JP2006000659A - ミリ波を用いた無血血糖測定装置及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】非観血的でかつ周期的な自己血糖測定をより精度よく容易に行い得るミリ波を用いた無血血糖測定装置及び方法を提供する。
【解決手段】無血血糖測定装置は、測定周波数帯域内においてミリ波帯域信号発生器から発生したミリ波に対する電力反射係数が最小になるように屈折率及び厚みを有し、かつＴＥ１０モード長方形導波管の終端面に測定誘電体の前端に位置するように平行平面板を設け、ＴＥ１０モード長方形導波管を通って平行平面板及び測定誘電体に伝わる入射波と平行平面板及び測定誘電体からの反射波を電力検出器を介して検出した後、入射波及び反射波から最小電力反射係数と相応周波数を読み取り、温度センサーを介して測定誘電体の温度を検出し、測定誘電体の温度による変化を補償するように構成される。
【選択図】 図４

Description

本発明は、高い誘電損失を有する誘電体の誘電特性を測定する装置及び方法に係り、特に、ミリ波を用いた無血血糖測定装置及びその方法に係る。

近年、身体活動の不足及び食生活の変化に起因する糖尿病患者が急増している。２００１年度に韓国において糖尿病による死亡は、人口１０人当たりに２３．８人であり、韓国でその死亡原因のうち第４位を占めている。係る数値は１９９０年以降になって２倍以上増加している。このような数値から、各個人自らが血糖を測定することができる自己血糖測定の必要性が台頭してきている。自己血糖測定器は、今日、糖尿病管理の最も重要な器具の１つであって、日常生活中の血糖値の変動に関する情報を提供することで血糖の変動に関する即刻的な矯正を可能にするのにその目的がある。

自己血糖測定は、一日に少なくとも３回ないし４回程度の検査が推奨されているが、実際のところ、社会福祉が進んでいる米国でさえも、周期的に血糖を計っている糖尿病患者は１８％だけであることが報告されている。
このように血糖の測定に怠る理由は、現在普及している自己血糖測定器では、直接採血し検査することが必要であるためと考えられる。周期的な直接採血方式では、採血する過程において伴う痛みや不快感、及び採血のために必要な診断ストリップの購入にかかる相当な費用などにより患者に対し精神的かつ経済的負担を与えている。

最近、このような採血に伴う痛みや不快感を解消しながら、容易に自己血糖測定が可能な無血血糖測定器が開発されている。今まで報告された無血血糖測定法では、赤外線領域の吸収スペクトル分析を用いた方法と、数十ないし数百ＭＨｚ帯域においてインピーダンス分光学を用いた方法が主に研究されており、試作品が次々と発表されている。
また、ミリ波帯域での無血血糖測定に関する妥当性を調べてみるためにオープン同軸線方法（ｏｐｅｎ−ｅｎｄｅｄ ｃｏａｘｉａｌ ｌｉｎｅ ｍｅｔｈｏｄ）と透過係数測定法により３０〜４０ＧＨｚ帯域でのグルコース濃度によるグルコース−０．９％の塩化ナトリウム（ＮａＣｌ）溶液の誘電特性が調査されたことがある。

ミリ波帯域で高い誘電損失を有する誘電体の誘電定数ε'と誘電損失ε"を非破壊的に測定するためには、ベクトルネットワーク分析器を使用したオープン同軸線方法により誘電体から反射された電磁波の電力反射係数（ｐｏｗｅｒ ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）と位相を測定する方法が一般的であった。
しかし、ベクトルネットワーク分析器を使用した誘電定数ε'の測定精度は(５％の水準であると知られており、固形の誘電体を測定する時は、オープン同軸線の探針と誘電体との接触により測定精度と再現性に乏しいということが主な問題になっていた。

一方、既存の３０〜４０ＧＨｚの周波数範囲での実験結果は、この周波数帯域で２０〜３０の誘電定数ε'値を有するグルコース−０．９％のＮａＣｌ溶液の０．３〜０．６程度のΔε'を測定することができるとしているが、ベクトルネットワーク分析器の測定精度を考慮するに、このような精度での測定は不可能であると判断される。

本発明は前記問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、前記問題点を解決するために非観血的でかつ周期的な自己血糖測定をより精度よく容易に行い得るミリ波を用いた無血血糖測定装置を提供することにある。

