内部の血液のグルコース濃度を測定するには、まず、測定ヘッド１の測定端面１１を生体に対し密着させる。これにより、先端面１５および受光用開口部１２が可視光カットフィルタ１６を介して生体表面に接触させられる。
【００２８】
この状態で、光源２０および音響光学可変波長フィルタ２３を作動させ、光源２０から発せられた近赤外光を音響光学可変波長フィルタ２３により分光する。分光された光は集光レンズ２６により集光され、光カプラ２７により８本の光ファイバに分岐させられ、測定端面１１に配置されている各先端面１５から生体内に入射させられる。
【００２９】
生体内に入射された近赤外光は、入射方向に沿って生体内を進行する間に、生体組織内の体液成分に応じて、特定の波長領域の光を吸収される。したがって、生体内で拡散され、生体外部に出射された光は、体組織内の体液成分に応じた特定の波長領域の光量が低下している。このようにして生体外部に出射した光のうち、受光用開口部１２に向かって拡散した光は、貫通穴１７の内部において反射をする。そして、ＰｂＳセンサ１３により検出され、受光信号がアンプ２８によって増幅された後に演算装置２９に入力される。演算装置２９は、入力されたＰｂＳセンサ１３により検出された受光信号に基づいてグルコース濃度を計算し、表示部３においてグルコース濃度の値が表示されることになる。
【００３０】
この場合において、本実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００は、測定端面１１を生体表面に密着させることにより、交点が生体表面から約１ｍｍの位置に配置される。このため、８本の光ファイバ１４から照射された光は、生体表面から約１ｍｍの領域近傍すなわち毛細血管の存在する真皮の領域に、集中させられる。その結果、同じ領域からの拡散光を多く検出することができる。
【００３１】
このように、ＰｂＳセンサ１３の周囲に光ファイバ１４を配置させているため、外部からの光によるノイズを低減することができ、また、ＰｂＳセンサ１３が一つで済むことになる。また、生体内での光路長を３．０ｍｍ以下に抑えることができるため、検出される光の劣化を低減することができる。これらのことにより、Ｓ／Ｎ比が向上し、製品コストが下がるという効果がある。
【００３２】
なお、本実施形態においては、光源２０はハロゲンランプを用いているが広帯域の光スペクトルを有するものであればこれに限るものではない。なお、分光手段は音響光学可変波長フィルタ２３に限るものではなく、また、生体内からの拡散した光を分光する装置であっても良い。なお、光照射部は光ファイバ１４を採用したが、これに代えて、無水石英からなる光ロッドを採用しても良い。なお、図３において、光ファイバの先端面１５は測定端面１１に平行にカットされているが、光ファイバ１４の光軸に対して垂直にカットされていても良いし、半球上に加工されていても良い。また、ＰｂＳセンサ１３の代わりにＩｎＧａＡｓＰＩＮフォトダイオード、例えば、Ｇ５８５３−１０３（浜松ホトニクス社製）を使用しても良い。なお、測定部位としては指先の他、手のひら，前腕であっても良い。
【００３３】
また、光ファイバの傾斜角度を４５°に固定したが、これに限るものではない。すなわち、図４に示すように、光ファイバ１４を揺動可能に支持する保持ブラケット４０により光ファイバ１４の傾斜角度を可変しても良い。このようにすることで、例えば、測定部位の厚みにかかわらず、光ファイバ１４の光軸の交点を真皮の領域に調節できるという利点がある。また、受光用開口部１２の円周から放射状にレール４１が配置され、光ファイバ１４がレール上を移動し受光用開口部１２からの距離を変えることができる装置であっても良い。この場合、生体内における光路長や生体表面からの深さを適正な範囲に維持しながら、異なる入射位置や入射角度により測定することが可能となる。
【００３４】
また、光源２０から入力する光の光量を矩形波状にオンオフ変化させることや音響光学可変フィルタ２３に印加する高周波を断続的に変化させることで、ＰｂＳセンサ１３によって検出されたアンプ２８から出力信号に、照射時の信号成分と非照射時の信号成分とを交互に発生させ、これらの信号成分同士を差し引きすることで、暗電流によるノイズ成分や０次光のもれを除去して、Ｓ／Ｎ比をさらに向上させることにしても良い。
【００３５】
次に、本発明の第２の実施形態に係るグルコース濃度測定装置２００について図５を参照して説明する。なお、本実施形態の説明においては上述した第１の実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００と構成を共通とする箇所には同一符号を付けて、説明を省略することにする。
【００３６】
本実施形態に係るグルコース濃度測定装置２００は、図５に示されるように、第１の実施形態に係るグルコース濃度測定装置１００のＰｂＳセンサ１３に代えて、主ＰｂＳセンサ１８と副ＰｂＳセンサ１９とを備え、演算装置２９の前段に差分演算装置３０を有する点において、第１の実施形態に係るグルコース濃度測定装置と相違する。主ＰｂＳセンサ１８は、貫通穴１７の上部の中央に配置され、副ＰｂＳセンサ１９は該主ＰｂＳ１８センサの周囲に複数、例えば、４個配置されている。