前記目的を達成するための本発明の一実施例に係る無血血糖測定装置は、ミリ波帯域信号発生器と、前記ミリ波帯域信号発生器から発生したミリ波を伝えるＴＥ１０モード長方形導波管と、測定周波数帯域内において前記ミリ波に対する電力反射係数が最小になるように屈折率及び厚みを有し、かつ前記ＴＥ１０モード長方形導波管の終端面に測定誘電体の前端に位置するように設けられた平行平面板と、前記ミリ波帯域信号発生器から発生し前記ＴＥ１０モード長方形導波管を通って平行平面板及び測定誘電体に伝わる入射波と前記平行平面板及び前記測定誘電体からの反射波を検出する電力検出器と、測定誘電体の温度による変化を補償するために測定誘電体の温度を検出するための温度センサー、及び前記電力検出器で検出された前記入射波及び前記反射波から最小電力反射係数と相応周波数を読み取るリーダーとを含む。

好ましくは、本発明の無血血糖測定装置は、前記リーダーから得られた最小電力反射係数と相応周波数、及び温度センサーから得られた測定誘電体の温度から測定誘電体の誘電特性及び測定誘電体内のグルコース濃度を算出する計算部と、これを表示するための表示部を含んでもよく、更に自動測定のために構成要素を制御することができる制御部を含んでもよい。

前述のような無血血糖測定装置は、グルコース濃度を測定したい身体の皮膚または血液サンプルなどの測定誘電体から反射されたミリ波の電力反射係数が測定周波数帯域内において最小になるように設計することにより、グルコース濃度によって変わる最小相応周波数及び測定誘電体の測定温度から身体内にまたは血液サンプル中の血糖を決めることができる。

上述したように、本発明に係る無血血糖測定装置は、測定周波数帯域によって選定された低い誘電損失を有する平行平面板を測定誘電体の前段に配置することで最小反射条件を形成し、最小電力反射係数と相応周波数を測定することにより測定誘電体の誘電特性を決めることができる装置であって、ミリ波を用いて非観血的または観血的血糖測定を可能にする。

また、本発明によれば、携帯電話などのポータブルデバイスに搭載できる程度に小型化した血糖測定器にすることができる。
更に、非観血的な方法により周期的な自己血糖の測定を容易にすることにより糖尿病患者の病状の管理に大いに貢献できる。
更にまた、診断ストリップ、診断試薬などの付帯費用がかからないため、患者及び患者の家族の経済的な負担を軽減することができる。

以下、添付の図面に基づいて本発明の好適な実施形態を詳述する。
図１は、本発明の例示的な実施形態に係るミリ波を用いた無血血糖測定装置の測定原理を説明するために、自由空間に平行して積層された３つの誘電体の構造を示す図である。これら誘電体は、左側からそれぞれｎ₁ ^*、ｎ₂ ^*、ｎ₃ ^*の複素屈折率値を有する空気層、平行平面板、及び測定誘電体である。ここで、複素屈折率ｎｊ^*＝ｎｊ＋ｉｋｊ（ｊ＝１、２、３であり、ｉ=√-１）である。図１に示すように、誘電体が平行に配列された構造に均一な平面波が空気層から入射する時、空気層と平行平面板の入射境界面での複素反射係数は、次の式１で表される。

前記式中、ｒ₁₂ ^*とｒ₂₃ ^*は、両境界面での基本反射係数であって、各誘電体の複素屈折率ｎ₁ ^*、ｎ₂ ^*、ｎ₃ ^*により次の式２ａ及び２ｂのように与えられる。

また、前記式１においてβ^*は、平行平面板内での伝播の波数であって、複素屈折率ｎ₂ ^*と入射する平面波の周波数ｆで表され、次の式３で求められる。

前記式中、ｃは自由空間での光の速度を表し、λ₀は自由空間での周波数ｆで伝播する電磁波の波長を表す。
空気の屈折率は略「１」と知られており、低い誘電損失の誘電体として作製された平行平面板の複素屈折率の場合、虚数部ｋ₂の値が相対的に充分に低く、便宜上、無視してもよい。従って、式２ａ及び２ｂは、次の式４ａ及び４ｂに置き換えられる。