【００３７】
これにより、主ＰｂＳセンサ１８には、受光用開口部１２から貫通穴１７の中央近傍に入射した光が検出され、副ＰｂＳセンサ１９には、貫通穴１７の周辺近傍に入射した光が検出されるようになっている。
前記差分演算装置３０は、主ＰｂＳセンサ１８と副ＰｂＳセンサ１９との受光信号の差分を算出するようになっている。この場合、演算装置２９は、前段に配される差分演算装置３０からの差分信号を受けて周波数分析を行い、グルコース濃度を算出するようになっている。
【００３８】
このように構成された本実施形態に係るグルコース濃度測定装置２００の作用について、以下に説明する。
本実施形態に係るグルコース濃度測定装置２００を用いて生体内部の血液のグルコース濃度を測定するには、第１のグルコース濃度測定装置１００と同様に生体内に近赤外光を照射する。
【００３９】
光ファイバ１４ａから生体内に入射され、生体内を進行する光のうち、表皮において拡散された光は、光の直進性によりその入射方向の前方に、生体表面に対して小さい角度をなして、生体外部に出射される。また、生体内を進行する光のうち、真皮において拡散された光は、生体表面に対し略垂直方向に向けて、生体外部に出射される。
【００４０】
したがって、表皮において拡散した光は、貫通穴１７の周辺に配置されている副ＰｂＳセンサ１９により受光信号Ｓ２が検出され、真皮において拡散した光は、貫通穴１７の中央に配置されている主ＰｂＳセンサ１８により受光信号Ｓ１が検出される。そして、差分演算装置３０において、あらかじめ求められている係数αをＳ２に掛け合わせ、Ｓ１との差分をとることによって、差分信号（Ｓ１−αＳ２）が求められる。この信号は、グルコース濃度測定に寄与しない表皮における散乱光成分の多くを除去したものとなり、真皮における吸収等の情報を強調する信号となっている。その結果、Ｓ／Ｎ比の高い信号を演算装置２９に入力することができ、グルコース濃度を精度良く算出することができる。
なお、本実施形態に係るグルコース濃度測定装置２００は、副ＰｂＳセンサ１９を４個として説明したが、これに限定されるものではなく、任意の数で良い。
【００４１】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明に係るグルコース濃度測定装置によれば、検出器の周囲に光照射部を複数配置することにより、当該光照射部から生体内に入射され、特定領域の生体組織において各方向に拡散した光を効率良く受光することができる。その結果、グルコース濃度に関する情報を多くすることが可能となり、Ｓ／Ｎ比を向上させ、精度良くグルコース濃度を測定することができるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の第１の実施形態に係るグルコース濃度測定装置の全体構成を示す概略図である。
【図２】図１のグルコース濃度測定装置の測定端面における光照射部および検出器の配置を概略的に示す正面図である。
【図３】図１のグルコース濃度測定装置の測定端面における生体との接触部分の拡大図である。
【図４】図１のグルコース濃度測定装置の光照射部の変形例を示す概略図である。
【図５】この発明の第２の実施形態に係るグルコース濃度測定装置の全体構成を示す概略図である。
【符号の説明】
１００，２００ グルコース濃度測定装置
１２ 受光用開口部
１３ ＰｂＳセンサ（検出器）
１４ 光ファイバ（光照射部）
２９ 演算装置[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a glucose concentration measuring device.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art Conventionally, blood glucose concentration has been measured to determine diabetes, and glucose concentration has been measured particularly to test a blood sugar level that determines the insulin dose of a diabetic patient. The measurement of glucose concentration is generally performed by directly analyzing blood collected from a finger or an arm. Since the glucose concentration in blood in the body of a patient changes depending on measurement conditions such as before and after a meal and after exercise, frequent glucose concentration measurement is required to obtain an accurate blood glucose level.
However, in the above method of directly analyzing the collected blood, blood must be collected by puncturing an injection needle or the like every time the glucose concentration is measured, and there is a problem that the burden on the patient is large.
[0003]
To solve this problem, fingers, arms, and earlobes are irradiated with near-infrared light from the outside and diffused in the living body to detect non-invasive light emitted outside the living body. A glucose concentration measuring method has been proposed (for example, see Patent Document 1). In the method disclosed in Patent Document 1, an optical fiber bundle formed by bundling a plurality of light emitting fibers and a plurality of light receiving fibers is prepared, and the distal end surface of each optical fiber constituting the optical fiber bundle is brought into contact with the surface of a living body. Place in state. Then, by irradiating near-infrared light from the tip surfaces of the plurality of light emitting fibers, the light enters the living body, and the light that is diffused in the living body and returns from the living body surface to the outside of the living body is received by the plurality of light receiving fibers. The glucose concentration is calculated by analyzing the spectrum of the received light.
[0004]
[Patent Document 1]
JP 2000-131322 A
[Problems to be solved by the invention]
However, in the non-invasive method as in Patent Document 1, there is a problem that the light received by the optical fiber includes scattered light in the epidermal tissue or the like that does not contribute to the glucose concentration measurement, and the S / N ratio is reduced. A number of light emitting and receiving fibers are used to address this problem. However, in such an apparatus, the light to be received is guided to the detector via the light receiving fiber, so that the light detection efficiency is low due to the attenuation of the light in the optical fiber and the limitation of NA (numerical aperture). is there. In addition, since a large number of optical fibers are used, there is a disadvantage that the number of parts is large and the cost is high.
[0006]
The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and has as its object to provide a glucose concentration measuring device capable of increasing the S / N ratio, improving measurement accuracy, and reducing product cost.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the invention according to claim 1 is arranged on a surface of a living body and irradiates the living body with near-infrared light, and a light irradiating or transmitting light diffused or transmitted inside the living body outside the living body. A light-receiving opening in which a detector to be detected is disposed, and an arithmetic device for calculating a glucose concentration in a living body based on a light-receiving signal detected by the detector, wherein the light irradiating unit is provided around the opening. A plurality of glucose concentration measuring devices are arranged along the circumferential direction of the detector, and are arranged obliquely with respect to the central axis of the detector so that the optical axes of the light irradiation sections cross each other on the central axis of the detector. I will provide a.
[0008]
According to the present invention, light emitted from a light irradiating unit disposed on the surface of a living body is transmitted or diffused in the living body, and light returned to the opening disposed on the surface of the living body is detected by a detector inside the opening. Is detected by Then, a calculation is performed by the calculation means based on the detected light spectrum, and a glucose concentration is obtained. In this case, a plurality of light irradiating parts are arranged obliquely around the detector, and the optical axes of the light irradiating parts cross each other on the central axis of the detector. Light will be collected in a certain area on the central axis of the detector. Therefore, if the area is set to the area of the dermis where blood exists, it becomes possible to increase the information of the glucose concentration obtained by the detector. Also, as a result, fewer detectors are required.