均一平面波の周波数ｆ_mで媒質２、即ち、平行平面板の屈折率（複素屈折率の実数部）ｎ₂と厚みｈ₂が、次の式５及び６のように与えられる時、入射波と反射波との位相差が１８０°になり、前記式１の複素反射係数が「０」になる理想的な無反射条件が得られる。

前記式中、ｓは、任意の整数を表す。
しかし、実際のところ、前記式５により与えられる屈折率ｎ₂値を有する誘電体が存在せず、前記式６により選定された厚みｈ₂値になるように平行平面板を作製することが困難であることから、前記式５及び６の条件を満たす平行平面板を実現することは難しい。従って、実際の場合、周波数ｆ_mにおける電力反射係数は最小値Ｒ_m（｜ｒ_m ^*｜２）を有するようになる。逆に、前記式１、５及び６の条件を適用すれば、自由空間上において前記式５及び６の条件に沿って作製された平行平面板が図１に示すように測定誘電体の前段に挿入された構造において測定した最小電力反射係数Ｒ_mと相応周波数ｆ_mから測定誘電体の複素屈折率ｎ₃＋ｉｋ₃は、次の式７及び８のように求められる。

ここで、

である。

記号(は、２つの基本反射係数の大きさｒ₁₂とｒ₂₃の相対的差によって決められる。

最終的に、測定誘電体の複素誘電率は、次の式９の複素屈折率と複素誘電率との関係によって決められる。

図２は、グルコースが含有されていない標準溶液とｘ％のグルコースが含有された測定溶液の電力反射係数を周波数の関数で示したグラフである。標準溶液にｘ％のグルコースが含有されれば、最小電力反射係数と相応周波数は、それぞれＲ_m,0とｆ_m,0からＲ_m,xとｆ_m,xにシフトするようになる。結果として、前記式７、８に基づいてｘ％のグルコースが含有された測定溶液の複素誘電率を決めることができる。また、溶液中のグルコース濃度と測定変数との相関関係が得られ、この相関関係から未知の測定溶液中のグルコース濃度を測定変数から決めることができる。

一方、平行平面板をＴＥ１０モード導波管と測定誘電体との間に挿入して、測定誘電体の誘電特性及びグルコース濃度を決めることができる。図３は、ＴＥ１０モード導波管内に平行平面板が挿入された構造を示す図である。図３に示すように、ａ>>ｂである長方形断面形状のＴＥ１０モード導波管内に平行平面板を挿入した場合、各媒質１、２、３を伝播するミリ波の伝播の波数は、次の式１０のように与えられる。

前記式中、ｊは１、２、３を表し、λ_cは遮断波長であって図３に示すようなＴＥ１０モード導波管において２×ａで与えられる。
前記式３と式１０とを比較してみる時、次の式１１のように自由空間上での複素屈折率ｎ_j ^*に対応するＴＥ１０モード導波管内での有効複素屈折率ｎ_gj ^*を定義すれば、上述した自由空間上での均一平面波に対する全ての式を同一に適用し、測定に必要な全ての変数を求めることができる。

特に、平行平面板の有効屈折率ｎ_g2は、空気層の有効屈折率ｎ_g1が「１」でないため、次の式１２のように与えられる。

従って、ＴＥ１０モード導波管の場合、前記式１１及び１２と共に前記自由空間上で平面波が入射する場合に適用された式を用いて測定した最小電力反射係数と相応周波数及び測定誘電体の温度から測定誘電体の誘電特性を決めることができる。

前述のような測定法に基づいて、二種類の測定装置を実現することができる。第一としては、ＴＥ１０モード導波管内に測定周波数帯域によって前記式１２及び式６で屈折率ｎ₂と厚みｈ₂が決められた平行平面板を挿入した装置であり、以下、これを誘電体挿入法（ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ ｉｎｓｅｒｔｉｏｎ；ＭＤＩ）と称す。第二としては、ＴＥ１０モード導波管の終端にホーンアンテナ（ｈｏｒｎ ａｎｔｅｎｎａ）を設け、測定誘電体の前端に測定周波数帯域によって前記式５及び式６で屈折率ｎ₂と厚みｈ₂が決められた平行平面板またはこれを含む準光学的キュベットを配置して、自由空間での測定溶液の誘電特性を測定するようにした装置である。以下、これを補助板方法（ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ ａｕｘｉｌｉａｒｙ ｐｌａｔｅ；ＭＡＰ）と称す。