[0009]
Furthermore, since the detector is arranged at the center of the light irradiating section, the detector exclusively detects light emitted from the light irradiating section. Therefore, noise due to external light can be suppressed, and the S / N ratio can be improved.
[0010]
According to a second aspect of the present invention, in the glucose concentration measuring device according to the first aspect, the light irradiating unit swings around a tip of the light irradiating unit in a direction to change an inclination angle with respect to a central axis of the detector. Provided is a glucose concentration measuring device having a movable angle adjusting mechanism.
[0011]
According to the present invention, when the tip of the light irradiation unit is brought into contact with the surface of the living body and light is irradiated from the light irradiation unit, the incident angle of light into the living body can be changed. Therefore, by adjusting the angle according to the thickness of the skin at the measurement site or the like, it becomes possible to perform appropriate measurement in accordance with the measurement site.
[0012]
According to a third aspect of the present invention, in the glucose concentration measuring device according to the first or second aspect, the distance between the intersection of the optical axes of the plurality of light irradiation units and the tip of the opening is 0.3 mm or more. Provided is a glucose concentration measuring device in which the angle of inclination of a light irradiation unit is set to 1.2 mm.
[0013]
According to this invention, when the tip of the opening and the tip of the light irradiation unit are brought into contact with the surface of a living body and light is irradiated from the light irradiation unit, a region having a depth of 0.3 mm to 1.2 mm from the surface of the living body is obtained. Light can be collected in the vicinity. This region is a region of the dermis where blood exists, and the detector receives light containing a large amount of glucose concentration information.
[0014]
According to a fourth aspect of the present invention, in the glucose concentration measuring device according to the third aspect, a sum of an optical path length from a tip of a light irradiation unit to the intersection and an optical path length from the intersection to a tip of the opening is provided. However, the present invention provides a glucose concentration measuring device in which the position of the light irradiation unit in the radial direction is set to be 3.0 mm or less.
[0015]
According to this invention, when the tip of the light irradiator is brought into contact with the surface of the living body, the light radiated from the light irradiator is transmitted or diffused in the dermis where blood is present, and reaches the opening. Therefore, the optical path length in a living body can be suppressed to 3.0 mm or less, and deterioration of detected light can be reduced.
[0016]
According to a fifth aspect of the present invention, in the glucose concentration measuring device according to the third or fourth aspect, the light irradiation unit is provided so as to be position-adjustable along a radial direction of the opening. Provide equipment.
[0017]
According to the present invention, by contacting the tip of the light irradiation unit to the surface of the living body and moving the position of the light irradiation unit in the radial direction, the depth from the surface of the living body to the intersection of the optical axis of the light irradiation unit, and The optical path length in a living body can be adjusted.
[0018]
According to a sixth aspect of the present invention, in the glucose concentration measuring device according to any one of the first to sixth aspects, the main detector in which the detector in the opening is disposed at the center and the sub-detector disposed around the main detector. A glucose concentration measuring device comprising a detector and a difference calculating means for calculating a difference between optical spectra detected by these detectors.
[0019]
According to the present invention, of the light irradiated from the light irradiation unit and obliquely incident from the surface of the living body, the light that reaches a relatively deep portion is emitted from the surface of the living body in a direction orthogonal to the surface, and is mainly emitted. Detected by the detector. On the other hand, light diffused in a relatively shallow part is emitted at an angle to the living body surface in a direction opposite to the incident direction due to the straightness of the light, and is detected by the secondary detector. The light returned from the deep part contains information on the epidermis and the dermis, and the light returned from the shallow part contains only information on the epidermis. Therefore, only the information of the dermis is extracted by the operation of the difference calculation means, and it is possible to obtain a glucose concentration with a high S / N ratio.
[0020]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, a glucose concentration measuring device 100 according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
As shown in FIG. 1, the glucose concentration measurement device 100 according to the present embodiment includes a measurement head 1, a control unit 2 connected to the measurement head 1, and a display unit 3 connected to the control unit 2. I have.
[0021]
The measuring head 1 includes a light-receiving opening 12 opened in a measuring end face 11, a PbS sensor (detector) 13 disposed therein, and an optical fiber (light irradiation unit) disposed around the PbS sensor 13. 14). As the PbS sensor 13, for example, P2532-1 (manufactured by Hamamatsu Photonics) is used. In FIG. 1, reference numeral 15 denotes a distal end surface of the optical fiber in contact with the measurement end surface 11, and reference numeral 16 denotes a visible light cut filter for cutting external light entering through the light receiving opening 12.
[0022]
The light receiving opening 12 is formed in the center of the measuring head 1 as a funnel-shaped through hole 17 that becomes gradually thinner toward the measuring end face 11. Further, the PbS sensor 13 is, for example, a cylindrical sensor having a circular cross section, and is arranged in such a manner that the center axis thereof coincides with the center axis of the through hole 17.
[0023]
For example, in the example shown in FIG. 1, eight optical fibers 14 are arranged around the light receiving opening 12 at intervals in the circumferential direction. The optical axis of each optical fiber 14 is inclined by 45 ° with respect to the central axis of the PbS sensor 13 and is disposed so as to intersect the central axis of the PbS sensor 13. Further, they are arranged so that the center distance a with the light receiving opening 12 is about 1 mm. Thus, the optical axes of the eight optical fibers 14 intersect at a point where the distance b from the end face of the light receiving opening 12 is about 1 mm.
[0024]
The control unit 2 includes a light source 20, a collimating lens 21 for collimating the light emitted from the light source 20, a polarizer 22 for polarizing the collimated light in a predetermined polarization direction, An acousto-optic tunable filter (AOTF) 23 that disperses the light polarized by the polarizer 22 and further polarizes and emits only light of a specific wavelength (near-infrared light); A filter control unit 24 that supplies and controls a high frequency to the acousto-optic tunable wavelength filter 23, an analyzer 25 that passes only light of a specific wavelength polarized in the acousto-optic tunable wavelength filter 23, and an analyzer 25 that passes the analyzer 25. A condensing lens 26 for condensing the light and entering the optical fiber 14; An optical coupler 27, an amplifier 28 for amplifying the light reception signal detected by the PbS sensor 13, and an arithmetic unit 29 for calculating a glucose concentration based on the light reception signal amplified by the amplifier 28. In the figure, reference symbol A denotes a wiring connected from the PbS sensor 13 to the amplifier 28.
[0025]
The filter control unit 24 synchronizes with supplying a high frequency of a specific frequency to the acousto-optic tunable wavelength filter 23 and, in synchronization with the frequency, outputs a wavelength signal of light emitted from the acousto-optic tunable wavelength filter 23. Is supplied to the arithmetic unit 29. In addition, the filter control unit 24 sequentially changes the frequency of the high frequency supplied to the acousto-optic tunable wavelength filter 23.
[0026]
The arithmetic unit 29 determines a specific wavelength region based on the spectral distribution of the received light signal obtained from the plurality of received light signals obtained from the amplifier 28 and the wavelength signal corresponding to each received light signal obtained from the filter control unit 24. For example, the glucose concentration is calculated from the output signal value in the region near the wavelength of 1.5 μm. The light source 20 is, for example, a halogen lamp. The display unit 3 displays the glucose concentration value output from the arithmetic unit 29.
[0027]
The operation of the thus configured glucose concentration measuring device 100 according to the present embodiment will be described below.
In order to measure the glucose concentration of the blood inside the living body using the glucose concentration measuring device 100 according to the present embodiment, first, the measurement end face 11 of the measuring head 1 is brought into close contact with the living body. Thus, the distal end surface 15 and the light receiving opening 12 are brought into contact with the surface of the living body via the visible light cut filter 16.