図４及び図５は、それぞれ本発明の例示的な実施形態に係る無血血糖測定装置のブロック線図と概略的な構成図である。測定装置は、ミリ波帯域信号発生器１０と、ＴＥ１０モード長方形導波管２０と、平行平面板３０と、電力検出器４０と、温度センサー５０、及びリーダー６０とを含む。更に表示部８０と計算及び／または制御部９０を含んでもよい。

ミリ波帯域信号発生器１０は、測定周波数帯域の電磁波を発生させ、後進波発振管（ＢＷＯ；Ｂａｃｋｗａｒｄ Ｗａｖｅ Ｏｓｃｉｌａｔｏｒ）またはガンダイオード（Ｇｕｎｎ Ｄｉｏｄｅ）のような半導体共振器により構成すればよい。
ＴＥ１０モード長方形導波管２０は、ミリ波帯域帯域信号発生器１０から発生したミリ波を平行平面板３０及び測定誘電体側に伝える。ＴＥ１０モード長方形導波管２０は、他の要素の配置によって直線と曲線形状の複数の導波管、複数の方向性カプラー、ホーンアンテナなどにより様々な形状を有するように構成することができる。

平行平面板３０は、測定周波数帯域内でミリ波に対する電力反射係数が最小になるように屈折率及び厚みを有するべく、低い誘電損失を有するセラミック（ｃｅｒａｍｉｃ）、ガラス繊維（ｆｉｂｅｒ−ｇｌａｓｓ）、結晶質水晶（ｃｒｙｓｔａｌ ｑｕａｒｔｚ）、溶融水晶（ｆｕｓｅｄ ｑｕａｒｔｚ）などの材料で作製し、ＴＥ１０モード長方形導波管２０の終端面に測定誘電体の前端に位置するように設ける。ＭＤＩの場合、平行平面板３０が導波管２０の終端に挿入され、ＭＡＰの場合ＴＥ１０モード導波管の終端にホーンアンテナを設け、測定誘電体の前端との間に平行平面板またはこれを含む準光学的キュベットを設ける。

１０〜１５０ＧＨｚの周波数帯域でのグルコース濃度によるグルコース水溶液、グルコース−生理食塩水（０．９％のＮａＣｌ溶液）、血液、及び身体皮膚の誘電特性の変化を調べるために、次の表１に表すように複数の平行平面板と準光学的キュベットを作製した。表１には、１０〜８０ＧＨｚの周波数範囲においてＭＤＩ法により測定するための平行平面板と、８０〜１００ＧＨｚの周波数範囲においてＭＡＰ法により測定するための準光学的キュベットの平行平面板が記されている。平行平面板の屈折率ｎ₂及び厚みｈ₂は、純水を標準溶液としてＪ．Ｌｉｅｂｅらにより知られた周波数と温度の関数で与えられた純水の誘電定数ε'ωと誘電損失ε"ωの値を用いて前記式５、６、１１及び１２から決定した。身体皮膚や血液サンプル中の血糖濃度を測定するためには、知られた身体皮膚や血液の誘電特性から平行平面板の屈折率ｎ₂及び厚みｈ₂を決めることができる。

電力検出器４０は、ＴＥ１０モード長方形導波管２０の２つの方向性カプラーの終端に取り付けられ、ミリ波帯域信号発生器１０から発生する入射波のパワーＰＩＮと平行平面板３０及び測定誘電体からの反射波のパワーＰＲＥＦＬを検出する。

温度センサー５０は、測定した最小電力反射係数と相応周波数から測定誘電体のグルコース濃度を決める時における測定誘電体の温度による変化を補償するために、平行平面板２０と同様に測定誘電体に接触させて取り付ける。
リーダー６０は、電力検出器４０を介して検出された入射波のパワーＰＩＮ及び反射波のパワーＰＲＥＦＬから最小電力反射係数と相応周波数を読み取る。リーダー６０は、定在波比／減衰測定器（ＳＷＲ／ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ ｍｅｔｅｒ）、デジタル表示器（ｄｉｇｉｔａｌ ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）、オシロスコープ（ｏｓｃｉｌｌｏｓｃｏｐｅ）などを含んでもよい。