[0028]
In this state, the light source 20 and the acousto-optic tunable wavelength filter 23 are operated, and the near-infrared light emitted from the light source 20 is split by the acousto-optic tunable wavelength filter 23. The split light is condensed by a condensing lens 26, branched into eight optical fibers by an optical coupler 27, and made to enter the living body from each end face 15 disposed on the measurement end face 11.
[0029]
Near-infrared light that has entered the living body, while traveling in the living body along the incident direction, absorbs light in a specific wavelength region according to the body fluid component in the living tissue. Therefore, the amount of light diffused in the living body and emitted to the outside of the living body in a specific wavelength region according to the body fluid component in the body tissue is reduced. Of the light emitted outside the living body in this way, the light diffused toward the light receiving opening 12 is reflected inside the through hole 17. Then, the light receiving signal detected by the PbS sensor 13 is amplified by the amplifier 28 and then input to the arithmetic unit 29. The arithmetic unit 29 calculates the glucose concentration based on the input light receiving signal detected by the PbS sensor 13, and the display unit 3 displays the glucose concentration value.
[0030]
In this case, in the glucose concentration measuring device 100 according to the present embodiment, the intersection is arranged at a position about 1 mm from the living body surface by bringing the measuring end face 11 into close contact with the living body surface. For this reason, the light emitted from the eight optical fibers 14 is concentrated near the region of about 1 mm from the surface of the living body, that is, in the region of the dermis where the capillaries exist. As a result, much diffused light from the same area can be detected.
[0031]
Since the optical fiber 14 is arranged around the PbS sensor 13 as described above, noise due to external light can be reduced, and only one PbS sensor 13 is required. Further, since the optical path length in the living body can be suppressed to 3.0 mm or less, deterioration of the detected light can be reduced. As a result, there is an effect that the S / N ratio is improved and the product cost is reduced.
[0032]
In the present embodiment, a halogen lamp is used as the light source 20, but the light source 20 is not limited to this as long as it has a broadband light spectrum. Note that the spectroscopic means is not limited to the acousto-optic tunable wavelength filter 23, and may be a device that disperses light diffused from the inside of a living body. Although the light irradiating section employs the optical fiber 14, an optical rod made of anhydrous quartz may be employed instead. In FIG. 3, the distal end face 15 of the optical fiber is cut parallel to the measurement end face 11, but may be cut perpendicular to the optical axis of the optical fiber 14 or processed on a hemisphere. May be. Further, instead of the PbS sensor 13, an InGaAs PIN photodiode, for example, G5853-103 (manufactured by Hamamatsu Photonics) may be used. The measurement site may be a palm or a forearm other than the fingertip.
[0033]
Further, the inclination angle of the optical fiber is fixed at 45 °, but is not limited to this. That is, as shown in FIG. 4, the inclination angle of the optical fiber 14 may be changed by a holding bracket 40 that supports the optical fiber 14 so as to be swingable. By doing so, for example, there is an advantage that the intersection of the optical axes of the optical fibers 14 can be adjusted to the dermis region regardless of the thickness of the measurement site. Alternatively, a device in which the rails 41 are arranged radially from the circumference of the light receiving opening 12 and the optical fiber 14 moves on the rail to change the distance from the light receiving opening 12 may be used. In this case, it is possible to perform measurement at different incident positions and incident angles while maintaining the optical path length in the living body and the depth from the living body surface in appropriate ranges.
[0034]
The output signal from the amplifier 28 detected by the PbS sensor 13 can be changed by changing the amount of light input from the light source 20 into a rectangular wave on / off and changing the high frequency applied to the acousto-optic variable filter 23 intermittently. , A signal component at the time of irradiation and a signal component at the time of non-irradiation are alternately generated, and by subtracting these signal components from each other, a noise component due to a dark current and a leak of zero-order light are removed. The N ratio may be further improved.