前述したような無血血糖測定装置では、ミリ波帯域信号発生器１０から発生したミリ波による測定誘電体及び平行平面板３０からの反射波が発生し、電力検出器４０で入射し反射するミリ波を検出してリーダー６０に伝えるように構成する。このことにより、リーダー６０では、伝わってきた入射波と反射波から最小電力反射係数及び相応周波数を読み取って、図２に示すような結果波形を示すこととなる。最終的に、測定誘電体内のグルコース濃度と測定変数、即ち、最小電力反射係数と相応周波数及び温度との相関関係から測定誘電体内のグルコース濃度が決められる。特に、身体皮膚を通じた無血血糖測定の場合、ユーザー間の個人差が発生することがあり、また温度以外の測定条件により測定変数が影響を受けることがあるため、かかる個人差と影響を補償するためにアルゴリズムを含む計算部を含んでもよい。更に、測定誘電体内の血糖を自動測定し表示するための制御部と表示部を含んでもよい。

本発明に係る無血血糖測定装置の測定法を検証するために、１８℃の純水の複素誘電率を９〜１０、４２〜４３、及び５０〜６５ＧＨｚの周波数帯域で測定し、次いで、９〜１０、４２〜４３、及び５０〜６５ＧＨｚの周波数帯域でグルコース濃度によるグルコース溶液とグルコース−０．９％のＮａＣｌ溶液の複素誘電率を測定した。
まず、１８℃の純水に対し９〜１０、４２〜４３、及び５０〜６５ＧＨｚの周波数帯域で複素誘電率を測定した結果と純水のＪ．Ｌｉｅｂｅら（Ｊ．Ｌｉｅｂｅ．Ａ．Ｇ．Ａ．Ｈｕｆｆｏｒｄ ａｎｄ Ｔ．ｍａｎａｂｅ， “Ａ ｍｏｄｅｌ ｆｏｒ ｔｈｅ ｃｏｍｐｌｅｘ ｐｅｒｍｉｔｔｉｖｉｔｙ ｏｆ ｗａｔｅｒ ａｔ ｆｒｅｑｕｅｎｃｉｅｓ ｂｅｌｏｗ １ ＴＨｚ、”Ｉｎｔ．Ｊ．ｏｆ ｉｎｆｒａｒｅｄ ａｎｄ Ｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ Ｗａｖｅｓ，Ｖｏｌ．１２、Ｎｏ．７，ｐｐ．６５９−６７５，１９９１．）により提案されたスペクトルモデル式により経験値と比較した実験結果を、次の表２に表した。

前記表２において、スペクトルモデル式による経験値は、様々な周波数帯域で多くの研究者により測定された純水の誘電定数ε'ω及び誘電損失ε"ω値から得られたモデル式による計算値であり、本発明に係る測定値がスペクトルモデル式による計算値と１％以内の誤差を有し一致していることが分かる。

次いで、グルコース溶液の誘電特性を測定するために９〜１０、４２〜４３、及び５０〜６５ＧＨｚの周波数帯域に該当するそれぞれの整合板をＴＥ１０導波管に挿入し、グルコース濃度が０〜５ｗｔ.％のグルコース溶液を用いた。グルコース濃度別に測定した最小電力反射係数Ｒ_mと相応周波数ｆ_mは、次の表３に表す通りである。

上述した誘電特性の計算法により、前記表３の測定の結果からグルコース溶液の誘電定数ε'ｘ及び誘電損失ε"ｘを求めた。図５と図６は、周波数別のグルコース濃度による純水とグルコース溶液の誘電定数の差Δε'ｘと誘電損失の差Δε"ｘを示す図である。

既存（Ａ．Ｓａｉｔｏ，Ｏ．Ｍｉｙａｗａｋｉ，ａｎｄ Ｋ．Ｎａｋａｍｕｒａ，“Ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ ｏｆ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｌｏｗ−ｍｏｌｅｃｕｌａｒ−ｗｅｉｇｈｔ Ｎｏｎｅｌｅｃｔｒｏｌｙｔｅｓ ａｎｄ Ｉｔｓ Ｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ ｗｉｔｈ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ”，Ｂｉｏｓｃｉ．Ｂｉｏｔｅｃｈ．Ｂｉｏｃｈｅｍ．，Ｖｏｌ．６１，Ｎｏ．１１，ｐｐ．１８３１−１８３５，１９９７．）の１０ＧＨｚにおいて０．０１〜０．０４のモル分率を有する２５℃のグルコース溶液の測定結果によれば、純水の誘電定数に比べて、０．０１モル分率（９．２ｗｔ.％）のグルコース溶液の誘電定数は、略−７程度の差をみせ、０．０４モル分率（２９．４ｗｔ.％）のグルコース溶液の誘電定数は、略−３０程度の差をみせている。従って、グルコース濃度による誘電定数の変化率は、略−１．１Δε(ｘ／ｗｔ.％であることが分かる。１８℃で測定した場合は、グルコース濃度による誘電定数の変化率は、−０．８Δε'ｘ／ｗｔ.％と測定された。測定温度の差を考慮すれば、既存の実験結果と本実験結果は、類似の結果をみせていることが分かる。

また、１７℃で生理食塩水（０．９％のＮａＣｌ）とこれに０．４及び０．５ｗｔ.％のグルコースを加えたグルコース−０．９％のＮａＣｌ溶液に対する８３ＧＨｚ帯域での最小電力反射係数と相応周波数を測定してみたところ、その結果は、次の表４に表す通りである。

前記表４によれば、現在作製した平行平面板を用いた測定の結果、１．０ｗｔ.％のグルコース濃度の変化と０．５ｄＢ程度の最小電力反射係数の変化をみせることが分かる。逆に、本測定法の最小反射条件での電力反射係数と周波数の測定精度がそれぞれ０．１ｄＢと０．０１ＧＨｚの場合、略０．０５ １．０ｗｔ.％（略３ｍｍｏｌ／Ｌ）のグルコース−０．９％のＮａＣｌ溶液のグルコース濃度の差を分別することができる。

本発明の無血血糖測定装置では、作製した平行平面板の屈折率の実際値が測定精度及びグルコースに対する敏感度に主に影響を及ぼすため、平行平面板を改善することで電力反射係数を３５〜４０ｄＢ程度に低減することができ、結局として、測定の精度を大きく向上することができると期待される。
結果として、本発明に基づく９〜１０、４２〜４３、及び５０〜６５ＧＨｚの周波数帯域で１８℃のグルコース溶液に対する実験の結果は、本測定法の妥当性を裏付けており、また、８０〜８５ＧＨｚの周波数帯域で１７℃のグルコース−０．９％のＮａＣｌ溶液に対する実験は、本発明に係る測定法の電力反射係数と周波数の測定精度がそれぞれ０．１ｄＢと０．０１ＧＨｚの場合、略３ｍｍｏｌ／Ｌの溶液中のグルコース濃度の変化を測定可能であることを示す。

本発明に係るミリ波を用いた無血血糖測定装置の測定原理を説明するために自由空間に平行して積層された三つの誘電体の構造を示す図である。 本発明に係るミリ波を用いた無血血糖測定装置の測定原理によるグルコースが含有されていない標準溶液とｘ％のグルコースが含有された測定溶液の電力反射係数を周波数の関数で示したグラフである。 本発明の他の実施例に係るＴＥ１０モード導波管内に平行平面板が挿入された構造を示す図である。 本発明の実施例に係る無血血糖測定装置のブロック線図である。 本発明の実施例に係る無血血糖測定装置の概略的な構成を示す図である。 本発明の無血血糖測定装置を用いて周波数別のグルコース濃度による純水とグルコース溶液の誘電定数の差Δε'ｘを示す図である。 本発明の無血血糖測定装置を用いて周波数別のグルコース濃度による純水とグルコース溶液の誘電損失の差Δε"ｘを示す図である。

符号の説明

１０ ミリ波帯域信号発生器
２０ 導波管
３０ 平行平面板
４０ 電力検出器
５０ 温度センサー
６０ リーダー

Claims (8)