[0035]
Next, a glucose concentration measuring device 200 according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In the description of the present embodiment, portions having the same configuration as those of the glucose concentration measuring device 100 according to the above-described first embodiment will be denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
[0036]
As shown in FIG. 5, the glucose concentration measuring device 200 according to the present embodiment includes a main PbS sensor 18 and a sub-PbS sensor 19 instead of the PbS sensor 13 of the glucose concentration measuring device 100 according to the first embodiment. And the difference from the glucose concentration measuring device according to the first embodiment in that a difference calculating device 30 is provided in a stage preceding the calculating device 29. The main PbS sensor 18 is arranged at the center of the upper part of the through hole 17, and a plurality of, for example, four sub PbS sensors 19 are arranged around the main PbS sensor.
[0037]
Thus, the light that has entered the vicinity of the center of the through hole 17 from the light receiving opening 12 is detected by the main PbS sensor 18, and the light that has entered the vicinity of the periphery of the through hole 17 is detected by the sub PbS sensor 19. It has become so.
The difference calculation device 30 calculates a difference between light reception signals of the main PbS sensor 18 and the sub PbS sensor 19. In this case, the arithmetic unit 29 receives the difference signal from the difference arithmetic unit 30 provided at the preceding stage, performs frequency analysis, and calculates the glucose concentration.
[0038]
The operation of the thus configured glucose concentration measuring device 200 according to the present embodiment will be described below.
In order to measure the glucose concentration of the blood inside the living body using the glucose concentration measuring device 200 according to the present embodiment, the living body is irradiated with near-infrared light similarly to the first glucose concentration measuring device 100.
[0039]
Of the light that enters the living body from the optical fiber 14a and travels inside the living body, the light diffused in the epidermis is at a small angle with respect to the living body surface in front of the incident direction due to the straightness of the light, It is emitted outside the living body. Further, of the light traveling in the living body, the light diffused in the dermis is emitted outside the living body in a direction substantially perpendicular to the surface of the living body.
[0040]
Accordingly, the light diffused in the epidermis, by the sub PbS sensor 19 arranged around the through hole 17 is detected received signal S 2, the light diffused in the dermis is mainly disposed in the central through hole 17 The light receiving signal S 1 is detected by the PbS sensor 18. Then, the difference calculation unit 30 multiplies a coefficient α which is determined in advance in S 2, by taking the difference between S 1, the difference signal (S 1 -αS 2) is obtained. This signal is obtained by removing most of the scattered light components in the epidermis that do not contribute to the glucose concentration measurement, and is a signal that emphasizes information such as absorption in the dermis. As a result, a signal having a high S / N ratio can be input to the arithmetic unit 29, and the glucose concentration can be calculated accurately.
Although the glucose concentration measuring device 200 according to the present embodiment has been described as having four sub-PbS sensors 19, the number is not limited to this and may be any number.
[0041]
【The invention's effect】
As described above, according to the glucose concentration measurement device according to the present invention, by arranging a plurality of light irradiation units around the detector, the light irradiation unit enters the living body from the light irradiation unit, and in a specific region of the living tissue. Light diffused in each direction can be efficiently received. As a result, it is possible to increase the information on the glucose concentration, thereby improving the S / N ratio and measuring the glucose concentration with high accuracy.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing an overall configuration of a glucose concentration measuring device according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a front view schematically showing an arrangement of a light irradiation unit and a detector on a measurement end surface of the glucose concentration measuring device of FIG.
FIG. 3 is an enlarged view of a contact portion with a living body on a measurement end surface of the glucose concentration measuring device in FIG. 1;
FIG. 4 is a schematic diagram showing a modification of the light irradiation unit of the glucose concentration measuring device of FIG.
FIG. 5 is a schematic diagram showing an overall configuration of a glucose concentration measuring device according to a second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
100,200 glucose concentration measuring device 12 light receiving opening 13 PbS sensor (detector)
14. Optical fiber (light irradiation part)
29 arithmetic unit