1. ミリ波帯域信号発生器と、
   前記ミリ波帯域信号発生器から発生したミリ波を伝えるＴＥ１０モード長方形導波管と、
   測定周波数として用いる前記ミリ波に対する電力反射係数が最小になるように屈折率及び厚みを有し、かつ前記ＴＥ１０モード長方形導波管の終端面に測定誘電体の前端に位置するように設けられた平行平面板と、
   前記ミリ波帯域信号発生器から発生した入射波と、前記平行平面板及び前記測定誘電体からの反射波を検出する電力検出器と、
   測定誘電体の温度を測定するための温度センサーと、
   前記電力検出器で検出された前記入射波及び前記反射波から最小電力反射係数と相応周波数を読み取るリーダーと、
   を含むことを特徴とするミリ波を用いた無血血糖測定装置。
2. 前記平行平面板の屈折率は、
   

   

   （前記式中、ｎ₂は平行平面板の屈折率を表し、ｎ₃は測定誘電体の近似屈折率を表し、ｋ₃は測定誘電体の近似吸収率を表す）
   により定義されることを特徴とする請求項１に記載のミリ波を用いた無血血糖測定装置。
3. 前記平行平面板の厚みは、
   

   

   （前期式中、ｈ₂は平行平面板の厚みを表し、ｓは任意の整数を表し、ｃは自由空間での光の速度を表し、ｎ₂は平行平面板の屈折率を表し、ｆ_mは最小反射条件が起こる周波数を表し、ｋ₃は測定誘電体の近似吸収率を表す）
   により定義されることを特徴とする請求項１に記載のミリ波を用いた無血血糖測定装置。
4. 前記リーダーで測定した最小電力反射係数と相応周波数からの測定誘電体に対する複素屈折率ｎ₃＋ｉｋ₃は、
   

   

   （前記式中、ｎ₃は測定誘電体の屈折率を表し、ｋ₃は測定誘電体の吸収率を表し、ｒ₂₃は平行平面板と測定誘電体との境界入射面の反射係数を表す）
   

   

   により定義されることを特徴とする請求項１に記載のミリ波を用いた無血血糖測定装置。
5. 誘電体の複素誘電率及びグルコース濃度を測定したいミリ波帯域の周波数に対する電力反射係数が最小になるような屈折率及び厚みを有するように特定に選定された低損失の平行平面板が測定誘電体の前端に位置するように、ミリ波を伝えるＴＥ１０モード長方形導波管の終端面に設け、前記ミリ波帯域の測定周波数をＴＥ１０モード長方形導波管に入射させるステップと、
   前記ＴＥ１０モード長方形導波管を通って伝わった前記測定周波数及び前記平行平面板と前記測定誘電体からの反射波を検出するステップと、
   測定誘電体の温度を測定するステップと、
   前記測定周波数及び前記反射波から最小電力反射係数と相応周波数を算出し、測定した測定誘電体の温度と共に血糖を決めるステップと、
   を含むことを特徴とするミリ波を用いた無血血糖測定方法。
6. 前記平行平面板の屈折率は、
   

   

   （前記式中、ｎ₂は平行平面板の屈折率を表し、ｎ₃は測定誘電体の近似屈折率を表し、ｋ₃は測定誘電体の近似吸収率を表す）
   により定義されることを特徴とする請求項５に記載のミリ波を用いた無血血糖測定方法。
7. 前記平行平面板の厚みは、
   

   

   （前記式中、ｈ₂は平行平面板の厚みを表し、ｓは任意の整数を表し、ｃは自由空間での光の速度を表し、ｎ₂は平行平面板の屈折率を表し、ｆ_mは最小反射条件が起こる周波数を表し、ｋ₃は測定誘電体の近似吸収率を表す）
   により定義されることを特徴とする請求項５に記載のミリ波を用いた無血血糖測定方法。
8. 前記リーダーで測定した最小電力反射係数と相応周波数からの測定誘電体に対する複素屈折率ｎ₃＋ｉｋ₃は、
   

   

   （前記式中、ｎ₂は平行平面板の屈折率を表し、ｎ₃は測定誘電体の屈折率を表し、ｋ₃は測定誘電体の吸収率を表し、ｒ₂₃は平行平面板と測定誘電体との境界入射面の反射係数を表す）
   

   

   により定義されることを特徴とする請求項５に記載のミリ波を用いた無血血糖測定方法。
   

Images